JPH0687847B2 - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH0687847B2 JPH0687847B2 JP62050253A JP5025387A JPH0687847B2 JP H0687847 B2 JPH0687847 B2 JP H0687847B2 JP 62050253 A JP62050253 A JP 62050253A JP 5025387 A JP5025387 A JP 5025387A JP H0687847 B2 JPH0687847 B2 JP H0687847B2
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- magnetic field
- slice
- gradient magnetic
- magnetic resonance
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
- G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
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- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
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- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は磁気共鳴現象を利用して被検体内の断層像を得
る磁気共鳴映像装置に係り、にスライス特性を向上させ
た磁気共鳴映像装置に関する。
る磁気共鳴映像装置に係り、にスライス特性を向上させ
た磁気共鳴映像装置に関する。
（従来の技術） 磁気共鳴映像法（MRI）は既に良く知られているよう
に、固有の磁気モーメントを持つ原子核の集団が一様な
静磁場（強度H0とする）中に置かれたときに、静磁場の
方向と垂直な面内でω０＝γH0（γは磁気回転比と呼ば
れ、原子核の種類に固有の定数である）で決まる角速度
で回転する高周波磁界のエネルギーを共鳴的に吸収する
ことを利用して、分子の化学的および物理的な微視的情
報を得ることを可能とする手法である。
に、固有の磁気モーメントを持つ原子核の集団が一様な
静磁場（強度H0とする）中に置かれたときに、静磁場の
方向と垂直な面内でω０＝γH0（γは磁気回転比と呼ば
れ、原子核の種類に固有の定数である）で決まる角速度
で回転する高周波磁界のエネルギーを共鳴的に吸収する
ことを利用して、分子の化学的および物理的な微視的情
報を得ることを可能とする手法である。
磁気共鳴映像法を用いて被検体内の特定の原子核（例え
ば水および脂肪中の水素原子核）の空間的分布を映像化
する方法としては、Lauterburによる投影再構成法、Kum
ar,Welti,Ernst等によるフーリエ法、およびこれの変形
であるHutchison等によるスピンワープ法等が考案され
ている。
ば水および脂肪中の水素原子核）の空間的分布を映像化
する方法としては、Lauterburによる投影再構成法、Kum
ar,Welti,Ernst等によるフーリエ法、およびこれの変形
であるHutchison等によるスピンワープ法等が考案され
ている。
このような磁気共鳴映像装置においては、３次元的領域
の中の注目する断層面内の磁化を選択的に励起して磁気
共鳴信号を収集する、いわゆる選択励起法によるスライ
シングが広く用いられている。選択励起法では、一様な
静磁場中に置かれた被検体に対して、注目する断層面に
垂直な方向に磁場強度が直線的に変化する線形の勾配磁
場をスライス用勾配磁場として印加することにより、磁
気共鳴周波数をその方向に直線的に変化させた状態で、
磁気共鳴周波数を中心にスライス厚に相当する帯域幅を
持った高周波パルスを高周波磁場として印加して、その
断層面内の磁化の励起および収束を行なう。この場合、
磁化を90゜回転させる励起用の高周波パルスは90゜選択
励起パルス（90゜SEP）と呼ばれ、磁化を収束させるた
めの高周波パルスは180゜選択励起パルス（180゜SEP）
と呼ばれる。
の中の注目する断層面内の磁化を選択的に励起して磁気
共鳴信号を収集する、いわゆる選択励起法によるスライ
シングが広く用いられている。選択励起法では、一様な
静磁場中に置かれた被検体に対して、注目する断層面に
垂直な方向に磁場強度が直線的に変化する線形の勾配磁
場をスライス用勾配磁場として印加することにより、磁
気共鳴周波数をその方向に直線的に変化させた状態で、
磁気共鳴周波数を中心にスライス厚に相当する帯域幅を
持った高周波パルスを高周波磁場として印加して、その
断層面内の磁化の励起および収束を行なう。この場合、
磁化を90゜回転させる励起用の高周波パルスは90゜選択
励起パルス（90゜SEP）と呼ばれ、磁化を収束させるた
