JPH04246327A - Dynamic mr imaging method - Google Patents

Dynamic mr imaging method

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Publication number
JPH04246327A
JPH04246327A JP3032363A JP3236391A JPH04246327A JP H04246327 A JPH04246327 A JP H04246327A JP 3032363 A JP3032363 A JP 3032363A JP 3236391 A JP3236391 A JP 3236391A JP H04246327 A JPH04246327 A JP H04246327A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
data
scan
image
frequency component
phase encoding
Prior art date
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Pending
Application number
JP3032363A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Shoichi Okamura
昇一 岡村
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
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Filing date
Publication date
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Priority to JP3032363A priority Critical patent/JPH04246327A/en
Publication of JPH04246327A publication Critical patent/JPH04246327A/en
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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

PURPOSE:To shorten the image pickup time interval in dynamic MR imaging without deteriorating the picture quality by decreasing the number of lines of raw data, and to improve the time resolution by constituting the method so that data of a low frequency component in which the phase encoding quantity is small collects scan data of every image, but data of a high frequency component in which the phase encoding quantity is large uses in common that which is collected by a scan of an image being adjacent timewise. CONSTITUTION:In a first scan S1, the phase encoding quantity is enlarged gradually from a negative side to a positive side, and data of a 256 line portion extending from a high frequency component to a low frequency component is obtained, but in a second scan and a third scan S2, S3, a data collection of a line portion corresponding to 25% of a high frequency side is not executed. That is, in a second and a third scans, sequence of a 64 line portion corresponding to 25% in which the phase encoding quantity is enlarged to one side of the positive or the negative side is not executed, and sequence of a 19 line portion is repeated. Since the number of times of repetition is reduced by 25%, the time required is decreased by 25% in a second and a third scans S2, S3 and shortened to 22.5 seconds.

Description

【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]

【0001】0001

【産業上の利用分野】この発明は、核磁気共鳴(NMR
)を利用してイメージングを行うMRイメージング法に
関し、とくにガドリニウムDTPAなどの造影剤を用い
てダイナミックな撮像を行うダイナミックMRイメージ
ング法に関する。
[Industrial Field of Application] This invention relates to nuclear magnetic resonance (NMR).
), and particularly relates to a dynamic MR imaging method that performs dynamic imaging using a contrast agent such as gadolinium DTPA.

【0002】0002

【従来の技術】MRイメージング法では、被検体の特定
のスライス面を選択励起し、そのスライス面内の1軸方
向の位置情報をエコー信号の周波数に、他の軸方向の位
置情報をエコー信号の位相に、それぞれエンコードし、
受信したエコー信号より得たデータを2次元フーリエ変
換することにより上記の2軸方向の位置情報をデコード
して上記のスライス面での断層像を得る。
2. Description of the Related Art In MR imaging, a specific slice plane of a subject is selectively excited, positional information in one axis direction within the slice plane is expressed as the frequency of an echo signal, and positional information in other axial directions is expressed as an echo signal. are encoded into the phase of
By performing a two-dimensional Fourier transform on the data obtained from the received echo signal, the position information in the two-axis directions is decoded and a tomographic image on the slice plane is obtained.

【0003】周波数エンコードは1軸方向に磁場強度が
傾斜した傾斜磁場をかけた状態でエコー信号を発生させ
ることによって行われる。位相エンコードは、他の軸方
向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場を、その強度が等
量ずつ変化するようにして、その各々について励起・受
信のシーケンスを順次繰り返すことによって行われる。 このように励起・受信のシーケンスが繰り返されること
により、その各々のシーケンスで位相エンコード量の異
なるデータが得られる。
Frequency encoding is performed by generating an echo signal while applying a gradient magnetic field whose magnetic field strength is gradient in one axis direction. Phase encoding is performed by sequentially repeating the excitation/reception sequence for each of the gradient magnetic fields whose magnetic field strengths are tilted in other axial directions so that the strengths thereof change by equal amounts. By repeating the excitation/reception sequence in this way, data with a different amount of phase encoding is obtained for each sequence.

