JP3136630B2 - Nuclear magnetic resonance equipment - Google Patents
Nuclear magnetic resonance equipmentInfo
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- JP3136630B2 JP3136630B2 JP03064085A JP6408591A JP3136630B2 JP 3136630 B2 JP3136630 B2 JP 3136630B2 JP 03064085 A JP03064085 A JP 03064085A JP 6408591 A JP6408591 A JP 6408591A JP 3136630 B2 JP3136630 B2 JP 3136630B2
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明はＭＲＩ（核磁気共鳴）装
置に関し、特にデータサンプリング数を本来必要なデー
タ数の約半数に減ずる、いわゆる、ハーフフーリエ法に
基づく核磁気共鳴装置に関する。The present invention relates to a MRI (nuclear magnetic resonance) apparatus BACKGROUND OF THE, especially reducing the number of data sampling to approximately half of the originally required number of data, so-called, on nuclear magnetic resonance apparatus according to the half-Fourier method.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、ＭＲＩ装置による超高速イメージ
ング方法として、ジャーナル オブ フィジクス、Ｃ：ソ
リッド ステイト フィジクス 10、Ｌ55、1977年(Ｊ.Ｐh
ys.Ｃ:Ｓolid Ｓtate Ｐhys,10,L55,1977)において論じ
られている如き、エコープレナー法が知られている。こ
の方法は、高周波パルスによって励起した核磁化から、
極性の反転するリードアウト傾斜磁場を印加することに
より、エコーを連続的に発生させるものであり、画像再
構成に必要なデータを数十msで得るものである。また、
上述のハーフフーリエ法は、ラジオロジー 161、第527
頁から第531頁、1986年(Ｒadiology,161,pp.527-531,19
86)において論じられている如く、画像データが実数の
場合、位相空間上の計測データが相互に複素共役の関係
にあることを利用して、実際の計測は位相空間で半分の
領域だけを行い、残りのデータは計算によって得るもの
であり、分解能を低下させることなくデータサンプリン
グ数を半減することが可能であるとされている。しかし
ながら、実際には画像データは誤差成分を含む復素数で
あり、複素共役の関係が成り立たず、単純な計算のみで
は画質が劣化してしまう。これに対しては、例えば、特
開平1-131649号公報に記載されている如く、位相空間に
おける中心領域の計測データを用いて画像の位相分布を
推定し、位相補正を行うことにより画質の劣化を低減す
る方法が提案されている。この場合、データ計測では、
位相空間において厳密には半分ではなく、中心領域を含
んだ非対称な領域をサンプリングすることになる。2. Description of the Related Art Conventionally, as an ultra-high-speed imaging method using an MRI apparatus, Journal of Physics, C: Solid State Physics 10, L55, 1977 (J. Ph.
ys.C: Solid State Phys, 10, L55, 1977), the echo planar method is known. This method uses nuclear magnetization excited by high-frequency pulses,
An echo is continuously generated by applying a read-out gradient magnetic field whose polarity is inverted, and data required for image reconstruction is obtained in several tens of ms. Also,
The half-Fourier method described above is applied to radiology 161, 527
Pp. 531 to 1986 (Radiology, 161, pp. 527-531, 19)
As discussed in (86), when the image data is real numbers, the actual measurement takes only half the area in the phase space, taking advantage of the fact that the measurement data in the phase space has a complex conjugate relationship with each other. The remaining data is obtained by calculation, and it is said that the number of data sampling can be halved without lowering the resolution. However, the image data is actually a prime number including an error component, and the complex conjugate relationship does not hold, and the image quality is degraded only by a simple calculation. On the other hand, for example, as described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 1-131649, the phase distribution of an image is estimated using measurement data of a central region in a phase space, and the image quality is degraded by performing a phase correction. There has been proposed a method for reducing the noise. In this case, the data measurement
In the phase space, the sampling is not exactly half, but an asymmetric region including the central region.
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】前述のハーフフーリエ
法をエコープレナー法に適用しようとする場合、連続し
て発生するエコー信号が横緩和により次第に減衰して、
静磁場不均一の影響が加算されていくため、位相空間上
を非対称にサンプリングする上記従来技術では、サンプ
リング方向の違いによって、すなわち、位相空間上の中
心領域を先にサンプリングする場合と後からサンプリン
グする場合とでは、中心領域における計測データのＳＮ
比が異なるという問題が生ずる。従って、この領域のデ
ータを用いて位相分布を推定し位相補正を行う際に、位
相補正の精度に差が生じるという問題があった。本発明
は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的とすると
ころは、従来の技術における上述の如き問題を解消し、
ハーフフーリエ法をエコープレナー法に適用しようとす
る場合に、中心領域における計測データを用いて位相補
正を行う場合に、正確な位相補正を行うことを可能にし
た核磁気共鳴装置を提供することにある。When the above-described half Fourier method is applied to the echo planar method, successively generated echo signals are gradually attenuated by lateral relaxation.
