JPH06254062A - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
Magnetic resonance imaging systemInfo
- Publication number
- JPH06254062A JPH06254062A JP5042532A JP4253293A JPH06254062A JP H06254062 A JPH06254062 A JP H06254062A JP 5042532 A JP5042532 A JP 5042532A JP 4253293 A JP4253293 A JP 4253293A JP H06254062 A JPH06254062 A JP H06254062A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- slice
- data
- slices
- magnetic field
- collected
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、可変TRスキャン法で
マルチスライスの信号を収集する磁気共鳴イメージング
装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for collecting multi-slice signals by a variable TR scan method.
【0002】[0002]
【従来の技術】近年、スキャン時間の短縮を図るため
に、位相エンコード方向の空間周波数の高い成分と低い
成分とで繰り返し時間TRを変えてエコー信号を収集す
る可変TRスキャン法が開発されている。一般に、繰り
返し時間TRは画像のコントラストに影響を与える。コ
ントラストは画像の低周波数成分に大きく依存し、高周
波数成分はコントラストにはあまり影響を与えない。高
周波数成分はコントラストよりも分解能に影響を与え
る。そのため、図7(a)に示すように、位相エンコー
ド方向の空間周波数の0付近では繰り返し時間TRを必
要なコントラストを得るのに十分な長い時間とし、空間
周波数の絶対値の大きい部分では繰り返し時間TRを短
縮しても、コントラストにはあまり影響が出ない。この
ように可変TRスキャン法では、高周波数成分の繰り返
し時間TRを短くすることによりスキャン時間を短縮す
ることができる。2. Description of the Related Art In recent years, in order to reduce the scan time, a variable TR scan method has been developed in which echo signals are collected by changing the repetition time TR for a high spatial component and a low spatial frequency component in the phase encoding direction. . In general, the repetition time TR affects the contrast of the image. The contrast largely depends on the low frequency components of the image, and the high frequency components do not significantly affect the contrast. High frequency components affect resolution rather than contrast. Therefore, as shown in FIG. 7A, the repetition time TR is set to a sufficiently long time to obtain a necessary contrast near the spatial frequency 0 in the phase encoding direction, and the repetition time TR is set to a portion where the absolute value of the spatial frequency is large. Even if TR is shortened, the contrast is not significantly affected. As described above, in the variable TR scan method, the scan time can be shortened by shortening the repetition time TR of the high frequency component.
【0003】しかし、1エンコードステップにおいて、
1スライス分のデータを収集するのに要する時間は一定
であるので、繰り返し時間を短くして収集する高周波数
成分のスライス枚数は、繰り返し時間を長くして収集す
る低周波数成分のスライス枚数に比べて減少する。高周
波数成分のデータが得られていないスライスについては
低周波数成分のみのデータの収集を行なっても画像再構
成ができないので、従来の可変TRスキャン法では、図
7(b)に示すように、常に最短繰り返し時間minTR
(例えば1000ms)の場合に収集できるスライス枚数分、
ここでは2スライス分のデータしか収集せず、最長繰り
返し時間 maxTR(例えば2000ms)のエンコードステッ
プでは、コントラストを高めるために、あき時間に単に
スピンの回復を待っていた。However, in one encoding step,
Since the time required to collect data for one slice is constant, the number of high frequency component slices collected with a shorter repetition time is compared to the number of low frequency component slices collected with a longer repetition time. Decrease. Since image reconstruction cannot be performed on a slice for which high-frequency component data has not been obtained even if only low-frequency component data is collected, in the conventional variable TR scan method, as shown in FIG. Always the shortest repetition time minTR
(For example, 1000ms), the number of slices that can be collected
Here, only data for two slices was collected, and in the encoding step with the longest repetition time maxTR (for example, 2000 ms), the spin recovery was simply waited for in the open time in order to increase the contrast.
【0004】このように従来の可変TRスキャン法を行
なう磁気共鳴イメージング装置では、スキャン時間を短
縮できるが、その反面、収集できるスライス枚数が最短
繰り返し時間 minTRの場合に収集できるスライス枚数
に制限されてしまう結果、繰り返し時間TRが一定の通
常の撮影法の場合に比べて、一般的にスライス枚数が減
少してしまうという問題があった。As described above, in the conventional magnetic resonance imaging apparatus for performing the variable TR scanning method, the scanning time can be shortened, but on the other hand, the number of slices that can be collected is limited to the number of slices that can be acquired when the minimum repetition time is minTR. As a result, there is a problem that the number of slices is generally reduced as compared with the case of the normal imaging method in which the repetition time TR is constant.
