JP3246032B2 - MR imaging device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】この発明は、ＮＭＲ（核磁気共
鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージン
グ装置に関し、とくに高速スピンエコー法により画像を
得るＭＲイメージング装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an MR imaging apparatus for performing imaging by utilizing an NMR (nuclear magnetic resonance) phenomenon, and more particularly to an MR imaging apparatus for obtaining an image by a fast spin echo method.

【０００２】[0002]

【従来の技術】従来より、ＭＲイメージング装置におい
て、１個の章動ＲＦパルスとそれに続く複数のリフォー
カスＲＦパルスとを被検体に照射して順次エコー信号を
発生させ、その各エコー信号に異なる位相エンコードを
施すことよって、生データ空間上での複数ラインのデー
タを一度に収集し、章動ＲＦパルスの繰り返し回数を減
少させて撮像を高速化する高速スピンエコー法が知られ
ている。2. Description of the Related Art Conventionally, in a MR imaging apparatus, one nutation RF pulse and a plurality of subsequent refocusing RF pulses are applied to a subject to sequentially generate echo signals, and each of the echo signals differs. There is known a high-speed spin echo method in which data of a plurality of lines in a raw data space is collected at once by performing phase encoding, and the number of repetitions of a nutation RF pulse is reduced to speed up imaging.

【０００３】[0003]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな高速スピンエコー法においてさらに撮影時間の短縮
を図ろうとすると、データのＳ／Ｎ比が劣化するという
問題がある。すなわち、１個の章動ＲＦパルスを含む繰
り返し時間を３００ミリ秒程の一定のものとして、その
間にできるだけ多くのエコー信号を発生して繰り返し回
数をさらに減少させようとする場合、エコー信号間の間
隔（つまりリフォーカスＲＦパルスの間の間隔）を短縮
しなければならないので、必然的にデータサンプリング
間隔も短縮する必要が生じる。データサンプリング周波
数を高めると、採取するデータの周波数帯域が広がり、
それだけノイズ成分が増えてＳ／Ｎ比が劣化する。However, if the photographing time is further reduced in such a high-speed spin echo method, there is a problem that the S / N ratio of data is deteriorated. That is, when the repetition time including one nutation RF pulse is set to a constant value of about 300 milliseconds and as many echo signals as possible are generated during that time to further reduce the number of repetitions, the number of repetitions is reduced. Since the interval (that is, the interval between the refocusing RF pulses) must be reduced, the data sampling interval also needs to be reduced. Increasing the data sampling frequency broadens the frequency band of the collected data,
As a result, the noise component increases and the S / N ratio deteriorates.

【０００４】この発明は、上記に鑑み、画像の実質的な
Ｓ／Ｎ比を劣化させることなく、撮像時間をさらに短縮
した高速スピンエコー法を行なえるように改善した、Ｍ
Ｒイメージング装置を提供することを目的とする。[0004] In view of the above, the present invention has been improved so that a high-speed spin echo method with a further reduced imaging time can be performed without deteriorating the substantial S / N ratio of an image.
It is an object to provide an R imaging device.

【０００５】[0005]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
１個の章動ＲＦパルスとそれに続く複数のリフォーカス
ＲＦパルスとを被検体に照射して順次エコー信号を発生
させ、上記各ＲＦパルスと同時にスライス選択用傾斜磁
場パルスを印加するとともに、各エコー信号について位
相エンコード用傾斜磁場パルスと読み出し用傾斜磁場パ
ルスとを印加する場合に、１個の章動ＲＦパルスの後に
順次発生する各エコー信号について異なる位相エンコー
ド量の位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加するよう
にし、しかも、与えられた位相エンコード量の小さいエ
コー信号については読み出し用傾斜磁場パルスの振幅を
小さくし且つ印加時間を長くするようにし、各エコー信
号を、それらについて与えられた読み出し用傾斜磁場パ
ルスの振幅に応じて変化させられたサンプリング周波数
でサンプリングしてＡ／Ｄ変換することが特徴となって
いる。In order to achieve the above object, an MR imaging apparatus according to the present invention comprises:
The subject is irradiated with one nutation RF pulse and a plurality of subsequent refocusing RF pulses to sequentially generate an echo signal, and simultaneously with the above RF pulses, a slice selection gradient magnetic field pulse is applied. When a phase encoding gradient magnetic field pulse and a reading gradient magnetic field pulse are applied to a signal, a phase encoding gradient magnetic field pulse having a different phase encoding amount is applied to each echo signal sequentially generated after one nutation RF pulse. In addition, the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse is reduced and the application time is lengthened for the given echo signal having a small amount of phase encode, and each echo signal is converted to the readout gradient given for them. Sampling at a sampling frequency changed according to the amplitude of the magnetic field pulse It has been characterized to convert A / D.