Since the influence of the static magnetic field inhomogeneity is added, in the above-described conventional technique of asymmetrically sampling on the phase space, the sampling is performed differently depending on the sampling direction, that is, the case where the center area on the phase space is sampled first and the case where the sampling is performed later. And the SN of the measurement data in the central area
The problem of different ratios arises. Therefore, when the phase distribution is estimated by using the data in this area to perform the phase correction, there is a problem that a difference occurs in the accuracy of the phase correction. The present invention has been made in view of the above circumstances, and aims at solving the above-described problems in the conventional technology,
When applying the half Fourier method to the echo planar method, when performing a phase correction using the measurement data in the central region, it is necessary to provide a nuclear magnetic resonance apparatus that can perform an accurate phase correction. is there.
【０００４】[0004]
【課題を解決するための手段】本発明の上記目的は、関
心領域を選択励起した後、投影方向と垂直な方向にエン
コード傾斜磁場をステップ状に印加し、前記投影方向と
エンコード傾斜磁場のいずれにも垂直な方向にリードア
ウト傾斜磁場を振幅の極性を反転させながら印加してエ
コー信号を連続的に発生させる核磁気共鳴装置におい
て、位相空間における中心領域の計測データから推定し
た画像の位相分布図を用いて位相補正を行うハーフフー
リエ法を適用する場合に、位相空間の中心領域から先に
サンプリングする如く前記エンコード傾斜磁場を印加す
ることを特徴とする核磁気共鳴装置によって達成され
る。SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to selectively excite a region of interest and then apply an encode gradient magnetic field in a direction perpendicular to the projection direction in a stepwise manner. In a nuclear magnetic resonance apparatus that continuously generates echo signals by applying a readout gradient magnetic field while reversing the polarity of the amplitude in a direction perpendicular to the readout, it is estimated from the measurement data of the central region in the phase space When applying the half-Fourier method of performing phase correction using the phase distribution diagram of the obtained image, the nuclear magnetic resonance apparatus characterized in that the encoding gradient magnetic field is applied so as to sample first from the central region of the phase space. Achieved.
【０００５】[0005]
【作用】本発明に係る核磁気共鳴装置では、前述のハー
フフーリエ法をエコープレナー法に適用する場合に、位
相補正の精度を向上させるために、位相空間における中
心領域の計測データのＳＮ比が高くなるように位相空間
上のサンプリング方向を指定する。すなわち、指定した
サンプリング方向と対応するように、エンコード傾斜磁
場を印加する。これにより、ＳＮ比が高く、誤差成分の
少ない信号を用いて位相分布を推定することが可能にな
り、位相補正の精度を高めることが可能な核磁気共鳴装
置を実現している。In the nuclear magnetic resonance apparatus according to the present invention, when the above-described half Fourier method is applied to the echo planar method, the S / N ratio of the measurement data in the central region in the phase space is improved in order to improve the accuracy of the phase correction. Specify the sampling direction on the phase space to be higher. That is, the encoding gradient magnetic field is applied so as to correspond to the designated sampling direction. Thus, high SN ratio, it is possible to estimate the phase distribution using a signal with little error component, the phase nuclear magnetic resonance instrumentation capable of enhancing the accuracy of the correction
Is realized.
