JPH0723929A - Mri device - Google Patents

Mri device

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JPH0723929A
JPH0723929A JP5174002A JP17400293A JPH0723929A JP H0723929 A JPH0723929 A JP H0723929A JP 5174002 A JP5174002 A JP 5174002A JP 17400293 A JP17400293 A JP 17400293A JP H0723929 A JPH0723929 A JP H0723929A
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JP
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magnetic field
frequency
echo signal
gradient magnetic
echo
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JP5174002A
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Koji Kajiyama
孝治 梶山
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Hitachi Medical Corp
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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

PURPOSE:To provide an image of a high resolution without causing deterioration of an S/N ratio by applying an inclined magnetic field in the frequency direction of a desired size and a different polarity immediately before each frequency encoding in such a way that timings of the frequency encoding and echo signal measuring are deflected from each other. CONSTITUTION:In an MRI device, after spinning of a testee is excited by a 90 deg. pulse, 180 deg. pulses are applied repeatedly to obtain echo signals, and phase encoding, of a different polarity, is applied with a different value for each 180 deg. pulse before and after frequency encoding for each echo signal. In this case, an inclined magnetic field of the same size and different polarity is applied immediately after every frequency encoding in such a way that timings of frequency encoding and echo signal measuring are deflected from each other. A time t1 at a center of the inclined magnetic field is set to be a center time in the frequency encode direction, setting a peak of the echo signal at the time t1 of the inclined magnetic field when its surface becomes similar to that of the inclined magnetic field, thereby asymmetric sampling is enabled.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、高速スピンエコー法の
改良に係り、空間分解能の向上をはかるMRI装置に関
する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an improvement of a high speed spin echo method, and more particularly to an MRI apparatus capable of improving spatial resolution.

【0002】[0002]

【従来の技術】MRI(磁気共鳴イメージング)装置
は、磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検査部位
における原子核スピン(以下、単にスピンと称す。)の
密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データ
から、被検体の断層画像を表示できるようになってい
る。
2. Description of the Related Art An MRI (magnetic resonance imaging) apparatus utilizes a magnetic resonance phenomenon to determine the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins (hereinafter simply referred to as "spins") at a desired inspection site in a subject. After the measurement, the tomographic image of the subject can be displayed from the measured data.

【0003】そして、このような断層画像が得られるM
RI装置は、電磁波あるいは傾斜磁場等を発生させるタ
イミングを予め設定したシーケンスに基づき、かつこの
シーケンスを数回繰返すことによって動作されるように
なっている。このシーケンスとしては種々のものが知ら
れており、このうち、断層画像情報が比較的速く得られ
るものとしていわゆる高速スピンエコー法が有効となっ
ている。
Then, M for obtaining such a tomographic image
The RI apparatus is operated based on a preset sequence of timing for generating an electromagnetic wave or a gradient magnetic field, and by repeating this sequence several times. Various sequences are known as this sequence, and among them, the so-called high-speed spin echo method is effective for obtaining the tomographic image information relatively quickly.

【0004】この高速スピンエコー法の特徴としては、
いわゆる位相方向傾斜磁場の大きさを順次変化させて一
のシーケンスを所定回繰返して動作させることにによっ
て断層画像情報を計測するものであって、該一のシーケ
ンスの動作によって少なくても2以上のエコー信号が得
られるようになっている。
The characteristics of this high-speed spin echo method are:
Tomographic image information is measured by sequentially changing the magnitude of a so-called phase direction gradient magnetic field and operating one sequence repeatedly a predetermined number of times, and at least two or more are performed by the operation of the one sequence. An echo signal is available.

【0005】図11に、従来の高速スピンエコー法の一
例を示している。同図において、その一回目の計測(第
1計測)では、まず、90゜パルス28によりスピンは
90゜に倒され、続いて180゜パルス29−1により
該スピンは180゜に倒され、位相エンコード傾斜磁場
32−1(その強度の大きさを8としている)の印加及
び周波数エンコード傾斜磁場(リードアウト磁場)の印
加によって第1エコーが得られるようになっている。そ
して、更に逆極性の位相エンコード傾斜磁場32−1’
(その強度の大きさを−8としている)を印加する。
FIG. 11 shows an example of a conventional fast spin echo method. In the figure, in the first measurement (first measurement), first, the 90 ° pulse 28 causes the spin to fall to 90 °, and then the 180 ° pulse 29-1 causes the spin to fall to 180 °. The first echo can be obtained by applying the encode gradient magnetic field 32-1 (its strength is set to 8) and the frequency encode gradient magnetic field (readout magnetic field). Then, the phase-encoding gradient magnetic field 32-1 ′ having the opposite polarity
(The magnitude of the intensity is set to -8) is applied.

【0006】そして、第2番目の180゜パルス29−
2の印加及び周波数エンコード傾斜磁場の印加によっ
て、スピンは反転し、位相エンコード傾斜磁場32−2
(その強度の大きさを6としている)の印加によって第
2エコーが得られるようになっている。そして、更に逆
極性の位相エンコード傾斜磁場32−2’(その強度の
大きさを−6としている)を印加する。
The second 180 ° pulse 29-
2 is applied and the frequency encode gradient magnetic field is applied, the spins are inverted, and the phase encode gradient magnetic field 32-2.
The second echo is obtained by applying (the magnitude of the intensity is 6). Then, a phase-encoding gradient magnetic field 32-2 'having an opposite polarity (its magnitude is set to -6) is applied.