【０００６】[0006]

【作用】１個の章動ＲＦパルスとそれに続く複数のリフ
ォーカスＲＦパルスとを被検体に照射して順次エコー信
号を発生させ、各ＲＦパルスと同時にスライス選択用傾
斜磁場パルスを印加するとともに、各エコー信号につい
て位相エンコード用傾斜磁場パルスと読み出し用傾斜磁
場パルスとを印加する場合に、１個の章動ＲＦパルスの
後に順次発生する各エコー信号について異なる位相エン
コード量の位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加すれ
ば、生データ空間上での複数ラインのデータを一度に収
集でき、章動ＲＦパルスの繰り返し回数を減少させて撮
像を高速化できる。そして、与えられた位相エンコード
量の小さいエコー信号については読み出し用傾斜磁場パ
ルスの振幅を小さくするとともに印加時間を長くし、Ａ
／Ｄ変換のサンプリング周波数はその読み出し用傾斜磁
場パルスの振幅に応じて変化させる。すると、位相エン
コード量の小さいエコー信号は、低いサンプリング周波
数でＡ／Ｄ変換されてデータ収集されることになるの
で、採取するデータの周波数帯域が狭くなり、その関係
でノイズ成分を少なくすることができる。そして、この
位相エンコード量の小さいエコー信号から収集したデー
タは、生データ空間の、位相エンコード方向の中央部
（低周波部分）に配置されるものであり、再構成画像の
Ｓ／Ｎ比やコントラストにおいて支配的な要素となる重
要なデータである。そのため、生データ空間の中央部に
配置される重要なデータとしてノイズの少ないものを収
集できるのでＳ／Ｎ比を向上させることができる。この
ことは、生データ空間の周辺部に配置されるデータが多
少ノイズの多いものでも、再構成画像には悪影響がない
ことを意味しているため、これらのデータを収集すべ
き、位相エンコード量が大きいエコー信号については、
Ａ／Ｄ変換のサンプリング周波数を高くしてもよいこと
となり、そのためこれらエコー信号については読み出し
用傾斜磁場パルスの振幅を大きくしてエコー時間を短縮
することができることとなる。すなわち、１個の章動Ｒ
Ｆパルスを含む繰り返し時間にできるだけ多くのエコー
信号を発生させてエコー信号間の間隔を短縮しデータサ
ンプリング間隔も短縮することにより撮像時間を短縮す
る場合に、再構成画像のＳ／Ｎ比を決定する位相エンコ
ード量の小さいエコー信号についてはデータサンプリン
グ間隔を長くしてノイズ成分を減らすこととして、撮像
時間の短縮と画質の維持という２つの要請を両立させる
ことができる。The present invention irradiates a subject with one nutation RF pulse and a plurality of subsequent refocusing RF pulses to sequentially generate an echo signal, and simultaneously applies a slice selection gradient magnetic field pulse simultaneously with each RF pulse. When applying a phase encoding gradient magnetic field pulse and a readout gradient magnetic field pulse for each echo signal, a phase encoding gradient magnetic field pulse having a different phase encoding amount for each echo signal sequentially generated after one nutation RF pulse. Is applied, data of a plurality of lines in the raw data space can be collected at once, and the number of repetitions of the nutation RF pulse can be reduced to speed up imaging. For the given echo signal having a small amount of phase encoding, the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse is reduced and the application time is lengthened.
The sampling frequency of the / D conversion is changed in accordance with the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse. Then, an echo signal having a small amount of phase encoding is subjected to A / D conversion at a low sampling frequency and data is collected. Therefore, the frequency band of data to be collected is narrowed, and the noise component can be reduced. it can. The data collected from the echo signals having a small amount of phase encoding is arranged at the center (low frequency portion) in the phase encoding direction in the raw data space, and the S / N ratio and contrast of the reconstructed image are obtained. Important data that will be the dominant factor in For this reason, important data arranged in the central part of the raw data space can be collected with little noise, so that the S / N ratio can be improved. This means that even if the data arranged in the peripheral part of the raw data space is somewhat noisy, it does not adversely affect the reconstructed image. For echo signals with large
The sampling frequency of the A / D conversion may be increased, so that the echo time of these echo signals can be shortened by increasing the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse. That is, one nutation R
Determine the S / N ratio of the reconstructed image when the imaging time is reduced by generating as many echo signals as possible in the repetition time including the F pulse to shorten the interval between the echo signals and shorten the data sampling interval. As for the echo signal having a small phase encoding amount, the data sampling interval is lengthened to reduce the noise component, so that the two requirements of shortening the imaging time and maintaining the image quality can be satisfied.

