JP2677601B2 - Magnetic resonance imaging - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 〔発明の目的〕 (産業上の利用分野) 本発明は磁気共鳴映像装置に係り、特に被検体内の画
像データを高速で収集する磁気共鳴映像装置に関する。The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus that collects image data in a subject at high speed.
(従来の技術) 磁気共鳴映像法は既に良く知られているように、固有
の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置
かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエ
ネルギーを共鳴的に吸収する現像を利用して、物質の化
学的および物理的な微視的情報を映像化する手法であ
る。(Prior Art) As is well known, magnetic resonance imaging is a high-frequency magnetic field that rotates at a specific frequency when a group of nuclei with unique magnetic moments is placed in a uniform static magnetic field. This is a technique for visualizing chemical and physical microscopic information of a substance by utilizing development in which the energy of is absorbed resonantly.
この磁気共鳴映像法では、超音波診断装置やX線CT等
の他の医用画像診断装置に比べデータの収集時間が非常
に長くかかる。従って、被検体の呼吸等の動きによって
画質の劣化を生じたり、動きのある心臓や血管系の映像
化が難しいという問題がある。また、撮影時間が長くな
るため、被検者に与える苦痛も大きい。In this magnetic resonance imaging, data acquisition time is much longer than in other medical image diagnostic apparatuses such as an ultrasonic diagnostic apparatus and an X-ray CT. Therefore, there are problems that the image quality is deteriorated due to the movement of the subject such as breathing, and it is difficult to visualize the moving heart or vascular system. Further, since the photographing time becomes long, the pain to the subject is great.
そこで、磁気共鳴映像法において高速に画像を再構成
する方法として、Mansfieldらによるエコープラナー法
や、Hutcisonらによる高速フーリエ法等が提案されてい
る。Therefore, as a method for reconstructing an image at high speed in magnetic resonance imaging, the echo planar method by Mansfield et al., And the fast Fourier method by Hutcison et al. Have been proposed.
第3図はエコープラナー法による画像データ収集のた
めのパルスシーケンスを示したもので、高周波磁場RFと
して、選択励起用90゜高周波パルスを印加すると同時
に、スライス用勾配磁場Gsを印加してスライス面内の磁
化を選択的に励起した後、さらに180゜高周波パルスを
印加してから、スライス面に垂直な方向に読出し用勾配
磁場Grを高速に複数回スイッチングさせて印加し、同時
にスライス用勾配磁場Gsと読出し用勾配磁場Grとに直交
する方向に位相エンコード用勾配磁場Geを静的に印加す
る。Fig. 3 shows a pulse sequence for image data acquisition by the echo planar method. A 90 ° high-frequency pulse for selective excitation is applied as a high-frequency magnetic field RF, and at the same time, a gradient magnetic field Gs for slice is applied to slice surface. After selectively exciting the magnetization in the inside of the slice, a 180 ° high-frequency pulse is applied, and then the read gradient magnetic field Gr is applied by switching it multiple times at high speed in the direction perpendicular to the slice plane. A phase encoding gradient magnetic field Ge is statically applied in a direction orthogonal to Gs and the readout gradient magnetic field Gr.
一方、高速フーリエ法は位相エンコード用勾配磁場Ge
が読出し用勾配磁場Grの反転毎にパルス的に印加される
点がエコープラナー法と異なっている。On the other hand, the fast Fourier method uses a gradient magnetic field Ge for phase encoding.
Is different from the echo planar method in that is applied in a pulsed manner each time the readout gradient magnetic field Gr is reversed.
これらの方法によれば、90゜高周波パルスによって励
起されたスライス面内の磁化が横磁化の緩和現象により
緩和する時間内に、読出し用勾配磁場を高速にスイッチ
ングさせることにより磁気共鳴に基づく複数のエコー信
号(マルチエコー信号)を生じさせ、スライス面の画像
化に必要な全てのデータを収集することができ、高速イ
メージが可能である。According to these methods, by switching the readout gradient magnetic field at high speed within a time period during which the magnetization in the slice plane excited by the 90 ° high-frequency pulse is relaxed by the relaxation phenomenon of the transverse magnetization, a plurality of magnetic resonance-based Echo signals (multi-echo signals) can be generated and all the data necessary for imaging the slice plane can be collected, enabling high speed imaging.
このような高速イメージングにおいて正しい画像再構
成を行うためには、第3図における読出し用勾配磁場Gr
と位相エンコード用勾配磁場Geが所定のタイミングで迅
速にスイッチングが行なわれなければならない。特に読
出し用勾配磁場Grは高磁場を高速で印加する必要があ
り、その応答時間が無視できなくなる。第3図の位相エ
ンコード用勾配磁場を印加しない状態において、スライ
ス面内の各スピンの位相が所定のサンプリング位置で揃
わなければならない。このスピンの位相が揃う位置を所
定のサンプリング位置になるよう、読出し用勾配磁場Gr
を調整しておかないと、位相空間上において所定の各格
子点上のデータを正しく得ることが出来ず、正しい再構
成画像も得られない。スピンの位相が揃うのは、第2図
において、読出し用勾配磁場Grの正の波形の面積Siaと
負の波形の面Si-1b(i=1,2,…,n)が等しくなる時刻
で生じるため、読出し用勾配磁場Grのスイッチング波形
が実線で示すような理想的な矩形波であれば、スピンの
位相が揃う位置はTP1,Tp2,…Tpnのように正負の各々の
期間の中間位置となる。In order to perform correct image reconstruction in such high-speed imaging, the readout gradient magnetic field Gr in FIG. 3 is used.
