JPH0245037A - Method for magnetic resonance imaging - Google Patents
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、２次元フーリエ変換を適用した磁気共鳴イメ
ージング方法に関し、特に、画像にリンギングや分解能
の低下を生じさせることなくＳ／Ｎの向上を図ることが
できるようにした磁気共鳴イメージング方法に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention relates to a magnetic resonance imaging method that applies two-dimensional Fourier transform, and in particular, to a magnetic resonance imaging method that does not cause ringing in images or decrease in resolution. The present invention relates to a magnetic resonance imaging method capable of improving S/N.
（従来の技術）
磁気共鳴（ＭＲ： ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａ
ｎｃｅ ）現象は、静磁場中に置かれた零でないスピン
及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁
波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であり、この原子
核は下記式に示す角周波数ω０ （ω０−２πシ０．シ
０ ；ラーモア周波数）で共鳴する。(Prior art) Magnetic resonance (MR)
nce) phenomenon is a phenomenon in which an atomic nucleus with non-zero spin and magnetic moment placed in a static magnetic field resonantly absorbs and emits only electromagnetic waves of a specific frequency, and this atomic nucleus has an angular frequency ω0 shown in the following formula. It resonates at (ω0-2πshi0.shi0; Larmor frequency).
ω０−γＨ０
ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であり、
また、Ｈｏは静磁場強度である。ω0−γH0 Here, γ is the gyromagnetic ratio specific to the type of atomic nucleus,
Further, Ho is the static magnetic field strength.
以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、上述の共
鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数の電磁波（磁
気共鳴信号：エコー信号やＦＩＤ信号）を信号処理して
、原子核密度、縦緩和時間Ｔｌ、横緩和時間Ｔ２．流れ
、化学シフト等の情報が反映された診断情報例えば被検
体のスライス像等を無侵襲で得るようにしている。A device that performs biological diagnosis using the above principle processes the electromagnetic waves (magnetic resonance signals: echo signals and FID signals) of the same frequency as above that are induced after the above-mentioned resonance absorption, and calculates nuclear density, vertical Relaxation time Tl, transverse relaxation time T2. Diagnostic information that reflects information such as flow and chemical shift, such as slice images of a subject, can be obtained non-invasively.
そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静磁場中に
配置した被検体の全部位を励起し且つ信号収集すること
ができるものであるが、装置構成上の制約やイメージン
グ像の臨床上の要請から、実際の装置としては特定部位
に対する励起とその信号収集を行うようにしている。Collecting diagnostic information by magnetic resonance can excite all parts of a subject placed in a static magnetic field and collect signals, but there are limitations in the equipment configuration and clinical requirements for imaging images. Therefore, the actual device is designed to excite a specific region and collect its signals.
第５図はこの種の磁気共鳴イメージング方法を実施する
ことができる装置の全体構成を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing the overall configuration of an apparatus capable of implementing this type of magnetic resonance imaging method.
第５図に示すように、被検体Ｐを内部に収容することが
できるようになっているマグネットアッセンブリとして
、常電導又は超電導方式による静磁場コイル（静磁場補
正用シムコイルが付加されていることもある。）１と、
磁気共鳴信号の誘起部位の位置情報付与のための傾斜磁
場（傾斜磁場パルス）を発生するための傾斜磁場発生コ
イル２と、回転高周波磁場（高周波パルス、ＲＦパルス
）を送信すると共に誘起された磁気共鳴信号（エコー信
号等）を検出するための送受信系である例えばコイルか
らなるプローブ３とを有し、超電導方式であれば冷媒の
供給制御系を含むものであって主として静磁場電源の通
電制御を行う静磁場制御系４、送信器５、受信器６、Ｘ
軸、Ｙ軸、２軸傾斜磁場電源７，８，９、映像法として
２次元フーリエ変換法による例えば第６図に示す画像デ
ータ収集シーケンスを実施することができるシーケンサ
１０、これらを制御すると共に検出信号の信号処理及び
その表示を行うコンピュータシステム１１により構成さ
れている。As shown in Fig. 5, the magnet assembly that can house the subject P inside is a static magnetic field coil (a static magnetic field correction shim coil may be added) using a normal conduction or superconducting method. ) 1 and
A gradient magnetic field generation coil 2 for generating a gradient magnetic field (gradient magnetic field pulse) for imparting positional information of an induced site of a magnetic resonance signal, and a magnetic field generating coil 2 for transmitting a rotating high frequency magnetic field (high frequency pulse, RF pulse) and the induced magnetism. It has a probe 3 consisting of a coil, which is a transmitting/receiving system for detecting resonance signals (echo signals, etc.), and if it is a superconducting method, it also includes a refrigerant supply control system, and mainly controls the energization of the static magnetic field power source. Static magnetic field control system 4, transmitter 5, receiver 6, X
Axis, Y-axis, and two-axis gradient magnetic field power supplies 7, 8, and 9; a sequencer 10 capable of implementing the image data acquisition sequence shown in FIG. 6 using a two-dimensional Fourier transform method as an imaging method; and a sequencer 10 that controls and detects these. It is comprised of a computer system 11 that processes signals and displays them.
