(57)【要約】本発明は、勾配エコー信号（Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３）が複数の位相エンコード値について繰り返し獲得される磁気共鳴撮像方法に関る。検査される患者に照射されるＲＦ負荷を減少するために、パルスシーケンスのＲＦ励起パルス（ＨＦ１、ＨＦ２、ＨＦ３、ＨＦ４）のフリップ角は、位相エンコード値に依存して変化される。画像コントラストの最適化のために、フリップ角は、最小絶対位相エンコード値に対して最大であり、最大絶対位相エンコード値に対して最小であることが有利である。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
安定且つ本質的に均一の主磁場内に位置付けられる体の少なくとも一部を撮像する磁気共鳴撮像方法において、
核磁化の選択可能なフリップ角が関連付けられるＲＦ励起パルスの印加によって前記主磁場方向を横断する方向において体内で前記核磁化を励起する段階と、
位相エンコード方向において対応する継続時間と振幅の少なくとも１つの傾斜磁場パルスを生成することによって位相エンコード値に基づいて前記横核磁化を位相エンコードする段階と、
少なくとも１つのディフェイジング傾斜磁場パルスと少なくとも１つのリフェイジング傾斜磁場パルスを読出し方向において時間的に連続的に生成することによって前記横核磁化の少なくとも１つの勾配エコー信号を生成する段階と、
前記勾配エコー信号を測定する段階と、
複数の異なる位相エンコード値について繰り返し時間後、段階ａ）乃至ｄ）を繰り返すことによって勾配エコー信号のセットを獲得する段階と、
前記勾配エコー信号のセットを、前記体の画像に変換する段階と、
を有する方法であって、
前記ＲＦ励起パルスの前記フリップ角は、前記勾配エコー信号のセットの獲得の間に関連の位相エンコード値に依存して変えられることを特徴とする方法。
【請求項２】
前記勾配エコー信号のセットの獲得の間に、前記フリップ角は、前記勾配エコー信号の獲得の間に、前記位相エンコード値の絶対値が最小であるときには、最大値となり、前記位相エンコード値の絶対値が最大であるときには、ゼロ以外の最小値となるよう変えられることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記フリップ角は、前記位相エンコード値に依存して、前記最小値と前記最大値との間で次第に変えられることを特徴とする請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記勾配エコー信号のセットの獲得は、複数の等距離位相エンコード値について行われ、
前記複数の等距離位相エンコード値は、その絶対値に基づいて順序付けられることを特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項５】
前記フリップ角は、前記位相エンコード値の連続関数によって決定されることを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項６】
前記段階ａ）における前記ＲＦ励起パルスの印加は、交互の位相で交互に行われ、
前記方法の段階ｄ）における前記勾配エコー信号の各測定の後且つ前記方法の次の段階ａ）における次のＲＦ励起パルスの印加の前に、前記位相エンコード方向及び前記読出し方向のそれぞれにおいて少なくとも１つの傾斜磁場パルスが、前記方法の段階ｂ）及びｃ）において生成された前記傾斜磁場パルスの前記横核磁化の位相への影響が補償されるよう生成されることを特徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項７】
前記フリップ角の変化の前記勾配エコー信号の振幅への影響は、前記測定された勾配エコー信号が、前記方法の段階ｆ）における前記変換の前に、対応関数によって重み付けされることにより補償されることを特徴とする請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項８】
請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の方法を有し、安定且つ本質的に均一の主磁場内に位置付けられる体の少なくとも一部を撮像する磁気共鳴撮像装置において、前記装置は、