And the gradient magnetic field Ge for phase encoding must be rapidly switched at a predetermined timing. In particular, it is necessary to apply a high magnetic field at a high speed to the read gradient magnetic field Gr, and its response time cannot be ignored. In the state in which the phase encoding gradient magnetic field in FIG. 3 is not applied, the phases of the spins in the slice plane must be aligned at a predetermined sampling position. The readout gradient magnetic field Gr is adjusted so that the position where the phases of the spins are aligned becomes the predetermined sampling position.
If is not adjusted, the data on each predetermined grid point cannot be obtained correctly in the phase space, and the correct reconstructed image cannot be obtained. In FIG. 2, the phases of spins are aligned such that the positive waveform area S ia of the read gradient magnetic field Gr and the negative waveform surface S i-1b (i = 1, 2, ..., N) become equal. Since it occurs at the time, if the switching waveform of the read gradient magnetic field Gr is an ideal rectangular wave as shown by the solid line, the positions where the spin phases are aligned are positive and negative like T P1 , T p2 , ... T pn. It becomes the middle position of the period.
しかしながら、実際には勾配磁場生成コイルのインダ
クタンスや、勾配磁場生成コイル付近にある金属体に誘
起される渦電流の影響等により、読出し用勾配磁場Grの
スイッチング波形は理想的な波形波とはならず、第2図
に破線で示すように立上りおよび立下がりがなまった波
形となる。さらに、読出し用勾配磁場Grは勾配磁場生成
コイルの駆動電源に起因する正負の振幅値Gr+,Gr-の差
や、オフセット等もある。こうした読出し用勾配磁場Gr
の波形なまりや正負の振幅差およびオフセット等によ
り、スピンの位相が揃う位置は第2においてΔτ1,Δτ
2,…Δτnのように正規の位置TP1,Tp2,…Tpnからずれ
てしまう。または、マルチエコーが消失してしまうこと
が起こる。However, in reality, the switching waveform of the read gradient magnetic field Gr is not an ideal waveform due to the inductance of the gradient magnetic field generating coil, the influence of the eddy current induced in the metal body near the gradient magnetic field generating coil, etc. Instead, as shown by the broken line in FIG. 2, the waveform has a gradual rise and fall. Furthermore, the read gradient magnetic field Gr has a difference between the positive and negative amplitude values G r + and G r− , an offset, etc. due to the driving power source of the gradient magnetic field generation coil. Gradient magnetic field Gr for such readout
The position where the spin phases are aligned is Δτ 1 , Δτ in the second position due to the waveform rounding, the positive / negative amplitude difference, and the offset.
2 , ... Δτ n , which is deviated from the regular position T P1 , T p2 , ... T pn . Alternatively, the multi-echo may disappear.
そこで、従来ではこのスピンの位相が揃う位置が所定
のサンプリング位置となるように読出し用勾配磁場のス
イッチングの一つ一つのタイミング、正負の振幅、ある
いはオフセット等の手動により調整していたが、これら
の調整には多大の労力を必要としていた。Therefore, conventionally, each timing of switching of the readout gradient magnetic field, positive / negative amplitude, or offset is manually adjusted so that the position where the phases of the spins are aligned becomes a predetermined sampling position. It required a great deal of effort to adjust.
(発明が解決しようとする課題) このように従来の高速イメージング法では、読出し用
勾配磁場の波形劣化、正負の振幅差およびオフセット等
に対して正しい画像再構成を行うために、スライス面内
でのスピンの位相が所定のサンプリング位置で揃うよう
にするための煩雑なシステム調整を必要とするという問
題があった。さらに被検体が化学シフト等により複数の
磁気共鳴周波数を有する場合には、エコー信号が複雑な
波形となるため、上記システム調整を正確に行う事は困
難であった。(Problems to be Solved by the Invention) As described above, in the conventional high-speed imaging method, in order to perform the correct image reconstruction for the waveform deterioration of the readout gradient magnetic field, the positive / negative amplitude difference, the offset, and the like, in the slice plane, There is a problem that complicated system adjustment is required to make the phases of the spins at the same sampling position. Further, when the subject has a plurality of magnetic resonance frequencies due to chemical shift or the like, the echo signal has a complicated waveform, so that it is difficult to accurately perform the system adjustment.
本発明は高速イメージングにおいて煩雑なシステム調
整を必要とすることなく、しかも複数の磁気共鳴周波数
を有する被検体においても容易に且つ正確にシステム調
整が可能となり、良好な再構成画像を得ることができる
磁気共鳴映像装置を提供することを目的とする。INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention does not require complicated system adjustment in high-speed imaging, and enables easy and accurate system adjustment even in a subject having a plurality of magnetic resonance frequencies, and a good reconstructed image can be obtained. An object is to provide a magnetic resonance imaging apparatus.