ここで、受信器６は、プローブ３の受信コイルからの信
号を後段の処理に適用できる程度まで増幅する前置増幅
器と、この前置増幅器の出力を実数部と虚数部とでそれ
ぞれ位相検波する位相検波器と、この位相検波器の出力
をディジタル信号化するＡ／Ｄ変換器と、このＡ／Ｄ変
換器の出力をコンピュータシステム１１内に導入するイ
ンターフェースとを備えている。Here, the receiver 6 includes a preamplifier that amplifies the signal from the receiving coil of the probe 3 to the extent that it can be applied to subsequent processing, and performs phase detection on the output of this preamplifier using a real part and an imaginary part, respectively. It includes a phase detector, an A/D converter that converts the output of the phase detector into a digital signal, and an interface that introduces the output of the A/D converter into the computer system 11.
また、コンピュータシステム１１は、データバスを介し
て、全体の制御を行うコントローラと、インターフェー
スからのデータを最初に導入し、以降の再構成処理等に
備える磁気ディスク装置等の画像メモリと、この画像メ
モリからのデータを読込んで２次元像等の画像を２次元
フーリエ変換処理により再構成する再構成装置とを備え
ている６以上の構成で、撮影の手順としては、静磁場中
に被検体Ｐを配置してシーケンサ１０の動作させ、第６
図に示す画像データ収集シーケンスパルスシーケンスを
実行する。The computer system 11 also includes, via a data bus, a controller that performs overall control, an image memory such as a magnetic disk device that initially introduces data from an interface, and prepares for subsequent reconfiguration processing, etc. It is equipped with a reconstruction device that reads data from memory and reconstructs an image such as a two-dimensional image by two-dimensional Fourier transform processing. and operate the sequencer 10.
Execute the image data acquisition sequence pulse sequence shown in the figure.
これにより送信器５は駆動され、プローブ３の送信コイ
ルからＲＦパルス（９０°パルス）を加えると共に傾斜
磁場電源７，８．９を駆動して傾斜磁場発生コイル２か
らは傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ。This drives the transmitter 5, applies an RF pulse (90° pulse) from the transmitting coil of the probe 3, drives the gradient magnetic field power supplies 7, 8.9, and generates gradient magnetic fields Gx, Gy from the gradient magnetic field generating coil 2.
Ｇｚを、それぞれスライス用傾斜磁場（Ｇｓ ） 。Gz is the gradient magnetic field for slicing (Gs).
エンコード用傾斜磁場（Ｇｅ ） 、 リード用傾斜
磁場（Ｇｒ ）として加え、局所励起部位からの信号を
プローブ３の受信コイルで収集し、フーリエ空間面にお
ける１ラインのデータを得るようにしている。そして、
１画面を生成するために、第６図のシーケンスを所定回
数繰返して実行してデータを得、このシーケンスの実行
毎に得たデータはデータバスを介して画像メモリ、再構
成装置により例えば２次元像を生成し、再構成画像を表
示する。In addition to the gradient magnetic field for encoding (Ge) and the gradient magnetic field for reading (Gr), signals from the local excitation site are collected by the receiving coil of the probe 3 to obtain one line of data in the Fourier space plane. and,
In order to generate one screen, data is obtained by repeatedly executing the sequence shown in Fig. 6 a predetermined number of times, and the data obtained each time this sequence is executed is transferred to an image memory via a data bus and converted into a two-dimensional image by a reconstruction device, for example. generate an image and display the reconstructed image.
