JPH05329127A

JPH05329127A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JPH05329127A
Application number: JP4138540A
Authority: JP
Inventors: Koji Kajiyama; 孝治梶山
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1992-05-29
Filing date: 1992-05-29
Publication date: 1993-12-14
Anticipated expiration: 2017-04-22
Also published as: US5543709A; US5357200A; JP3276669B2

Abstract

(57)【要約】【目的】計測時間をさらに短縮する。【構成】静磁場中の被検体への高周波パルスと傾斜磁
場とを逐次所定値で所定順に印加するパルスシーケンス
を複数回実行し、被検体の所定断面から放出されるＮＭ
Ｒ信号を用いて断層像を得る磁気共鳴イメージング装置
において、１回のパルスシーケンスで複数個のエコー信
号を計測する計測手段と、前記計測手段でのエコー信号
計測を、位相エンコード方向傾斜磁場またはエコー信号
読みだし傾斜磁場の直前に印加する位相オフセット傾斜
磁場の値の制御により、計測データがＫ空間上で位相エ
ンコード方向に分割された領域毎にエコー番号が連続す
るように、かつＫ空間上の位相エンコード方向に対し中
央部から一方の端部までのみ計測を行なわせる手段と、
前記計測データからＫ空間上における未計測データを推
定により埋める手段とを備えた。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置に係り、特に、いわゆる高速スピンエコー法を用い
た磁気共鳴イメージング装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴
現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子
核スピン（以下、単にスピンと称す。）の密度分布、緩
和時間分布等を計測して、その計測データから、被検体
の断面を画像表示するものである。

【０００３】この装置では、図９に示すように、０．０
２〜２テスラ程度の静磁場を発生させる静磁場発生装置
４の中に被検体７が置かれる。この時、被検体中のスピ
ンは静磁場の強さＨ₀によって決まる周波数で静磁場の
方向を軸として歳差運動を行なうようになる。この周波
数はラーモア周波数と称されている。ここで、ラーモア
周波数ν₀は、

【０００４】

【数１】ν₀＝γ／２π・Ｈ₀ （１）で表わせる。ここで、γは磁気回転比で原子核の種類毎
に固有の値を持つ。また、ラーモア歳差運動の角速度を
ω₀とすると、

【０００５】

【数２】ω₀＝２πν₀ （２）の関係があるため、

【０００６】

【数３】ω₀＝γＨ₀ （３）で与えられる。

【０００７】ここで、高周波照射コイル１１によって計
測しようとする原子核のラーモア周波数ν₀に等しい周
波数の高周波磁場（電磁波）を加えると、スピンが励起
され高いエネルギー状態に遷移する。この高周波磁場を
打ち切ると、スピンはもとの低いエネルギー状態に戻る
ようになる。そして、この際に放出される電磁波を高周
波受信コイル１４で受信し、増幅器１５で増幅および波
形整形した後、Ａ／Ｄ変換器１７（以下、ＡＤＣと称
す）でディジタル化して中央処理装置１（以下、ＣＰＵ
と称す）に送る。ＣＰＵ１では、このデータを基に再構
成演算し、この演算されたデータが被検体７の断層画像
としてディスプレイ１８に表示される。上記の高周波磁
場は、ＣＰＵ１により制御されるシーケンサ２が送り出
す信号を高周波送信コイル用増幅器１０によって増幅し
たものを高周波送信コイル１１に送ることで得られる。

【０００８】ＭＲＩ装置においては、以上の静磁場と高
周波磁場の他に、空間内の位置情報を得るための傾斜磁
場を作るために傾斜磁場コイル群２１を備えている。こ
れらの傾斜磁場コイル１３は、シーケンサ２からの信号
で動作する傾斜磁場コイル用電源１２から電流が供給さ
れ、傾斜磁場を発生するようになっている。

