JPH04279148A - Imaging for mri apparatus - Google Patents
Imaging for mri apparatusInfo
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Abstract
Description
【０００１】0001
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ（核磁気共鳴）装
置におけるイメージング方法（以下、単に「イメージン
グ方法」という）に関し、特にデータサンプリング数を
本来必要なデータ数の約半数に減ずる、いわゆる、ハー
フフーリエ法に基づくイメージング方法に関する。[Industrial Application Field] The present invention relates to an imaging method (hereinafter simply referred to as an "imaging method") in an MRI (nuclear magnetic resonance) apparatus, and in particular a so-called method for reducing the number of data samplings to about half of the originally required number of data. This article relates to an imaging method based on the half-Fourier method.
【０００２】0002
【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置による超高速イメージ
ング方法として、ジャーナル オブ フィジクス、Ｃ：
ソリッド ステイト フィジクス １０、Ｌ５５、１９
７７年（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ：Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ
Ｐｈｙｓ，１０，Ｌ５５，１９７７）において論じられ
ている如き、エコープレナー法が知られている。この方
法は、高周波パルスによって励起した核磁化から、極性
の反転するリードアウト傾斜磁場を印加することにより
、エコーを連続的に発生させるものであり、画像再構成
に必要なデータを数十ｍｓで得るものである。また、上
述のハーフフーリエ法は、ラジオロジー １６１、第５
２７頁から第５３１頁、１９８６年（Ｒａｄｉｏｌｏｇ
ｙ，１６１，ｐｐ．５２７−５３１，１９８６）におい
て論じられている如く、画像データが実数の場合、位相
空間上の計測データが相互に複素共役の関係にあること
を利用して、実際の計測は位相空間で半分の領域だけを
行い、残りのデータは計算によって得るものであり、分
解能を低下させることなくデータサンプリング数を半減
することが可能であるとされている。しかしながら、実
際には画像データは誤差成分を含む復素数であり、複素
共役の関係が成り立たず、単純な計算のみでは画質が劣
化してしまう。これに対しては、例えば、特開平１−１
３１６４９号公報に記載されている如く、位相空間にお
ける中心領域の計測データを用いて画像の位相分布を推
定し、位相補正を行うことにより画質の劣化を低減する
方法が提案されている。この場合、データ計測では、位
相空間において厳密には半分ではなく、中心領域を含ん
だ非対称な領域をサンプリングすることになる。[Prior Art] Conventionally, as an ultra-high-speed imaging method using an MRI apparatus, there has been a method published in Journal of Physics, C:
Solid State Physics 10, L55, 19
1977 (J. Phys. C: Solid State
The echoplanar method is known, as discussed in Phys., 10, L55, 1977). This method continuously generates echoes from nuclear magnetization excited by radio-frequency pulses by applying a readout gradient magnetic field whose polarity is reversed, and the data necessary for image reconstruction can be generated in several tens of milliseconds. It's something you get. In addition, the above-mentioned half-Fourier method is used in Radiology 161, 5th
Pages 27 to 531, 1986 (Radiolog
y, 161, pp. 527-531, 1986), when the image data is a real number, the actual measurement is performed using the fact that the measurement data in the phase space has a mutually complex conjugate relationship. Only the area is analyzed, and the rest of the data is obtained by calculation, and it is said that it is possible to halve the number of data samples without reducing resolution. However, in reality, image data is a complex number that includes an error component, and the relationship of complex conjugate does not hold, and the image quality deteriorates with only simple calculations. For this, for example, JP-A-1-1
As described in Japanese Patent Application No. 31649, a method has been proposed in which the phase distribution of an image is estimated using measurement data of a central region in a phase space, and the deterioration of image quality is reduced by performing phase correction. In this case, in data measurement, strictly speaking, an asymmetric region including the central region is sampled, rather than half of the phase space.
【０００３】0003
【発明が解決しようとする課題】前述のハーフフーリエ
法をエコープレナー法に適用しようとする場合、連続し
て発生するエコー信号が横緩和により次第に減衰して、
静磁場不均一の影響が加算されていくため、位相空間上
を非対称にサンプリングする上記従来技術では、サンプ
リング方向の違いによって、すなわち、位相空間上の中
心領域を先にサンプリングする場合と後からサンプリン
グする場合とでは、中心領域における計測データのＳＮ
比が異なるという問題が生ずる。従って、この領域のデ
ータを用いて位相分布を推定し位相補正を行う際に、位
相補正の精度に差が生じるという問題があった。本発明
は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的とすると
ころは、従来の技術における上述の如き問題を解消し、
ハーフフーリエ法をエコープレナー法に適用しようとす
る場合に、中心領域における計測データを用いて位相補
正を行う場合に、正確な位相補正を行うことを可能とし
たイメージング方法を提供することにある。Problem to be Solved by the Invention When trying to apply the above-mentioned half-Fourier method to the echo planar method, the continuously generated echo signals are gradually attenuated due to transverse relaxation.