(課題を解決するための手段) 単一の磁気共鳴周波数から成るエコー信号において、
スライス面内のスピンの位相が揃う位置は、前記エコー
信号のピーク位置に一致する。そこで、本発明では、一
様な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場およびスラ
イス用勾配磁場をパルス的に印加して所定のスライス面
を励起した後、スライス面内の一つの方向に読出し用勾
配磁場を連続的にスイッチングさせて印加するととも
に、スライス面内で読出し用勾配磁場と直交する方向に
位相エンコード用勾配磁場を印加することにより、スラ
イス面の画像再構成に必要な磁気共鳴信号を収集してサ
ンプリングし、そのサンプリングデータに基づいて画像
再構成を行う磁気共鳴映像装置において、被検体が異な
る磁気共鳴周波数を有する複数の物質からなる場合に
は、あらかじめ単一の磁場共鳴周波数を有する物質の入
ったファントムを用いるか、あるいいは、被検体内の所
定の磁気共鳴周波数以外で磁気共鳴を生ずるスピンを飽
和させた後前記同様位相エンコード用勾配磁場を印加し
ない状態で得られた複数のエコー信号のピーク位置を検
出し、このピーク位置が所定のサンプリング位置になる
よう読出し用勾配磁場を制御するか、あるいは被検体に
印加する高周波磁場のタイミングを、読出し用勾配磁場
と位相エンコード用勾配磁場をともに印加していない状
態において、そのエコー信号のピーク位置が前記複数エ
コー信号の1つのピーク位置に相当する所定の1つのサ
ンプリング位置になるよう調整し、その所定のタイミン
グで前記高周波磁場および前記読出し用勾配磁場を印
加、前記所定の1つのサンプリング位置近傍のエコー信
号のピーク位置の検出を行い、その所定の1つのサンプ
リング位置にそのエコー信号のピーク位置がくるように
読出し用勾配磁場を制御、以下この過程を前記すべての
エコー信号のピーク位置について繰返しすべての読出し
用勾配磁場を制御する事により、高速イメージングにお
いて煩雑なシステム調整を行う事なく、良好な再構成画
像を得る。(Means for Solving the Problems) In an echo signal composed of a single magnetic resonance frequency,
The position where the phases of spins are aligned in the slice plane corresponds to the peak position of the echo signal. Therefore, in the present invention, a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field for slicing are applied in a pulsed manner to a subject placed in a uniform static magnetic field to excite a predetermined slice plane, and then in one direction within the slice plane. By continuously switching and applying the readout gradient magnetic field, and by applying the phase encoding gradient magnetic field in the slice plane in the direction orthogonal to the readout gradient magnetic field, the magnetic resonance necessary for image reconstruction of the slice plane is obtained. In a magnetic resonance imaging apparatus that collects and samples signals, and performs image reconstruction based on the sampling data, if the subject is composed of multiple substances having different magnetic resonance frequencies, a single magnetic field resonance frequency is used in advance. Using a phantom containing a substance having, or a spin that causes magnetic resonance at frequencies other than a predetermined magnetic resonance frequency in the subject. Similarly to the above, after detecting the peak position of a plurality of echo signals obtained in the state where the phase encoding gradient magnetic field is not applied, or controlling the readout gradient magnetic field so that this peak position becomes a predetermined sampling position, or Alternatively, with respect to the timing of the high-frequency magnetic field applied to the subject, the peak position of the echo signal corresponds to one peak position of the plurality of echo signals when neither the read gradient magnetic field nor the phase encoding gradient magnetic field is applied. It is adjusted to one predetermined sampling position, the high-frequency magnetic field and the readout gradient magnetic field are applied at the predetermined timing, the peak position of the echo signal near the predetermined one sampling position is detected, and the predetermined position is determined. Gradient magnetic field for reading so that the peak position of the echo signal comes to one sampling position of Control, following the process for the peak position of the all of the echo signal by controlling the repeating all of the read gradient field, without performing complicated system adjustment in the high-speed imaging, to obtain a good reconstruction image.