【0007】その後も同様で、180゜パルス29−3
の印加、位相エンコード傾斜磁場32−3及び32−
3’(その強度の大きさを4、−4)の印加及び周波数
エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第3エコー
が得られるようになっていて、180゜パルス29−4
の印加、位相エンコード傾斜磁場32−4及び32−
4’(その強度の大きさを順次2、−2)の印加及び周
波数エンコード傾斜磁場の印加によってそれぞれ第4エ
コーが得られるようになっている。ここで、順次得られ
る第1エコーないし第4エコーの各断層画像情報は、K
空間上のメモリの各エコーの対応する位相方向傾斜磁場
の大きさ(8、6、4、2)に相当するKy(位相方
向)におけるKx(周波数方向)方向に沿って格納され
ることになる。
After that, the same applies, and the 180 ° pulse 29-3
Application, phase encoding gradient magnetic fields 32-3 and 32-
The third echo is obtained by applying 3 '(the magnitude of the intensity is 4, -4) and the frequency encoding gradient magnetic field, and the 180 ° pulse 29-4 is used.
Application, phase encoding gradient magnetic fields 32-4 and 32-
The fourth echo is obtained by applying 4 '(the magnitude of the intensity is sequentially 2, -2) and the frequency encoding gradient magnetic field. Here, the respective pieces of tomographic image information of the first echo to the fourth echo that are sequentially obtained are K
Storing along the K x (frequency direction) direction in K y (phase direction) corresponding to the magnitude (8, 6, 4, 2) of the corresponding phase direction gradient magnetic field of each echo of the spatial memory. become.

【0008】以上の図11のシーケンスで従来のマルチ
スピンエコー法と異なる点は、周波数エンコードの前後
に互いに逆極性となる位相エンコード傾斜磁場を印加し
ていることである。これによって、それぞれのエコーに
独立して別々の位相エンコードをできるようにしてい
る。更に、90゜パルス印加後の周波数エンコード方向
の傾斜磁場33(面積S)に対して、180゜パルス印
加後の周波数エンコード方向の傾斜磁場34−1、34
−2、…は、面積(時間×大きさ)が2倍(面積2S)
に設定してある。これによって、周波数エンコード(3
4−1、34−2、…)とエコー信号(24、25、
…)計測タイミングとの同期(34−1の中央時間位置
1にエコー24のピーク値が出現すること)がはから
れる。
The above-described sequence of FIG. 11 differs from the conventional multi-spin echo method in that phase encoding gradient magnetic fields having opposite polarities are applied before and after frequency encoding. This makes it possible to perform separate phase encoding for each echo independently. Further, with respect to the gradient magnetic field 33 (area S) in the frequency encoding direction after applying the 90 ° pulse, the gradient magnetic fields 34-1, 34 in the frequency encoding direction after applying the 180 ° pulse.
-2, ... has twice the area (time x size) (area 2S)
Is set to. This allows frequency encoding (3
4-1, 34-2, ...) And echo signals (24, 25,
() The synchronization with the measurement timing (the peak value of the echo 24 appears at the central time position t 1 of 34-1) is provided.

【0009】尚、ここで、第1計測目における位相方向
傾斜磁場の強さの変化を図12に示している。また、第
2計測目〜第4計測目における位相方向傾斜磁場の強さ
の変化も同図に示している。このように二回目の計測
(第2計測)、三回目の計測(第3計測)、四回目の計
測(第4計測)が順次行われ、各計測のそれぞれによっ
て得られた第1エコーないし第4エコーの断層画像情報
は、前記K空間上のメモリに格納されることになる。こ
のK空間メモリを図13に示す。横軸は周波数エンコー
ド軸Kx、縦軸は位相エンコード軸Kyを示す。
Here, FIG. 12 shows the change in the strength of the phase-direction gradient magnetic field at the first measurement. Also, changes in the strength of the phase-direction gradient magnetic field in the second measurement to the fourth measurement are shown in the same figure. In this way, the second measurement (second measurement), the third measurement (third measurement), and the fourth measurement (fourth measurement) are sequentially performed, and the first echo or the first echo obtained by each measurement The four-echo tomographic image information is stored in the memory on the K space. This K-space memory is shown in FIG. The horizontal axis represents the frequency encode axis K x , and the vertical axis represents the phase encode axis K y .

【0010】ここで、位相方向Ky方向を分かりやすく
+1、−1、0等の整数値(図12)で表してきたが、
実際の傾斜磁場強度の大きさは、Ky方向に1つずれた
所は、スピンが撮像領域(F.O.V)の両端で1回転
するような位相方向の傾斜磁場を感じさせる。式にする
Here, the phase direction K y direction has been represented by integer values such as +1, -1, 0 (FIG. 12) for easy understanding.
When the magnitude of the actual gradient magnetic field strength is shifted by one in the K y direction, a gradient magnetic field in the phase direction is felt such that the spin makes one rotation at both ends of the imaging region (FOV). When it becomes an expression

【数1】 となる。ここで、γは磁気回転比、Gpnはn番目の位相
方向の傾斜磁場強度、tnはn番目の位相方向傾斜磁場
の印加時間、nは、目的のエコー信号のエコー信号を計
測するまでの位相方向に印加する傾斜磁場の個数、
(F.O.V)は、撮像領域の一辺の長さとする。同様
にK空間上で中心からm番目のデータは、
[Equation 1] Becomes Here, γ is the gyromagnetic ratio, G pn is the gradient magnetic field strength in the nth phase direction, t n is the application time of the nth phase direction gradient magnetic field, and n is until the echo signal of the target echo signal is measured. The number of gradient magnetic fields applied in the phase direction of
(FOV) is the length of one side of the imaging region. Similarly, the mth data from the center in K space is