【0005】[0005]
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述した事
情に対処すべくなされたもので、その目的は、スライス
枚数を減少させることなくスキャン時間を短縮できる可
変TRスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置を
提供することである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to address the above-described circumstances, and its object is to perform magnetic resonance imaging for performing variable TR scan capable of shortening the scan time without reducing the number of slices. It is to provide a device.
【0006】[0006]
【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、位相エンコード方向の低周波成分は
所望のコントラストに対応する所定の繰り返し時間で上
記マルチスライスのすべてのスライスについて収集し、
位相エンコード方向の高周波成分は上記所定の繰り返し
時間よりも短い繰り返し時間で上記マルチスライスの半
数のスライスについて収集し、収集できなかったデータ
は同一のスライスで収集したデータから推定することを
特徴とする。A magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention collects low frequency components in a phase encode direction for all slices of the multi-slice at a predetermined repetition time corresponding to a desired contrast,
The high frequency component in the phase encode direction is collected for half of the multi-slices with a repetition time shorter than the predetermined repetition time, and the data that could not be collected is estimated from the data collected in the same slice. .
【0007】[0007]
【作用】本発明による磁気共鳴イメージング装置によれ
ば、位相エンコード方向の低周波成分は所望のコントラ
ストに対応する所定の繰り返し時間で上記マルチスライ
スのすべてのスライスについて収集し、位相エンコード
方向の高周波成分は上記所定の繰り返し時間よりも短い
繰り返し時間で上記マルチスライスの半数のスライスに
ついて収集し、収集できなかったデータは同一のスライ
スで収集したデータから推定することにより、1スライ
スのデータ収集時間を短縮して、撮影時間を従来の可変
TRスキャン法の場合より延長することなく、最長繰り
返し時間で実現できるスライス枚数と同じマルチスライ
スを達成することができる。According to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, low frequency components in the phase encode direction are collected for all slices of the multi-slice at a predetermined repetition time corresponding to a desired contrast, and high frequency components in the phase encode direction are collected. Shortens the data collection time for one slice by collecting half of the multi-slices with a repetition time shorter than the predetermined repetition time and estimating the data that could not be collected from the data collected with the same slice. Then, it is possible to achieve the same multi-slices as the number of slices that can be realized in the longest repetition time without extending the imaging time as compared with the conventional variable TR scan method.
【0008】[0008]
【実施例】以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴
イメージング装置用の一実施例を説明する。図1はこの
実施例の概略構成を示すブロック図である。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment for a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of this embodiment.
【0009】ガントリ20内には静磁場磁石1、X軸・
Y軸・Z軸傾斜磁場コイル2、及び送受信コイル3が設
けられる。なお、送受信コイル3はガントリ内に埋め込
まれるのではなく、被検体に直に装着されてもよいし、
寝台13上に載置されてもよい。静磁場発生装置として
の静磁場磁石1は例えば超電導コイル、常伝導コイルま
たは永久磁石を用いて構成される。X軸・Y軸・Z軸傾
斜磁場コイル2はX軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場G
y、Z軸傾斜磁場Gzを発生するためのコイルである。
送受信コイル3は、高周波(RF;radiofrequency wav
e )パルスを発生して対象部位を励起すると共に、磁気
共鳴により発生した磁気共鳴信号(MR信号)を検出す
るための送受信兼用のコイルである。寝台13に載置さ
れる被検体Pはガントリ20内のイメージング可能領域
(イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、
この領域内でのみデータ収集が可能となる)に挿入され
る。In the gantry 20, the static magnetic field magnet 1, the X-axis,
A Y-axis / Z-axis gradient magnetic field coil 2 and a transmission / reception coil 3 are provided. The transmission / reception coil 3 may be directly attached to the subject instead of being embedded in the gantry.
It may be placed on the bed 13. The static magnetic field magnet 1 as the static magnetic field generator is configured by using, for example, a superconducting coil, a normal conducting coil or a permanent magnet. The X-axis / Y-axis / Z-axis gradient magnetic field coil 2 has an X-axis gradient magnetic field Gx and a Y-axis gradient magnetic field G.