以上のような磁気共鳴イメージングでは、人体からの非
常に微弱な磁気共鳴信号を取扱うので、いかにＳ／Ｎの
良い画像を得るかは重大な問題である。In magnetic resonance imaging as described above, very weak magnetic resonance signals from the human body are handled, so how to obtain images with good S/N ratio is a serious problem.
一般に磁気共鳴信号を画像化するための方法としては、
上述し且つ第６図に示すスピン励起用の高周波パルス及
び位置識別用の傾斜磁場パルスを組合せた２次元フーリ
エ変換法におけるスピンエコー法のパルスシーケンスが
良く知られている。Generally, methods for imaging magnetic resonance signals include:
The pulse sequence of the spin echo method in the two-dimensional Fourier transform method that combines the high frequency pulse for spin excitation and the gradient magnetic field pulse for position identification described above and shown in FIG. 6 is well known.
第６図のシーケンスでは、９０°パルスとスライス用傾
斜磁場パルスＧｓとでイメージング対象のスライス断面
を選択する。そして、該選択断面内の磁化は、エンコー
ド方向及びリード方向の傾斜磁場Ｇｅ、Ｇｒによって各
位置に特有な位相と周波数とに基づいて選択断面内での
位置の識別が行なわれる。この場合、取扱う情報は２次
元（位相２周波数）であるので、エンコード傾斜磁場パ
ルスＧｅは、エンコード方向に所望の分解能を得るため
に段階的且つこのエンコード傾斜磁場パルスＧｅの面積
増加分が同一となるようにエンコード過程毎に変化を与
える。In the sequence shown in FIG. 6, a slice section to be imaged is selected using a 90° pulse and a slicing gradient magnetic field pulse Gs. The magnetization within the selected cross section is identified by the gradient magnetic fields Ge and Gr in the encoding direction and the read direction, based on the phase and frequency specific to each position. In this case, since the information to be handled is two-dimensional (two phases and two frequencies), the encoding gradient magnetic field pulse Ge is applied stepwise in order to obtain the desired resolution in the encoding direction, and the area increase of this encoding gradient magnetic field pulse Ge is the same. Changes are made in each encoding process so that
上記において、画像のリード方法の分解能Δノ「は、エ
コー信号の観測時間２Ｔａｃ中の傾斜磁場の強度Ｃｒｔ
とエコー信号の観測時間２Ｔａｃとにより下記の式で一
義的に決まっている。In the above, the resolution Δ of the image reading method is the strength Crt of the gradient magnetic field during the observation time 2Tac of the echo signal.
and the observation time 2Tac of the echo signal are uniquely determined by the following formula.
Δノｒ ＝１／ （２Ｔａｃ−Ｃｒｔ）そして、分解能
の低下を招かないでＳ／Ｎの向上を図るためには、エコ
ー信号の観測時間２Ｔａｃを長くすることにより実現で
きるが、エコー信号の観８１）時間２Ｔａｅは、エコー
時間Ｔｅや励起用高周波パルスの長さにより制限を受け
るものであるため、一般には次のように定めている。ΔNor = 1/ (2Tac-Crt) In order to improve the S/N without causing a decrease in resolution, this can be achieved by increasing the echo signal observation time 2Tac. 81) Since the time 2Tae is limited by the echo time Te and the length of the excitation high-frequency pulse, it is generally defined as follows.
すなわち、エコー信号の観測時間２Ｔａｃは、高周波パ
ルス等の影響を受けないように、図示のように、９０°
パルスの中心よりＴＥ時間後のエコー信号に対して観測
時間の前半部分子ａｃ＋と、後半部分子ａｃ−とが同じ
長さになるようにその期間を設定しているのが一般的で
ある。That is, the observation time 2Tac of the echo signal is set at 90° as shown in the figure to avoid being affected by high frequency pulses, etc.
Generally, the period is set so that the first half of the observation time molecule ac+ and the second half molecule ac- of the echo signal after the TE time from the center of the pulse have the same length.