めの高周波パルスは180゜選択励起パルス（180゜SEP）
と呼ばれる。
ところで、このような選択励起パルスによる励起，収束
の特性（スライス特性という）は、注目する断層面（ス
ライス面）内の磁化のみを90゜あるいは180゜回転さ
せ、スライス面外の磁化には全く影響を与えない、とい
うような理想的なものではない。理想的なスライス特
性、すなわち矩形状のスライス特性を得るために、選択
励起パルスの形状を最適化するとか、複合選択励起パル
スを用いる等の工夫が凝らされてはいるが、未だ満足の
ゆく状況ではない。
の特性（スライス特性という）は、注目する断層面（ス
ライス面）内の磁化のみを90゜あるいは180゜回転さ
せ、スライス面外の磁化には全く影響を与えない、とい
うような理想的なものではない。理想的なスライス特
性、すなわち矩形状のスライス特性を得るために、選択
励起パルスの形状を最適化するとか、複合選択励起パル
スを用いる等の工夫が凝らされてはいるが、未だ満足の
ゆく状況ではない。
また、選択励起やエコー収束によって磁化の位置がスラ
イス面内の各点において揃うことが重要であるが、スラ
イス面に垂直な方向に沿って密度分布が変化している一
般的な被検体の場合には、このような状態にはならな
い。
イス面内の各点において揃うことが重要であるが、スラ
イス面に垂直な方向に沿って密度分布が変化している一
般的な被検体の場合には、このような状態にはならな
い。
従って、スライス特性の劣化ばかりでなく、スライス面
内の磁化の位相のばらつきによるアーチファクトによっ
ても、画質の劣化ををもたらしているのが現状である。
近年、磁気共鳴画像のS/Nおよび空間分解能が大幅に向
上していることを考えると、これらの問題を解決するこ
とが画質向上のキーポイントとなっている。
内の磁化の位相のばらつきによるアーチファクトによっ
ても、画質の劣化ををもたらしているのが現状である。
近年、磁気共鳴画像のS/Nおよび空間分解能が大幅に向
上していることを考えると、これらの問題を解決するこ
とが画質向上のキーポイントとなっている。
また、磁気共鳴映像装置を用いて血流計測のような位相
情報を利用した計測も試みられているが、磁化の位相ば
らつきはこのような場合の計測精度を低下させる大きな
要因となっている。
情報を利用した計測も試みられているが、磁化の位相ば
らつきはこのような場合の計測精度を低下させる大きな
要因となっている。
（発明が解決しようとする問題点） このように従来の技術では、スライス特性の劣化および
スライス面内の磁化の位相ばらつきにより、画質向上が
妨げられ、また位相情報を利用した計測に際して計測精
度を高くできないという問題があった。
スライス面内の磁化の位相ばらつきにより、画質向上が
妨げられ、また位相情報を利用した計測に際して計測精
度を高くできないという問題があった。
本発明は選択励起におけるスライス特性の向上と、スラ
イス面内での磁化の位相ばらつきを除去できる磁気共鳴
映像装置を提供することを目的とする。
イス面内での磁化の位相ばらつきを除去できる磁気共鳴
映像装置を提供することを目的とする。
［発明の構成］ （問題点を解決するための手段） 本発明は、選択励起手段においてスライス用勾配磁場の
極性を正負反転する手段を有し、さらに励起された断層
面内の磁気共鳴信号を収集し直交位相検波により画像生
成用データを得る画像処理手段において、スライス用勾
配磁場の各極性に対応する２種類の画像生成用データを
単純加算するか、または加算平均することにより新たな
画像生成用データを得るようにしたことを特徴とする。
極性を正負反転する手段を有し、さらに励起された断層
面内の磁気共鳴信号を収集し直交位相検波により画像生
成用データを得る画像処理手段において、スライス用勾
配磁場の各極性に対応する２種類の画像生成用データを
単純加算するか、または加算平均することにより新たな
画像生成用データを得るようにしたことを特徴とする。
（作用） 選択励起のためのスライス用勾配磁場の極性を反転する
と、磁気共鳴信号を直交位相検波して得られる画像生成
用データの虚部の符号が反転する。従って、スライス用
勾配磁場の各極性に対応する２種類の画像生成用データ
を単純加算するか、または加算平均すると、スライス特
性を劣化させ、また位相ばらつきを生じさせる虚部が相
殺されて実部のみとなる。
と、磁気共鳴信号を直交位相検波して得られる画像生成
用データの虚部の符号が反転する。従って、スライス用
勾配磁場の各極性に対応する２種類の画像生成用データ
を単純加算するか、または加算平均すると、スライス特
性を劣化させ、また位相ばらつきを生じさせる虚部が相
殺されて実部のみとなる。
（実施例） 以下、本発明の実施例を説明する。
まず、本発明の原理を数式を用いて説明する。磁気共鳴
映像装置で使用される選択励起法を記述するブロッホの
方程式は、回転座標系のｘ′軸方向に印加する回転磁場
（（高周波磁場）をω１（ｔ）とし、スライス面に対し
て垂直な方向に加えたスライス用勾配磁場をΔω（ｚ）