It is a coil for generating the y and Z axis gradient magnetic fields Gz.
The transmitter / receiver coil 3 has a high frequency (RF).
e) A coil for both transmission and reception for generating a pulse to excite a target portion and detecting a magnetic resonance signal (MR signal) generated by magnetic resonance. The subject P placed on the bed 13 is an imageable region in the gantry 20 (a spherical region where an imaging magnetic field is formed,
It is possible to collect data only in this area).
【0010】静磁場磁石1は静磁場制御装置4により駆
動される。送受信コイル3は、励起時(送信時)には送
信器5に接続され、磁気共鳴信号の検出時(受信時)に
は受信器6に接続される。X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コ
イル2はX軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源8、Z
軸傾斜磁場電源9により駆動される。The static magnetic field magnet 1 is driven by the static magnetic field controller 4. The transmission / reception coil 3 is connected to the transmitter 5 during excitation (transmission) and to the receiver 6 during detection of magnetic resonance signals (reception). The X-axis / Y-axis / Z-axis gradient magnetic field coil 2 includes an X-axis gradient magnetic field power source 7, a Y-axis gradient magnetic field power source 8 and a Z axis.
It is driven by the axial gradient magnetic field power supply 9.
【0011】X軸傾斜磁場電源7、Y軸傾斜磁場電源
8、Z軸傾斜磁場電源9、送信器5はシーケンサ10に
より所定のシーケンスに従って駆動され、X軸傾斜磁場
Gx、Y軸傾斜磁場Gy、Z軸傾斜磁場Gz、高周波
(RF)パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで
発生する。この場合、X軸傾斜磁場Gx、Y軸傾斜磁場
Gy,Z軸傾斜磁場Gzは主として、例えば位相エンコ
ード用傾斜磁場Ge、読出し用傾斜磁場Gr、スライス
用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用される。コンピュー
タシステム11はシーケンサ10を駆動制御するととも
に、受信器6で受信される磁気共鳴信号を取り込んで所
定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成
し、表示部12で表示する。次に以上のように構成され
た本実施例装置の動作について説明する。The X-axis gradient magnetic field power source 7, the Y-axis gradient magnetic field power source 8, the Z-axis gradient magnetic field power source 9, and the transmitter 5 are driven by a sequencer 10 according to a predetermined sequence, and an X-axis gradient magnetic field Gx, a Y-axis gradient magnetic field Gy, A Z-axis gradient magnetic field Gz and a radio frequency (RF) pulse are generated in a predetermined pulse sequence described later. In this case, the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient magnetic field Gz are mainly used as the phase encoding gradient magnetic field Ge, the reading gradient magnetic field Gr, and the slice gradient magnetic field Gs, respectively. The computer system 11 drives and controls the sequencer 10, captures the magnetic resonance signal received by the receiver 6 and performs predetermined signal processing to generate a tomographic image of the subject, and displays it on the display unit 12. Next, the operation of the apparatus of this embodiment configured as described above will be described.
【0012】本発明では、位相エンコード方向の空間周
波数の高い成分(例えば、エンコード量の絶対値の大き
い部分)は繰り返し時間TRを短く、また位相エンコー
ド方向の空間周波数の低い成分(例えば、エンコード量
の0付近)は繰り返し時間TRを長くして、マルチスラ
イスについて可変TRスキャンを行なっている。可変T
Rスキャンの場合、1スライスのデータ収集時間が一定
であると、マルチスライス枚数は、従来技術に関して説
明したように、最短繰り返し時間 minTRの場合に収集
可能な枚数に制限されてしまうという問題があった。そ
のため、本実施例では、マルチスライスを半数づつの2
つのグループに分けて、高周波成分のエンコードステッ
プでは一方のグループについてはデータ収集を行ない、
また他方のグループについてはデータ収集を行なわない
ことにして、1スライスのデータ収集時間を短縮する。
そして、各スライスの未収集のデータを、当該スライス
について収集したデータを例えばハーフフーリエ(Half
Fourier)法を適用したデータで補償させることにより
推定する。したがって、最長繰り返し時間 maxTRで実
現できるスライス枚数と同じマルチスライスを達成する
ことができる。以下に各グループのデータ収集について
具体的に説明する。なお、ここでは最長繰り返し時間 m
axTRで実現できるスライス枚数を6枚として説明す
る。In the present invention, a component having a high spatial frequency in the phase encoding direction (eg, a portion having a large absolute value of the encoding amount) has a short repetition time TR, and a component having a low spatial frequency in the phase encoding direction (eg, the encoding amount). In the vicinity of 0), the repetition time TR is lengthened and the variable TR scan is performed for the multi-slice. Variable T
In the case of R scan, if the data acquisition time for one slice is constant, the number of multi-slices is limited to the number that can be acquired in the case of the minimum repetition time minTR as described in the related art. It was Therefore, in the present embodiment, the multi-slice is divided into two, each of which is a half.