【０００６】[0006]
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細
に説明する。まず、ＭＲＩにおける画像再構成の方法、
および、ハーフフーリエ法について説明する。ＭＲＩで
は、位相空間における計測データと実空間における画像
データはフーリエ変換の関係にあり、この関係は次式に
よって表わされる。 Ｓ(kx,ky)＝∬Ｍ(x,y)exp[j(kx・x＋ky・y)]dxdy ・・・・(１) なお、ここで、Ｓ(kx,ky)は計測データ、Ｍ(x,y)は画像
データであり、kx，kyは位相空間上の座標、x，yは実空
間上の座標を表わしている。また、kx，kyは以下の式に
よって表わされる。 kx＝γ∫Ｇxdt ・・・・(２) ky＝γ∫Ｇydt ・・・・(３) なお、ここで、γは磁気回転比、Ｇx，Ｇyはx，y方向の
傾斜磁場強度を表わしている。図３に、エコープレナー
法における計測データのサンプリング方法を示す。図
中、kx，kyは式(２)で表されるように傾斜磁場の時間積
分値によって与えられる座標である。すなわち、核磁化
の励起後、傾斜磁場の印加量を図３に示す線に沿うよう
に変化させながら、位相空間上の全領域をサンプリング
していく。ところで、画像データが実数の場合には、式
(１)より計測データの間には複素共役の関係が成り立つ
ことがわかり、位相空間上で半分の領域のデータが得ら
れれば、残りのデータはこの関係を用いて算出すること
ができる。すなわち、図４に示す如く、kyを位相エンコ
ード方向とすると、信号計測において破線部分のサンプ
リングを省略することができ、エンコードステップ数を
半減することが可能となる。これがハーフフーリエ法の
原理である。しかしながら、実際には、画像データは高
周波パルスや静磁場の不均一等による位相歪を含んだ複
素数になる場合が多く、複素共役の関係が成り立たな
い。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. First, a method of image reconstruction in MRI,
The half Fourier method will be described. In MRI, measurement data in a phase space and image data in a real space have a Fourier transform relationship, and this relationship is represented by the following equation. S (kx, ky) = ∬M (x, y) exp [j (kx · x + ky · y)] dxdy (1) where S (kx, ky) is measured data and M ( (x, y) is image data, kx, ky represent coordinates in the phase space, and x, y represent coordinates in the real space. Further, kx and ky are represented by the following equations. kx = γ∫Gxdt (2) ky = γ∫Gydt (3) where γ is the gyromagnetic ratio, and Gx and Gy are the gradient magnetic field strengths in the x and y directions. I have. FIG. 3 shows a method of sampling measurement data in the echo planar method. In the figure, kx and ky are coordinates given by the time integral of the gradient magnetic field as represented by the equation (2). That is, after excitation of nuclear magnetization, the entire region in the phase space is sampled while changing the amount of application of the gradient magnetic field along the line shown in FIG. By the way, if the image data is a real number, the expression
From (1), it can be seen that a complex conjugate relationship is established between the measurement data. If data in a half area on the phase space is obtained, the remaining data can be calculated using this relationship. That is, as shown in FIG. 4, when ky is the phase encoding direction, sampling of the broken line portion in signal measurement can be omitted, and the number of encoding steps can be reduced by half. This is the principle of the half Fourier method. However, in practice, image data often becomes a complex number including phase distortion due to high-frequency pulses or nonuniformity of a static magnetic field, and the complex conjugate relationship does not hold.
【０００７】そこで、未計測領域について、位相歪の影
響が少ないデータを得るために、計測データから共役複
素数を直接作るのではなく、まず、計測したデータを用
いて画像を再構成し、実空間において画像データの共役
複素数に位相補正をした後、位相空間上のデータに逆変
換することにより、計測データの共役複素数を作り出
す。この位相補正は、図５に示すように位相空間の原点
を中心とした低域部分のデータから推定した位相分布θ
（ｘ，ｙ）を用いる。ここで、αはエンコードステップ
数を示しており、斜線部分は、２α×２α点のデータで
ある。具体的には、斜線部で示した以外の領域に０値を
代入して画像を再構成し、得られた画像データの実部と
虚部から位相を求める。従って、この方法では、位相分
布θ（ｘ，ｙ）を求めるために、厳密にはデータは半数
ではなく過半数サンプリングすることが必要となるが、
Ｋｙ＞０におけるエンコードステップ数をｎとすると、
本実施例では、ｎ＝６４の場合、α＝８で良好な結果が
得られる。さて、図５に示す如く、ｋｙ軸に対して非対
称にサンプリングする場合、本方法においてはサンプリ
ングを図５中の点（７）の位置から開始した場合と、点
（８）の位置から開始した場合では位相補正の精度が異
なる。すなわち、エコープレナー法においては、サンプ
リング期間における信号の横緩和による減衰および静磁
場不均一の影響が大きいため、斜線部分を含む領域から
先にサンプリングを行うように方向を定めた方が、ＳＮ
比が高く、誤差の少ない信号を位相分布推定に用いるこ
とができる。以下、これに基づいて、本実施例の動作を
説明する。図２に、本発明の適用対象であるＭＲＩ装置
の構成例の概略を示す。本装置は、静磁場を発生するコ
イル１、傾斜磁場を発生するコイル２、高周波パルスを
送信し、エコー信号を受信するプローブ３、傾斜磁場お
よび高周波パルスの電源４および計算機５から構成され
ている。傾斜磁場、高周波パルスおよび信号取り込みの
制御は、パルスシーケンスに従って、計算機５を介して
行われる。ここでは、ｚ方向の断面画像を得るものとす
る。Therefore, in order to obtain data with little influence of phase distortion in an unmeasured area, instead of directly forming a conjugate complex number from measured data, first, an image is reconstructed using the measured data to obtain a real space. After performing phase correction on the conjugate complex number of the image data in (2), the conjugate complex number of the measurement data is created by inversely converting the conjugate complex number into data on the phase space. This phase correction is performed by a phase distribution θ estimated from data in a low-frequency portion centered on the origin of the phase space as shown in FIG.