（＝γ Ｇ・ｚ）とすると、 dmｘ′（ｚ）/dt＝−Δω（ｚ）ｍｙ′（ｚ） dmｙ′（ｚ）/dt＝Δω（ｚ）ｍｘ′（ｚ）＋ωｌ
（ｔ）ｍｚ′（ｚ） dmｚ′（ｚ）/dt＝−ωｌ（ｔ）ｍｙ（ｚ） …（１） となる。ここに、ｍｘ′,mｙ′,mｚ′はそれぞれ磁化ベ
クトルのｘ′,y′,z′の各軸方向の成分である。
映像装置で使用される選択励起法を記述するブロッホの
方程式は、回転座標系のｘ′軸方向に印加する回転磁場
（（高周波磁場）をω１（ｔ）とし、スライス面に対し
て垂直な方向に加えたスライス用勾配磁場をΔω（ｚ）
（＝γ Ｇ・ｚ）とすると、 dmｘ′（ｚ）/dt＝−Δω（ｚ）ｍｙ′（ｚ） dmｙ′（ｚ）/dt＝Δω（ｚ）ｍｘ′（ｚ）＋ωｌ
（ｔ）ｍｚ′（ｚ） dmｚ′（ｚ）/dt＝−ωｌ（ｔ）ｍｙ（ｚ） …（１） となる。ここに、ｍｘ′,mｙ′,mｚ′はそれぞれ磁化ベ
クトルのｘ′,y′,z′の各軸方向の成分である。
ここで、ｚ→−ｚとすると、ｍｘ′→−ｍｘ′,mｙ′→
ｍｙ′,mｚ′→ｍｚ′によって上記（１）の方程式が満
たされることがわかる。すなわち、 ｍｘ′（−ｚ）＝−ｍｘ′（ｚ） ｍｙ′（−ｚ）＝ｍｙ′（ｚ） ｍｚ′（−ｚ）＝ｍｚ′（ｚ） …（２） となり、ｍｘ′はｚの奇関数、ｍｙ′,mｚ′は偶関数で
ある。
ｍｙ′,mｚ′→ｍｚ′によって上記（１）の方程式が満
たされることがわかる。すなわち、 ｍｘ′（−ｚ）＝−ｍｘ′（ｚ） ｍｙ′（−ｚ）＝ｍｙ′（ｚ） ｍｚ′（−ｚ）＝ｍｚ′（ｚ） …（２） となり、ｍｘ′はｚの奇関数、ｍｙ′,mｚ′は偶関数で
ある。
計算機シミュレーションによれば、第８図（ａ）に示す
理想的な90゜選択励起パルスを用いた場合のｍｘ′,
mｙ′,mｚ′に対して、選択励起パルスに第７図に示す
ような−４π〜４πのsinc関数波形を用いた場合の
ｍｘ′,mｙ′,mｚ′は、第８図（ｂ）に示すようにな
り、奇関数であるｍｘ′の成分が生じる。このｍｘ′が
スライス特性の劣化と、磁化の位相ばらつきの原因とな
る。
理想的な90゜選択励起パルスを用いた場合のｍｘ′,
mｙ′,mｚ′に対して、選択励起パルスに第７図に示す
ような−４π〜４πのsinc関数波形を用いた場合の
ｍｘ′,mｙ′,mｚ′は、第８図（ｂ）に示すようにな
り、奇関数であるｍｘ′の成分が生じる。このｍｘ′が
スライス特性の劣化と、磁化の位相ばらつきの原因とな
る。
今、核スピンの分布をρ（x,y,z）とすると、磁気共鳴
信号を直交位相検波することによって得られる信号ｓ
（ｔ）は、 ρ（x,y）＝∫ρ（x,y,z）｛ｍｙ′（ｚ）＋imｘ′
（ｚ）｝dz …（３） に比例したものとなる。ρ（x,y,z）がｚに依存しない
場合には、∫ｍｘ′（ｚ）dz＝０であるため、ρ（x,
y）は実数となるが、一般には ρ（x,y）＝ρｒ（x,y）＋ｊρｉ（x,y）となり、ρ
（x,y）は複素数となる。
信号を直交位相検波することによって得られる信号ｓ
（ｔ）は、 ρ（x,y）＝∫ρ（x,y,z）｛ｍｙ′（ｚ）＋imｘ′
（ｚ）｝dz …（３） に比例したものとなる。ρ（x,y,z）がｚに依存しない
場合には、∫ｍｘ′（ｚ）dz＝０であるため、ρ（x,
y）は実数となるが、一般には ρ（x,y）＝ρｒ（x,y）＋ｊρｉ（x,y）となり、ρ
（x,y）は複素数となる。
この場合、フーリエ映像法もしくはスピンワープ法で
は、画像の実部がρｒ（x,y）に、また虚部がρｉ（x,
y）に対応するが、通常用いられる絶対画像では｜ρ
（x,y）｜＝｛ρｒ（x,y）２＋ρｉ（x,y）２｝1/2が得
られる。この絶対値画像中にはｍｘ′に起因する虚部ρ
ｉ（x,y）が混じるためにスライス特性が劣化し、スラ
イス面内での位相ばらつきの影響が存在している。
は、画像の実部がρｒ（x,y）に、また虚部がρｉ（x,
y）に対応するが、通常用いられる絶対画像では｜ρ
（x,y）｜＝｛ρｒ（x,y）２＋ρｉ（x,y）２｝1/2が得
られる。この絶対値画像中にはｍｘ′に起因する虚部ρ
ｉ（x,y）が混じるためにスライス特性が劣化し、スラ
イス面内での位相ばらつきの影響が存在している。
これに対し、本発明に従いスライス用勾配磁場の極性を
反転、すなわちΔω（ｚ）→−Δω（ｚ）とすると、ｍ
ｘ′→−ｍｘ′,mｙ′→ｍｙ′,mｚ′→ｍｚ′とするこ
とにより、（１）式が満たされる。すなわち、スライス
用勾配磁場の極性反転によって、ｍｘ′のみ符号が変化
する。従って、第１の極性のスライス用勾配の下で得ら
れた画像生成用データと、第２の極性のスライス用勾配
磁場の下で得られた画像生成用データとを単純加算また
は加算平均したものは、 に比例したものとなる。この（４）式に示した新たな画
像生成用データは実数であり、虚部、すなわちｍｘ′に
よる成分は含まれていない。従って、この画像生成用デ
ータを用いれば、絶対値画像においてもスライス特性の
劣化は生じないし、スライス面内での位相ばらつきも存
在しない。
反転、すなわちΔω（ｚ）→−Δω（ｚ）とすると、ｍ
ｘ′→−ｍｘ′,mｙ′→ｍｙ′,mｚ′→ｍｚ′とするこ
