JPH0578333B2 - - Google Patents
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- JPH0578333B2 JPH0578333B2 JP62220688A JP22068887A JPH0578333B2 JP H0578333 B2 JPH0578333 B2 JP H0578333B2 JP 62220688 A JP62220688 A JP 62220688A JP 22068887 A JP22068887 A JP 22068887A JP H0578333 B2 JPH0578333 B2 JP H0578333B2
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
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、磁気共鳴（MR：magnetic
resonance）現象を利用して被検体（生体）のス
ライス画像等の形態情報やスペクトロスコピー等
の形態情報を得る磁気共鳴イメージング装置に関
し、特に高分解能イメージングを可能にした磁気
共鳴イメージング装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Field of Industrial Application) The present invention relates to magnetic resonance (MR)
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that obtains morphological information such as slice images of a subject (biological body) and morphological information such as spectroscopy using the resonance phenomenon, and particularly relates to a magnetic resonance imaging apparatus that enables high-resolution imaging.
（従来の技術）
磁気共鳴現象は、静磁場中に置れた零でないス
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す角周波数ω0（ω0
＝2πν0，ν0；ラーモア周波数）で共鳴する。(Prior art) Magnetic resonance 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. The angular frequency ω 0 (ω 0
=2πν 0 , ν 0 ; 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、H0は静磁場強度である。 ω 0 =γH 0 where γ is the gyromagnetic ratio specific to the type of atomic nucleus, and H 0 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
数の電磁波を信号処理して、原子核密度、縦緩和
時間T1、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。 The device that performs biological diagnosis using the above principles is
The electromagnetic waves of the same frequency as above that are induced after the above-mentioned resonance absorption are signal-processed to generate diagnostic information that reflects information such as nuclear density, longitudinal relaxation time T 1 , transverse relaxation time T 2 , flow, chemical shift, etc. Slice images of the subject are 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 using magnetic resonance can excite the entire subject placed in a static magnetic field and collect signals, but due to limitations in the equipment configuration and clinical demands for imaging images. The actual device is designed to excite a specific region and collect its signals.
ここで、磁気共鳴イメージングによつて得られ
る画像情報の高分解能化について説明する。すな
わち、磁気共鳴イメージングで観測できる信号
（通常はエコー信号）は、第１０図ａに示すよう
に対象物体（被検体）Ｋ−空間（周波数空間）上
の点であり、また、第１０図ｂに示すように、デ
ータの収集方式によりリードアウト方向、エンコ
ード方向等の区別があり、これは実際のデータ収
集の上では重要ではあるが、数学的には本質的に
同じである。ここで、周波数空間の端の点は、物
体の高周波成分に相当する。原の物体を高分解能
で推定（再構成）しようとすると、より広い領域
のエコーデータを収集しなければならない。例え
ば、第１１図に示すように、より小さな領域のデ
ータからは、これから推定（再構成）した画像デ
ータはボケたものとなる。 Here, increasing the resolution of image information obtained by magnetic resonance imaging will be explained. That is, the signals (usually echo signals) that can be observed in magnetic resonance imaging are points on the target object (subject) K-space (frequency space) as shown in Figure 10a, and points on the K-space (frequency space) as shown in Figure 10b. As shown in , there is a distinction between readout direction, encoding direction, etc. depending on the data collection method, and although this is important in actual data collection, mathematically they are essentially the same. Here, the end points of the frequency space correspond to high frequency components of the object. In order to estimate (reconstruct) the original object with high resolution, it is necessary to collect echo data over a wider area. For example, as shown in FIG. 11, image data estimated (reconstructed) from data in a smaller area becomes blurred.
（発明が解決しようとする問題点）
ところで、Ｋ−空間における位置情報は、被検
体中のスピンの受けた傾斜磁場の積量に比例する
のであるから、原データの高周波成分を観測する
には、大きな傾斜磁場を必要とする。この場合、
傾斜磁場の積分量を増大させるには、強度を増大
させるか印加時間を増大させるのいずれかであ
る。しかし、傾斜磁場の印加時間を増大させると
T2効果により信号が減衰してしまい、また、エ
コー時間Teはエコー信号の誘起に関するもので
ある等の重要なパラメータであるので、無作為に
印加時間を増大させることはできないものであ
る。従つて、傾斜磁場の強度を増大させることに
より、傾斜磁場の積分量を大きくし、原データの
高周波成分を観測し得、上述した高分解能化を実
現することができる。しかし乍、そのために、傾
斜磁場の電源を始めとして機器の大容量化を招く
ことになり、装置構成上、実用的でなかつた。(Problem to be Solved by the Invention) By the way, since position information in K-space is proportional to the product of the gradient magnetic field received by the spins in the object, it is difficult to observe the high frequency components of the original data. , requiring large gradient magnetic fields. in this case,
To increase the integral amount of the gradient magnetic field, either the intensity or the application time can be increased. However, when the gradient magnetic field application time is increased,
The signal is attenuated due to the T 2 effect, and the echo time Te is an important parameter related to the induction of echo signals, so the application time cannot be increased at random. Therefore, by increasing the strength of the gradient magnetic field, the integral amount of the gradient magnetic field can be increased, high frequency components of the original data can be observed, and the above-mentioned high resolution can be achieved. However, this led to an increase in the capacity of the equipment, including the power source for the gradient magnetic field, which was impractical in terms of device configuration.
