JPH08191814A - Signal collection method of magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
Signal collection method of magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging apparatusInfo
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- JPH08191814A JPH08191814A JP7005925A JP592595A JPH08191814A JP H08191814 A JPH08191814 A JP H08191814A JP 7005925 A JP7005925 A JP 7005925A JP 592595 A JP592595 A JP 592595A JP H08191814 A JPH08191814 A JP H08191814A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は磁気共鳴イメージングの
信号収集方法および磁気共鳴イメージング装置に係り、
特に、被検体からＭＲ信号を収集するときのＡ／Ｄ変換
器によるサンプリングピッチを可変にした構成の信号収
集方法および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 signal acquisition method for magnetic resonance imaging and a magnetic resonance imaging apparatus,
In particular, the present invention relates to a signal collection method and a magnetic resonance imaging apparatus having a configuration in which a sampling pitch by an A / D converter when collecting MR signals from a subject is made variable.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージングで得られるＭＲ画
像も他の医用モダリティと同様にＳ／Ｎ比が良いことが
望まれている。このＳ／Ｎは、ＭＲ信号の収集に使用す
るパルスシーケンスのサンプリングピッチの平方根に比
例することが知られており、この特性を利用してＳ／Ｎ
比を向上させる方策が随所で採られている。2. Description of the Related Art It is desired that MR images obtained by magnetic resonance imaging have a good S / N ratio as in other medical modalities. It is known that this S / N is proportional to the square root of the sampling pitch of the pulse sequence used to acquire the MR signal, and this characteristic is used to make the S / N.
Measures are being taken everywhere to improve the ratio.
【０００３】例えば、Ｔ2 強調画像のようにＳ／Ｎ比が
不足しがちな条件でのイメージングにあっては、パルス
シーケンスのサンプリングピッチを通常より長目に設定
してＳ／Ｎ比を稼ぐようにしている。このサンプリング
ピッチを延ばして受信周波数帯域を狭めるシーケンスは
「狭帯域（Narrow Band ）」シーケンスとも呼ばれてい
るので、本明細書でも「狭帯域シーケンス」の呼称を採
用する。For example, in imaging under a condition where the S / N ratio tends to be insufficient such as a T 2 -weighted image, the sampling pitch of the pulse sequence is set to be longer than usual to obtain the S / N ratio. I am trying. Since the sequence for extending the sampling pitch to narrow the reception frequency band is also called a "narrow band" sequence, the name "narrow band sequence" is also used in this specification.
【０００４】狭帯域シーケンスのＳＥ方に係る一例を、
通常のパルスシーケンス（但し、ＳＥ方に拠る；図７
（ａ）参照）に対比させて図７（ｂ）に示す。An example of SE of a narrow band sequence is
Normal pulse sequence (however, according to SE method; FIG. 7)
It is shown in FIG. 7 (b) in contrast to (a).
【０００５】通常のパルスシーケンスのサンプリングピ
ッチをΔＴ（一定）とし、狭帯域シーケンスのサンプリ
ングピッチをΔＴ′（一定；ΔＴ＜ΔＴ′）とすると、
狭帯域シーケンスを採用したことに伴うＳ／Ｎ比の向上
率は、向上率＝（ΔＴ′／ΔＴ）1/2 となる。When the sampling pitch of the normal pulse sequence is ΔT (constant) and the sampling pitch of the narrow band sequence is ΔT '(constant; ΔT <ΔT'),
The improvement rate of the S / N ratio due to the adoption of the narrow band sequence is the improvement rate = (ΔT ′ / ΔT) 1/2 .
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述の
狭帯域シーケンスのようにサンプリングピッチを延長す
る場合、読出し傾斜磁場ＧR の強度を小さく設定するこ
とになるので、被検体の水と脂肪の共鳴周波数の差に起
因するケミカルシフト量が増大してしまうという問題が
ある。However, when the sampling pitch is extended as in the above-mentioned narrow band sequence, the intensity of the read gradient magnetic field G R is set to be small, so that the resonance of water and fat of the object is measured. There is a problem that the amount of chemical shift increases due to the difference in frequency.
【０００７】また、上述のようにサンプリングピッチを
延長すると、ＭＲ信号のサンプリングに要する時間が長
くなるため、被検体の体動に因るモーションアーチファ
クトが画像上に出易くなる。一方、狭帯域シーケンスに
てマルチスライス撮影を行なう場合には、許容されるマ
ルチスライス枚数が減少してしまうという問題もある。Further, if the sampling pitch is extended as described above, the time required for sampling the MR signal becomes long, so that motion artifacts due to the body movement of the subject are likely to appear on the image. On the other hand, when performing multi-slice imaging in a narrow band sequence, there is also a problem that the allowable number of multi-slices decreases.
【０００８】本発明は、上述した従来技術の問題に鑑み
てなされたもので、従来の狭帯域シーケンスに比べて、
殆ど遜色の無いＳ／Ｎ比を確保でき、かつケミカルシフ
ト量を低減できる磁気共鳴イメージング装置の信号収集
方法および磁気イメージングを提供することを目的とす
る。The present invention has been made in view of the above-mentioned problems of the prior art, and compared with the conventional narrow band sequence,
An object of the present invention is to provide a signal acquisition method and a magnetic imaging for a magnetic resonance imaging apparatus that can secure an almost comparable S / N ratio and reduce the amount of chemical shift.
【０００９】また、そのような利点に加えてモーション
アーチファクトも低減できる磁気共鳴イメージング装置
の信号収集方法および磁気イメージングを提供すること
を、別の目的とする。Another object of the present invention is to provide a signal acquisition method and magnetic imaging for a magnetic resonance imaging apparatus which can reduce motion artifacts in addition to such advantages.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明の一態様によれば、高周波パルスで原子核ス
ピンを励起させたイメージング部位に位相エンコード用
の傾斜磁場を印加し、信号収集時間帯の間、読出し用の
傾斜磁場を印加しながら前記イメージング部位から放射
されるＭＲ信号を受信し、このＭＲ信号を、指令された
サンプリングピッチ毎にサンプリングするようにした磁
気共鳴イメージングの信号収集方法において、前記位相
エンコードの方向および読出しの方向のうちの少なくと
も一方向について前記サンプリングピッチを変更する。In order to achieve the above object, according to one embodiment of the present invention, a gradient magnetic field for phase encoding is applied to an imaging site where a nuclear spin is excited by a high frequency pulse, and a signal acquisition time is applied. A signal acquisition method for magnetic resonance imaging in which an MR signal radiated from the imaging region is received while applying a gradient magnetic field for reading during the band and the MR signal is sampled at a commanded sampling pitch. In, the sampling pitch is changed in at least one of the phase encoding direction and the reading direction.