とにより、（１）式が満たされる。すなわち、スライス
用勾配磁場の極性反転によって、ｍｘ′のみ符号が変化
する。従って、第１の極性のスライス用勾配の下で得ら
れた画像生成用データと、第２の極性のスライス用勾配
磁場の下で得られた画像生成用データとを単純加算また
は加算平均したものは、 に比例したものとなる。この（４）式に示した新たな画
像生成用データは実数であり、虚部、すなわちｍｘ′に
よる成分は含まれていない。従って、この画像生成用デ
ータを用いれば、絶対値画像においてもスライス特性の
劣化は生じないし、スライス面内での位相ばらつきも存
在しない。
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示す図である。
成を示す図である。
同図において、静磁場磁石１および勾配磁場コイル２は
システムコントローラ10により制御される励磁用電源２
および駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上
の被検体５（例えば人体）に対して一様な静磁場と、注
目する所望の断面（スライス面）内の直交するx,yの二
方向、およびそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に
変化する勾配磁場Ｇｘ,Gｙ,Gｚを印加する。
システムコントローラ10により制御される励磁用電源２
および駆動回路４によってそれぞれ駆動され、寝台６上
の被検体５（例えば人体）に対して一様な静磁場と、注
目する所望の断面（スライス面）内の直交するx,yの二
方向、およびそれに垂直なｚ方向に磁場強度が直線的に
変化する勾配磁場Ｇｘ,Gｙ,Gｚを印加する。
被検体５にはさらにシステムコントローラ10の制御の下
で、送信部８からの高周波信号によりプローブ７から発
生される高周波磁場が印加される。プローブ７により受
信された磁気共鳴信号は、受信部８で増幅および直交位
相検波されて画像生成用データとして、システムコント
ローラ10の制御の下でデータ収集部11に送られる。デー
タ収集部11では受信部９を介して取出された画像生成用
データをシステムコントローラ10の制御の下で収集し、
それをA/D変換した後、電子計算機12に送る。
で、送信部８からの高周波信号によりプローブ７から発
生される高周波磁場が印加される。プローブ７により受
信された磁気共鳴信号は、受信部８で増幅および直交位
相検波されて画像生成用データとして、システムコント
ローラ10の制御の下でデータ収集部11に送られる。デー
タ収集部11では受信部９を介して取出された画像生成用
データをシステムコントローラ10の制御の下で収集し、
それをA/D変換した後、電子計算機12に送る。
電子計算機12はコンソール13により制御され、データ収
集部11から入力された画像生成用データに基づいて画像
再構成処理を行ない、画像データを得る。また、電子計
算機12はシステムコントローラ10の制御をも行なう。電
子計算機12により得られた画像データは画像ディスプレ
イ14に供給され、画像表示される。
集部11から入力された画像生成用データに基づいて画像
再構成処理を行ない、画像データを得る。また、電子計
算機12はシステムコントローラ10の制御をも行なう。電
子計算機12により得られた画像データは画像ディスプレ
イ14に供給され、画像表示される。
第２図〜第７図に本発明をスピンワープ法に適用したパ
ルスシーケンスを示す。なお、これらのパルスシーケン
スはシステムコントローラ10によって制御される。スピ
ンワープ法においては、画像生成に必要となる位置情報
の磁気共鳴信号へのエンコードは、スライス面内の一方
向については位相により行ない（これを位相エンコード
という）、他の一方向については周波数により行なう。
ルスシーケンスを示す。なお、これらのパルスシーケン
スはシステムコントローラ10によって制御される。スピ
ンワープ法においては、画像生成に必要となる位置情報
の磁気共鳴信号へのエンコードは、スライス面内の一方
向については位相により行ない（これを位相エンコード
という）、他の一方向については周波数により行なう。
第２図はFID信号によるスピンワープ法に本発明を適用
したパルスシーケンスを示したものである。まず、第１
のステップにおいて高周波パルスrfとして90゜選択励起
パルスを印加すると同時に、所定振幅のスライス用勾配
磁場Gsを印加し、エンコード用勾配磁場Geにより位相エ
ンコードを行ない、読出し用勾配磁場Grの印加の下で磁
気共鳴信号（この場合はFID信号）を観測する。
したパルスシーケンスを示したものである。まず、第１
のステップにおいて高周波パルスrfとして90゜選択励起
パルスを印加すると同時に、所定振幅のスライス用勾配
磁場Gsを印加し、エンコード用勾配磁場Geにより位相エ
ンコードを行ない、読出し用勾配磁場Grの印加の下で磁
気共鳴信号（この場合はFID信号）を観測する。
次に、第２のステップにおいてスライス用勾配磁場のみ