Divide into one group, in the high frequency component encoding step, collect data for one group,
Data collection is not performed for the other group, and the data collection time for one slice is shortened.
Then, the uncollected data of each slice is converted into, for example, half Fourier (Half Fourier (Half Fourier)
It is estimated by compensating with the data to which the Fourier method is applied. Therefore, it is possible to achieve the same multi-slice as the number of slices that can be realized in the longest repetition time maxTR. The data collection of each group will be specifically described below. Note that here, the longest repetition time m
It is assumed that the number of slices that can be realized by axTR is 6.
【0013】図2および図3は、スピンエコー法を採用
した場合の各グループの1スライス分のパルスシーケン
スを示す図である。まず一方のグループは、図2(a)
に斜線で示したスライス番号#1〜#3の3枚のスライ
スから構成され、他方のグループは、図3(a)に斜線
で示したスライス番号#4〜#6の3枚のスライスから
構成される。2 and 3 are diagrams showing a pulse sequence for one slice of each group when the spin echo method is adopted. First, one group is shown in FIG.
3 is composed of three slices with slice numbers # 1 to # 3, and the other group is composed of three slices with slice numbers # 4 to # 6 shown in FIG. To be done.
【0014】そして、一方のグループの各スライスは、
図2(b)に示すように、−24番目以上のエンコード
ステップについては、実際にデータ収集を実行し、−2
4番目より小さいエンコードステップについてはデータ
収集を実行しない。したがって、図2(c)に示すよう
に、一のスライス分のエンコード傾斜磁場Ge の繰り返
しパルス数は、−24番目より小さいエンコードステッ
プ数分だけ減少し、その減少分だけ1スライスのデータ
収集時間が減少される。Then, each slice of one group is
As shown in FIG. 2B, for the −24th encoding step and above, data collection is actually executed, and −2
No data collection is performed for encoding steps smaller than the fourth. Therefore, as shown in FIG. 2C, the number of repetitive pulses of the encoding gradient magnetic field Ge for one slice is reduced by the number of encoding steps smaller than the -24th, and the data acquisition time for one slice is reduced by the reduced number. Is reduced.
【0015】また、他方のグループの各スライスは、ハ
ーフフーリエ法を用いて相補可能なように、図3(b)
に示すように、+24番目以下のエンコードステップに
ついては、実際にデータ収集を実行し、+24番目を越
えるエンコードステップについてはデータ収集を実行し
ない。したがって、図3(c)に示すように、一のスラ
イス分のエンコード傾斜磁場Ge の繰り返しパルス数
は、+24番目を越えるエンコードステップ数分だけ減
少し、その減少分だけ1スライスのデータ収集時間が減
少される。Further, the slices of the other group are complemented by using the half Fourier method, as shown in FIG.
As shown in, the data collection is actually executed for the + 24th and lower encoding steps, and the data collection is not executed for the + 24th and more encoding steps. Therefore, as shown in FIG. 3C, the number of repetitive pulses of the encoding gradient magnetic field Ge for one slice is reduced by the number of encoding steps exceeding + 24th, and the data acquisition time for one slice is reduced by the reduced number. Will be reduced.
【0016】このように1スライスのデータ収集時間を
減少させることにより、撮影時間を延長することなく、
最長繰り返し時間 maxTRで実現できるスライス枚数と
同じマルチスライスを獲得できるのであるが、エンコー
ドステップの0付近を境にした各グループの分割方法、
つまり各スライスの各エンコードステップ毎の割り振り
方法は図4に示したようになる。図4の升目内の数字
は、各位相エンコードステップ毎に割り振られるスライ
スのスライス番号を示す。By reducing the data acquisition time for one slice in this way, it is possible to
It is possible to acquire the same number of multi-slices as the number of slices that can be realized with the longest repetition time maxTR, but the division method for each group with the vicinity of 0 in the encoding step as
That is, the allocation method for each encoding step of each slice is as shown in FIG. The numbers in the squares of FIG. 4 indicate the slice numbers of slices assigned at each phase encoding step.
