(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ハーフフーリエイメージング複素共役法と共有エコー画像診断法とが組み合わされて利用されるＮＭＲデータを提供する高速スピンエコー（ＦＳＥ）ＭＲＩデータ取得シーケンスを実行するようにプログラムされたシーケンスコントローラおよび画像処理装置を含む磁気共鳴イメージング装置であって、前記プログラムされたシステムは、
共有の先行ＲＦ励起パルスの後に続く複数の１８０°ＲＦフリップパルスそれぞれの後にＴ２減衰で連続的に発生する複数のスピンエコーからＦＳＥ  ＮＭＲデータを取得する手段と、
共有のＴ２減衰間隔内で同一位相エンコードを有するＮＭＲスピンエコーデータを取得する前記１８０°ＲＦフリップパルスの一定の単一角度の後に発生する前記スピンエコーのうちの少なくとも２つを同一に位相エンコードする手段と、
（ａ）Ｔ２減衰の第１レベルで前記同一の位相エンコードを有するＮＭＲスピンエコーデータを用いて第１のハーフフーリエイメージング（ＨＦＩ）完成データセット及び（ｂ）Ｔ２減衰の前記第１レベルと異なる、Ｔ２減衰の第２レベルで前記同一の位相エンコードを有する第２のハーフフーリエイメージング（ＨＦＩ）完成データセットを形成することによってそれぞれ異なるＴ２コントラストを有する少なくとも２つの画像データセットを生成するための手段と、
異なるＴ２減衰間隔でＮＭＲデータの同一位相エンコードを生成するために追加のＲＦ励起パルスを必要とせずに複数のＴ２コントラスト画像を達成する前記データセット毎に画像を生成するための手段と、を備え、
前記取得する手段および位相エンコードする手段は、ハーフフーリエイメージング（ＨＦＩ）を利用するその後の画像再構成処理の完了で位相エンコードされたＮＭＲデータの完全セット未満を取得し、ＮＭＲデータの完全セットの残りを供給する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
同一位相エンコードを有するが、第２のＴ２減衰間隔で取得された同一位相エンコードデータの第２セットのＲＦ位相を第１のＴ２減衰間隔で取得された同一位相エンコードデータの第１セットのＲＦ位相と置換することによって、所定の単一１８０°ＲＦフリップパルス後に異なるＴ２減衰間隔で取得されるＮＭＲデータのＲＦ位相を補正するための手段をさらに備える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記シーケンスコントローラは、勾配磁場コイルを以下（ａ）乃至（ｇ）の動作、すなわち、
（ａ）選択原子核を第１の角度に章動させ、
（ｂ）前記選択原子核を第２の角度に章動させ、
（ｃ）前記第２の角度に章動した原子核を第１の値により空間位相エンコードし、
（ｄ）スピンエコーＮＭＲ信号を得、
（ｅ）前記（ｃ）における前記位相エンコードをキャンセルし、
（ｆ）予め定められたエコー数の回数だけ位相エンコード量を変えながら前記（ｂ）から（ｅ）の動作（ただし、前記エコー数の内の少なくとも２つは実質的に同一の位相エンコード量を持つ）を繰り返し、
（ｇ）前記ハーフフーリエ変換複素共役性に基づいて第１のＭＲＩ画像を完成させるのに必要なスキャン回数だけ、前記（ａ）から（ｆ）までの動作を繰り返す、という動作に切り替える請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記画像処理装置は、前記共有エコー画像診断シーケンスに組み合わされたハーフフーリエ変換複素共役性に基づき前記ＭＲＩデータから第２のＭＲＩ画像を生成する請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記画像処理装置が生成した第１、第２のＭＲＩ画像は、両者の相対Ｔ２コントラストを除いては実質的に同じ画像であることを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記共有エコー画像診断シーケンスは、少なくとも１組の共有エコー信号と、少なくとも２組の重複エコー信号とを収集し、
前記画像処理装置は、
（１）少なくとも１組の前記重複エコー信号と少なくとも１組の共有エコー信号から、２つのＭＲＩ画像の一方を生成し、
（２）前記重複エコー信号の他の組と少なくとも１組の前記共有エコー信号から、前記２つのＭＲＩ画像の他方を生成することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記ＲＦ位相を補正するための手段は、
（ａ）前記重複エコー信号の一方の組のフーリエ変換を得て、その第１の振幅及び位相成分を得る手段と、
（ｂ）前記重複エコー信号の他の組のフーリエ変換を得て、その第２の振幅及び位相成分を得る手段と、
（ｃ）前記第２の位相成分を第１の位相成分で置換する手段と、
（ｄ）前記第２の振幅成分及び第１の位相成分を逆フーリエ変換し、位相の補正がなされた重複エコー信号の他の組とする手段によって構成され、
前記画像処理装置は、前記位相補正がなされた重複エコー信号の他方と共有エコー信号の少なくとも１組から、前記第２のＭＲＩ画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
（１）静磁場を発生する手段と、
（２）撮像被検体から所定のスライスを空間的に選択するためのスライス選択勾配磁場を発生する手段と、
（３）第１フリップ角度のＲＦ章動パルスを送信する手段と、
（４）特定振幅によって原子核を空間的にエンコードするための位相エンコード勾配磁場を発生する手段と、
（５）スピンエコー応答を得るために第２フリップ角度の第２のＲＦ章動パルスを送信する手段と、
（６）スライスの他の方向に原子核を空間的にエンコードするための周波数エンコード勾配磁場を発生する手段と、
（７）前記周波数エンコード勾配磁場が印加される間に、空間的に位相エンコードがなされた原子核の少なくともいくつかのスピンエコー応答からのＮＭＲ信号を受信する手段と、
（８）複数の位相エンコード勾配磁場の印加回数に応じ、所定の時間間隔で前記手段（４）から（７）までを動作させることにより、
（ａ）特定の同一振幅を有する位相エンコード勾配磁場により手段（４）において異なるＴ２減衰時刻に空間的にエンコードがなされた原子核からの少なくとも２組のスピンエコー応答を得、
（ｂ）前記（８）（ａ）のどのＴ２減衰時刻とも異なる時刻に前記（８）（ａ）の特定振幅とは異なる振幅によって空間的にエンコードがなされた少なくとも１つのスピンエコー応答を得る手段と、
