JP3559597B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は高速ＭＲイメージング法を用いたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に係り、詳しくはＭＲＩにおける高速撮像法の１つとして知られているＧＲＡＳＥ（GRadient And Spin Echo）法を改善したＭＲＩ装置に関する。この改善したＧＲＡＳＥ法をここではハイブリッドＥＶＩ法（Hybrid Echo Volume Imaging）と呼ぶことにする。なお、このＧＲＡＳＥ法は「ターボ・グラジェント・ＳＥ法（Turbo Gradient SE(TGSE)法）」や「ハイブリッドＥＰＩ法（Hybrid EPI法）」と呼ばれることもある。
【０００２】
【従来の技術】
従来、ＭＲＩにおける高速撮像法の１つとしてＧＲＡＳＥ法が知られている（例えば、米国特許第５２７０６５４号参照）。このＧＲＡＳＥ法は、１回の高周波励起パルスの印加に続いて複数の高周波反転パルスを順次印加する一方で、その複数の高周波反転パルスの各待ち時間の間に、正負に複数回反転するリード方向傾斜磁場を各々印加するパルスシーケンスを用いて撮像することを特徴としている。これにより、１回の高周波励起により生じた横磁化から複数のリード方向傾斜磁場により複数のエコー信号が発生する。この複数のエコー信号には各々異なる位相エンコードが施され、エコーデータとしては収集される。この結果、スピンエコー（Spin Echo）法よりも短時間でコントラスト像を得ることができる。
【０００３】
このＧＲＡＳＥ法では上記米国特許公報にも記載されている如く、ケミカルシフトに因る脂肪組織の位相エンコード方向への位置ずれが極力小さくなるように、各エコー信号への位相エンコードが実施されるので、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法のように脂肪抑制（脂肪組織からのエコー信号の抑制）パルスの印加を行う必要がない。また、格別強力な傾斜磁場が無くてもイメージングできるので、通常の臨床用ＭＲＩシステムでも実施可能な高速撮像法として注目されている。
【０００４】
以下、このＧＲＡＳＥ法を２次元撮像および３次元撮像に適用した場合について、そのパルスシーケンスを各々説明する。
【０００５】
図１２は２次元撮影の場合のＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスを、図１３（ａ）（ｂ）はそのパルスシーケンスによるｋ空間上でのエコーデータ収集の順序を示す図である。図のように、高周波反転パルス間で複数のグラジェントエコーがリード傾斜磁場の正負反転により得られる。同図で、Ｎショット（shot）が９０°励起パルスの数，ＮRFが１ショット当りのＲＦ反転パルスの数，ＮGEがＲＦ反転パルス間のグラジェントエコー（gradient echo）の数とし、第ｎショット番目の９０°励起パルスで、第ｎRF番目のＲＦ反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータは、ｋ空間上では、第「ＮRF・ＮGE（ｎGE−１）＋ＮRF（ｎRF−１）＋ｎショット」番目に位置するように位相エンコードが施され、収集後のエコーデータの並べ換えが行われる。
【０００６】
つまり、エコーデータは図１３（ａ），（ｂ）に示す如く各ショット毎に並べられるので、被検体の各組織のＴ2緩和により、位相エンコードｋｅ方向に信号強度の周期的な変動が起こり、これが再構成像にリンギングアーチファクトとして現れる。このことは米国特許５２７０６５４号でも指摘されており（同公報１２頁３７行目）、ＧＲＡＳＥ法の原理的な問題点となっている。
【０００７】
図１４は本法との対比のために示した３次元撮影の場合のＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスの例である。図は位相エンコード方向のマトリクス数２５，スライスエンコード方向のマトリクス数２５の３次元画像をＮRF＝ＮGE＝５，ショット数Ｎshot＝２５のＧＲＡＳＥ法で撮像する場合を示す。位相エンコード方向の勾配磁場の印加パターンは２次元撮像の時と同様である。但し、この場合は１ショット当りのエコー総数、つまりＮRF×ＮGEが位相エンコード方向のマトリクス数と一致しているため、１ショットで２次元分のデータを収集している。スライスエンコード方向については、同一のショットでは、全てのエコーが同一のエンコード量をもつように勾配磁場が印加されており、この場合、ショット毎にそのエンコード量が変化していく。
【０００８】
図１５に上記３次元撮像のパルスシーケンスで得られるｋ空間（空間周波数空間）データの模式図を示す。Ｋｒ，ｋｅ，ｋｓはそれぞれリード方向，位相エンコード方向，スライスエンコード方向の空間周波数である。図１６は、図１４のパルスシーケンスの第ｎRF番目の高周波反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータＥ（ｎGE，ｎRF）のｋ空間における配置を示す。図１６に示す通り、従来法である３Ｄ−ＧＲＡＳＥ法では、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向がまずGradient Echoにより大まかなブロックに分割され、それぞれのブロックをｎRFの違いによって再び分けられるという分割ブロックの入れ子構造を成している。一方、スライスエンコードｋｓ方向には、位相エンコードｋｅ方向のようなエコーデータの分担はない。
【０００９】
図１７は図１４のパルスシーケンスの場合のｋ空間におけるショット毎のエコーデータの収集の様子を示す模式図である。図のように、ショット毎にスライスエンコードｋｓの位置がインクリメントされ、エコーデータがｋ空間上を埋めていく。図１８は図１４のパルスシーケンスによって得られたエコーデータのＴ2緩和による信号強度変化を示す。図に示すように位相エンコードｋｅ方向にはＧＲＡＳＥ法特有の信号強度の周期的変化があり、スライスエンコードｋｓ方向には通常ＳＥ，ＦＥ法による３次元撮像同様、信号強度の変化は（実際の位相エンコードによる信号強度の変化を無視する）ない。したがって、画像上には、位相エンコード方向のみにＧＲＡＳＥ法特有のリンキングアーチファクトが現れる。
【００１０】
この問題に対して幾つかの改善策が報告されている。例えば、“Society of Magnetic Resonance, Proc. Of the second Meeting, No.780”には、３Ｄ画像において、２回加算の撮像の１回目，２回目とで、エンコード順序を換え、加算平均によってＴ2緩和による信号変動を抑制するという例が報告されている。この他、“Society of Magnetic Resonance, Proc. Of the second Meeting, No.27”には、ＲＦ反転パルスのフリップ角をそれぞれ独立に変化させて設定することにより、各エコー信号の振幅がなるべく等しくなるようにして画像のリンキングアーチファクトを減少させたという報告もある。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
上述のようにＧＲＡＳＥ法に特有のリンキングアーチファクトの発生を抑制しようとする改善策の内、前者は２回加算（２回アベレージング）が必要であり、撮像時間が長くなってしまう欠点があり、後者もコントラストが通常のＳＥ法に比べて異なってしまうという問題がある。
【００１２】
本発明はこのような従来技術の問題に鑑みてなされたもので、撮像時間を長期化させることなく、また空間分解能やコントラストなどの画質を低下させずに、ＧＲＡＳＥ法に特有のリンキングアーチファクトの発生を抑制することを、その目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、この発明に係るＭＲＩ装置は、高周波励起パルスをスライス選択パルスとともに１回印加した後、高周波反転パルスを複数回、スライス選択パルスとともに順次印加する一方で、前記複数個の高周波反転パルスを印加した後のそれぞれの待ち時間にてリード方向の傾斜磁場パルスの極性を正負交互に連続反転して複数個のエコー信号を発生させる一連のシーケンス処理を行うシーケンス処理手段を備え、このシーケンス処理手段の実行により収集された前記エコー信号から３次元以上の次元の画像の再構成に必要なエコーデータを得る。このＭＲＩ装置において、前記一連のシーケンス処理に、前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向とは異なる第1の次元に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答して得られ且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向及び前記第 1 の次元とは異なる第２の次元に関する位相エンコードを施す第２の処理と、を含めるように構成したことを特徴とする。
【００１４】
例えば、前記リード方向の傾斜磁場パルスの印加と前記第１及び第２の処理それぞれを成す傾斜磁場パルスの印加とに応じて、前記エコー信号から得られたエコーデータを周波数空間上に配置させるデータ配置手段を備えることが望ましい。また例えば、前記画像は、前記リード方向に、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向を加えた３つの次元を有する３次元画像であり、前記第１の次元は前記スライスエンコード方向であり、前記第２の次元は前記位相エンコード方向であり、前記第１の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記スライスエンコード方向の傾斜磁場パルスの印加であり、前記第２の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加である。
【００１５】
【作用】
