JPH04246327A - Dynamic mr imaging method - Google Patents
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【０００１】0001
【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ
）を利用してイメージングを行うＭＲイメージング法に
関し、とくにガドリニウムＤＴＰＡなどの造影剤を用い
てダイナミックな撮像を行うダイナミックＭＲイメージ
ング法に関する。[Industrial Field of Application] This invention relates to nuclear magnetic resonance (NMR).
), and particularly relates to a dynamic MR imaging method that performs dynamic imaging using a contrast agent such as gadolinium DTPA.
【０００２】0002
【従来の技術】ＭＲイメージング法では、被検体の特定
のスライス面を選択励起し、そのスライス面内の１軸方
向の位置情報をエコー信号の周波数に、他の軸方向の位
置情報をエコー信号の位相に、それぞれエンコードし、
受信したエコー信号より得たデータを２次元フーリエ変
換することにより上記の２軸方向の位置情報をデコード
して上記のスライス面での断層像を得る。2. Description of the Related Art In MR imaging, a specific slice plane of a subject is selectively excited, positional information in one axis direction within the slice plane is expressed as the frequency of an echo signal, and positional information in other axial directions is expressed as an echo signal. are encoded into the phase of
By performing a two-dimensional Fourier transform on the data obtained from the received echo signal, the position information in the two-axis directions is decoded and a tomographic image on the slice plane is obtained.
【０００３】周波数エンコードは１軸方向に磁場強度が
傾斜した傾斜磁場をかけた状態でエコー信号を発生させ
ることによって行われる。位相エンコードは、他の軸方
向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場を、その強度が等
量ずつ変化するようにして、その各々について励起・受
信のシーケンスを順次繰り返すことによって行われる。
このように励起・受信のシーケンスが繰り返されること
により、その各々のシーケンスで位相エンコード量の異
なるデータが得られる。Frequency encoding is performed by generating an echo signal while applying a gradient magnetic field whose magnetic field strength is gradient in one axis direction. Phase encoding is performed by sequentially repeating the excitation/reception sequence for each of the gradient magnetic fields whose magnetic field strengths are tilted in other axial directions so that the strengths thereof change by equal amounts. By repeating the excitation/reception sequence in this way, data with a different amount of phase encoding is obtained for each sequence.
【０００４】このようなＭＲイメージング法において、
従来よりガドリニウムＤＴＰＡなどの造影剤を利用して
撮像すると、ＭＲ画像上で腫瘍が良好に描出されること
が知られている。この場合、造影剤注入後、何分後、何
秒後にもっとも良好な画像が得られるかは部位や腫瘍の
種類などによって異なるが、現在では造影剤注入後１５
秒間隔とか３０秒間隔とかの一定間隔で各画像について
のスキャンを行なうことが多い。たとえば図４に示すよ
うに、時刻Ｔで造影剤が注入されたとして、３０秒間隔
でスキャンＳ１、Ｓ２、…を行なう。この場合、各スキ
ャンＳ１、Ｓ２、…では、２５６通りの位相エンコード
量の各々について励起・受信のシーケンスを繰り返す。
つまり位相エンコード量を変えながら励起・受信のシー
ケンスを２５６回繰り返して２５６ライン分のデータを
得る。この１スキャンに３０秒かかるためスキャン間隔
が３０秒ということになる。[0004] In such an MR imaging method,
It has been known that tumors can be clearly visualized on MR images by imaging using a contrast agent such as gadolinium DTPA. In this case, the number of minutes or seconds after which the best image can be obtained after contrast agent injection varies depending on the site and type of tumor, but currently it is
Each image is often scanned at regular intervals, such as every second or every 30 seconds. For example, as shown in FIG. 4, assuming that a contrast agent is injected at time T, scans S1, S2, . . . are performed at 30 second intervals. In this case, in each scan S1, S2, . . . , the excitation/reception sequence is repeated for each of the 256 phase encode amounts. In other words, the excitation/reception sequence is repeated 256 times while changing the amount of phase encoding to obtain 256 lines of data. Since this one scan takes 30 seconds, the scan interval is 30 seconds.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、画質を
優先してデータ収集時間を長くすれば、造影剤注入後の
撮像時間間隔が長くなってしまい、時間分解能が悪くな
るという問題がある。すなわち、造影剤注入後のある時
刻でＭＲ画像を撮像する場合でも、１つの画像のデータ
収集に要するスキャンには実際には数秒から数十秒の時
間がかかるものであり、また、データ収集に長い時間を
かけた方がＳ／Ｎ比の高い、診断に有効な画像が得られ
る傾向にあるからである。However, if the data collection time is increased with priority given to image quality, the imaging time interval after contrast agent injection becomes longer, resulting in a problem that the temporal resolution deteriorates. In other words, even when an MR image is taken at a certain time after contrast agent injection, the scan required to collect data for one image actually takes several seconds to several tens of seconds, and the data collection time is very long. This is because images with a higher S/N ratio and more effective for diagnosis tend to be obtained by taking a longer time.