【数2】 が成立するように、位相方向の傾斜磁場強度、印加時間
を決定するものとする。
[Equation 2] The gradient magnetic field strength in the phase direction and the application time are determined so that

【0011】[0011]

【発明が解決しようとする課題】次に空間分解能の高い
画像を得るためには周波数方向に高い分解能にするやり
方がある。周波数方向に分解能を高くするためには、サ
ンプリング点数を増やさなければならない。つまり、図
11の周波数方向の傾斜磁場33、34−1、34−
2、…の各印加時間を延長しなければならない。印加時
間を延長することにより、該一のパルスシーケンスの時
間が延長してしまう。また、90゜パルス28からエコ
ー信号が得られるまでの時間である。エコー時間も延長
してしまう欠点を持つ。更に、エコー時間が延長するた
め、S/Nも低下してしまう。
Next, in order to obtain an image with a high spatial resolution, there is a method of increasing the resolution in the frequency direction. To increase the resolution in the frequency direction, the number of sampling points must be increased. That is, the gradient magnetic fields 33, 34-1, 34- in the frequency direction of FIG.
Each application time of 2, ... Must be extended. By extending the application time, the time of the one pulse sequence is extended. In addition, it is the time from the 90 ° pulse 28 until the echo signal is obtained. It has the drawback of extending the echo time. Furthermore, since the echo time is extended, the S / N is also reduced.

【0012】それ故、本発明の目的は、高速で撮像が行
える高速スピンエコー法で一パルスシーケンス時間の延
長、エコー時間の延長によるS/Nの低下なしで空間分
解能の高い画像を得ることを可能にする、MRI装置を
提供することにある。
Therefore, an object of the present invention is to obtain an image with a high spatial resolution by the high-speed spin echo method capable of high-speed imaging without extending the pulse sequence time and reducing the S / N due to the extension of the echo time. It is to provide an MRI apparatus that enables the above.

【0013】[0013]

【課題を解決するための手段】本発明は、90゜パルス
で被検体のスピンを励起した後180゜パルスを繰返し
かけ周波数エンコードに同期してエコー信号を得ると共
に、各エコー信号毎にそのリードアウトとなる周波数エ
ンコードの前後に、互いに極性が異なり且つ180゜パ
ルス毎に値を異にする位相エンコードを付加したMRI
装置において、周波数エンコードとエコー信号計測のタ
イミングとがずれるように、上記各周波数エンコードの
直前(又は直後)に、任意の大きさで極性の異なる周波
数方向の傾斜磁場を付加するようにしたMRI装置を提
供する。
According to the present invention, a spin of a subject is excited with a 90 ° pulse and then a 180 ° pulse is repeatedly applied to obtain an echo signal in synchronization with frequency encoding, and the read signal is read for each echo signal. MRI with phase encoding added before and after frequency encoding that is out and having different polarities and different values for each 180 ° pulse.
In the apparatus, an MRI apparatus in which a gradient magnetic field having an arbitrary magnitude and different polarity is added immediately before (or immediately after) each frequency encoding so that the timing of frequency encoding and the timing of echo signal measurement are deviated. I will provide a.

【0014】更に本発明は、90゜パルスで被検体のス
ピンを励起した後180゜パルスを繰返しかけ周波数エ
ンコードに同期してエコー信号を得ると共に、各エコー
信号毎にそのリードアウトとなる周波数エンコードの前
後に、互いに極性が異なり且つ180゜パルス毎に値を
異にする位相エンコードを付加したMRI装置におい
て、周波数エンコードとエコー信号計測のタイミングと
が位相エンコードの値によってずれるように、上記各周
波数エンコードの直前又は直後に、任意の大きさで極性
の異なる周波数方向の傾斜磁場を付加するようにしたM
RI装置を提供する。
Further, according to the present invention, a spin of a subject is excited by a 90 ° pulse, and then a 180 ° pulse is repeatedly applied to obtain an echo signal in synchronization with the frequency encoding, and a frequency encoding which becomes the readout for each echo signal is obtained. In the MRI apparatus in which the phase encodes having different polarities and different values every 180 ° pulse are added before and after, the frequency encoding and the echo signal measurement timing are shifted according to the value of the phase encoding. Immediately before or after the encoding, a gradient magnetic field of arbitrary magnitude and different polarity in the frequency direction is added.
An RI device is provided.

【0015】更に本発明は、上記エコー信号を格納する
と共に、前記ずれて非対称となったメモリ領域に、エコ
ー信号計測のタイミングとなる中心座標のデータ値より
も小さな固定データ値が埋め込まれたK空間メモリと、
該K空間メモリ内のデータから画像再構成を行う手段
と、を設けてなるMRI装置を提供する。
Further, according to the present invention, the echo signal is stored, and a fixed data value smaller than the data value of the central coordinate which becomes the timing of echo signal measurement is embedded in the shifted and asymmetrical memory area. Spatial memory,
A means for performing image reconstruction from the data in the K space memory is provided.