本発明のＭＲＩ装置では、高周波励起パルスがスライス選択パルスとともに１回印加された後、高周波反転パルスが複数回、スライス選択パルスとともに順次印加される。これと並行して、各高周波反転パルス印加後のそれぞれの待ち時間にて、リード方向の傾斜磁場パルスの極性が正負交互に連続反転させられ、複数個のエコー信号を発生させるという一連のシーケンス処理が実施される。この一連のシーケンス処理は、前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つリード方向とは異なる第1の次元（例えばスライスエンコード方向）に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理（例えば位相エンコード方向傾斜磁場パルスの印加）と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答し且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向及び前記第 1 の次元とは異なる第２の次元（例えば位相エンコード方向）に関する位相エンコードを施す第２の処理（例えば位相エンコード方向傾斜磁場パルスの印加）と、を含む。これにより、リード方向の傾斜磁場パルスの極性反転によるエコーデータの配列方向と、ＲＦ反転パルスの印加によるエコーデータの配列方向とが別次元となり、ｋ空間上で特に位相エンコード方向のエコーデータの信号強度の周期性が殆ど解消される。
【００１６】
【実施例】
以下、この発明の一実施例を、図１〜図７を参照して説明する。
【００１７】
この実施例に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を図１に示す。この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、選択励起用及びＭＲ信号受信用の送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００１８】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、撮影対象としての被検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向に静磁場Ｈ 0 を発生させる。
【００１９】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、この傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）から少なくとも本発明に係る改善したＧＲＡＳＥ法、すなわちハイブリッドＥＶＩ法の収集シーケンスを指令する信号を受けると、この受信に応答して図２に示す処理を実行する。これにより、傾斜磁場シーケンサ５ａは、指令されたシーケンスにしたがってＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ 0 に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸の内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ S とし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ R とし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇ E とする。
【００２０】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、この高周波コイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作タイミングを制御するシーケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。ＲＦシーケンサ５ｂは傾斜磁場シーケンサ５ａからの出力指令を入力し、このシーケンサ５ａと同期した状態でＲＦパルスの印加を指令できる。送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）に各種の信号処理を施してエコー信号を形成するようになっている。
【００２１】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたエコー信号をデジタル量に変換するＡ／Ｄ変換器１０と、このＡ／Ｄ変換信号を入力してデータをｋ空間上に配置するデータ前処理ユニット１１とを備える。さらに、データ前処理ユニット１１の出力側には、３次元フーリエ変換法により画像再構成を行う再構成ユニット１２と、再構成した画像データを保管する記憶ユニット１３と、画像を表示する表示器１４と、入力器１５とを備えている。コントローラ６は前述したようにコンピュータを内蔵し、システム全体の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００２２】
次に、この実施例の動作を説明する。
【００２３】
この磁気共鳴イメージング装置が起動すると、シーケンサ５は図２の処理を開始する。
【００２４】
まず、シーケンサ５は同図のステップ２０で、コントローラ６から図３に示す、改善したＧＲＡＳＥ法、すなわちハイブリッドＥＶＩ法に係る３次元イメージングのパルスシーケンスの指令があるか否かを判断しながら待機している。検査者が入力器１５を介してイメージング開始を指令すると、シーケンサ５は同ステップ２０でＹＥＳ（シーケンサ起動）と判断して、その後の処理を行う。
【００２５】
ステップ２１ではシーケンスプログラムに内蔵する回数カウント用の変数ｌ，ｍ，ｎ＝０を初期化する。ステップ２２ではコントローラ６から３次元イメージング領域の大きさ，画素数など、必要なイメージング条件が読み込まれる。そして、このイメージング条件に見合うハイブリッドＥＶＩ法のパルスシーケンサの詳細が決められる。ここでは、例えば図３に示すパルスシーケンス（位相エンコード方向のマトリクス数＝２５，スライスエンコード方向のマトリクス数＝２５の３次元画像をＮRF＝ＮGE＝５，Ｎshot（ショット）＝２５で撮像）が決められるとする。このパルスシーケンスは前述した従来例を示す図１４に対応するものである。
【００２６】
次いでステップ２４に処理が移され、ステップ２３で決めたハイブリッドＥＶＩ法のパルスシーケンスによる対象３次元領域内のＭＲデータ収集順序が割り出され、この収集順序に対応した３次元ｋ空間（３次元周波数空間）内のデータ配列順序が特定される。このデータ配列順序の情報はデータ前処理ユニット１１に出力される。
【００２７】
次いでステップ２５以降の処理が順次行われる。まずステップ２５では所定タイミングか否かを判断しながら待機し、所定タイミングになると（ＹＥＳ）、ステップ２６でシーケンサ５のＲＦシーケンサ５ｂから９０°ＲＦ励起パルスの印加が指令され、これに同期して傾斜磁場シーケンサ５ｂからスライス選択用の傾斜磁場パルスＧSの印加が指令される（図のパルスＡ1，Ａ2参照）。
【００２８】
その後、ステップ２７で所定タイミングか否かを判断し、所定タイミングに到達すると（ＹＥＳ）、ステップ２８でリード方向勾配磁場ＧRを印加させる（図３のパルスＢ参照）。
【００２９】
さらにステップ２９ではＲＦシーケンサ５ｂから１８０°ＲＦ反転パルスの印加が指令され、これと同期してスライス用傾斜磁場パルスＧSの印加が傾斜磁場シーケンサ５ａから指令される（図３のパルスＣ1，Ｃ2参照）。
【００３０】
この後、ステップ３０に移行して位相エンコード方向傾斜磁場ＧE1およびスライスエンコード方向傾斜磁場ＧE2の各ショットのスピン反転毎に印加する値が読み出され、それらの磁場パルスＧE1，ＧE2の印加が傾斜磁場シーケンサ５ａから指令される（図３のパルスＤ1，Ｄ2参照）。
【００３１】
ここで、両磁場パルスＧE1，ＧE2の内、位相エンコード方向のパルスＧE1は負極側の最大エンコード量（−１２）から負極側の所定の最小エンコード量（−８）までショット毎にステップ状に変えられる値であり、一方、スライスエンコード方向のパルスＧE2は５回のショットを一群としたショット群毎に、負極側の最大エンコード量（−１２）から正極側の最大エンコード量（＋１２）までステップ状に変えられる値である。このスライスエンコード方向傾斜磁場ＧE2は図３に示す如くスピン反転毎に印加されるようになっているが、スピン反転毎に可変されるエンコード量の範囲は互いに異なる。つまり、本実施例の場合、第１回目の磁場パルスＧE2は「−１２〜−８」，第２回目のそれは「−７〜−３」，第３回目は「−２〜＋２」，第４回目は「＋３〜＋７」，第５回目は「＋８〜＋１２」に割り当てられ、これにより３次元ｋ空間上のスライスエンコードｋS方向の２５のマトリクスをショット群毎（５回のショット毎）に順次埋めていくことができるようになっている。
【００３２】
次いで、シーケンサ５はその処理をステップ３１に移行させ、リード方向傾斜磁場パルスＧRを正極側，負極側，正極側と交互に全部で５回反転させながら印加する指令を行うとともに、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1を、リード方向パルスＧRの第２回目〜第５回目の反転に同期させて所定面積分印加させる指令を出す（図３のパルスＥ1，Ｅ2参照）。このリード方向パルスＧの反転に伴ってグラジェントエコー法に因る５個のエコー信号が順次、ＲＦコイル７および受信機８Ｒを介して収集される。このエコー信号はＡ／Ｄ変換器１０により所定のサンプリングピッチでデジタル値に変換され、データ前処理ユニット１１に送られる。このエコー信号には各々、位相エンコード方向に５マトリクス分ずつ異なるエンコード量が、所定面積の微小エンコードパルスＰed（図３）により与えられている。
【００３３】
データ前処理ユニット１１には前述した如く３次元のデータ配列順序情報が与えられている。このため、データ前処理ユニット１１は、Ａ／Ｄ変換器１０から出力されるエコーデータを、その順序情報に従って、メモリ上に仮想的に構築された３次元ｋ空間上に配列（記憶）していく。
【００３４】
次いで、シーケンサ５はステップ３２で、変数ｌ＝ｌ＋１を演算して１８０°ＲＦ反転パルスの印加によるスピン反転の回数をインクリメントする。そして、この回数反転値ｌ＝ｌR＝５回（所定値）になったか否かを判断し（ステップ３３）、ＮＯの場合は両方向の傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2に対するリワインディング（rewinding pulse）−ＧE1，−ＧE2が図３のＦ１，Ｆ２に示す如く印加される（ステップ３４）。このリワインディングパルス「−ＧE1，−ＧE2」は疑似エコー（Stimulated echo）に因る画質劣化を避けるため、１８０°ＲＦ反転パルスの印加時に３次元ｋ空間内のエンコード位置をｋｅ＝０，ｋｓ＝０の状態に引き戻すためのものである。
【００３５】