【０００７】[0007]

【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。この発明の一実施
例では、図１に示すようなパルスシーケンスを図３に示
すような構成で行なう。まず、図３について説明する
と、主マグネット１は静磁場を発生するためのもので、
この静磁場に重畳するように傾斜磁場コイル２によって
傾斜磁場が印加される。傾斜磁場は、傾斜磁場コイル２
により、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向に磁場強度がそれぞれ傾
斜するものとして発生させられる。これら３軸方向の傾
斜磁場の１つを選択し、あるいはそれらを組み合わせ
て、後述のスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、読み出し（及
び周波数エンコード）用傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード
用傾斜磁場Ｇｐとされる。この静磁場及び傾斜磁場が加
えられる空間には被検体３が配置される。この被検体３
には、励起ＲＦパルスを被検体３に照射するとともにこ
の被検体３で発生したＮＭＲ信号を受信するためのＲＦ
コイル４が取り付けられている。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In one embodiment of the present invention, a pulse sequence as shown in FIG. 1 is performed with a configuration as shown in FIG. First, referring to FIG. 3, the main magnet 1 is for generating a static magnetic field.
A gradient magnetic field is applied by the gradient coil 2 so as to be superimposed on the static magnetic field. The gradient magnetic field is the gradient coil 2
As a result, the magnetic field strengths are generated in such a manner that the magnetic field strengths incline in the three axes of X, Y, and Z, respectively. One of these three-axis gradient magnetic fields is selected or a combination thereof is used as a slice selection gradient magnetic field Gs, readout (and frequency encoding) gradient magnetic field Gr, and phase encoding gradient magnetic field Gp, which will be described later. The subject 3 is placed in the space to which the static magnetic field and the gradient magnetic field are applied. This subject 3
In order to irradiate an excitation RF pulse to the subject 3 and receive an NMR signal generated in the subject 3, an RF
A coil 4 is attached.