【００１１】特に、前記サンプリングピッチの変更に対
応して前記読出し用の傾斜磁場の強度を変更する。In particular, the intensity of the gradient magnetic field for reading is changed corresponding to the change of the sampling pitch.
【００１２】また特に、前記受信したＭＲ信号をローパ
スフィルタによりフィルタリングした後、指令されたサ
ンプリングピッチ毎にサンプリングするようにした磁気
共鳴イメージングの信号収集方法であって、前記サンプ
リングピッチの変更に対応して前記ローパスフィルタの
周波数帯域を変更する。Further, in particular, in the magnetic resonance imaging signal acquisition method, the received MR signal is filtered by a low-pass filter and then sampled at each instructed sampling pitch, which corresponds to the change of the sampling pitch. To change the frequency band of the low pass filter.
【００１３】さらに好適には、前記サンプリングピッチ
の変更は前記読出しの方向のみについて変更する処理で
あって、その読出し方向について空間周波数の低い範囲
に相当する前記ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピ
ッチを短かく設定するとともに、空間周波数の高い範囲
に相当する前記ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピ
ッチを長く設定する。More preferably, the sampling pitch is changed only in the reading direction, and the sampling pitch is changed for the MR signal corresponding to the low spatial frequency range in the reading direction. The MR signal is set to be short and the sampling pitch of the MR signal corresponding to a high spatial frequency range is set to be long.
【００１４】一方、本発明の別の態様によれば、高周波
パルスで原子核スピンを励起させたイメージング部位に
位相エンコード用の傾斜磁場を印加する手段と、信号収
集時間帯の間、読出し用の傾斜磁場を印加する手段と、
この読出し用の傾斜磁場を印加しながら前記イメージン
グ部位から放射されるＭＲ信号を受信する手段と、この
ＭＲ信号を、指令されたサンプリングピッチ毎にサンプ
リングするＡ／Ｄ変換器とを有する磁気共鳴イメージン
グ装置において、前記位相エンコードの方向および読出
しの方向のうちの少なくとも一方向について、空間周波
数の低い範囲に相当する前記ＭＲ信号に対しては前記サ
ンプリングピッチを短かく設定するとともに、空間周波
数の高い範囲に相当する前記ＭＲ信号に対しては前記サ
ンプリングピッチを長く設定するサンプリングピッチ制
御手段を設けたことを特徴とする。On the other hand, according to another aspect of the present invention, means for applying a gradient magnetic field for phase encoding to an imaging region where nuclear spins are excited by a radio frequency pulse and a gradient for reading during a signal acquisition time period. Means for applying a magnetic field,
Magnetic resonance imaging having means for receiving an MR signal emitted from the imaging region while applying the readout gradient magnetic field, and an A / D converter for sampling the MR signal at a commanded sampling pitch. In the apparatus, in at least one of the phase encoding direction and the reading direction, the sampling pitch is set short for the MR signal corresponding to the low spatial frequency range, and the high spatial frequency range is set. Is provided with sampling pitch control means for setting the sampling pitch to be long.
【００１５】[0015]
【作用】被検体から収集されるＭＲ信号はＡ／Ｄ変換器
でサンプリングされる。このサンプリングの時間間隔、
すなわちサンプリングピッチは、例えば二次元フーリエ
変換法による画像再構成の場合、読出し方向および位相
エンコード方向の少なくとも一方向について、空間周波
数の高低に応じて制御される。具体的には、空間周波数
の相対的に低い範囲に相当するＭＲ信号に対しては、サ
ンプリングピッチを短かく設定し、空間周波数の相対的
に高い範囲に相当するＭＲ信号に対しては、サンプリン
グピッチを狭帯域シーケンスのときの同程度に長く設定
する。このサンプリングピッチの可変制御およびこれに
追随する、読出し傾斜磁場強度，ローパスフィルタの周
波数帯域の制御に因り、Ｓ／Ｎ比，ケミカルシフト量お
よびモーションアーチファクトのいずれも良好な状態の
ＭＲ画像を得る。The MR signal collected from the subject is sampled by the A / D converter. The time interval of this sampling,
That is, for example, in the case of image reconstruction by the two-dimensional Fourier transform method, the sampling pitch is controlled according to the height of the spatial frequency in at least one of the reading direction and the phase encoding direction. Specifically, a sampling pitch is set short for an MR signal corresponding to a relatively low spatial frequency range, and a sampling pitch is set for an MR signal corresponding to a relatively high spatial frequency range. Set the pitch as long as in the narrowband sequence. Due to the variable control of the sampling pitch and the following control of the read gradient magnetic field strength and the frequency band of the low-pass filter, an MR image in which the S / N ratio, the amount of chemical shift, and the motion artifact are good is obtained.
【００１６】[0016]
【実施例】以下、本発明の実施例を図面を参照して説明
する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１７】（第１実施例）第１実施例を図１〜図４に
基づいて説明する。(First Embodiment) A first embodiment will be described with reference to FIGS.
【００１８】この第１実施例の磁気共鳴イメージング装
置の概略構成を図１に示す。この磁気共鳴イメージング
装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を
付加するための傾斜磁場部と、選択励起用及びＭＲ信号
受信用の送受信部と、システムコントロール及び画像再
構成を担う制御・演算部とを備えている。A schematic configuration of the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment is shown in FIG. This magnetic resonance imaging apparatus includes a magnet unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field unit for adding position information to the static magnetic field, a transmitter / receiver unit for selective excitation and MR signal reception, system control and image reconstruction. It is equipped with a control / arithmetic unit.
【００１９】磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、
この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被
検体Ｐが挿入される円筒状の診断空間のＺ軸方向に静磁
場Ｈ0 を発生させる。The magnet section includes, for example, a superconducting magnet 1,
A static magnetic field power supply 2 for supplying a current to the magnet 1 is provided, and a static magnetic field H 0 is generated in the Z-axis direction of the cylindrical diagnostic space into which the subject P is inserted.
【００２０】傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ，
Ｙ，Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、こ
の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場
電源４と、この電源４を制御する傾斜磁場シーケンサ５
とを備える。このシーケンサ５は、装置全体のコントロ
ーラ６からＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の各傾斜磁場の強度を制御
するシーケンスに沿った制御信号を受ける。これによ
り、静磁場Ｈ0 に線形の傾斜磁場が重畳可能になってお
り、各方向の傾斜磁場が形成される。ここで、Ｚ軸方向
の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場ＧS とし、Ｘ軸方向の
それを読出し傾斜磁場ＧR とし、さらにＹ軸方向のそれ
を位相エンコード用傾斜磁場ＧE とする。The gradient magnetic field section is composed of the X,
Three sets of gradient magnetic field coils 3x to 3z in the Y and Z-axis directions, a gradient magnetic field power supply 4 that supplies a current to the gradient magnetic field coils 3x to 3z, and a gradient magnetic field sequencer 5 that controls the power supply 4.