(作用) 本発明によれば、異なる磁気共鳴周波数を有する複数
の物質からなる被検体において、位相エンコード用勾配
磁場を印加しない状態で高速イメージングのためのシー
ケンスを実行すると、読出し用勾配磁場のスイッチング
による反転毎に横緩和時間T2にのみ依存した位相波形の
エコー信号が得られるので、所定の磁気共鳴周波数を有
する物質から得られるエコー信号ピーク位置が容易に検
出できる。このようにして検出されたエコー信号のピー
ク位置に基づいて勾配磁場生成コイルの駆動源にフィー
ドバックをかけて、読出し用勾配磁場のスイッチングの
タイミングや正負の振幅値、オフセット等を自動調整
し、エコー信号のピーク位置が所定のサンプリング位置
にくるようにして、読出し用勾配磁場のスイッチングに
よってスピンの位相が所定のサンプリング位置で揃うよ
うにすることができ、迅速にパルスシーケンスの調整を
完了し、アーチファクトのない高速イメージングによる
正しい再構成画像を得ることができる。(Operation) According to the present invention, when a sequence for high-speed imaging is executed in a subject made of a plurality of substances having different magnetic resonance frequencies without applying a phase-encoding gradient magnetic field, the readout gradient magnetic field is switched. Since an echo signal having a phase waveform that depends only on the lateral relaxation time T 2 is obtained every inversion by, the peak position of the echo signal obtained from a substance having a predetermined magnetic resonance frequency can be easily detected. Based on the peak position of the echo signal detected in this way, feedback is applied to the drive source of the gradient magnetic field generation coil to automatically adjust the switching timing of the readout gradient magnetic field, positive and negative amplitude values, offset, etc. The peak position of the signal can be set to a predetermined sampling position, and the phase of the spins can be aligned at the predetermined sampling position by switching the readout gradient magnetic field, so that the adjustment of the pulse sequence can be completed quickly and artifacts can be prevented. It is possible to obtain a correct reconstructed image by high-speed imaging without any image.
(実施例) 第1図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の
構成を示す図である。Embodiment FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to one embodiment of the present invention.
同図において、静磁場磁石1および勾配磁場生成コイ
ル3はシステムコントローラ10により制御される励起用
電源2および駆動回路4によってそれぞれ駆動され、寝
台6上の被検体5(例えば人体)に対して一様な静磁場
と、注目する所望の断面(スライス面)内の直行するx,
yの二方向、およびそれに垂直なz方向に磁場強度がそ
れぞれ変化する勾配磁場を印加する。なお、本実施例で
は以後z方向に印加する勾配磁場をスライス用勾配磁場
Gs、x方向に印加す勾配磁場を読出し用勾配磁場Gr、y
方向に印加する勾配磁場を位相エンコード用勾配磁場Ge
として説明する。In the figure, the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field generating coil 3 are driven by an excitation power supply 2 and a drive circuit 4 which are controlled by a system controller 10, respectively, so that the static magnetic field magnet 1 and the gradient magnetic field generation coil 3 are directed to a subject 5 (eg, human body) on a bed 6. Such a static magnetic field, and a perpendicular x, in the desired cross section (slice plane) of interest
A gradient magnetic field whose magnetic field strength changes in two y directions and in a z direction perpendicular thereto is applied. In the present embodiment, a gradient magnetic field applied in the z direction is hereinafter referred to as a slice gradient magnetic field.
Gs, the gradient magnetic field applied in the x direction is the read gradient magnetic field Gr, y
The gradient magnetic field Ge for phase encoding
It will be described as.
被検体5にはさらにシステムコントローラ10の制御の
下で、送信部8からの高周波信号によりプローブ7から
発生される高周波磁場が印加される。本実施例において
は、プローブ7を高周波磁場の発生のための送信コイル
と、被検体5内の各種の原子核に関する磁気共鳴信号を
受信する受信コイルとに共用しているが、送信および受
信コイルを別々に設けてもよい。Under the control of the system controller 10, a high-frequency magnetic field generated from the probe 7 by a high-frequency signal from the transmission unit 8 is further applied to the subject 5. In the present embodiment, the probe 7 is used both as a transmission coil for generating a high frequency magnetic field and as a reception coil for receiving magnetic resonance signals relating to various atomic nuclei in the subject 5, but the transmission and reception coils are used. You may provide separately.
プローブ7により受信された磁気共鳴信号(エコー信
号)は、受信部9で増幅および検波された後、システム
コントローラ10の制御の下でデータ収集部11に送られ
る。データ収集部11では受信部9を介して取出された磁
気共鳴信号をシステムコントローラ10の制御の下で収集
し、それをA/D変換器によりサンプリンクしディジタル
化した後、電子計算機12に送る。The magnetic resonance signal (echo signal) received by the probe 7 is amplified and detected by the receiving unit 9 and then sent to the data collecting unit 11 under the control of the system controller 10. The data collecting unit 11 collects the magnetic resonance signals taken out via the receiving unit 9 under the control of the system controller 10, samples them by an A / D converter, digitizes them, and then sends them to the electronic computer 12. .
電子計算機12はコンソール13により制御され、データ
収集部11から入力されたエコー信号のサンプリングデー
タについてフーリエ変換によって画像再構成処理を行な
い、画像データを得る。また、電子計算機12はシステム
コントラーラ10の制御をも行なう。電子計算機12により
得られた画像データは画像ディスプレイ14に供給され、
画像表示される。The electronic computer 12 is controlled by the console 13 and performs image reconstruction processing by Fourier transform on the sampling data of the echo signal input from the data acquisition unit 11 to obtain image data. The electronic computer 12 also controls the system controller 10. Image data obtained by the computer 12 is supplied to the image display 14,
The image is displayed.