そこで本発明の目的は、傾斜磁場系の大容量化
を招くことなく高分解能イメージングを可能にし
た磁気共鳴イメージング装置を提供することを目
的とする。 SUMMARY OF THE INVENTION Therefore, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that enables high-resolution imaging without increasing the capacity of a gradient magnetic field system.
（問題点を解決するための手段）
本発明は上記問題点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ことを特徴とし
ている。すなわち、本発明は、被検体に印加され
る静磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記被検体に印加される傾斜磁場を発生する傾
斜磁場発生手段と、
前記被検体に印加される高周波励起パルスを送
信すると共に前記被検体から誘起される磁気共鳴
信号を受信する送受信手段と、
前記被検体内におけるイメージング対象領域を
磁気共鳴励起すると共に当該領域から磁気共鳴信
号を収集するべく、前記傾斜磁場発生手段及び前
記送受信号手段を駆動するパルスシーケンスを実
行する制御手段と、
空間上における前記被検体の非存在領域を、前
記制御手段を実行することにより前記送受信手段
より得た磁気共鳴信号の信号レベルの大きさを判
定することにより確定する確定手段と、
前記制御手段を実行することにより前記送受信
手段より得た原磁気共鳴信号をフーリエ変換し、
前記確定手段により得られる前記被検体の非存在
領域に関する情報に基づき前記フーリエ変換され
た磁気共鳴信号における前記領域の外側成分を零
設定し、この零設定された磁気共鳴信号を逆フー
リエ変換し、この逆フーリエ変換された磁気共鳴
信号を前記原磁気共鳴信号に一致する処理を反復
して繰返すことにより、前記領域のみからの磁気
共鳴信号の周波数スペクトルデータを得る超解像
処理手段と、
この超解像処理手段により得られた磁気共鳴信
号の周波数スペクトルデータに基づき前記領域に
関する情報を生成する生成手段と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置、である。
(Means for Solving the Problems) The present invention is characterized by taking the following measures in order to solve the above problems and achieve the objects. That is, the present invention provides: a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field to be applied to a subject; a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be applied to the subject; and a high-frequency excitation to be applied to the subject. a transmitting/receiving means for transmitting a pulse and receiving a magnetic resonance signal induced from the subject; A control means for executing a pulse sequence for driving the generating means and the transmitting/receiving signal means; determining means for determining the level by determining the magnitude of the level; performing Fourier transform on the original magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means;
setting a component outside the region in the Fourier-transformed magnetic resonance signal to zero based on information regarding the non-existence region of the subject obtained by the determining means, and subjecting the zero-set magnetic resonance signal to inverse Fourier transform; super-resolution processing means for obtaining frequency spectrum data of magnetic resonance signals from only the region by repeatedly processing the inverse Fourier-transformed magnetic resonance signals to match the original magnetic resonance signals; A magnetic resonance imaging apparatus comprising: generating means for generating information regarding the region based on frequency spectrum data of a magnetic resonance signal obtained by the resolution processing means;
（作 用）
このような構成の本発明によれば、次のような
作用を奏する。すなわち、制御手段を駆動するこ
とにより、被検体内におけるイメージング対象領
域を磁気共鳴励起すると共に当該領域から磁気共
鳴信号を収集するべく、傾斜磁場発生手段及び送
受信手段を駆動するパルスシーケンが実行され、
送受信手段からは前記イメージング対象領域から
の磁気共鳴信号が得られる。また、確定手段によ
つて、空間上における被検体の非存在領域は、制
御手段を実行することにより送受信手段より得た
磁気共鳴信号の信号レベルの大きさを判定するこ
とにより確定される。そして、超解像処理手段
は、確定手段により得られる送受信手段の非存在
領域に関する情報に基づき、送受信手段からの磁
気共鳴信号を超解像処理することができる。(Function) According to the present invention having such a configuration, the following effects are achieved. That is, by driving the control means, a pulse sequence is executed to drive the gradient magnetic field generating means and the transmitting/receiving means in order to magnetically excite the imaging target region within the subject and collect magnetic resonance signals from the region;
A magnetic resonance signal from the imaging target region is obtained from the transmitting/receiving means. Further, the determining means determines the area where the subject does not exist in space by determining the magnitude of the signal level of the magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means. The super-resolution processing means can perform super-resolution processing on the magnetic resonance signal from the transmitting/receiving means based on the information regarding the non-existing area of the transmitting/receiving means obtained by the determining means.