【0016】更に本発明は、上記固定データ値は0とし
たMRI装置を提供する。
The present invention further provides an MRI apparatus in which the fixed data value is 0.

【0017】[0017]

【作用】このように構成されたMRI装置によれば、一
のパルスシーケンスの時間延長、エコー時間延長による
S/Nの低下なしで、高い空間分解能の画像が得られる
ため、詳細な断層画像を高速に提供することができる。
According to the MRI apparatus configured as described above, a high spatial resolution image can be obtained without a decrease in S / N due to the time extension of one pulse sequence and the echo time extension, so that a detailed tomographic image can be obtained. It can be provided at high speed.

【0018】[0018]

【実施例】以下、本発明の一実施例を図4により説明す
る。図4は本発明を適用したMRI装置を示す全体構成
のブロック説明図である。
DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. FIG. 4 is a block diagram of the overall configuration showing the MRI apparatus to which the present invention is applied.

【0019】本発明を適用したMRI装置を図4により
説明する。このMRI装置は、大別すると、中央処理装
置(CPU)1と、シーケンサ2と、送信系3と、静磁
場発生磁石4と、受信系5と、信号処理系6とを備えて
構成する。
An MRI apparatus to which the present invention is applied will be described with reference to FIG. This MRI apparatus roughly includes a central processing unit (CPU) 1, a sequencer 2, a transmission system 3, a static magnetic field generating magnet 4, a reception system 5, and a signal processing system 6.

【0020】中央処理装置(CPU)1は、予め定めら
れたプログラムに従ってシーケンサ2、送信系3、受信
系5、信号処理系6の各々を制御するものである。シー
ケンサ2は、中央処理装置1からの制御指令に基づいて
動作し、被検体7の断層画像のデータ収集に必要な種々
の命令を送信系3、静磁場発生磁石4の傾斜磁場発生系
21、受信系5に送るようにしている。
The central processing unit (CPU) 1 controls each of the sequencer 2, the transmission system 3, the reception system 5, and the signal processing system 6 according to a predetermined program. The sequencer 2 operates based on a control command from the central processing unit 1 and transmits various commands necessary for collecting data of a tomographic image of the subject 7, a transmission system 3, a gradient magnetic field generation system 21 of a static magnetic field generation magnet 4, It is sent to the receiving system 5.

【0021】送信系3は、高周波発信器8と変調器9と
高周波コイルとしての照射コイル11を有し、シーケン
サ2の指令により高周波発信器8からの高周波パルスを
変調器9で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器10を介して増幅して照射コイル11
に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検
体7に照射するようにしている。
The transmission system 3 has a high frequency oscillator 8, a modulator 9 and an irradiation coil 11 as a high frequency coil, and a modulator 9 amplitude-modulates a high frequency pulse from the high frequency oscillator 8 according to a command from the sequencer 2. The amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified through the high-frequency amplifier 10 and the irradiation coil 11
Is supplied to the subject 7 to irradiate the subject 7 with a predetermined pulsed electromagnetic wave.

【0022】静磁場発生磁石4は、被検体7の回りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル11の
他、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル13と、受信
系5の受信コイル14が設置されている。傾斜磁場発生
系21は互いに直交するデカルト座標軸方向にそれぞれ
独立に傾斜磁場を印加できる構成を有す傾斜磁場コイル
13と傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源1
2と、傾斜磁場電源21を制御するシーケンサ2により
構成する。
The static magnetic field generating magnet 4 is for generating a uniform static magnetic field around the subject 7 in an arbitrary direction. Inside the static magnetic field generating magnet, in addition to the irradiation coil 11, a gradient magnetic field coil 13 for generating a gradient magnetic field and a receiving coil 14 of the receiving system 5 are installed. The gradient magnetic field generation system 21 has a configuration capable of independently applying a gradient magnetic field in Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other, and a gradient magnetic field power supply 1 for supplying a current to the gradient magnetic field coil 13.
2 and a sequencer 2 that controls the gradient magnetic field power supply 21.

【0023】受信系5は、高周波コイルとしての受信コ
イル14と該受信コイル14に接続された増幅器15と
直交位相検波器16とA/D変換器17と有し、被検体
7からのNMR信号を受信コイル14が検出すると、そ
の信号を増幅器15、直交位相検波器16、A/D変換
器17を介しディジタル量に変換すると共に、シーケン
サ2からの指令によるタイミングで直交位相検波器16
によってサンプリングされた二系列の収集データに変換
して中央処理装置1に送るようにしている。
The receiving system 5 has a receiving coil 14 as a high frequency coil, an amplifier 15 connected to the receiving coil 14, a quadrature detector 16 and an A / D converter 17, and an NMR signal from the subject 7 is received. When the receiving coil 14 detects the signal, the signal is converted into a digital amount through the amplifier 15, the quadrature detector 16, and the A / D converter 17, and the quadrature detector 16 is supplied at the timing instructed by the sequencer 2.
The data is converted into two series of collected data sampled by and sent to the central processing unit 1.

【0024】信号処理系6は、磁気ディスク20、光デ
ィスク19等の外部記憶装置と、CRT等からなるディ
スプレイ18とを有し、受信系5からのデータが中央処
理装置1に入力されると、該中央処理装置1が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体7
の所望の断面像をディスプレイ18に表示すると共に、
外部記憶装置の磁気ディスク20等に記録する。
The signal processing system 6 has an external storage device such as a magnetic disk 20 and an optical disk 19 and a display 18 such as a CRT. When the data from the receiving system 5 is input to the central processing unit 1, The central processing unit 1 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and the subject 7
While displaying the desired cross-sectional image of
The data is recorded on the magnetic disk 20 or the like of the external storage device.