【0004】このようなMRイメージング法において、
従来よりガドリニウムDTPAなどの造影剤を利用して
撮像すると、MR画像上で腫瘍が良好に描出されること
が知られている。この場合、造影剤注入後、何分後、何
秒後にもっとも良好な画像が得られるかは部位や腫瘍の
種類などによって異なるが、現在では造影剤注入後15
秒間隔とか30秒間隔とかの一定間隔で各画像について
のスキャンを行なうことが多い。たとえば図4に示すよ
うに、時刻Tで造影剤が注入されたとして、30秒間隔
でスキャンS1、S2、…を行なう。この場合、各スキ
ャンS1、S2、…では、256通りの位相エンコード
量の各々について励起・受信のシーケンスを繰り返す。 つまり位相エンコード量を変えながら励起・受信のシー
ケンスを256回繰り返して256ライン分のデータを
得る。この1スキャンに30秒かかるためスキャン間隔
が30秒ということになる。
[0004] In such an MR imaging method,
It has been known that tumors can be clearly visualized on MR images by imaging using a contrast agent such as gadolinium DTPA. In this case, the number of minutes or seconds after which the best image can be obtained after contrast agent injection varies depending on the site and type of tumor, but currently it is
Each image is often scanned at regular intervals, such as every second or every 30 seconds. For example, as shown in FIG. 4, assuming that a contrast agent is injected at time T, scans S1, S2, . . . are performed at 30 second intervals. In this case, in each scan S1, S2, . . . , the excitation/reception sequence is repeated for each of the 256 phase encode amounts. In other words, the excitation/reception sequence is repeated 256 times while changing the amount of phase encoding to obtain 256 lines of data. Since this one scan takes 30 seconds, the scan interval is 30 seconds.

【0005】[0005]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、画質を
優先してデータ収集時間を長くすれば、造影剤注入後の
撮像時間間隔が長くなってしまい、時間分解能が悪くな
るという問題がある。すなわち、造影剤注入後のある時
刻でMR画像を撮像する場合でも、1つの画像のデータ
収集に要するスキャンには実際には数秒から数十秒の時
間がかかるものであり、また、データ収集に長い時間を
かけた方がS/N比の高い、診断に有効な画像が得られ
る傾向にあるからである。
However, if the data collection time is increased with priority given to image quality, the imaging time interval after contrast agent injection becomes longer, resulting in a problem that the temporal resolution deteriorates. In other words, even when an MR image is taken at a certain time after contrast agent injection, the scan required to collect data for one image actually takes several seconds to several tens of seconds, and the data collection time is very long. This is because images with a higher S/N ratio and more effective for diagnosis tend to be obtained by taking a longer time.

【0006】この発明は、上記に鑑み、画質を落とすこ
となく時間間隔の短いダイナミック画像を得ることがで
きるように改善したダイナミックMRイメージング法を
提供することを目的とする。
SUMMARY OF THE INVENTION In view of the above, an object of the present invention is to provide an improved dynamic MR imaging method that allows dynamic images with short time intervals to be obtained without deteriorating image quality.

【0007】[0007]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるダイナミックMRイメージング法に
おいては、位相エンコード量の少ない低周波成分のデー
タについては個々の画像ごとのスキャンでデータ収集す
るが、位相エンコード量の多い高周波成分のデータは、
時間的に近接した画像のスキャンで収集したものを共通
に使用することが特徴となっている。これにより1つの
画像を再構成するのに必要な高周波成分から低周波成分
のすべてのデータを個々の画像についてのスキャンで収
集する必要がなくなり、高周波成分のデータ収集をしな
い分だけスキャン時間を短縮でき時間間隔を短くできる
。また、高周波成分のデータはまったく画像再構成に用
いない訳ではなく、時間的に近接した画像のスキャンで
得たものを用いるので画質の劣化もない。
[Means for Solving the Problems] In order to achieve the above object, in the dynamic MR imaging method according to the present invention, data of low frequency components with a small amount of phase encoding is collected by scanning each individual image. , high frequency component data with a large amount of phase encoding is
It is characterized by the common use of images collected by scanning images that are close in time. This eliminates the need to collect all the data from high-frequency components to low-frequency components necessary to reconstruct one image by scanning each image, reducing scan time by not collecting data for high-frequency components. The time interval can be shortened. Furthermore, data on high frequency components is not used at all for image reconstruction, but rather data obtained by scanning temporally close images is used, so there is no deterioration in image quality.