主磁場を生成する手段と、
前記主磁場に重ねられる傾斜磁場を生成する手段と、
前記体にＲＦパルスを印加する手段と、
前記傾斜磁場を生成する手段と前記ＲＦパルスを印加する手段を制御する制御手段と、
磁気共鳴信号を受信及び獲得する手段と、
前記獲得された磁気共鳴信号を、前記体の画像に変換する再構成手段と、
を有し、
前記制御手段及び前記再構成手段は、前記方法の以下の段階を実行可能であるようプログラムされ、前記方法の段階は、
核磁化の選択可能なフリップ角に関連付けられるＲＦ励起パルスを印加する段階と、
その継続時間及び／又は振幅は位相エンコード値に対応する少なくとも１つの傾斜磁場パルスを位相エンコード方向において生成する段階と、
少なくとも１つのディフェイジング傾斜磁場パルスと少なくとも１つのリフェイジング傾斜磁場パルスを読出し方向において時間的に連続的に生成する段階と、
少なくとも１つの勾配エコー信号を測定する段階と、
複数の異なる位相エンコード値に対する繰り返し時間後、段階ａ）乃至ｄ）を繰り返すことによって勾配エコー信号のセットを獲得する段階と、
前記勾配エコー信号を前記からだの画像に変換する段階と、
を有する装置であって、
前記制御手段は更に、前記ＲＦ励起パルスの前記プリップ角は、前記勾配エコー信号のセットの獲得の間に関連の位相エンコード値に依存して変えられるようプログラムされることを特徴とする装置。
【請求項９】
前記制御手段は、前記フリップ角を、前記位相エンコード値の関数によって決定し、
前記関数は、最小絶対位相エンコード値に対して最大フリップ角を割当て、最大絶対位相エンコード値に対してゼロ以外の最小フリップ角を割当てることを特徴とする請求項８記載の装置。
【請求項１０】
前記制御手段は、
前記方法の段階ａ）における前記ＲＦ励起パルスの印加は、交互の位相で交互に行われ、
前記方法の段階ｄ）における前記勾配エコー信号の各測定の後且つ前記方法の次の段階ａ）における次のＲＦ励起パルスの印加の前に、前記位相エンコード方向及び前記読出し方向のそれぞれにおいて少なくとも１つの傾斜磁場パルスが、前記方法の段階ｂ）及びｃ）において生成された前記傾斜磁場パルスの前記横核磁化の位相への影響が補償されるよう生成されるようプログラムされることを特徴とする請求項８又は９記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、安定且つ本質的に均一の主磁場内に位置付けられる体の少なくとも一部を撮像する磁気共鳴撮像方法に関り、この方法は、
核磁化の選択可能なフリップ角が関連付けられるＲＦ励起パルスの印加によって主磁場方向を横断する方向において体内で核磁化を励起する段階と、
位相エンコード方向において対応する継続時間と振幅の少なくとも１つの傾斜磁場パルスを生成することによって位相エンコード値に基づいて横核磁化を位相エンコードする段階と、
少なくとも１つのディフェイジング傾斜磁場パルスと少なくとも１つのリフェイジング傾斜磁場パルスを読出し方向において時間的に連続的に生成することによって横核磁化の少なくとも１つの勾配エコー信号を生成する段階と、
勾配エコー信号を測定する段階と、
複数の異なる位相エンコード値について繰り返し時間後、段階ａ）乃至ｄ）を繰り返すことによって勾配エコー信号のセットを獲得する段階と、
勾配エコー信号のセットを、体の画像に変換する段階と、を有する。
【０００２】
本発明は更に、そのような方法に基づいた磁気共鳴撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
安定且つ本質的に均一の主磁場に加えて、ＲＦパルス及び傾斜磁場パルスからなるパルスシーケンスが、検査される患者の体に既知のＭＲＩ方法によって作用する。その結果、患者の体内には、磁気共鳴装置の好適な受信装置（アンテナ又はコイル）によって検出される磁気共鳴信号が生成される。従来では、このデータにフーリエ変換が適用されて、それにより、診断目的に好適である患者の体の画像が再構成される。
【０００４】