このように本発明によれば、磁気共鳴信号はス
ペクトルであるから解析関数であつて、この場
合、被検体からの磁気共鳴信号により収集領域つ
まり有限関数であることを特定できるので、これ
らにより超解像の原理による信号処理を行うこと
ができるようになり、よつて傾斜磁場系の大容量
化を招くことなく、小領域からのデータをそれぞ
れ解析接続して高分解能のデータを得ることがで
きるようになる。 As described above, according to the present invention, since the magnetic resonance signal is a spectrum, it is an analytical function. Signal processing based on the principle of resolution can now be performed, and data from small areas can be analyzed and connected to obtain high-resolution data without increasing the capacity of the gradient magnetic field system. It becomes like this.
（実施例）
実施例の説明に先立ち超解像の原理について説
明する。すなわち、文献「安藤繁、土井康弘：超
解像−その原理と算法−、計測と制御、22巻10
号、828／836（1983）」によれば、超解像は、原画
像ｆが有限関数であるとそのフーリエ変換Ｆは解
析関数となり当該解析関数の一部を知り得れば解
析接続により原画像ｆに基づくフーリエ変換Ｆを
複元できる、というものである。これを第４図ａ
〜ｅを参照して説明する。すなわち、第４図ａに
示すように有限物体を考えるとき、第４図ｂに示
すようにその周波数スペクトルは解析関数とな
る。この場合、第４図ｂのうち第４図ｃに示すＡ
だけに基づき原の物体を推定すれば、第４図ｄに
示すように高周波成分が欠如する（エツジが正し
く切れない。）また、一致の法則により解析関数
は解析接続が適用可能であるので、第４図ｂのう
ち第４図ｃに示すＢについてを解析接続した後に
原の物体を推定すれば、第４図ｅに示すように原
の物体を正しく復元できるようになる。(Example) Prior to explaining the example, the principle of super resolution will be explained. In other words, the literature "Shigeru Ando, Yasuhiro Doi: Super-resolution - Its principles and algorithms -, Measurement and Control, Vol. 22, 10
No. 828/836 (1983), super-resolution means that if the original image f is a finite function, its Fourier transform F becomes an analytic function, and if a part of the analytic function is known, the original image can be transformed by analytic continuation. This means that the Fourier transform F based on the image f can be multi-dimensional. This is shown in Figure 4 a.
This will be explained with reference to . That is, when considering a finite object as shown in FIG. 4a, its frequency spectrum becomes an analytic function as shown in FIG. 4b. In this case, A shown in FIG. 4c out of FIG. 4b
If the original object is estimated based only on the following, high frequency components will be missing as shown in Figure 4d (edges cannot be cut correctly).Furthermore, according to the law of coincidence, analytic continuation can be applied to analytic functions, so If the original object is estimated after analyzing and connecting B shown in FIG. 4c out of FIG. 4b, the original object can be correctly restored as shown in FIG. 4e.
上述の解析接続を含む実際のアルゴリズムとし
ては、演算の容易さ等の理由により反復法が代表
例である。すなわち、第５図に示すように、磁気
共鳴信号のデータ収集による生データを、処理Ｓ
１として周波数空間上の有限帯域〔−Ω／２，
Ω／２〕の下で取込み、これを処理Ｓ２を介して
処理Ｓ３にてフーリエ変換（FFT）演算を実行
し、次に処理Ｓ４として後述する手法で知り得る
実空間上の物体範囲（空間有限）〔−Ｗ／２，
Ｗ／21〕の情報を得、これを処理３の出力に適用
し、処理５として物範囲外を零にする処理を実施
する。この処理５では帯域は急激なカツトにより
帯域外に伸びる。次に処理Ｓ６では逆フーリエ変
換（逆FFT）演算を実行し、この結果を処理Ｓ
２として周波数空間上の通過帯域〔−Ω／２，
Ω／２〕内で観測スペクトルに一致させる処理を
実行し、帯域外に伸びたスペクトルはそのままと
し、帯域内を本来の観測スペクトルに一致させ
る。上述の処理を反復して繰返し、処理５のブロ
ツクから出力データを復元データとして取出す。 As an actual algorithm including the above-mentioned analytic continuation, the iterative method is a typical example due to the ease of calculation. That is, as shown in FIG. 5, raw data obtained by data collection of magnetic resonance signals is processed by
1, a finite band on the frequency space [-Ω/2,
Ω/2], executes a Fourier transform (FFT) operation on this through processing S2 and processing S3, and then performs a Fourier transform (FFT) operation on this in processing S3, and then in processing S4, the object range in real space (space finite ) [-W/2,
W/21] is obtained and applied to the output of process 3, and as process 5, a process of zeroing out the area outside the object range is performed. In this process 5, the band is extended outside the band due to a sudden cut. Next, in process S6, an inverse Fourier transform (inverse FFT) operation is executed, and this result is used in process S6.
