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JP3447099B2 - Mri装置 - Google Patents

Mri装置

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Publication number
JP3447099B2
JP3447099B2 JP03374594A JP3374594A JP3447099B2 JP 3447099 B2 JP3447099 B2 JP 3447099B2 JP 03374594 A JP03374594 A JP 03374594A JP 3374594 A JP3374594 A JP 3374594A JP 3447099 B2 JP3447099 B2 JP 3447099B2
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JP
Japan
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data
echo
sampling
mri apparatus
space
Prior art date
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JP03374594A
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JPH07241280A (ja
Inventor
吉和 池崎
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ジーイー横河メディカルシステム株式会社
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Publication date
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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】この発明は、MRI(Magnetic R
esonance Imaging)装置におけるデータ収集方法および
イメージング方法およびMRI装置に関し、さらに詳し
くは、画像再構成時間を短縮できるようにしたMRI装
置におけるデータ収集方法およびイメージング方法およ
びMRI装置に関する。
【0002】
【従来の技術】図8は、MRI装置における通常のフル
エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すなわ
ち、k−スペースの周波数軸方向のデータ数をNとする
とき、エコー中心(プロトン励起用のパルス系列SGに
おける励起パルスからエコー時間TE後の時間位置)よ
り時間的に前のサンプリング数N/2およびエコー中心
より時間的に後のサンプリング数N/2のN個のサンプ
リング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリング
データを収集する。従って、図9に示すように、収集し
たサンプリングデータは、k−スペースSを埋めつく
す。画像再構成では、前記k−スペースSのデータに対
し2次元フーリエ変換を行い、実数成分Reと虚数成分
Imを得て、絶対値Z=√{Re2+Im2}の画像を生
成する。
【0003】図10は、MRI装置における従来の非対
称エコー法によるデータ収集方法の説明図である。すな
わち、エコー中心より時間的に前のサンプリング数m
(通常、mはN×10%程度である。)およびエコー中
心より時間的に後のサンプリング数N/2の(m+N/
2)個のサンプリング点でエコー信号をサンプリング
し、サンプリングデータを収集する。従って、図11に
示すように、収集したサンプリングデータはk−スペー
スを埋めつくさず、欠けている部分Eを生じる。画像再
構成では、まず、周波数軸方向の中心軸Gyがエコー中
心に対応するk−スペースSを想定し、前記中心軸Gy
に対称な(m+m)の範囲のサンプリングデータを用い
て位相補正を行う。この位相補正を行うのは、主磁場不
均一,生体内の磁化率の違いによる局所的磁場不均一,
血流による位相シフトなどに起因する位相歪をサンプリ
ングデータが含むので、この位相歪を除去するためであ
る。そして、k−スペースの半分のデータH(図11)
に対して2次元フーリエ変換を行い、実数成分Reと虚
数成分Imを得て、その実数成分Reの画像を生成す
る。通常、虚数成分Imを使用すると望ましい画像が得
られないため、虚数成分Imは使用しない。
【0004】この特殊な画像再構成は数学的には後述の
(数1)でt0=0とおいた場合に相当し、第2項がゼ
ロとなり、実数成分より強度が1/2の所望の画像が得
られる。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】上記フルエコー法で