【0025】本発明の一実施例を図1、図2、図3を用
いて説明する。図1は、本発明の一実施例の模式的パル
スシーケンス図を示す。図2は、本発明の一実施例の第
2エコー信号計測までの周波数方向傾斜磁場、信号読み
取りタイミングの説明図である。図3は、本発明の一実
施例の生データの並び順、及びK空間の説明図である。
図1において、高周波磁場である90゜パルス28、1
80゜パルス29、スライス方向傾斜磁場30、位相方
向傾斜磁場32は、従来の高速スピンエコー法と同一の
印加タイミング、印加強度、印加時間とした。
An embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1, 2 and 3. FIG. 1 shows a schematic pulse sequence diagram of an embodiment of the present invention. FIG. 2 is an explanatory diagram of the gradient magnetic field in the frequency direction up to the measurement of the second echo signal and the signal reading timing according to the embodiment of the present invention. FIG. 3 is an explanatory diagram of an arrangement order of raw data and a K space according to an embodiment of the present invention.
In FIG. 1, 90 ° pulse 28, 1 which is a high frequency magnetic field
The 80 ° pulse 29, slice-direction gradient magnetic field 30, and phase-direction gradient magnetic field 32 had the same application timing, application intensity, and application time as in the conventional high-speed spin echo method.

【0026】従来の高速スピンエコー法と異なる点は、
リードアウト用の周波数方向傾斜磁場の印加の仕方であ
る。本実施例では、周波数方向に分解能の高い画像を得
ることを目的とし、そのためにはサンプリング時間を延
長しなければならないがその延長を少なくするために非
対称サンプリング法を組合せることとした。そこで、周
波数エンコードとエコー信号計測のタイミングとがずれ
るように、各周波数エンコードの直後に同じ大きさ(一
般的にはこの大きさとは任意の大きさでよい)で極性の
異なる周波数方向の傾斜磁場A、Bを印加するようにし
た。これによって、傾斜磁場34は(2S+A)の大き
さとなり、その中心の時間t2が周波数エンコード方向
の中心時刻となる。一方、エコー信号のピークは傾斜磁
場33と同じ面積Sとなった時の傾斜磁場34の時点t
1で生ずる。Aを加えた分だけ中心時刻t2がt1よりも
後方となり、t1とt2との時刻のずれが生ずる。即ち、
非対称サンプリングが可能となる。かかるt1とt2を中
心とする拡大図を図2に示す。t2がAを加えたことに
よる見かけ上の中心時刻、t1がピーク値が現れる実質
上の中心時刻となる。時刻t1でエコー信号の読み取り
を行う。
The difference from the conventional fast spin echo method is that
This is a method of applying a gradient magnetic field in the frequency direction for readout. In the present embodiment, the purpose is to obtain an image with high resolution in the frequency direction. For that purpose, the sampling time must be extended, but in order to reduce the extension, the asymmetric sampling method is combined. Therefore, the gradient magnetic field in the frequency direction having the same magnitude (generally, any magnitude may be used) immediately after each frequency encode and having different polarities is provided so that the timing of frequency encoding and the timing of echo signal measurement are deviated. A and B were applied. As a result, the gradient magnetic field 34 has a magnitude of (2S + A), and its central time t 2 becomes the central time in the frequency encoding direction. On the other hand, the peak of the echo signal is at the time t of the gradient magnetic field 34 when the area S is the same as that of the gradient magnetic field 33.
It occurs in 1 . The central time t 2 is behind t 1 by the amount of A added, and a time difference between t 1 and t 2 occurs. That is,
Asymmetric sampling is possible. FIG. 2 shows an enlarged view centering on t 1 and t 2 . t 2 is the apparent central time due to the addition of A, and t 1 is the actual central time at which the peak value appears. The echo signal is read at time t 1 .

【0027】同様に第2、3、4エコーのリードアウト
傾斜磁場34と周波数方向傾斜磁場35−2、35−
3、35−4を印加してエコー信号の計測を行う。
Similarly, the readout gradient magnetic field 34 of the second, third and fourth echoes and the frequency direction gradient magnetic fields 35-2, 35-.
3, 35-4 are applied and an echo signal is measured.

【0028】尚、磁場の面積とは(磁場の大きさ×印加
時刻)であり、図1、図2では磁場の大きさを同じ大き
さとしているため、面積の大小は印加時刻の幅で定ま
る。しかし、磁場の大きさを同一でない例も当然に含め
て考えてよい。
The area of the magnetic field is (magnitude of magnetic field × applied time). Since the magnitude of magnetic field is the same in FIGS. 1 and 2, the size of the area is determined by the width of the applied time. . However, it is of course possible to include an example in which the magnitudes of the magnetic fields are not the same.