2, the passband on the frequency space [-Ω/2,
Ω/2], the spectrum extending outside the band is left as is, and the spectrum within the band is made to match the original observed spectrum. The above-described process is repeated repeatedly, and the output data from the block of process 5 is extracted as restored data.
以上の超解像の原理は磁気共鳴イメージングに
適用するに際しては、スペクトルの観測手法と、
物体の存在範囲を知る手法とが必要であるが、こ
の場合、スペクトルの観測は磁気共鳴イメージン
グ装置はスペクトル観測装置であるから、問題は
ない。従つて、物体の存在範囲を知る手法のみが
問題となる。これは、次の例が適用できる。 When applying the above super-resolution principle to magnetic resonance imaging, it is necessary to apply the spectral observation method and
A method of knowing the range of existence of the object is required, but in this case, there is no problem in observing the spectrum because the magnetic resonance imaging device is a spectral observation device. Therefore, the only problem is the method of knowing the extent of the object's existence. The following example can be applied to this.
再構成画像等に基づく験情報を利用する手法
この手法は、必ずしも十分高周波でないＫ−空
間上の領域（収集データ）から推定（再構成）し
た物像（２次元、３次元を問わない。）は例えば
第６図に示すようにボケが生じているが、これは
例えば対象が頭部アキシヤル像であるという先験
情報が予め分つている場合は、その物体の存在領
域、非存在領域を知り得る。例えば、第７図に示
すように周辺部である頭皮の１／２の値をしきい
値として外部を油出すれば、上述したボケがある
画像からでも第８図に示すように物の存在領域、
非存在領域を容易に知ることができる。 A method that uses experimental information based on reconstructed images, etc. This method uses an object image (regardless of whether it is two-dimensional or three-dimensional) that is estimated (reconstructed) from a region (collected data) in K-space that is not necessarily at a sufficiently high frequency. For example, as shown in Figure 6, blurring occurs, but this is because, for example, if you know in advance that the object is an axial image of the head, you will not know the area in which the object exists and the area in which it does not exist. obtain. For example, as shown in Figure 7, if the outside area is exposed using a threshold value of 1/2 of the scalp, which is the peripheral area, even from the above-mentioned blurred image, the presence of objects can be detected as shown in Figure 8. region,
Non-existing areas can be easily known.
この手法で、物体の存在領域、非存在領域を高
精度に知るには次のような方法を用いることがで
きる。すなわち、物体の存在領域、非存在領域を
知るために用いる磁気共鳴信号を収集するシーケ
ンスとして、スピンエコー法を適用するに際し、
エコー時間Teを長く設定すれば、前述したよう
に同じ傾斜磁場強度であつても十分な印加時間を
かけると傾斜磁場の積分量を得るとができ、十分
な分解能の物体存在領域推定用画像を得ることが
できる。この画像は臨床的には低画質であるとい
えるが物体存在領域推定用画像であるから、問題
は無く、上記シーケンの後に超解像に適用する信
号収集用シーケンスを実施すればよい。 With this method, the following method can be used to know with high precision the region in which an object exists and the region in which it does not exist. In other words, when applying the spin echo method as a sequence for collecting magnetic resonance signals used to know the existence region and non-existence region of an object,
By setting the echo time Te long, even if the gradient magnetic field strength is the same as described above, the integral amount of the gradient magnetic field can be obtained by applying it for a sufficient time, and an image for estimating the object area with sufficient resolution can be obtained. Obtainable. Although this image can be said to be clinically of low quality, since it is an image for estimating the object existing area, there is no problem, and a signal acquisition sequence applied to super-resolution can be performed after the above sequence.
磁気共鳴信号による投影データを利用する手法
磁気共鳴イメージングでは容易に投影データを得
ることができるので、上述の手法の如く画像を作
成するまでもなく第９図に示すようにして物体の
存在領域、非存在領域を推定できるものである。
もちろん、投影数を増加させれば推定の精度を向
上させることができる。また、前述のエコー時間
Teを長くすることによつて得るデータを用いる
ようにしてもよい。 A method using projection data from magnetic resonance signals Since projection data can be easily obtained in magnetic resonance imaging, there is no need to create an image as in the above-mentioned method. It is possible to estimate non-existent regions.
Of course, the accuracy of estimation can be improved by increasing the number of projections. Also, the echo time mentioned above
Data obtained by increasing Te may also be used.
以上が超解像法を磁気共鳴イメージングに適用
するための理論的考察であり、次に具体例を説明
する。 The above is a theoretical consideration for applying the super-resolution method to magnetic resonance imaging, and a specific example will be explained next.