このリワインディング後、処理はステップ２９に戻され、上述したステップ２９〜３３（または３４）の処理が所定回数、つまり今の場合全部で５回行われて第１回目のショットが完成する。つまり図３に示す一連のパルスシーケンスの中の、両エンコード傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2の共に第１回目のエンコード量に対する合計２５個のエコーデータ収集が行われる（後述する図４，図５（ａ）参照）。
【００３６】
この第１回目のショットが終了すると、シーケンサ５はステップ３５に移行して変数ｌ＝０にクリヤ設定し、さらに別の回数カウント用変数ｍをｍ＝ｍ＋１にインクリメントする。そしてステップ３６で回数ｍ＝ｍR＝５（所定値）に達しているか否かを判断する。ＮＯの場合、１ショット群の所定値（５ショット）に達していないので、ステップ３７にて位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1のエンコード量を例えば「−１２」から「−１１」に１マトリクス分だけインクリメントする。
【００３７】
この後、処理はステップ２５に戻されるので、前述したステップ２５〜３６で与えられる１ショットが繰り返される。
【００３８】
このショット撮像を繰り返している間に撮像回数ｍ＝５の１ショット群の値に達すると、シーケンサ５の処理はステップ３６から３８に移される。そこで変数ｌ，ｍ＝０をクリヤし、別の回数カウント用変数ｎ＝ｎ＋１にインクリメントする。
【００３９】
さらに、ステップ３９で回数カウント用変数ｎ＝ｎR＝５（所定値）になったか否かを判断し、ＮＯの場合、３次元領域のエコー信号収集が未だ済んでいないと認識してステップ４０に至る。
【００４０】
このステップ４０では今度はスライスエンコード方向の傾斜磁場パルスＧE2が１エンコード量分インクリメントされる。つまり、例えば図３中の１８０°ＲＦ反転パルスに拠る第１回目のスピン反転時には、「−１２」から「−１１」に、第２回目には「−７」から「−６」に、第３回目には「−２」から「−１」に、第４回目には「＋３」から「＋４」に、第５回目には「＋８」から「＋９」に各々エンコード量が増加される。このとき、当然にリワインディングパルスのエンコード量は対応分だけデクリメントされる。
【００４１】
そしてシーケンサ５の処理は再びステップ２５に戻され、前述したステップ２５〜３９（４０）の処理が繰り返される。このため、ステップ３９のｎ＝５か否かの判断でＹＥＳとなるときは、１ショット群が５回行われたときであり、対象とする３次元領域の全マトリクス分のエコーデータが収集されたと認識し、処理を終える。
【００４２】
以上のシーケンサ５の処理と並行して、データ前処理ユニット１１は前述したように、エコーデータを３次元ｋ空間上へ配置している。そして、配置の終った３次元エコーデータは再構成ユニット１２に送られ、そこで３次元フーリエ変換により３次元像に再構成される。この３次元像データは記憶ユニット１３に格納される。
【００４３】
なお、データ前処理ユニット１１では、Ａ／Ｄ変換器１０から送られてくるエコーデータをとりあえず入力順に一時記憶しておき、全部のエコーデータを入力した後で、前記データ配列情報に基づいて、３次元の収集位置に対応するようにｋ空間上のデータ並び変えを行ってもよい。
【００４４】
シーケンサ５は以上のようにハイブリッドＥＶＩ法に係るパルスシーケンスを制御する。これにより前述した如く、位相エンコード方向およびスライスエンコード方向の両傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2の内、スライスエンコード方向のパルスＧE2を、各ＲＦ反転パルスに対して割り当てられた異なる５マトリクス分のエンコード範囲内の各量に設定した状態で、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1の５マトリクス分のエンコード量を各々変化させながら、合計２５ショットの撮像シーケンスが繰り返される。
【００４５】
この中で、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1の印加パターンによると、従来法とは異なり、ある２つのＲＦ反転パルス（１８０°ＲＦパルス）間のＮGE個（５個）のエコー信号だけを使って、位相エンコード方向，リード方向のある２次元ｋ空間のデータを収集できる。またスライスエンコード方向の傾斜磁場パルスＧE2の印加パターンによると、高速ＳＥ法と同様に、ＲＦ反転パルスの印加毎に徐々にそのエンコード量（大きさ）が変えられる。これにより、上述の位相エンコード方向およびリード方向の２次元空間にエコーデータが収集・配列されると、隣の２次元空間面にエコーデータの収集・配列の処理が移され、同様の処理がスライスエンコード方向に分割された受持ちのエンコード範囲それぞれにおいて順次行われる。
【００４６】
このデータ配置の様子を図４および図５に例示する。
【００４７】
図４は前述した従来の図１６に対応するｋ空間上のデータ配置を示している。つまり、ＮRF個（５個）にブロック分割された状態でデータ配置されるだけである。この各ブロックが従来のように（図１６参照）、さらにＮRF個に分割されてデータ配置されるという入れ子構造にはなっていない。これらに対してスライスエンコード方向ｋｓには高速ＳＥ法と同様に各ＲＦ反転パルスＲＦ１〜ＲＦ５によるデータ群が配置される。これにより図４に示すように、ｋｅ−ｋｓ面に配置ブロック「ＧＥn−ＲＦn」（ｎ＝１…５）が仮想的に形成される。
【００４８】
図５（ａ），（ｂ）は各ショット毎（１stショットおよび２ndショット）のデータ収集・配列の様子を模式的に例示しており、前述の図１７に対応するものである。同図（ａ）に示す如く、第１ショット目には各配置ブロック「Ｅn−ＲＦn」の左下隅の黒丸の位置２５点のエコーデータが収集・配列される。第２ショット目には同図（ｂ）に示す如く、第１ショット目の黒丸のｋｅ方向における上の位置２５点が収集・配置される。これを２５ショット繰り返すと、ｋｅ−ｋｓ面における各ブロック「ＧＥn−ＲＦn」（ｎ＝１…５）全て、すなわちこの２次面ｋｅ−ｋｓ面にエコーデータ全部が充填されることになる。これにより図４，５に示す如く、ショット毎の第ｎRF番目のＲＦ反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータが第「ＧＥn−ＲＦn」番目の仮想的な配列ブロックに専用的に充填されることが分かる。
【００４９】
図６は、本実施例のリードｋｒ方向のデータの収集順序を示す模式図である。同図（ａ）はｎRF＝３に相当するスライスエンコード方向ｋｓにおけるデータ収集の順序、同図（ｂ）はｎGE＝３に相当する位相エンコード方向ｋｅにおけるデータ収集の順序である。同図（ａ）に示すようにｋｅ方向にｎGEの値が異なるエコーデータが並ぶため、echo planar imaging（＝ＥＰＩ）あるいはinterleaved EPIのようにエコーデータ収集時のリード方向勾配磁場の極性によりリード方向のデータ収集の順序（方向）が反転する。同図（ｂ）は、全て同一方向となっているが、ｎGEが偶数の時は、全て反対方向となる。
【００５０】
図７は図１８の従来例に対応する本実施例によって収集されたエコーデータのＴ2緩和による信号強度変化を示す模式図である。実際はｎGEあるいはｎRFが同一のデータは信号強度が同じ場合があり、信号強度は階段状の変化をすることがあるが、全体の傾向を示すため模式的に示してある。ｋｅ方向の信号強度変化はｋｓの値により異なるのでｎRFの値により分けて示した（同図（ａ）参照）。これらの図からも分かるように本実施例のように撮像を行うとＴ2緩和によるｋ空間全体を通じた単調な信号強度の変化は残るものの、ＧＲＡＳＥ法特有の周期的な信号強度の変化がなくなる。したがって、リンギングアーチファクトが消滅あるいは減少する。特に位相エンコード方向についてはＴ2緩和による画像のボケも充分に抑制されるので画質が向上する。
【００５１】
また、リード位相エンコード方向の２次元データを収集するためには従来法のＮse倍のショット数が必要だが、スライスエンコード方向のデータは従来法の１／Ｎseのショット数で収集できるので、結局撮影時間は従来法と比べ変わらない。位相エンコード方向へのケミカルシフトによる画像の位置ずれも、従来法と変わらない。また、従来法同様エコータイムシフトも可能である。
【００５２】
本実施例は以上のように、Ｔ2緩和に起因したＧＲＡＳＥ法特有のリンギングアーチファクト（ゴースト）が著しく減るので、画像の分解能，解像度が向上する。これにより画像のアベレージングを行わなくても高画質の画像が得られるから、アベレージングを行う場合に比べて撮像速度が速くなる。また、Ｔ2緩和に対する補正が不要になりまたは簡素化できるので、その分、データ収集処理および再構成処理が容易になる。さらにまた、エコー数を一定とすると、位相エンコード方向のマトリクス数の設定に対する自由度が従来のＧＲＡＳＥ法に比べて向上するという利点がある。
【００５３】
次に本発明の変形例を図８〜図１１に基づいて説明する。
【００５４】
第１の変形例を図８に示す。同図に示すように、この変形例は２回の撮像で１つの３次元データを取得するもので、スライスエンコードｋｓ方向にハイパスフィルタに相当するエンコード配列を行うものである。具体的にはスライス方向における高い空間周波数の部分はＴＥ（エコータイム）の短いエコーデータによって埋められる。このため、分解能の高いシャープな画像になる。なお、反対に、スライス方向における空間周波数の低い部分をＴＥの短いエコーが担当するようにすることもでき、その場合、Ｓ／Ｎ比の高い画像が得られる。
【００５５】
第２の変形例を図９に示す。この変形例では、スライスエンコード方ｋｓ方向について、担当エコーとｋ空間との対応をシフトさせた。いわゆる“スクロール”の技法に依ってエコーデータ配置を行うものである。これにより、ｋ空間の中心付近のデータのＴＥを様々な値に変化させることができ、色々なコントラストに設定できる。
【００５６】
さらに第３の変形例を図１０に基づき説明する。同図から分かるように、この変形例のパルスシーケンスは、ｋ空間の約半分に充填するエコーデータのみを実際に収集するものであって、残りのエコーデータはその共役対称性を利用して計算により求め、充填するものである。このハーフフェーズエンコーディング法を採用することにより、スキャンをより一層高速化させることができる。
【００５７】
さらに、第４の変形例はエコーデータの収集順序に関し、図１１にその一例を示す。同図に示す如く、各エコーＥ（ｎGE，ｎRF）が分担する配列ブロック「ＧＥn−ＲＦn」の範囲内で、ショット毎の収集順序をエコー毎に独立に決めて撮像するものである。これらの独立した収集順序は例えばランダム表を使って決められる。例えば同図（ａ）は第１ショットを示すもので、黒丸が収集するエコーデータ、同図（ｂ）は第２ショットを示し、網掛けの白丸が第２ショットで収集するエコーデータである。このように各配列ブロック「ＧＥn−ＲＦn」相互間で独立した収集順序にすることで、体動などに因るアーチファクトが、はっきりとしたリンギングにならなくなり、画質向上につながる。