【0029】図3は、図1のシーケンスで計測したエコ
ー信号を格納する生データ用にK空間メモリの様子を示
す。図3(a)がその様子を示している。この図からわ
かるように、Ky座標軸に対して左側のKx成分の領域が
小さく、右側のKx成分の領域が大きくなり、いわゆる
y軸に対して非対称なデータ構成となっている。そこ
で、図3(b)に示すように、Ky軸に対して左右対称
になるように未計測領域37に0を埋め込むこととし
た。これによって正規の対称形のK空間メモリとなり、
これに2次元フーリエ変換等を施すことで画像再構成等
の処理を行い、断層画像を得る。
FIG. 3 shows a state of a K space memory for raw data for storing echo signals measured in the sequence of FIG. FIG. 3 (a) shows this state. As can be seen from this figure, the area of the K x component on the left side with respect to the K y coordinate axis is small and the area of the K x component on the right side is large, and the data structure is asymmetric with respect to the so-called K y axis. Therefore, as shown in FIG. 3B, 0 is embedded in the unmeasured area 37 so as to be symmetrical with respect to the K y axis. This creates a regular symmetric K-space memory,
By performing a two-dimensional Fourier transform or the like on this, processing such as image reconstruction is performed and a tomographic image is obtained.

【0030】本発明の他の実施例を図5、図6に示す。
図5は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンスの周
波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図である。図
6は、本発明の他の一実施例の生データの並び順、及び
K空間の説明図である。図2の本発明の一実施例の周波
数方向傾斜磁場35をリードアウト傾斜磁場34の直前
に印加するようにした。これにより、エコー信号24、
25は、信号読み取りタイミングの時間36の中心よ
り、後方に移動できる。同様に第2、3、4エコー信号
25、26、27も計測する。これらの計測データは、
図6(a)に示すように、Ky=0の位置が計測データ
のKx方向の中心より、後方に移動させる。これを図6
(b)のようなKx方向に対称なメモリに代入し、計測
データの対称となっていない領域、つまり、未計測領域
37に0を詰め、対称とさせる。これらのデータを2次
元フーリエ変換等の画像再構成等の処理を行い断層画像
を得る。
Another embodiment of the present invention is shown in FIGS.
FIG. 5 is an explanatory diagram of the application timing of the frequency direction gradient magnetic field of the pulse sequence of another embodiment of the present invention. FIG. 6 is an explanatory diagram of the arrangement order of raw data and the K space according to another embodiment of the present invention. The frequency direction gradient magnetic field 35 of the embodiment of the present invention shown in FIG. 2 is applied immediately before the readout gradient magnetic field 34. This allows the echo signal 24,
25 can be moved backward from the center of time 36 of signal reading timing. Similarly, the second, third and fourth echo signals 25, 26 and 27 are also measured. These measurement data are
As shown in FIG. 6A, the position of K y = 0 is moved backward from the center of the measurement data in the K x direction. This is shown in FIG.
Substituting into a memory symmetrical in the K x direction as shown in (b), 0 is filled in a region where the measured data is not symmetrical, that is, the unmeasured region 37, to make it symmetrical. These data are subjected to processing such as image reconstruction such as two-dimensional Fourier transform to obtain a tomographic image.

【0031】本発明の他の一実施例を図7、図8に示
す。図7は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図8は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びK空間の説明図である。図7の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場35とリードアウト傾斜磁
場34と信号読み取りタイミング36との時間関係は、
第1エコー及びその後の奇数エコーは、図5に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第2エコー及びそ
の後の偶数エコー信号は、図2に示した本発明の一実施
例の時間関係とする。これにより、第1エコー信号24
及び及びその後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間36の中心より、後方に移動でき、第2エ
コー信号25及び及びその後の偶数エコーは、信号読み
取りタイミングの時間36の中心より、前方に移動でき
る。これらの計測データは、図8(a)に示すように、
y=0の位置が計測データのKx方向の中心より、奇数
エコー信号では後方に移動でき、偶数エコー信号では前
方に移動できる。これを図6(b)のようなKx方向に
対称なメモリに代入し、計測データの対称となっていな
い領域、つまり、未計測領域37に0を詰め、対称とさ
せる。これらのデータを2次元フーリエ変換等の画像再
構成等の処理を行い断層画像を得る。
Another embodiment of the present invention is shown in FIGS. FIG. 7 is an explanatory diagram of the application timing of the gradient magnetic field in the frequency direction of the pulse sequence according to another embodiment of the present invention. FIG. 8 is an explanatory diagram of a raw data arrangement order and a K space according to another embodiment of the present invention. The time relationship between the frequency direction gradient magnetic field 35, the readout gradient magnetic field 34, and the signal reading timing 36 of another embodiment of the present invention shown in FIG.
The first echo and the subsequent odd echo have the time relationship of the other embodiment of the present invention shown in FIG. 5, and the second echo and the subsequent even echo signal are the one embodiment of the present invention shown in FIG. And the time relationship. As a result, the first echo signal 24
The and / or subsequent odd echo signals can be moved rearward from the center of the signal read timing time 36, and the second echo signal 25 and the subsequent even echo signals can be moved forward from the center of the signal read timing time 36. it can. These measurement data are, as shown in FIG.
The position of K y = 0 can be moved backward from the center of the measurement data in the K x direction with the odd echo signal and can be moved forward with the even echo signal. This is substituted into a memory symmetrical with respect to the K x direction as shown in FIG. 6B, and the region where the measured data is not symmetrical, that is, the unmeasured region 37 is filled with 0 to make it symmetrical. These data are subjected to processing such as image reconstruction such as two-dimensional Fourier transform to obtain a tomographic image.