【０００９】ここで、ＭＲＩ装置の撮影原理を説明す
る。図１０（ａ）に示すようにＺ方向の静磁場Ｈ₀中に
置かれた原子核は、古典物理学的に見ると１個の棒磁石
のように振舞い、先に述べたラーモア周波数ν₀でＺ軸
の回りに歳差運動を行なっている。この周波数は前記
（２）式で与えられ静磁場の強度に比例するものとなっ
ている。（１）式及び（３）式におけるγは磁気回転比
と呼ばれ原子核に固有の値を持っている。一般には測定
対象の原子核は膨大な数にのぼり、それぞれが勝手な位
相で回転しているために、全体で見るとＸ−Ｙ面内の成
分は打ち消しあい、Ｚ方向成分のみの巨視的磁化が残る
ようになる。この状態でＸ方向にラーモア周波数ν₀に
等しい周波数の高周波磁場Ｈ₁を印加すると（図１０
（ｂ））、巨視的磁化はＹ方向に倒れ始める。この倒れ
る角度はＨ₁の振幅と印加時間との積にほぼ比例し、パ
ルス印加時点に対し９０°倒れる時のＨ₁を９０°パル
ス、１８０°倒れるときのＨ₁を１８０°パルスと称し
ている。

【００１０】ここで、現在ＭＲＩ装置による撮影で一般
的に用いられている方法に２次元フーリエイメージング
法がある。この方法のうち代表的なスピンエコー法の模
式的なパルスシーケンスを図１１に示す。このパルスシ
ーケンスでは、まず、９０°パルス２８を印加した後、
エコー時間をＴｅとしたときＴｅ／２の時間後に１８０
°パルス２９を加える。９０°パルス２８を加えた後、
各スピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ面内で回転を
始めるため、時間の経過とともに各スピン間に位相差が
生じる。ここで１８０°パルス２９が加わると、各スピ
ンはｘ’軸に対称に反転し、その後も同じ速度で回転を
続けるために時刻Ｔｅでスピンは集束しエコー信号を形
成する。

【００１１】さらに図１２にマルチエコー計測のパルス
シーケンスの模式図を示す。マルチエコー計測では、さ
らに１８０°パルスを印加し時刻２Ｔｅ,３Ｔｅ,・・で
もスピンを収束させエコー信号を計測するようになって
いる。

【００１２】そして、このようにして信号は計測される
が、断層画像を構成するためには信号の空間的な分布を
求めねばならない。このために線形な傾斜磁場を用いて
いる。均一な静磁場に傾斜磁場を重畳することで空間的
な磁場勾配ができるようになる。先にも述べたようにス
ピンの回転周波数は磁場強度に比例しているから傾斜磁
場が加わった状態においては、各スピンの回転周波数は
空間的に異なる。従って、この周波数を調べることによ
って各スピンの位置を知ることができる。この目的のた
めに、位相エンコード方向傾斜磁場３１、周波数エンコ
ード方向傾斜磁場３３,３４が用いられている。

【００１３】以上に述べたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード方向傾斜磁場の強度を毎回変え
ながら一定の繰り返し時間（ＴＲ）毎に、所定回数、例
えば２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２
次元逆フーリエ変換することで巨視的磁化の空間的分布
が求められる。なお、このようなＭＲＩ基本原理に関し
ては、「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学
研究会編，丸善株式会社，昭和５９年１月２０日発行）
に詳述されている。

【００１４】次にいわゆる高速スピンエコー法について
記す。高速スピンエコー法は、上述のマルチエコー計測
の各エコーを生データのＫ空間上に振り分けることによ
り、撮像時間を短縮する手法である。図１３は高速スピ
ンエコーのパルスシーケンスを示す図である。同図にお
いて、高速スピンエコー法は、マルチエコー計測のよう
に１８０度パルスを複数回かけることにより行う。そし
て、各エコー信号計測毎に位相エンコード方向に所定の
傾斜磁場を所定の時間印加することにより、各エコーの
信号を生データ空間上の位相方向に振り分けるようにな
っている。振り分け方は、使用するエコー数、及び画質
を決定するエコー番号により決められる。その決め方
は、Ｋ空間の直流部分（中央付近）を所望のエコー時間
のデータとし、その隣接する部分は、隣接するエコー番
号のデータとしている。また、Ｋ空間上のｋｙ方向の端
部のエコーと他の端部のエコー番号が同一または隣接す
るものとしている。