本発明における被検体5内のスライス面の画像データ
を収集するためのパルスシーケンスは、第3図に示した
エコープラナー法または第6図に示した高速フーリエ法
が用いられる。このパルスシーケンスはシステムコント
ローラ10によって制御される。As the pulse sequence for collecting the image data of the slice plane in the subject 5 in the present invention, the echo planar method shown in FIG. 3 or the fast Fourier method shown in FIG. 6 is used. This pulse sequence is controlled by the system controller 10.
ここで、本発明に係る第1の実施例においては第3図
のパルスシーケンスを実行する前に、高周波磁場RFとス
ライス用勾配磁場Gsおよび読出し用勾配磁場Grを第3図
のように印加するが、位相エンコード用勾配磁場Geは印
加しないパルスシーケンスを実行する。但し、被検体が
化学シフト等により複数の磁気共鳴周波数を有する物質
の場合には、あらかじめ撮影を行う前に、単一の磁気共
鳴周波数を有する物質の入ったファントムを用いて実行
する。このように、単一の磁気共鳴周波数を有する物質
の各エコー信号の波形において、そのピーク位置はスラ
イス面内のスピンの位相が揃う位置に等価である。ここ
で、エコー信号のピークとは信号の絶対値の大きさが最
大である事を示す。このように、ファントムを用いれ
ば、被検体自体により静磁場の均一性が乱されることが
なく、静磁場の不均一性の影響を受けずに、所定の磁気
共鳴周波数を有する物質から得られるエコー信号のピー
ク位置を検出することが可能となる。そこで、これらの
エコー信号のピーク位置(時間軸上の位置)の検出を行
う。このピーク位置の検出は計算機12内でソフトウェア
処理により行ってもよいし、データ収集部11あるいは受
信部9内でハードウェアにより行ってもよい。Here, in the first embodiment according to the present invention, the high-frequency magnetic field RF, the slicing gradient magnetic field Gs, and the reading gradient magnetic field Gr are applied as shown in FIG. 3 before executing the pulse sequence of FIG. However, a pulse sequence in which the phase encoding gradient magnetic field Ge is not applied is executed. However, when the subject is a substance having a plurality of magnetic resonance frequencies due to chemical shift or the like, a phantom containing a substance having a single magnetic resonance frequency is used before imaging. As described above, in the waveform of each echo signal of a substance having a single magnetic resonance frequency, its peak position is equivalent to the position where the phases of spins are aligned in the slice plane. Here, the peak of the echo signal indicates that the magnitude of the absolute value of the signal is maximum. As described above, when the phantom is used, the homogeneity of the static magnetic field is not disturbed by the subject itself, and it is obtained from a substance having a predetermined magnetic resonance frequency without being affected by the nonuniformity of the static magnetic field. It is possible to detect the peak position of the echo signal. Therefore, the peak positions (positions on the time axis) of these echo signals are detected. The detection of the peak position may be performed by software processing in the computer 12 or may be performed by hardware in the data collection unit 11 or the reception unit 9.
第2図において、前記検出されたエコー信号のピーク
位置の正規の位置(所定のサンプリング位置)からのズ
レがΔτi(i=1,2,…n)であったとする。今、読出
し用勾配磁場Grの正の振幅をG+,負の振幅をG-とし、ス
イッチングに伴う反転のタイミングをτiとする。前述
したように、エコー信号のヒークが生じる位置は読出し
用勾配磁場Grの正の波形の面積Siaと負の波形の面積S
i-1b(i=1,2,…n)が等しくなる時刻である。このS
ia=Si-1bの条件を満たすには、τiまたはG+,G-あるい
はオフセットを調整すればよい。具体例として、G+,G-
は各エコー信号について全て同一とし、スイッチングの
タイミングτiのみを調整する場合について述べる。In FIG. 2, it is assumed that the deviation of the peak position of the detected echo signal from the normal position (predetermined sampling position) is Δτ i (i = 1, 2, ... N). Now, it is assumed that the positive amplitude of the read gradient magnetic field Gr is G + , the negative amplitude is G −, and the inversion timing associated with switching is τ i . As described above, the position at which the echo signal is leaked is determined by the area S ia of the positive waveform and the area S S of the negative waveform of the read gradient magnetic field Gr.
It is a time when i-1b (i = 1, 2, ... N) becomes equal. This S
To satisfy the condition of ia = S i-1b , τ i or G + , G − or the offset may be adjusted. Specific examples, G +, G -
Describes the case where all echo signals are the same and only the switching timing τ i is adjusted.
i番目のエコー信号のピークはΔTiのずれを生じてお
り、これを(τi+Δti)とすることで補正を行なうと
する。i番目のエコー信号のピークは正の振幅を持って
いたとすると、 −Δτi・G+−Δτi・G+=Δti・G-+Δτi-1・G- より、 Δti=−(Δτi・G++Δτi-1・G-)/(G++G-) となる。従って、Δtiの値を計算機12において計算し、
読出し用勾配磁場Grを制御するシステムコントローラ10
内のパルスシーケンサの動作タイミングを制御すればよ
い。理想的には1回の制御でΔτiのずれをなくすこと
ができるが、1回の制御で不完全の場合には同様の制御
を数回繰返せばよい。The peak of the i-th echo signal has a deviation of ΔTi, and correction is performed by setting this as (τ i + Δt i ). Assuming that the peak of the i-th echo signal has a positive amplitude, −Δτ i · G + −Δτ i · G + = Δt i · G − + Δτ i-1 · G − , Δt i = − (Δτ i · G + + Δτ i- 1 · G -) / (G + + G -) to become. Therefore, the value of Δt i is calculated by the calculator 12,
System controller 10 for controlling the read gradient magnetic field Gr
It suffices to control the operation timing of the internal pulse sequencer. Ideally, the deviation of Δτ i can be eliminated by one control, but if one control is incomplete, similar control may be repeated several times.