第１図は本実施例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、第２図はデータ収集系及び信号処理系のブロ
ツク図、第３図はパルスシーケンスのタイミング
図である。 Figure 1 is a diagram showing the overall configuration of an apparatus capable of implementing the magnetic resonance imaging method of this embodiment, Figure 2 is a block diagram of the data acquisition system and signal processing system, and Figure 3 is a timing diagram of the pulse sequence. It is.
第１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つているマグネツトアツ
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、磁気共鳴信号の誘記
部位の位置情報付与のための傾斜磁場を発生する
ための傾斜磁場発生コイル２と、回転高周波磁場
を送信すると共に誘起された磁気共鳴信号（MR
信号）を検出するための送受信系であるコイルか
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つて主として静
磁場電源の通電制御を行う静磁場制御系４、Ｘ
軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場電源７，８，９、送信器
５、受信器６、例えば第３図に示すシーケンスを
実施するシーケンサ１０、これらを制御すると共
に検出信号の信号処及びその表示を行うコンピユ
ータシステム１１、表示系１２により構成されて
いる。 As shown in Fig. 1, a magnet assembly capable of accommodating a subject P therein includes a static magnetic field coil (a static magnetic field correction shim coil is added) using a normal conduction or superconducting method. ) 1, a gradient magnetic field generating coil 2 for generating a gradient magnetic field for imparting positional information of the magnetic resonance signal attraction site, and a magnetic resonance signal ( MR
If it is a superconducting method, it includes a refrigerant supply control system and a static magnetic field control system that mainly controls the energization of the static magnetic field power supply. 4.X
axis, Y-axis, Z-axis gradient magnetic field power supplies 7, 8, 9, transmitter 5, receiver 6, for example, a sequencer 10 that executes the sequence shown in FIG. It is composed of a computer system 11 and a display system 12.
また、プローブ３、受信器６、コンピユータシ
ステム１１、表示系１２は、第２図の如く詳細な
構成となつている。すなち、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６ａと、この
前置増幅器６ａ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６ｂと、この位相検
波器６ｂの出力をデイジタル信号化するＡ／Ｄ変
換６ｃと、このＡ／Ｄ変換６ｃの出力をコンピユ
ータシステム１１内に導入するインターフエース
６ｄとを備えている。 Further, the probe 3, receiver 6, computer system 11, and display system 12 have detailed configurations as shown in FIG. That is, the receiver 6 includes a preamplifier 6a that amplifies the signal from the receiving coil of the probe 3 to the extent that it can be applied to subsequent processing, and the output of the preamplifier 6a, which is divided into a real part and an imaginary part, respectively. It includes a phase detector 6b that performs phase detection, an A/D converter 6c that converts the output of the phase detector 6b into a digital signal, and an interface 6d that introduces the output of the A/D converter 6c into the computer system 11. ing.
また、コンピユータシステム１１は、データバ
ス１１ａを介して、全体の制御を行うコントロー
ラ１１ｂと、インターフエース６ｄ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
気デイスク装置等の画像メモリ１１ｃと、この画
像メモリ１ｃからのデータを読込んで２次元像等
の画像を再構成する再構成装置１１ｄとを備え、
これまでのブロツクは通常の装置構成となつてお
り、この構成に加えて本実施例では超解像法プロ
セツサ１１ｅを備えている。 In addition, the computer system 11 first introduces data from a controller 11b that performs overall control and an interface 6d via a data bus 11a, and uses an image memory such as a magnetic disk device to prepare for subsequent reconstruction processing, etc. 11c, and a reconstruction device 11d that reads data from the image memory 1c and reconstructs an image such as a two-dimensional image,
The blocks up to now have a normal device configuration, and in addition to this configuration, this embodiment includes a super-resolution processor 11e.
この超解像法プロセツサ１１ｅは、第５図の処
理フローを具体化したものである。すなわち、
Ａ／Ｄ変換器６ｃからの生データを取込んで第５
図の処理１，２を実行するつまり生データの取込
みと通過帯域内で観測スペクトルに入力データ
（逆FFT演算器１１e5からの出）を一致させる処
理とを行う信号処理１１e1と、第５の処理３つま
りフーリエ変換演算処理を行うFFT演算器１１
e2と、第５図の処理５つまり後述する物体範囲設
定部１１e4からの情報により物体範囲外を零にす
る信号処理器１１e3と、第５図の処理４つまり前
述した物体存在範囲の推定手法に基づき物体範囲
を設定する情報を得る物体範囲設定部１１e4と、
第５図の処理６つまり信号処理器１１e3の出力を
逆フーリエ変換演算処理を行う逆FFT演算器１
１e5と、これらの処理を所定回数だけ反復した後
に復原データとしてデータバス１１ａに与えるイ
ンターフエイス１１e6とより構成されている。 This super-resolution processor 11e embodies the processing flow shown in FIG. That is,
The raw data from the A/D converter 6c is taken in and the fifth
a signal processing unit 11e 1 that executes processes 1 and 2 in the figure, that is, a process of capturing raw data and matching the input data (output from the inverse FFT calculator 11e 5 ) with the observed spectrum within the passband; FFT calculator 11 that performs processing 3, that is, Fourier transform calculation processing.