は、位相補正は全く要らないが、エコー中心より前にサ
ンプリング数N/2のデータを収集するため、エコー時
間TEを短くすることが出来ない。このため、エコー時
間TEを短くしたい場合は、上記非対称エコー法が用い
られている。しかし、上記従来の非対称エコー法では、
位相補正が必要であるため、画像再構成時間が長くなっ
てしまう問題点がある。なお、位相補正を行わないと、
位相歪によって、画像にアーチファクトを生じてしま
う。また、従来例に示すような特殊な画像再構成を用い
ないとリンギングアーチファクトを生じてしまう。そこ
で、この発明の目的は、非対称エコー法を改良して、上
記位相補正を不要とし、画像再構成時間を短縮できるよ
うにしたMRI装置におけるデータ収集方法およびイメ
ージング方法およびMRI装置を提供することにある。
【0006】
【課題を解決するための手段】第1の観点では、この発
明は、MRI装置において、エコー中心より時間的に前
のサンプリング数をm、エコー中心より時間的に後のサ
ンプリング数をp、k−スペースの周波数軸方向の全デ
ータ数をNとするとき、m<p、且つ、N×20%≦m
≦N×35%、且つ、m+p≦Nとしてエコー信号をサ
ンプリングしデータを収集することを特徴とするMRI
装置におけるデータ収集方法を提供する。
【0007】第2の観点では、この発明は、MRI装置
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をm、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
p、k−スペースの周波数軸方向の全データ数をNとす
るとき、m<p、且つ、N×20%≦m≦N×35%、
且つ、m+p=Nとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、そのサンプリングデータに
対して2次元フーリエ変換を施し、実数成分Reおよび
虚数成分Imを得て、絶対値Z=√{Re2+Im2}の
画像を生成することを特徴とするMRI装置におけるイ
メージング方法を提供する。
【0008】第3の観点では、この発明は、MRI装置
において、エコー中心より時間的に前のサンプリング数
をm、エコー中心より時間的に後のサンプリング数を
p、k−スペースの周波数軸方向の全データ数をNとす
るとき、m<p、且つ、N×20%≦m≦N×35%、
且つ、m+p<Nとしてエコー信号をサンプリングしサ
ンプリングデータを収集し、周波数軸方向の中心がエコ
ー中心に対応するk−スペース中で前記サンプリングデ
ータの欠けた部分に0を代入し、そのk−スペースのデ
ータに対して2次元フーリエ変換を施し、実数成分Re
および虚数成分Imを得て、絶対値Z=√{Re2+I
2}の画像を生成することを特徴とするMRI装置に
おけるイメージング方法を提供する。
【0009】第4の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数mがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数pより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを収集するMRI装置において、k−
スペースの周波数軸方向の全データ数をNとするとき、
N×20%≦m≦N×35%、且つ、m+p≦Nとして
エコー信号をサンプリングしデータを収集するデータ収
集手段を具備したことを特徴とするMRI装置を提供す
る。
【0010】第5の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数mがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数pより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するMRI装置において、k−
スペースの周波数軸方向の全データ数をNとするとき、
N×20%≦m≦N×35%、且つ、m+p=Nとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、そのサンプリングデータに対
して2次元フーリエ変換を施し実数成分Reおよび虚数
成分Imを得て絶対値Z=√{Re2+Im2}の画像を
生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴とする
MRI装置を提供する。
【0011】第6の観点では、この発明は、エコー中心
より時間的に前のサンプリング数mがエコー中心より時
間的に後のサンプリング数pより少ない非対称のサンプ
リング点でデータを取得するMRI装置において、k−
スペースの周波数軸方向の全データ数をNとするとき、
N×20%≦m≦N×35%、且つ、m+p<Nとして
エコー信号をサンプリングしサンプリングをデータを収
集するデータ収集手段と、周波数軸方向の中心がエコー
中心に対応するk−スペース中で前記サンプリングデー