（９）前記（８）（ｂ）のスピンエコー応答のハーフフーリエ複素共役を推定する手段と、
（１０）前記（８）（ａ）の２組のスピンエコー応答のうちの一方を選択する手段と、
（１１）前記（８）（ｂ）、（９）、（１０）において得られたスピンエコー応答を組合わせる手段と、
（１２）前記（１１）において組み合わされたスピンエコー応答に基づく画像を作成する手段と、
（１３）前記（１０）における２組のスピンエコー応答のうちの他方を選択することにより前記手段（１０）から（１２）までを動作させる手段と、
を具備する請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記（１１）から（１３）までにおいて得られる２つの画像は、その相対的Ｔ２コントラストを除いては同じである請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記スピンエコー応答の少なくとも１組は、ｋ空間の略中央において空間的にエンコードされた原子核に対応する請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記（８）（ａ）の少なくとも２つのスピンエコー応答の組は、スピンエコー応答の第１の組Ａ（Ｋｘ，Ｋｙ）及びスピンエコー応答の第２の組Ｂ（Ｋｘ，Ｋｙ）から成り、
（１２ａ）振幅及び位相成分ａ振幅・ａ位相を得るべく前記スピンエコー応答の第１の組Ａ（Ｋｘ，Ｋｙ）のフーリエ変換を得る手段と、
（１２ｂ）振幅及び位相成分ｂ振幅・ｂ位相を得るように前記スピンエコー応答の第２の組Ｂ（Ｋｘ，Ｋｙ）のフーリエ変換を得る手段と、
（１２ｃ）ｂ振幅・ａ位相を得るべく前記（１２ｂ）からの信号のｂ位相成分をａ位相成分で置き換える手段と、
（１２ｄ）前記ｂ振幅・ａ位相を逆フーリエ変換し、前記（１３）の２組のスピンエコー応答のうちの他方であって、位相補正がなされたＢ’（Ｋｘ，Ｋｙ）を得る手段をさらに具備することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング、特に共有エコーイメージングシーケンスに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）法はこれまでに公知であり、かつ文献上にも多く記録されている現象である。被検体内の各々の原子核は、周知のように、互いにランダムな方向を向いている。ＭＲＩ技術においては、これら原子核のうちの特定の原子核を操作することで、撮影する被検体内から測定可能な磁気共鳴信号を得ている。
【０００３】
一般に、ＭＲＩにおいて被検体は図５に示すように外側の静磁場磁石によって作られた均一な磁場、すなわち静磁場Ｈ０（図１）内に置かれる。静磁場Ｈ０は被検体内の全ての原子核（あるいはそのうちの何パーセントか）をＨ０の方向に整列させる。原子核はその磁気モーメントによりラーモア周波数と呼ばれる特定の周波数で回転する。図１において、各々の原子核は、Ｚ方向に整列して回転する矢印（これは磁気モーメントを示す）としてモデル化されている。
【０００４】
系に他の摂動（パーチャベーション）が導入されない場合、静磁場Ｈ０の存在によって各々の原子核は互いに整列して回転し続けるが、ＭＲＩでは、ＲＦ送信コイル（図５）が生成するＲＦパルスにより、原子核に摂動を起こさせる。このＲＦ送信により原子核は均一な静磁場の方向に対しある特定の角度（通常は９０度）だけ傾く（又は章動（ニューテート）する）。ＲＦパルスを印加する以前において原子核は静磁場の方向に回転しているので、このＲＦパルスにより、図２に示すように原子核が首振り運動する磁場の方向に直交する面（ｘ−ｙ面）に対して原子核は章動することになる。
【０００５】
ＲＦパルスが除去されると、歳差運動している原子核は図３に示すように静磁場Ｈ０の方向にそろうように徐々に緩和する。原子核は各々、小さな磁石として概念化されるので、原子核が完全に９０度ほど章動している場合（図２）、静磁場方向の原子核の磁気ベクトル成分は零である。ここで、原子核は静磁場方向にそろうよう緩和（図３）する。原子核が一列に並んだ位置に完全に戻るまでの時定数はＴ１であり、静磁場方向の磁化ベクトル成分は緩やかに最大値にまで増加する。また、ｘ−ｙ平面の磁化ベクトル成分は時定数Ｔ２で減少する。原子核が９０°の位置から整列位置に緩和する際には、これらの磁化ベクトル成分が変化する結果として、原子核はラーモア周波数のＲＦ信号を発生する。緩和中の原子核から発生したＲＦ信号は、ＲＦ受信コイルにより受信され、この信号は制御回路及び画像処理回路によって処理される。その処理結果は、図５に示す画像表示装置（VDT: Video Display Tube ）によって表示される。
【０００６】
撮像される被検体には多くの原子核が含まれていることは勿論であるが、通常は、選択的な分析を行うために、被検体の所定のボリューム（領域）のＭＲ画像信号を分離する。ＭＲＩの二次元フーリエ変換法において、被検体内の原子核は、画像ボリューム内の直交三方向の勾配磁場を用いて空間エンコードされる。ここでは、勾配磁場方向を規定するｘ，ｙ，ｚ軸は、各々、リード（読み出し）方向、位相方向、スライス方向と称する。スライス方向勾配磁場（Ｇｚ）は被検体の体軸方向に沿って勾配磁場を与えるものであり、データ取得を行う被検体のスライスを選択するためのものである。一のスライスに対するデータ取得が終了すると他のスライスが選択される。スライス選択は、画像化に必要な全ボリュームが選択され、そして画像化されるまで繰り返される。
【０００７】
スライス選択が行われると、当該スライスの領域は、図４に示すように、いわゆる位相方向（ｙ）とリード方向（ｘ）とによって規定される二次元領域として見ることができる。位相方向においては、そのスピン位相によりｙ軸に沿って原子核を空間エンコードするため、他の勾配磁場コイル（このコイルは可変振幅特性（Ｇｙ）を有する）が用いられる。図４に示すように、ｙ軸に沿って各々の原子核スピンは互いに同一周波数を持つが、位相すなわち回転角が異なる。これは９０°ＲＦパルス送信後に、ｙ軸方向においてスピンの周波数を一時的に変化させることにより実現される。すなわち、可変振幅勾配磁場によりスピンの周波数を一空間方向に沿って変化させ、そして当該勾配磁場を取り除いた場合、原子核は再び同一のラーモア周波数に戻るが、このとき、異なる空間位相によるエンコードがなされる。次に、特定位相における原子核の信号強度を調べることにより、その特定位相に対応する空間位置の原子核密度を測定できる。