【０００６】この発明は、上記に鑑み、画質を落とすこ
となく時間間隔の短いダイナミック画像を得ることがで
きるように改善したダイナミックＭＲイメージング法を
提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION In view of the above, an object of the present invention is to provide an improved dynamic MR imaging method that allows dynamic images with short time intervals to be obtained without deteriorating image quality.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるダイナミックＭＲイメージング法に
おいては、位相エンコード量の少ない低周波成分のデー
タについては個々の画像ごとのスキャンでデータ収集す
るが、位相エンコード量の多い高周波成分のデータは、
時間的に近接した画像のスキャンで収集したものを共通
に使用することが特徴となっている。これにより１つの
画像を再構成するのに必要な高周波成分から低周波成分
のすべてのデータを個々の画像についてのスキャンで収
集する必要がなくなり、高周波成分のデータ収集をしな
い分だけスキャン時間を短縮でき時間間隔を短くできる
。また、高周波成分のデータはまったく画像再構成に用
いない訳ではなく、時間的に近接した画像のスキャンで
得たものを用いるので画質の劣化もない。[Means for Solving the Problems] In order to achieve the above object, in the dynamic MR imaging method according to the present invention, data of low frequency components with a small amount of phase encoding is collected by scanning each individual image. , high frequency component data with a large amount of phase encoding is
It is characterized by the common use of images collected by scanning images that are close in time. This eliminates the need to collect all the data from high-frequency components to low-frequency components necessary to reconstruct one image by scanning each image, reducing scan time by not collecting data for high-frequency components. The time interval can be shortened. Furthermore, data on high frequency components is not used at all for image reconstruction, but rather data obtained by scanning temporally close images is used, so there is no deterioration in image quality.
【０００８】[0008]
【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図１はこの発明の一実施例
にかかるダイナミックＭＲイメージング法を行うための
システム構成を示すもので、この図において、被検体１
１は主マグネット１５により形成される静磁場及びそれ
に重畳して傾斜コイル１４により形成される傾斜磁場内
に配置される。被検体１１には、送信コイル１２と受信
コイル１３とが取り付けられる。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described in detail below with reference to the drawings. FIG. 1 shows a system configuration for performing a dynamic MR imaging method according to an embodiment of the present invention.
1 is placed within a static magnetic field formed by the main magnet 15 and a gradient magnetic field formed by the gradient coil 14 superimposed thereon. A transmitter coil 12 and a receiver coil 13 are attached to the subject 11 .