タの欠けた部分に“0”を代入しそのk−スペースのデ
ータに対して2次元フーリエ変換を施し実数成分Reお
よび虚数成分Imを得て絶対値Z=√{Re2+Im2
の画像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特
徴とするMRI装置を提供する。
【0012】
【作用】図12に示す非対称エコー信号x’(t)は、
非対称エコー法によるサンプリングデータに相当する。
エコー中心を時刻t=0とし、また、非対称エコー法で
のサンプリング開始時刻を−t0とし、 h(t)=1 t≧−t0 h(t)=0 t<−t0 なる窓関数h(t)を想定すると、前記非対称エコー信
号x’(t)は、窓関数h(t)を対称エコー信号x
(t)に乗算したものと等価であるから、 x’(t)=x(t)・h(t) と表せる。そこで、非対称エコー信号x’(t)のフー
リエ変換F[x’(t)]は、 F[x’(t)]=F[x(t)・h(t)] =F[x(t)]*F[h(t)] …(a) となる。ここで、t0=0とすると、 F[h(t)]=δ(f)/2−i/(2πf) (但し、δ(f)はデルタ関数) であるから、 F[h(t+t0)] =exp{i・2π・t0}・(δ(f)/2−i/(2πf)) …(b) となる。式(a)に式(b)を代入して整理し、 F[x’(t)]=I(f) F[x(t)] =X(f) とおけば、次の(数1)が得られる。
【0013】
【数1】
【0014】(数1)の実数成分は、対称エコー信号x
(t)の1/2パワーの画像と,t0により決まる周波
数成分のシンク(sinc)関数と対称エコー信号のた
たみ込みの和になっている。このことは、t0が小さい
場合はリンギングアーチファクトを無視できないが、t
0が大きい場合はリンギングアーチファクトを無視でき
ることを示している。従来のようにt0が小さいデータ
で従来例のような特殊な画像再構成を用いないとリンギ
ングアーチファクトが問題となる。
【0015】さて、この発明のMRI装置におけるデー
タ収集方法およびイメージング方法およびMRI装置で
は、エコー中心より時間的に前のサンプリング数mをk
−スペースの周波数軸方向の全データ数Nの20%以上
とするから、従来の非対称エコー法(通常、10%程
度)に比べて、上記t0が大きくなっている。従って、
位相補正を行わないが、位相歪によるアーチファクトを
低減できることになる。また、従来例のような特殊な画
像再構成を行わなくてもリンギングアーチファクトが無
視できるぐらい小さい。また、エコー中心より時間的に
前のサンプリング数mをk−スペースの周波数軸方向の
全データ数Nの35%以下とするから、非対称エコー法
の利点を失わず、短いエコー時間TEに対応できる。そ
して、位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮
できるようになる。
【0016】
【実施例】以下、図に示す実施例によりこの発明をさら
に詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定さ
れるものではない。図1は、この発明のMRI装置の一
実施例のブロック図である。このMRI装置100にお
いて、マグネットアセンブリ1は、内部に被検体を挿入
するための空間部分(孔)を有し、この空間部分を取り
まくようにして、被検体に一定の静磁場を印加する静磁
場コイルと、勾配磁場を発生するための勾配磁場コイル
(勾配コイルは、読み出し,位相エンコード,スライス
選択の各軸のコイルを備えている)と、被検体内の原子
核のスピンを励起するためのRFパルスを与える送信コ
イルと、被検体からのNMR(Nuclear Magnetic Reson
ance)信号を検出する受信コイル等が配置されている。
静磁場コイル,勾配磁場コイル,送信コイルおよび受信
コイルは、それぞれ主磁場電源2,勾配磁場駆動回路
3,RF電力増幅器4および前置増幅器5に接続されて
いる。
【0017】シーケンス記憶回路8は、計算機7からの
指令に従い、スピンエコー法やグラジエントエコー法な
どのパルス系列に基づいて、勾配磁場駆動回路3を操作
し、前記マグネットアセンブリ1の勾配磁場コイルから
勾配磁場を発生させると共に、ゲート変調回路9を操作
し、RF発振回路10の高周波出力信号を所定タイミン
グ・所定包絡線のパルス状信号に変調し、それをRFパ
ルスとしてRF電力増幅器4に加え、RF電力増幅器4
でパワー増幅した後、前記マグネットアセンブリ1の送
信コイルに印加し、被検体の目的のスライスを選択励起
する。
【0018】前置増幅器5は、マグネットアセンブリ1
の受信コイルで検出された被検体からのNMR信号を増
幅し、位相検波器12に入力する。位相検波器12は、
RF発振回路10の出力を参照信号とし、前置増幅器5
からのNMR信号を位相検波して、A/D変換器11に
与える。A/D変換器11は、位相検波後のアナログ信
号をディジタル信号に変換して、計算機7に入力する。
計算機7は、A/D変換器11からのデジタル信号に対