【００５８】
上記第１〜第４の変形例は、図８〜図１１に対応するパルスシーケンスをシーケンサ５に予め記憶させておくこと、およびこのパルスシーケンスによるデータ配列順序をデータ前処理ユニット１１に送ること、データ前処理ユニット１１に共役対称性を利用したエコーデータ計算処理をさせること（第３の変形例）の処理を付加することで実行でき、その他の構成は前記第１実施例と同一または同等である。
【００５９】
なお本発明は上記実施例および変形例に記載した構成に限定されるものではなく、種々の変形がさらに可能である。上記では３次元の画像データを収集する場合を述べたが、例えば、周波数分布或いは静磁場強度分布等をもう１つの次元として追加した、４次元以上の画像データの撮像にも適用可能である。
【００６０】
図３で高周波励起パルスとして９０°パルス、高周波反転パルスとしてのフリップ角１８０°のパルスを示したが、いずれのパルスも特定のフリップ角でなければいけない制約はなく、可変である。
【００６１】
また、高周波励起パルス印加時の選択励起用勾配磁場を位相エンコード方向に印加し、棒状の領域の撮像を行ったマルチスラブ，マルチアングルの撮像についても従来法同様可能である。
【００６２】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係るＭＲＩ装置では、傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つリード方向とは異なる第 1 の次元（例えばスライスエンコード方向）に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答し且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つリード方向及び第 1 の次元とは異なる第２の次元（例えば位相エンコード方向）に関する位相エンコードを施す第２の処理と、を含めた一連のシーケンス処理が実行されるため、リード方向の傾斜磁場パルスの極性反転によるエコーデータの配列方向と、ＲＦ反転パルスの印加によるエコーデータの配列方向とが別次元となり、ｋ空間上で特に位相エンコード方向のエコーデータの信号強度の周期性が殆ど解消される。すなわち、３次元ｋ空間に配置されたエコーデータをどのような平面で切断してみても、様々なエコータイム（ＴＥ）を持つエコーデータが常にＴＥの短いものから長いものの順に連続して並んでいるので、従来みられたＧＲＡＳＥ法特有の信号強度の周期性を殆ど排除でき、撮像マトリクスサイズ、空間分解能、コントラストを低下させずに、画像上のリンギングアーチファクトを抑制して、高品質の画像を短時間で得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例を示すＭＲＩ装置のブロック図。
【図２】同実施例におけるシーケンサの処理を示すフローチャート。
【図３】同実施例のハイブリッドＥＶＩ法に依るパルスシーケンス。
【図４】３次元ｋ空間におけるデータ配置を示すｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図５】（ａ），（ｂ）は第１ショット，第２ショットでのデータ配置順を示すｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図６】（ａ）はｎRF＝３でのｋｅ−ｋｒ断面のデータ配置方向を示す模式図、（ｂ）はｎGE＝３でのｋｓ−ｋｒ断面のデータ配置方向を示す模式図。
【図７】（ａ）はｋｅ方向の信号強度変化を示すグラフ、（ｂ）はｋｓ方向の信号強度変化を示すグラフ。
【図８】第１変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図９】第２変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１０】第３変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１１】（ａ），（ｂ）は第４変形例を示す第１，第２ショットのデータ配置順を示す３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図１２】従来のＧＲＡＳＥ法による２次元撮像のパルスシーケンス。
【図１３】（ａ），（ｂ）は従来のＧＲＡＳＥ法に拠る各ショット毎のデータ収集・配置順を示す模式図。
【図１４】従来のＧＲＡＳＥ法による３次元撮像のパルスシーケンス。
【図１５】３次元のｋ空間を説明する図。
【図１６】従来の３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１７】（ａ），（ｂ）は従来の３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面における各ショットのデータ配置順を説明する模式図。
【図１８】（ａ），（ｂ）は各々、従来のＧＲＡＳＥ法によるｋｅ方向およびｋｓ方向における信号強度の変化を示すグラフ。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ｘ〜３ｙ 傾斜磁場コイル
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
５ａ 傾斜磁場シーケンサ
５ｂ ＲＦシーケンサ
６ コントローラ
７ 高周波コイル
８Ｔ 送信機
８Ｒ 受信機
１０ Ａ／Ｄ変換器
１１ データ前処理ユニット
１２ 再構成ユニット
１３ 記憶ユニット
１５ 入力器
【産業上の利用分野】
本発明は高速ＭＲイメージング法を用いたＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に係り、詳しくはＭＲＩにおける高速撮像法の１つとして知られているＧＲＡＳＥ（GRadient And Spin Echo）法を改善したＭＲＩ装置に関する。この改善したＧＲＡＳＥ法をここではハイブリッドＥＶＩ法（Hybrid Echo Volume Imaging）と呼ぶことにする。なお、このＧＲＡＳＥ法は「ターボ・グラジェント・ＳＥ法（Turbo Gradient SE(TGSE)法）」や「ハイブリッドＥＰＩ法（Hybrid EPI法）」と呼ばれることもある。
【０００２】
【従来の技術】
従来、ＭＲＩにおける高速撮像法の１つとしてＧＲＡＳＥ法が知られている（例えば、米国特許第５２７０６５４号参照）。このＧＲＡＳＥ法は、１回の高周波励起パルスの印加に続いて複数の高周波反転パルスを順次印加する一方で、その複数の高周波反転パルスの各待ち時間の間に、正負に複数回反転するリード方向傾斜磁場を各々印加するパルスシーケンスを用いて撮像することを特徴としている。これにより、１回の高周波励起により生じた横磁化から複数のリード方向傾斜磁場により複数のエコー信号が発生する。この複数のエコー信号には各々異なる位相エンコードが施され、エコーデータとしては収集される。この結果、スピンエコー（Spin Echo）法よりも短時間でコントラスト像を得ることができる。
【０００３】
このＧＲＡＳＥ法では上記米国特許公報にも記載されている如く、ケミカルシフトに因る脂肪組織の位相エンコード方向への位置ずれが極力小さくなるように、各エコー信号への位相エンコードが実施されるので、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging）法のように脂肪抑制（脂肪組織からのエコー信号の抑制）パルスの印加を行う必要がない。また、格別強力な傾斜磁場が無くてもイメージングできるので、通常の臨床用ＭＲＩシステムでも実施可能な高速撮像法として注目されている。
【０００４】
以下、このＧＲＡＳＥ法を２次元撮像および３次元撮像に適用した場合について、そのパルスシーケンスを各々説明する。
【０００５】
図１２は２次元撮影の場合のＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスを、図１３（ａ）（ｂ）はそのパルスシーケンスによるｋ空間上でのエコーデータ収集の順序を示す図である。図のように、高周波反転パルス間で複数のグラジェントエコーがリード傾斜磁場の正負反転により得られる。同図で、Ｎショット（shot）が９０°励起パルスの数，ＮRFが１ショット当りのＲＦ反転パルスの数，ＮGEがＲＦ反転パルス間のグラジェントエコー（gradient echo）の数とし、第ｎショット番目の９０°励起パルスで、第ｎRF番目のＲＦ反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータは、ｋ空間上では、第「ＮRF・ＮGE（ｎGE−１）＋ＮRF（ｎRF−１）＋ｎショット」番目に位置するように位相エンコードが施され、収集後のエコーデータの並べ換えが行われる。
【０００６】
つまり、エコーデータは図１３（ａ），（ｂ）に示す如く各ショット毎に並べられるので、被検体の各組織のＴ2緩和により、位相エンコードｋｅ方向に信号強度の周期的な変動が起こり、これが再構成像にリンギングアーチファクトとして現れる。このことは米国特許５２７０６５４号でも指摘されており（同公報１２頁３７行目）、ＧＲＡＳＥ法の原理的な問題点となっている。
【０００７】
図１４は本法との対比のために示した３次元撮影の場合のＧＲＡＳＥ法のパルスシーケンスの例である。図は位相エンコード方向のマトリクス数２５，スライスエンコード方向のマトリクス数２５の３次元画像をＮRF＝ＮGE＝５，ショット数Ｎshot＝２５のＧＲＡＳＥ法で撮像する場合を示す。位相エンコード方向の勾配磁場の印加パターンは２次元撮像の時と同様である。但し、この場合は１ショット当りのエコー総数、つまりＮRF×ＮGEが位相エンコード方向のマトリクス数と一致しているため、１ショットで２次元分のデータを収集している。スライスエンコード方向については、同一のショットでは、全てのエコーが同一のエンコード量をもつように勾配磁場が印加されており、この場合、ショット毎にそのエンコード量が変化していく。
【０００８】