をGs′のように反転させて印加し、他の90゜選択励起パ
ルス，位相エンコード用勾配磁場Geおよび読出し用勾配
磁場Grは上記と全く同じ状態で印加して、同様にFID信
号を観測する。
をGs′のように反転させて印加し、他の90゜選択励起パ
ルス，位相エンコード用勾配磁場Geおよび読出し用勾配
磁場Grは上記と全く同じ状態で印加して、同様にFID信
号を観測する。
そして、位相エンコード用勾配磁場Geの振幅を破線で示
すように順次変化させて同様の第1,第２ステップを交互
に繰返し行なうことによって、正負の極性のスライス用
勾配磁場Ss,Gs′に対応するFID信号系列による２種類の
画像生成用データがデータ収集部11から電子計算機12内
のメモリに取込まれる。
すように順次変化させて同様の第1,第２ステップを交互
に繰返し行なうことによって、正負の極性のスライス用
勾配磁場Ss,Gs′に対応するFID信号系列による２種類の
画像生成用データがデータ収集部11から電子計算機12内
のメモリに取込まれる。
電子計算機12ではこうして取込んだ２種類の画像生成用
データを位相エンコードに関して対応するものどうし単
純加算するか、または加算平均することによって、新た
な画像生成用データを生成する。この新たな画像生成用
データは（４）式に示したように偶関数であるmy′の成
分に対応するスライス特性は反映するが、奇関数である
mx′の成分の影響は相殺されている。
データを位相エンコードに関して対応するものどうし単
純加算するか、または加算平均することによって、新た
な画像生成用データを生成する。この新たな画像生成用
データは（４）式に示したように偶関数であるmy′の成
分に対応するスライス特性は反映するが、奇関数である
mx′の成分の影響は相殺されている。
従って、スライス特性が向上し、スライス面内での磁化
のばらつきが低減される。これにより、磁気共鳴画像の
画質が向上するとともに、血流計測のような位相情報を
利用した計測を行なう場合の計測精度の向上を図ること
ができる。
のばらつきが低減される。これにより、磁気共鳴画像の
画質が向上するとともに、血流計測のような位相情報を
利用した計測を行なう場合の計測精度の向上を図ること
ができる。
第３図はスピンエコー信号によるスピンワープ法に本発
明を適用したパルスシーケンス、また第４図は変形カー
・パーセル（Carr−Purcell）法によるスピンワープ法
に本発明を適用したパルスシーケンスであり、これらの
場合も正負両極性のスライス用勾配磁場Gs,Gs′につい
て各々画像生成用データを収集し、位相エンコードに関
して対応するものどうし単純加算または加算平均するこ
とによって、mx′の成分の影響のない画像生成用データ
を得る。
明を適用したパルスシーケンス、また第４図は変形カー
・パーセル（Carr−Purcell）法によるスピンワープ法
に本発明を適用したパルスシーケンスであり、これらの
場合も正負両極性のスライス用勾配磁場Gs,Gs′につい
て各々画像生成用データを収集し、位相エンコードに関
して対応するものどうし単純加算または加算平均するこ
とによって、mx′の成分の影響のない画像生成用データ
を得る。
第５図はFID信号を用いたスピンワープ法による化学シ
フトイメージングを本発明に基づいて行なう場合のパル
スシーケンスであり、この場合も両極性のスライス用勾
配磁場Gs,Gs′に対応する画像生成用データを、位相エ
ンコード用勾配磁場Ge1,Ge2による位相エンコードに関
して対応するものどうし単純加算または加算平均するこ
とにより、mx′の影響のない新たな画像生成用データを
得る。
フトイメージングを本発明に基づいて行なう場合のパル
スシーケンスであり、この場合も両極性のスライス用勾
配磁場Gs,Gs′に対応する画像生成用データを、位相エ
ンコード用勾配磁場Ge1,Ge2による位相エンコードに関
して対応するものどうし単純加算または加算平均するこ
とにより、mx′の影響のない新たな画像生成用データを
得る。
第６図は本発明をFID信号によるマルチスライス法に適
用したパルスシーケンスであり、高周波パルスとスライ
ス用勾配磁場の波形のみ示し、位相エンコード用勾配磁
場および読出し用勾配磁場の波形は省略している。この
マルチスライス法に本発明を適用する場合においても、
図のように正負両極性のスライス用勾配磁場Gs,Gs′を
用いる。
用したパルスシーケンスであり、高周波パルスとスライ
ス用勾配磁場の波形のみ示し、位相エンコード用勾配磁
場および読出し用勾配磁場の波形は省略している。この
マルチスライス法に本発明を適用する場合においても、
図のように正負両極性のスライス用勾配磁場Gs,Gs′を
用いる。
但し、マルチスライス法においてはスライス用勾配磁場
としてGsを印加した時とGs′を印加した時とで高周波パ
ルスrfの周波数が等しいと、ｚ＝０の場合以外はｚ＝０
のスライス面を挟んで対称的な位置の異なったスライス
面を励起してしまう。そこで、Gs印加時の高周波パルス
