JP2606488B2 - MRI equipment - Google Patents
MRI equipmentInfo
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、MRI装置(核磁気
共鳴断層撮影装置)に関し、とくにSSFP(定常才差
運動)状態を利用してイメージングシーケンスを行なう
MRI装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an MRI apparatus (nuclear magnetic resonance tomography apparatus), and more particularly to an MRI apparatus that performs an imaging sequence using an SSFP (steady precession) state.
【0002】[0002]
【従来の技術】従来より、SSFP状態を利用してイメ
ージングシーケンスを行なうMRI装置が知られてい
る。このイメージングシーケンスは、緩和時間T1、T
2より短い繰り返し時間で励起パルスを繰り返し照射
し、定常状態でNMR信号を発生するいわゆるSSFP
状態を実現させ、その信号を採取して画像化を行なうも
ので、従来から種々のものが提案されている。このイメ
ージングシーケンスに体動補正のためのリフェーズ法を
適用しようとすると、FID信号と同時に発生する疑似
信号(エコー信号)の混入が避けられず、再構成画像の
アーティファクトの原因となる。2. Description of the Related Art Conventionally, an MRI apparatus that performs an imaging sequence using an SSFP state has been known. This imaging sequence includes relaxation times T1, T
A so-called SSFP that repeatedly irradiates an excitation pulse with a repetition time shorter than 2 and generates an NMR signal in a steady state.
A state is realized, a signal of the state is collected, and an image is formed, and various types have been conventionally proposed. If an attempt is made to apply the rephase method for body motion correction to this imaging sequence, mixing of a pseudo signal (echo signal) that occurs simultaneously with the FID signal is unavoidable, and causes artifacts in a reconstructed image.
【0003】そこで、励起パルスの位相を変化させたイ
メージングシーケンスと、変化させないイメージングシ
ーケンスとを行なって2組のデータを採取し、これらの
データ間の適当な加減算処理によって疑似信号を除去す
る手法が提案されている(M.Deimling et al. 第8回S
MRM(Society of Magnetic Resonance in Medicine)
演題No.842,Amsterdam,Aug.1989など)。Therefore, there is a method in which an imaging sequence in which the phase of an excitation pulse is changed and an imaging sequence in which the phase is not changed are collected to collect two sets of data, and a pseudo signal is removed by an appropriate addition / subtraction process between these data. Proposed (M. Deimling et al. 8th S
MRM (Society of Magnetic Resonance in Medicine)
Abstract No. 842, Amsterdam, Aug. 1989, etc.).
【0004】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は、最低2回のイメージングシーケンスが必要であり、
この2回のイメージングシーケンスの間に体動などがあ
ればデータ間の加減算処理によっては疑似信号を除去す
ることはできず、アーティファクトを引き起こすことが
あるという問題がある。However, conventionally, at least two imaging sequences are required,
If there is a body motion or the like between the two imaging sequences, the pseudo signal cannot be removed by the addition / subtraction processing between the data, and there is a problem that an artifact may be caused.
【0005】この発明は、上記に鑑み、FID信号と疑
似信号とが同時に生じた場合でも1回のイメージングシ
ーケンスのみで疑似信号成分を除去することができるM
RI装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION In view of the above, the present invention provides an M signal that can remove a pseudo signal component with only one imaging sequence even when an FID signal and a pseudo signal are generated simultaneously.
An object is to provide an RI apparatus.