図１５に上記３次元撮像のパルスシーケンスで得られるｋ空間（空間周波数空間）データの模式図を示す。Ｋｒ，ｋｅ，ｋｓはそれぞれリード方向，位相エンコード方向，スライスエンコード方向の空間周波数である。図１６は、図１４のパルスシーケンスの第ｎRF番目の高周波反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータＥ（ｎGE，ｎRF）のｋ空間における配置を示す。図１６に示す通り、従来法である３Ｄ−ＧＲＡＳＥ法では、ｋ空間の位相エンコードｋｅ方向がまずGradient Echoにより大まかなブロックに分割され、それぞれのブロックをｎRFの違いによって再び分けられるという分割ブロックの入れ子構造を成している。一方、スライスエンコードｋｓ方向には、位相エンコードｋｅ方向のようなエコーデータの分担はない。
【０００９】
図１７は図１４のパルスシーケンスの場合のｋ空間におけるショット毎のエコーデータの収集の様子を示す模式図である。図のように、ショット毎にスライスエンコードｋｓの位置がインクリメントされ、エコーデータがｋ空間上を埋めていく。図１８は図１４のパルスシーケンスによって得られたエコーデータのＴ2緩和による信号強度変化を示す。図に示すように位相エンコードｋｅ方向にはＧＲＡＳＥ法特有の信号強度の周期的変化があり、スライスエンコードｋｓ方向には通常ＳＥ，ＦＥ法による３次元撮像同様、信号強度の変化は（実際の位相エンコードによる信号強度の変化を無視する）ない。したがって、画像上には、位相エンコード方向のみにＧＲＡＳＥ法特有のリンキングアーチファクトが現れる。
【００１０】
この問題に対して幾つかの改善策が報告されている。例えば、“Society of Magnetic Resonance, Proc. Of the second Meeting, No.780”には、３Ｄ画像において、２回加算の撮像の１回目，２回目とで、エンコード順序を換え、加算平均によってＴ2緩和による信号変動を抑制するという例が報告されている。この他、“Society of Magnetic Resonance, Proc. Of the second Meeting, No.27”には、ＲＦ反転パルスのフリップ角をそれぞれ独立に変化させて設定することにより、各エコー信号の振幅がなるべく等しくなるようにして画像のリンキングアーチファクトを減少させたという報告もある。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
上述のようにＧＲＡＳＥ法に特有のリンキングアーチファクトの発生を抑制しようとする改善策の内、前者は２回加算（２回アベレージング）が必要であり、撮像時間が長くなってしまう欠点があり、後者もコントラストが通常のＳＥ法に比べて異なってしまうという問題がある。
【００１２】
本発明はこのような従来技術の問題に鑑みてなされたもので、撮像時間を長期化させることなく、また空間分解能やコントラストなどの画質を低下させずに、ＧＲＡＳＥ法に特有のリンキングアーチファクトの発生を抑制することを、その目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、この発明に係るＭＲＩ装置は、高周波励起パルスをスライス選択パルスとともに１回印加した後、高周波反転パルスを複数回、スライス選択パルスとともに順次印加する一方で、前記複数個の高周波反転パルスを印加した後のそれぞれの待ち時間にてリード方向の傾斜磁場パルスの極性を正負交互に連続反転して複数個のエコー信号を発生させる一連のシーケンス処理を行うシーケンス処理手段を備え、このシーケンス処理手段の実行により収集された前記エコー信号から３次元以上の次元の画像の再構成に必要なエコーデータを得る。このＭＲＩ装置において、前記一連のシーケンス処理に、前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向とは異なる第1の次元に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答して得られ且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向及び前記第 1 の次元とは異なる第２の次元に関する位相エンコードを施す第２の処理と、を含めるように構成したことを特徴とする。
【００１４】
例えば、前記リード方向の傾斜磁場パルスの印加と前記第１及び第２の処理それぞれを成す傾斜磁場パルスの印加とに応じて、前記エコー信号から得られたエコーデータを周波数空間上に配置させるデータ配置手段を備えることが望ましい。また例えば、前記画像は、前記リード方向に、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向を加えた３つの次元を有する３次元画像であり、前記第１の次元は前記スライスエンコード方向であり、前記第２の次元は前記位相エンコード方向であり、前記第１の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記スライスエンコード方向の傾斜磁場パルスの印加であり、前記第２の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加である。
【００１５】
【作用】
本発明のＭＲＩ装置では、高周波励起パルスがスライス選択パルスとともに１回印加された後、高周波反転パルスが複数回、スライス選択パルスとともに順次印加される。これと並行して、各高周波反転パルス印加後のそれぞれの待ち時間にて、リード方向の傾斜磁場パルスの極性が正負交互に連続反転させられ、複数個のエコー信号を発生させるという一連のシーケンス処理が実施される。この一連のシーケンス処理は、前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つリード方向とは異なる第1の次元（例えばスライスエンコード方向）に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理（例えば位相エンコード方向傾斜磁場パルスの印加）と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答し且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向及び前記第 1 の次元とは異なる第２の次元（例えば位相エンコード方向）に関する位相エンコードを施す第２の処理（例えば位相エンコード方向傾斜磁場パルスの印加）と、を含む。これにより、リード方向の傾斜磁場パルスの極性反転によるエコーデータの配列方向と、ＲＦ反転パルスの印加によるエコーデータの配列方向とが別次元となり、ｋ空間上で特に位相エンコード方向のエコーデータの信号強度の周期性が殆ど解消される。
【００１６】
【実施例】
以下、この発明の一実施例を、図１〜図７を参照して説明する。
【００１７】
この実施例に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を図１に示す。この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、選択励起用及びＭＲ信号受信用の送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００１８】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、撮影対象としての被検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向に静磁場Ｈ 0 を発生させる。
【００１９】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、この傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）から少なくとも本発明に係る改善したＧＲＡＳＥ法、すなわちハイブリッドＥＶＩ法の収集シーケンスを指令する信号を受けると、この受信に応答して図２に示す処理を実行する。これにより、傾斜磁場シーケンサ５ａは、指令されたシーケンスにしたがってＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ 0 に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸の内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇ S とし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇ R とし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇ E とする。
【００２０】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、この高周波コイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作タイミングを制御するシーケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。ＲＦシーケンサ５ｂは傾斜磁場シーケンサ５ａからの出力指令を入力し、このシーケンサ５ａと同期した状態でＲＦパルスの印加を指令できる。送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）に各種の信号処理を施してエコー信号を形成するようになっている。
【００２１】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたエコー信号をデジタル量に変換するＡ／Ｄ変換器１０と、このＡ／Ｄ変換信号を入力してデータをｋ空間上に配置するデータ前処理ユニット１１とを備える。さらに、データ前処理ユニット１１の出力側には、３次元フーリエ変換法により画像再構成を行う再構成ユニット１２と、再構成した画像データを保管する記憶ユニット１３と、画像を表示する表示器１４と、入力器１５とを備えている。コントローラ６は前述したようにコンピュータを内蔵し、システム全体の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００２２】
次に、この実施例の動作を説明する。
【００２３】
この磁気共鳴イメージング装置が起動すると、シーケンサ５は図２の処理を開始する。
【００２４】
まず、シーケンサ５は同図のステップ２０で、コントローラ６から図３に示す、改善したＧＲＡＳＥ法、すなわちハイブリッドＥＶＩ法に係る３次元イメージングのパルスシーケンスの指令があるか否かを判断しながら待機している。検査者が入力器１５を介してイメージング開始を指令すると、シーケンサ５は同ステップ２０でＹＥＳ（シーケンサ起動）と判断して、その後の処理を行う。
【００２５】