With. The sequencer 5 receives a control signal from a controller 6 of the entire apparatus according to a sequence for controlling the strength of each gradient magnetic field in the X, Y, and Z axis directions. As a result, a linear gradient magnetic field can be superimposed on the static magnetic field H 0, and a gradient magnetic field in each direction is formed. Here, the gradient magnetic field in the Z-axis direction is referred to as a slice gradient magnetic field G S , that in the X-axis direction is referred to as a read gradient magnetic field G R, and that in the Y-axis direction is referred to as a phase encoding gradient magnetic field G E.
【００２１】送受信部は、磁石１の撮影空間内にて被検
体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル
７に接続された送受信機８と、この送受信機８の動作タ
イミングを制御するＲＦシーケンサ９とを備える。この
送受信機８は、後述するようび、ＲＦシーケンサ９の制
御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラ
ーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給
する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波
信号）に各種の信号処理を施してデジタル信号を生成す
るようになっている。The transmission / reception unit indicates the high-frequency coil 7 arranged in the vicinity of the subject P in the imaging space of the magnet 1, the transceiver 8 connected to this coil 7, and the operation timing of this transceiver 8. And an RF sequencer 9 for controlling. As will be described later, this transceiver 8 supplies an RF current pulse of Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) to the high frequency coil 7 under the control of the RF sequencer 9, while the high frequency coil 7 The received MR signal (high frequency signal) is subjected to various kinds of signal processing to generate a digital signal.
【００２２】さらに、制御・演算部は、上述したコント
ローラ６のほか、送受信機８で生成されたデジタル信号
を入力し、例えば２次元フーリエ変換法を用いて画像デ
ータを演算する演算ユニット１０と、画像データを保管
する記憶ユニット１１と、画像データを表示する表示器
１２と、入力器１３とを備えている。コントローラ６は
所定のシーケンスを示す制御信号を傾斜磁場シーケンサ
５及びＲＦシーケンサ９に供給する一方で、図４に示す
サンプリングピッチ、フィルタ帯域、及び読出し傾斜磁
場強度の制御を行う。Further, in addition to the controller 6 described above, the control / arithmetic unit receives the digital signal generated by the transceiver 8 and arithmetic unit 10 for arithmetically operating image data by using, for example, a two-dimensional Fourier transform method, A storage unit 11 for storing image data, a display device 12 for displaying image data, and an input device 13 are provided. The controller 6 supplies a control signal indicating a predetermined sequence to the gradient magnetic field sequencer 5 and the RF sequencer 9, while controlling the sampling pitch, the filter band, and the readout gradient magnetic field strength shown in FIG.
【００２３】上記送受信機８は図１に示す如く、送信部
８Ｔ及び受信部８Ｒから成る。送信部８Ｔは、２つの発
振器２０、２１、位相選択器２２、周波数変換器２３、
振幅変調器２４、及び高周波電力増幅器２５をこの順に
備えている。この内、２つの発振器２０、２１はラーモ
ア周波数ｆ0 ＝ｆ1 ＋ｆ2 を満足する周波数ｆ1 ，ｆ2
を出力する。位相選択器２２は高周波の位相を制御す
る。周波数変換器２３は２つの周波数ｆ1 ，ｆ2 を合成
してラーモア周波数ｆ0 を生成する。さらに、振幅変調
器２４は、ＲＦパルスのパワー条件、スライス特性を決
定する部分で、シンク関数や方形波で高周波を変調す
る。高周波電力増幅器２５は、振幅変調された高周波を
増幅し、そのパルス電流を高周波コイル７に供給する。As shown in FIG. 1, the transceiver 8 comprises a transmitter 8T and a receiver 8R. The transmitter 8T includes two oscillators 20, 21, a phase selector 22, a frequency converter 23,
An amplitude modulator 24 and a high frequency power amplifier 25 are provided in this order. Of these, the two oscillators 20, 21 the frequency f 1 that satisfies the Larmor frequency f 0 = f 1 + f 2 , f 2
Is output. The phase selector 22 controls the phase of high frequency. The frequency converter 23 synthesizes the two frequencies f 1 and f 2 to generate the Larmor frequency f 0 . Further, the amplitude modulator 24 is a part that determines the power condition of the RF pulse and the slice characteristic, and modulates the high frequency with a sink function or a square wave. The high frequency power amplifier 25 amplifies the amplitude-modulated high frequency and supplies the pulse current to the high frequency coil 7.
【００２４】これに対して、受信部８Ｒは図１に示す如
く、前段増幅器３０、中間周波変換器３１、位相検波器
３２、低周波増幅器３３、ローパスフィルタ３４、及び
Ａ／Ｄ変換器３５を備えている。On the other hand, as shown in FIG. 1, the receiver 8R includes a pre-stage amplifier 30, an intermediate frequency converter 31, a phase detector 32, a low frequency amplifier 33, a low pass filter 34, and an A / D converter 35. I have it.
【００２５】この内、前段増幅器３０は高周波コイル７
で受信した微弱なＭＲ信号（周波数ｆ0 ）を増幅し、こ
の増幅信号を中間周波変換器３１に出力する。中間周波
変換器３１は、ＭＲ信号（周波数ｆ0 ）と参照周波数ｆ
2 とを合成し、中間周波数ｆ1 ＝ｆ0 −ｆ2 に変換す
る。この中間周波数ｆ1 に変換された信号を受ける、２
チャンネル方式の位相検波器３２は、その受信信号をさ
らに参照周波数ｆ1 で検波し、オーディオ周波数帯の信
号を形成する。このオーディオ周波数帯の２チャンネル
の信号は、低周波増幅器３３により各々増幅され、ロー
パスフィルタ３４を介してＡ／Ｄ変換器３５に送られ
る。Of these, the pre-stage amplifier 30 is the high frequency coil 7
The weak MR signal (frequency f 0 ) received at is amplified and the amplified signal is output to the intermediate frequency converter 31. The intermediate frequency converter 31 uses the MR signal (frequency f 0 ) and the reference frequency f.
2 and are combined and converted into an intermediate frequency f 1 = f 0 −f 2 . Receives the signal converted to the intermediate frequency f 1 , 2
The channel type phase detector 32 further detects the received signal at the reference frequency f 1 to form a signal in the audio frequency band. The signals of the two channels in the audio frequency band are amplified by the low frequency amplifier 33 and sent to the A / D converter 35 via the low pass filter 34.