【０００８】
同様に、ＮＭＲ画像信号をＲＦ受信コイルによって読み出すｘ軸方向の空間的なエンコードが行われるが、これは、いわゆる読み出し方向勾配磁場（Ｇｘ）により行われる。この勾配磁場は、ｘ軸方向に沿って原子核の回転周波数を変化させる。このため図４に示すように、ｘ軸の左側の位置の原子核よりも右側の原子核の方が速く回転することになる。したがって、ＮＭＲ信号を読み出すｘ軸方向において、スピンの空間差に周波数（速度）を対応付けることができる。以上のような周波数エンコードを行って得たＲＦ信号をフーリエ変換することにより、振幅対周波数の曲線を得ることができる。そして、振幅は原子核密度に対応し、周波数はｘ軸方向の位置に対応するので、この曲線は原子核密度対ｘ軸方向位置、すなわち、ｘ軸方向空間の原子核の画像を表わす。
【０００９】
当業者にとっては明らかであるが、ｙ軸方向の空間位相エンコードは最終画像の解像度ライン数に対応する。すなわち、ｙ軸方向に沿う位相エンコードの数が多くなればなるほど、最終画像が多くの解像度本数を持つことになる。一般に、ＭＲＩシステムは６４、１２８、もしくは２５６本の解像度を有しており、ｙ軸に沿う位相エンコード数はこれに対応している。解像度ライン数を規定するそれぞれのエンコードのために、複数のＮＭＲ信号データを取得する必要がある。従来から知られているＮＭＲデータの取得方法の１つに、原子核スピンを１８０°反転させてＮＭＲ信号のエコーを生じさせる方法がある。ある方法では、単一の９０°パルスの後に、連続して複数の１８０°パルスを印加することにより、連続して複数のスピンエコーを生じさせ、これにより複数のＮＭＲ信号を取得する。各々の連続１８０°パルスの間に位相エンコードを変化させることで、単一の９０°パルスによって複数本の解像度ラインのデータを得ることができる。多数のスピンエコーを得るため元の９０°ＲＦパルスに続いて多重フリップを使用するこの方法は、高速スピンエコーシーケンスと呼ばれている。
【００１０】
ここで、有用なデータをもたらす１８０°パルスの数は、Ｔ２により制限されてしまうという問題がある。図３を参照して述べたように、９０°パルスに続いて原子核は静磁場Ｈ０の方向に揃うように緩和し始める。幾つかのスピンエコー信を得るため、原子核は緩和（Ｔ２）において数回（位相エンコード毎に変化して）に亘って反転させられる。しかしながら、複数のＴ２緩和によってＮＭＲ信号のＳ／Ｎが低下し、信号を区別できなくなる。このため、新たに９０°パルスを印加して再度取得プロセスを開始しなければならない。本発明は単一の９０°パルスから得られるスピンエコーの数を限定しないが、後述する実施形態においては、図示の都合により７つのエコーを得る場合を例に挙げて説明している。
【００１１】
図６は代表的なＮＭＲ二次元フーリエ変換法（ＮＭＲ２ＤＴＦ）のシーケンスを示す図である。図６は、図５に示したＲＦ送信コイルからのＲＦ送信パルス（ＲＦ）のタイミングを示す。図６はさらに、読み出し、位相及びスライス方向それぞれの勾配磁場パルス（Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）のタイミングを示している。最後に、図６は、図５に示したＲＦ受信コイルによって受信されたＮＭＲ信号を示している。
【００１２】
ＲＦ送信信号は、スライス方向勾配磁場（Ｇｚ）によるスライス選択と同時に、９０°パルスから始まる。結果として、スライス内の原子核は図２に示したように９０°ほど章動（ニューテート）されるが、隣接スライスの原子核は静磁場Ｈ０方向に揃ったままである。選択された原子核は即座に、図３を参照して説明したように静磁場Ｈ０の方向に揃うように緩和し始める。そして、最初の１８０°ＲＦパルスが印加され、続いて解像度の１本目（ｋ＝＋１）の位相エンコードパルスが位相エンコード勾配磁場Ｇｙにより印加される。ここまでのシーケンス動作の結果として、所定のスライスが選択されるとともに当該スライス内における１本の解像度ラインが選択される。特定時間が経過した後に、第１のスピンエコー（ＮＭＲ）が生じ、この間に、リード方向勾配磁場Ｇｘが周波数エンコードのために印加される。
【００１３】
選択励起された原子核は、信号読み出しの後に、大きさが等しく向きが相反する位相勾配磁場（この場合ｋ＝−１）によってリフェーズされる。この位相勾配磁場は、読み出しパルスに続き、次の１８０°ＲＦパルス以前に印加される。
【００１４】
ＮＭＲ信号は、あるスライスにつき、全てのＮＭＲデータの取得が終了するまで画像処理回路（図５）にストアされる。一のスライスのためのデータが得られると、そのスライスに関する各々のＮＭＲ信号は二次元アレイ内の所定のデータ位置にプロットされる。これを二次元フーリエ変換すると、スライス平面の各画素位置における原子核密度を表す画像を得ることが可能となる。
【００１５】
あるスライスに関する残りのＮＭＲ信号は、図６に示すようにして得る。すなわち、第１のＮＭＲ信号を受信し、原子核をリフェーズし、そして次の新たな位相エンコード用勾配磁場パルスを印加する。図６の例では、各９０°パルスにおいて、７つのＮＭＲ信号を得ている。２５６本の解像度をカバーするには、約３６回のスキャン（９０°パルス）を行う必要がある（３６スキャン×７ＮＭＲ信号／スキャン＝２５２本の解像度）。全スキャンを行ってもｋ空間が満たされない場合は、追加のスキャン（すなわち３７番目のスキャン）を行うか、欠損しているスキャン線に零充填信号を満たすようにしても良い。
【００１６】
図６の例では、第１の９０°パルスに続く第２の１８０°パルスの印加直後に、ｋを＋１９として位相方向勾配磁場Ｇｙによる位相エンコードが行われる。次に、読み出し勾配磁場Ｇｘが印加され、第２スピンエコー（ＮＭＲ）が得られる。そして、ｋが−１９であって、大きさが等しく向きが相反するＧｙによりリフェーズが行われる。
【００１７】
そして第３の１８０°パルスの後に、ｋを＋３７とする位相エンコード勾配磁場が印加され、第３のＮＭＲスピンエコーが得られ、その後、ｋを−３７とするＧｙによりリフェーズが行われる。
【００１８】
以上のような動作を、各々位相エンコードがなされた７つのスピンエコーが得られるまで繰り返す。
【００１９】
図６において、７つのエコーは、各々、ｋ＝＋１、＋１９、＋３７、＋５５、＋７３、＋９１、＋１０９の位相エンコード後の信号として得られる。７つ目のスピンエコーの取得が完了した状態において、静磁場Ｈ０方向に整列するという原子核の緩和によりＮＭＲ信号の信号強度は減衰しているので、７つ目のＮＭＲスピンエコーが得られた後の所定時間の後に、次の９０°パルスを印加して再度、同一スライスを選択励起する。