【０００８】傾斜磁場コイル２には傾斜磁場電源５が接
続され、図１のＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒで示すような波形のパ
ルスとされた傾斜磁場発生用電力が供給される。ＲＦコ
イル４には切換器６を介して送信パワーアンプ７とプリ
アンプ１０とが接続されている。この切換器６は励起時
には送信パワーアンプ７側に切り換えられ、受信時には
プリアンプ１０側に切り換えられる。送信パワーアンプ
７には、信号発生器９からのキャリア信号を送信回路８
において所定波形の変調信号で変調したＲＦ信号が送ら
れてくる。プリアンプ１０には受信回路１１が接続さ
れ、信号発生器９からの信号を参照信号として受信信号
の位相検波が行なわれる。検波された信号はＡ／Ｄ変換
器１２によりサンプリングされデジタルデータに変換さ
れてコンピュータ１３に取り込まれる。A gradient magnetic field power supply 5 is connected to the gradient magnetic field coil 2 and supplied with a gradient magnetic field generating power having a pulse shape shown by Gs, Gp, and Gr in FIG. A transmission power amplifier 7 and a preamplifier 10 are connected to the RF coil 4 via a switch 6. The switch 6 is switched to the transmission power amplifier 7 at the time of excitation, and is switched to the preamplifier 10 at the time of reception. The transmission power amplifier 7 transmits the carrier signal from the signal generator 9 to the transmission circuit 8.
, An RF signal modulated by a modulation signal having a predetermined waveform is sent. A receiving circuit 11 is connected to the preamplifier 10, and performs phase detection of the received signal using the signal from the signal generator 9 as a reference signal. The detected signal is sampled by an A / D converter 12, converted into digital data, and taken into a computer 13.

【０００９】コンピュータ１３は、送信回路８における
励起ＲＦパルスの変調信号波形を制御し、信号発生器９
の周波数を定め、Ａ／Ｄ変換器１２のサンプリングタイ
ミング及び周波数を定める。また、傾斜磁場電源５を制
御して傾斜磁場パルスのタイミング、波形、強度等を任
意にプログラムする。さらに、収集したデジタルデータ
から画像を再構成する処理などを行なう。表示装置１４
は再構成画像などを表示する。The computer 13 controls the modulation signal waveform of the excitation RF pulse in the transmission circuit 8 and controls the signal generator 9.
And the sampling timing and frequency of the A / D converter 12 are determined. Further, the gradient magnetic field power supply 5 is controlled to arbitrarily program the timing, waveform, intensity, and the like of the gradient magnetic field pulse. Further, processing such as reconstructing an image from the collected digital data is performed. Display device 14
Displays a reconstructed image or the like.

【００１０】このようなＭＲイメージング装置におい
て、コンピュータ１３の制御の下に図１に示すようなパ
ルスシーケンスを行なう。この図１のパルスシーケンス
では、１個の章動ＲＦパルス（９０°パルス）を印加す
ると同時にスライス選択用傾斜磁場Ｇｓのパルスを加
え、つぎに４個のリフォーカスＲＦパルス（１８０°パ
ルス）を、Ｇｓパルスとともに順次加えていく。In such an MR imaging apparatus, a pulse sequence as shown in FIG. In the pulse sequence of FIG. 1, one pulse of a nutation RF pulse (90 ° pulse) is applied, and at the same time, a pulse of the slice selection gradient magnetic field Gs is applied. Then, four refocusing RF pulses (180 ° pulse) are applied. , Gs pulse.

【００１１】そして、Ｇｒパルスは最初の１８０°パル
スの前に加えた後、１８０°パルスの各々の後に加えて
位相を揃えてエコー信号を発生させるとともに、周波数
エンコードを行なう。Ｇｐパルスは、１８０°パルスの
各々の後で各エコー信号が発生する前に印加され、その
エコー信号に位相エンコードを施す。エコー信号が生じ
た後に加えるＧｐパルスはリワインド用であって、これ
により位相をゼロに戻すためのものである。After the Gr pulse is applied before the first 180 ° pulse, and after each of the 180 ° pulses, the Gr pulse is phase-aligned to generate an echo signal and perform frequency encoding. Gp pulses are applied after each of the 180 ° pulses and before each echo signal occurs, to phase encode the echo signals. The Gp pulse applied after the generation of the echo signal is for rewind, and thereby for returning the phase to zero.