【0032】本発明の他の一実施例を図9、図10に示
す。図9は、本発明の他の一実施例のパルスシーケンス
の周波数方向傾斜磁場の印加タイミングの説明図であ
る。図10は、本発明の他の一実施例の生データの並び
順、及びK空間の説明図である。図9の本発明の他の一
実施例の周波数方向傾斜磁場35とリードアウト傾斜磁
場34と信号読み取りタイミング36との時間関係は、
第1エコー及びその後の奇数エコーは、図2に示した本
発明の他の一実施例の時間関係とし、第2エコー及びそ
の後の偶数エコーは、図2に示した一実施例の時間関係
とする。これにより、第1エコー信号24及び及びその
後の奇数エコー信号は、信号読み取りタイミングの時間
36の中心より、前方に移動でき、第2エコー信号25
及び及びその後の偶数エコー信号は、信号読み取りタイ
ミングの時間36の中心より、後方に移動できる。これ
らの計測データは、図10(a)に示すように、Ky
0の位置が計測データのKx方向の中心より、奇数エコ
ー信号では前方に移動でき、偶数エコー信号では後方に
移動できる。これを図6(b)のようなKx方向に対称
なメモリに代入し、計測データの対称となっていない領
域、つまり、未計測領域37に0を詰め、対称とさせ
る。これらのデータを2次元フーリエ変換等の画像再構
成等の処理を行い断層画像を得る。
Another embodiment of the present invention is shown in FIGS. FIG. 9 is an explanatory diagram of the application timing of the gradient magnetic field in the frequency direction of the pulse sequence according to another embodiment of the present invention. FIG. 10 is an explanatory diagram of the arrangement order of raw data and the K space according to another embodiment of the present invention. The time relationship between the frequency direction gradient magnetic field 35, the readout gradient magnetic field 34, and the signal reading timing 36 in another embodiment of the present invention shown in FIG.
The first echo and the subsequent odd echo have the time relationship of the other embodiment of the present invention shown in FIG. 2, and the second echo and the subsequent even echo have the time relationship of the one embodiment shown in FIG. To do. As a result, the first echo signal 24 and the subsequent odd echo signals can be moved forward from the center of the signal reading timing time 36, and the second echo signal 25
The and / or subsequent even echo signal can move backward from the center of the time 36 of the signal reading timing. As shown in FIG. 10A, these measurement data have K y =
The position of 0 can be moved forward with the odd echo signal and can be moved backward with the even echo signal from the center of the measurement data in the K x direction. This is substituted into a memory symmetrical with respect to the K x direction as shown in FIG. 6B, and the region where the measured data is not symmetrical, that is, the unmeasured region 37 is filled with 0 to make it symmetrical. These data are subjected to processing such as image reconstruction such as two-dimensional Fourier transform to obtain a tomographic image.

【0033】以上の説明は、計測エコー数4で示した
が、他の計測エコー数でも同様に行えることは、云うま
でもない。更に、K空間上Kx−Ky平面のエコー信号の
配置は、本発明では特に規定しない。また、未計測領域
37には0を埋め込むとしたが、0以外の固定データを
埋め込むようにしてもよい。考え方としては、ピーク値
よりも低い値であれば、固定データは任意でよい。しか
し、0埋め込みが簡単な処理でよく(0クリアすればす
む)、精度上も問題ないため、実用的である。
Although the above description has been given with the number of measured echoes being 4, it is needless to say that the same can be done with other numbers of measured echoes. Furthermore, the arrangement of the K space on the K x -K y plane of the echo signal is not particularly specified in the present invention. Although 0 is embedded in the unmeasured area 37, fixed data other than 0 may be embedded. As a concept, the fixed data may be arbitrary as long as it is a value lower than the peak value. However, the process of embedding 0 is sufficient (it is only necessary to clear 0), and there is no problem in accuracy, so that it is practical.

【0034】更に、高速スピンエコー法には、マルチ−
ショット・レア法(multi−shot RARE
法)やツウ・コントラスト・レア法(Two cont
rast RARE法)等があるが、これらに限定され
ず、すべての高速スピンエコー法に適用できる。
Furthermore, in the high speed spin echo method, multi-
Shot-rare method (multi-shot RARE)
Method) and two contrast rare method (Two cont
Last RARE method) and the like, but not limited to these, and can be applied to all fast spin echo methods.

【0035】[0035]

【発明の効果】本発明によれば、一のパルスシーケンス
の時間延長、エコー時間延長によるS/Nの低下なし
で、高い空間分解能の画像が得られるため、詳細な断層
画像を高速に提供でき、スループットが高く、さらに詳
細な断層画像情報を提供できる効果がある。
According to the present invention, since a high spatial resolution image can be obtained without a decrease in S / N due to the time extension of one pulse sequence and the echo time extension, a detailed tomographic image can be provided at high speed. In addition, the throughput is high, and more detailed tomographic image information can be provided.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】本発明の実施例のパルスシーケンスの模式的説
明図である。
FIG. 1 is a schematic explanatory diagram of a pulse sequence according to an embodiment of the present invention.

【図2】本発明の実施例の周波数方向傾斜磁場の印加タ
イミングの説明図である。
FIG. 2 is an explanatory diagram of an application timing of a frequency direction gradient magnetic field according to the embodiment of the present invention.

【図3】本発明の実施例の生データの並び順、及びK空
間の説明図である。
FIG. 3 is an explanatory diagram of an arrangement order of raw data and a K space according to the embodiment of this invention.

【図4】本発明を適用したMRI装置を示す全体構成の
ブロック説明図である。
FIG. 4 is a block diagram of the overall configuration showing an MRI apparatus to which the present invention is applied.