【００２６】ローパスフィルタ３４（２チャンネル）は
通過信号に帯域制限を掛けて、ＭＲ信号の折り返し防止
及びＳ／Ｎ比向上が図られる。このローパスフィルタ３
４は、本実施例では、コントローラ６からの帯域制御信
号に応じて帯域、即ちカットオフ周波数を変更可能にな
っている。なお、このローパスフィルタ３４のカットオ
フ周波数は、次段のＡ／Ｄ変換器３５におけるサンプリ
ング定理を満足するナイキスト周波数の１／２の値に常
に設定される。The low-pass filter 34 (2 channels) limits the band of the passing signal to prevent the aliasing of the MR signal and improve the S / N ratio. This low pass filter 3
In the present embodiment, 4 is capable of changing the band, that is, the cutoff frequency according to the band control signal from the controller 6. The cutoff frequency of the low-pass filter 34 is always set to a value of 1/2 of the Nyquist frequency that satisfies the sampling theorem in the A / D converter 35 in the next stage.
【００２７】Ａ／Ｄ変換器３５（２チャンネル）は、指
令されたサンプリングピッチ（サンプリング時間周期）
で、オーディオ帯域化されたアナログ信号をサンプリン
グし、デジタル信号に変換する。このＡ／Ｄ変換器３５
も、コントローラ６からのサンプリングピッチ可変信号
に応じて、そのサンプリングピッチを変更可能になって
いる。このデジタル信号が演算ユニット１０に送られ、
画像信号が演算される。The A / D converter 35 (2 channels) has a commanded sampling pitch (sampling time period).
At, the analog signal whose audio band is converted is sampled and converted into a digital signal. This A / D converter 35
Also, the sampling pitch can be changed according to the sampling pitch variable signal from the controller 6. This digital signal is sent to the arithmetic unit 10,
The image signal is calculated.
【００２８】続いて本実施例の動作を説明する。Next, the operation of this embodiment will be described.
【００２９】この実施例では、コントローラ６が、「シ
ングルスピンエコー法」に係るシーケンスをＲＦシーケ
ンサ９及び傾斜磁場シーケンサ５に指令する。これによ
り、図２に示すシーケンスにしたがって選択励起、位相
エンコード、信号読出しが繰り返される。In this embodiment, the controller 6 commands the RF sequencer 9 and the gradient magnetic field sequencer 5 to execute the sequence relating to the "single spin echo method". As a result, selective excitation, phase encoding, and signal reading are repeated according to the sequence shown in FIG.
【００３０】この信号収集の繰り返し毎に、コントロー
ラ６は図４に示す処理を行う。この処理はＭＲ信号の収
集開始と伴に起動する。まず、信号収集の開始時間が到
来すると、サンプリング回数ｎをクリアする（ステップ
Ｓ１）。Each time this signal collection is repeated, the controller 6 performs the processing shown in FIG. This process starts when the acquisition of MR signals starts. First, when the signal collection start time arrives, the sampling number n is cleared (step S1).
【００３１】次いでコントローラ６は、ＭＲ信号収集の
初期モードとして「狭帯域（narrowband ）収集」を指
令する。すなわち、Ａ／Ｄ変換器３５にサンプリングピ
ッチ＝ΔＴ，ローパスフィルタ３４にフィルタ帯域＝１
／ΔＴ（図３（ａ）参照）、さらに傾斜磁場シーケンサ
５にサンプリングピッチ＝ΔＴから決まる読出し傾斜磁
場ＧR ＝ＧR1を各々指令する（ステップＳ２）。ここで
のサンプリングピッチ＝ΔＴは前述した狭帯域シーケン
スと同一の趣旨で設定されており、ｋ空間上の空間周波
数の高い範囲に対して、良好なＳ／Ｎ比を稼ぐことがで
き、かつ所定数のサンプリングが可能な値が選択されて
いる。フィルタ帯域もサンプリングピッチ＝ΔＴから計
算される値に設定されるとともに、指定された画像サイ
ズおよびサンプリングピッチに応じて読出し傾斜磁場Ｇ
R の強度ＧR ＝ＧR1が設定されている。この狭帯域収集
は後述する広帯域収集が指令されるまで継続する。The controller 6 then commands "narrowband acquisition" as the initial mode of MR signal acquisition. That is, the sampling pitch = ΔT in the A / D converter 35 and the filter band = 1 in the low pass filter 34.
/ ΔT (see FIG. 3A), and the gradient magnetic field sequencer 5 is instructed to read gradient magnetic field G R = G R1 determined from sampling pitch = ΔT (step S2). The sampling pitch = ΔT here is set in the same meaning as the narrow band sequence described above, and a good S / N ratio can be obtained in a high spatial frequency range on the k space, and a predetermined S / N ratio can be obtained. A value that allows sampling of numbers has been selected. The filter band is also set to a value calculated from the sampling pitch = ΔT, and the read gradient magnetic field G is set according to the designated image size and sampling pitch.
Strength G R = G R1 of R is set. This narrow band collection continues until a wide band collection, which will be described later, is commanded.
【００３２】次いで、コントローラ６はサンプリング開
始からのサンプリング回数ｎを例えばソフトウエアカウ
ンタにより積算カウントし、そのカウント値が予め定め
た第１の基準値「α−ａ」になったか否か判断する（ス
テップＳ３，Ｓ４，Ｓ６）。このサンプリング回数ｎに
対する第１の基準値「α−ａ」に後述する第２の基準値
「α＋ａ」と対を成すもので、「α±ａ」がｋ空間上の
リード（読出し）方向における空間周波数の相対的な低
い範囲を規定するしきい値になっている。例えば、１画
像を「５１２×５１２」のピクセルで構成する場合、リ
ード方向のサンプリング回数は５１２回となるが、この
画像に対応するｋ空間上の空間周波数の低い範囲として
サンプリング回数ｎ＝α±ａ＝２５６±２０が設定され
る。すなわち、この例では第１の基準値＝２５６−２０
となる。Next, the controller 6 cumulatively counts the number of times of sampling n from the start of sampling by, for example, a software counter, and determines whether or not the count value has reached a predetermined first reference value "α-a" ( Steps S3, S4, S6). The first reference value "α-a" for this sampling number n is paired with a second reference value "α + a" described later, and "α ± a" is a space in the read (read) direction on the k space. It is a threshold value that defines a relatively low range of frequencies. For example, when one image is composed of “512 × 512” pixels, the number of times of sampling in the read direction is 512, but the number of times of sampling is n = α ±, which corresponds to this image in a low spatial frequency range on the k space. a = 256 ± 20 is set. That is, in this example, the first reference value = 256-20
Becomes
【００３３】このようにサンプリング回数ｎについて第
１，第２の基準値＝α±ａを設けるのは、エコー信号の
ピーク付近、すなわち空間周波数の相対的に低い範囲に
相当する信号を対してサンプリングピッチを変えるため
である。As described above, the first and second reference values = α ± a are set for the sampling number n so that signals near the peak of the echo signal, that is, a range corresponding to a relatively low spatial frequency are sampled. This is to change the pitch.