【００１５】図１４にたとえば第４エコーまで使用し
て、第４エコーのエコー時間の強調を得る時の、Ｋ空間
上のデータの並び方を示す。各エコー番号のデータはほ
ぼ同数となっている。まず、低域（中心付近）に所望の
第４エコーのデータ２７を割り振る。その隣接する領域
は、第３エコーのデータ２６とし、さらに高域（端部）
に向かうに従い、第２エコーのデータ２５、第１エコー
のデータ２４とする。これにより、ｋｙ方向の最高域
（端部）は、第１エコーとなり、また他の端部も第１エ
コーと同じエコー番号となる。所望のエコー番号が他の
エコー時間のエコーの時は、図１４をｋｙ方向にバレル
シフトさせ、所望のエコー番号が中心に来るようにすれ
ばよい。

【００１６】

【発明が解決しようとする課題】このように高速スピン
エコー法を用いた撮像においては、その計測時間をかな
り短くすることができるようになったが、より診断効率
を向上させるためには、さらに、計測時間を短くするこ
とが望まれている。

【００１７】それ故、本発明は、このような事情に基づ
ていなされたものであり、その目的とするところのもの
は、さらに計測時間を短くすることのできる磁気共鳴イ
メージング装置を提供することにある。

【００１８】

【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、基本的には、静磁場中の被検体へ
の高周波パルスと傾斜磁場とを逐次所定値で所定順に印
加するパルスシーケンスを複数回実行し、被検体の所定
断面から放出されるＮＭＲ信号を用いて断層像を得る磁
気共鳴イメージング装置において、１回のパルスシーケ
ンスで複数個のエコー信号を計測する計測手段と、前記
計測手段でのエコー信号計測を、位相エンコード方向傾
斜磁場またはエコー信号読みだし傾斜磁場の直前に印加
する位相オフセット傾斜磁場の値の制御により、計測デ
ータがＫ空間上で位相エンコード方向に分割された領域
毎にエコー番号が連続するように、かつＫ空間上の位相
エンコード方向に対し中央部から一方の端部までのみ計
測を行なわせる手段と、前記計測データからＫ空間上に
おける未計測データを推定により埋める手段と、を備え
たことを特徴とするものである。

【００１９】

【作用】このように構成した磁気共鳴イメージング装置
は、１回のパルスシーケンスを実行することで複数のエ
コー信号が得られる。例えば高速スピンエコー法を用い
てＫ空間上の約半数のデータを取り入れ、その後、いわ
ゆるハーフスキャン再構成法によって該Ｋ空間上に全て
のデータを埋めるようにしたものである。

【００２０】この場合、ハーフスキャン再構成法を行な
うにはそれほどの時間がかからないことから、従来高速
スピンエコー法のみで行なう場合と比べて、約半分の時
間で済むようになる。

【００２１】したがって、計測時間をさらに短くするこ
とができるようになる。

【００２２】

【実施例】第９図は本発明が適用される磁気共鳴イメー
ジング装置の一実施例を示す全体構成のブロック説明図
である。

【００２３】同図において、この磁気共鳴イメージング
装置は、大別すると、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シ
ーケンサ２と、送信系３と、磁場発生系４と、受信系５
と、信号処理系６とを備えて構成されている。