【００１２】この実施例では、１個の９０°パルスを加
えた後４個の１８０°パルスを順次加えて、第１〜第４
のエコー信号を得るようにしているが、Ｇｐパルスの振
幅は徐々に小さくしていって、位相エンコード量を第１
のエコー信号から第４のエコー信号まで順次小さくして
いる。すなわち、図２のＡのような生データ空間に配置
される横方向の各ラインのデータを１つのエコー信号か
ら収集し、１つの繰り返し期間で得られる第１のエコー
信号より位相エンコード方向の両端部分Ｐ４のデータを
収集し、第２のエコー信号より位相エンコード方向のそ
の両内側部分Ｐ３のデータを収集し、第３のエコー信号
より位相エンコード方向のさらにその両内側部分Ｐ２の
データを収集し、第４のエコー信号より位相エンコード
方向の中央部分Ｐ１のデータを収集する。In this embodiment, four 180 ° pulses are sequentially applied after one 90 ° pulse is applied, and the first to fourth pulses are applied.
However, the amplitude of the Gp pulse is gradually reduced, and the phase encode amount is set to the first level.
From the first echo signal to the fourth echo signal. That is, data of each horizontal line arranged in the raw data space as shown in FIG. 2A is collected from one echo signal, and both ends in the phase encoding direction are obtained from the first echo signal obtained in one repetition period. Data of the portion P4 is collected, data of both inner portions P3 in the phase encoding direction are collected from the second echo signal, and data of both inner portions P2 in the phase encoding direction are collected from the third echo signal. , The data of the central portion P1 in the phase encoding direction is collected from the fourth echo signal.

【００１３】そして、Ｇｒパルスについては、第１〜第
３エコーまでは同じ振幅としているが、第４エコーにつ
いては小さな振幅としている。そのため、位相が揃って
くるまでの時間が長くかかって第４エコーが発生するま
での時間は、第１〜第３エコーに比較して遅くなる。こ
のようにＧｒパルスの振幅を小さくしたことにより、同
じ位置でもエンコードされる周波数が低くなることにな
る。そのため、この第４エコーについては、Ａ／Ｄ変換
のサンプリングパルスの間隔を図１に示すように第１〜
第３エコーに比較して大きくして、エンコードされる周
波数が低くなることに対応させている。The Gr pulse has the same amplitude for the first to third echoes, but has a small amplitude for the fourth echo. Therefore, it takes a long time until the phases are aligned, and the time until the fourth echo is generated is later than the first to third echoes. By reducing the amplitude of the Gr pulse in this way, the frequency encoded at the same position becomes lower. Therefore, for the fourth echo, the intervals between the sampling pulses of the A / D conversion are set to the first to the first as shown in FIG.
The value is made larger than that of the third echo so as to correspond to a lower frequency to be encoded.

【００１４】これら各エコー信号の信号強度は、点線で
示したようなＴ２緩和曲線に基づいて後のもの程小さい
ものとなる。つまり、図２のＡで示すような生データ空
間に配置されるデータの信号強度は図２のＢの実線で示
すように、位相エンコード方向の各部分Ｐ１〜Ｐ４に対
応し、中央部分ほど小さいものとなる。The signal intensity of each of these echo signals becomes smaller as the signal becomes later based on the T2 relaxation curve shown by the dotted line. That is, the signal intensity of the data arranged in the raw data space as indicated by A in FIG. 2 corresponds to each of the portions P1 to P4 in the phase encoding direction, as indicated by the solid line in FIG. It will be.

【００１５】他方、これら各エコー信号のノイズ強度
は、図２のＣの実線で示すように生データ空間の中央部
分Ｐ１が他の部分Ｐ２〜４よりも小さなものとなる。第
４エコーのサンプリング周波数を低くして狭帯域のデー
タ収集を行なったので、ノイズ成分が小さくなったため
である。On the other hand, the noise intensity of each of these echo signals is smaller at the central portion P1 of the raw data space than at other portions P2 to P4, as shown by the solid line in FIG. This is because the noise component was reduced because the sampling frequency of the fourth echo was lowered and narrowband data collection was performed.