【0008】[0008]

【実施例】以下、この発明の一実施例について図面を参
照しながら詳細に説明する。図1はこの発明の一実施例
にかかるダイナミックMRイメージング法を行うための
システム構成を示すもので、この図において、被検体1
1は主マグネット15により形成される静磁場及びそれ
に重畳して傾斜コイル14により形成される傾斜磁場内
に配置される。被検体11には、送信コイル12と受信
コイル13とが取り付けられる。
DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of the present invention will be described in detail below with reference to the drawings. FIG. 1 shows a system configuration for performing a dynamic MR imaging method according to an embodiment of the present invention.
1 is placed within a static magnetic field formed by the main magnet 15 and a gradient magnetic field formed by the gradient coil 14 superimposed thereon. A transmitter coil 12 and a receiver coil 13 are attached to the subject 11 .

【0009】傾斜コイル14は、直交3軸の各方向に磁
場強度が傾斜している傾斜磁場をそれぞれ独立に発生す
ることができるように構成されている。直交3軸の傾斜
磁場は、それぞれスライス選択用傾斜磁場Gs、読み出
し(周波数エンコード)用傾斜磁場Gr、位相エンコー
ド用傾斜磁場Gpとする。傾斜コイル14には傾斜磁場
Gs,Gr,Gpの各電源21、22、23から電流が
供給され、各方向の傾斜磁場が形成される。傾斜コイル
14により所定の波形の各傾斜磁場パルスが形成される
ように、この傾斜磁場電源21〜23の供給電流波形が
傾斜磁場制御装置24により制御されている。
The gradient coils 14 are configured to be able to independently generate gradient magnetic fields whose magnetic field strengths are gradient in each direction of three orthogonal axes. The gradient magnetic fields of the three orthogonal axes are respectively a slice selection gradient magnetic field Gs, a readout (frequency encoding) gradient magnetic field Gr, and a phase encoding gradient magnetic field Gp. Current is supplied to the gradient coil 14 from respective power supplies 21, 22, and 23 for gradient magnetic fields Gs, Gr, and Gp, and gradient magnetic fields in each direction are formed. The waveforms of currents supplied by the gradient magnetic field power supplies 21 to 23 are controlled by a gradient magnetic field controller 24 so that the gradient coil 14 forms gradient magnetic field pulses with predetermined waveforms.

【0010】送信コイル12には、高周波電源33から
送られるRFパルスが供給される。このRFパルスは、
周波数変換器32において、シンセサイザ34からのR
F正弦波信号をキャリア信号として、RF波形発生器3
1からのsinc波形でAM変調したものを、高周波電
源33により増幅したものである。
[0010] The transmitting coil 12 is supplied with RF pulses sent from a high frequency power source 33. This RF pulse is
In the frequency converter 32, R from the synthesizer 34
The RF waveform generator 3 uses the F sine wave signal as a carrier signal.
The sinc waveform from 1 is AM-modulated and amplified by the high-frequency power supply 33.

【0011】被検体11に送信コイル12からRFパル
スを照射してその核スピンを励起した後発生するNMR
信号は受信コイル13で受信される。この受信NMR信
号は前置増幅器35により増幅された後、直交位相検波
器36で検波され、次にA/D変換器37でデジタルデ
ータに変換されてホストコンピュータ41に取り込まれ
る。この直交位相検波器36はPSD(Phase S
ensitive Detector)方式の検波回路
で、シンセサイザ34から送られる参照信号と受信信号
とをミキシングすることによって2つの信号の周波数の
差を出力する回路を用いる。
NMR generated after the subject 11 is irradiated with an RF pulse from the transmitting coil 12 to excite its nuclear spins.
The signal is received by the receiving coil 13. This received NMR signal is amplified by a preamplifier 35, then detected by a quadrature phase detector 36, and then converted into digital data by an A/D converter 37 and taken into the host computer 41. This quadrature phase detector 36 is a PSD (Phase S
This is a detection circuit based on an active detector system, and uses a circuit that mixes a reference signal sent from the synthesizer 34 and a received signal, and outputs the difference in frequency between the two signals.