２Ｔａｃ−Ｔａｃ” ＋Ｔａｃ−（Ｔａｃ” −Ｔａｃ
−）（発明が解決しようとする課１１ｆｉ）このように
従来の技術においては、エコー信号の観７１１１時間を
長く設定することにより、分解能の低下等の画質劣化を
招かないでＳ／Ｎの向上を図ることはできるものの、こ
のエコー信号の観測時間は、エコー時間Ｔｅや励起用高
周波パルスの長さにより制限を受けるものであるため、
結局、十分にＳ／Ｎを向上させることはできない、とい
う問題点があった。2Tac-Tac” +Tac-(Tac”-Tac
-) (Issue 11fi to be solved by the invention) In this way, in the conventional technology, by setting the echo signal viewing time to be long, the S/N can be improved without causing image quality deterioration such as a decrease in resolution. However, since the observation time of this echo signal is limited by the echo time Te and the length of the excitation high-frequency pulse,
In the end, there was a problem in that the S/N ratio could not be improved sufficiently.
そこで本発明の目的は、分解能の低下等の画質劣化を招
かないでＳ／Ｎの向上を図ることを可能とした磁気共鳴
イメージング方法を提供することにある。SUMMARY OF THE INVENTION Therefore, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging method that makes it possible to improve the S/N ratio without causing image quality deterioration such as a decrease in resolution.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成するために次
のような手段を講じた構成としている４゜すなわち、本
発明は、２次元フーリエ変換法を適用した磁気共鳴イメ
ージング方法において、エコー信号の観測に関しその時
間を、励起用高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加後
にあって十分長くし且つエコー信号のピーク中心に対し
て前方を短く後方について長くして設定したデータ収集
シーケンスを、同じエンコード方向且つ異なるリード方
向について少なくとも２回実行し、これにより得た２つ
のエコーデータのリード方向におけるデータの不足分を
、当該２つのエコーデータを用いて相互に補うことによ
り、フーリエ空間面における１ラインのデータを得るこ
とを特徴とする。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to solve the above problems and achieve the objects, the present invention has a structure that takes the following means. In a magnetic resonance imaging method that applies the Fourier transform method, the time for observing echo signals is made sufficiently long after the excitation high-frequency pulse and gradient magnetic field pulse are applied, and the time in front of and behind the peak center of the echo signal is made sufficiently long. Execute the data collection sequence set longer for at least twice in the same encoding direction and different read directions, and use the two echo data to correct the missing data in the read direction of the two echo data obtained. The feature is that one line of data in the Fourier space plane is obtained by mutually supplementing the data.
（作用）
このようにして得られたフーリエ空間面における１ライ
ンのデータは、エコー信号の観測時間を十分長く設定し
たものであるため、これにより生成される画像は、分解
能の低下等の画質劣化を招かない高Ｓ／Ｎのものとなる
。(Effect) One line of data in the Fourier space plane obtained in this way is obtained by setting the observation time of the echo signal to be sufficiently long, so the image generated by this is subject to image quality deterioration such as a decrease in resolution. This results in a high S/N ratio that does not cause problems.
（実施例）
以下、本発明にかかる磁気共鳴イメージング方法の実施
例を図面を参照して説明する。(Example) Hereinafter, an example of the magnetic resonance imaging method according to the present invention will be described with reference to the drawings.
第１図は本発明の第１の実施例にかかる高周波パルス及
び傾斜磁場パルスの印加タイミングの関係を示す画像デ
ータ収集シーケンスであり、フーリエ空間面におけるラ
インｎ （ｎは自然数）のデータを得る１過程（ＡＶＩ
、ＡＶ２）を示している。FIG. 1 is an image data collection sequence showing the relationship between the application timings of high-frequency pulses and gradient magnetic field pulses according to the first embodiment of the present invention, in which data of line n (n is a natural number) in the Fourier space plane is obtained. Process (AVI
, AV2).
第１の実施例におけるデータ収集過程ＡＶＩ。Data collection process AVI in the first example.
ＡＶ２では、共に２次元フーリエ変換法におけるスピン
エコー法のパルスシーケンスであって、信号観ΔＦ１時
間つまりリード用傾斜磁場Ｇｒの印加に関し、ＡＶＩと
ＡＶ２とは異なっている。すなわち、エコー信号のピー
クを中心に、エコー信号の観ｎ１時間を、前半部分子ａ
ｃ＋′と後半部分”ｒａｃ−’とで設定している。ただ
し、ｌ Ｔａｃ”−１＝Ｔａｃ−−１であり、１Ｔａｃ
”ｌ（又はｌＴａｃ−ｌ）＞’Ｔａｃ”ｌ（又は１Ｔａ
ｃ−１）である。そして、前半部分における図示Ｔｄは
疑似観測時間であり、この疑似観測時間Ｔｄでのデータ
収集はなされない。つまり、エコー信号の観測時間を、
（ｌ Ｔａｃ＋′ｌ −Ｔｄ） ＋ ｌ Ｔａｃ−１と
している。Both AV2 are pulse sequences of the spin echo method in the two-dimensional Fourier transform method, and AVI and AV2 are different in terms of the signal view ΔF1 time, that is, the application of the read gradient magnetic field Gr. That is, the time n1 of the echo signal is calculated from the first half of the molecule a, centering on the peak of the echo signal.