【００２４】中央処理装置（ＣＰＵ）１は、予め定めら
れたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受
信系５、信号処理系６の各々を制御するものであり、シ
ーケンサ２は、中央処理装置１からの制御指令に基づい
て動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系３、磁場発生系４の傾斜磁場発生系２
１、受信系５に送るものである。

【００２５】送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０によって増幅して照射コイル１１
に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検
体７に照射するものである。

【００２６】磁場発生系４は、被検体７の回りに任意の
方向に均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石を有し
ている。この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル１
１の他に、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３
と、受信系５の受信コイル１４が設置されている。傾斜
磁場発生系２１は互いに直交するデカルト座標軸方向に
それぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有する傾斜
磁場コイル１３と傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜
磁場電源１２と、傾斜磁場電源１２を制御するシーケン
サ２により構成されている。

【００２７】受信系５は、高周波コイルとしての受信コ
イル１４と該受信コイル１４に接続された増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有し、被検
体7からのＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、
その信号を増幅器１５、直交位相検波器１６、Ａ／Ｄ変
換器１７を介しデジタル量に変換するとともに、シーケ
ンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１
６によってサンプリングされた二系列の収集データに変
換して中央処理装置１に送るようになっている。

【００２８】信号処理系６は、磁気ディスク２０、光デ
ィスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディ
スプレイ１８とを有し、受信系５からのデータが中央処
理装置１に入力されると、該中央処理装置１が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体７
の所望の断面像をディスプレイ１８に表示するととも
に、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記録するよう
になっている。

【００２９】そして、前記シーケンサ２には図２に示す
ようなパルスシーケンスが組み込まれ、このパルスシー
ケンスの繰返しで磁気共鳴シメージング装置が駆動さ
れ、各パルスシーケンス毎にたとえば４つのエコー信号
（第１エコー２４、第２エコー２５、第３エコー２６、
第４エコー２７）が検出される。

【００３０】同図において、Ｔ２では被検体７内のスピ
ンを励起して信号を発生させるための９０°パルス２８
の印加と、所望の断層面の位置を特定するためのスライ
ス選択傾斜磁場（以下、Ｇｓと称す）３０₁とが同時に
印加される。Ｔ４では位相エンコード傾斜磁場（以下、
Ｇｐと称す）３１を印加するとともに、周波数エンコー
ド方向傾斜磁場（以下、Ｇｆと称す）３３を印加する。
Ｇｐは後に得られる第１エコー信号２４をＫ空間上の所
望の位置に配置するために印加し、Ｇｆ３３は第１エコ
ー信号２４において計測されるスピンの位相が信号収集
の中心で収束するように予め拡散させておくために印加
する。Ｔ６では１８０°パルス２９₁を印加するととも
にＧｓ３０₂を印加する。Ｔ８ではＧｆ３４₁を印加しつ
つ、発生する第１エコー信号２４を収集する。Ｔ１２で
は第２エコー信号２５を得るために第２の１８０°パル
ス２９₂を印加するとともに、Ｇｓ３０₃を印加する。Ｔ
１４ではＧｆ３４₂を印加しつつ、発生する第２エコー
信号２５を収集する。Ｔ１６では第３エコー信号２６を
得るために第３の１８０°パルス２９₃を印加するとと
もに、Ｇｓ３０₄を印加する。Ｔ１８ではＧｆ３４₃を印
加しつつ、発生する第３エコー信号２６を収集する。そ
して、第４エコー２７の場合においても同様にして収集
する。

【００３１】このような高速スピンエコー法の特に特徴
的な部分は、位相方向傾斜磁場（Ｇｐ）３２にあり、、
位相エンコード傾斜磁場３１と周波数エンコード方向に
印加する読みだし傾斜磁場の直前に印加する位相オフセ
ットの傾斜磁場３２とをそれぞれの磁場強度の大きさが
Ｋ空間上で隣合う異なったエコーの番号同志が連続する
ようにするとともに、計測した生データのｋｙ方向（位
相エンコード方向）の中央部と一方の端とがエコー番号
が連続するように印加することにある。