rfの周波数がf1＝f0＋Δf1の場合は、Gs′印加時の高周
波パルスrfの周波数をf1＝f0−Δf1のようにすることに
より、同じスライス面を励起するようにする。そして、
正のスライス用勾配磁場Gsに対応する磁気共鳴信号をS
1′,S2′，…Sn′とし、負のスライス用勾配磁場Gs′に
対応する磁気共鳴信号をS1″,S2″，…Sn″とすれば、
各スライス面に対応する画像生成用データはS1＝S1′＋
S1″,S2＝S2′＋S2″，…Sn＝Sn′＋Sn″に比例したも
のとなり、mx′の影響が除去されたものとなる。
としてGsを印加した時とGs′を印加した時とで高周波パ
ルスrfの周波数が等しいと、ｚ＝０の場合以外はｚ＝０
のスライス面を挟んで対称的な位置の異なったスライス
面を励起してしまう。そこで、Gs印加時の高周波パルス
rfの周波数がf1＝f0＋Δf1の場合は、Gs′印加時の高周
波パルスrfの周波数をf1＝f0−Δf1のようにすることに
より、同じスライス面を励起するようにする。そして、
正のスライス用勾配磁場Gsに対応する磁気共鳴信号をS
1′,S2′，…Sn′とし、負のスライス用勾配磁場Gs′に
対応する磁気共鳴信号をS1″,S2″，…Sn″とすれば、
各スライス面に対応する画像生成用データはS1＝S1′＋
S1″,S2＝S2′＋S2″，…Sn＝Sn′＋Sn″に比例したも
のとなり、mx′の影響が除去されたものとなる。
なお、スピンエコー信号によるマルチスライス法や、マ
ルチエコー信号によるマルチスライス法にも同様に本発
明を適用することができる。その他、本発明は要旨を逸
脱しない範囲で種々変形して実施することが可能であ
る。
ルチエコー信号によるマルチスライス法にも同様に本発
明を適用することができる。その他、本発明は要旨を逸
脱しない範囲で種々変形して実施することが可能であ
る。
［発明の効果］ 本発明によれば、選択励起においてスライス用勾配磁場
の極性を正負反転し、そのスライス用勾配磁場の各極性
に対応する２種類の画像生成用データを単純加算する
か、または加算平均することで新たな画像生成用データ
を得ることにより、スライス特性が向上するとともに、
スライス面内での磁化のばらつきが少なくなるため、磁
気共鳴画像の画質向上と、位相情報を利用した計測を行
なう場合の計測精度の向上を図ることができる。
の極性を正負反転し、そのスライス用勾配磁場の各極性
に対応する２種類の画像生成用データを単純加算する
か、または加算平均することで新たな画像生成用データ
を得ることにより、スライス特性が向上するとともに、
スライス面内での磁化のばらつきが少なくなるため、磁
気共鳴画像の画質向上と、位相情報を利用した計測を行
なう場合の計測精度の向上を図ることができる。
第１図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図、第２図は本発明をFID信号による
スピンワープ法に適用したパルスシーケンスを示す図、
第３図は本発明をスピンエコー信号によるスピンワープ
法に適用したパルスシーケンスを示す図、第４図は本発
明を変形カーパーセル法に適用したパルスシーケンスを
示す図、第５図は本発明をFID信号による化学シフトイ
メージングに適用したパルスシーケンスを示す図、第６
図は本発明をFID信号によるマルチスライス法に適用し
たパルスシーケンスを示す図、第７図は選択励起パルス
として使用されるSINC関数波形を示す図、第８図（ａ）
（ｂ）は理想的な選択励起パルスを用いた場合と第７図
の選択励起パルスを用いた場合のスライス特性を示す図
である。 １……静磁場磁石、２……励磁用電源、３……勾配磁場
生成コイル、４……駆動回路、５……被検体、６……寝
台、７……プローブ、８……送信部、９……受信部、10
……システムコントローラ、11……データ収集部、12…
…電子計算機、13……コンソール、14……画像ディスプ
レイ、rf……高周波パルス、Gs,Gs′……スライス用勾
配磁場、Ge……位相エンコード用勾配磁場、Gr……読出
し用勾配磁場。
成を示すブロック図、第２図は本発明をFID信号による
スピンワープ法に適用したパルスシーケンスを示す図、
第３図は本発明をスピンエコー信号によるスピンワープ
法に適用したパルスシーケンスを示す図、第４図は本発
明を変形カーパーセル法に適用したパルスシーケンスを
示す図、第５図は本発明をFID信号による化学シフトイ
メージングに適用したパルスシーケンスを示す図、第６
図は本発明をFID信号によるマルチスライス法に適用し
たパルスシーケンスを示す図、第７図は選択励起パルス
として使用されるSINC関数波形を示す図、第８図（ａ）
（ｂ）は理想的な選択励起パルスを用いた場合と第７図
の選択励起パルスを用いた場合のスライス特性を示す図
である。 １……静磁場磁石、２……励磁用電源、３……勾配磁場
生成コイル、４……駆動回路、５……被検体、６……寝
台、７……プローブ、８……送信部、９……受信部、10
……システムコントローラ、11……データ収集部、12…