【００２０】
第２の９０°パルスの後に、当該選択スライスに係るＮＭＲデータの取得が継続して行われる。例えば図６では、ｋ＝＋２、ｋ＝＋２０、ｋ＝＋３８、ｋ＝＋５６、ｋ＝＋７４、ｋ＝＋９２、ｋ＝＋１１０とする位相エンコードデータが取得される。また、各エコー信号が得られた後に、大きさが等しく向きが相反する位相補正信号（それぞれ、ｋ＝−２、−２０、−３８、−５６、−７４、−９２、−１１）を印加することで位相角の合計を零にする。この例における第２のスキャンでは、ｋ空間において、第１スキャンの各々の位相エンコードデータに対し１ほどシフトした位置のエンコードデータを取得している。３６回に亘るスキャン時以降のシフト量を（ｋ＝＋１８、＋３６、＋５４、＋７２、＋９０、＋１０８、＋１２６の位相エンコードに続く）１８番目のスキャン以降において変化させることで、ｋ空間内における重複を避けるようにする。そして、１９番目のスキャンは、負のｋ空間をカバーするように、ｋ空間において第１スキャンから減少方向へのスキャンとする。言い換えれば、１９番目のスキャンによるＮＭＲ信号はｋ＝−０、−１８、−３６、−５４、−７２、−９０及び−１０８の位相エンコードによって得る。なお、各々のＮＭＲ信号受信に続いてｋ＝＋０、＋１８、＋３６、＋５４、＋７２、＋９０及び＋１０８の大きさが等しく方向が反対の位相補正信号の印加が行われる。勿論、各スライスについてｋ空間全体（図６のｋ＝−１２８からｋ＝１２８）に及ぶ反復スキャンであれば、＋１あるいは−１の増分は不要であり、これを実現する他のｋ空間スキャンシーケンスを同等に用いても良い。
【００２１】
第２スキャンの位相エンコードに続いて７つのＮＭＲ信号を読み出した後、ＮＭＲ信号は再び許容レベル以下に減衰し、新たな９０°パルスが印加される。図６には示されていないが、この処理は、各スキャンラインのための位相エンコードｋ空間を増やして２５６本のスキャンラインデータを得るために、少なくとも３６回以上のスキャンを継続して行うという処理になる。この例では、２５６本の解像度ラインを完成させるために必要となるデータの少数の追加のスキャンラインとして、３７番目のスキャンラインを使用できる。すなわち、追加のスキャンラインが上述のように、零ｋ空間データから得られる。
【００２２】
図７は、図６に示すスキャンニングシーケンスを簡略化したものである。９０°パルス１つ当たり７つの１８０°パルスは、７つのスピンエコーをもたらす。これらのエコー（図６と同様のもの）は、図７において丸数字によって示されている。ｋ空間位相エンコード内の２５６本の解像度ラインは左のｋ＝−１２８から右のｋ＝＋１２７の水平軸上にある。ＴＥは、９０°章動に続く１８０°章動の周期（エコー間隔）のことである。すなわち、７つの１８０°パルスが、図７の１ＴＥから７ＴＥに対応する特定周期によって図６に示すように発生する。
【００２３】
図７（及び上述した図６）に示すように、位相エンコードのシーケンスは、次のようなものである。すなわち、３６回のスキャンによる第１の１８０°パルス（３６個の９０°パルスの直後）の組に続くＮＭＲ信号は、およそｋ＝−１７からｋ＝＋１８までの位相エンコード位置に対応する。３６回の９０°パルスに続く第２の１８０°パルスの組からのＮＭＲ信号はおよそｋ＝−３５からｋ＝−１８と、ｋ＝＋１９からｋ＝＋３６に至る位置を満たすことになる。同様に、３６個の９０°パルスに続く第３の１８０°パルスの組からのＮＭＲ信号は、およそｋ＝−５３からｋ＝−３６と、ｋ＝＋３７からｋ＝＋５４に至る位置を満たし、３６回の全スキャンに対する１８０°パルスの７つの組全てについても同様である。
【００２４】
図７は３６回のスキャンに続く７つのエコーが如何にｋ空間を完全に満たしていないかをも示す。３６個の９０°パルスに続く１８０°パルスの７番目の組からのＮＭＲ信号は位置ｋ＝−１２５とｋ＝＋１２６の外側を満たす。勿論、図６の実施例では、ｋ空間全体はｋ＝−１２８とｋ＝＋１２７に伸びる。それゆえ、ｋ空間の負と正の端はそれぞれ、３つと１つの未充填解像度ラインを残している。これらは別のスキャンを行って補充されるか、または零の充填信号を用いて欠けたスキャンラインを補充する。
【００２５】
図７では、第１のエコー（９０°パルスの直後の組）はＴ２減衰周期において最も初期に与えられる。図７では、これらの第１のエコーがｋ＝−１７からｋ＝＋１８位置、すなわちｋ空間の中心を占め、低空間周波数データに対応する。従って、見かけ上のコントラストを左右する。同じく、図５、図６、図７では、最後のエコー（７番目のエコー）はＴ２減衰周期により信号強度が最も弱く、高空間周波数データに寄与する。結果として、図７の信号は、ローパス（空間周波数）フィルタを適用したかのように振る舞う。
【００２６】
これらの信号は必ずしも図６、図７の方法で得る必要はない。図８は、最後のエコーがｋ空間の中心に寄与し、最初のエコーがｋ空間の両端に寄与するデータ取得シーケンスを示す。その結果は、ハイパス（空間周波数）フィルタを適用したかのように信号が振る舞うことになる。
【００２７】
図９と図１０は、最初と最後のエコー（すなわち高及び低信号強度の信号）をバランス良く高エンコードに分配するという変形例を示す。図９では、高信号エンコードはｋ空間の負の半分のところにあり、図１０では、高信号エンコードはｋ空間の正の半分のところにある。
【００２８】
ｋ空間全体のデータを得るのに要する取得時間は、ハーフフーリエ画像診断(Half Fourier imaging)を用いると、半分近くを減らすことは以前に発見されていた。ハーフフーリエの概念はＡｖｒａｍらの「Conjugation and Hybrid MR Imaging,Radiology189:891(1993)」、Ｆｅｉｎｂｅｒｇによる米国特許第４，７２８，８９３号の「Increased Signal-to-Noise in MRI Using Synthesized Conjugate Symmetric Data(1988) 」に記述されている。両文献とも本発明の詳細な説明中において参考文献として引用される。
【００２９】
図１１及び図１２は、ハーフフーリエ画像診断の動作を示す図である。図１１において、例えば、ｋ空間全体のデータは各９０°パルスから４つのエコーのみを用いて取得される。この４つのエコーは丸数字によって示されており、ｋ空間の負の半分の位相エンコードに寄与する。零ｋ空間位置と、正のｋ空間位置にあるエコー番号４の半分もまたスキャン中に得られる。