ステップ２１ではシーケンスプログラムに内蔵する回数カウント用の変数ｌ，ｍ，ｎ＝０を初期化する。ステップ２２ではコントローラ６から３次元イメージング領域の大きさ，画素数など、必要なイメージング条件が読み込まれる。そして、このイメージング条件に見合うハイブリッドＥＶＩ法のパルスシーケンサの詳細が決められる。ここでは、例えば図３に示すパルスシーケンス（位相エンコード方向のマトリクス数＝２５，スライスエンコード方向のマトリクス数＝２５の３次元画像をＮRF＝ＮGE＝５，Ｎshot（ショット）＝２５で撮像）が決められるとする。このパルスシーケンスは前述した従来例を示す図１４に対応するものである。
【００２６】
次いでステップ２４に処理が移され、ステップ２３で決めたハイブリッドＥＶＩ法のパルスシーケンスによる対象３次元領域内のＭＲデータ収集順序が割り出され、この収集順序に対応した３次元ｋ空間（３次元周波数空間）内のデータ配列順序が特定される。このデータ配列順序の情報はデータ前処理ユニット１１に出力される。
【００２７】
次いでステップ２５以降の処理が順次行われる。まずステップ２５では所定タイミングか否かを判断しながら待機し、所定タイミングになると（ＹＥＳ）、ステップ２６でシーケンサ５のＲＦシーケンサ５ｂから９０°ＲＦ励起パルスの印加が指令され、これに同期して傾斜磁場シーケンサ５ｂからスライス選択用の傾斜磁場パルスＧSの印加が指令される（図のパルスＡ1，Ａ2参照）。
【００２８】
その後、ステップ２７で所定タイミングか否かを判断し、所定タイミングに到達すると（ＹＥＳ）、ステップ２８でリード方向勾配磁場ＧRを印加させる（図３のパルスＢ参照）。
【００２９】
さらにステップ２９ではＲＦシーケンサ５ｂから１８０°ＲＦ反転パルスの印加が指令され、これと同期してスライス用傾斜磁場パルスＧSの印加が傾斜磁場シーケンサ５ａから指令される（図３のパルスＣ1，Ｃ2参照）。
【００３０】
この後、ステップ３０に移行して位相エンコード方向傾斜磁場ＧE1およびスライスエンコード方向傾斜磁場ＧE2の各ショットのスピン反転毎に印加する値が読み出され、それらの磁場パルスＧE1，ＧE2の印加が傾斜磁場シーケンサ５ａから指令される（図３のパルスＤ1，Ｄ2参照）。
【００３１】
ここで、両磁場パルスＧE1，ＧE2の内、位相エンコード方向のパルスＧE1は負極側の最大エンコード量（−１２）から負極側の所定の最小エンコード量（−８）までショット毎にステップ状に変えられる値であり、一方、スライスエンコード方向のパルスＧE2は５回のショットを一群としたショット群毎に、負極側の最大エンコード量（−１２）から正極側の最大エンコード量（＋１２）までステップ状に変えられる値である。このスライスエンコード方向傾斜磁場ＧE2は図３に示す如くスピン反転毎に印加されるようになっているが、スピン反転毎に可変されるエンコード量の範囲は互いに異なる。つまり、本実施例の場合、第１回目の磁場パルスＧE2は「−１２〜−８」，第２回目のそれは「−７〜−３」，第３回目は「−２〜＋２」，第４回目は「＋３〜＋７」，第５回目は「＋８〜＋１２」に割り当てられ、これにより３次元ｋ空間上のスライスエンコードｋS方向の２５のマトリクスをショット群毎（５回のショット毎）に順次埋めていくことができるようになっている。
【００３２】
次いで、シーケンサ５はその処理をステップ３１に移行させ、リード方向傾斜磁場パルスＧRを正極側，負極側，正極側と交互に全部で５回反転させながら印加する指令を行うとともに、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1を、リード方向パルスＧRの第２回目〜第５回目の反転に同期させて所定面積分印加させる指令を出す（図３のパルスＥ1，Ｅ2参照）。このリード方向パルスＧの反転に伴ってグラジェントエコー法に因る５個のエコー信号が順次、ＲＦコイル７および受信機８Ｒを介して収集される。このエコー信号はＡ／Ｄ変換器１０により所定のサンプリングピッチでデジタル値に変換され、データ前処理ユニット１１に送られる。このエコー信号には各々、位相エンコード方向に５マトリクス分ずつ異なるエンコード量が、所定面積の微小エンコードパルスＰed（図３）により与えられている。
【００３３】
データ前処理ユニット１１には前述した如く３次元のデータ配列順序情報が与えられている。このため、データ前処理ユニット１１は、Ａ／Ｄ変換器１０から出力されるエコーデータを、その順序情報に従って、メモリ上に仮想的に構築された３次元ｋ空間上に配列（記憶）していく。
【００３４】
次いで、シーケンサ５はステップ３２で、変数ｌ＝ｌ＋１を演算して１８０°ＲＦ反転パルスの印加によるスピン反転の回数をインクリメントする。そして、この回数反転値ｌ＝ｌR＝５回（所定値）になったか否かを判断し（ステップ３３）、ＮＯの場合は両方向の傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2に対するリワインディング（rewinding pulse）−ＧE1，−ＧE2が図３のＦ１，Ｆ２に示す如く印加される（ステップ３４）。このリワインディングパルス「−ＧE1，−ＧE2」は疑似エコー（Stimulated echo）に因る画質劣化を避けるため、１８０°ＲＦ反転パルスの印加時に３次元ｋ空間内のエンコード位置をｋｅ＝０，ｋｓ＝０の状態に引き戻すためのものである。
【００３５】
このリワインディング後、処理はステップ２９に戻され、上述したステップ２９〜３３（または３４）の処理が所定回数、つまり今の場合全部で５回行われて第１回目のショットが完成する。つまり図３に示す一連のパルスシーケンスの中の、両エンコード傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2の共に第１回目のエンコード量に対する合計２５個のエコーデータ収集が行われる（後述する図４，図５（ａ）参照）。
【００３６】
この第１回目のショットが終了すると、シーケンサ５はステップ３５に移行して変数ｌ＝０にクリヤ設定し、さらに別の回数カウント用変数ｍをｍ＝ｍ＋１にインクリメントする。そしてステップ３６で回数ｍ＝ｍR＝５（所定値）に達しているか否かを判断する。ＮＯの場合、１ショット群の所定値（５ショット）に達していないので、ステップ３７にて位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1のエンコード量を例えば「−１２」から「−１１」に１マトリクス分だけインクリメントする。
【００３７】
この後、処理はステップ２５に戻されるので、前述したステップ２５〜３６で与えられる１ショットが繰り返される。
【００３８】
このショット撮像を繰り返している間に撮像回数ｍ＝５の１ショット群の値に達すると、シーケンサ５の処理はステップ３６から３８に移される。そこで変数ｌ，ｍ＝０をクリヤし、別の回数カウント用変数ｎ＝ｎ＋１にインクリメントする。
【００３９】
さらに、ステップ３９で回数カウント用変数ｎ＝ｎR＝５（所定値）になったか否かを判断し、ＮＯの場合、３次元領域のエコー信号収集が未だ済んでいないと認識してステップ４０に至る。
【００４０】
このステップ４０では今度はスライスエンコード方向の傾斜磁場パルスＧE2が１エンコード量分インクリメントされる。つまり、例えば図３中の１８０°ＲＦ反転パルスに拠る第１回目のスピン反転時には、「−１２」から「−１１」に、第２回目には「−７」から「−６」に、第３回目には「−２」から「−１」に、第４回目には「＋３」から「＋４」に、第５回目には「＋８」から「＋９」に各々エンコード量が増加される。このとき、当然にリワインディングパルスのエンコード量は対応分だけデクリメントされる。
【００４１】
そしてシーケンサ５の処理は再びステップ２５に戻され、前述したステップ２５〜３９（４０）の処理が繰り返される。このため、ステップ３９のｎ＝５か否かの判断でＹＥＳとなるときは、１ショット群が５回行われたときであり、対象とする３次元領域の全マトリクス分のエコーデータが収集されたと認識し、処理を終える。
【００４２】
以上のシーケンサ５の処理と並行して、データ前処理ユニット１１は前述したように、エコーデータを３次元ｋ空間上へ配置している。そして、配置の終った３次元エコーデータは再構成ユニット１２に送られ、そこで３次元フーリエ変換により３次元像に再構成される。この３次元像データは記憶ユニット１３に格納される。
【００４３】
なお、データ前処理ユニット１１では、Ａ／Ｄ変換器１０から送られてくるエコーデータをとりあえず入力順に一時記憶しておき、全部のエコーデータを入力した後で、前記データ配列情報に基づいて、３次元の収集位置に対応するようにｋ空間上のデータ並び変えを行ってもよい。
【００４４】
シーケンサ５は以上のようにハイブリッドＥＶＩ法に係るパルスシーケンスを制御する。これにより前述した如く、位相エンコード方向およびスライスエンコード方向の両傾斜磁場パルスＧE1，ＧE2の内、スライスエンコード方向のパルスＧE2を、各ＲＦ反転パルスに対して割り当てられた異なる５マトリクス分のエンコード範囲内の各量に設定した状態で、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1の５マトリクス分のエンコード量を各々変化させながら、合計２５ショットの撮像シーケンスが繰り返される。
【００４５】
この中で、位相エンコード方向の傾斜磁場パルスＧE1の印加パターンによると、従来法とは異なり、ある２つのＲＦ反転パルス（１８０°ＲＦパルス）間のＮGE個（５個）のエコー信号だけを使って、位相エンコード方向，リード方向のある２次元ｋ空間のデータを収集できる。またスライスエンコード方向の傾斜磁場パルスＧE2の印加パターンによると、高速ＳＥ法と同様に、ＲＦ反転パルスの印加毎に徐々にそのエンコード量（大きさ）が変えられる。これにより、上述の位相エンコード方向およびリード方向の２次元空間にエコーデータが収集・配列されると、隣の２次元空間面にエコーデータの収集・配列の処理が移され、同様の処理がスライスエンコード方向に分割された受持ちのエンコード範囲それぞれにおいて順次行われる。
【００４６】
このデータ配置の様子を図４および図５に例示する。
【００４７】
図４は前述した従来の図１６に対応するｋ空間上のデータ配置を示している。つまり、ＮRF個（５個）にブロック分割された状態でデータ配置されるだけである。この各ブロックが従来のように（図１６参照）、さらにＮRF個に分割されてデータ配置されるという入れ子構造にはなっていない。これらに対してスライスエンコード方向ｋｓには高速ＳＥ法と同様に各ＲＦ反転パルスＲＦ１〜ＲＦ５によるデータ群が配置される。これにより図４に示すように、ｋｅ−ｋｓ面に配置ブロック「ＧＥn−ＲＦn」（ｎ＝１…５）が仮想的に形成される。