【図5】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
FIG. 5 is an explanatory diagram of application timing of a frequency direction gradient magnetic field according to another embodiment of the present invention.

【図6】本発明の他の実施例の生データの並び順、及び
K空間の説明図である。
FIG. 6 is an explanatory diagram of an arrangement order of raw data and a K space according to another embodiment of the present invention.

【図7】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
FIG. 7 is an explanatory diagram of application timing of a frequency direction gradient magnetic field according to another embodiment of the present invention.

【図8】本発明の他の実施例の生データの並び順、及び
K空間の説明図である。
FIG. 8 is an explanatory diagram of an arrangement order of raw data and a K space according to another embodiment of the present invention.

【図9】本発明の他の実施例の周波数方向傾斜磁場の印
加タイミングの説明図である。
FIG. 9 is an explanatory diagram of application timing of a frequency direction gradient magnetic field according to another embodiment of the present invention.

【図10】本発明の他の実施例の生データの並び順、及
びK空間の説明図である。
FIG. 10 is an explanatory diagram of an arrangement order of raw data and a K space according to another embodiment of the present invention.

【図11】従来の技術の高速スピンエコー法のパルスシ
ーケンスの模式的説明図である。
FIG. 11 is a schematic explanatory diagram of a pulse sequence of a conventional high-speed spin echo method.

【図12】従来の技術の高速スピンエコー法の位相方向
傾斜磁場の印加パターンの説明図である。
FIG. 12 is an explanatory diagram of an application pattern of a phase direction gradient magnetic field in a conventional fast spin echo method.

【図13】従来の技術の高速スピンエコー法の生データ
の並び順の模式的説明図である。
FIG. 13 is a schematic explanatory diagram of an arrangement order of raw data in a conventional fast spin echo method.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

2 シーケンサ 7 被検体 8 高周波発信器 12 傾斜磁場電源 13 傾斜磁場コイル 21 傾斜磁場発生系 24 第1エコー信号 25 第2エコー信号 26 第3エコー信号 27 第4エコー信号 2 sequencer 7 subject 8 high-frequency oscillator 12 gradient magnetic field power supply 13 gradient magnetic field coil 21 gradient magnetic field generation system 24 first echo signal 25 second echo signal 26 third echo signal 27 fourth echo signal

Claims (4)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】 90゜パルスで被検体のスピンを励起し
た後180゜パルスを繰返しかけ周波数エンコードに同
期してエコー信号を得ると共に、各エコー信号毎にその
リードアウトとなる周波数エンコードの前後に、互いに
極性が異なり且つ180゜パルス毎に値を異にする位相
エンコードを付加したMRI装置において、周波数エン
コードとエコー信号計測のタイミングとがずれるよう
に、上記各周波数エンコードの直前(又は直後)に、任
意の大きさで極性の異なる周波数方向の傾斜磁場を付加
するようにしたMRI装置。
1. An excitation signal is excited by a 90 ° pulse and then a 180 ° pulse is repeatedly applied to obtain an echo signal in synchronism with the frequency encoding. In an MRI apparatus to which phase encoding having different polarities and different values for every 180 ° pulse is added, just before (or immediately after) each frequency encoding so that the timings of frequency encoding and echo signal measurement are deviated. , An MRI apparatus adapted to apply a gradient magnetic field of arbitrary magnitude and different polarity in the frequency direction.
【請求項2】 90゜パルスで被検体のスピンを励起し
た後180゜パルスを繰返しかけ周波数エンコードに同
期してエコー信号を得ると共に、各エコー信号毎にその
リードアウトとなる周波数エンコードの前後に、互いに
極性が異なり且つ180゜パルス毎に値を異にする位相
エンコードを付加したMRI装置において、周波数エン
コードとエコー信号計測のタイミングとが位相エンコー
ドの値によってずれるように、上記各周波数エンコード
の直前又は直後に、任意の大きさで極性の異なる周波数
方向の傾斜磁場を付加するようにしたMRI装置。
2. An excitation signal is excited by a 90 ° pulse and then a 180 ° pulse is repeatedly applied to obtain an echo signal in synchronism with the frequency encoding, and before and after the frequency encoding which is the readout for each echo signal. In an MRI apparatus to which phase encoding having different polarities and different values every 180 ° pulse is added, just before each frequency encoding so that the timing of frequency encoding and echo signal measurement may be deviated by the value of phase encoding. Or, immediately after that, an MRI apparatus in which a gradient magnetic field having an arbitrary magnitude and different polarity in the frequency direction is applied.
【請求項3】 請求項1又は2のMRI装置において、
上記エコー信号を格納すると共に、前記ずれて非対称と
なったメモリ領域に、エコー信号計測のタイミングとな
る中心座標のデータ値よりも小さな固定データ値が埋め
込まれたK空間メモリと、該K空間メモリ内のデータか
ら画像再構成を行う手段と、を設けてなるMRI装置。
3. The MRI apparatus according to claim 1 or 2,
A K space memory that stores the echo signal, and a fixed data value that is smaller than the data value of the center coordinate that becomes the timing of echo signal measurement is embedded in the shifted and asymmetric memory area, and the K space memory. And a means for reconstructing an image from the data in the MRI apparatus.
【請求項4】 請求項3において、上記固定データ値は
0としたMRI装置。
4. The MRI apparatus according to claim 3, wherein the fixed data value is 0.
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