(X, y) is used. Here, α indicates the number of encoding steps, and the hatched portion is data of 2α × 2α points. Specifically, an image is reconstructed by substituting 0 values into regions other than those indicated by the hatched portions, and the phase is obtained from the real part and the imaginary part of the obtained image data. Therefore, in this method, in order to obtain the phase distribution θ (x, y), it is strictly necessary to sample the data not by a half but by a majority.
Assuming that the number of encoding steps at Ky> 0 is n,
In this embodiment, when n = 64, good results are obtained when α = 8. Now, as shown in FIG. 5, when sampling is performed asymmetrically with respect to the ky axis, in this method, sampling is started from the position of point (7) in FIG. 5 and from the position of point (8). In some cases, the accuracy of the phase correction is different. That is, in the echo planar method, since the attenuation due to the lateral relaxation of the signal during the sampling period and the influence of the non-uniformity of the static magnetic field are large, it is better to set the direction so that the sampling is performed first from the region including the hatched portion.
A signal having a high ratio and a small error can be used for phase distribution estimation. Hereinafter, based on this, the operation of this embodiment will be described. 2 shows a schematic of a configuration example of M RI apparatus is Covers present invention. This apparatus comprises a coil 1 for generating a static magnetic field, a coil 2 for generating a gradient magnetic field, a probe 3 for transmitting a high-frequency pulse and receiving an echo signal, a power supply 4 for a gradient magnetic field and a high-frequency pulse, and a computer 5. . The control of the gradient magnetic field, the high-frequency pulse, and the signal capture is performed via the computer 5 according to the pulse sequence. Here, it is assumed that a cross-sectional image in the z direction is obtained.
【０００８】図１に、本実施例におけるパルスシーケン
スの例を示す。まず、高周波パルス11と、ｚ方向に磁場
強度が変化する傾斜磁場(Ｇｚ)12を印加して、計測した
い領域を励起する。高周波パルスと傾斜磁場を同時に印
加することで、関心領域を選択的に励起することができ
る。次に、高周波パルス11を印加後の時刻 Ｔ0におい
て、ｘ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾斜磁場
(Ｇｘ)15をＴ時間印加する。以後２Ｔ毎にＧｘの振幅の
極性を反転させながら、リードアウト傾斜磁場の印加を
繰り返す。同じく時刻Ｔ0 において、Ｙ方向に磁場強度
が変化するエンコード傾斜磁場(Ｇｙ1) 13をＴ時間印加
する。更に、時刻Ｔ0＋３Ｔより、上述のエンコード傾
斜磁場(Ｇｙ1)13とは逆極性の振幅で、エンコード傾斜
磁場(Ｇｙ2) 14を２Ｔの間隔でｔ時間ずつ印加する。こ
のとき、図５に示す如く、中心からのエンコードステッ
プ数をαとすると、エンコード傾斜磁場13と14の印加量
の関係が、Ｇｙ1Ｔ＝αＧｙ2ｔとなるように印加する。
すなわち、エンコード傾斜磁場13を印加することによ
り、サンプリングは図５中の点(７)の位置から開始され
る。この間リードアウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積
(ＧｘＴ)の総和量が０になる毎に、エコー信号が発生す
る。サンプリングされたデータは計算機５に格納され、
前述の方法に従って画像再構成される。上記実施例によ
れば、位相空間上の中心領域から先にデータをサンプリ
ングするようにしたので、エコープレナー法にハーフフ
ーリエ法を適用する場合、位相分布の推定に用いるデー
タを、横緩和による減衰および誤差成分の少ない信号か
ら得ることが可能になり、より正確な位相補正が可能と
なるという効果が得られるものである。FIG. 1 shows an example of a pulse sequence in this embodiment. First, a high-frequency pulse 11 and a gradient magnetic field (Gz) 12 whose magnetic field intensity changes in the z direction are applied to excite a region to be measured. By simultaneously applying the high-frequency pulse and the gradient magnetic field, the region of interest can be selectively excited. Next, at time T 0 after application of the high-frequency pulse 11, the readout gradient magnetic field in which the magnetic field intensity changes in the x direction
(Gx) 15 is applied for T time. Thereafter, the application of the readout gradient magnetic field is repeated while inverting the polarity of the amplitude of Gx every 2T. Similarly, at time T 0 , an encoding gradient magnetic field (Gy 1 ) 13 whose magnetic field intensity changes in the Y direction is applied for T time. Further, from time T 0 + 3T, an encoding gradient magnetic field (Gy 2 ) 14 having an amplitude opposite to that of the encoding gradient magnetic field (Gy 1 ) 13 is applied at intervals of 2T for t time. At this time, as shown in FIG. 5, assuming that the number of encoding steps from the center is α, the encoding gradient magnetic fields 13 and 14 are applied such that the relationship between the applied amounts is Gy 1 T = αGy 2 t.