c+' and the latter half "rac-". However, l Tac"-1=Tac--1, and 1Tac
"l (or lTac-l)>'Tac"l (or lTa
c-1). The illustrated Td in the first half is a pseudo observation time, and no data is collected during this pseudo observation time Td. In other words, the observation time of the echo signal is
(l Tac+'l -Td) + l Tac-1.
また、ＡＶｌとＡＶ２とではリード用傾斜磁場の符号を
逆向きとしている。Furthermore, the signs of the read gradient magnetic fields are opposite in AVl and AV2.
以上によれば、ＡＶＩで観測したエコー信号をｅｎｌと
し、ＡＶ２で観測したエコー信号をｅｎ２とすると、フ
ーリエ空間面においては第２図に示すように、エコー信
号ｅｎｌは、リード方向の負部分の途中から正部分に至
って読出されたデータであり、エコー信号ｅｎ２は、リ
ード方向の正部分の途中から負部分に至って読出された
データである。According to the above, if the echo signal observed with AVI is enl and the echo signal observed with AV2 is en2, then in the Fourier space plane, as shown in Figure 2, the echo signal enl is the negative part of the read direction. The echo signal en2 is data read from the middle to the positive portion, and the echo signal en2 is data read from the middle of the positive portion to the negative portion in the read direction.
従って、ＡＶＩでは、観測データｅｎｌ＋不足データｅ
ｎｌ−によりラインｎにおけるデータｅｎを形成し、Ａ
Ｖ２では、観測データｅｎ２＋不足データｅｎ２″によ
りラインｎにおけるデータｅｎを形成することになる。Therefore, in AVI, observation data enl + missing data e
form the data en at line n by nl-, and A
In V2, data en on line n is formed by observation data en2+missing data en2''.
この場合、ＡＶＩにおける不足データｅｎｌ”は観測デ
ータｅｎ２内に有り、また、ＡＶ２における不足データ
ｅｎ２−は観測データｅｎｌ内に有るので、計算により
、ＡＶＩにおける不足データｅｎｌ＝を観測データｅｎ
２から得ることができ、また、ＡＶ２における不足デー
タｅｎ２を観測データｅｎｌから得ることができる。つ
まり、観測データｅｎｌ、ｅｎ２によりラインｎにおけ
るデータｅｎを求めることができる。この場合、上述の
計算は、例えば、第５図の構成にて、コンピュータシス
テム１１内における磁気ディスク装置や再構成装置の前
段又はその内部で行うことができる。In this case, the missing data enl'' in AVI is in the observed data en2, and the missing data en2- in AV2 is in the observed data enl, so by calculation, the missing data enl= in AVI is found in the observed data en2.
Furthermore, the missing data en2 in AV2 can be obtained from the observed data enl. In other words, data en on line n can be obtained from observation data enl and en2. In this case, the above-mentioned calculation can be performed, for example, in the configuration shown in FIG. 5, before or within the magnetic disk device or reconfiguration device in the computer system 11.
このように本実施例によれば、フーリエ空間面における
１ラインのデータとして、非対称サンプリングに基づい
てエコー信号の観Δか１時間を通常のＳＥ法よりも十分
長く設定したもの（ｅｎ ）を得ることができる。従っ
て、分解能の低下等の画質劣化を招かない高Ｓ／Ｎの画
像をイメージジグすることができる。In this way, according to this embodiment, as one line of data in the Fourier space plane, the view of the echo signal Δ or one hour is set sufficiently longer than in the normal SE method (en) based on asymmetric sampling. be able to. Therefore, it is possible to image jig an image with a high S/N ratio without causing image quality deterioration such as a decrease in resolution.