e 2 , processing 5 in FIG. 5, that is, a signal processor 11e 3 that zeros out the area outside the object range based on information from the object range setting unit 11e 4 , which will be described later, and processing 4 in FIG. an object range setting unit 11e 4 that obtains information for setting an object range based on an estimation method;
Processing 6 in FIG. 5, that is, inverse FFT computing unit 1 that performs inverse Fourier transform computing processing on the output of signal processor 11e3 .
1e 5 , and an interface 11e 6 which repeats these processes a predetermined number of times and then supplies the restored data to the data bus 11a.
以上の構成で、データ収集シーケンスとして
は、静磁場中に被検体Ｐを配置すると共に、シー
ケンサ１０動作による例えば第３図に示すスピン
−エコー法のパルスシーケンスによる送信器５を
駆動して例えばプローブ３の送信コイルから回転
磁場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からは傾斜磁場を加
え、選択励起部位を設定してその部位からの信号
をプローブ３の受信コイルから収集するものであ
るが、これを２回実行し、先に得たデータを物体
存在領域の推定に用い、後に得たデータを超解像
プロセツサ１１ｅで処理し、診断情報として用い
るものである。 With the above configuration, the data acquisition sequence involves placing the subject P in a static magnetic field, and driving the transmitter 5 using a pulse sequence of the spin-echo method shown in FIG. A rotating magnetic field is applied from the transmitting coil 3, and the gradient magnetic field power supplies 7, 8, and 9 are driven, a gradient magnetic field is applied from the gradient magnetic field generating coil 2, a selective excitation region is set, and the signal from that region is transmitted to the probe 3. The data collected from the receiving coil is executed twice, and the data obtained first is used for estimating the area where the object exists, and the data obtained later is processed by the super-resolution processor 11e and used as diagnostic information. It is.
すなわち、先づ、物体範囲を知るシーケンスと
して例えば第３図の通常のスピン・エコー法のシ
ーケンスを実行し、物体範囲設定部１１ｅ４によ
り第６図〜第９図に示した手法で物体存在領域を
示す情報を得る。そして、次のシーケンスで得た
信号は超解像プロセツサ１１ｅに取込んで第５図
に示す処理を実行し、これをデータバス１１ａを
介して画像メモリ１１ｃ、再構成装置１１ｄによ
り例えば２次元像を生成し、表示系１２にてその
再構成画像を表示する。 That is, first, as a sequence for determining the object range, for example, the normal spin-echo method sequence shown in FIG. Get the information shown. Then, the signals obtained in the next sequence are taken into the super-resolution processor 11e, which executes the processing shown in FIG. is generated, and the reconstructed image is displayed on the display system 12.
以上のように本実施例によれば、先のシーケン
スで物体つまり画像化範囲を知り、その後の収集
データを超解像法により信号処理するようにした
ので、傾斜磁場系の大容量化を招くことなく、小
さな領域からのデータのみを用いて高分解能イメ
ージングを行うことができる。 As described above, according to this embodiment, the object, that is, the imaging range is known in the previous sequence, and the subsequently collected data is signal-processed using the super-resolution method, which leads to an increase in the capacity of the gradient magnetic field system. High-resolution imaging can be performed using only data from a small area without
また、上述と逆に分解能を低下させることなく
傾斜磁場系の低容量化を図ることができる。さら
に、短いエコー時間の下での高分解能イメージン
グが実現できるものである。 Moreover, contrary to the above, it is possible to reduce the capacity of the gradient magnetic field system without reducing the resolution. Furthermore, high-resolution imaging can be achieved under short echo times.
なお、本発明はその収集データの処理に特徴を
有するものであつて上述の装置構成は各種のもの
が適用できるものであり、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。 The present invention is characterized by its processing of collected data, and various types of device configurations can be applied to the above-mentioned device configuration, and various modifications can be made without departing from the gist of the present invention.