ＭＲＩの適用の臨床的に関連する分野の数が最近において非常に増加している。この方法は、実質的に人間の体のどの部分の検査にも用いることができ、血液の流れ、心臓周期、又は呼吸といった重要な体の機能を検査することも特に可能である。いわゆるｋ空間の走査は、用いられるＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの数、時間間隔、継続時間、及び強度によって決定され、従って、関連の用いられたパルスシーケンスが、検査される体の一部の位置及び向き、選択された画像の細部の寸法、解像度、信号対雑音比、コントラスト、動きに対する感度等の再構成される画像の属性を完全に決定する。
【０００５】
磁気共鳴撮像において見受けられる重要な問題の１つは、診断目的のために十分な品質の完全な画像の獲得は、通常、望ましくなく長い時間を必要とすることである。特に、機能的及び介入的磁気共鳴撮像の分野では、患者の体内の動的な進行の観察、又は、磁気共鳴撮像によるモニタリングを用いる外科的介入の実行を可能にする非常に高速な方法が必要である。
【０００６】
上述の方法で用いられるパルスシーケンスは、「勾配エコー」シーケンスとして知られている。この用語は、略記ＧＲＥ（勾配エコー）、ＦＦＥ（高速フィールドエコー）、ＧＲＡＳＳ（定常状態における勾配リコールド獲得）、ＦＩＳＰ（定常状態歳差運動での高速撮像：例えば、Oppelt外による１９８６年の第５４巻第１号「Electromedica」の１５−１８頁を参照されたい）、又は、更にＥＰＩ（エコープレーナ撮像）によって通常は表される一般的なシーケンスを含む。これらのパルスシーケンスは、特に短い画像獲得時間を特徴とし、というのは、同様に一般的であるいわゆるスピンエコー方法とは異なり、これらは、核磁化を再度集束するために時間のかかるＲＦパルス（１８０°パルス）を用いないからである。上述した方法では、勾配エコーは、方法の段階ｃ）において、最初に、ディフェイジング傾斜磁場パルス、次に、リフェイジング傾斜磁場パルスが、読出し方向に生成されることにより、再集束ＲＦパルスの印加無く、排他的に生成される。この方法の段階ｄ）における勾配エコー信号の測定の際に、傾斜磁場は、周波数エンコードのために読出し方向に維持され、それにより核磁化は、再び位相がばらつく（dephase）。
【０００７】
非常に高速な勾配エコー法は、特に、動的な心臓の研究、磁気共鳴アンギオグラフィ、及び関節軟骨の検査におけるその価値を証明している。上述した勾配エコー法は、本発明の方法の段階ｂ）において、１つ及び２つの空間方向のそれぞれにおいて位相エンコードが行われる場合、３次元だけでなく２次元にも同様に好適であることが特に有利である。
【０００８】
可能な限り高速の画像獲得のために、勾配エコー法におけるパルスシーケンスは、可能な限り短い繰り返し時間で行われる。しかし、その結果、検査されるべき患者は、方法の段階ａ）において高速連続でＲＦ励起パルスに晒される。このＲＦ照射は、体内組織の加熱をもたらす。従って、高速撮像の場合、患者にとって生理学的に許容可能な制限を超えてしまう危険性がある。従って、磁気共鳴撮像の臨床上の使用は、単位時間あたりに与えられ得るＲＦエネルギーの最大量を定義する規則（いわゆる比吸収率、即ち、ＳＡＲ）に制約される。
【０００９】
この問題を回避するために、印加されるＲＦパワーを最小限にするために可能な限り小さい振幅及び継続時間を有する一般ＲＦ励起パルスを用いることはできない。これは、勾配エコー法において、画像コントラストは、ＲＦ励起パルスのフリップ角にある程度依存することが知られているからである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上述を考慮するに、本発明は、患者に対する最小限のＲＦ負荷と共に非常に短い画像獲得時間を可能にする勾配エコー法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上述した方法に基づいて、この目的は、ＲＦ励起パルスのフリップ角を、勾配エコー信号のセットの獲得の間に関連の位相エンコード値に依存して変化することによって達成される。
【００１２】