【0012】シーケンスコントローラ42はホストコン
ピュータ41の制御下、傾斜磁場制御装置24に各傾斜
磁場パルスの波形情報と発生タイミング情報を与え、R
F波形発生器31にRFパルスのsinc波形情報及び
発生タイミング情報を与えるとともに、シンセサイザ3
4にキャリア信号の周波数(共鳴周波数に対応する)に
関する情報を送り、A/D変換器37のサンプリングタ
イミングなどを制御する。
Under the control of the host computer 41, the sequence controller 42 provides waveform information and generation timing information of each gradient magnetic field pulse to the gradient magnetic field control device 24.
The F waveform generator 31 is given sinc waveform information and generation timing information of the RF pulse, and the synthesizer 3
4 to control the sampling timing of the A/D converter 37, etc.

【0013】ホストコンピュータ41には、表示装置と
キーボード装置などの入力装置とを有するコンソール4
3が接続されている。ホストコンピュータ41に取り込
まれたデータは2次元フーリエ変換されることにより画
像が再構成され、その画像がコンソール43の表示装置
に表示される。
The host computer 41 includes a console 4 having a display device and an input device such as a keyboard device.
3 is connected. The data taken into the host computer 41 is subjected to two-dimensional Fourier transform to reconstruct an image, and the resulting image is displayed on the display device of the console 43.

【0014】イメージングのためのパルスシーケンスと
しては、通常のスピンエコー法や、サチュレーションリ
カバリ法や、インバージョンリカバリ法などを使用する
ことができる。これらのシーケンスでは、たとえばS軸
方向の傾斜磁場GsをかけながらRFパルスを加えるこ
とにより、S軸に直角な特定のスライスを順次選択励起
し、傾斜磁場GrによりR軸方向の位置情報をNMR信
号の周波数にエンコードするとともに、傾斜磁場Gpに
よりP方向の位置情報をNMR信号の位相にエンコード
する。
As a pulse sequence for imaging, a normal spin echo method, saturation recovery method, inversion recovery method, etc. can be used. In these sequences, for example, specific slices perpendicular to the S-axis are sequentially selectively excited by applying an RF pulse while applying a gradient magnetic field Gs in the S-axis direction, and the position information in the R-axis direction is converted into an NMR signal by the gradient magnetic field Gr. At the same time, position information in the P direction is encoded into the phase of the NMR signal by the gradient magnetic field Gp.

【0015】ここでは図2に示すようにスピンエコー法
によるパルスシーケンスを行うものとする。まず90゜
パルス51を印加して核スピンを90゜倒すとき同時に
スライス選択用の傾斜磁場Gsパルス53を加える。こ
れにより所定のスライス面内の核スピンのみを選択励起
する。
Here, it is assumed that a pulse sequence using the spin echo method is performed as shown in FIG. First, a 90° pulse 51 is applied to tilt the nuclear spins by 90°, and at the same time a gradient magnetic field Gs pulse 53 for slice selection is applied. This selectively excites only nuclear spins within a predetermined slice plane.

【0016】つぎに読み出し(周波数エンコード)用の
傾斜磁場Grのパルス55と、位相エンコード用の傾斜
磁場Gpのパルス57とを加え、スライス面内の1軸方
向の位置情報を周波数にエンコードするとともに、スラ
イス面内の他の軸方向の位置情報を位相にエンコードす
る。その後、180゜パルス52をスライス選択用傾斜
磁場Gsのパルス54とともに加え、さらにその後、読
み出し(周波数エンコード)用の傾斜磁場Grのパルス
56を加えてスピンエコー信号58を発生させる。
Next, a pulse 55 of the gradient magnetic field Gr for reading (frequency encoding) and a pulse 57 of the gradient magnetic field Gp for phase encoding are added to encode the position information in the uniaxial direction in the slice plane into a frequency. , encodes other axial position information within the slice plane into phase. Thereafter, a 180° pulse 52 is applied together with a pulse 54 of a gradient magnetic field Gs for slice selection, and then a pulse 56 of a gradient magnetic field Gr for readout (frequency encoding) is applied to generate a spin echo signal 58.