本発明は上記実施例以外にも種々の変形実施が可能で
ある。第2の実施例としては被検体が化学シフト等によ
り複数の磁気共鳴周波数を有する場合、第4図に示すよ
うに周波数選択励起高周波パルスにより所定の磁気共鳴
周波数で磁気共鳴するスピン以外のスピンを励起したの
ち、勾配磁場等により励起したスピンの位相を分散する
ことにより選択飽和を行い、飽和したスピンが回復する
前に前記第1の実施例で記載したと同様、第3図におい
て位相エンコード用勾配磁場を印加しないパルスシーケ
ンスを実行する。そして、その時に得られるエコー信号
のピーク位置を検出し、その情報を前記実施例同様に計
算機12へ転送、正規のピーク位置からのずれを計算、読
出し用勾配磁場Grを制御するシステムコントローラ10内
のパルスシーケンサの動作タイミングを制御する。The present invention can be modified in various ways other than the above-mentioned embodiments. As a second embodiment, when the object has a plurality of magnetic resonance frequencies due to chemical shift or the like, spins other than those magnetically resonating at a predetermined magnetic resonance frequency by a frequency selective excitation high frequency pulse as shown in FIG. After excitation, selective saturation is performed by dispersing the phases of spins excited by a gradient magnetic field or the like, and before the saturated spins are recovered, the phase encoding in FIG. 3 is performed in the same manner as described in the first embodiment. A pulse sequence that does not apply a gradient magnetic field is executed. Then, the peak position of the echo signal obtained at that time is detected, the information is transferred to the computer 12 as in the above embodiment, the deviation from the normal peak position is calculated, and the system controller 10 for controlling the read gradient magnetic field Gr is used. Controls the operation timing of the pulse sequencer.
本実施例では、前述第1の実施例のように単一の磁気
共鳴周波数を有するファントムを用いる必要がなく、し
かも、被検体の個体差の影響を正しく補正することが可
能である。また、第4図に示した実施例においては、周
波数選択励起高周波パルスは一回だけ印加しているが必
要であれば複数回印加してもよい。その際、パルス毎に
中心周波数、帯域、振幅を変えてもよい。さらに、所定
外のスピンを飽和させる方法として本実施例以外のスピ
ン選択飽和法を用いてもよい。In the present embodiment, it is not necessary to use a phantom having a single magnetic resonance frequency as in the first embodiment, and it is possible to correct the influence of the individual difference of the subject. In the embodiment shown in FIG. 4, the frequency selective excitation high frequency pulse is applied only once, but may be applied multiple times if necessary. At that time, the center frequency, band, and amplitude may be changed for each pulse. Furthermore, as a method for saturating spins other than a predetermined value, a spin selective saturation method other than this embodiment may be used.
第3の実施例としては、第5図に示したように、まず
90゜高周波パルスおよびスライス勾配磁場の印加するタ
イミングを読出し用勾配磁場のスイッチングによって生
成される複数のエコー信号の第1番目のエコー信号の所
定のピーク位置に90゜高周波パルスと180゜高周波パル
スの間隔の2倍の時間であるエコー時間2τがなるよう
に調整し、そのシーケンスを実行する。続いて、前記実
施例同様ピーク位置の検出を行う。そして、第1番目の
エコー信号のピーク位置が前記所定の位置になるよう前
記実施例同様、読出し用勾配磁場Grのタイミングを調整
する。以下、順次90゜高周波パルスおよびスライス勾配
磁場の印加するタイミングを第2番目,第3番目,…,
のエコー信号の所定のピーク位置にエコー時間2τ′,2
τ″,…がなるようにし、同様の操作を繰返す。このよ
うに各エコー信号のピーク位置にエコー時間が来るよう
にする事によって、被検体が複数の磁気共鳴周波数を有
する場合においても、そのピーク位置から読出し用勾配
磁場の調整を正しく行う事が可能である。なお、本実施
例では、90゜周波数パルスおよびスライス勾配磁場の印
加するタイミングを制御したが、180゜高周波パルスの
タイミングを制御する事により同様の調整を行ってもよ
い。As a third embodiment, as shown in FIG.
The 90 ° high frequency pulse and the 180 ° high frequency pulse are applied to the predetermined peak position of the first echo signal of the plurality of echo signals generated by the switching of the read gradient magnetic field. The sequence is adjusted such that the echo time 2τ, which is twice the interval, is adjusted. Subsequently, the peak position is detected as in the above embodiment. Then, the timing of the read gradient magnetic field Gr is adjusted so that the peak position of the first echo signal is at the predetermined position, as in the above embodiment. Hereinafter, the application timing of the 90 ° high frequency pulse and the slice gradient magnetic field is sequentially set to the second, third, ...