【0006】[0006]
【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MRI装置においては、緩和時間よ
り短い繰り返し時間で励起パルスを繰り返し照射して定
常状態においてNMR信号を発生する状態を現出させ、
該励起パルスと同時にスライス選択用の傾斜磁場パル
ス、上記励起パルスの直後および直前においてNMR信
号を発生させるための反転するリードアウト用の傾斜磁
場位相パルスおよびエンコーディング量を変化させなが
ら位相エンコーディング用の傾斜磁場をそれぞれ発生
し、同じ位相エンコーディング量において、上記励起パ
ルスの位相をプラス、プラス、マイナス、マイナスと4
つのパルス周期で繰り返し変化させ、かつ上記励起パル
スの間の期間で収集したデータ同士を、上記の4つのパ
ルス周期の中の前半の第1番目、第2番目ではプラスの
符号を、後半の第3番目、第4番目ではマイナスの符号
をそれぞれ付けて加算する。これにより、励起パルス直
後のFID信号の成分を加算し合わせて大きくするとと
もに、他方で励起パルスの直前に発生するエコー信号の
成分を相互に打ち消し合わせることができ、その結果、
1回のイメージングシーケンスのみで、実質的に、励起
パルスの直前に発生するエコー信号の成分を除去し、励
起パルス直後のFID信号の成分のみを得ることができ
る。また、上記励起パルスの位相をプラス、プラス、プ
ラス、マイナスと4つのパルス周期で繰り返し変化さ
せ、かつ上記励起パルスの間の期間で収集したデータ同
士を、上記の4つのパルス周期の中の第4番目ではマイ
ナスの符号を、他ではプラスの符号をそれぞれ付けて加
算するようにしてもよく、これによっても、1回のイメ
ージングシーケンスのみで、励起パルスの直前に発生す
るエコー信号の成分を相互に打ち消し合わせて除去し、
実質的に、励起パルス直後のFID信号の成分のみを得
ることができる。In order to achieve the above object, in an MRI apparatus according to the present invention, a state where an excitation pulse is repeatedly irradiated with a repetition time shorter than a relaxation time to generate an NMR signal in a steady state is obtained. Let me out
A gradient magnetic field pulse for slice selection at the same time as the excitation pulse, a gradient magnetic field phase pulse for inversion for generating an NMR signal immediately before and immediately after the excitation pulse, and a gradient for phase encoding while changing the encoding amount. A magnetic field is generated, and the phase of the excitation pulse is set to plus, plus, minus, minus and 4 for the same amount of phase encoding.
The data that are repeatedly changed in one pulse period and collected during the period between the excitation pulses are indicated by a plus sign in the first and second signs of the first half of the above four pulse cycles, and a positive sign in the second half. In the third and fourth cases, a minus sign is added and added. As a result, the components of the FID signal immediately after the excitation pulse are added to increase the size thereof, and on the other hand, the components of the echo signal generated immediately before the excitation pulse can be mutually canceled out.
With only one imaging sequence, the echo signal component generated immediately before the excitation pulse can be substantially removed, and only the FID signal component immediately after the excitation pulse can be obtained. Further, the phase of the excitation pulse is repeatedly changed at four pulse periods of plus, plus, plus, minus, and data collected during the period between the excitation pulses is compared with the data of the fourth pulse period. It is also possible to add a minus sign in the fourth case and a plus sign in the other cases, and this also allows the components of the echo signal generated immediately before the excitation pulse to cross each other only in one imaging sequence. And remove it,
Substantially, only the component of the FID signal immediately after the excitation pulse can be obtained.
【0007】[0007]
【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において、静磁場マグ
ネット12が発生する静磁場内に被検体(人体)11が
配置され、また、その静磁場空間内に傾斜コイル13
と、RF信号を送受するプローブ23とが配置される。
傾斜コイル13には傾斜電源14より所定の波形のパル
ス電流が流されて、静磁場に重畳するような傾斜磁場が
発生させられる。この傾斜電源14には、制御装置41
から波形データとタイミング情報が送られ、そのデータ
通りの波形の電流が指示通りのタイミングで傾斜コイル
13に出力され、所望の波形の傾斜磁場パルスが所望の
タイミングで得られる。傾斜コイル13は直交3軸方向
にそれぞれ設けられており、それらに対応して傾斜電源
14からは各方向の傾斜磁場用の電流が出力される。こ
の直交3軸方向の傾斜磁場はそれぞれ、スライス選択用
の傾斜磁場、位相エンコーディング用の傾斜磁場、リー
ドアウト用の傾斜磁場である。An embodiment of the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. In FIG. 1, a subject (human body) 11 is arranged in a static magnetic field generated by a static magnetic field magnet 12, and a gradient coil 13 is provided in the static magnetic field space.