【００３０】
図１１では、高エンコード高信号が（負の）ｋ空間位置を提供し、最後のエコー番号４が中心ｋ空間位置を提供する。負及び正のｋ空間にあるフーリエ変換対には複素対称性があるので、正のｋ空間の欠落データは、負のｋ空間に十分にある３つの信号の共役対称性により得るようにする。つまり、ＮＭＲ画像を構成するのに用いられるデータの約半分のみを集める必要があることになる。このことは、図１１に示すようにデータ取得時間を約半分に減らすことになり、４つのＴＥ周期のみが図８の７つの周期に比較されたＮＭＲ画像を完成させるのに必要となる。一方、より多くのスライスを得るためにデータ収集可能時間を利用しても良く、あるいは、画像の解像度を改良すべくより多くのエコーを得ても良い。
【００３１】
図１１では、共役対称性により得られる欠落データは正のｋ空間の一点鎖線として示され、実際の取得データは丸数字付きの実線で示される。図１１は、ハイパスフィルタとして機能するので図８に対応するが、データ取得時間を削減できるという観点から見て図８を改善したものである。
【００３２】
図１２は、図７で述べたシーケンスのように、ローパスフィルタとして振る舞う点を除くと図１１と同じである。なお、図１２のシーケンスについても、図７との比較によると、複素共役により取得時間を削減できる。
【００３３】
図６乃至図１２を参照して説明した高速スピンエコー技術全体に共通して言えることは、ｋ空間の異なる構成成分は、異なるＴ２量により変調されたデータによってエンコードされるということである。言い換えると、Ｔ２応答は画像の高及び低空間周波数特性で異なるということである。Ｔ２効果は高速スピンエコー技術に固有のものであり、従って、ｋ空間の空間エンコードは、たとえ、補正が可能であっても、同様に固有のものと見なす必要がある（例、Ｃｈｅｎによる米国特許第５，５１７，１２２号、「T2 Restoration and Noise Suppression of Hybrid MR Images using Wiener and Linear Prediction Techniques,(1996) 」）。
【００３４】
ところで、Ｌｅｎｚによる「低磁場強度に最適なデュアルコントラストターボＳＥシーケンス」（１９９４年）など、共有エコー技術を用いて多重画像を得る方法が知られている。しかしながら、複素共役を完全にする共有エコー技術の使用はこれまでに実現されなかった。例えば、Ｌｅｎｚはこのような手法から離れて考え、陽子密度強調画像とＴ２強調画像がどのように共有エコー技術によって得られるかを述べている。Ｌｅｎｚは、共有エコー技術を用いてさえも、陽子密度加重画像のｋ空間区分全体が得られるのは、Ｔ２加重画像の中央ｋ空間区分を適当な範囲で有効なＴＥ周期を保つように試した後であると述べている。このような理由から、Ｌｅｎｚのものは２つの分離ＲＦ送信コイルループを必要とすることは明らかである。しかし、この２つのループの動作と正確な理由はＬｅｎｚの説明からは明らかでない。
【００３５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、データ取得が最小で済み、しかも、各々のコントラストが異なることで読影者に種々の情報を与える２つの有用な画像を単位スキャン当たりで得る高速スピンエコー法を行う磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【００３６】
より具体的には、本発明は、２つの異なるＮＭＲ高速スピンエコーシーケンス法、すなわち、データ取得時間を低減するハーフフーリエ変換法と、多重画像を得るための共有エコー法とを組合わせた磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。
【００３７】
【課題を解決するための手段】
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、共有エコー法とハーフフーリエ変換法とが組合わされた高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを実行する手段を具備することを特徴とする。
【００３８】
このような本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、全画像データを取得するための単一のＲＦ送信コイルループに、中間時間節約の利点を与えることができる。
【００３９】
また、高解像度画像への変換を行うこの組み合わせは、より多くの対称点拡大機能の協同効果を持つ。
【００４０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を説明する。
共有エコーを持つハーフフーリエ変換複素共役を含むように図６のシーケンスを修正することによって、本発明の一実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、一回のスキャンから多重種のコントラスト画像を得るように構成されている。さらに、本実施形態の装置は、短時間で唯一の単一伝送ループを用いてスキャン行う。本実施形態においては、図６に示した位相勾配信号（Ｇｙ）は図１３に示すような位相勾配磁場信号に置き換わる。ハーフフーリエ変換が使用されるので、図１３のシーケンスに対応するｋ空間に画像を完成させるためには最初の４つのスピンエコーのみが必要になる。しかし、共有エコーが使用されるので、５番目のエコーが図１３のシーケンスに加えられる。これを図６のシーケンスにおいて必要とされる７つのエコーと比較すると、本実施形態の装置は、エコー列におけるエコー読み出しの削減により、中間時間節約の効果を実現する。
【００４１】