【０００９】傾斜コイル１４は、直交３軸の各方向に磁
場強度が傾斜している傾斜磁場をそれぞれ独立に発生す
ることができるように構成されている。直交３軸の傾斜
磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、読み出
し（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とする。傾斜コイル１４には傾斜磁場
Ｇｓ，Ｇｒ，Ｇｐの各電源２１、２２、２３から電流が
供給され、各方向の傾斜磁場が形成される。傾斜コイル
１４により所定の波形の各傾斜磁場パルスが形成される
ように、この傾斜磁場電源２１〜２３の供給電流波形が
傾斜磁場制御装置２４により制御されている。The gradient coils 14 are configured to be able to independently generate gradient magnetic fields whose magnetic field strengths are gradient in each direction of three orthogonal axes. The gradient magnetic fields of the three orthogonal axes are respectively a slice selection gradient magnetic field Gs, a readout (frequency encoding) gradient magnetic field Gr, and a phase encoding gradient magnetic field Gp. Current is supplied to the gradient coil 14 from respective power supplies 21, 22, and 23 for gradient magnetic fields Gs, Gr, and Gp, and gradient magnetic fields in each direction are formed. The waveforms of currents supplied by the gradient magnetic field power supplies 21 to 23 are controlled by a gradient magnetic field controller 24 so that the gradient coil 14 forms gradient magnetic field pulses with predetermined waveforms.
【００１０】送信コイル１２には、高周波電源３３から
送られるＲＦパルスが供給される。このＲＦパルスは、
周波数変換器３２において、シンセサイザ３４からのＲ
Ｆ正弦波信号をキャリア信号として、ＲＦ波形発生器３
１からのｓｉｎｃ波形でＡＭ変調したものを、高周波電
源３３により増幅したものである。[0010] The transmitting coil 12 is supplied with RF pulses sent from a high frequency power source 33. This RF pulse is
In the frequency converter 32, R from the synthesizer 34
The RF waveform generator 3 uses the F sine wave signal as a carrier signal.
The sinc waveform from 1 is AM-modulated and amplified by the high-frequency power supply 33.
【００１１】被検体１１に送信コイル１２からＲＦパル
スを照射してその核スピンを励起した後発生するＮＭＲ
信号は受信コイル１３で受信される。この受信ＮＭＲ信
号は前置増幅器３５により増幅された後、直交位相検波
器３６で検波され、次にＡ／Ｄ変換器３７でデジタルデ
ータに変換されてホストコンピュータ４１に取り込まれ
る。この直交位相検波器３６はＰＳＤ（Ｐｈａｓｅ Ｓ
ｅｎｓｉｔｉｖｅ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）方式の検波回路
で、シンセサイザ３４から送られる参照信号と受信信号
とをミキシングすることによって２つの信号の周波数の
差を出力する回路を用いる。NMR generated after the subject 11 is irradiated with an RF pulse from the transmitting coil 12 to excite its nuclear spins.
The signal is received by the receiving coil 13. This received NMR signal is amplified by a preamplifier 35, then detected by a quadrature phase detector 36, and then converted into digital data by an A/D converter 37 and taken into the host computer 41. This quadrature phase detector 36 is a PSD (Phase S
This is a detection circuit based on an active detector system, and uses a circuit that mixes a reference signal sent from the synthesizer 34 and a received signal, and outputs the difference in frequency between the two signals.
【００１２】シーケンスコントローラ４２はホストコン
ピュータ４１の制御下、傾斜磁場制御装置２４に各傾斜
磁場パルスの波形情報と発生タイミング情報を与え、Ｒ
Ｆ波形発生器３１にＲＦパルスのｓｉｎｃ波形情報及び
発生タイミング情報を与えるとともに、シンセサイザ３
４にキャリア信号の周波数（共鳴周波数に対応する）に
関する情報を送り、Ａ／Ｄ変換器３７のサンプリングタ
イミングなどを制御する。Under the control of the host computer 41, the sequence controller 42 provides waveform information and generation timing information of each gradient magnetic field pulse to the gradient magnetic field control device 24.
The F waveform generator 31 is given sinc waveform information and generation timing information of the RF pulse, and the synthesizer 3
4 to control the sampling timing of the A/D converter 37, etc.
【００１３】ホストコンピュータ４１には、表示装置と
キーボード装置などの入力装置とを有するコンソール４
３が接続されている。ホストコンピュータ４１に取り込
まれたデータは２次元フーリエ変換されることにより画
像が再構成され、その画像がコンソール４３の表示装置
に表示される。The host computer 41 includes a console 4 having a display device and an input device such as a keyboard device.
3 is connected. The data taken into the host computer 41 is subjected to two-dimensional Fourier transform to reconstruct an image, and the resulting image is displayed on the display device of the console 43.
【００１４】イメージングのためのパルスシーケンスと
しては、通常のスピンエコー法や、サチュレーションリ
カバリ法や、インバージョンリカバリ法などを使用する
ことができる。これらのシーケンスでは、たとえばＳ軸
方向の傾斜磁場ＧｓをかけながらＲＦパルスを加えるこ
とにより、Ｓ軸に直角な特定のスライスを順次選択励起
し、傾斜磁場ＧｒによりＲ軸方向の位置情報をＮＭＲ信
号の周波数にエンコードするとともに、傾斜磁場Ｇｐに
よりＰ方向の位置情報をＮＭＲ信号の位相にエンコード
する。As a pulse sequence for imaging, a normal spin echo method, saturation recovery method, inversion recovery method, etc. can be used. In these sequences, for example, specific slices perpendicular to the S-axis are sequentially selectively excited by applying an RF pulse while applying a gradient magnetic field Gs in the S-axis direction, and the position information in the R-axis direction is converted into an NMR signal by the gradient magnetic field Gr. At the same time, position information in the P direction is encoded into the phase of the NMR signal by the gradient magnetic field Gp.
【００１５】ここでは図２に示すようにスピンエコー法
によるパルスシーケンスを行うものとする。まず９０゜
パルス５１を印加して核スピンを９０゜倒すとき同時に
スライス選択用の傾斜磁場Ｇｓパルス５３を加える。こ
れにより所定のスライス面内の核スピンのみを選択励起
する。Here, it is assumed that a pulse sequence using the spin echo method is performed as shown in FIG. First, a 90° pulse 51 is applied to tilt the nuclear spins by 90°, and at the same time a gradient magnetic field Gs pulse 53 for slice selection is applied. This selectively excites only nuclear spins within a predetermined slice plane.
【００１６】つぎに読み出し（周波数エンコード）用の
傾斜磁場Ｇｒのパルス５５と、位相エンコード用の傾斜
磁場Ｇｐのパルス５７とを加え、スライス面内の１軸方
向の位置情報を周波数にエンコードするとともに、スラ
イス面内の他の軸方向の位置情報を位相にエンコードす
る。その後、１８０゜パルス５２をスライス選択用傾斜
磁場Ｇｓのパルス５４とともに加え、さらにその後、読
み出し（周波数エンコード）用の傾斜磁場Ｇｒのパルス
５６を加えてスピンエコー信号５８を発生させる。Next, a pulse 55 of the gradient magnetic field Gr for reading (frequency encoding) and a pulse 57 of the gradient magnetic field Gp for phase encoding are added to encode the position information in the uniaxial direction in the slice plane into a frequency. , encodes other axial position information within the slice plane into phase. Thereafter, a 180° pulse 52 is applied together with a pulse 54 of a gradient magnetic field Gs for slice selection, and then a pulse 56 of a gradient magnetic field Gr for readout (frequency encoding) is applied to generate a spin echo signal 58.
【００１７】この図２に示したようなパルスシーケンス
を、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐのパルス５７の大き
さを少しずつ変化させながら一定の時間間隔で繰り返す
。その各々でエコー信号５８が発生し、そのエコー信号
を所定のサンプリングレートでサンプリングしてＡ／Ｄ
変換することにより１列（１ライン）のデータを得るの
で、図３のように位相エンコード量ごとにデータ列が得
られことになる。The pulse sequence shown in FIG. 2 is repeated at regular time intervals while gradually changing the magnitude of the pulse 57 of the phase encoding gradient magnetic field Gp. Each of them generates an echo signal 58, and the echo signal is sampled at a predetermined sampling rate to be used by the A/D.
Since one column (one line) of data is obtained by the conversion, a data string is obtained for each phase encode amount as shown in FIG.
【００１８】従来では、前述のように１スキャンにつき
２５６通りに位相エンコード量を変え（負側から正側へ
と徐々に大きくしていく）、位相エンコード量が負側に
大きい高周波成分から位相エンコード量の小さい低周波
成分、位相エンコード量が正側に大きい高周波成分へと
データ収集を行なって、高周波成分から低周波成分まで
の２５６ライン分のデータを得るようにしている（図４
参照）。この場合各スキャンで得たデータにより再構成
した画像の撮像時刻は低周波成分の中心時刻であるから
、各画像の取得時刻は１５秒、４５秒、…となり、この
ように２５６ライン分のデータを用いる限り時間間隔は
３０秒以下とすることはできない。Conventionally, as mentioned above, the amount of phase encoding is changed in 256 ways per scan (gradually increasing from the negative side to the positive side), and the phase encoding amount is encoded starting from the high frequency component where the amount of phase encoding is large on the negative side. Data is collected from the low frequency component with a small amount to the high frequency component where the amount of phase encoding is large on the positive side to obtain 256 lines of data from the high frequency component to the low frequency component (Figure 4
reference). In this case, since the imaging time of the image reconstructed from the data obtained in each scan is the center time of the low frequency component, the acquisition time of each image is 15 seconds, 45 seconds, etc. In this way, the data for 256 lines is As long as , the time interval cannot be less than 30 seconds.
【００１９】この実施例では、図５に示すように最初の
スキャンＳ１では図４と同様に位相エンコード量を負側
から正側へと徐々に大きくして、高周波成分から低周波
成分までの２５６ライン分のデータを得るが、２回目、
３回目のスキャンＳ２、Ｓ３では高周波側の２５％に相
当するライン分のデータ収集は行なわない。つまり２回
目、３回目のスキャンでは、位相エンコード量が正また
は負側の一方側に大きくなっている２５％に相当する６
４ライン分のシーケンスは行なわず、１９２ライン分の
シーケンスを繰り返すこととしている。In this embodiment, as shown in FIG. 5, in the first scan S1, the phase encode amount is gradually increased from the negative side to the positive side as in FIG. I get data for the line, but the second time,
In the third scans S2 and S3, data collection for lines corresponding to 25% on the high frequency side is not performed. In other words, in the second and third scans, the amount of phase encoding increases to either the positive or negative side, which corresponds to 25%.
The sequence for 4 lines is not performed, but the sequence for 192 lines is repeated.
【００２０】これにより繰り返し回数が２５％低減する
ため、２回目、３回目のスキャンＳ２、Ｓ３ではかかる
時間が２５％少なくなって２２．５秒と短くなる。[0020] This reduces the number of repetitions by 25%, so the time required for the second and third scans S2 and S3 is reduced by 25% to 22.5 seconds.
【００２１】６４ライン分不足する高周波成分のデータ
は、この実施例では図６に示すように直前のスキャンで
得た高周波成分のデータを共通に使用することでまかな
う。これにより各画像について２５６ライン分のデータ
で再構成ができるようになるので、画質の劣化は起こら
ない。またこうして再構成された画像は、それらの低周
波成分についてのデータ収集の中心時刻での画像とされ
るので、１回目のスキャンＳ１による画像は造影剤注入
時点Ｔから１５秒の時点でのもの、２回目のスキャンＳ
２による画像は３７．５秒の時点でのもの、３回目のス
キャンＳ３による画像は６０秒の時点でのものとされる
。In this embodiment, the shortage of high frequency component data by 64 lines is covered by commonly using the high frequency component data obtained in the immediately preceding scan, as shown in FIG. As a result, each image can be reconstructed using 256 lines of data, so no deterioration in image quality occurs. In addition, since the image reconstructed in this way is an image at the central time of data collection for these low frequency components, the image from the first scan S1 is an image at a time point of 15 seconds from the contrast agent injection time T. , second scan S
The image obtained by S2 is obtained at 37.5 seconds, and the image obtained by the third scan S3 is obtained at 60 seconds.
【００２２】なお、ここでは高周波側の２５％のライン
のデータについて隣接する２つのスキャンで共通に使用
することとしているが、この共通に使用するデータ量は
総データ量の何％とするかは自由であり、任意に設定で
きるものとする。[0022] Here, it is assumed that the data of 25% of the lines on the high frequency side is used in common between two adjacent scans, but what percentage of the total data amount should be the amount of data used in common? It is free and can be set arbitrarily.
【００２３】図７は変形例を表すものである。この例で
は１回目のスキャンＳ１では位相エンコード量を負の大
きい側から徐々に正側へと変化させて高周波成分と低周
波成分のデータを収集し、２回目、３回目のスキャンＳ
２、Ｓ３では高周波側のデータ収集は一切行なわず、４
回目のスキャンＳ４で位相エンコード量を正の大きい方
にまで変化させて低周波成分と高周波成分のデータ収集
を行なっている。この場合、スキャンＳ１の正の高周波
成分のデータはスキャンＳ４で得たものを使用し、スキ
ャンＳ２、Ｓ３の正・負の高周波成分のデータはスキャ
ンＳ１、Ｓ４で得たものをそれぞれ使用し、スキャンＳ
４の負の高周波成分のデータはスキャンＳ１で得たもの
を使用している。このように１つのスキャンで得た高周
波成分をいくつものスキャンのデータとして共通に使用
することにより、１スキャンの時間をさらに短縮し、画
像取得の時間間隔（図７のｔ１、ｔ２、ｔ３、ｔ４の間
隔）を短くすることができる。FIG. 7 shows a modification. In this example, in the first scan S1, the phase encoding amount is gradually changed from the negative side to the positive side to collect data on high frequency components and low frequency components, and in the second and third scan S1, data of high frequency components and low frequency components are collected.
2. S3 does not collect any data on the high frequency side, and
In the second scan S4, the phase encode amount is changed to the larger positive one to collect data on low frequency components and high frequency components. In this case, the positive high frequency component data of scan S1 is used as the data obtained in scan S4, and the positive and negative high frequency component data of scans S2 and S3 are used as the data obtained in scans S1 and S4, respectively. Scan S
The negative high frequency component data of 4 is obtained in scan S1. In this way, by commonly using the high frequency components obtained in one scan as data for multiple scans, the time for one scan can be further shortened, and the time intervals of image acquisition (t1, t2, t3, t4 in Fig. 7) can be further reduced. interval) can be shortened.
【００２４】[0024]
【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
の発明のダイナミックＭＲイメージング法によれば、生
データのライン数を減らして画質を落とすということな
く、ダイナミックＭＲイメージングにおける撮像時間間
隔を短くし、時間分解能を向上させることができる。[Effects of the Invention] As described in the embodiments above, according to the dynamic MR imaging method of the present invention, the imaging time interval in dynamic MR imaging can be shortened without reducing the number of lines of raw data and degrading the image quality. , the time resolution can be improved.
【図１】この発明による一実施例にかかるダイナミック
ＭＲイメージング法を行うためのシステム構成を示すブ
ロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a system configuration for performing a dynamic MR imaging method according to an embodiment of the present invention.
【図２】パルスシーケンスの一例を示すタイムチャート
。FIG. 2 is a time chart showing an example of a pulse sequence.
【図３】位相エンコード量とデータ列との関係を表す模
式図。FIG. 3 is a schematic diagram showing the relationship between phase encode amount and data string.
【図４】従来例のダイナミックＭＲイメージングを説明
するタイムチャート。FIG. 4 is a time chart illustrating conventional dynamic MR imaging.