…電子計算機、13……コンソール、14……画像ディスプ
レイ、rf……高周波パルス、Gs,Gs′……スライス用勾
配磁場、Ge……位相エンコード用勾配磁場、Gr……読出
し用勾配磁場。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08
Claims (1)
- 【請求項１】一様な静磁場中に置かれた被検体に対し
て、注目する断層面に垂直な方向に磁場強度が直線的に
変化するスライス用勾配磁場を印加すると同時に、高周
波の選択励起パルスを印加することによって、前記断層
面内の磁化を選択的に励起する選択励起手段と、この手
段により励起された前記断層面内の磁気共鳴信号を収集
し、直交位相検波を行なって画像生成用データを得る画
像処理手段とを備えた磁気共鳴映像装置において、前記
選択励起手段はスライス用勾配磁場の極性を正負反転す
る手段を有し、前記画像処理手段はスライス用勾配磁場
の各極性に対応する２種類の画像生成用データを単純加
算するかまたは加算平均することにより新たな画像生成
用データを得るものであることを特徴とする磁気共鳴映
像装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62050253A JPH0687847B2 (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 磁気共鳴映像装置 |
| GB8804941A GB2201794B (en) | 1987-03-06 | 1988-03-02 | Magnetic resonance imaging system |
| DE3807130A DE3807130C2 (de) | 1987-03-06 | 1988-03-04 | Verfahren zur Magnetresonanz-Abbildung |
| US07/164,496 US4920314A (en) | 1987-03-06 | 1988-03-04 | Magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62050253A JPH0687847B2 (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63216557A JPS63216557A (ja) | 1988-09-08 |
| JPH0687847B2 true JPH0687847B2 (ja) | 1994-11-09 |
Family
ID=12853815
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62050253A Expired - Fee Related JPH0687847B2 (ja) | 1987-03-06 | 1987-03-06 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4920314A (ja) |
| JP (1) | JPH0687847B2 (ja) |
| DE (1) | DE3807130C2 (ja) |
| GB (1) | GB2201794B (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0401908B1 (en) * | 1989-06-07 | 1996-05-15 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method and device for acquiring short echo time images |
| EP0401429A1 (en) * | 1989-06-07 | 1990-12-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method and device for acquiring short echotime images |
| US5099208A (en) * | 1989-10-05 | 1992-03-24 | Vanderbilt University | Method for magnetic resonance imaging and related apparatus |
| IL92212A (en) * | 1989-11-05 | 1994-02-27 | Elscint Ltd Haifa | Hidden reconstruction |
| DE4203036C2 (de) * | 1992-02-04 | 1994-04-14 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Erzeugung eines seitenbandfreien NMR-Spektrums |