Echo time 2τ ′, 2 at a predetermined peak position of the echo signal of
τ ″, ... And the same operation is repeated. By thus setting the echo time to the peak position of each echo signal, even when the subject has a plurality of magnetic resonance frequencies, It is possible to correctly adjust the read gradient magnetic field from the peak position.In this embodiment, the timing of applying the 90 ° frequency pulse and the slice gradient magnetic field was controlled, but the timing of the 180 ° high frequency pulse was controlled. By doing so, the same adjustment may be performed.
また、前記第1,第2,第3の実施例では読出し用勾配磁
場Grのスイッチングのタイミングを制御したが、正負の
振幅G+,G-や、オフセット等を制御してもよく、これら
3つのパラメータの2つ以上を同時に制御してもよい。
さらに、第1,第2実施例は、第7図に示したような180
゜高周波パルスのないシーケンスに適用することもでき
る。Further, in the first, second, and third embodiments, the timing of switching the read gradient magnetic field Gr is controlled, but the positive and negative amplitudes G + , G − , the offset, etc. may be controlled. Two or more of one parameter may be controlled simultaneously.
In addition, the first and second embodiments have the same 180 ° as shown in FIG.
It can also be applied to sequences without high frequency pulses.
本発明で用いるパルスシーケンスはエコープラナー法
に限らず、第6図に示したような高速フーリエ法のシー
ケンスでもよいし、その他の読出し用勾配磁場をスイッ
チングあるいは変調させて印加するパルスシーケンスで
もよい。The pulse sequence used in the present invention is not limited to the echo planar method, and may be the sequence of the fast Fourier method as shown in FIG. 6 or a pulse sequence of applying other switching gradient magnetic field for switching or modulation.
本発明によれば、位相エンコード用勾配磁場を印加し
ない状態で高速イメージングのシーケンスを実行しエコ
ー信号のピーク位置を検出し、その検出したエコー信号
のピーク位置に基づいて読出し用勾配磁場のスイッチン
グのタイミングや正負の振幅値、オフセット等を制御し
てエコー信号のピーク位置が所定の位置に正しく来るよ
うにシーケンスの調整をすることにより、高速イメージ
ングにおいて煩雑なシステム調整を必要とすることな
く、正しい再構成画像を得ることができる。According to the present invention, the sequence of high-speed imaging is executed without applying the phase encoding gradient magnetic field, the peak position of the echo signal is detected, and the switching of the readout gradient magnetic field is performed based on the detected peak position of the echo signal. By controlling the timing, positive and negative amplitude values, offset, etc., and adjusting the sequence so that the peak position of the echo signal is correctly located at a predetermined position, it is possible to correct the sequence without complicated system adjustment in high-speed imaging. A reconstructed image can be obtained.
第1図は本発明の一実施例に係る磁気共鳴映像装置の構
成を示すブロック図、第2図は本発明において位相エン
コード用勾配磁場を印加しない高速イメージングのシー
ケンスによって得られるエコー信号と読出し用勾配磁場
との関係を示す図、第3図は本発明で使用される高速イ
メージングの一手法であるエコープラナー法のパルスシ
ーケンスを示す図、第4図は本発明において第2の実施
例に用いるパルスシーケンスを示す図、第5図は本発明
において第3の実施例に用いるパルスシーケンスを示す
図、第6図および第7図は他の高速イメージングのパル
スシーケンスを示す図である。 1……静磁場磁石、2……励磁用電源 3……勾配磁場生成コイル、7……プローブ 8……送信部、9……受信部FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is an echo signal obtained by a high-speed imaging sequence without applying a phase-encoding gradient magnetic field in the present invention and for reading. FIG. 3 is a diagram showing a relationship with a gradient magnetic field, FIG. 3 is a diagram showing a pulse sequence of an echo planar method which is one method of high speed imaging used in the present invention, and FIG. 4 is used in the second embodiment of the present invention. FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence, FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence used in the third embodiment of the present invention, and FIGS. 6 and 7 are diagrams showing pulse sequences for other high-speed imaging. 1 ... Static magnetic field magnet, 2 ... Excitation power supply 3 ... Gradient magnetic field generating coil, 7 ... Probe 8 ... Transmitting unit, 9 ... Receiving unit
Claims (2)
周波数を有する複数の物質からなる被検体に高周波磁場
およびスライス用勾配磁場を印加して所定のスライス面
を励起した後、スライス面内の一つの方向に読出し用勾
配磁場を連続的にスイッチングさせて印加するととも
に、スライス面内で読出し用勾配磁場と直交する方向に
位相エンコード用勾配磁場を印加することにより、スラ
イス面の画像再構成に必要な磁気共鳴に基づく複数のエ
コー信号を収集しサンプリングするデータ収集手段と、
この手段により得られたサンプリングデータに基づいて
画像再構成を行う画像再構成手段とを備えた磁気共鳴映
像装置において、 前記磁気共鳴周波数のうち少なくとも一の磁気共鳴周波
数を有する物質の入ったファントムを用いて、前記位相
エンコード勾配磁場を印加しない状態で得られる前記複
数のエコー信号のピーク位置を検出し、そのピーク位置
が所定のサンプリング位置になるように読出し用勾配磁
場のスイッチングのタイミング、正負の振幅値、あるい
はオフセットの少なくとも一つを変化させる制御手段を
有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。1. A slice is prepared by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field for slicing to a subject made of a plurality of substances having different magnetic resonance frequencies and placed in a uniform static magnetic field to excite a predetermined slice plane, and then slice the slice. An image of the slice plane is obtained by applying the read gradient magnetic field in one direction in the plane by continuously switching and applying the phase encode gradient magnetic field in the direction orthogonal to the read gradient magnetic field in the slice plane. Data collection means for collecting and sampling a plurality of echo signals based on magnetic resonance necessary for reconstruction,
In a magnetic resonance imaging apparatus provided with an image reconstruction means for performing image reconstruction based on the sampling data obtained by this means, a phantom containing a substance having at least one magnetic resonance frequency among the magnetic resonance frequencies, Using the phase encode gradient magnetic field to detect the peak position of the plurality of echo signals obtained in the state not applied, the switching timing of the gradient magnetic field for reading, positive and negative so that the peak position becomes a predetermined sampling position A magnetic resonance imaging apparatus having a control means for changing at least one of an amplitude value and an offset.