【００３２】このようなシーケンスの繰返しによって検
出される各エコー信号は計測生データとして、図１
（ｂ）に示すＫ空間上に格納される。ここで、図１
（ｂ）を用いて計測生データのＫ空間上の並び方を説明
する。

【００３３】同図において、Ｋ空間のｋｘ方向（周波数
エンコード方向）は離散値をとり、ｋｘ方向の中心はそ
の中心のエコーの計測までにスピンが感じた位相方向の
傾斜磁場の積分値が零となるようになっている。中心か
らｋｘ方向に1つずれた箇所は、スピンが撮像領域
（Ｆ．Ｏ．Ｖ．）の両端で１回転するような位相方向の
傾斜磁場を感じさせるようになっている。式にすると、

【００３４】

【数４】

【００３５】となる。ここで、γは磁気回転比、Ｇｐｎ
はｎ番目の位相方向傾斜磁場強度（ただし、スピンが感
じる強度とするため、１８０°パルス１つに付き正負が
一回反転するものとする）、ｔｎはｎ番目の位相方向傾
斜磁場の印加時間、Σ、ｎ、は、目的のエコー番号のエ
コー信号を計測するまでの位相方向に印加する傾斜磁場
の個数、（Ｆ．Ｏ．Ｖ．）は、撮像領域の一辺の長さと
する。同様にＫ空間上でｋｘ方向に対し中心からｍ番目
のデータは、

【００３６】

【数５】

【００３７】が成立するように、位相方向の傾斜磁場強
度、印加時間が決定されている。

【００３８】そして、この実施例では、特にこのように
撮像した生データ（図１（ｂ））をいわゆるハーフスキ
ャン法で再生する。

【００３９】ここで、いわゆるハーフスキャン法の原理
について説明する。ハーフスキャン法とは、フーリエ変
換の計測生データの複素共役対称性と、磁気共鳴イメー
ジング装置の位相誤差は低域となる性質とを用いて、撮
像時間を短縮する方法である。磁気共鳴イメージング装
置の撮像法は、前記したように、計測生データ（以下、
生データと称す）を２次元フーリエ変換を行うことによ
り画像を得ることができる。逆にいうと、画像を逆フー
リエ変換したものが生データとなる。つまり、画像は実
部のみであるとすると虚部が零である。これを逆フーリ
エ変換したものは、実部は偶関数、虚部は奇関数とな
る。

【００４０】

【数６】Ｒｅａｌ[ρ（ｋｘ，ｋｙ）]＝Ｒｅａｌ[ρ（−ｋｘ，−ｋｙ）] （６）

【００４１】

【数７】Ｉｍａｇ[ρ（ｋｘ，ｋｙ）]＝−Ｉｍａｇ[ρ（−ｋｘ，−ｋｙ）] （７）ここで、ρ（）は生データ（複素数）、Ｒｅａｌ[ ]
は実部、Ｉｍａｇ[ ]は虚部とする。

【００４２】すなわち、理想的な生データは、Ｋ空間上
の原点を中心に点対称な位置のデータは、互いに複素共
役の関係が存在することになる。

【００４３】しかし、実際の装置においては、様々な位
相誤差が存在することがあり、それが低域に存在するこ
とが分かっている。このため、低域の生データをローパ
スフィルタで切り出し、２次元フーリエ変換し、そのベ
クトル量の位相を求めることにより、画像空間上での位
相誤差が推定できる。この位相と前記の性質を用いるこ
とにより、約半分の計測データで画像が作成できる。

【００４４】図３は上述したハーフスキャン法の概略を
示す説明図である。同図（１）は、計測データＳ（ｋ
ｘ，ｋｙ）を示している。（ａ）では、該計測データを
ｋｘ方向にローパスフィルタをかけ、これにより、該計
測データのほぼ中央付近２２を切り出す（図３
（２））。