【0017】この図2に示したようなパルスシーケンス
を、位相エンコード用傾斜磁場Gpのパルス57の大き
さを少しずつ変化させながら一定の時間間隔で繰り返す
。その各々でエコー信号58が発生し、そのエコー信号
を所定のサンプリングレートでサンプリングしてA/D
変換することにより1列(1ライン)のデータを得るの
で、図3のように位相エンコード量ごとにデータ列が得
られことになる。
The pulse sequence shown in FIG. 2 is repeated at regular time intervals while gradually changing the magnitude of the pulse 57 of the phase encoding gradient magnetic field Gp. Each of them generates an echo signal 58, and the echo signal is sampled at a predetermined sampling rate to be used by the A/D.
Since one column (one line) of data is obtained by the conversion, a data string is obtained for each phase encode amount as shown in FIG.

【0018】従来では、前述のように1スキャンにつき
256通りに位相エンコード量を変え(負側から正側へ
と徐々に大きくしていく)、位相エンコード量が負側に
大きい高周波成分から位相エンコード量の小さい低周波
成分、位相エンコード量が正側に大きい高周波成分へと
データ収集を行なって、高周波成分から低周波成分まで
の256ライン分のデータを得るようにしている(図4
参照)。この場合各スキャンで得たデータにより再構成
した画像の撮像時刻は低周波成分の中心時刻であるから
、各画像の取得時刻は15秒、45秒、…となり、この
ように256ライン分のデータを用いる限り時間間隔は
30秒以下とすることはできない。
Conventionally, as mentioned above, the amount of phase encoding is changed in 256 ways per scan (gradually increasing from the negative side to the positive side), and the phase encoding amount is encoded starting from the high frequency component where the amount of phase encoding is large on the negative side. Data is collected from the low frequency component with a small amount to the high frequency component where the amount of phase encoding is large on the positive side to obtain 256 lines of data from the high frequency component to the low frequency component (Figure 4
reference). In this case, since the imaging time of the image reconstructed from the data obtained in each scan is the center time of the low frequency component, the acquisition time of each image is 15 seconds, 45 seconds, etc. In this way, the data for 256 lines is As long as , the time interval cannot be less than 30 seconds.

【0019】この実施例では、図5に示すように最初の
スキャンS1では図4と同様に位相エンコード量を負側
から正側へと徐々に大きくして、高周波成分から低周波
成分までの256ライン分のデータを得るが、2回目、
3回目のスキャンS2、S3では高周波側の25%に相
当するライン分のデータ収集は行なわない。つまり2回
目、3回目のスキャンでは、位相エンコード量が正また
は負側の一方側に大きくなっている25%に相当する6
4ライン分のシーケンスは行なわず、192ライン分の
シーケンスを繰り返すこととしている。
In this embodiment, as shown in FIG. 5, in the first scan S1, the phase encode amount is gradually increased from the negative side to the positive side as in FIG. I get data for the line, but the second time,
In the third scans S2 and S3, data collection for lines corresponding to 25% on the high frequency side is not performed. In other words, in the second and third scans, the amount of phase encoding increases to either the positive or negative side, which corresponds to 25%.
The sequence for 4 lines is not performed, but the sequence for 192 lines is repeated.

【0020】これにより繰り返し回数が25%低減する
ため、2回目、3回目のスキャンS2、S3ではかかる
時間が25%少なくなって22.5秒と短くなる。
[0020] This reduces the number of repetitions by 25%, so the time required for the second and third scans S2 and S3 is reduced by 25% to 22.5 seconds.