本発明に従ってＲＦ負荷を低減するためには、ＲＦ励起パルスの振幅又は継続時間、及び、従って、フリップ角は、画像コントラストにほとんど重要でない位相エンコード値のものについては意図的に低減される。検査される患者の体にあてられるＲＦパワーは、繰り返し時間と反比例し、且つ、ＲＦ励起パルスのフリップ角の二乗に正比例することが分かっている。従って、本発明では、フリップ角の小さい減少によって画像獲得のかなりの加速を達成することができる。
【００１３】
ＵＳ５，７０４，３５７から、ＲＦ負荷を低減するために高速スピンエコー法において大きい位相エンコード値に対する１８０°再収束パルスの振幅を低減することが公知である。しかし、本発明に基づいた方法は、既に再収束パルスを全く必要とすることなく動作する勾配エコー法であり、従って、上述の米国特許は、本発明の目的を達成するためには効果的ではない。これまで、勾配エコー法について、ＲＦパワーを更に低減することは全く必要ないという考えが広く一般的であった。何故なら、スピンエコー法における通常多数の１８０°再収束パルスではなく、かなり小さいフリップ角を有する比較的少ない励起パルスのみが用いられるからである（上述のOppelt外を参照されたい）。
【００１４】
本発明は、勾配エコー法に対し最適な画像コントラストを達成するために、特に短い画像獲得時間が所望される場合には画像獲得の間ずっとＲＦ励起パルスのフリップ角を一定に維持する必要はないという考えに基づいている。
【００１５】
本発明の方法に従って、勾配エコー信号のセットを獲得する際に、フリップ角を、勾配エコー信号の獲得の間に、位相エンコード値の絶対値が最小であるときには、最大値となり、位相エンコード値の絶対値が最大であるときには、ゼロ以外の最小値となるよう有利に変化する。この手順によると、画像コントラストに決定的なｋ空間の中心は、最大フリップ角で走査され、一方、画像コントラストにあまり重要ではないｋ空間の外側領域は、最小フリップ角で走査され、それにより、画質への顕著でない影響と引き換えに、患者へのＲＦ負荷の低減を結果として達成することができる。
【００１６】
ＲＦ負荷を低減するために、本発明の方法は、フリップ角を、位相エンコード値に依存して、最小値と最大値との間で次第に変化させることは道理に合っている。従って、ＲＦ励起パルスのフリップ角は、ｋ空間の中心からｋ空間の外側領域の方向において次第に減少する。特に、核磁化の動的定常状態で動作する勾配エコー法（例えば、ＧＲＡＳＳ又はＦＩＳＰといったいわゆる定常状態法）の場合、本発明のフリップ角の変化は、１つの位相エンコード値から別の位相エンコード値へのエコー信号の振幅のオーバーシュート及びアンダーシュートをもたらす。ステップ式、即ち、漸進的なフリップ角の変化によって、角磁化の動的定常状態の過度の混乱は回避される。このような混乱は、あった場合には、望ましくない画像アーチファクトをもたらし得る。
【００１７】
本発明の方法について、勾配エコー信号のセットの獲得は、複数の等距離位相エンコード値について行われ、複数の等距離位相エンコード値は、その絶対値に基づいて順序付けられることが有利であることが分かった。画像獲得のために、従って、位相エンコード値は、ｋ空間が最小絶対位相エンコード値（ｋｍｉｎ）から最大絶対位相エンコード値（ｋｍａｘ）まで走査されるよう順序付けられる。その結果、定常状態法における核磁化の動的定常状態の、フリップ角の変化によって引き起こされる混乱は、良好に予測且つ制御されることが可能である。この点について、画像獲得の過程において絶対位相エンコード値は、ゆっくりと変化することが重要である。
【００１８】
本発明において、ＲＦ励起パルスのフリップ角は、位相エンコード値の連続関数によって決定されるので、画像コントラストは、ＲＦ負荷が最小限にされるのと同時に特に有利に最適化することができる。フリップ角の位相エンコード値への関数的依存は、幾つかのパラメータによって関連の適用に適応することが可能である。
【００１９】