上記の置き換えを図１３のシーケンスから図６にシーケンスに適用しても、図６のシーケンスはそのままである。簡単のために、Ｇｙ及びＮＭＲ信号のみが図１３に示されているが、ＭＲＩ技術の当業者にとって、図６に示すＲＦ、Ｇｘ、Ｇｚ信号が図１３の２ＤＴＦ高速スピンエコーシーケンスにとって必要であることは明らかである。図１３では、位相勾配は１及び５番目のエコーレベルの信号に対して同じｋ空間位置にある。また、大きさが等しく方向が正反対の位相エンコード信号が、前の位相エンコードとの合計を零にするために、各ＮＭＲ信号の後であって、且つ次の位相エンコードシーケンス前に印加される。本実施形態では、第１の９０°パルスに続く最初の５つのエコーの位相勾配は、ｋ＝＋１７、−１９、−５５、−９１及び＋１７にそれぞれ対応し、その後で、次の１８０°パルスの前に原子核をリフェーズするように大きさが等しく方向が正反対の位相勾配が印加される。次のエコーの組（第２の９０°パルスに続く）はそれぞれｋ＝＋１６、−２０、−５６、−９２及び＋１６に対応するように−１だけシフトする。同じく、第３のエコーの組（第３の９０°パルスに続く）は、ｋ＝＋１５、−２１、−５７、−９３及び＋１５それぞれに対応するように再び−１だけシフトする。これは、ｋ空間のｋ＝−１２６からｋ＝＋１７に対応するデータが取得されるまで、複数の９０°パルス及びそれに続くシーケンスにおいて繰り返される。
【００４２】
本発明は、多重位相勾配パルスの２つが同一のｋ空間位置に対応し、異なるＴＥ周期で得られるように、各９０°パルスに続く各スピンエコーに対し位相勾配が調整される点において特徴づけられた高速スピンエコーシーケンスを備える。この関係は図１４に示されており、これは図１３のシーケンスを概念的に表す物である。
【００４３】
説明の簡単のために、第１の１８０°パルスシーケンスの直後の全エコー（１ＴＥ）の組を“第１レベル”エコーと呼ぶ。第１レベルエコーを位相エンコードする位相勾配パルスの組は第１レベル位相勾配パルスと呼ぶ。同じく、第２の１８０°パルスに続くエコーの組は第２レベルエコーと呼ぶ。この用語は第３レベル、第４レベル、第５レベルという具合に、９０°パルス１つ当たりのエコー数に対応して使用される。
【００４４】
従って、フレーム当たり３６個の９０°パルスがで使用され、９０°パルス１つ当たりで５つのエコーが取得されるとすると、第１レベル位相勾配パルスは、位相方向ｋ空間の３６個の異なる位置に対応する３６個の異なる信号（１ＴＥで生じる）を持つことになる。第２レベル位相勾配パルスの組は、位相方向ｋ空間の３６個の別の異なる位置に対応する３６個の異なる（２ＴＥで生じる）信号を持つことになり、以下同様である。
【００４５】
図１４では、例えば、位相エンコードｋ空間は第１から第５レベルの位相勾配パルスによりｋ＝＋１７からｋ＝−１２６まで満たされる。図１４は図１３に用いる位相エンコード勾配パルス（Ｇｙ）のｋ空間分布を示す。例えば、第１の１８０°パルス（第１の９０°パルスに続く）の後に、第１のＧｙパルスは振幅がｋ＝＋１７に対応し、第１のＴＥ周期で発生する。これは、第１レベル位相勾配パルスの組に対応して、丸で囲んだ“１”の印しを付けた水平線の最右側の第１データ点として図１４に取り込まれる。リフェーズ後に、さらに第２の１８０°パルス（第１の９０°パルスに続く）後に、第２のＧｙパルスは振幅がｋ＝−１９に対応し、第２のＴＥ周期で発生する。これは、第２レベル位相勾配パルスの組に対応して、丸で囲んだ“２”の印しを付けた水平線の最右側の第１データ点として図１４に取り込まれる。５つのエコー（と５つの位相勾配エンコード信号）は図１３の例の９０°パルス１つ当たりに対して用いられるので、図１４はｋ空間の位相勾配エンコード信号の５つのレベルを示す。
【００４６】
５つのエコー信号が第１の９０°パルスに対して得られた後に、原子核は所定時間の間、緩和することができる。そして、第２の９０°パルスが与えられ（図１３参照）、さらに５つのエコー（さらなる５つの位相勾配エンコード信号による）が得られる。第２の９０°パルスに続く５つのエコーは、第１から第５レベルの位相勾配パルスを識別する図１４の水平線上の最右側から２番目の位置に入る。
【００４７】
第１レベル位相勾配パルス（時刻ＴＥで得られる）はｋ＝＋１７からｋ＝−１８までのｋ空間を満たす。第２パルス（時刻２ＴＥで得られる）はｋ＝−１９からｋ＝−５４までを満たす。第３パルス（時刻３ＴＥで得られる）はｋ＝−５５からｋ＝−９０を満たす。第４パルス（時刻４ＴＥで得られる）はｋ＝−９１からｋ＝−１２６までを満たす。最後に、第５パルス（時刻５ＴＥで得られる）は第１レベル位相勾配パルスと同一のｋ空間を満たす。その後、ｋ＝＋１８からｋ＝＋１２５のｋ空間は複素共役によって満たされる。初めに述べたように、ｋ＝−１２７からｋ＝−１２８までとｋ＝−１２６からｋ＝＋１２７までのｋ空間は別のスキャンにより、または零充填データ（zero fill data）により満たされる。
【００４８】
勿論、ｋ空間位置は必ずしも特定の順序（９０°パルス間で例えば１だけ増減する）で充填される必要はないが、十分なスキャンの組や十分な位相勾配パルスの組がｋ空間を満たすならば、好適な順序に従って、あるいはランダムに充填されても良い。
【００４９】
図１４に示される本発明の特徴は、少なくとも２つのレベルによる位相勾配の重複である。図１４では、位相勾配パルスレベル１番目と５番目とがｋ＝−１８からｋ＝＋１７までのｋ空間において重複する。これは、最高の信号強度を有するＮＭＲ信号をエンコードする位相勾配パルスは、最も弱い信号強度（つまり５番目のレベルパルス）を有するＮＭＲ信号をエンコードする位相勾配パルスと同じｋ空間を占めることを意味する。これは、５番目のレベル位相勾配パルスが、９０°パルスからの時間（５ＴＥ対１ＴＥ）だけ遅れて発生し、第１のレベル位相勾配パルスによりエンコードされた信号よりも相対信号にわずかにしか寄与しない信号をエンコードするからである。言い換えれば、５番目のエコーは１番目のエコーよりもよりＴ２コントラストを生じさせる。
【００５０】
本発明では、非重複位相勾配レベルは“共有エコー”と呼ばれる。エコー共有による主な利点は、エコー列の長さを有効に削減できることにある。つまり、共有エコーにより、全ｋ空間は、例えば７つのエコーと言うよりもむしろ５つのエコーからのデータによって充填される。これらの共有エコーを用いることで大きな利点が得られる。なぜなら、これらの共有エコー（種々の重複位相勾配レベルと一緒に）は同じデータセットから得られた２つのコントラストの異なる画像の基礎を形成できるからである。
【００５１】
さらに、ハーフフーリエ変換の複素共役を用いて、２つのコントラストの異なる画像は全データ取得シーケンスよりも少ない時間で、さらに唯一の伝送コイルを使って得ることができる。この時間短縮により、同一時間で取得されるスライス数を増やすことも可能である。
【００５２】