【００３４】そこで、コントローラ６は、カウント値が
第１の基準値＝α−ａに等しいと判断すると（ステップ
Ｓ４でＹＥＳ）、エコー信号がピーク付近に到達したと
認識し、今度はそれまでの「狭帯域収集」に代えて「広
帯域（wide band ）収集」を指令する（ステップＳ
５）。すなわち、Ａ／Ｄ変換器３５にサンプリングピッ
チ＝ΔＴ′（＜ΔＴ）、ローパスフィルタ３４にフィル
タ帯域＝１／ΔＴ（図３（ｂ）参照）、さらに傾斜磁場
シーケンサ５にサンプリングピッチΔＴ′から決まる読
出し傾斜磁場ＧR ＝ＧR2（＞ＧR1）を各々指令する（ス
テップＳ５）。Therefore, when the controller 6 judges that the count value is equal to the first reference value = α-a (YES in step S4), it recognizes that the echo signal has reached the vicinity of the peak, and this time, it is the same as before. A command for "wide band acquisition" is issued instead of "narrow band acquisition" (step S
5). That is, the A / D converter 35 determines the sampling pitch = ΔT ′ (<ΔT), the low-pass filter 34 determines the filter band = 1 / ΔT (see FIG. 3B), and the gradient magnetic field sequencer 5 determines the sampling pitch ΔT ′. A read gradient magnetic field G R = G R2 (> G R1 ) is commanded (step S5).
【００３５】この広帯域収集は、エコー信号のピーク付
近の範囲（すなわち、リード方向について空間周波数の
相対的に低い部分）に対しては、サンプリングピッチを
速めて、水と脂肪の共鳴周波数の差に起因するケミカル
シフト量を抑制しようとするものである。この趣旨に沿
って、Ａ／Ｄ変換器３５の早い所定値のサンプリングピ
ッチが決められている。フィルタ帯域（＝１／ΔＴ′）
もこれに合せて設定されているとともに、読出し傾斜磁
場ＧR ＝ＧR2は「ΔＴ×ＧR1＝ΔＴ′×ＧR2」を満足さ
せる高強度に設定されており、傾斜磁場ＧR に因る位相
シフト量はサンプリングピッチ毎に一定に保持される。
つまり、実行的なエコー信号波形の読出しの粗さは常に
一定に保持される。In this wideband acquisition, the sampling pitch is increased in the range near the peak of the echo signal (that is, the portion where the spatial frequency is relatively low in the lead direction) to obtain the difference between the resonance frequencies of water and fat. It is intended to suppress the resulting chemical shift amount. In accordance with this point, the sampling pitch of the A / D converter 35 having a fast predetermined value is determined. Filter band (= 1 / ΔT ')
Is also set accordingly, and the read gradient magnetic field G R = G R2 is set to a high intensity satisfying “ΔT × G R1 = ΔT ′ × G R2 ”, which depends on the gradient magnetic field G R. The amount of phase shift is held constant for each sampling pitch.
That is, the roughness of the effective readout of the echo signal waveform is always kept constant.
【００３６】この広帯域収集の指令後もコントローラ６
ではサンプリング回数ｎのカウントが続けられ、そのカ
ウント値が第２の基準値＝α＋ａになったか否かを判断
する（ステップＳ３，Ｓ４，Ｓ６）。第２の基準値は、
例えば前述したように「２５６＋２０」である。この判
断でＹＥＳ（ステップＳ６）となるまではエコー信号の
ピーク付近をサンプリングしているので、上述した広帯
域収集が続けられている。Even after the command for the broadband acquisition is issued, the controller 6
Then, the counting of the number of times of sampling n is continued, and it is determined whether or not the count value becomes the second reference value = α + a (steps S3, S4, S6). The second reference value is
For example, it is “256 + 20” as described above. Until the determination becomes YES (step S6), the vicinity of the peak of the echo signal is sampled, and thus the broadband acquisition described above is continued.
【００３７】そして、サンプリング回数ｎのカウント値
＝第２の基準値になると（ステップＳ６でＹＥＳ）、空
間周波数の相対的に低い範囲に相当する、エコー信号の
ピーク付近の収集は終ったと認識し、再び前述と同一の
「狭帯域収集」を指令する（ステップＳ７）。これによ
り、エコー信号のピーク付近を過ぎると再びＳ／Ｎ比を
重視した収集が所定回数、その１シーケンスにおける
（すなわち、ある値の位相エンコード時における）エコ
ー信号の収集完了まで続けられる。When the count value of the sampling number n = the second reference value (YES in step S6), it is recognized that the collection in the vicinity of the peak of the echo signal corresponding to the relatively low range of the spatial frequency is completed. Then, the same "narrow band acquisition" as the above is commanded again (step S7). As a result, after passing the vicinity of the peak of the echo signal, the collection with emphasis on the S / N ratio is repeated a predetermined number of times until the collection of the echo signal in one sequence (that is, at the time of phase encoding of a certain value) is completed.
【００３８】以上のサンプリングピッチの可変制御を伴
ったエコー信号の収集は、位相エンコード量を変える毎
に、繰り返し行なわれる。Collection of echo signals accompanied by variable control of the sampling pitch as described above is repeated every time the phase encode amount is changed.
【００３９】このように、リード方向について空間周波
数の低い部分についてはエコー信号のサンプリングピッ
チを早め、空間周波数の高い部分についてはサンプリン
グピッチを遅くするように使い分ける。ノイズには各サ
ンプルデータ間のばらつきが一様に寄与するが、ケミカ
ルシフトやモーションアーチファクトには空間周波数の
低い部分に相当するサンプルデータが主に寄与すること
から、従来の狭帯域シーケンスを使った場合と比べて、
殆ど遜色の無い良好なＳ／Ｎ比を確保することができる
とともに、ケミカルシフト量を低減させることができ
る。併せて、被検体の動きに起因するモーションアーチ
ファクトも減少する。As described above, the sampling pitch of the echo signal is accelerated in the low spatial frequency portion in the read direction, and the sampling pitch is reduced in the high spatial frequency portion. Although the variation between each sample data contributes uniformly to the noise, the sample data corresponding to the low spatial frequency part mainly contributes to the chemical shift and the motion artifact, so the conventional narrow band sequence was used. Compared to the case
It is possible to secure a good S / N ratio that is almost comparable and to reduce the amount of chemical shift. At the same time, motion artifacts due to the movement of the subject are reduced.