本発明の方法において、段階ａ）におけるＲＦ励起パルスの印加は、交互の位相で交互に行われ、また、本発明の方法の段階ｄ）における勾配エコー信号の各測定の後且つ本発明の方法の次の段階ａ）における次のＲＦ励起パルスの印加の前に、位相エンコード方向及び読出し方向のそれぞれにおいて少なくとも１つの傾斜磁場パルスが、本発明の方法の段階ｂ）及びｃ）において生成された傾斜磁場パルスの横核磁化の位相への影響が補償されるよう生成されるときに、特別な利点が得られる。このことは、画像獲得の際に核磁化の動的定常状態を使用する既知の勾配エコー法（例えば、ＧＲＡＳＳ、ＦＩＳＰ。上記を参照されたい）の更なる詳細に実際に関係する。このアプローチの結果、本発明の方法の段階ｄ）の各測定の後に残る核磁化は、本発明の段階ａ）乃至ｄ）の各次の繰り返しの際にエコー信号に寄与する。その結果、信号振幅、信号対雑音比、及び、最終的に画像コントラストが、最小の画像獲得時間で最適化される。これらの定常状態法では、エコー信号の振幅は、ＲＦ励起パルスのフリップ角に非常に依存する。例えば、ＦＩＳＰシーケンスの場合、信号振幅が適当であることを確実にするためには比較的大きいフリップ角を用いる必要がある。従って、このような種類のパルスシーケンスは、患者へのＲＦ負荷の点において特に問題があり、従って、本発明のように、位相エンコード値に依存してＲＦ励起パルスのフリップ角を変えることが有利である。
【００２０】
フリップ角の変化の勾配エコー信号の振幅への影響は、本発明の方法において、測定された勾配エコー信号が、方法の段階ｆ）における変換の前に、対応関数によって重み付けされることにより有利に補償される。従って、フリップ角と信号振幅との間の関数関係の理論的な知識を用いて、フリップ角の変化によってもたらされる望ましくない画像アーチファクトを回避することができる。用いられるべき重み付け関数は、ＲＦ励起パルスのフリップ角の値だけでなく、多くの場合において既知である核磁化緩和時間Ｔ１及びＴ２にも依存する。
【００２１】
請求項８、９、及び１０に開示するＭＲＩ装置は、本発明の方法を実施するのに好適である。臨床に用いられている従来の装置は、制御及び再構成手段を適宜プログラミングするだけで、本発明に基づいて有利に適応することが可能である。このために必要なソフトウェアは、ディスク又はＣＤ−ＲＯＭといった好適なデータ担体上で、又は、データネットワーク（インターネット）を介してダウンロードされることによって磁気共鳴撮像装置のユーザに、有利に利用可能にされる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
本発明の実施例を、図面を参照しながら以下に詳細に説明する。
【００２３】
図１において参照符号Ｓによって示す一番上の時間に依存するダイアグラムは、ＲＦ励起パルスＨＦ１、ＨＦ２、ＨＦ３、及びＨＦ４を示す。その下のダイアグラムは、スライス選択に用いられる傾斜磁場Ｇｓの時間における変化を示す。第３のダイアグラムは、傾斜磁場Ｇｐの位相エンコード方向に生成されるパルスを示す。一番下のダイアグラムは、読出し傾斜磁場Ｇｒの時間における変化を示す。傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、及びＧｒは、互いに垂直な空間方向に延在する。図１に示すパルスシーケンスは、ＦＩＳＰシーケンスに対応するが、本発明に基づいて変更されている。上述したように、このシーケンスは、核磁化は動的定常状態にある勾配エコーシーケンスである。図１は、画像獲得の際に連続的に印加されるシーケンスの一部のみを示す。図示する方法の第１のサイクルは、縦の点線によって決められる時間間隔内に生成されるＲＦパルスと傾斜磁場パルスからなる。この間隔は、ＲＦ励起パルスＨＦ１の印加により開始する（本発明の方法の段階ａ））。パルスＨＦ１の印加の間、スライス選択傾斜磁場Ｇｓもアクティブであり、従って、横核磁化が、患者の体の所定のスライス内で専用のやり方で励起される。従って、形成されるべき画像の画像面が決定される。横核磁化の位相エンコードは、傾斜磁場パルスＧＰ１によって行われる（本発明の方法の段階ｂ）。傾斜磁場パルスの振幅が、関連付けられる位相エンコード値ｋ１を決定する。次の段階（本発明の方法の段階ｃ））の間に、横核磁化のディフェイジングを引き起こす傾斜磁場パルスＧＲ１と、パルスＧＲ１の極性とは反対の極性を有するパルスＧＲ２が、時間的に引き続いて生成され、それにより、リフェイジングを引き起こす。これは、読出し傾斜磁場ＧＲ２が維持される間に測定される（本発明の方法の段階ｄ））勾配エコー信号Ｅ１をもたらす。このサイクルは、勾配エコー信号Ｅ２及びＥ３が測定される更なるサイクルによって続けられる。