【0017】最短繰り返し時間 minTR(1000ms)であ
って、エンコードステップが−24番目以下のときに
は、他方のグループを構成する#1〜#3の3枚のスラ
イスについてデータ収集を行なう。また、最短繰り返し
時間 minTR(1000ms)であって、エンコードステップ
が+24番目以上のときには、一方のグループを構成す
る#4〜#6の3枚のスライスについてデータ収集を行
なう。すなわち、エンコード方向に沿って高周波成分は
最短繰り返し時間 minTRでデータ収集を行い、あっ
て、この最短繰り返し時間 minTRでは、図5に示すよ
うに、一方のグループのスライスについてのみデータ収
集を行う。そして、最長繰り返し時間 maxTRでは、図
5に示すように、その時間で実現できる両グループに含
まれる#1〜#6の6枚のスライスのデータを収集す
る。When the minimum repetition time is minTR (1000 ms) and the encoding step is -24th or less, data acquisition is performed for the three slices # 1 to # 3 that make up the other group. When the minimum repeat time is minTR (1000 ms) and the encoding step is the + 24th or more, data collection is performed for the three slices # 4 to # 6 that make up one group. That is, along the encoding direction, the high frequency component collects data at the shortest repetition time minTR, and at this shortest repetition time minTR, data is collected only for the slices of one group as shown in FIG. Then, at the longest repetition time maxTR, as shown in FIG. 5, data of 6 slices # 1 to # 6 included in both groups that can be realized at that time are collected.
【0018】他方のグループを構成する#1〜#3の3
枚のスライスは、エンコードステップが+24番目以下
については実際にデータ収集を行なっているので、その
データを用い、またエンコードステップが+24番目を
越える未収集のデータについては、同じスライスで収集
した+24番目以下のエンコードステップで得たデータ
のハーフフーリエ法を適用したデータを用いることによ
り推定し、再現する。なお、エンコードステップが+2
4番目を越える未収集のデータについては、同じスライ
スで収集した+24番目以下のエンコードステップで得
たデータのハーフフーリエ法を適用したデータを用いる
代わりに、0データまたは複素共役データを用いてもよ
い。3 of # 1 to # 3 which make up the other group
For slices, data is actually collected when the encoding step is + 24th or less, so that data is used. For uncollected data where the encoding step exceeds + 24th, the same slice is collected + 24th. It is estimated and reproduced by using the data obtained by applying the half Fourier method to the data obtained in the following encoding steps. The encoding step is +2
For uncollected data beyond the 4th, 0 data or complex conjugate data may be used instead of using the data obtained by applying the half Fourier method to the data acquired in the + 24th or less encoding step collected in the same slice. .
【0019】また、一方のグループを構成する#4〜#
6の3枚のスライスは、エンコードステップが−24番
目以上については実際にデータ収集を行なっているの
で、そのデータを用い、またエンコードステップが−2
4番目より小さい未収集データについては同じスライス
で収集した−24番目以上のエンコードステップで得た
データのハーフフーリエ法を適用したデータを用いるこ
とにより推定し、再現する。なお、エンコードステップ
が−24番目より小さい未収集のデータについては、同
じスライスで収集した−24番目以上のエンコードステ
ップで得たデータのハーフフーリエ法を適用したデータ
を用いる代わりに、0データまたは複素共役データを用
いてもよい。Further, # 4 to # constituting one group
For the three slices of 6, since data is actually collected for the −24th and higher encoding steps, that data is used and the encoding step is −2.
The uncollected data smaller than the fourth is estimated and reproduced by using the data obtained by applying the half Fourier method to the data acquired in the −24th or more encoding steps collected in the same slice. For uncollected data whose encoding step is smaller than -24th, instead of using the data obtained by applying the half Fourier method of the data acquired in the -24th or more encoding step acquired in the same slice, 0 data or complex data is used. Conjugate data may be used.