【００４０】さらに、マルチスライス撮影を行なう場
合、従来の狭帯域シーケンスに比べて、許容されるマル
チスライス枚数を増やすこともできる。Further, when performing multi-slice imaging, the number of allowable multi-slices can be increased as compared with the conventional narrow band sequence.
【００４１】（第２実施例）続いて本発明の第２実施例
を図５および図６に基づいて説明する。なお、この実施
例に係る磁気共鳴イメージング装置の全体構成は第１実
施例のものと同一である（図１参照）。(Second Embodiment) Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The overall structure of the magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment is the same as that of the first embodiment (see FIG. 1).
【００４２】この第２実施例においても、２次元フーリ
エ変換法による画像再構成を前提としているが、Ａ／Ｄ
変換器のサンプリングピッチの可変制御は、図５のシン
グルスピンエコー法による収集に例示する如く、位相エ
ンコード方向について行なうものである。In the second embodiment as well, the image reconstruction by the two-dimensional Fourier transform method is assumed, but the A / D
The variable control of the sampling pitch of the converter is performed in the phase encoding direction as illustrated in the acquisition by the single spin echo method in FIG.
【００４３】これを行なうためコントローラ６（図１参
照）は、図６に示す如く、位相エンコード量の情報を傾
斜磁場シーケンサ５から読み込み、その位相エンコード
量が「零エンコード付近の範囲」か否かを判断する（ス
テップＳ１１，Ｓ１２）。この「零エンコード付近の範
囲」は位相エンコード方向における空間周波数の相対的
に低い部分を認識するためのしきい値である。ケミカル
シフトやモーションアーチファクトは主に空間周波数の
低い部分に相当するデータ群から発生していることを考
慮したものである。１画像が「２５６×２５６」の画素
で構成される場合、この「零エンコード付近の範囲」
は、零エンコードを含んで例えばエンコード量＝０±β
＝０±１０に設定される。In order to do this, the controller 6 (see FIG. 1) reads the information of the phase encode amount from the gradient magnetic field sequencer 5, as shown in FIG. 6, and determines whether the phase encode amount is within the "range near zero encode". Is determined (steps S11 and S12). This "range near zero encoding" is a threshold value for recognizing a portion having a relatively low spatial frequency in the phase encoding direction. The chemical shift and motion artifacts are mainly taken into consideration that they are generated from the data group corresponding to the low spatial frequency part. If one image is composed of "256 x 256" pixels, this "range near zero encoding"
Includes zero encoding, for example, encoding amount = 0 ± β
= 0. ± .10.
【００４４】このステップＳ１２の判断でＮＯになるハ
イエンコード収集時には、前記第１実施例と同様に狭帯
域収集が指令される（ステップＳ１３）。つまり、位相
エンコード量が空間周波数の相対的に高い部分に相当す
る、例えば「−１１〜−１２８」および「１１〜１２
８」のときは、図５（ａ），（ｃ）に示すように、前述
した狭帯域シーケンスと同程度の長いサンプリングピッ
チ＝ΔＴでエコー信号が収集される。このとき、指定画
像サイズに応じて読出し用傾斜磁場ＧR の強度（ＧR ＝
ＧR1）を設定するとともに、ローパスフィルタ３４の周
波数帯域もサンプリングピッチ＝ΔＴに対応する受信周
波数帯域＝１／ΔＴに設定する。At the time of high-encode acquisition, which is NO in the determination at step S12, narrow band acquisition is instructed as in the first embodiment (step S13). That is, for example, “−11 to −128” and “11 to 12” corresponding to a portion where the phase encoding amount is relatively high in spatial frequency.
In the case of "8", as shown in FIGS. 5A and 5C, echo signals are collected at a sampling pitch = ΔT which is as long as the narrow band sequence described above. At this time, the intensity of the read gradient magnetic field G R (G R =
G R1 ) is set, and the frequency band of the low-pass filter 34 is also set to the reception frequency band corresponding to the sampling pitch = ΔT = 1 / ΔT.
【００４５】これに対して、ステップＳ１２の判断でＹ
ＥＳとなるローエンコード収集時には、前記第１実施例
と同様に広帯域収集が指令される（ステップＳ１４）。
つまり、位相エンコード量が空間周波数の相対的に低い
部分に相当する、例えば「−１０〜１０」のときは、図
５（ｂ）の如く、短かいサンプリングピッチ＝ΔＴ′
（＜ΔＴ）で収集される。このピッチ変更に追随して読
出し用傾斜磁場ＧR ＝ＧR2（＞ＧR1）、フィルタ帯域＝
１／ΔＴ′に調整される。この読出し用傾斜磁場ＧR の
調整により、実効的なエコー信号波形の読出しの粗さは
一定となる。On the other hand, if the judgment in step S12 is Y
At the time of ES low-encoding acquisition, wide-band acquisition is instructed as in the first embodiment (step S14).
That is, when the phase encoding amount corresponds to a portion where the spatial frequency is relatively low, for example, “−10 to 10”, as shown in FIG. 5B, a short sampling pitch = ΔT ′.
(<ΔT). Following this pitch change, the read gradient magnetic field G R = G R2 (> G R1 ), filter band =
It is adjusted to 1 / ΔT '. By adjusting the read gradient magnetic field G R , the roughness of the effective reading of the echo signal waveform becomes constant.
【００４６】以上のサンプリングピッチの制御は、位相
エンコード量を変えて信号収集する１シーケンス毎に行
なわれるので、従来の狭帯域シーケンスと比べて、さほ
どＳ／Ｎ比を低下させることなく、かつケミカルシフト
量を低減させることができるなど、第１実施例の場合と
同等の利点が得られる。The above control of the sampling pitch is performed for each sequence in which the signal is collected by changing the phase encoding amount, so that the S / N ratio is not so much lowered as compared with the conventional narrow band sequence, and the chemical conversion is performed. The same advantages as those of the first embodiment can be obtained such that the shift amount can be reduced.
【００４７】なお、本発明のサンプリングピッチの制御
では、上記第１，第２実施例で実行したリード方向およ
び位相エンコード方向のピッチ制御を組み合せて行なう
ようにしてもよい。In the control of the sampling pitch of the present invention, the pitch control in the read direction and the phase encode direction executed in the first and second embodiments may be combined.