And a probe 23 for transmitting and receiving an RF signal.
A pulse current having a predetermined waveform is supplied from the gradient power supply 14 to the gradient coil 13 to generate a gradient magnetic field that is superimposed on the static magnetic field. The tilt power supply 14 includes a control device 41.
, Waveform data and timing information are sent, a current having a waveform according to the data is output to the gradient coil 13 at a timing as instructed, and a gradient magnetic field pulse having a desired waveform is obtained at a desired timing. The gradient coils 13 are provided in three orthogonal directions, and the gradient power supply 14 outputs currents for gradient magnetic fields in the respective directions from the gradient power supply 14 corresponding to the gradient coils. The gradient magnetic fields in the three orthogonal directions are a gradient magnetic field for slice selection, a gradient magnetic field for phase encoding, and a gradient magnetic field for readout.
【0008】制御装置41はRFパルス波形を変調器2
1に送り、この変調器21においてそのパルス波形に応
じて高周波発振器24からの位相シフタ25を経た高周
波信号が振幅変調され、その変調後の高周波出力が送信
アンプ22で増幅され、プローブ23に送られる。こう
してプローブ23から被検体11に向けてRF信号が照
射される。The control device 41 converts the RF pulse waveform into the modulator 2
The amplitude of the high-frequency signal from the high-frequency oscillator 24 passed through the phase shifter 25 is modulated by the modulator 21 according to the pulse waveform, and the high-frequency output after the modulation is amplified by the transmission amplifier 22 and transmitted to the probe 23. Can be Thus, an RF signal is emitted from the probe 23 toward the subject 11.
【0009】被検体11で発生したNMR信号はプロー
ブ23により受信される。この受信信号は、受信アンプ
31で増幅された後、位相検波器32に送られて、上記
の高周波発振器24から位相シフタ25を経た高周波信
号を参照信号として位相検波される。検波出力はA/D
変換器33に送られ、デジタルデータに変換され、加算
メモリ34で適当な符号付け加算されて蓄積される。こ
うして収集されたデータは画像再構成演算装置42によ
り2次元フーリエ変換などの画像再構成処理され、得ら
れた画像が表示器43で表示される。The NMR signal generated by the subject 11 is received by the probe 23. The received signal is amplified by the receiving amplifier 31 and then sent to the phase detector 32, where the high-frequency signal is phase-detected from the high-frequency oscillator 24 using the high-frequency signal passed through the phase shifter 25 as a reference signal. Detection output is A / D
The data is sent to the converter 33, converted into digital data, added with an appropriate code in the addition memory 34, and stored. The data collected in this way is subjected to image reconstruction processing such as two-dimensional Fourier transform by the image reconstruction operation device 42, and the obtained image is displayed on the display 43.
【0010】図2のAで示すようにRFパルスが短い繰
り返し時間間隔で繰り返し照射され、NMR信号を定常
的に発生するSSFP状態とされる。スライス選択用の
傾斜磁場パルスを図2のBに示すように各RFパルスと
同時に加えて、所定のスライス面のみを選択的に励起さ
せる。また、図2のCに示すようにリードアウト用傾斜
磁場を反転させてP点及びQ点でNMR信号を発生させ
る。位相エンコーディング用傾斜磁場は図2のDのよう
にすこしずつ変化させられる。As shown in FIG. 2A, an RF pulse is repeatedly irradiated at short repetition time intervals to set an SSFP state in which an NMR signal is constantly generated. As shown in FIG. 2B, a gradient magnetic field pulse for slice selection is applied simultaneously with each RF pulse to selectively excite only a predetermined slice plane. Also, as shown in FIG. 2C, the readout gradient magnetic field is inverted to generate NMR signals at points P and Q. The gradient magnetic field for phase encoding is changed little by little as shown in FIG.