図１５は、図１４のデータセットから得られた２つの画像を示す。図１５では、第１画像は、レベル一のエコー応答を零ｋ空間位置上に集中させ、その後で、第２、第３、第３レベル位相エンコードから得られたＮＭＲデータの複素共役を使って正のｋ空間（ｋ＝＋１８から＋１２７までの）内を充填することによって得られる。図１５では、複素共役が一点鎖線で示され、レベル二からレベル四までの取得データ（実線で示される）の複素共役に対応する。この第１の画像シーケンスは、第１レベル位相勾配パルス（すなわち、最高強度のＮＭＲ信号に寄与するもの）がｋ空間の中央近くに置かれるから、ローパスフィルタのように振る舞う。その後、これによりシーケンスのローパスフィルタの挙動に対応する特定のコントラスト画像ができる。
【００５３】
図１５に示される第２画像では、レベル五のエコー応答は零ｋ空間位置に集中され、画像はレベル二からレベル四までのエコーを共有する。レベル二からレベル四までの取得データに基づいて再び複素共役がｋ＝＋１８からｋ＝＋１２７のデータに充填される。合成された第２画像は図１５の第１画像と同じ撮影面であるが、コントラストが異なる。つまり、図１５の第２画像は本来のローパスフィルタ挙動を示していない。その理由は、強度が最低の信号に寄与する位相エンコードがｋ空間の中心を占めるからである。
【００５４】
図１５の２つの画像は多様な用途を持つ。これらの画像は訓練された技術者により用いられ、異なるコントラストによって画像の複数の態様を明瞭化できる。前記２つの画像はコンピュータ処理により結合されてコントラストの改善された１つの画像にもなる。
【００５５】
本発明は、共有エコーと複素共役データ取得を必要とするが、いかなる特定数のエコー、いかなる特定のｋ空間解像度、ｋ空間内の信号のいかなる順序付け、取得データから得るいかなる画像数にも限定されるものではなく、また、取得データを得るいかなる特定のシーケンスにも限定されるものでもない。２つの重複エコーも零ｋ空間位置を占める（それは好ましい配置ではあるが）必要はないが、いかなるｋ空間位置においても重ねることができる。少なくとも２つの非共有エコーが異なるＴＥ周期で同じｋ空間位置を占め、残りのエコー内の１つが画像間で共有されるならば、共有エコーの数は制限されない。従って、多重画像は唯１つの共有エコー、２つの共有エコー、３つの共有エコーを持ち得る。５つの取得エコーセットから形成される場合、６つのエコーセットが取得されると、１乃至４つのエコーが共有エコーとして多重画像の形成に用いられる。自明のように、各９０°パルスに続いて記録されたスピンエコーの任意数“ｎ”を用いると、本発明を用いて多重画像を発展させる際に１つの共有エコーからｎ−２共有エコーまでを用いることができる。
【００５６】
図１６乃至図１８はデータ取得シーケンスの変形例を示す図である。かかる変形例において、図１６はタイミングシーケンスを示し、図１７は位相エンコード勾配ｋ空間分布を示し、図１８は複素共役及び共有エコー画像診断によって得られる２つの画像を示す。
【００５７】
図１６には、完全高速スピンエコーシーケンスの一部が示されている。当業者にとっては明らかであるが、図１６に示すシーケンスはＲＦ、読み出し勾配、図６に示すものに類似したスライス勾配信号を伴う。位相勾配信号は、第１レベル及び第５レベル位相勾配パルスがｋ空間の同じ部分にあるという点で図１３乃至図１５に示したシーケンスに類似する。図１６乃至図１８のシーケンスは、第３及び第４レベルに対する位相勾配がｋ空間で置き換えられるという点で図１３乃至図１５のものと異なる。すなわち、図１６乃至図１８のシーケンスでは、第３レベル位相勾配がｋ＝−９１からｋ＝−１２６位置（これに対し図１３乃至図１５はｋ＝−５５からｋ＝−９０位置）を占め、第４レベル位相勾配がｋ＝−５５からｋ＝−９０位置（これに対し図１３乃至図１５はｋ＝−９１からｋ＝−１２６位置）を占める。
【００５８】
ｋ空間における第３及び第４レベル位相勾配のこの種の置き換えは図１７に示されており、一旦、ハーフフーリエ変換複素共役がｋ空間に満たされると、図１８の画像によって示すように、隣接エンコード領域間にある信号強度の不連続点が少なくなる。信号強度のこの不連続点は２つの原因を持つ。すなわち、１）Ｔ２減衰と、２）渦電流応答である。図１８では、第１画像は、第１レベル位相エンコード勾配をｋ空間中心に集め、取得レベル二から四のデータを負のｋ空間に配置し、最後にその複素共役を正のｋ空間に満たすことによって得られる。図１８の第２画像では、共有レベル二から四のエコーが再び、負と正のｋ空間を満たすが、この時、５番目のエコーセットを中心として配置される。
【００５９】
上記の開示内容により、共有エコー技術と複素共役技術との組み合わせた他の多くのシーケンスの変形例が、ＭＲＩ技術の当業者にとって明らかとなる。
【００６０】
ある実施形態では、ハーフフーリエ変換複素共役を必要としないものもある。図１９では、例えば、２つの画像はｋ空間位相エンコード全体に亘って取得されたデータに関する共有エコー技術により得られる。このデータは各９０°パルスに続く７つのエコーを用いる完全高速スピンエコーによって取得される。第１レベルエコーセットは、図１９に示すように、ｋ空間の中央に位相エンコードされる。次の５つの（レベル６までの）エコーセットは正と負のｋ空間の対応する位置で位相エンコードされて図１９に示すようにローパスフィルタの様に振る舞う。そして、７番目のエコーセット（最も低い信号強度を有する）はｋ空間の中央に位相エンコードされる。従って、この７番目のエコーセットはｋ空間の第１エコーセットと重複するが、時間的には第１エコーセットよりも遅く発生する。
【００６１】
そして、第１画像は、エコーレベル一から六を用い、全ｋ空間位相エンコードによって生成される。また、第２画像は、エコーレベル２から７を用い、全ｋ空間エンコードによって生成される。第２画像においては、７番目のエコーセットはｋ空間の中央に変換され、第１のエコーセットが画像処理から除外される。
【００６２】
図１９に示すシーケンスは、複素共役により実現される時間節約の利点がなく、結果として、必要なスライスの数を増やすことになるので、好ましくない。しかしながら、このシーケンスは同じ撮像面で異なるコントラストを有する多重画像を得ることができるという利点がある。
【００６３】
図２０のシーケンスは、長時間の位相エンコードのシーケンスを変えて隣接エンコード領域間の信号不連続点をより均一に平衡にするという点を除いて、図１９のシーケンスと類似する。
【００６４】
他の観点から見ると、上述した本発明の実施形態に係る幾つかのシーケンスは、２つのエコーが同じｋ空間を共有する場合に生じるある特定の位相エラーの補正を含んでいる。この点に関して図２１と図２２を参照して以下に述べる。