以上のように本発明は、被検体に印加される静
磁場を発生する静磁場発生手段と、
前記被検体に印加される傾斜磁場を発生する傾
斜磁場発生手段と、
前記被検体に印加される高周波励起パルスを送
信すると共に前記被検体から誘起される磁気共鳴
信号を受信する送受信手段と、
前記被検体内におけるイメージング対象領域を
磁気共鳴励起すると共に当該領域から磁気共鳴信
号を収集するべく、前記傾斜磁場発生手段及び前
記送受信手段を駆動するパルスシーケンスを実行
する制御手段と、
空間上における前記被検体の非存在領域を、前
記制御手段を実行することにより前記送受信手段
より得た磁気共鳴信号の信号レベルの大きさを判
定することにより確定する確定手段と、
前記制御手段を実行することにより前記送受信
手段より得た原磁気共鳴信号をフーリエ変換し、
前記確定手段により得られる前記被検体の非存在
領域に関する情報に基づき前記フーリエ変換され
た磁気共鳴信号における前記領域の外側成分を零
設定し、この零設定された磁気共鳴信号を逆フー
リエ変換し、この逆フーリエ変換された磁気共鳴
信号を前記原磁気共鳴信号に一致する処理を反復
して繰返すことにより、前記領域のみからの磁気
共鳴信号の周波数スペクトルデータを得る超解像
処理手段と、
この超解像処理手段により得られた磁気共鳴信
号の周波数スペクトルデータに基づき前記領域に
関する情報を生成する生成手段と、
を具備する磁気共鳴イメージング装置、である。
As described above, the present invention provides: a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field to be applied to a subject; a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be applied to the subject; a transmitting/receiving means for transmitting a high frequency excitation pulse and receiving a magnetic resonance signal induced from the subject; a control means for executing a pulse sequence for driving the gradient magnetic field generating means and the transmitting/receiving means; determining means for determining the magnitude of the signal level by determining the magnitude of the signal level; performing Fourier transform on the original magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means;
setting a component outside the region in the Fourier-transformed magnetic resonance signal to zero based on information regarding the non-existence region of the subject obtained by the determining means, and subjecting the zero-set magnetic resonance signal to inverse Fourier transform; super-resolution processing means for obtaining frequency spectrum data of magnetic resonance signals from only the region by repeatedly processing the inverse Fourier-transformed magnetic resonance signals to match the original magnetic resonance signals; A magnetic resonance imaging apparatus comprising: generating means for generating information regarding the region based on frequency spectrum data of a magnetic resonance signal obtained by the resolution processing means;
このような構成の本発明によれば、次のような
作用を奏する。すなわち、制御手段を駆動するこ
とにより、被検体内におけるイメージング対象領
域を磁気共鳴励起すると共に当該領域から磁気共
鳴信号を収集するべく、傾斜磁場発生手段及び送
受信手段を駆動するパルスシーケンスが実行さ
れ、送受信手段からは前記イメージング対象領域
からの磁気共鳴信号が得られる。また、確定手段
によつて、空間上における被検体の非存在領域
は、制御手段を実行することにより送受信手段よ
り得た磁気共鳴信号の信号レベルの大きさを判定
することにより確定される。そして、超解像処理
手段は、確定手段により得られる前記被検体の非
存在領域に関する情報に基づき、送受信手段から
の磁気共鳴信号を超解像処理することができる。 According to the present invention having such a configuration, the following effects are achieved. That is, by driving the control means, a pulse sequence is executed to drive the gradient magnetic field generation means and the transmission/reception means in order to magnetically excite the imaging target region within the subject and collect magnetic resonance signals from the region; A magnetic resonance signal from the imaging target region is obtained from the transmitting/receiving means. Further, the determining means determines the area where the subject does not exist in space by determining the magnitude of the signal level of the magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means. Then, the super-resolution processing means can perform super-resolution processing on the magnetic resonance signal from the transmitting/receiving means based on the information regarding the non-existence area of the object obtained by the determining means.
このように本発明によれば、磁気共鳴信号はス
ペクトルであるから解析関数であつて、この場
合、被検体からの磁気共鳴信号により収集領域つ
まり有限関であることを特定できるので、これら
により超解像の原による信号処理を行うことがで
きるようになり、よつて傾斜磁場系の大容量化を
招くことなく、小領域からのデータをそれぞれ解
析接続して高分解能のデータを得ることができる
磁気共鳴イメージング装置を提供できるものであ
る。 As described above, according to the present invention, since the magnetic resonance signal is a spectrum, it is an analytical function. It is now possible to perform signal processing based on the source of resolution, making it possible to analyze and connect data from small areas to obtain high-resolution data without increasing the capacity of the gradient magnetic field system. A magnetic resonance imaging device can be provided.