周波数を有する複数の物質からなる被検体に高周波磁場
およびスライス用勾配磁場を印加して所定のスライス面
を励起した後、スライス面内の一つの方向に読出し用勾
配磁場を連続的にスイッチングさせて印加するととも
に、スライス面内で読出し用勾配磁場と直交する方向に
位相エンコード用勾配磁場を印加することにより、スラ
イス面の画像再構成に必要な磁気共鳴に基づく複数のエ
コー信号を収集しサンプリングするデータ収集手段と、
この手段により得られたサンプリングデータに基づいて
画像再構成を行う画像再構成手段とを備えた磁気共鳴映
像装置において、 前記磁気共鳴周波数のうち所定の磁気共鳴周波数以外の
周波数で磁気共鳴するスピンを飽和させた後、前記位相
エンコード勾配磁場を印加しない状態で得られる前記複
数のエコー信号のピーク位置を検出し、そのピーク位置
が所定のサンプリング位置になるように読み出し用勾配
磁場のスイッチングのタイミング、正負の振幅値、ある
いはオフセットの少なくとも一つを変化させる制御手段
を有することを特徴とする磁気共鳴映像装置。2. A slice is prepared by applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field for slicing to a subject made of a plurality of substances having different magnetic resonance frequencies and placed in a uniform static magnetic field to excite a predetermined slice plane, and then slice the slice. An image of the slice plane is obtained by applying the read gradient magnetic field in one direction in the plane by continuously switching and applying the phase encode gradient magnetic field in the direction orthogonal to the read gradient magnetic field in the slice plane. Data collection means for collecting and sampling a plurality of echo signals based on magnetic resonance necessary for reconstruction,
In a magnetic resonance imaging apparatus including an image reconstructing unit that reconstructs an image based on sampling data obtained by this unit, spins that magnetically resonate at a frequency other than a predetermined magnetic resonance frequency among the magnetic resonance frequencies After saturation, the peak position of the plurality of echo signals obtained without applying the phase encoding gradient magnetic field is detected, and the timing of switching the readout gradient magnetic field so that the peak position becomes a predetermined sampling position, A magnetic resonance imaging apparatus comprising a control means for changing at least one of a positive and negative amplitude value or an offset.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63120598A JP2677601B2 (en) | 1988-05-19 | 1988-05-19 | Magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP63120598A JP2677601B2 (en) | 1988-05-19 | 1988-05-19 | Magnetic resonance imaging |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01291850A JPH01291850A (en) | 1989-11-24 |
JP2677601B2 true JP2677601B2 (en) | 1997-11-17 |
Family
ID=14790223
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP63120598A Expired - Lifetime JP2677601B2 (en) | 1988-05-19 | 1988-05-19 | Magnetic resonance imaging |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2677601B2 (en) |
Families Citing this family (1)
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KR101686192B1 (en) * | 2015-07-09 | 2016-12-13 | 성균관대학교산학협력단 | Device and method for magnet resonance imaging |
Family Cites Families (3)
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---|---|---|---|---|
JPS6126847A (en) * | 1984-07-17 | 1986-02-06 | Mitsubishi Electric Corp | Nuclear magnetic resonance device |
JPH0714386B2 (en) * | 1985-04-10 | 1995-02-22 | 株式会社日立製作所 | Inspection device using nuclear magnetic resonance |
JPH0755219B2 (en) * | 1985-10-28 | 1995-06-14 | 株式会社島津製作所 | MRI equipment |
-
1988
- 1988-05-19 JP JP63120598A patent/JP2677601B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH01291850A (en) | 1989-11-24 |
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