That is, by applying the encoding gradient magnetic field 13, the sampling is started from the position of the point (7) in FIG. During this time, the product of the readout gradient magnetic field amplitude and the application time
Each time the total amount of (GxT) becomes 0, an echo signal is generated. The sampled data is stored in the computer 5,
The image is reconstructed according to the method described above. According to the above embodiment, since data is sampled first from the central region on the phase space, when the half Fourier method is applied to the echo planar method, the data used for estimating the phase distribution is attenuated by lateral relaxation. In addition, it is possible to obtain from a signal having a small error component, and it is possible to obtain an effect that more accurate phase correction can be performed.
【０００９】図６に、第２の実施例としてのパルスシー
ケンスを示す。まず、90°高周波パルス21と、Ｚ方向に
磁場強度が変化する傾斜磁場(Ｇｚ)23を印加して、計測
したい領域を選択励起し、更に 180°高周波パルス22と
傾斜磁場(Ｇｚ)24を印加して磁化を反転させる。この90
°高周波パルス21と 180°高周波パルス22を印加する間
に、Ｘ方向に磁場強度が変化するリードアウト傾斜磁場
(Ｇｘ)27とＹ方向にエンコード磁場強度が変化する傾斜
磁場(Ｇｙ1) 25を、それぞれＴ時間印加する。次に、18
0°高周波パルス22を印加後の時刻Ｔ0から、２Ｔ毎に振
幅の極性を反転させながら、リードアウト傾斜磁場(Ｇ
ｘ)26の印加を繰り返す。同じく180°高周波パルス22を
印加後の時刻Ｔ0＋２Ｔからエンコード傾斜磁場(Ｇｙ2)
28を２Ｔの間隔で、ｔ時間ずつ印加する。このとき、図
５に示す如く、中心からのエンコードステップ数をαと
すると、エンコード傾斜磁場25と26の印加量の関係が、
Ｇｙ1Ｔ＝αＧｙ2ｔとなるように印加する。すなわち、
エンコード傾斜磁場25を印加することにより、サンプリ
ングは図５(７)の位置から開始される。この間リードア
ウト傾斜磁場の振幅と印加時間の積(ＧｘＴ)の総和量が
０になる毎に、エコー信号が発生する。サンプリングさ
れたデータは計算機５に格納され、前述の方法に従って
画像再構成される。上記実施例によっても、位相空間上
の中心領域から先にデータをサンプリングするようにし
たので、エコープレナー法にハーフフーリエ法を適用す
る場合、位相分布の推定に用いるデータを、横緩和によ
る減衰および誤差成分の少ない信号から得ることが可能
になり、より正確な位相補正が可能となるという効果が
得られるものである。上述の如く、サンプリングの方向
を指定することで、位相補正の精度を高めることがで
き、従って画質を向上させることが可能となる。FIG. 6 shows a pulse sequence as a second embodiment. First, a 90 ° high-frequency pulse 21 and a gradient magnetic field (Gz) 23 whose magnetic field intensity changes in the Z direction are applied to selectively excite a region to be measured, and a 180 ° high-frequency pulse 22 and a gradient magnetic field (Gz) 24 are further applied. When applied, the magnetization is reversed. This 90
° Readout gradient magnetic field in which the magnetic field strength changes in the X direction between the application of high-frequency pulse 21 and 180 ° high-frequency pulse 22
(Gx) 27 and a gradient magnetic field (Gy 1 ) 25 whose encoding magnetic field intensity changes in the Y direction are applied for T time. Then, 18
From time T 0 after application of the 0 ° high-frequency pulse 22, the readout gradient magnetic field (G
x) The application of 26 is repeated. Similarly, the encoding gradient magnetic field (Gy 2 ) starts at time T 0 + 2T after the application of the 180 ° high-frequency pulse 22.