【0020】このように本実施例によれば、位相エンコ
ード方向の高周波成分でのスライス数は最短繰り返し時
間 minTRによって制限されるが、従来の可変TRスキ
ャン法によるマルチスライスに比べ、同じ撮影時間で2
倍の枚数を得ることができる。これは一般的な可変TR
スキャン法が、最長繰り返し時間 maxTRと最短繰り返
し時間 minTRとの比を2:1に設定しているからであ
る。また、可変TRスキャン法を採用しないSE(スピ
ンエコー)法やFE(フィールドエコー)法やIR(In
version Recovery)法で同数のマルチスライスを達成し
た場合に比べて、撮影時間が1/2に短縮することがで
きる。As described above, according to the present embodiment, the number of slices in the high frequency component in the phase encode direction is limited by the shortest repetition time minTR, but compared with the conventional multi-slice by the variable TR scan method, the same imaging time is used. Two
You can get double the number. This is a general variable TR
This is because the scanning method sets the ratio of the longest repetition time maxTR and the shortest repetition time minTR to 2: 1. Moreover, the SE (spin echo) method, the FE (field echo) method, and the IR (In
Compared with the case where the same number of multi-slices is achieved by the version recovery method, the photographing time can be reduced to 1/2.
【0021】本発明は上述した実施例に限定されること
なく、種々変形して実施可能である。例えば、上述の説
明では、エコー信号の検出法としてスピンエコー法を説
明したが、IR(Inversion Recovery;反復回復)法、
フィールドエコー法、RARE(マルチエコー)法など
の他の検出法であってもよい。またマルスライスの2つ
のグループ分けは、他の方法、例えば図6に示すように
交互に分割してもよい。また、検出法に、撮影領域を複
数スライスからなる複数のスラブに別けて各スラグ単位
でデータを収集するような3次元収集法を採用する場合
には、複数のスラブを2つのグループに分けてもよい。
また、本発明は、可変TRスキャン法において繰り返し
時間TRを可変するだけでなく、Flip 角も変えたり、
TE値も可変する場合にも適用してもよい。The present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, but can be modified in various ways. For example, in the above description, the spin echo method has been described as the detection method of the echo signal, but the IR (Inversion Recovery) method,
Other detection methods such as a field echo method and a RARE (multi-echo) method may be used. Further, the two divisions of the mal slice may be divided by another method, for example, alternately as shown in FIG. Further, when the detection method is a three-dimensional acquisition method in which the imaging region is divided into a plurality of slabs composed of a plurality of slices and data is collected in each slug unit, the plurality of slabs are divided into two groups. Good.
Further, the present invention not only changes the repetition time TR in the variable TR scan method, but also changes the Flip angle.
It may also be applied when the TE value is also variable.
【0022】[0022]
【発明の効果】以上説明したように本発明は、位相エン
コード方向の低周波成分は所望のコントラストに対応す
る所定の繰り返し時間で上記マルチスライスのすべての
スライスについて収集し、位相エンコード方向の高周波
成分は上記所定の繰り返し時間よりも短い繰り返し時間
で上記マルチスライスの半数のスライスについて収集
し、収集できなかったデータは同一のスライスで収集し
たデータから推定することを特徴とするので、1スライ
スのデータ収集時間を短縮して、撮影時間を従来の可変
TRスキャン法の場合より延長することなく、最長繰り
返し時間で実現できるスライス枚数と同じマルチスライ
スを達成す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。As described above, according to the present invention, the low frequency component in the phase encode direction is collected for all the slices of the multi-slice at a predetermined repetition time corresponding to the desired contrast, and the high frequency component in the phase encode direction is collected. Is to collect about half of the slices of the multi-slice in a repetition time shorter than the predetermined repetition time, and the data that could not be collected is estimated from the data collected in the same slice. It is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of achieving the same multi-slices as the number of slices that can be realized in the longest repetition time without shortening the acquisition time and extending the imaging time as compared with the conventional variable TR scan method.
【図1】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例の構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図2】一方のグループの1スライス分のパルスシーケ
ンスを示す図。FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence for one slice of one group.
【図3】他方のグループの1スライス分のパルスシーケ
ンスを示す図。FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence for one slice of the other group.
【図4】各スライスの各エンコードステップ毎の割り振
りを示す図。FIG. 4 is a diagram showing allocation of each slice for each encoding step.
【図5】第1実施例のマルチスライスのパルスシーケン
スを示す図。FIG. 5 is a diagram showing a multi-slice pulse sequence of the first embodiment.