【００１６】そこで、第４エコーから得た中央部分Ｐ１
のデータを定数倍することにより、図２のＣの点線で示
すようにノイズ強度を他の部分Ｐ２〜４と合わせるよう
にする。すると、この中央部分Ｐ１の信号強度は図２の
Ｂの点線で示すように大きくなり、隣接部分Ｐ３との段
差が小さくなる。そのため信号強度段差補正が行なわれ
たこととなり、この生データ空間のデータを２次元フー
リエ変換すれば、アーティファクトのない画像が再構成
されるとともに、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。
上記のようにノイズ強度を等しくするためには、第４エ
コーのサンプリング間隔を他のエコーのサンプリング間
隔で除したものの平方根に相当する定数を、中央部分Ｐ
１のデータに乗じればよい。Therefore, the central portion P1 obtained from the fourth echo
Is multiplied by a constant to adjust the noise intensity to the other parts P2 to P4 as shown by the dotted line in FIG. Then, the signal intensity of the central portion P1 increases as shown by the dotted line in FIG. 2B, and the level difference from the adjacent portion P3 decreases. Therefore, the signal intensity step correction has been performed, and if the data in the raw data space is subjected to the two-dimensional Fourier transform, an image free from artifacts can be reconstructed and the S / N ratio can be improved.
In order to equalize the noise intensity as described above, a constant corresponding to the square root of the sampling interval of the fourth echo divided by the sampling interval of the other echo is calculated in the central portion P
The data of 1 may be multiplied.

【００１７】そこで、Ｂの部分が終了した後、４番目の
１８０°パルスを加えて第４エコー信号を発生させると
き、この第４エコー信号にＧｐパルスを加える場合に、
渦電流磁場による位相誤差が重畳されない状態で位相エ
ンコードを施すことができる。また、第１のエコー信号
も、最初に位相エンコードが施されるので、渦電流磁場
の影響を受けないものであるから、結局、第１と第４の
エコー信号から収集したデータは位相誤差を含まないも
のとなる。そして、この第１と第４のエコー信号には小
さい量の位相エンコードが施されて、これらからは、生
データ空間の位相エンコード方向の中央部分のデータが
収集されるので、生データ空間での重要な部分のデータ
として渦電流磁場による位相誤差成分を含まないデータ
が得られることになり、良好な画質の再構成画像が得ら
れる。これに対して、第２と第３のエコー信号からは渦
電流磁場による位相誤差成分が含まれたデータが収集さ
れることになるが、生データ空間の位相エンコード方向
の両端部分のデータであるため、再構成画像上では問題
を生じない。Therefore, when the fourth 180 ° pulse is applied to generate the fourth echo signal after the end of the portion B, when the Gp pulse is applied to the fourth echo signal,
Phase encoding can be performed in a state where the phase error due to the eddy current magnetic field is not superimposed. Also, since the first echo signal is also subjected to phase encoding first and thus is not affected by the eddy current magnetic field, the data collected from the first and fourth echo signals eventually has a phase error. It is not included. Then, the first and fourth echo signals are subjected to a small amount of phase encoding, and from this, data in the central portion of the raw data space in the phase encoding direction is collected. As data of an important part, data that does not include a phase error component due to an eddy current magnetic field is obtained, and a reconstructed image with good image quality is obtained. On the other hand, data including a phase error component due to an eddy current magnetic field is collected from the second and third echo signals, but data at both ends of the raw data space in the phase encoding direction. Therefore, no problem occurs on the reconstructed image.