【0011】P点に現われる信号はFID信号であり、
Q点に現われる信号は疑似エコー信号である。このQ点
の信号はSSPF状態に特有のものであり、先行する励
起パルス列によって励起パルスの直前に結像するエコー
信号として理解される。2つの励起パルスにより発生す
る信号は図3に、3つの励起パルスによって発生する信
号は図4に示される。これらの図で縦棒は励起パルスを
表わし、実線はプラスの位相、点線はマイナスの位相で
あり、横及び斜めの線は核スピンの位相の進行状態を表
わし、実線はプラス側を点線はマイナス側を表わす。The signal appearing at point P is an FID signal,
The signal appearing at point Q is a pseudo echo signal. The signal at point Q is specific to the SSPF state and is understood as an echo signal imaged immediately before the excitation pulse by the preceding excitation pulse train. The signal generated by two excitation pulses is shown in FIG. 3, and the signal generated by three excitation pulses is shown in FIG. In these figures, the vertical bar indicates the excitation pulse, the solid line indicates the positive phase, the dotted line indicates the negative phase, the horizontal and oblique lines indicate the progress of the nuclear spin phase, the solid line indicates the positive side, and the dotted line indicates the negative side. Side.
【0012】2つの励起パルスによって信号を発生させ
る場合、その励起パルスの位相は図3のA〜Dの4通り
となる。いずれの場合も第1の励起パルスによって励起
されFID信号が生じ、第2の励起パルスで反転して位
相がそろった(もとに戻った)時点で結像してエコー信
号が発生する。このエコー信号はeight-ball echo と呼
ばれる。これらの場合、第1の励起パルスがプラスであ
れば、その直後に発生するFID信号の位相はプラスで
あり、第2の励起パルスがプラスでもマイナスでも発生
するエコー信号はプラス方向の位相となる(図3のA、
B)。これに対して第1の励起パルスの位相がマイナス
のときはその直後に発生するFID信号の位相はマイナ
スとなり、第2の励起パルスがプラスであってもマイナ
スであってもエコー信号の位相はマイナス方向の位相と
なる(図2のC、D)。When a signal is generated by two excitation pulses, the phases of the excitation pulses are four types of A to D in FIG. In either case, an FID signal is generated by being excited by the first excitation pulse, and is imaged when the phase is aligned (returned to the original state) after being inverted by the second excitation pulse to generate an echo signal. This echo signal is called an eight-ball echo. In these cases, if the first excitation pulse is positive, the phase of the FID signal generated immediately thereafter is positive, and the echo signal generated whether the second excitation pulse is positive or negative has a positive phase. (A in FIG. 3,
B). On the other hand, when the phase of the first excitation pulse is negative, the phase of the FID signal generated immediately after that is negative, and the phase of the echo signal is positive whether the second excitation pulse is positive or negative. The phase becomes in the minus direction (C and D in FIG. 2).