Because the influence of static magnetic field inhomogeneity is added, the above conventional technology that samples the phase space asymmetrically has different sampling directions, i.e., when sampling the central region on the phase space first and when sampling later. In this case, the SN of the measurement data in the central region is
The problem arises that the ratios are different. Therefore, when estimating the phase distribution and performing phase correction using data in this region, there is a problem that a difference occurs in the accuracy of the phase correction. The present invention has been made in view of the above circumstances, and its purpose is to solve the above-mentioned problems in the conventional technology,
An object of the present invention is to provide an imaging method that makes it possible to perform accurate phase correction when applying the half-Fourier method to the echo planar method and performing phase correction using measurement data in the central region.
【０００４】0004
【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、関
心領域を選択励起した後、投影方向と垂直な方向にエン
コード傾斜磁場をステップ状に印加し、前記投影方向と
エンコード傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にリードア
ウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら印加してエ
コー信号を連続的に発生させるイメージング方法におい
て、位相空間における中心領域の計測データから推定し
た画像の位相分布図を用いて位相補正を行うハーフフー
リエ法を適用する場合に、位相空間の中心領域から先に
サンプリングする如く前記エンコード傾斜磁場を印加す
ることを特徴とするイメージング方法によって達成され
る。[Means for Solving the Problems] The above object of the present invention is to selectively excite a region of interest and then apply an encoding gradient magnetic field in a stepwise manner in a direction perpendicular to a projection direction. In an imaging method that continuously generates echo signals by applying a readout gradient magnetic field in a direction perpendicular to the magnetic field while reversing the amplitude polarity, the phase distribution map of the image estimated from the measurement data of the central region in the phase space is This is achieved by an imaging method characterized in that when applying a half-Fourier method that performs phase correction using a half-Fourier method, the encoding gradient magnetic field is applied so as to sample the central region of the phase space first.
【０００５】[0005]
【作用】本発明に係るイメージング方法では、前述のハ
ーフフーリエ法をエコープレナー法に適用する場合に、
位相補正の精度を向上させるために、位相空間における
中心領域の計測データのＳＮ比が高くなるように位相空
間上のサンプリング方向を指定する。すなわち、指定し
たサンプリング方向と対応するように、エンコード傾斜
磁場を印加する。これにより、ＳＮ比が高く、誤差成分
の少ない信号を用いて位相分布を推定することが可能に
なり、位相補正の精度を高めることが可能なイメージン
握方法を実現している。[Operation] In the imaging method according to the present invention, when the above-mentioned half-Fourier method is applied to the echoplanar method,
In order to improve the precision of phase correction, the sampling direction on the phase space is specified so that the SN ratio of the measurement data in the central region in the phase space is high. That is, an encoding gradient magnetic field is applied so as to correspond to the designated sampling direction. This makes it possible to estimate the phase distribution using a signal with a high signal-to-noise ratio and few error components, thereby realizing an imaging method that can improve the accuracy of phase correction.
【０００６】[0006]
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。まず、ＭＲＩにおける画像再構成の方法、
および、ハーフフーリエ法について説明する。ＭＲＩで
は、位相空間における計測データと実空間における画像
データはフーリエ変換の関係にあり、この関係は次式に
よって表わされる。
Ｓ（ｋｘ，ｋｙ）＝∬Ｍ（ｘ，ｙ）ｅ
ｘｐ［ｊ（ｋｘ・ｘ＋ｋｙ・ｙ）］ｄｘｄｙ
・・・・（１）なお、ここで、Ｓ（
ｋｘ，ｋｙ）は計測データ、Ｍ（ｘ，ｙ）は画像データ
であり、ｋｘ，ｋｙは位相空間上の座標、ｘ，ｙは実空
間上の座標を表わしている。また、ｋｘ，ｋｙは以下の
式によって表わされる。
ｋｘ＝γ∫Ｇｘｄｔ
・・・・（２）
ｋｙ＝γ∫Ｇｙｄｔ
・・・・（３）なお、ここで、γは磁気回転比、Ｇ
ｘ，Ｇｙはｘ，ｙ方向の傾斜磁場強度を表わしている。
図３に、エコープレナー法における計測データのサンプ
リング方法を示す。図中、ｋｘ，ｋｙは式（２）で表さ
れるように傾斜磁場の時間積分値によって与えられる座
標である。すなわち、核磁化の励起後、傾斜磁場の印加
量を図３に示す線に沿うように変化させながら、位相空
間上の全領域をサンプリングしていく。ところで、画像
データが実数の場合には、式（１）より計測データの間
には複素共役の関係が成り立つことがわかり、位相空間
上で半分の領域のデータが得られれば、残りのデータは
この関係を用いて算出することができる。すなわち、図
４に示す如く、ｋｙを位相エンコード方向とすると、信
号計測において破線部分のサンプリングを省略すること
ができ、エンコードステップ数を半減することが可能と
なる。これがハーフフーリエ法の原理である。しかしな
がら、実際には、画像データは高周波パルスや静磁場の
不均一等による位相歪を含んだ複素数になる場合が多く
、複素共役の関係が成り立たない。Embodiments Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. First, a method of image reconstruction in MRI,
And, the half-Fourier method will be explained. In MRI, measurement data in phase space and image data in real space have a Fourier transform relationship, and this relationship is expressed by the following equation. S(kx,ky)=∬M(x,y)e
xp[j(kx・x+ky・y)]dxdy
...(1) Here, S(
kx, ky) are measurement data, M(x, y) are image data, kx, ky represent coordinates in phase space, and x, y represent coordinates in real space. Further, kx and ky are expressed by the following equations. kx=γ∫Gxdt
...(2)
ky=γ∫Gydt
...(3) Here, γ is the gyromagnetic ratio, G
x and Gy represent gradient magnetic field strengths in the x and y directions. FIG. 3 shows a sampling method of measurement data in the echoplanar method. In the figure, kx and ky are coordinates given by the time integral value of the gradient magnetic field, as expressed by equation (2). That is, after the nuclear magnetization is excited, the entire region on the phase space is sampled while changing the applied amount of the gradient magnetic field along the line shown in FIG. By the way, when the image data is a real number, it can be seen from equation (1) that a complex conjugate relationship holds between the measured data, and if the data for half the area on the phase space is obtained, the remaining data is It can be calculated using this relationship. That is, as shown in FIG. 4, if ky is the phase encoding direction, sampling of the broken line portion can be omitted in signal measurement, and the number of encoding steps can be halved. This is the principle of the half-Fourier method. However, in reality, image data is often a complex number containing phase distortion due to high frequency pulses, inhomogeneity of the static magnetic field, etc., and the relationship of complex conjugate does not hold.
【０００７】そこで、未計測領域について、位相歪の影
響が少ないデータを得るために、計測データから共役複
素数を直接作るのではなく、まず、計測したデータを用
いて画像を再構成し、実空間において画像データの共役
複素数に位相補正をした後、位相空間上のデータに逆変
換することにより、計測データの共役複素数を作り出す
。この位相補正は、図５に示すように位相空間の原点を
中心とした低域部分のデータから推定した位相分布θ（
ｘ，ｙ）を用いる。ここで、αはエンコードステップ数
を示しており、斜線部分は、２α×２α点のデータであ
る。具体的には、斜線部で示した以外の領域に０値を代
入して画像を再構成し、得られた画像データの実部と虚
部から位相を求める。従って、この方法では、位相分布
θ（ｘ，ｙ）を求めるために、厳密にはデータは半数で
はなく過半数サンプリングすることが必要となるが、Ｋ
ｙ＞０におけるエンコードステップ数をｎとすると、本
実施例では、ｎ＝６４の場合、α＝８で良好な結果が得
られる。さて、図５に示す如く、ｋｙ軸に対して非対称
にサンプリングする場合、本方法においてはサンプリン
グを図５中の点（７）の位置から開始した場合と、点（
８）の位置から開始した場合では位相補正の精度が異な
る。すなわち、エコープレナー法においては、サンプリ
ング期間における信号の横緩和による減衰および静磁場
不均一の影響が大きいため、斜線部分を含む領域から先
にサンプリングを行うように方向を定めた方が、ＳＮ比
が高く、誤差の少ない信号を位相分布推定に用いること
ができる。
以下、これに基づいて、本実施例の動作を説明する。図
２に、本発明の適用対象であるるＭＲＩ装置の構成例の
概略を示す。本装置は、静磁場を発生するコイル１，傾
斜磁場を発生するコイル２，高周波パルスを送信し、エ
コー信号を受信するプローブ３，傾斜磁場および高周波
パルスの電源４および計算機５から構成されている。傾
斜磁場，高周波パルスおよび信号取り込みの制御は、パ
ルスシーケンスに従って、計算機５を介して行われる。
ここでは、ｚ方向の断面画像を得るものとする。Therefore, in order to obtain data that is less affected by phase distortion for the unmeasured area, instead of directly creating conjugate complex numbers from the measured data, we first reconstruct the image using the measured data and reconstruct it from the real space. After performing phase correction on the conjugate complex number of the image data, the conjugate complex number of the measurement data is created by inversely transforming it into data on the phase space. This phase correction is performed using the phase distribution θ(
x, y). Here, α indicates the number of encoding steps, and the shaded area is data of 2α×2α points. Specifically, the image is reconstructed by substituting 0 values into areas other than the shaded areas, and the phase is determined from the real part and imaginary part of the obtained image data. Therefore, in this method, in order to obtain the phase distribution θ(x, y), strictly speaking, it is necessary to sample the majority of the data rather than half of the data, but K
Assuming that the number of encoding steps when y>0 is n, in this embodiment, when n=64, good results are obtained with α=8. Now, as shown in FIG. 5, when sampling is performed asymmetrically with respect to the ky axis, in this method, there are two cases: one starts sampling from the position of point (7) in FIG.
The accuracy of phase correction differs when starting from position 8). In other words, in the echo planar method, since the influence of attenuation due to transverse relaxation of the signal and static magnetic field inhomogeneity during the sampling period is large, it is better to set the direction so that the area including the shaded area is sampled first to improve the S/N ratio. A signal with a high value and a small error can be used for phase distribution estimation. The operation of this embodiment will be described below based on this. FIG. 2 schematically shows a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied. This device consists of a coil 1 that generates a static magnetic field, a coil 2 that generates a gradient magnetic field, a probe 3 that transmits high-frequency pulses and receives echo signals, a power source 4 for the gradient magnetic field and high-frequency pulses, and a computer 5. . Control of the gradient magnetic field, high frequency pulses and signal acquisition is performed via the computer 5 according to the pulse sequence. Here, it is assumed that a cross-sectional image in the z direction is obtained.
【０００８】図１に、本実施例におけるパルスシーケン
スの例を示す。まず、高周波パルス１１と、ｚ方向に磁
場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）１２を印加して、計
測したい領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同
時に印加することで、関心領域を選択的に励起すること
ができる。次に、高周波パルス１１を印加後の時刻 Ｔ
０において、ｘ方向に磁場強度が変化するリードアウト
傾斜磁場（Ｇｘ）１５をＴ時間印加する。以後２Ｔ毎に
Ｇｘの振幅の極性を反転させながら、リードアウト傾斜
磁場の印加を繰り返す。同じく時刻Ｔ０ において、Ｙ
方向に磁場強度が変化するエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１
） １３をＴ時間印加する。更に、時刻Ｔ０＋３Ｔより
、上述のエンコード傾斜磁場（Ｇｙ１）１３とは逆極性
の振幅で、エンコード傾斜磁場（Ｇｙ２） １４を２Ｔ
の間隔でｔ時間ずつ印加する。このとき、図５に示す如
く、中心からのエンコードステップ数をαとすると、エ
ンコード傾斜磁場１３と１４の印加量の関係が、Ｇｙ１
Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加する。
すなわち、エンコード傾斜磁場１３を印加することによ
り、サンプリングは図５中の点（７）の位置から開始さ
れる。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の
積（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発
生する。サンプリングされたデータは計算機５に格納さ
れ、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例
によれば、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。FIG. 1 shows an example of a pulse sequence in this embodiment. First, a high frequency pulse 11 and a gradient magnetic field (Gz) 12 whose magnetic field strength changes in the z direction are applied to excite the region to be measured. By simultaneously applying a high-frequency pulse and a gradient magnetic field, a region of interest can be selectively excited. Next, the time T after applying the high frequency pulse 11
0, a readout gradient magnetic field (Gx) 15 whose magnetic field strength changes in the x direction is applied for a time T. Thereafter, the application of the readout gradient magnetic field is repeated while reversing the polarity of the Gx amplitude every 2T. Similarly, at time T0, Y
Encode gradient magnetic field (Gy1) where the magnetic field strength changes in the direction
) 13 is applied for T time. Furthermore, from time T0+3T, the encoding gradient magnetic field (Gy2) 14 is increased to 2T with an amplitude of opposite polarity to the encoding gradient magnetic field (Gy1) 13 described above.
The voltage is applied for t hours at intervals of . At this time, as shown in FIG. 5, if the number of encoding steps from the center is α, the relationship between the applied amounts of the encoding gradient magnetic fields 13 and 14 is Gy1
Apply so that T=αGy2t. That is, by applying the encoding gradient magnetic field 13, sampling is started from the position of point (7) in FIG. During this time, an echo signal is generated every time the sum of the product (GxT) of the amplitude of the readout gradient magnetic field and the application time becomes 0. The sampled data is stored in the computer 5 and the image is reconstructed according to the method described above. According to the above embodiment, data is sampled from the central region on the phase space first, so when applying the half-Fourier method to the echo planar method, the data used for estimating the phase distribution is attenuated by transverse relaxation. Moreover, it is possible to obtain signals with fewer error components, and more accurate phase correction is possible.
【０００９】図６に、第２の実施例としてのパルスシー
ケンスを示す。まず、９０°高周波パルス２１と、Ｚ方
向に磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｚ）２３を印加し
て、計測したい領域を選択励起し、更に １８０°高周
波パルス２２と傾斜磁場（Ｇｚ）２４を印加して磁化を
反転させる。この９０°高周波パルス２１と １８０°
高周波パルス２２を印加する間に、Ｘ方向に磁場強度が
変化するリードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２７とＹ方向に
エンコード磁場強度が変化する傾斜磁場（Ｇｙ１） ２
５を、それぞれＴ時間印加する。次に、１８０°高周波
パルス２２を印加後の時刻Ｔ０から、２Ｔ毎に振幅の極
性を反転させながら、リードアウト傾斜磁場（Ｇｘ）２
６の印加を繰り返す。同じく１８０°高周波パルス２２
を印加後の時刻Ｔ０＋２Ｔからエンコード傾斜磁場（Ｇ
ｙ２）２８を２Ｔの間隔で、ｔ時間ずつ印加する。この
とき、図５に示す如く、中心からのエンコードステップ
数をαとすると、エンコード傾斜磁場２５と２６の印加
量の関係が、Ｇｙ１Ｔ＝αＧｙ２ｔとなるように印加す
る。すなわち、エンコード傾斜磁場２５を印加すること
により、サンプリングは図５（７）の位置から開始され
る。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積
（ＧｘＴ）の総和量が０になる毎に、エコー信号が発生
する。サンプリングされたデータは計算機５に格納され
、前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例に
よっても、位相空間上の中心領域から先にデータをサン
プリングするようにしたので、エコープレナー法にハー
フフーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いる
データを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信
号から得ることが可能になり、より正確な位相補正が可
能となるという効果が得られるものである。上述の如く
、サンプリングの方向を指定することで、位相補正の精
度を高めることができ、従って画質を向上させることが
可能となる。FIG. 6 shows a pulse sequence as a second embodiment. First, a 90° high-frequency pulse 21 and a gradient magnetic field (Gz) 23 whose magnetic field strength changes in the Z direction are applied to selectively excite the region to be measured, and then a 180° high-frequency pulse 22 and a gradient magnetic field (Gz) 24 are applied. application to reverse the magnetization. This 90° high frequency pulse 21 and 180°
While applying the high frequency pulse 22, a readout gradient magnetic field (Gx) 27 whose magnetic field strength changes in the X direction and a gradient magnetic field (Gy1) 2 whose encode magnetic field strength changes in the Y direction.
5 is applied for T time, respectively. Next, from time T0 after applying the 180° high-frequency pulse 22, the readout gradient magnetic field (Gx) is applied while reversing the polarity of the amplitude every 2T.
Repeat application of step 6. Similarly 180° high frequency pulse 22
The encoding gradient magnetic field (G
y2) Apply 28 for t times at intervals of 2T. At this time, as shown in FIG. 5, when the number of encoding steps from the center is α, the encoding gradient magnetic fields 25 and 26 are applied so that the relationship between the applied amounts is Gy1T=αGy2t. That is, by applying the encoding gradient magnetic field 25, sampling is started from the position shown in FIG. 5(7). During this time, an echo signal is generated every time the sum of the product (GxT) of the amplitude of the readout gradient magnetic field and the application time becomes 0. The sampled data is stored in the computer 5 and the image is reconstructed according to the method described above. In the above embodiment, data is sampled from the central region on the phase space first, so when applying the half-Fourier method to the echo planar method, the data used for estimating the phase distribution is This has the effect that it becomes possible to obtain a signal with fewer error components, and more accurate phase correction becomes possible. As described above, by specifying the direction of sampling, it is possible to increase the accuracy of phase correction, and therefore it is possible to improve image quality.
【００１０】0010
【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、位相空間上の中心領域から先にデータをサンプリ
ングするので、エコープレナー法において位相分布を推
定し、位相補正を行うハーフフーリエ法を適用する場合
、位相分布の推定に用いるデータは横緩和による減衰お
よび誤差成分の少ない信号から得られるものとなり、よ
り正確な位相補正が可能となり、従って、画質を向上さ
せることが可能になるという顕著な効果を奏するもので
ある。As explained above in detail, according to the present invention, data is sampled from the central region on the phase space first, so the half-Fourier method estimates the phase distribution in the echo planar method and performs phase correction. When applying this method, the data used to estimate the phase distribution will be obtained from signals with less attenuation and error components due to transverse relaxation, making it possible to perform more accurate phase correction and, therefore, to improve image quality. This has a remarkable effect.
【００１１】[0011]
【図１】本発明の第１の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing a pulse sequence according to a first embodiment of the present invention.
【図２】本発明を適用対象であるＭＲＩ装置の概略構成
を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
【図３】エコープレナー法による位相空間上のデータサ
ンプリング方法を示す説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a data sampling method in phase space using the echo planar method.
【図４】ハーフフーリエ法の原理を示す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing the principle of the half-Fourier method.
【図５】本発明におけるデータサンプリング方向を示す
説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing data sampling directions in the present invention.
【図６】本発明の第２の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence according to a second embodiment of the present invention.
１ 静磁場発生コイル ２ 傾斜磁場発生コイル ３ プローブ ４ 電源 ５ 計算機 ６ 被検体 ７ サンプリング開始位置 ８ サンプリング終了位置 1 Static magnetic field generating coil 2 Gradient magnetic field generation coil 3. Probe 4 Power supply 5. Calculator 6. Subject 7 Sampling start position 8 Sampling end position
Claims (2)
と垂直な方向にエンコード傾斜磁場をステップ状に印加
し、前記投影方向とエンコード傾斜磁場のいずれにも垂
直な方向にリードアウト傾斜磁場を振幅の極性を反転さ
せながら印加してエコー信号を連続的に発生させるＭＲ
Ｉ装置におけるイメージング方法において、位相空間に
おける中心領域の計測データから推定した画像の位相分
布図を用いて位相補正を行うハーフフーリエ法を適用す
る場合に、位相空間の中心領域から先にサンプリングす
る如く前記エンコード傾斜磁場を印加することを特徴と
するＭＲＩ装置におけるイメージング方法。1. After selectively exciting a region of interest, an encoding gradient magnetic field is applied stepwise in a direction perpendicular to the projection direction, and a readout gradient magnetic field is applied in a direction perpendicular to both the projection direction and the encoding gradient magnetic field. MR that continuously generates echo signals by applying amplitude while reversing its polarity.
In the imaging method in the I device, when applying the half-Fourier method that performs phase correction using the phase distribution map of the image estimated from the measurement data of the central region in the phase space, it is necessary to sample the central region of the phase space first. An imaging method in an MRI apparatus, characterized in that the encoding gradient magnetic field is applied.
して選択励起した後、更に １８０°反転高周波パルス
を印加してリフォーカスさせた後、エコー信号を発生さ
せ、この信号を処理することによって画像を得ることを
特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置におけるイメージ
ング方法。2. After selectively exciting the region of interest by applying a 90° high-frequency pulse and refocusing by applying a 180° inverted high-frequency pulse, an echo signal is generated and this signal is processed. The imaging method in an MRI apparatus according to claim 1, further comprising obtaining an image.
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