この場合、２回のデータ収集で１ラインのデータを得る
、つまり第６図の例と比較するとデータ収集時間が２倍
になるが、第６図を実行する従来にあっては、データの
信頼性を確保するために２゜４．６等の回数のデータの
平均値を用いる（アベレージング）のが通例であるから
、本実施例と従来例では実際上は、１ラインのデータ生
成に要する時間は同じ若しくは本実施例の方が少ないも
のとなる。In this case, one line of data is obtained by collecting data twice, which means that the data collection time is doubled compared to the example in Figure 6, but in the conventional method of performing Figure 6, the reliability of the data is In order to ensure accuracy, it is customary to use the average value of data for a number of times such as 2°4.6 (averaging), so in this embodiment and the conventional example, in practice, the amount of data required to generate one line of data is The time is the same or shorter in this embodiment.
次に第３図を参照して本発明の第２の実施例を説明する
。第３図に示す画像データ収集シーケンスは、スピン位
相を集束させるのに１８０＠パルスを用いないで（１８
０°パルスを用いるのはスピンエコー（Ｓ Ｅ）法等）
、リード用傾斜磁場を反転するようした高速スキャンに
向いているフィールドエコー（Ｆ Ｅ）法に適用したも
のであり、ＡＶＩ、ＡＶ２にて非対称サンプリングであ
り且つ通常のＦＥ法に比べて長い観測時間を設定してい
る。Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The image data acquisition sequence shown in FIG.
0° pulses are used in spin echo (SE) methods, etc.)
This is applied to the field echo (FE) method, which is suitable for high-speed scanning in which the read gradient magnetic field is reversed, and has asymmetric sampling in AVI and AV2, and has a longer observation time than the normal FE method. is set.
さらに次に第４図を参照して本発明の第３の実施例を説
明する。第４図に示す画像データ収集シーケンスは、Ａ
ＶＩ及びＡＶ２共に第１エコー信号をＦＥ法で収集し、
第２エコー信号をＳＥ法で収集するものであり、ＡＶＩ
、ＡＶ２にて非対称サンプリングであり且つ通常のＦＥ
法やＳＥ法よりも長い観測時間を設定している。この例
では、第２エコー時間ＴＥ−−ＴＥとして、特に横緩和
時間Ｔ２の強調された画像を得ることができ、組織識別
上有利である。Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The image data acquisition sequence shown in FIG.
The first echo signal of both VI and AV2 was collected using the FE method,
The second echo signal is collected using the SE method, and the AVI
, asymmetric sampling in AV2 and normal FE
The observation time is set longer than that of the method and SE method. In this example, an image in which the transverse relaxation time T2 is particularly emphasized can be obtained as the second echo time TE--TE, which is advantageous for tissue identification.
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明
の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施できるもの
である。The present invention is not limited to the above embodiments, but can be implemented with various modifications without departing from the gist of the present invention.
［発明の効果〕
以上のように本発明では、エコー信号の観測に関しその
時間を、励起用高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加
後にあって十分長くし且つエコー信号のピーク中心に対
して前方を短く後方について長くして設定したデータ収
集シーケンスを、同じエンコード方向且つ異なるリード
方向について少なくとも２回実行し、これにより得た２
つのエコーデータのリード方向におけるデータの不足分
を、当該２つのエコーデータを用いて相互に補うことに
より、フーリエ空間面における１ラインのデータを得る
ことにより、エコー信号の観測時間を十分長く設定した
ものであるため、これにより生成される画像は、分解能
の低下等の画質劣化を招かない高Ｓ／Ｎのものとなる。[Effects of the Invention] As described above, in the present invention, the time for observing echo signals is made sufficiently long after the excitation high-frequency pulse and the gradient magnetic field pulse are applied, and shortened in front of the peak center of the echo signal. The data acquisition sequence set with a longer backwards was executed at least twice in the same encoding direction but in different read directions, resulting in 2
By mutually compensating for the lack of data in the read direction of one echo data using the two echo data, one line of data in the Fourier space plane is obtained, and the observation time of the echo signal is set to be sufficiently long. Therefore, the image generated thereby has a high S/N ratio that does not cause image quality deterioration such as a decrease in resolution.
従って、本発明によれば、分解能の低下等の画質劣化を
招かないでＳ／Ｎの向上を図ることを可能とした磁気共
鳴イメージング方法を提供できる。Therefore, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging method that makes it possible to improve S/N without causing image quality deterioration such as a decrease in resolution.