第１図〜第３図は本発明による磁気共鳴イメー
ジング装置の一実施例の構成を示すものであつて
第１図は全体の構成図、第２図は第１図における
プローブ、受信器、コンピユータシステム、表示
系の詳細な構成図、第３図はパルスシーケンスの
タイミング図、第４図〜第９図はそれぞれ超解像
法を磁気共鳴イメージングに適用する際の原理を
説明する図、第１０図及び第１１図は磁気共鳴イ
メージングにおける高分解能化の手法を示す図で
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、６ａ……前置増幅器、６ｂ
……位相検波器、６ｃ……Ａ／Ｄ変換器、６ｄ…
…インターフエース、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、１１……コンピユータ
システム、１１ａ……データバス、１１ｂ……コ
ントローラ、１１ｃ……画像メモリ、１１ｄ……
再構成装置、１１ｅ……超解像法プロセツサ、１
２……表示系。
1 to 3 show the configuration of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, in which FIG. 1 is an overall configuration diagram, and FIG. 2 shows the probe, receiver, and computer in FIG. 1. A detailed configuration diagram of the system and display system, Figure 3 is a timing diagram of the pulse sequence, Figures 4 to 9 are diagrams each explaining the principle of applying the super-resolution method to magnetic resonance imaging, and Figure 10. The figure and FIG. 11 are diagrams showing a method of increasing resolution in magnetic resonance imaging. 1... Static magnetic field coil, 2... Gradient magnetic field coil,
3... Probe, 4... Static magnetic field control system, 5... Transmitter, 6... Receiver, 6a... Preamplifier, 6b
...Phase detector, 6c...A/D converter, 6d...
...Interface, 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, 11...Computer system, 11a...Data bus, 11b...Controller, 11c...Image memory, 11d...
Reconstruction device, 11e...Super resolution processor, 1
2...Display system.
Claims (1)
発生手段と、 前記被検体に印加される傾斜磁場を発生する傾
斜磁場発生手段と、 前記被検体に印加される高周波励起パルスを送
信すると共に前記被検体から誘起される磁気共鳴
信号を受信する送受信手段と、 前記被検体内におけるイメージング対象領域を
磁気共鳴励起すると共に当該領域から磁気共鳴信
号を収集するべく、前記傾斜磁場発生手段及び前
記送受信手段を駆動するパルスシーケンスを実行
する制御手段と、 空間上における前記被検体の非存在領域を、前
記制御手段を実行することにより前記送受信手段
より得た磁気共鳴信号の信号レベルの大きさを判
定することにより確定する確定手段と、 前記制御手段を実行することにより前記送受信
手段より得た原磁気共鳴信号をフーリエ変換し、
前記確定手段により得られる前記被検体の非存在
領域に関する情報に基づき前記フーリエ変換され
た磁気共鳴信号における前記領域の外側成分を零
設定し、この零設定された磁気共鳴信号を逆フー
リエ変換し、この逆フーリエ変換された磁気共鳴
信号を前記原磁気共鳴信号に一致する処理を反復
して繰返すことにより、前記領域のみからの磁気
共鳴信号の周波数スペクトルデータを得る超解像
処理手段と、 この超解像処理手段により得られた磁気共鳴信
号の周波数スペクトルデータに基づき前記領域に
関する情報を生成する生成手段と、 を具備する磁気共鳴イメージング装置。[Scope of Claims] 1. Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field to be applied to a subject; gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field to be applied to the subject; and a high frequency wave to be applied to the subject. a transmitting/receiving means for transmitting excitation pulses and receiving magnetic resonance signals induced from the subject; a control means for executing a pulse sequence for driving the magnetic field generating means and the transmitting/receiving means; and a signal of a magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means in a region in space where the subject is not present. determining means for determining the level by determining the magnitude of the level; performing Fourier transform on the original magnetic resonance signal obtained from the transmitting/receiving means by executing the control means;
setting a component outside the region in the Fourier-transformed magnetic resonance signal to zero based on information regarding the non-existence region of the subject obtained by the determining means, and subjecting the zero-set magnetic resonance signal to inverse Fourier transform; super-resolution processing means for obtaining frequency spectrum data of magnetic resonance signals from only the region by repeatedly processing the inverse Fourier-transformed magnetic resonance signals to match the original magnetic resonance signals; A magnetic resonance imaging apparatus comprising: generating means for generating information regarding the region based on frequency spectrum data of a magnetic resonance signal obtained by the resolution processing means.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62220688A JPS6462142A (en) | 1987-09-03 | 1987-09-03 | Magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62220688A JPS6462142A (en) | 1987-09-03 | 1987-09-03 | Magnetic resonance imaging method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6462142A JPS6462142A (en) | 1989-03-08 |
| JPH0578333B2 true JPH0578333B2 (en) | 1993-10-28 |
Family
ID=16754923
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62220688A Granted JPS6462142A (en) | 1987-09-03 | 1987-09-03 | Magnetic resonance imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6462142A (en) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH09185929A (en) * | 1995-12-28 | 1997-07-15 | Niles Parts Co Ltd | Lighting switch device containing daytime running light control circuit |
| JP3525007B2 (en) * | 1996-03-28 | 2004-05-10 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6058539A (en) * | 1983-09-12 | 1985-04-04 | Shimadzu Corp | Nmr tomography apparatus |
-
1987
- 1987-09-03 JP JP62220688A patent/JPS6462142A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6058539A (en) * | 1983-09-12 | 1985-04-04 | Shimadzu Corp | Nmr tomography apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6462142A (en) | 1989-03-08 |
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