【図５】一実施例のダイナミックＭＲイメージングを説
明するタイムチャート。FIG. 5 is a time chart illustrating dynamic MR imaging of one embodiment.
【図６】同実施例の生データの共通化を説明する模式図
。FIG. 6 is a schematic diagram illustrating the sharing of raw data in the same embodiment.
【図７】変形例のダイナミックＭＲイメージングを説明
するタイムチャート。FIG. 7 is a time chart illustrating a modified example of dynamic MR imaging.
１１ 被検体１２
送信コイル１３
受信コイル１４
傾斜コイル１５ 主マ
グネット２１ スライス選
択用傾斜磁場電源２２ 読
み出し用傾斜磁場電源２３
位相エンコード用傾斜磁場電源２４
傾斜磁場制御装置３１
ＲＦ波形発生器３２
周波数変換器３３
高周波電源３４ シンセサ
イザ３５ 前置増幅器３６
直交位相検波器３７
Ａ／Ｄ変換器４１
ホストコンピュータ４２
シーケンスコントローラ４３
コンソール５１
９０゜パルス５２
１８０゜パルス５３、５４ ス
ライス選択用傾斜磁場パルス５５、５６
読み出し（周波数エンコード）用傾斜磁場パルス11 Subject 12
Transmission coil 13
Receiving coil 14
Gradient coil 15 Main magnet 21 Gradient magnetic field power supply for slice selection 22 Gradient magnetic field power supply for reading 23
Gradient magnetic field power supply 24 for phase encoding
Gradient magnetic field control device 31
RF waveform generator 32
Frequency converter 33
High frequency power supply 34 Synthesizer 35 Preamplifier 36
Quadrature phase detector 37
A/D converter 41
host computer 42
Sequence controller 43
console 51
90° pulse 52
180° pulses 53, 54 Slice selection gradient magnetic field pulses 55, 56
Gradient magnetic field pulse for readout (frequency encoding)
Claims (1)
し、そのスライス面内の１軸方向の位置情報をエコー信
号の周波数に、他の軸方向の位置情報をエコー信号の位
相に、それぞれエンコードし、受信したエコー信号から
得たデータを２次元フーリエ変換することにより上記の
２軸方向の位置情報をデコードして上記のスライス面で
の断層像を得るＭＲイメージング法において、位相エン
コード量を変えながら励起・受信のシーケンスを順次行
って１画像分のデータ収集するスキャンをつぎつぎに行
なうとともに、そのすくなくとも１つのスキャンでは位
相エンコード量の多い高周波成分のデータ収集は行なわ
ず、その収集しなかった高周波成分のデータは他の時間
的に近接したスキャンで得た高周波成分のデータを共通
に使用することを特徴とするダイナミックＭＲイメージ
ング法。Claim 1: Selectively excite a specific slice plane of the subject, and set the position information in one axis direction within the slice plane to the frequency of the echo signal, and the position information in the other axis direction to the phase of the echo signal, respectively. In the MR imaging method, which obtains the tomographic image on the slice plane by decoding the position information in the two axes by performing two-dimensional Fourier transform on the data obtained from the received echo signal, the amount of phase encoding is While changing the excitation/reception sequence one after another to collect data for one image, at least one scan did not collect data on high-frequency components with a large amount of phase encoding; A dynamic MR imaging method characterized in that high-frequency component data obtained from other temporally adjacent scans is commonly used as high-frequency component data.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3032363A JPH04246327A (en) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Dynamic mr imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP3032363A JPH04246327A (en) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Dynamic mr imaging method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04246327A true JPH04246327A (en) | 1992-09-02 |
Family
ID=12356872
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3032363A Pending JPH04246327A (en) | 1991-01-31 | 1991-01-31 | Dynamic mr imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04246327A (en) |
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04307033A (en) * | 1991-04-05 | 1992-10-29 | Yokogawa Medical Syst Ltd | Tracing method for contrast medium using mri |
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-
1991
- 1991-01-31 JP JP3032363A patent/JPH04246327A/en active Pending
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