28 is applied at intervals of 2T for t hours. At this time, as shown in FIG. 5, assuming that the number of encoding steps from the center is α, the relationship between the applied amounts of the encoding gradient magnetic fields 25 and 26 is as follows.
Gy 1 T is applied so that αGy 2 t. That is,
By applying the encoding gradient magnetic field 25, sampling is started from the position shown in FIG. During this time, an echo signal is generated each time the total amount of the product (GxT) of the amplitude of the readout gradient magnetic field and the application time becomes zero. The sampled data is stored in the computer 5, and the image is reconstructed according to the method described above. Also according to the above embodiment, since the data is sampled first from the central region on the phase space, when applying the half Fourier method to the echo planar method, the data used for estimating the phase distribution is attenuated by lateral relaxation and It is possible to obtain from a signal having a small error component, and it is possible to obtain an effect that more accurate phase correction becomes possible. As described above, by specifying the sampling direction, the accuracy of the phase correction can be improved, and therefore, the image quality can be improved.
【００１０】[0010]
【発明の効果】以上、詳細に説明した如く、本発明によ
れば、位相空間上の中心領域から先にデータをサンプリ
ングするので、エコープレナー法において位相分布を推
定し、位相補正を行うハーフフーリエ法を適用する場
合、位相分布の推定に用いるデータは横緩和による減衰
および誤差成分の少ない信号から得られるものとなり、
より正確な位相補正が可能となり、従って、画質を向上
させることが可能になるという顕著な効果を奏するもの
である。As described above in detail, according to the present invention, since the data is sampled first from the central region in the phase space, the half-Fourier which estimates the phase distribution by the echo planar method and corrects the phase is used. When applying the method, the data used for estimating the phase distribution is obtained from signals with little attenuation and error components due to lateral relaxation,
This has a remarkable effect that more accurate phase correction can be performed, and thus image quality can be improved.
【００１１】[0011]
【図１】本発明の第１の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing a pulse sequence according to a first embodiment of the present invention.
【図２】本発明の適用対象であるＭＲＩ装置の概略構成
を示す図である。FIG. 2 is a diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied;
【図３】エコープレナー法による位相空間上のデータサ
ンプリング方法を示す説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a data sampling method on a phase space by an echo planar method.
【図４】ハーフフーリエ法の原理を示す図である。FIG. 4 is a diagram illustrating the principle of the half Fourier method.
【図５】本発明におけるデータサンプリング方向を示す
説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing a data sampling direction in the present invention.
【図６】本発明の第２の実施例に係るパルスシーケンス
を示す図である。FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence according to a second embodiment of the present invention.
１ 静磁場発生コイル ２ 傾斜磁場発生コイル ３ プローブ ４ 電源 ５ 計算機 ６ 被検体 ７ サンプリング開始位置 ８ サンプリング終了位置 Reference Signs List 1 static magnetic field generating coil 2 gradient magnetic field generating coil 3 probe 4 power supply 5 computer 6 subject 7 sampling start position 8 sampling end position
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 鈴木 隆一 東京都国分寺市東恋ヶ窪１丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (56)参考文献 特開 平２−149250（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−131649（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−179444（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (72) Ryuichi Suzuki, Inventor Ryuichi Suzuki 1-280 Higashi-Koigabo, Kokubunji-shi, Tokyo Inside Hitachi, Ltd. Central Research Laboratory (56) References JP-A-2-149250 (JP, A) JP-A-1 -131649 (JP, A) JP-A-62-179444 (JP, A) (58) Fields investigated (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 5/055 JICST file (JOIS)
Claims (4)
して被検体の関心領域を選択励起した後に、前記第１方
向と垂直な第２方向にエンコード傾斜磁場を印加し、前
記第１方向及び第２方向に垂直な第３方向にリードアウ
ト傾斜磁場の極性を反転させながら印加して複数のエコ
ー信号を発生させ、位相空間における中心領域の計測デ
ータを用いて画像の位相分布を推定し位相補正を行な
い、前記位相空間における未計測の領域のデータを推定
する演算を行なう核磁気共鳴装置において、前記位相空
間の原点からのエンコードステップ数をαとするとき、
前記位相空間の原点を中心とする（２α×２α）点を含
む前記中心領域から先に前記エコー信号のサンプリング
を行なうように前記エンコード傾斜磁場の印加が制御さ
れ、前記位相空間の原点を中心とする（２α×２α）点
の前記計測データを用いて、前記位相分布が推定される
ことを特徴とする核磁気共鳴装置。1. A high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field in a first direction are applied to selectively excite a region of interest of a subject, and then an encoding gradient magnetic field is applied in a second direction perpendicular to the first direction. A plurality of echo signals are generated by inverting the polarity of the readout gradient magnetic field in the third direction perpendicular to the second direction and the second direction to generate a plurality of echo signals, and the phase distribution of the image is estimated using the measurement data of the central region in the phase space. In the nuclear magnetic resonance apparatus that performs a phase correction and performs an operation of estimating data of an unmeasured region in the phase space, when the encoding step number from the origin of the phase space is α,
Including (2α × 2α) points centered on the origin of the phase space
Applying the control of the encode gradient magnetic field as above from no said central area for sampling of the echo signal
(2α × 2α) point centered on the origin of the phase space
The nuclear magnetic resonance apparatus , wherein the phase distribution is estimated using the measurement data .