【0013】また、等間隔な3つの励起パルスによって
エコー信号を発生させる場合、その励起パルスの位相は
図4のA〜Hの8通りとなるが、いずれの場合も核スピ
ンは第1の励起パルスによって励起されてその直後にF
ID信号を生じ、第2の励起パルスで静磁場方向に向け
られてその位相を保持し、第3の励起パルスで位相が再
度逆方向に進んで位相がそろった時点で結像してエコー
信号が発生する。このエコー信号はstimulated echo と
呼ばれる。ここで、第1の励起パルスの位相がプラスの
ときは図4のA〜Dのようになり、その直後に発生する
FID信号の位相はプラスになるとともに、第2、第3
のどちらかの励起パルスの位相がマイナスのとき(図4
のB、C)のみエコー信号の位相はマイナス側に、それ
以外の場合つまり第2、第3の励起パルスがいずれもプ
ラス(図4のA)、いずれもマイナス(図4のD)の場
合にエコー信号の位相はプラスとなる。他方、第1の励
起パルスの位相がマイナスのときは図4のE〜Hのよう
になってその直後に発生するFID信号の位相はマイナ
スとなり、第2、第3のどちらかの励起パルスの位相が
マイナスのとき(図4のF、G)のみエコー信号の位相
はプラス側に、それ以外の場合つまり第2、第3の励起
パルスがいずれもマイナス(図4のE)、いずれもプラ
ス(図4のH)の場合にエコー信号の位相はマイナスと
なる。When an echo signal is generated by three equally-spaced excitation pulses, the phases of the excitation pulses are eight as shown in FIGS. 4A to 4H. In each case, the nuclear spin is the first excitation pulse. Excited by a pulse and immediately after F
An ID signal is generated, is directed in the direction of the static magnetic field by the second excitation pulse, and retains its phase. When the phase is advanced again in the opposite direction by the third excitation pulse, the image is formed and the echo signal is formed. Occurs. This echo signal is called stimulated echo. Here, when the phase of the first excitation pulse is positive, the phase becomes as shown in FIGS. 4A to 4D, and the phase of the FID signal generated immediately after that becomes positive, and the second and third phases are generated.
When the phase of either of the excitation pulses is negative (Fig. 4
B) and (C), the phase of the echo signal is on the minus side, and in other cases, both the second and third excitation pulses are plus (A in FIG. 4) and both are minus (D in FIG. 4). Then, the phase of the echo signal becomes positive. On the other hand, when the phase of the first excitation pulse is negative, the phase of the FID signal generated immediately after that becomes as shown in E to H in FIG. 4 becomes negative, and the phase of either the second or third excitation pulse becomes negative. Only when the phase is minus (F, G in FIG. 4), the phase of the echo signal is on the plus side, and in other cases, both the second and third excitation pulses are minus (E in FIG. 4), and both are plus. In the case of (H in FIG. 4), the phase of the echo signal becomes negative.
【0014】そこで、位相エンコーディング量が同じと
きに図5に示すように等間隔の励起パルスの位相をプラ
ス、プラス、マイナス、マイナスと4つのパルス周期で
繰り返し変化させる場合(この4つのパルス周期からな
る周期を励起パルス位相変化周期ということにする)に
ついて考えてみる。この場合、2つの励起パルスによる
図3の各プロセスを経る信号の位相は図6のAのように
なり、3つの励起パルスによる図4の各プロセスを経る
信号の位相は図6のBのようになってこれらが重なる。
そのため、RFパルスの直後に発生するFID信号はつ
ねに図6のAとBとで同位相となり、かつ2パルス毎に
位相が反対になる。これに対してエコー信号の方は図3
のプロセスを経るものと図4のプロセスを経るものがつ
ねに逆位相で同時刻に発生することになる。そこで、実
際には図6のA、Bは同時に生じて重なり、FID信
号、エコー信号とも加算されるため、エコー信号の方が
互いに打ち消し合って小さくなる。さらに、励起パルス
位相変化周期の1周期内で、前半の第1番目、第2番目
のパルス周期でそれぞれ採取したデータにはプラスの符
号を付け、後半の第3番目、第4番目のパルス周期でそ
れぞれ採取したデータにはマイナスの符号を付けた上
で、それらを加算する。すると、このような符号付けに
より、FID信号は同符号となって加算されるのに対し
て、上記のように小さくなったエコー信号成分はさらに
キャンセルし合うこととなるので、エコー信号成分のみ
を十分に除去し、実質的にFID信号成分のみを残すこ
とができる。Therefore, as shown in FIG. 5, when the phase encoding amount is the same, the phase of the equally spaced excitation pulse is repeatedly changed in four pulse periods of plus, plus, minus, minus (from these four pulse periods). Is called an excitation pulse phase change period). In this case, the phase of the signal through each process of FIG. 3 by two excitation pulses is as shown in FIG. 6A, and the phase of the signal through each process of FIG. 4 by three excitation pulses is as shown in FIG. 6B. And these overlap.