【００４５】この際、ｋｘ方向の切り出しのデータは、
同一エコーとする。これは、各エコー間でも位相に差が
生じるためである。ここでは、ｋｙ方向には、全てのデ
ータを切り出しているが、ｋｙ方向もローパスフィルタ
をかけ、これにより中央付近を切り出すようにしてもよ
い。（ｂ）では、前記のように切り出したデータ以外の
高域側データ空間に零を挿入して、２次元フーリエ変換
を行う。

【００４６】生データは、複素数（ベクトル）である
が、ここでその位相θ（ｘ，ｙ）を求める（図３
（３））。求められたものは推定位相マップと称されて
いる。

【００４７】次に、計測データＳ（ｋｘ，ｋｙ）の未計
測部分に零を詰めて、２次元フーリエ変換を行い画像を
作成し、それに（３）の推定位相マップθ（ｘ，ｙ）の
位相分だけ逆方向に回転させる。次にそれを２次元逆フ
ーリエ変換し、未計測部分２３のみを切り出す（図３
（４））。

【００４８】これが、未計測部分の推定データＳ（ｋ
ｘ，ｋｙ）２３となる。（ｄ）では、計測データ（図３
（１））と推定データ（図３（４））とをＫ空間上で合
わせ込み、その後２次元フーリエ変換を行い画像（図３
（５））を作成する。この場合、通常該合わせ込みの際
に、推定データと計測データとのつなぎが滑らかになる
ようにフィルタをかける。

【００４９】なお、以上のハーフスキャン法に関して
は、「位相マップを用いた半数計測データからのＭＲＩ
画像再生アルゴリズム」（電子情報通信学会論文紙Ｄ
ＶｏｌＪ７１−ＤＮｏ．１ｐｐ１８２−１８７１
９８８年１月）に詳述されている。

【００５０】上述の実施例では、４つのエコー信号を使
用して各エコー信号のエコー時間の画質を作成するため
の説明を行ったが、他のエコー数の画質や何エコーまで
使用するかによりデータの並び順が変化することになる
ことはいうまでもない。

【００５１】たとえば、図４（ａ）に２つのエコー信号
を使用した第１エコー信号のエコー時間の画質のデータ
並び順を、図４（ｂ）に２つエコー使用の第２エコーの
エコー時間の画質のデータ並び順を示している。

【００５２】また、図５（ａ）に３つのエコー信号を使
用した第１エコー信号のエコー時間の画質のデータ並び
順を、図５（ｂ）に３つのエコー信号を使用した第２エ
コーのエコー時間の画質のデータ並び順を示している。

【００５３】また、図６に３つのエコー信号使用の各エ
コーのエコー時間の画質のデータ並び順を示している。

【００５４】また、図７（ａ）に４つのエコー信号を使
用した第１エコーのエコー時間の画質のデータ並び順
を、図７（ｂ）に４つのエコー信号を使用した第２エコ
ーのエコー時間の画質のデータ並び順を示している。

【００５５】さらに、図８（ａ）に４つのエコー信号を
使用した第３エコーのエコー時間の画質のデータ並び順
を、図８（ｂ）に４つのエコー信号を使用した第４エコ
ーのエコー時間の画質のデータ並び順を示している。

【００５６】上述した実施例で示す磁気共鳴イメージン
グ装置は、図２に示す高速スピンエコー法を用いてＫ空
間上の約半数のデータを取り入れ、その後、いわゆるハ
ーフスキャン再構成法によって該Ｋ空間上に全てのデー
タを埋めるようにしたものである。

【００５７】この場合、ハーフスキャン再構成法を行な
うにはそれほどの時間がかからないことから、従来高速
スピンエコー法のみで行なう場合と比べて、約半分の時
間で済むようになる。