【００６５】
図２１では、エコー列が９０°パルス当たり４つのＮＭＲ信号を含んでいる。これにより９０°パルス１つ当たり４つのＮＭＲ信号は、ｋ空間内において、大きさが等しく反対方向の位相エンコード信号の、各々、対応する４つの対によって挟み込まれる。図２１には、図２２に示する２つの異なる画像データセット２０と２１を得るための、共有されるエコー２と３、及びｋ空間の中央で重複するエコー１と４とともにｋ空間が示されている。つまり、第１画像データセット２０は、エコーレベル１、負のｋ空間を満たすために現れるエコーレベル２と３及びエコーレベル２と３の複素共役によって得られる。第２画像複素データセット２１は同じデータシーケンスから得られる。このシーケンスでは、エコーレベル４が現在、ｋ空間の中央を占め、エコーレベル２と３が複素共役により正と負のｋ空間に共有される。
【００６６】
ここで、エコーレベル１と４とが同じｋ空間を占める場合に、（レベル２、３、４からの）第２画像に、エコーレベル１からの信号とエコーレベル４からの信号との間の位相差に起因するアーチファクトを生じるという問題がある。すなわち、ｋ空間の同じ領域を占める２つの信号は異なる位相を持ち、最終画像にアーチファクトをもたらす。
【００６７】
これらの位相エラーアーチファクトは図２２に示すステップによって改善される。先ず、信号レベル１のデータ（Ａ（Ｋｘ，Ｋｙ））はステップ２２でａ（ｘ，ｙ）にフーリエ変換される。ステップ２３では、タイムドメイン信号Ｂ（Ｋｘ，Ｋｙ）をフーリエ変換することによってフーリエ変換プロセスドメイン信号ｂ（ｘ，ｙ）を得る。同様の演算が信号レベル４についても行われる。信号レベル１と４とはそれぞれ、ａ振幅・ａ位相とｂ振幅・ｂ位相の振幅と位相を持つ。次にステップ２６に示すように、信号レベル４の位相を信号レベル１の位相で置き換える。これによりエコーレベル４の振幅を保持したまま共有エコー画像診断法を用いて所望の信号コントラストを得ることができる。その結果として、ステップ２７においてｂ振幅・ａ位相を持つレベル４の信号が得られる。従って、画像データ２０と画像データ２１の両方に対するｋ空間の中央の信号レベルの位相は信号レベル１と同じ（ａ位相）になる。レベル４に対するプロセスドメイン信号、ｂ振幅・ａ位相は逆フーリエ変換によってタイムドメイン（ｋ空間）に戻される。このステップは、共有信号レベル２と３とが依然としてタイムドメイン内にあり、それゆえ、号レベル４をタイムドメインに戻す必要があるために実行される。これにより、全ｋ空間のデータ（Ｂ（Ｋｘ、Ｋｙ））を得るべく信号レベル４が信号レベル２と３に統合される。
【００６８】
その結果として、２つの画像データセット、２８（データセット２０に同じ）及び２９（但し、レベル４信号における位相補正を除くデータセット２１に同じ）が得られる。信号レベル２、３、４（含位相補正）で構成された第２画像（参照数字２９）は、信号レベル４の位相が信号レベル１の位相に置き換えられるため、信号レベル４の位相非整合に起因するアーチファクトを生じない。一方、信号レベル４の振幅と信号レベル１の振幅との差によるコントラストを保つことができ、２つのコントラストの異なる画像のデータを得ることができる。
【００６９】
なお、本発明は上述した実施形態に限定されず種々変形して実施可能である。
【００７０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、データ取得が最小で済み、しかも、各々のコントラストが異なることで読影者に種々の情報を与える２つの有用な画像を単位スキャン当たりで得る高速スピンエコー法を行う磁気共鳴イメージング装置を提供できる。また、２つの異なるＮＭＲ高速スピンエコーシーケンス法、すなわち、データ取得時間を低減するハーフフーリエ変換法と、多重画像を得るための共有エコー法とを組合わせた磁気共鳴イメージング装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】静磁場の方向に整列した原子核の直交描写を示す図。
【図２】９０°ほど章動した図１の原子核の直交描写を示す図。
【図３】ｚ軸の回りを首振り運動する図２の原子核の直交描写を示す図。
【図４】画像スライス内部の周波数及び位相エンコードをグラフィカルに示す図。
【図５】ＭＲＩシステムの概略構成を示すブロック図。
【図６】従来例に係る高速スピンエコーＭＲＩのシーケンスを示す図。
【図７】図６のＭＲＩシーケンスを示す他の図。
【図８】従来例に係る他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図９】従来例に係るさらに他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図１０】従来例に係るさらに他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図１１】従来例に係り、ハーフフーリエ変換による他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図１２】従来例に係り、ハーフフーリエ変換によるさらに他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図１３】本発明による高速スピンエコーＭＲＩのシーケンスを示す図。
【図１４】図１３のシーケンスを示す他の図。
【図１５】図１３のシーケンスから得られた２つの画像シーケンスを示す他の図。
【図１６】本発明による他の高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図１７】図１６のシーケンスを示す他の図。
【図１８】図１６のシーケンスから得られた２つの画像シーケンスを示す他の図。
【図１９】本発明の２つの追加変形例に係る高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図２０】本発明の２つの追加変形例に係る高速スピンエコーＭＲＩシーケンスを示す図。
【図２１】本発明の変形例において用いられる、位相エラー補正法を示す図。
【図２２】本発明の変形例において用いられる、位相エラー補正法を示す図。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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