する画像再構成演算を行い、目的のスライスのイメージ
(プロトン密度像)を生成する。このイメージは、表示
装置6にて表示される。また、計算機7は、操作卓13
から入力された情報を受け取るなどの全体的な制御を受
け持つ。
【0019】図2は、上記MRI装置100における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第1例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数m(第1例では、mはN×25%とする。)およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数p(第1
例では、pはN×75%とする。)のN個のサンプリン
グ点でエコー信号をサンプリングし、サンプリングデー
タを収集する。従って、図3に示すように、収集したサ
ンプリングデータはk−スペースを埋めつくす。画像再
構成では、前記k−スペースSのデータに対し2次元フ
ーリエ変換を行い、実数成分Reと虚数成分Imを得
て、絶対値Z=√{Re2+Im2}の画像を生成する。
以上の第1例のデータ収集方法およびイメージング方法
では、エコー中心より時間的に前のサンプリング数mを
k−スペースの周波数軸方向の全データ数Nの25%と
するから、t0が大きく、位相補正を行わないが位相歪
によるアーチファクトを低減できる。また、従来例のよ
うな特殊な画像再構成を行わなくてもリンギングアーチ
ファクトが無視できるぐらい小さい。また、非対称エコ
ー法の利点を失わず、短いエコー時間TEに対応でき
る。また、位相補正を行わないため、画像再構成時間を
短縮することが出来る。さらに、従来は収集していなか
った高周波成分(図3に示すQの部分)を含むため、画
像分解能を上げることが出来る。
【0020】図4は、上記MRI装置100における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第2例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数m(第2例では、mはN×35%とする。)およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数p(第2
例では、pはN×50%とする。)の(m+p)個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図5に示すように、収
集したサンプリングデータはk−スペースSを埋めつく
さず、欠けている部分F1を生じる。画像再構成では、
まず、周波数軸方向の中心軸Gyがエコー中心に対応す
るk−スペースSを想定し、サンプリングデータの欠け
ている部分F1に“0”を代入する。そして、そのk−
スペースSのデータに対して2次元フーリエ変換を施
し、実数成分Reおよび虚数成分Imを得て、絶対値Z
=√{Re2+Im2}の画像を生成する。
【0021】以上の第2例のデータ収集方法およびイメ
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数mをk−スペースの周波数軸方向の全データ数
Nの35%とするから、t0が大きく、位相補正を行わ
ないがリンギングアーチファクトを低減できる。また、
非対称エコー法の利点を失わず、短いエコー時間TEに
対応できる。また、位相補正を行わないため、画像再構
成時間を短縮することが出来る。
【0022】図6は、上記MRI装置100における非
対称エコー法によるデータ収集方法の第3例の説明図で
ある。すなわち、エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数m(第3例では、mはN×20%とする。)およ
びエコー中心より時間的に後のサンプリング数p(第3
例では、pはN×30%とする。)の(m+p)個のサ
ンプリング点でエコー信号をサンプリングし、サンプリ
ングデータを収集する。従って、図7に示すように、収
集したサンプリングデータはk−スペースSを埋めつく
さず、欠けている部分F1,F2を生じる。画像再構成
では、まず、周波数軸方向の中心軸Gyがエコー中心に
対応するk−スペースSを想定し、サンプリングデータ
の欠けている部分F1,F2に“0”を代入し、そのk
−スペースSのデータに対して2次元フーリエ変換を施
し、実数成分Reおよび虚数成分Imを得て、絶対値Z
=√{Re2+Im2}の画像を生成する。
【0023】以上の第3例のデータ収集方法およびイメ
ージング方法では、エコー中心より時間的に前のサンプ
リング数mをk−スペースの周波数軸方向の全データ数
Nの20%とするから、t0が大きく、位相補正を行わ
ないが位相歪によるアーチファクトおよびリンギングア
ーチファクトを低減できる。また、非対称エコー法の利
点を失わず、短いエコー時間TEに対応できる。また、
位相補正を行わないため、画像再構成時間を短縮するこ
とが出来る。
【0024】