【図6】プループ分けの他の例を示す図。FIG. 6 is a diagram showing another example of division into groups.
【図7】従来の可変TRスキャン法の問題を説明する
図。FIG. 7 is a diagram illustrating a problem of the conventional variable TR scan method.
1…静磁場磁石、2…X軸・Y軸・Z軸傾斜磁場コイ
ル、3…送受信コイル、4…静磁場制御装置、5…送信
器、6…受信器、7…X軸傾斜磁場アンプ、8…Y軸傾
斜磁場アンプ、9…Z軸傾斜磁場アンプ、10…シーケ
ンサ、11…コンピュータシステム、12…表示部、1
3…寝台、20…ガントリ。1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... X-axis / Y-axis / Z-axis gradient magnetic field coil, 3 ... Transmitting / receiving coil, 4 ... Static magnetic field control device, 5 ... Transmitter, 6 ... Receiver, 7 ... X-axis gradient magnetic field amplifier, 8 ... Y-axis gradient magnetic field amplifier, 9 ... Z-axis gradient magnetic field amplifier, 10 ... Sequencer, 11 ... Computer system, 12 ... Display unit, 1
3 ... Sleeper, 20 ... Gantry.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 FI 技術表示箇所 9219−2J G01N 24/08 Y ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification code Internal reference number FI technical display location 9219-2J G01N 24/08 Y
Claims (1)
を可変しながらマルチスライスのデータを収集する磁気
共鳴イメージング装置において、 位相エンコード方向の低周波成分は所望のコントラスト
に対応する所定の繰り返し時間で前記マルチスライスの
すべてのスライスについて収集し、 位相エンコード方向の高周波成分は前記所定の繰り返し
時間よりも短い繰り返し時間で前記マルチスライスの半
数のスライスについて収集し、収集できなかったデータ
は同一のスライスで収集したデータから推定することを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A magnetic resonance imaging apparatus for collecting multi-slice data while varying the repetition time according to the phase encode amount, wherein the low frequency component in the phase encode direction is at a predetermined repetition time corresponding to a desired contrast. Collected for all slices of the multi-slice, high-frequency components in the phase encoding direction are collected for half the slices of the multi-slice with a repetition time shorter than the predetermined repetition time, and data that could not be collected are collected for the same slice. A magnetic resonance imaging apparatus, which is estimated from the obtained data.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5042532A JPH06254062A (en) | 1993-03-03 | 1993-03-03 | Magnetic resonance imaging system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5042532A JPH06254062A (en) | 1993-03-03 | 1993-03-03 | Magnetic resonance imaging system |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH06254062A true JPH06254062A (en) | 1994-09-13 |
Family
ID=12638694
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5042532A Pending JPH06254062A (en) | 1993-03-03 | 1993-03-03 | Magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH06254062A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2016041243A (en) * | 2014-08-18 | 2016-03-31 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
-
1993
- 1993-03-03 JP JP5042532A patent/JPH06254062A/en active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2016041243A (en) * | 2014-08-18 | 2016-03-31 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US7030609B2 (en) | Split-blade data collection for propeller MRI | |
US6272369B1 (en) | Method for optimizing fat suppression using the chemical shift selective MR imaging technique | |
JP3866537B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
US7034532B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
CN1213694C (en) | Acquisition of segmented MRI cardiac data using EPI pulse sequence | |
US7550972B1 (en) | Method and apparatus for vibration-related artifact reduction | |
US6466014B1 (en) | Suppression of fat signals in MR water images produced in Dixon imaging | |
JP3342853B2 (en) | Magnetic resonance imaging device | |
US5766128A (en) | Respiratory motion compensation using segmented k-space magnetic resonance imaging | |
JPH04246327A (en) | Dynamic mr imaging method | |
JPH0277235A (en) | Magnetic resonance imaging method | |
US6075362A (en) | Dual contrast fast spin echo with alternating phase-encode | |
JPH05237067A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
US5420509A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
JP3419840B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
US7242190B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
JPH0578336B2 (en) | ||
JPH06254062A (en) | Magnetic resonance imaging system | |
US7339375B1 (en) | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning | |
JP3341914B2 (en) | MR apparatus and method of applying preparation pulse | |
JPH09238918A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
JP3515190B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
JP3247476B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
US6753683B2 (en) | System and method for generating spectra | |
JP2000175882A (en) | Mr imaging apparatus |