Therefore, the FID signal generated immediately after the RF pulse always has the same phase between A and B in FIG. 6 and has the opposite phase every two pulses. In contrast, the echo signal is shown in FIG.
4 and the one undergoing the process of FIG. 4 always occur in the opposite phase at the same time. Therefore, in practice, A and B in FIG. 6 simultaneously occur and overlap, and the FID signal and the echo signal are also added. Therefore, the echo signals cancel each other out and become smaller. Further, within one cycle of the excitation pulse phase change cycle, the data collected in the first and second pulse periods in the first half are respectively given a plus sign, and the third and fourth pulse cycles in the second half are added. A negative sign is added to the data collected in step (1), and they are added. Then, by such coding, the FID signals are added with the same code, and the echo signal components reduced as described above are further canceled each other. It can be sufficiently removed, and substantially only the FID signal component remains.
【0015】また、位相エンコーディング量が同じと
き、図7のように等間隔のRFパルスの位相をプラス、
プラス、プラス、マイナスと4パルス周期で変化させる
(この4パルス周期で1励起パルス位相変化周期を形成
する)と、図3のタイプの信号は図8のAのような位相
関係となり、図4のタイプの信号は図8のBのような位
相関係となる。この図8に示すように、1励起パルス位
相変化周期内の、第2番目および第4番目のパルス周期
では、エコー信号の位相は図8のAとBとで逆位相とな
っており、実際には図8のAとBは同時に起こって重な
り合うため、これらは互いに打ち消し合って小さくな
る。他方、この1励起パルス位相変化周期内の第1番目
および第3番目のパルス周期では、エコー信号の位相は
図8のAとBとで同位相となっていて打ち消し合いの関
係にない。しかし、図8のAでもBでもエコー信号の位
相は第1番目のパルス周期と第3番目のパルス周期との
間では逆になっている。そこで、第4番目のパルス周期
で得たデータにだけマイナスの符号を付けて第1番目か
ら第4番目までのデータを加算する。すると、FID信
号の方は第1番目から第4番目まですべてプラスの位相
になって単純に加算されて大きな信号が得られる。これ
に対して、エコー信号は上記のように第1番目と第3番
目との間で位相が逆になっていて、これらが同じ符号を
付けられた上で加算されるので、相互にキャンセルされ
てしまう。その結果、1回のイメージングシーケンスの
みで、実質的に、エコー信号成分を除去し、FID信号
成分のみを得ることができる。When the amount of phase encoding is the same, the phases of the equally-spaced RF pulses are added as shown in FIG.
When the phase is changed in plus, plus, minus and four pulse periods (one excitation pulse phase change period is formed by these four pulse periods), the signal of the type of FIG. 3 has a phase relationship as shown in FIG. The signals of the type have a phase relationship as shown in FIG. As shown in FIG. 8, in the second and fourth pulse periods within one excitation pulse phase change period, the phase of the echo signal is opposite between A and B in FIG. Since A and B in FIG. 8 occur simultaneously and overlap, they cancel each other out and become smaller. On the other hand, in the first and third pulse periods within this one excitation pulse phase change period, the phases of the echo signals are the same in A and B in FIG. 8 and do not cancel each other. However, in both A and B of FIG. 8, the phase of the echo signal is reversed between the first pulse period and the third pulse period. Therefore, a minus sign is attached only to the data obtained in the fourth pulse period, and the first to fourth data are added. Then, the FID signal has a positive phase in all of the first to fourth phases and is simply added to obtain a large signal. On the other hand, the echo signals are opposite in phase between the first and third signals as described above, and are added after being given the same sign, so that they are mutually canceled. Would. As a result, the echo signal component can be substantially removed by only one imaging sequence, and only the FID signal component can be obtained.