て、９０゜高周波パルスを印加して前記関心領域を選択
励起した後に、更に１８０゜高周波パルスを印加して磁
化を反転させた後に、前記複数のエコー信号を発生させ
る制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴装置。2. The nuclear magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein after applying a 90 ° radio frequency pulse to selectively excite the region of interest, further applying a 180 ° radio frequency pulse to reverse the magnetization, A nuclear magnetic resonance apparatus performing control for generating the plurality of echo signals.
生する手段と、高周波パルスを被検体に印加して前記被
検体からのエコー信号を受信する手段と、前記傾斜磁場
と前記高周波パルス及び前記エコー信号のサンプリング
を制御しサンプリングされた計測データを使用して画像
再構成を実行する計算機とを具備する核磁気共鳴装置に
おいて、 前記計算機は、前記高周波パルスと第１方向（ｚ）の傾
斜磁場を印加して前記被検体の関心領域を選択励起する
こと、前記第１方向（ｚ）に直交する第２方向（ｘ）の
傾斜磁場の極性を周期的に変化させて印加し、複数の前
記エコーを発生させること、前記第１方向（ｚ）及び第
２方向（ｘ）に直交する第３方向（ｙ）の傾斜磁場を、
前記選択励起と前記エコー列の最初の前記エコーの発生
との間に印加される第１のパルスと、該第１のパルスの
極性と逆の極性をもち、前記第２方向（ｘ）の傾斜磁場
の印加と重複して印加される複数の第２のパルスとに分
けて印加すること、の各制御と、前記複数のエコーをサ
ンプリングして得る計測データから実空間での第１の画
像を再構成すること、位相空間の原点を中心とする低域
部分の前記計測データから前記実空間での第２の画像を
再構成すること、前記第２の画像の位相分布を使用して
前記第１の画像の位相を補正すること、補正された前記
第１の画像を逆フーリエ変換して前記位相空間でのデー
タに変換すること、前記逆フーリエ変換による前記位相
空間での前記データの共役複素数を求めること、の各演
算を行ない、前記位相空間の原点からのエンコードステ
ップ数をαとするとき、前記第１のパルスの振幅と印加
時間の積が前記第２のパルスの振幅と印加時間の積とα
との積に等しく設定され、前記位相空間の原点を中心と
する（２α×２α）点を含む前記低域部分の前記計測デ
ータが先に計測され、前記第２の画像が前記位相空間の
原点の中心とする（２α×２α）点の前記計測データを
用いて再構成されることを特徴とする核磁気共鳴装置。3. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a gradient magnetic field, a means for applying a high-frequency pulse to a subject and receiving an echo signal from the subject, the gradient magnetic field and the high-frequency pulse And a computer that controls the sampling of the echo signal and executes image reconstruction using the sampled measurement data, wherein the computer is configured to control the high-frequency pulse and the first direction (z). Applying a gradient magnetic field to selectively excite the region of interest of the subject; applying the gradient magnetic field in a second direction (x) orthogonal to the first direction (z) while periodically changing the polarity of the gradient magnetic field; Generating a gradient magnetic field in a third direction (y) orthogonal to the first direction (z) and the second direction (x),
A first pulse applied between the selective excitation and the first occurrence of the echo in the echo train, having a polarity opposite to that of the first pulse, and tilting in the second direction (x). Control of the application of a plurality of second pulses that are applied in an overlapping manner with the application of the magnetic field, and a first image in real space from measurement data obtained by sampling the plurality of echoes. Reconstructing, reconstructing a second image in the real space from the measurement data of the low-frequency portion centered on the origin of the phase space, using the phase distribution of the second image to Correcting the phase of the first image, inverse Fourier transforming the corrected first image into data in the phase space, conjugate complex number of the data in the phase space by the inverse Fourier transform determining the row stomach each operation, the Encode throw away from the origin of the phase space
When the number of taps is α, the amplitude and application of the first pulse
The product of time is the product of the amplitude of the second pulse and the application time and α
Is set equal to the product of
Measurement data of the low-frequency portion including the (2α × 2α) point
Data is measured first and the second image is
The measurement data at a point (2α × 2α) that is the center of the origin is
A nuclear magnetic resonance apparatus characterized by being reconfigured using the nuclear magnetic resonance apparatus.