ＲＦ励起パルスＨＦ及びＨＦ４の位相は、パルスＨＦ１及びＨＦ３の位相とは反対である。交互の位相は、使用可能な核磁化の最大化をもたらす。段階ａ）乃至ｄ）は、勾配エコー信号のセットが測定されるまで繰り返され、勾配エコー信号のセットから、患者の体の画像を再構成することができる。図１において、１つのサイクル間の傾斜磁場Ｇｓ、Ｇｐ、及びＧｒのそれぞれの時間における変化は、核磁化への傾斜磁場パルスの全体の影響が互いに補償するよう予め決められていることを認識することができる。従って、各勾配エコー信号Ｅ１、Ｅ２、及びＥ３の測定後に残る核磁化が再び、各後続の測定の際の信号に寄与することが達成される。このような勾配エコー法は、「均衡高速フィールドエコー（Balanced  Fast  Field  Echo）」（均衡ＦＦＥ）法としても知られている。傾斜磁場パルスＧＰ２、ＧＰ３、及びＧＰ４は、図１に示す更なるサイクルのための位相エンコード値ｋ２、ｋ３、及びｋ４を決定する。本発明に従って、ＲＦ励起パルスＨＦ３及びＨＦ４の振幅は、パルスＨＦ１及びＨＦ２とそれぞれ比較して、患者に対するＲＦ負荷を低減するために、大きい位相エンコード値ｋ３及びｋ４のために小さくされる。従って、勾配エコーＥ３の信号振幅は、前の測定より小さい。しかし、画像コントラストはそれによってほとんど影響を受けない。というのは、画像コントラストは、小さいｋ値に関連付けられるエコー信号の振幅により強く決定されるからである。
【００２４】
図２のダイアグラムは、本発明によるＲＦ励起パルスのフリップ角αの位相エンコード値ｋへの実現可能な関数的な依存を示す。最小絶対位相エンコード値ｋ＝０に対して、この関数は、フリップ角の最大値α０を割当てる。最大絶対位相エンコード値ｋｍｉｎ及びｋｍａｘに対して、フリップ角は、ゼロではない最小値αｍｉｎとなる。図示する関数は、ガウス関数であり、そのパラメータは、一方で、ＲＦ負荷、他方で、画像コントラストの最適な調整を可能にする。
【００２５】
図３は、本発明の磁気共鳴撮像のための装置を示す図である。装置１は、安定した本質的に均一な主磁場を生成する主磁場磁石２を有する。３つの傾斜磁場コイル３、４、及び５は、主磁場に重ねられ、それぞれ異なる空間方向における調整可能な強度を有する傾斜磁場を生成するよう機能する。主磁場の方向は、慣例により、ｚ方向と称し、それに垂直な２つの方向は、それぞれｘ方向及びｙ方向と称する。傾斜磁場コイル３、４、及び５は、傾斜磁場増幅器１１からの電流を受信する。装置１は更に、主磁場によって横断され、また、患者７がその中に配置される装置の検査体積にＲＦパルスを印加するために、アンテナ又はコイルである伝送装置６を有する。伝送装置６は、変調器８に接続され、それによりＲＦパルスを生成する。更に、検査体積からの磁気共鳴信号を受信する受信装置も設けられる。図３に示す装置では、伝送装置と受信装置は、同じアンテナ又はコイルによって形成される。従って、伝送モードと受信モードで切替えるためのスイッチ９が必要である。受信された磁気共鳴信号は、復調器１０に供給される。変調器８、伝送装置６、及び傾斜磁場増幅器１１は、制御装置１２によって制御され、それにより、本発明の上述したパルスシーケンスを生成する。制御装置は、メモリ及びプログラム制御手段を有するマイクロコンピュータである。本発明の実用的な実施のために、メモリは、本発明の方法に応じた撮像パルスシーケンスの記述を有するプログラムを有する。復調器１０は、再構成ユニット１４に接続される。再構成ユニット１４もコンピュータである。再構成ユニット１４は、受信したエコー信号のセットを、表示スクリーン１５上に表示される画像に変換する。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明の方法のフローチャートを示す図である。
【図２】位相エンコード値へのフリップ角の関数的依存を示す図である。
【図３】本発明の磁気共鳴撮像装置を示す図である。
【図１】
2005524453.tif 000003
【図２】
2005524453.tif 000004
【図３】
2005524453.tif 000005
【国際調査報告】
2005524453.tif 000006
2005524453.tif 000007
2005524453.tif 000008