【００４８】
図５（ａ），（ｂ）は各ショット毎（１stショットおよび２ndショット）のデータ収集・配列の様子を模式的に例示しており、前述の図１７に対応するものである。同図（ａ）に示す如く、第１ショット目には各配置ブロック「Ｅn−ＲＦn」の左下隅の黒丸の位置２５点のエコーデータが収集・配列される。第２ショット目には同図（ｂ）に示す如く、第１ショット目の黒丸のｋｅ方向における上の位置２５点が収集・配置される。これを２５ショット繰り返すと、ｋｅ−ｋｓ面における各ブロック「ＧＥn−ＲＦn」（ｎ＝１…５）全て、すなわちこの２次面ｋｅ−ｋｓ面にエコーデータ全部が充填されることになる。これにより図４，５に示す如く、ショット毎の第ｎRF番目のＲＦ反転パルスの後の第ｎGE番目のエコーデータが第「ＧＥn−ＲＦn」番目の仮想的な配列ブロックに専用的に充填されることが分かる。
【００４９】
図６は、本実施例のリードｋｒ方向のデータの収集順序を示す模式図である。同図（ａ）はｎRF＝３に相当するスライスエンコード方向ｋｓにおけるデータ収集の順序、同図（ｂ）はｎGE＝３に相当する位相エンコード方向ｋｅにおけるデータ収集の順序である。同図（ａ）に示すようにｋｅ方向にｎGEの値が異なるエコーデータが並ぶため、echo planar imaging（＝ＥＰＩ）あるいはinterleaved EPIのようにエコーデータ収集時のリード方向勾配磁場の極性によりリード方向のデータ収集の順序（方向）が反転する。同図（ｂ）は、全て同一方向となっているが、ｎGEが偶数の時は、全て反対方向となる。
【００５０】
図７は図１８の従来例に対応する本実施例によって収集されたエコーデータのＴ2緩和による信号強度変化を示す模式図である。実際はｎGEあるいはｎRFが同一のデータは信号強度が同じ場合があり、信号強度は階段状の変化をすることがあるが、全体の傾向を示すため模式的に示してある。ｋｅ方向の信号強度変化はｋｓの値により異なるのでｎRFの値により分けて示した（同図（ａ）参照）。これらの図からも分かるように本実施例のように撮像を行うとＴ2緩和によるｋ空間全体を通じた単調な信号強度の変化は残るものの、ＧＲＡＳＥ法特有の周期的な信号強度の変化がなくなる。したがって、リンギングアーチファクトが消滅あるいは減少する。特に位相エンコード方向についてはＴ2緩和による画像のボケも充分に抑制されるので画質が向上する。
【００５１】
また、リード位相エンコード方向の２次元データを収集するためには従来法のＮse倍のショット数が必要だが、スライスエンコード方向のデータは従来法の１／Ｎseのショット数で収集できるので、結局撮影時間は従来法と比べ変わらない。位相エンコード方向へのケミカルシフトによる画像の位置ずれも、従来法と変わらない。また、従来法同様エコータイムシフトも可能である。
【００５２】
本実施例は以上のように、Ｔ2緩和に起因したＧＲＡＳＥ法特有のリンギングアーチファクト（ゴースト）が著しく減るので、画像の分解能，解像度が向上する。これにより画像のアベレージングを行わなくても高画質の画像が得られるから、アベレージングを行う場合に比べて撮像速度が速くなる。また、Ｔ2緩和に対する補正が不要になりまたは簡素化できるので、その分、データ収集処理および再構成処理が容易になる。さらにまた、エコー数を一定とすると、位相エンコード方向のマトリクス数の設定に対する自由度が従来のＧＲＡＳＥ法に比べて向上するという利点がある。
【００５３】
次に本発明の変形例を図８〜図１１に基づいて説明する。
【００５４】
第１の変形例を図８に示す。同図に示すように、この変形例は２回の撮像で１つの３次元データを取得するもので、スライスエンコードｋｓ方向にハイパスフィルタに相当するエンコード配列を行うものである。具体的にはスライス方向における高い空間周波数の部分はＴＥ（エコータイム）の短いエコーデータによって埋められる。このため、分解能の高いシャープな画像になる。なお、反対に、スライス方向における空間周波数の低い部分をＴＥの短いエコーが担当するようにすることもでき、その場合、Ｓ／Ｎ比の高い画像が得られる。
【００５５】
第２の変形例を図９に示す。この変形例では、スライスエンコード方ｋｓ方向について、担当エコーとｋ空間との対応をシフトさせた。いわゆる“スクロール”の技法に依ってエコーデータ配置を行うものである。これにより、ｋ空間の中心付近のデータのＴＥを様々な値に変化させることができ、色々なコントラストに設定できる。
【００５６】
さらに第３の変形例を図１０に基づき説明する。同図から分かるように、この変形例のパルスシーケンスは、ｋ空間の約半分に充填するエコーデータのみを実際に収集するものであって、残りのエコーデータはその共役対称性を利用して計算により求め、充填するものである。このハーフフェーズエンコーディング法を採用することにより、スキャンをより一層高速化させることができる。
【００５７】
さらに、第４の変形例はエコーデータの収集順序に関し、図１１にその一例を示す。同図に示す如く、各エコーＥ（ｎGE，ｎRF）が分担する配列ブロック「ＧＥn−ＲＦn」の範囲内で、ショット毎の収集順序をエコー毎に独立に決めて撮像するものである。これらの独立した収集順序は例えばランダム表を使って決められる。例えば同図（ａ）は第１ショットを示すもので、黒丸が収集するエコーデータ、同図（ｂ）は第２ショットを示し、網掛けの白丸が第２ショットで収集するエコーデータである。このように各配列ブロック「ＧＥn−ＲＦn」相互間で独立した収集順序にすることで、体動などに因るアーチファクトが、はっきりとしたリンギングにならなくなり、画質向上につながる。
【００５８】
上記第１〜第４の変形例は、図８〜図１１に対応するパルスシーケンスをシーケンサ５に予め記憶させておくこと、およびこのパルスシーケンスによるデータ配列順序をデータ前処理ユニット１１に送ること、データ前処理ユニット１１に共役対称性を利用したエコーデータ計算処理をさせること（第３の変形例）の処理を付加することで実行でき、その他の構成は前記第１実施例と同一または同等である。
【００５９】
なお本発明は上記実施例および変形例に記載した構成に限定されるものではなく、種々の変形がさらに可能である。上記では３次元の画像データを収集する場合を述べたが、例えば、周波数分布或いは静磁場強度分布等をもう１つの次元として追加した、４次元以上の画像データの撮像にも適用可能である。
【００６０】
図３で高周波励起パルスとして９０°パルス、高周波反転パルスとしてのフリップ角１８０°のパルスを示したが、いずれのパルスも特定のフリップ角でなければいけない制約はなく、可変である。
【００６１】
また、高周波励起パルス印加時の選択励起用勾配磁場を位相エンコード方向に印加し、棒状の領域の撮像を行ったマルチスラブ，マルチアングルの撮像についても従来法同様可能である。
【００６２】
【発明の効果】
以上説明したように本発明に係るＭＲＩ装置では、傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つリード方向とは異なる第 1 の次元（例えばスライスエンコード方向）に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理と、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答し且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続的な交互反転によって得られる複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つリード方向及び第 1 の次元とは異なる第２の次元（例えば位相エンコード方向）に関する位相エンコードを施す第２の処理と、を含めた一連のシーケンス処理が実行されるため、リード方向の傾斜磁場パルスの極性反転によるエコーデータの配列方向と、ＲＦ反転パルスの印加によるエコーデータの配列方向とが別次元となり、ｋ空間上で特に位相エンコード方向のエコーデータの信号強度の周期性が殆ど解消される。すなわち、３次元ｋ空間に配置されたエコーデータをどのような平面で切断してみても、様々なエコータイム（ＴＥ）を持つエコーデータが常にＴＥの短いものから長いものの順に連続して並んでいるので、従来みられたＧＲＡＳＥ法特有の信号強度の周期性を殆ど排除でき、撮像マトリクスサイズ、空間分解能、コントラストを低下させずに、画像上のリンギングアーチファクトを抑制して、高品質の画像を短時間で得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例を示すＭＲＩ装置のブロック図。
【図２】同実施例におけるシーケンサの処理を示すフローチャート。
【図３】同実施例のハイブリッドＥＶＩ法に依るパルスシーケンス。
【図４】３次元ｋ空間におけるデータ配置を示すｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図５】（ａ），（ｂ）は第１ショット，第２ショットでのデータ配置順を示すｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図６】（ａ）はｎRF＝３でのｋｅ−ｋｒ断面のデータ配置方向を示す模式図、（ｂ）はｎGE＝３でのｋｓ−ｋｒ断面のデータ配置方向を示す模式図。
【図７】（ａ）はｋｅ方向の信号強度変化を示すグラフ、（ｂ）はｋｓ方向の信号強度変化を示すグラフ。
【図８】第１変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図９】第２変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１０】第３変形例を示す２次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１１】（ａ），（ｂ）は第４変形例を示す第１，第２ショットのデータ配置順を示す３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面の模式図。
【図１２】従来のＧＲＡＳＥ法による２次元撮像のパルスシーケンス。
【図１３】（ａ），（ｂ）は従来のＧＲＡＳＥ法に拠る各ショット毎のデータ収集・配置順を示す模式図。
【図１４】従来のＧＲＡＳＥ法による３次元撮像のパルスシーケンス。
【図１５】３次元のｋ空間を説明する図。
【図１６】従来の３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面でのデータ配置模式図。
【図１７】（ａ），（ｂ）は従来の３次元ｋ空間のｋｅ−ｋｓ断面における各ショットのデータ配置順を説明する模式図。