【0016】なお、励起パルス位相の制御は、位相シフ
タ25をパルスシーケンスに同期して制御装置41によ
って制御することにより行なうことができ、また加算時
のデータの符号付けはA/D変換の後に加算メモリ34
上でデジタル的に行なうことができるが、位相検波のた
めの参照信号の位相を制御することによっても行なうこ
とができる。The control of the excitation pulse phase can be performed by controlling the phase shifter 25 in synchronization with the pulse sequence by the control device 41, and the signing of data at the time of addition is performed after A / D conversion. Addition memory 34
The above can be performed digitally, but can also be performed by controlling the phase of a reference signal for phase detection.
【0017】[0017]
【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MRI装置によれば、FID信号と疑似信号
とが同時に生じてFID信号に疑似信号が混入すること
が避けられない場合でも、励起パルスの位相を励起パル
スの4パルス周期で変化させるとともにその4パルス周
期の中の各励起パルスの間の期間で収集したデータ同士
を所定の符号を付けて加算することにより、1回のイメ
ージングシーケンスのみでその疑似信号成分を除去する
ことができ、画像のアーティファクトの原因をなくすこ
とができる。As described above, according to the embodiment,
According to the MRI apparatus of the present invention, even when it is unavoidable that the FID signal and the pseudo signal are simultaneously generated and the pseudo signal is mixed into the FID signal, the phase of the excitation pulse is changed at a period of four pulse periods of the excitation pulse. By adding the data collected during the period between each excitation pulse in the four pulse periods with a predetermined code and adding the same, the pseudo signal component can be removed by only one imaging sequence, Can eliminate the source of artifacts.
【図1】この発明の一実施例のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of one embodiment of the present invention.
【図2】同実施例のパルスシーケンスを示すタイムチャ
ート。FIG. 2 is a time chart showing a pulse sequence of the embodiment.
【図3】励起パルスが2個の場合の位相の変化を表わす
タイムチャート図。FIG. 3 is a time chart showing a phase change when there are two excitation pulses.
【図4】励起パルスが3個の場合の位相の変化を表わす
タイムチャート図。FIG. 4 is a time chart showing a change in phase when three excitation pulses are used.
【図5】励起パルスの一例を示すタイムチャート。FIG. 5 is a time chart showing an example of an excitation pulse.
【図6】同例における位相の変化を表わすタイムチャー
ト。FIG. 6 is a time chart showing a phase change in the same example.
【図7】励起パルスの他の例を示すタイムチャート。FIG. 7 is a time chart showing another example of the excitation pulse.
【図8】同例における位相の変化を表わすタイムチャー
ト。FIG. 8 is a time chart showing a change in phase in the same example.
11 被検体 12 静磁場マグネット 13 傾斜コイル 14 傾斜電源 21 変調器 22 送信アンプ 23 プローブ 24 高周波発振器 25 位相シフタ 31 受信アンプ 32 位相検波器 33 A/D変換器 34 加算メモリ 41 制御装置 42 画像再構成演算装置 43 表示器 REFERENCE SIGNS LIST 11 subject 12 static magnetic field magnet 13 gradient coil 14 gradient power supply 21 modulator 22 transmission amplifier 23 probe 24 high frequency oscillator 25 phase shifter 31 reception amplifier 32 phase detector 33 A / D converter 34 addition memory 41 controller 42 image reconstruction Arithmetic unit 43 Display
Claims (2)
ルスを繰り返し照射して定常状態においてNMR信号を
発生する状態を現出させる手段と、該励起パルスと同時
にスライス選択用の傾斜磁場パルスを発生する手段と、
上記励起パルスの直後および直前においてNMR信号を
発生させるための反転するリードアウト用の傾斜磁場位
相パルスを発生する手段と、エンコーディング量を変化
させながら位相エンコーディング用の傾斜磁場を発生す
る手段と、同じ位相エンコーディング量において、上記
励起パルスの位相をプラス、プラス、マイナス、マイナ
スと4つのパルス周期で繰り返し変化させる励起パルス
位相制御手段と、上記励起パルスの間の期間で収集した
データ同士を、上記の4つのパルス周期の中の前半の第
1番目と第2番目ではプラスの符号を、後半の第3番目
と第4番目ではマイナスの符号をそれぞれ付けて加算す
る手段とを備えることを特徴とするMRI装置。1. A means for repetitively irradiating an excitation pulse with a repetition time shorter than a relaxation time to reveal a state in which an NMR signal is generated in a steady state, and generating a gradient magnetic field pulse for slice selection simultaneously with the excitation pulse. Means,