生する手段と、高周波パルスを被検体に印加して前記被
検体からのエコー信号を受信する手段と、前記傾斜磁場
と前記高周波パルス及び前記エコー信号のサンプリング
を制御しサンプリングされた計測データを使用して画像
再構成を実行する計算機とを具備する核磁気共鳴装置に
おいて、 前記計算機は、９０゜高周波パルスと第１方向（ｚ）の
傾斜磁場を印加して前記被検体の関心領域を選択励起す
ること、１８０゜高周波パルスと第１方向（ｚ）の傾斜
磁場を印加して磁化を反転させること、前記第１方向
（ｚ）に直交する第２方向（ｘ）の傾斜磁場の極性を周
期的に変化させて印加し、複数の前記エコーを発生させ
ること、前記第１方向（ｚ）及び第２方向（ｘ）に直交
する第３方向（ｙ）の傾斜磁場を、前記選択励起と前記
磁化の反転との間に印加される第１のパルスと、前記第
２方向（ｘ）の傾斜磁場の印加と重複して印加される複
数の第２のパルスとに分けて印加すること、の各制御
と、前記複数のエコーをサンプリングして得る計測デー
タから実空間での第１の画像を再構成すること、位相空
間の原点を中心とする低域部分の前記計測データから前
記実空間での第２の画像を再構成すること、前記第２の
画像の位相分布を使用して前記第１の画像の位相を補正
すること、補正された前記第１の画像を逆フーリエ変換
して前記位相空間でのデータに変換すること、前記逆フ
ーリエ変換による前記位相空間での前記データの共役複
素数を求めること、の各演算を行ない、前記位相空間の
原点からのエンコードステップ数をαとするとき、前記
第１のパルスの振幅と印加時間の積が前記第２のパルス
の振幅と印加時間の積とαとの積に等しく設定され、前
記位相空間の原点を中心とする（２α×２α）点を含む
前記低域部分の前記計測データが先に計測され、前記第
２の画像が前記位相空間の原点の中心とする（２α×２
α）点の前記計測データを用いて再構成されることを特
徴とする核磁気共鳴装置。4. A means for generating a static magnetic field, a means for generating a gradient magnetic field, a means for applying a high-frequency pulse to a subject and receiving an echo signal from the subject, the gradient magnetic field and the high-frequency pulse And a computer for controlling the sampling of the echo signal and performing image reconstruction using the sampled measurement data, wherein the computer comprises a 90 ° radio frequency pulse and a first direction (z). Selectively exciting a region of interest of the subject by applying a gradient magnetic field of 180 °; applying a 180 ° radio frequency pulse and a gradient magnetic field of a first direction (z) to invert the magnetization; Generating a plurality of echoes by periodically changing the polarity of a gradient magnetic field in a second direction (x) orthogonal to the first direction (z) and orthogonal to the first direction (z) and the second direction (x) Third party The gradient magnetic field of (y) is applied to the first pulse applied between the selective excitation and the reversal of the magnetization, and a plurality of the magnetic fields applied in overlap with the application of the gradient magnetic field of the second direction (x). Controlling the application of the second pulse separately from the second pulse; reconstructing a first image in real space from measurement data obtained by sampling the plurality of echoes; Reconstructing a second image in the real space from the measurement data in the low-frequency portion centered on the origin of the first image, and correcting the phase of the first image using the phase distribution of the second image Calculation of performing the inverse Fourier transform on the corrected first image to convert it into data in the phase space, and obtaining a conjugate complex number of the data in the phase space by the inverse Fourier transform the line stomach, of the phase space
When the number of encoding steps from the origin is α,
The product of the amplitude of the first pulse and the application time is the second pulse
Is set equal to the product of the amplitude of
Includes (2α × 2α) points centered on the origin of the topological space
The measurement data of the low-frequency portion is measured first, and the
2 is the center of the origin of the phase space (2α × 2
A nuclear magnetic resonance apparatus reconstructed using the measurement data of the point α) .
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