第１図は本発明にかかる磁気共鳴イメージング方法の第
１の実施例を示す図、第２図は同実施例の作用を示す図
、第３図は本発明の第２の実施例を示す図、第４図は本
発明の第３の実施例を示す図、第５図は本発明の方法を
実施することができる磁気共鳴イメージング装置の一構
成例を示す図、第６図は従来例としてＳＥ法を示す図で
ある。
１・・・静磁場コイル、２・・・傾斜磁場コイル、３・
・・プローブ、４・−・静磁場制御系、５・・・送信器
、６・・・受信器、７・・・Ｘ軸傾斜磁場電源、８・・
・Ｙ軸傾斜磁場電源、９・・・Ｚ軸傾斜磁場電源、１０
・・・シーケンサ、
１・・・コンピュータシステム。FIG. 1 is a diagram showing a first embodiment of the magnetic resonance imaging method according to the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the operation of the same embodiment, and FIG. 3 is a diagram showing a second embodiment of the present invention. , FIG. 4 is a diagram showing a third embodiment of the present invention, FIG. 5 is a diagram showing an example of the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus that can implement the method of the present invention, and FIG. 6 is a diagram showing a conventional example. It is a diagram showing the SE method. 1... Static magnetic field coil, 2... Gradient magnetic field coil, 3...
... Probe, 4... Static magnetic field control system, 5... Transmitter, 6... Receiver, 7... X-axis gradient magnetic field power supply, 8...
・Y-axis gradient magnetic field power supply, 9...Z-axis gradient magnetic field power supply, 10
...Sequencer, 1...Computer system.
Claims (1)
方法において、エコー信号の観測に関しその時間を、励
起用高周波パルス及び傾斜磁場パルスの印加後にあって
十分長くし且つエコー信号のピーク中心に対して前方を
短く後方について長くして設定したデータ収集シーケン
スを、同じエンコード方向且つ異なるリード方向につい
て少なくとも２回実行し、これにより得た２つのエコー
データのリード方向におけるデータの不足分を、当該２
つのエコーデータを用いて相互に補うことにより、フー
リエ空間面における１ラインのデータを得ることを特徴
とする磁気共鳴イメージング方法。In the magnetic resonance imaging method applying the two-dimensional Fourier transform method, the observation time of the echo signal is set to a sufficiently long period after the application of the excitation high-frequency pulse and the gradient magnetic field pulse, and at a point in front of the peak center of the echo signal. A data collection sequence that is set short and long backwards is executed at least twice in the same encoding direction but in different read directions, and the missing data in the read direction of the two echo data obtained by this is calculated as follows.
A magnetic resonance imaging method characterized in that one line of data in a Fourier space plane is obtained by mutually supplementing two echo data.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63196138A JPH0245037A (en) | 1988-08-08 | 1988-08-08 | Method for magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63196138A JPH0245037A (en) | 1988-08-08 | 1988-08-08 | Method for magnetic resonance imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0245037A true JPH0245037A (en) | 1990-02-15 |
| JPH0578337B2 JPH0578337B2 (en) | 1993-10-28 |
Family
ID=16352863
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63196138A Granted JPH0245037A (en) | 1988-08-08 | 1988-08-08 | Method for magnetic resonance imaging |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0245037A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0249981A (en) * | 1989-07-24 | 1990-02-20 | Takatsuki Denki Seisakusho:Kk | Drive rod for electromagnetically oscillating diaphragm type air pump |
| US5262725A (en) * | 1990-12-21 | 1993-11-16 | U.S. Philips Corp. | Magnetic resonance imaging method and device for reducing image errors in a magnetic resonance image |
-
1988
- 1988-08-08 JP JP63196138A patent/JPH0245037A/en active Granted
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0249981A (en) * | 1989-07-24 | 1990-02-20 | Takatsuki Denki Seisakusho:Kk | Drive rod for electromagnetically oscillating diaphragm type air pump |
| JPH0411751B2 (en) * | 1989-07-24 | 1992-03-02 | Takatsuki Denki Seisakusho Kk | |
| US5262725A (en) * | 1990-12-21 | 1993-11-16 | U.S. Philips Corp. | Magnetic resonance imaging method and device for reducing image errors in a magnetic resonance image |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0578337B2 (en) | 1993-10-28 |
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