【００５８】したがって、計測時間をさらに短くするこ
とができるようになる。

【００５９】なお、上述した実施例においての並び順と
しては、使用するエコー数は２ないし４つのエコーのみ
を示したが、それ以上のエコー数に関しても同様に行う
ことができるのはもちろんである。

【００６０】なお、本発明は図２に示した高速スピンエ
コー法、すなわちスピンの励起を９０°−１８０°−１
８０°−…系列で行なうもの以外にも適用できる。図１
５はＣＰＭＧ法と称されるパルスシーケンスの模式図で
ある。このＣＰＭＧ法はスライス方向傾斜磁場の印加と
ともに９０°パルスを印加してスピンを選択励起し、ス
ピンが拡散した所定時間後、たとえばＴｅ／２後にスラ
イス方向傾斜磁場とエコー信号発生のための高周波パル
スを印加して、スピンを９０°励起面で１８０°位相回
転させ、その後位相エンコードをし、周波数方向に信号
を読みだし、その後図１５に示すように、高周波パルス
と傾斜磁場の印加によりエコー信号を順次読みだすとい
うものである。このようなＣＰＭＧ法にも本発明を適用
することができる。

【００６１】

【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、計測
時間をさらに短縮することができるようになる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例を示す説明図で、第４エコ
ー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並び
順を示した説明図である。

【図２】本発明の一実施例を示す説明図で、高速スピ
ンエコー法のパルスシーケンスの模式的説明図である。

【図３】本発明の一実施例を示す説明図で、ハーフス
キャン法を示した説明図である。

【図４】本発明の他の実施例を示す説明図で、第２エ
コー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並
び順を示した説明図である。

【図５】本発明の他の実施例を示す説明図で、第３エ
コー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並
び順を示した説明図である。

【図６】本発明の他の実施例を示す説明図で、第３エ
コー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並
び順を示した説明図である。

【図７】本発明の他の実施例を示す説明図で、第４エ
コー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並
び順を示した説明図である。

【図８】本発明の他の実施例を示す説明図で、第４エ
コー信号までのデータを使用したＫ空間上のデータの並
び順を示した説明図である。

【図９】本発明の一実施例を示す説明図で、磁気共鳴
イメージング装置の概略を示したブロック図である。

【図１０】巨視的磁化の模式図である。

【図１１】スピンエコー法のパルスシーケンスを示し
た説明図である。

【図１２】マルチエコー法のパルスシーケンスを示し
た説明図である。

【図１３】従来における高速スピンエコー法のパルス
シーケンスを示した説明図である。

【図１４】図１３による高速スピンエコー法でＫ空間
にデータを格納する場合の説明図である。

【図１５】ＣＰＭＧ法のパルスシーケンスの模式的説
明図である。

【符号の説明】

２８…９０°パルス、２９…１８０°パルス、３０…ス
ライス方向傾斜磁場、３１，３２…位相方向傾斜磁場、
３３，３４…周波数方向傾斜磁場、２４…第１エコー信
号、２５…第２エコー信号、２６…第３エコー信号、２
７…第４エコー信号。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場中の被検体への高周波パルスと傾
斜磁場とを逐次所定値で所定順に印加するパルスシーケ
ンスを複数回実行し、被検体の所定断面から放出される
ＮＭＲ信号を用いて断層像を得る磁気共鳴イメージング
装置において、１回のパルスシーケンスで複数個のエコ
ー信号を計測する計測手段と、前記計測手段でのエコー
信号計測を、位相エンコード方向傾斜磁場またはエコー
信号読みだし傾斜磁場の直前に印加する位相オフセット
傾斜磁場の値の制御により、計測データがＫ空間上で位
相エンコード方向に分割された領域毎にエコー番号が連
続するように、かつＫ空間上の位相エンコード方向に対
し中央部から一方の端部までのみ計測を行なわせる手段
と、前記計測データからＫ空間上における未計測データ
を推定により埋める手段とを備えたことを特徴とする磁
気共鳴イメージング装置。