【００４８】また、画像再構成を３次元フーリエ変換法
を前提とする場合、２次元のリード方向、位相エンコー
ド方向に加えて、スライスエンコード方向についても同
様にサンプリングピッチを可変にすることもできる。す
なわち、スライスエンコード方向の零エンコード付近に
相当するＭＲ信号に対してはサンプリングピッチを相対
的に短かく設定し、それ以外のエンコード量に相当する
ＭＲ信号に対してはサンプリングピッチを相対的に長く
設定する。これにより、３次元ＦＴ収集においても前述
した利点を享受できる。When the image reconstruction is premised on the three-dimensional Fourier transform method, the sampling pitch can be similarly changed not only in the two-dimensional read direction and phase encode direction but also in the slice encode direction. That is, the sampling pitch is set relatively short for MR signals corresponding to near zero encoding in the slice encoding direction, and the sampling pitch is relatively long for MR signals corresponding to other encoding amounts. Set. As a result, the advantages described above can be enjoyed even in the three-dimensional FT acquisition.
【００４９】さらに、本発明のサンプリングピッチ制御
が適用できるシーケンスは、シングルスピンエコー法に
限らず、複数のエコー信号を得るＳＥ法であってもよい
し、またＦＥ法であってもよい。Furthermore, the sequence to which the sampling pitch control of the present invention can be applied is not limited to the single spin echo method, but may be the SE method for obtaining a plurality of echo signals or the FE method.
【００５０】[0050]
【発明の効果】以上説明したように、本発明ではリード
方向の位相エンコード方向について空間周波数の相対的
に低い部分に相当するＭＲ信号に対してはサンプリング
ピッチを短かくしかつ読出し傾斜磁場を強めるととも
に、それ以外の部分に相当するＭＲ信号に対してはサン
プリングピッチの長い狭帯域収集を行なうようにしたた
め、通常帯域収集に比べて空間周波数の高い部分を狭帯
域収集する分、Ｓ／Ｎ比が向上する一方、空間周波数の
低い部分を広帯域収集するので、静磁場不均一の影響が
少なく、画像の歪が小さくなり、Ｓ／Ｎ比およびケミカ
ルシフト量，モーションアーチファクトの良好な状態の
両立を図ることができる。As described above, according to the present invention, the sampling pitch is shortened and the read gradient magnetic field is strengthened for the MR signal corresponding to the portion having a relatively low spatial frequency in the phase encoding direction of the read direction. Since narrow band acquisition with a long sampling pitch is performed for MR signals corresponding to other parts, the S / N ratio is increased by the narrow band acquisition of the part having a higher spatial frequency than the normal band acquisition. On the other hand, wide band collection of low spatial frequency area reduces the influence of static magnetic field inhomogeneity, reduces image distortion, and achieves good S / N ratio, chemical shift, and motion artifacts. be able to.
【図１】本発明の第１，第２実施例に係る磁気共鳴イメ
ージング装置のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to first and second embodiments of the present invention.
【図２】第１実施例における収集シーケンスの図。FIG. 2 is a diagram of a collection sequence in the first embodiment.
【図３】（ａ），（ｂ）はフィルタ帯域の変更を説明す
る図。FIG. 3A and FIG. 3B are diagrams for explaining a change of a filter band.
【図４】第１実施例におけるサンプリングピッチ制御お
よびこれに伴うフィルタ帯域，読出し傾斜磁場の変更制
御の概略フローチャート。FIG. 4 is a schematic flowchart of the sampling pitch control in the first embodiment and the control for changing the filter band and the read gradient magnetic field associated therewith.
【図５】第２実施例における収集シーケンスの図。FIG. 5 is a diagram of a collection sequence in the second embodiment.
【図６】第２実施例におけるサンプリングピッチ制御お
よびこれに伴うフィルタ帯域，読出し傾斜磁場の変更制
御の概略フローチャート。FIG. 6 is a schematic flowchart of a sampling pitch control and a filter band / reading gradient magnetic field change control associated therewith in the second embodiment.
【図７】（ａ），（ｂ）はサンプリングピッチを長くす
ることに伴うＳ／Ｎ比の向上を説明するシーケンスの
図。FIG. 7A and FIG. 7B are sequence diagrams for explaining the improvement of the S / N ratio with increasing the sampling pitch.
３ｘ〜３ｚ 傾斜磁場コイル ４ 傾斜磁場電源 ５ 傾斜磁場シーケンサ ６ コントローラ ７ 高周波コイル ８ 送受信機 ８Ｒ 受信部 ９ ＲＦシーケンサ ３４ ローパスフィルタ ３５ Ａ／Ｄ変換器 3x-3z Gradient magnetic field coil 4 Gradient magnetic field power supply 5 Gradient magnetic field sequencer 6 Controller 7 High frequency coil 8 Transceiver 8R Receiver 9 RF sequencer 34 Low-pass filter 35 A / D converter
Claims (9)
たイメージング部位に位相エンコード用の傾斜磁場を印
加し、信号収集時間帯の間、読出し用の傾斜磁場を印加
しながら前記イメージング部位から放射されるＭＲ信号
を受信し、このＭＲ信号を、指令されたサンプリングピ
ッチ毎にサンプリングするようにした磁気共鳴イメージ
ングの信号収集方法において、 前記位相エンコードの方向および読出しの方向のうちの
少なくとも一方向について前記サンプリングピッチを変
更する磁気共鳴イメージングの信号収集方法。1. A gradient magnetic field for phase encoding is applied to an imaging region where nuclear spins are excited by a high-frequency pulse, and is emitted from the imaging region while applying a gradient magnetic field for reading during a signal acquisition time period. A signal acquisition method for magnetic resonance imaging, comprising: receiving an MR signal; and sampling the MR signal at every commanded sampling pitch, wherein the sampling is performed in at least one of the phase encoding direction and the reading direction. Signal acquisition method for magnetic resonance imaging with variable pitch.
て前記読出し用の傾斜磁場の強度を変更する請求項１記
載の磁気共鳴イメージングの信号収集方法。2. The signal acquisition method for magnetic resonance imaging according to claim 1, wherein the intensity of the read gradient magnetic field is changed in response to the change of the sampling pitch.
タによりフィルタリングした後、指令されたサンプリン
グピッチ毎にサンプリングするようにした磁気共鳴イメ
ージングの信号収集方法であって、 前記サンプリングピッチの変更に対応して前記ローパス
フィルタの周波数帯域を変更する請求項２記載の磁気共
鳴イメージングの信号収集方法。3. A signal acquisition method for magnetic resonance imaging, wherein the received MR signal is filtered by a low-pass filter and then sampled at each instructed sampling pitch, which corresponds to a change in the sampling pitch. The signal acquisition method for magnetic resonance imaging according to claim 2, wherein the frequency band of the low-pass filter is changed.