【図１８】（ａ），（ｂ）は各々、従来のＧＲＡＳＥ法によるｋｅ方向およびｋｓ方向における信号強度の変化を示すグラフ。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ｘ〜３ｙ 傾斜磁場コイル
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
５ａ 傾斜磁場シーケンサ
５ｂ ＲＦシーケンサ
６ コントローラ
７ 高周波コイル
８Ｔ 送信機
８Ｒ 受信機
１０ Ａ／Ｄ変換器
１１ データ前処理ユニット
１２ 再構成ユニット
１３ 記憶ユニット
１５ 入力器
Claims (5)
- 高周波励起パルスをスライス選択パルスとともに１回印加した後、高周波反転パルスを複数回、スライス選択パルスとともに順次印加する一方で、前記複数個の高周波反転パルスを印加した後のそれぞれの待ち時間にてリード方向の傾斜磁場パルスの極性を正負交互に連続反転して複数個のエコー信号を発生させる一連のシーケンス処理を行うシーケンス処理手段を備え、このシーケンス処理手段の実行により収集された前記エコー信号から３次元以上の次元の画像の再構成に必要なエコーデータを得るようにしたＭＲＩ装置において、
前記一連のシーケンス処理に、
前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加毎に変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向とは異なる第1の次元に関する同一の位相エンコードを施す第１の処理と、
前記複数の高周波反転パルスそれぞれの印加に応答して得られ且つ前記傾斜磁場パルスの極性の連続交互反転によって得られる前記複数個のエコー信号のそれぞれに、当該複数個のエコー信号それぞれに応じて変更されるエンコード量を有し且つ前記リード方向及び前記第 1 の次元とは異なる第２の次元に関する位相エンコードを施す第２の処理と、を含むように構成したことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 前記リード方向の傾斜磁場パルスの印加と前記第１及び第２の処理それぞれを成す傾斜磁場パルスの印加とに応じて、前記エコー信号から得られたエコーデータを周波数空間上に配置させるデータ配置手段を備えた請求項１記載のＭＲＩ装置。
- 前記画像は、前記リード方向に、位相エンコード方向及びスライスエンコード方向を加えた３つの次元を有する３次元画像であり、前記第１の次元は前記スライスエンコード方向であり、前記第２の次元は前記位相エンコード方向であり、前記第１の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記スライスエンコード方向の傾斜磁場パルスの印加であり、前記第２の処理を成す傾斜磁場パルスの印加は前記位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加である請求項１に記載のＭＲＩ装置。
- 前記シーケンス処理手段は、前記一連のシーケンス処理を、前記位相エンコード方向の画像マトリクス１列全部を前記エコーデータで充填するに足りる前記エコー信号を収集するまで、前記位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加を繰り返す手段を備えたことを特徴とする請求項３記載のＭＲＩ装置。
- 前記シーケンス処理手段は、前記一連のシーケンス処理を、前記スライスエンコード方向の画像マトリクスの列全部を前記エコーデータで充填するに足りる前記エコー信号を収集するまで、前記スライスエンコード方向の傾斜磁場パルスの印加を繰り返しながら、当該繰り返し毎に前記位相エンコード方向の傾斜磁場パルスの印加を繰り返す手段を備えたことを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩ装置。
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| US6097977A (en) * | 1997-12-31 | 2000-08-01 | General Electric Company | Method for controlling data acquisition and image reconstruction during continuous MR imaging |
| DE19962476B4 (de) * | 1999-12-24 | 2004-04-08 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren zur bildgebenden Untersuchung einer Probe mittels einer Aufnahmesequenz und Umordnung von Echosignalen |
| US7440635B2 (en) * | 2000-05-30 | 2008-10-21 | Sharp Laboratories Of America, Inc. | Method for removing ringing artifacts from locations near dominant edges of an image reconstructed after compression |
| US6707952B1 (en) | 2000-05-30 | 2004-03-16 | Sharp Laboratories Of America, Inc. | Method for removing ringing artifacts from locations near dominant edges of an image reconstructed after compression |
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| US7075299B1 (en) * | 2003-12-12 | 2006-07-11 | General Electric Company | Method and apparatus to correct amplitude modulation in multi-echo magnetic resonance imaging |
| DE102004011874B4 (de) * | 2004-03-11 | 2006-04-20 | Universitätsklinikum Freiburg | Verfahren zur Messung der Magnetresonanz (NMR) mittels Continuously Refocused Multiecho Spectroscopic Imaging |
| FR2873450B1 (fr) * | 2004-07-26 | 2006-09-29 | Gen Electric | Procede d'acquisition d'une image par resonance magnetique nucleaire |
| JP2006304955A (ja) * | 2005-04-27 | 2006-11-09 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN101512371B (zh) * | 2006-08-30 | 2012-09-05 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 多通道磁共振成像和波谱分析 |
| GB0619269D0 (en) * | 2006-09-29 | 2006-11-08 | King S College London | Method of mapping a magnetic field for use in magnetic resonance imaging |
| US7898254B2 (en) * | 2008-02-19 | 2011-03-01 | Advanced Mri Technologies, Llc | Arterial spin labeled, segmented, interleaved 3D GRASE MRI |
| JP2009254392A (ja) * | 2008-04-11 | 2009-11-05 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴イメージング装置及び画像生成方法 |
| JP5171373B2 (ja) * | 2008-04-24 | 2013-03-27 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置及びｒｆパルス印加方法 |
| WO2012102338A1 (ja) * | 2011-01-28 | 2012-08-02 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びそれを用いた血管撮像方法 |
| DE102012209955B4 (de) * | 2012-06-14 | 2014-02-20 | Siemens Aktiengesellschaft | Test eines Reordering-Algorithmus einer Spinecho-Magnetresonanzpulssequenz |
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| US10436866B2 (en) | 2014-01-31 | 2019-10-08 | The General Hospital Corporation | Simultaneous multislice MRI with random gradient encoding |
| WO2015164109A1 (en) * | 2014-04-24 | 2015-10-29 | Dignity Health | System and method for spiral multislab magnetic resonance imaging |
| KR20160012559A (ko) | 2014-07-24 | 2016-02-03 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 영상 장치 및 그에 따른 자기 공명 영상의 이미징 방법 |
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