【0021】64ライン分不足する高周波成分のデータ
は、この実施例では図6に示すように直前のスキャンで
得た高周波成分のデータを共通に使用することでまかな
う。これにより各画像について256ライン分のデータ
で再構成ができるようになるので、画質の劣化は起こら
ない。またこうして再構成された画像は、それらの低周
波成分についてのデータ収集の中心時刻での画像とされ
るので、1回目のスキャンS1による画像は造影剤注入
時点Tから15秒の時点でのもの、2回目のスキャンS
2による画像は37.5秒の時点でのもの、3回目のス
キャンS3による画像は60秒の時点でのものとされる
In this embodiment, the shortage of high frequency component data by 64 lines is covered by commonly using the high frequency component data obtained in the immediately preceding scan, as shown in FIG. As a result, each image can be reconstructed using 256 lines of data, so no deterioration in image quality occurs. In addition, since the image reconstructed in this way is an image at the central time of data collection for these low frequency components, the image from the first scan S1 is an image at a time point of 15 seconds from the contrast agent injection time T. , second scan S
The image obtained by S2 is obtained at 37.5 seconds, and the image obtained by the third scan S3 is obtained at 60 seconds.

【0022】なお、ここでは高周波側の25%のライン
のデータについて隣接する2つのスキャンで共通に使用
することとしているが、この共通に使用するデータ量は
総データ量の何%とするかは自由であり、任意に設定で
きるものとする。
[0022] Here, it is assumed that the data of 25% of the lines on the high frequency side is used in common between two adjacent scans, but what percentage of the total data amount should be the amount of data used in common? It is free and can be set arbitrarily.

【0023】図7は変形例を表すものである。この例で
は1回目のスキャンS1では位相エンコード量を負の大
きい側から徐々に正側へと変化させて高周波成分と低周
波成分のデータを収集し、2回目、3回目のスキャンS
2、S3では高周波側のデータ収集は一切行なわず、4
回目のスキャンS4で位相エンコード量を正の大きい方
にまで変化させて低周波成分と高周波成分のデータ収集
を行なっている。この場合、スキャンS1の正の高周波
成分のデータはスキャンS4で得たものを使用し、スキ
ャンS2、S3の正・負の高周波成分のデータはスキャ
ンS1、S4で得たものをそれぞれ使用し、スキャンS
4の負の高周波成分のデータはスキャンS1で得たもの
を使用している。このように1つのスキャンで得た高周
波成分をいくつものスキャンのデータとして共通に使用
することにより、1スキャンの時間をさらに短縮し、画
像取得の時間間隔(図7のt1、t2、t3、t4の間
隔)を短くすることができる。
FIG. 7 shows a modification. In this example, in the first scan S1, the phase encoding amount is gradually changed from the negative side to the positive side to collect data on high frequency components and low frequency components, and in the second and third scan S1, data of high frequency components and low frequency components are collected.
2. S3 does not collect any data on the high frequency side, and
In the second scan S4, the phase encode amount is changed to the larger positive one to collect data on low frequency components and high frequency components. In this case, the positive high frequency component data of scan S1 is used as the data obtained in scan S4, and the positive and negative high frequency component data of scans S2 and S3 are used as the data obtained in scans S1 and S4, respectively. Scan S
The negative high frequency component data of 4 is obtained in scan S1. In this way, by commonly using the high frequency components obtained in one scan as data for multiple scans, the time for one scan can be further shortened, and the time intervals of image acquisition (t1, t2, t3, t4 in Fig. 7) can be further reduced. interval) can be shortened.

【0024】[0024]

【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
の発明のダイナミックMRイメージング法によれば、生
データのライン数を減らして画質を落とすということな
く、ダイナミックMRイメージングにおける撮像時間間
隔を短くし、時間分解能を向上させることができる。
[Effects of the Invention] As described in the embodiments above, according to the dynamic MR imaging method of the present invention, the imaging time interval in dynamic MR imaging can be shortened without reducing the number of lines of raw data and degrading the image quality. , the time resolution can be improved.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

【図1】この発明による一実施例にかかるダイナミック
MRイメージング法を行うためのシステム構成を示すブ
ロック図。
FIG. 1 is a block diagram showing a system configuration for performing a dynamic MR imaging method according to an embodiment of the present invention.