【００１８】なお、上記では１個の章動ＲＦパルスで４
個のエコー信号を発生させているが、４個に限らず、５
個以上とすることがなどが可能である。また、上記で
は、最後に発生するエコー信号について小さい量の位相
エンコードを施すことによりこのエコー信号から生デー
タ空間の中央部分に配置するデータを収集するようにし
て、Ｔ２強調画像を再構成するようにしているが、プロ
トン密度強調画像やＴ１強調画像を得る場合は、先に発
生するエコー信号から生データ空間の中央部分に配置す
るデータを収集する必要があるので、第１エコーについ
てのサンプリング間隔を大きくするとともにそれに対応
させて読み出し用のＧｒパルスの振幅を小さくすること
になる。さらに、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で種
々に変更が可能である。It should be noted that in the above description, four nutation RF pulses are used.
Is generated, but not limited to four,
It is possible to use more than one. In the above description, a T2 weighted image is reconstructed by performing a small amount of phase encoding on the last generated echo signal so as to collect data arranged in the central part of the raw data space from the echo signal. However, when obtaining a proton-density-weighted image or a T1-weighted image, it is necessary to collect data to be arranged in the central part of the raw data space from previously generated echo signals. And the amplitude of the read Gr pulse is correspondingly reduced. Furthermore, various changes can be made without departing from the spirit of the present invention.

【００１９】[0019]

【発明の効果】この発明のＭＲイメージング装置によれ
ば、１個の章動パルスで複数ラインのデータを収集する
高速スピンエコー法により、再構成画像のＳ／Ｎ比を劣
化させることなく、さらなる高速化を図ることができ
る。According to the MR imaging apparatus of the present invention, a high-speed spin echo method for collecting data of a plurality of lines with one nutation pulse does not deteriorate the S / N ratio of a reconstructed image. Higher speed can be achieved.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】この発明の一実施例にかかるパルスシーケンス
を示すタイムチャート。FIG. 1 is a time chart showing a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.

【図２】同実施例における生データ空間に配置される各
データとその信号強度及びノイズ強度の関係を示す図。FIG. 2 is a diagram showing a relationship between each data arranged in a raw data space and its signal intensity and noise intensity in the embodiment.

【図３】同実施例のＭＲイメージング装置のブロック
図。FIG. 3 is a block diagram of the MR imaging apparatus of the embodiment.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 主マグネット ２ 傾斜磁場コイル ３ 被検体 ４ ＲＦコイル ５ 傾斜磁場電源 ６ 切換器 ７ 送信パワーアンプ ８ 送信回路 ９ 信号発生器 １０ プリアンプ １１ 受信回路 １２ Ａ／Ｄ変換器 １３ コンピュータ １４ 表示装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Main magnet 2 Gradient magnetic field coil 3 Subject 4 RF coil 5 Gradient magnetic field power supply 6 Switching device 7 Transmission power amplifier 8 Transmission circuit 9 Signal generator 10 Preamplifier 11 Receiving circuit 12 A / D converter 13 Computer 14 Display device

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 １個の章動ＲＦパルスとそれに続く複数
のリフォーカスＲＦパルスとを被検体に照射して順次エ
コー信号を発生させる手段と、上記各ＲＦパルスと同時
にスライス選択用傾斜磁場パルスを印加する手段と、各
エコー信号について異なる位相エンコード量の位相エン
コード用傾斜磁場パルスを印加する手段と、与えられた
位相エンコード量の小さいエコー信号については読み出
し用傾斜磁場パルスの振幅を小さくし且つ印加時間を長
くするようにして各エコー信号について読み出し用傾斜
磁場パルスを印加する手段と、各エコー信号を、それら
について与えられた読み出し用傾斜磁場パルスの振幅に
応じて変化させられたサンプリング周波数でサンプリン
グしてＡ／Ｄ変換する手段とを有することを特徴とする
ＭＲイメージング装置。1. A means for irradiating a subject with one nutation RF pulse and a plurality of subsequent refocusing RF pulses to generate an echo signal sequentially, and a gradient magnetic field pulse for slice selection simultaneously with each of the RF pulses. Means for applying a phase encoding gradient magnetic field pulse having a different phase encoding amount for each echo signal; reducing the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse for an echo signal having a small phase encoding amount; Means for applying a readout gradient magnetic field pulse for each echo signal so as to lengthen the application time, and each echo signal at a sampling frequency changed in accordance with the amplitude of the readout gradient magnetic field pulse given thereto. Means for sampling and performing A / D conversion. Place.