The means for generating a gradient magnetic field phase pulse for inverting readout for generating an NMR signal immediately before and immediately before the excitation pulse and the means for generating a gradient magnetic field for phase encoding while changing the encoding amount are the same. In the amount of phase encoding, the excitation pulse phase control means for repeatedly changing the phase of the excitation pulse at four pulse cycles of plus, plus, minus, and minus, and the data collected during the period between the excitation pulses are combined with the above-described data. Means for adding a plus sign in the first and second parts of the first half of the four pulse periods, and adding a minus sign in the third and fourth parts of the second half. MRI equipment.
ルスを繰り返し照射して定常状態においてNMR信号を
発生する状態を現出させる手段と、該励起パルスと同時
にスライス選択用の傾斜磁場パルスを発生する手段と、
上記励起パルスの直後および直前においてNMR信号を
発生させるための反転するリードアウト用の傾斜磁場位
相パルスを発生する手段と、エンコーディング量を変化
させながら位相エンコーディング用の傾斜磁場を発生す
る手段と、同じ位相エンコーディング量において、上記
励起パルスの位相をプラス、プラス、プラス、マイナス
と4つのパルス周期で繰り返し変化させる励起パルス位
相制御手段と、上記励起パルスの間の期間で収集したデ
ータ同士を、上記の4つのパルス周期の中の第4番目で
はマイナスの符号を、他ではプラスの符号をそれぞれ付
けて加算する手段とを備えることを特徴とするMRI装
置。2. A means for repetitively irradiating an excitation pulse with a repetition time shorter than the relaxation time to produce a state in which an NMR signal is generated in a steady state, and generating a gradient magnetic field pulse for slice selection simultaneously with the excitation pulse. Means,
The means for generating a gradient magnetic field phase pulse for inverting readout for generating an NMR signal immediately before and immediately before the excitation pulse and the means for generating a gradient magnetic field for phase encoding while changing the encoding amount are the same. In the amount of phase encoding, the excitation pulse phase control means for repeatedly changing the phase of the excitation pulse at four pulse cycles of plus, plus, plus, minus, and the data collected during the period between the excitation pulses, An MRI apparatus comprising means for adding a minus sign at the fourth of the four pulse periods and adding a plus sign at the other of the four pulse periods.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3157636A JP2606488B2 (en) | 1991-05-31 | 1991-05-31 | MRI equipment |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP3157636A JP2606488B2 (en) | 1991-05-31 | 1991-05-31 | MRI equipment |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04354935A JPH04354935A (en) | 1992-12-09 |
JP2606488B2 true JP2606488B2 (en) | 1997-05-07 |
Family
ID=15654055
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP3157636A Expired - Lifetime JP2606488B2 (en) | 1991-05-31 | 1991-05-31 | MRI equipment |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2606488B2 (en) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4679968B2 (en) * | 2005-05-25 | 2011-05-11 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
Family Cites Families (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4004185C2 (en) * | 1989-02-24 | 1997-08-07 | Siemens Ag | Process for obtaining flux-compensated, T¶2¶-weighted images by means of nuclear magnetic resonance |
-
1991
- 1991-05-31 JP JP3157636A patent/JP2606488B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH04354935A (en) | 1992-12-09 |
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