【図2】パルスシーケンスの一例を示すタイムチャート
FIG. 2 is a time chart showing an example of a pulse sequence.

【図3】位相エンコード量とデータ列との関係を表す模
式図。
FIG. 3 is a schematic diagram showing the relationship between phase encode amount and data string.

【図4】従来例のダイナミックMRイメージングを説明
するタイムチャート。
FIG. 4 is a time chart illustrating conventional dynamic MR imaging.

【図5】一実施例のダイナミックMRイメージングを説
明するタイムチャート。
FIG. 5 is a time chart illustrating dynamic MR imaging of one embodiment.

【図6】同実施例の生データの共通化を説明する模式図
FIG. 6 is a schematic diagram illustrating the sharing of raw data in the same embodiment.

【図7】変形例のダイナミックMRイメージングを説明
するタイムチャート。
FIG. 7 is a time chart illustrating a modified example of dynamic MR imaging.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

11              被検体12    
          送信コイル13        
      受信コイル14            
  傾斜コイル15              主マ
グネット21              スライス選
択用傾斜磁場電源22              読
み出し用傾斜磁場電源23             
 位相エンコード用傾斜磁場電源24        
      傾斜磁場制御装置31         
     RF波形発生器32           
   周波数変換器33              
高周波電源34              シンセサ
イザ35              前置増幅器36
              直交位相検波器37  
            A/D変換器41     
         ホストコンピュータ42     
         シーケンスコントローラ43   
           コンソール51       
       90゜パルス52          
    180゜パルス53、54        ス
ライス選択用傾斜磁場パルス55、56       
 読み出し(周波数エンコード)用傾斜磁場パルス
11 Subject 12
Transmission coil 13
Receiving coil 14
Gradient coil 15 Main magnet 21 Gradient magnetic field power supply for slice selection 22 Gradient magnetic field power supply for reading 23
Gradient magnetic field power supply 24 for phase encoding
Gradient magnetic field control device 31
RF waveform generator 32
Frequency converter 33
High frequency power supply 34 Synthesizer 35 Preamplifier 36
Quadrature phase detector 37
A/D converter 41
host computer 42
Sequence controller 43
console 51
90° pulse 52
180° pulses 53, 54 Slice selection gradient magnetic field pulses 55, 56
Gradient magnetic field pulse for readout (frequency encoding)

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】  被検体の特定のスライス面を選択励起
し、そのスライス面内の1軸方向の位置情報をエコー信
号の周波数に、他の軸方向の位置情報をエコー信号の位
相に、それぞれエンコードし、受信したエコー信号から
得たデータを2次元フーリエ変換することにより上記の
2軸方向の位置情報をデコードして上記のスライス面で
の断層像を得るMRイメージング法において、位相エン
コード量を変えながら励起・受信のシーケンスを順次行
って1画像分のデータ収集するスキャンをつぎつぎに行
なうとともに、そのすくなくとも1つのスキャンでは位
相エンコード量の多い高周波成分のデータ収集は行なわ
ず、その収集しなかった高周波成分のデータは他の時間
的に近接したスキャンで得た高周波成分のデータを共通
に使用することを特徴とするダイナミックMRイメージ
ング法。
Claim 1: Selectively excite a specific slice plane of the subject, and set the position information in one axis direction within the slice plane to the frequency of the echo signal, and the position information in the other axis direction to the phase of the echo signal, respectively. In the MR imaging method, which obtains the tomographic image on the slice plane by decoding the position information in the two axes by performing two-dimensional Fourier transform on the data obtained from the received echo signal, the amount of phase encoding is While changing the excitation/reception sequence one after another to collect data for one image, at least one scan did not collect data on high-frequency components with a large amount of phase encoding; A dynamic MR imaging method characterized in that high-frequency component data obtained from other temporally adjacent scans is commonly used as high-frequency component data.
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