出しの方向のみについて変更する処理であって、その読
出し方向について空間周波数の低い範囲に相当する前記
ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピッチを短かく設
定するとともに、空間周波数の高い範囲に相当する前記
ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピッチを長く設定
する請求項１ないし３のいずれか１項に記載の磁気共鳴
イメージングの信号収集方法。4. The change of the sampling pitch is a process of changing only the reading direction, and the sampling pitch is set short for the MR signal corresponding to a low spatial frequency range in the reading direction. The signal acquisition method for magnetic resonance imaging according to claim 1, wherein the sampling pitch of the MR signal corresponding to a high spatial frequency range is set long.
相エンコードの方向のみについて変更する処理であっ
て、その位相エンコード方向について空間周波数の低い
範囲に相当する前記ＭＲ信号に対してはそのサンプリン
グピッチを短かく設定するとともに、空間周波数の高い
範囲に相当する前記ＭＲ信号に対してはそのサンプリン
グピッチを長く設定する請求項１ないし３のいずれか１
項に記載の磁気共鳴イメージングの信号収集方法。5. The change of the sampling pitch is a process of changing only the direction of the phase encode, and the sampling pitch of the MR signal corresponding to a low spatial frequency range in the direction of the phase encode is shortened. 4. The setting as described above, and the sampling pitch of the MR signal corresponding to a high spatial frequency range is set long.
A method for acquiring signals for magnetic resonance imaging according to item 1.
出しの方向および位相エンコードの方向について変更す
る処理であって、その読出し方向および位相エンコード
方向の各々について空間周波数の低い範囲に相当する前
記ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピッチを短かく
設定するとともに、空間周波数の高い範囲に相当する前
記ＭＲ信号に対してはそのサンプリングピッチを長く設
定する請求項１ないし３のいずれか１項に記載の磁気共
鳴イメージングの信号収集方法。6. The process of changing the sampling pitch is a process of changing the reading direction and the phase encoding direction, and the MR signal corresponding to a low spatial frequency range in each of the reading direction and the phase encoding direction. 4. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the sampling pitch is set short, and the sampling pitch is set long for the MR signal corresponding to a high spatial frequency range. Signal acquisition method for imaging.
たイメージング部位に位相エンコード用の傾斜磁場を印
加し、信号収集時間帯の間、読出し用の傾斜磁場を印加
しながら前記イメージング部位から放射されるＭＲ信号
を受信し、このＭＲ信号を指令されたサンプリングピッ
チ毎にサンプリングし、この一連の処理をスライスエン
コード用の傾斜磁場を変えて繰り返すようにした磁気共
鳴イメージングの信号収集方法において、 前記スライスエンコードの方向、位相エンコードの方向
および読出しの方向のうちの少なくとも一方向について
前記サンプリングピッチを変更する磁気共鳴イメージン
グの信号収集方法。7. A gradient magnetic field for phase encoding is applied to an imaging region where nuclear spins are excited by a high frequency pulse, and is emitted from the imaging region while applying a gradient magnetic field for reading during a signal acquisition time period. A signal acquisition method for magnetic resonance imaging, wherein MR signals are received, the MR signals are sampled at each instructed sampling pitch, and the series of processes is repeated by changing a gradient magnetic field for slice encoding. Signal acquisition method of magnetic resonance imaging, wherein the sampling pitch is changed in at least one of the direction of, the phase encoding direction, and the reading direction.
ンコードの方向、および読出しの方向のうちの一方向に
ついてまたは任意の２つ以上の方向の各々について空間
周波数の低い範囲に相当する前記ＭＲ信号に対しては前
記サンプリングピッチを短かく設定するとともに、空間
周波数の高い範囲に相当する前記ＭＲ信号に対しては前
記サンプリングピッチを長く設定する請求項７記載の磁
気共鳴イメージングの信号収集方法。8. The MR signal corresponding to a low spatial frequency range in one of the slice encoding direction, the phase encoding direction, and the reading direction or in any two or more directions. 8. The signal acquisition method for magnetic resonance imaging according to claim 7, wherein the sampling pitch is set short and the sampling pitch is set long for the MR signal corresponding to a high spatial frequency range.
たイメージング部位に位相エンコード用の傾斜磁場を印
加する手段と、信号収集時間帯の間、読出し用の傾斜磁
場を印加する手段と、この読出し用の傾斜磁場を印加し
ながら前記イメージング部位から放射されるＭＲ信号を
受信する手段と、このＭＲ信号を指令されたサンプリン
グピッチ毎にサンプリングするＡ／Ｄ変換器とを有する
磁気共鳴イメージング装置において、 前記位相エンコードの方向および読出しの方向のうちの
少なくとも一方向について、空間周波数の低い範囲に相
当する前記ＭＲ信号に対しては前記サンプリングピッチ
を短かく設定するとともに、空間周波数の高い範囲に相
当する前記ＭＲ信号に対しては前記サンプリングピッチ
を長く設定するサンプリングピッチ制御手段を設けたこ
とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。9. A means for applying a gradient magnetic field for phase encoding to an imaging region where nuclear spins are excited by a high frequency pulse, a means for applying a gradient magnetic field for reading during a signal acquisition time period, and a means for reading this. A magnetic resonance imaging apparatus having means for receiving an MR signal radiated from the imaging region while applying the gradient magnetic field, and an A / D converter for sampling the MR signal at each commanded sampling pitch, In at least one of the phase encoding direction and the reading direction, the sampling pitch is set short for the MR signal corresponding to the low spatial frequency range, and the MR signal corresponding to the high spatial frequency range is set. For MR signals, the sampling pitch is set to be long. Magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a control means.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7005925A JPH08191814A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Signal collection method of magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7005925A JPH08191814A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Signal collection method of magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH08191814A true JPH08191814A (en) | 1996-07-30 |
Family
ID=11624478
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7005925A Pending JPH08191814A (en) | 1995-01-18 | 1995-01-18 | Signal collection method of magnetic resonance imaging and magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH08191814A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN107894436A (en) * | 2017-10-30 | 2018-04-10 | 厦门大学 | A kind of fast two-dimensional J spectral methods applied to non-uniform magnetic field |
-
1995
- 1995-01-18 JP JP7005925A patent/JPH08191814A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN107894436A (en) * | 2017-10-30 | 2018-04-10 | 厦门大学 | A kind of fast two-dimensional J spectral methods applied to non-uniform magnetic field |
| CN107894436B (en) * | 2017-10-30 | 2019-11-05 | 厦门大学 | A kind of fast two-dimensional J spectral method applied to non-uniform magnetic field |
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