【発明の効果】この発明のMRI装置におけるデータ収
集方法およびイメージング方法およびMRI装置によれ
ば、エコー中心より時間的に前のサンプリング数mをk
−スペースの周波数軸方向の全データ数Nの20%以上
35%以下とするから、位相補正を行わなくても位相歪
によるアーチファクトおよびリンギングアーチファクト
を低減できる。また、非対称エコー法の利点を失わず、
短いエコー時間TEに対応できる。そして、位相補正を
行わないため、画像再構成時間を短縮することが出来
る。特に、タイムオブフライト・アンジオグラフィにお
いて有用である。
【図面の簡単な説明】
【図1】この発明のMRI装置の一実施例のブロック図
である
【図2】図1のMRI装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第1例の説明図である。
【図3】図2のデータ収集方法にかかるk−スペースの
説明図である。
【図4】図1のMRI装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第2例の説明図である。
【図5】図4のデータ収集方法にかかるk−スペースの
説明図である。
【図6】図1のMRI装置における非対称エコー法によ
るデータ収集方法の第3例の説明図である。
【図7】図6のデータ収集方法にかかるk−スペースの
説明図である。
【図8】フルエコー法によるデータ収集方法の説明図で
ある。
【図9】図8のデータ収集方法にかかるk−スペースの
説明図である。
【図10】従来の非対称エコー方法によるデータ収集方
法の説明図である。
【図11】図10のデータ収集方法にかかるk−スペー
スの説明図である。
【図12】非対称エコー信号と対称エコー信号と窓関数
の説明図である。
【符号の説明】
100 MR装置 1 マグネットアセンブリ 7 計算機 8 シーケンスコントローラ 9 ゲート変調回路 10 RF発振回路 13 操作卓 N k−スペースの周波数軸方向の全デー
タ数 m エコー中心より時間的に前のサンプリ
ング数 p エコー中心より時間的に後のサンプリ
ング数 TE エコー時間 SG プロトン励起用のパルス系列

Claims (5)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 エコー中心より時間的に前のサンプリン
    グ数mがエコー中心より時間的に後のサンプリング数p
    より少ない非対称のサンプリング点でデータを取得する
    MRI装置において、 k−スペースの周波数軸方向の全データ数をNとすると
    き、 N×20%≦m≦N×35%、且つ、m+p=N としてエコー信号をサンプリングすることによりデータ
    を収集するデータ収集手段と、そのサンプリングデータ
    に対して2次元フーリエ変換を施し実数成分Reおよび
    虚数成分Imを得て絶対値Z=√{Re2+Im2}の画
    像を生成する画像再構成手段とを具備したことを特徴と
    するMRI装置。
  2. 【請求項2】 エコー中心より時間的に前のサンプリン
    グ数mがエコー中心より時間的に後のサンプリング数p
    より少ない非対称のサンプリング点でデータを取得する
    MRI装置において、 k−スペースの周波数軸方向の全データ数をNとすると
    き、 N×20%≦m≦N×35%、且つ、m+p<N としてエコー信号をサンプリングすることによりデータ
    を収集するデータ収集手段と、周波数軸方向の中心がエ
    コー中心に対応するk−スペース中で前記サンプリング
    データの欠けた部分に“0”を代入しそのk−スペース
    のデータに対して2次元フーリエ変換を施し実数成分R
    eおよび虚数成分Imを得て絶対値Z=√{Re2+I
    2}の画像を生成する画像再構成手段とを具備したこ
    とを特徴とするMRI装置。
  3. 【請求項3】 請求項1に記載のMRI装置において、 m=N×25% であることを特徴とするMRI装置。
  4. 【請求項4】 請求項2に記載のMRI装置において、 m=N×35% , p=N×50% であることを特徴とするMRI装置。
  5. 【請求項5】 請求項2に記載のMRI装置において、 m=N×20% , p=N×30% であることを特徴とするMRI装置。
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DE102013218279A1 (de) 2013-09-12 2015-03-12 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Erzeugung einer räumlich selektiven Anregung in einer Magnetresonanzeinrichtung und Magnetresonanzeinrichtung

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