| JP3393895B2 (ja) * | 1993-09-13 | 2003-04-07 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| DE19962476B4 (de) * | 1999-12-24 | 2004-04-08 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren zur bildgebenden Untersuchung einer Probe mittels einer Aufnahmesequenz und Umordnung von Echosignalen |
| US6882148B2 (en) * | 2003-07-09 | 2005-04-19 | Catholic Healthcare West | Split-blade data collection for propeller MRI |
| US10185010B2 (en) * | 2015-03-06 | 2019-01-22 | New York University | Rapid 3D volumetric mapping of MRI relaxation parameters |
| DE102015223658B4 (de) * | 2015-11-30 | 2017-08-17 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz-Signalen eines Untersuchungsobjekts |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4021726A (en) * | 1974-09-11 | 1977-05-03 | National Research Development Corporation | Image formation using nuclear magnetic resonance |
| GB1578910A (en) * | 1978-05-25 | 1980-11-12 | Emi Ltd | Imaging systems |
| US4532474A (en) * | 1983-09-09 | 1985-07-30 | General Electric Company | Nuclear magnetic resonance imaging using pulse sequences combining selective excitation and driven free precession |
| US4609872A (en) * | 1984-08-10 | 1986-09-02 | General Electric Company | NMR multiple-echo phase-contrast blood flow imaging |
| US4718424A (en) * | 1986-08-07 | 1988-01-12 | Stanford University | NMR imaging of blood flow by moment variation of magnetic gradients |
| WO2002054139A2 (en) * | 2001-01-02 | 2002-07-11 | Robotic Vision Systems, Inc. | Lcc device inspection module |
-
1987
- 1987-03-06 JP JP62050253A patent/JPH0687847B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1988
- 1988-03-02 GB GB8804941A patent/GB2201794B/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-03-04 US US07/164,496 patent/US4920314A/en not_active Expired - Fee Related
- 1988-03-04 DE DE3807130A patent/DE3807130C2/de not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB2201794A (en) | 1988-09-07 |
| JPS63216557A (ja) | 1988-09-08 |
| DE3807130A1 (de) | 1988-09-15 |
| US4920314A (en) | 1990-04-24 |
| GB2201794B (en) | 1990-08-08 |
| DE3807130C2 (de) | 1995-10-12 |
| GB8804941D0 (en) | 1988-03-30 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |