JP2560300B2 - MRI equipment - Google Patents
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Description
この発明は、NMR現象(核磁気共鳴現象)を利用して
イメージングを行うMRI装置に関し、特にこのMRI装置を
用いてスペクトル測定を行う技術に関する。The present invention relates to an MRI apparatus that performs imaging by using an NMR phenomenon (nuclear magnetic resonance phenomenon), and particularly relates to a technique of performing spectrum measurement using this MRI apparatus.
1テラス以上の静磁場強度を持つMRI装置では、生体
の断層像を得ると同時に31Pなどのスペクトルも得るこ
とができる。この31Pのスペクトルは生体の活動状況を
示し、極めて有用な情報を得ることができる。この場合
信号レベルが非常に低いので、サーフェスコイルを用い
て信号の採取を行うのが通常であるが、データ採取部位
を限定することが望まれている。 そこで、従来より、体表からの信号を除き体内からの
信号のみを得る手法が提案されている(Journal of Mag
netic Resonance,65,p522−525,1985)。これは、第6
図に示すように被検体61の体表に対して平行にサーフェ
スコイル62と傾斜磁場用コイル63とを配置するものであ
る。サーフェスコイル62及び傾斜磁場用コイル63はとも
にループ状に形成されており、第6図はこれらを体表に
あてたところを横方向からみたものである。このような
コイル構成において第7図で示すようなシーケンスで、
サーフェスコイル62からRFパルスを発生し、傾斜磁場用
コイル63から弱い傾斜磁場パルスを発生し、サーフェス
コイル62によりNMR信号を受信してデータ採取する。 まず、このシーケンスの前半の部分では、90゜パルス
とともに傾斜磁場パルスを与えており、これにより被検
体61の体内のスピンを全て励起している。ここで、傾斜
磁場パルスは弱いものであるため、体内深くのスピンに
まで使用しない。そのため、つぎに180゜パルスを与え
ると体の内部のスピンがエコー信号を生じる。すなわ
ち、体表部のスピンは傾斜磁場パルスによって乱され、
その位相がばらばらにされるので、この部分ではエコー
信号を生じることがなく、体表からの信号を抑えること
ができる。An MRI device with a static magnetic field strength of 1 terrace or more can obtain a tomographic image of a living body and a spectrum such as 31 P at the same time. This 31 P spectrum shows the activity status of the living body and can obtain extremely useful information. In this case, since the signal level is very low, it is usual to collect signals using a surface coil, but it is desired to limit the data collection site. Therefore, conventionally, a method of obtaining only the signal from the body excluding the signal from the body surface has been proposed (Journal of Mag
netic Resonance, 65, p522-525, 1985). This is the sixth
As shown in the figure, the surface coil 62 and the gradient magnetic field coil 63 are arranged parallel to the body surface of the subject 61. Both the surface coil 62 and the gradient magnetic field coil 63 are formed in a loop shape, and FIG. 6 is a lateral view of a portion where they are applied to the body surface. In such a coil configuration, in the sequence as shown in FIG.
An RF pulse is generated from the surface coil 62, a weak gradient magnetic field pulse is generated from the gradient magnetic field coil 63, and an NMR signal is received by the surface coil 62 to collect data. First, in the first half of this sequence, a gradient magnetic field pulse is applied together with a 90 ° pulse, thereby exciting all spins in the body of the subject 61. Here, since the gradient magnetic field pulse is weak, it is not used even for spins deep inside the body. Therefore, when a 180 ° pulse is applied next, the spin inside the body produces an echo signal. That is, the spin on the body surface is disturbed by the gradient magnetic field pulse,
Since the phases are separated, no echo signal is generated in this portion, and the signal from the body surface can be suppressed.
しかしながら、このような従来の手法では、次のよう
な問題がある。まず、第7図からも分かるとうり、最初
に90゜パルスを与えてからデータ採取までの時間が長く
かかるので、信号の減衰が生じる。これは特に31Pのよ
うな弱い信号に対しては致命的である。つぎに、サーフ
ェスコイルから与えるRFパルスの強さはサーフェスコイ
ル面に垂直な方向に減衰するので、体内の全ての部分で
正確な90゜あるいは180゜パルスを与えることは困難で
ある。 この発明は、通常備えられている傾斜磁場用コイルと
サーフェスコイルとを用い、特定部位からの信号を含ま
ない、S/N比の高い31Pなどのスペクトル信号を得ること
ができるMRI装置を提供することを目的とする。However, such a conventional method has the following problems. First, as can be seen from FIG. 7, since it takes a long time from the first application of the 90 ° pulse to the data acquisition, signal attenuation occurs. This is especially fatal for weak signals such as 31 P. Next, since the strength of the RF pulse given from the surface coil is attenuated in the direction perpendicular to the surface coil plane, it is difficult to give an accurate 90 ° or 180 ° pulse to all parts of the body. The present invention provides an MRI apparatus capable of obtaining a spectral signal such as 31 P having a high S / N ratio, which does not include a signal from a specific portion, by using a gradient magnetic field coil and a surface coil which are normally provided. The purpose is to do.
この発明によるMRI装置は、スライス面選択用の傾斜
磁場を印加しながらRFパルスを複数回繰り返して印加し
てその部分を選択的に励起してスピンの磁化を90゜倒す
手段と、90゜倒されたスピンの位相を撹乱するための傾
斜磁場パルスを上記スライス面選択用の傾斜磁場の印加
中にRFパルスの印加ごとに複数回繰り返して与える手段
と、上記スライス面選択用の傾斜磁場および撹乱用の傾
斜磁場の印加の後、上記の撹乱された状態のときに90゜
パルスを印加する手段と、発生したNMR信号を受信する
ためのサーフェスコイル手段とを有する。The MRI apparatus according to the present invention includes a means for repeatedly exciting an RF pulse a plurality of times while applying a gradient magnetic field for slice plane selection to selectively excite that portion to bring the magnetization of spins to 90 ° and a means to bring the spin magnetization to 90 °. Means for repeatedly applying a gradient magnetic field pulse for perturbing the phase of the generated spin to the slice plane selection multiple times during each application of the RF pulse during the application of the slice plane selection gradient magnetic field; After the application of the gradient magnetic field for use in the above-mentioned disturbed state, it has means for applying a 90 ° pulse and surface coil means for receiving the generated NMR signal.
RFパルスを印加して励起しスピンの磁化を90゜倒した
後、位相撹乱用の傾斜磁場を与えれば、磁化は消滅する
のが原則であるが、実際には、1回のRFパルス印加とそ
の後の1回の位相撹乱用傾斜磁場パルスのみでは磁化は
消滅しない。1回のRFパルス印加では90゜にまで倒れな
いものがあるからである。 そこで、RFパルスを複数回繰り返して印加し、その都
度、その直後に位相撹乱用傾斜磁場パルスを印加する。
すると、1回の励起・撹乱のみでは消滅しなかった磁化
がつぎのRFパルス印加・撹乱で消滅し、これを複数回繰
り返すことにより、磁化を完全に消滅させることができ
る。 このような複数回のRFパルス印加・撹乱用傾斜磁場パ
ルス印加を、スライス面選択用傾斜磁場を印加しながら
行なう。すると、選択されたスライス部分についてのみ
磁化を完全に消滅させることができる。 そして、スライス面選択用傾斜磁場および撹乱用傾斜
磁場の印加の後、上記のように特定のスライス部分で位
相が撹乱されて磁化が消滅している状態のときに、90゜
パルスを印加する。これにより、上記の特定のスライス
部分からの信号を完全に抑制し、他の部分からのみNMR
信号を発生させることができる。 そのため、体表部分を除いて、体内の深い部分からの
スペクトル信号を得ることができる。In principle, the magnetization disappears if a gradient magnetic field for phase disturbance is applied after exciting the spin magnetization by 90 ° by applying an RF pulse. The magnetization does not disappear with only one subsequent gradient magnetic field pulse for phase disturbance. This is because some RF pulse applications do not fall to 90 °. Therefore, the RF pulse is repeatedly applied a plurality of times, and each time, the gradient magnetic field pulse for phase disturbance is applied immediately after that.
Then, the magnetization, which was not extinguished by only one excitation / disturbance, is extinguished by the next RF pulse application / disturbance, and the magnetization can be completely extinguished by repeating this multiple times. The RF pulse application and the disturbance magnetic field gradient pulse application are performed a plurality of times while applying the slice plane selection gradient magnetic field. Then, the magnetization can be completely extinguished only in the selected slice portion. Then, after applying the slice plane selecting gradient magnetic field and the disturbing gradient magnetic field, a 90 ° pulse is applied when the phase is disturbed and the magnetization disappears in the specific slice portion as described above. This completely suppresses the signal from the particular slice mentioned above, leaving only the NMR from other parts.
A signal can be generated. Therefore, it is possible to obtain a spectrum signal from a deep portion inside the body, excluding the body surface portion.
第1図はこの発明の1実施例を示すもので、この図に
おいて、コンピュータ1により、X方向の傾斜磁場Gxを
発生するGxコイルに接続されたGx電源2、Y方向の傾斜
磁場Gyを発生するGyコイル6に接続されたGy電源3、及
びZ方向の傾斜磁場Gzを発生するGzコイル7に接続され
たGz電源4が制御される。他方、RF発振器8は静磁場強
度に比例した周波数の高周波を発振しており、この高周
波信号が変調器9においてコンピュータ1の指示のもと
に振幅変調されており、この変調器9の出力信号が、コ
ンピュータ1によって増幅度が制御されているRF電力増
幅器10によって増幅された後サーフェスコイル11に送ら
れ、被検体(図示しない)が励起させられる。被検体か
ら発生するNMR信号はサーフェスコイル11によって受信
され、増幅器12を経て検波器13に送られて検波され、そ
の検波出力がA/D変換器14によってサンプリングされて
デジタル信号に変換され、コンピュータ1に取り込まれ
る。 これらGxコイル5,Gyコイル6,Gzコイル7は本来断層像
を撮影するときに用いられ、それぞれスライス面を選択
するための傾斜磁場を発生し、そのスライス面での一方
向に周波数コーディングを行うための傾斜磁場を発生
し、その面での他の方向に位相コーディングを行うため
の傾斜磁場を発生するという機能を持たされる。 この実施例では、これらコイル5、6、7より発生す
る傾斜磁場を次のように利用してスペクトル測定をして
いる。第2図に示すように、サーフェスコイル11から90
゜パルスを与えるとき、同時にスライス選択用の傾斜磁
場(この実施例ではGz)を与え、この選択されたスライ
ス面のみ、つまり体表部分のみのスピンを選択励起す
る。これにより、この部分の磁化が第3図Aに示すよう
に90゜倒されるが、傾斜磁場Gzが引続き与えられ、且つ
他の2つの傾斜磁場Gx、Gyが後から加えられるので、こ
れらの磁場パルスによって位相が乱されて第3図Bに示
すようにスピンの向きがばらばらになり、磁化が消去す
る。そこで、第2図に示すようにこの直後に90゜パルス
を与えれば、体表部分以外の部分、つまり体内の部分の
スピンが励起され、この部分の磁化のみが90゜倒され、
この体内部分でのみ信号が発生し、これがサーフェスコ
イル11によって受信され、データの採取が行われること
になる。 ところで、これは理想的な場合であって、実際には、
一般にサーフェスコイルを用いては正確な90゜パルスを
与えることは難しい。そのため、選択励起された体表部
分で第4図Aのように90゜には倒れないのが実状であ
る。このような場合、構成分の磁化は位相撹乱用の傾斜
磁場によって乱されてなくなるが、縦方向の成分が第4
図Bのように残り、そのため読み出し用の90゜パルスを
与えた時体表からの信号が少し混入することになる。 そこで、第5図に示すように、スライス面選択用の傾
斜磁場Gzを与えながら90゜パルスで励起することによっ
て体表部分を選択励起するとともに位相撹乱用の傾斜磁
場を与えることを順次繰り返す。すると、1回目の励起
・撹乱によって第4図Bのように縦方向の磁化が残った
としてもこの残った縦方向の磁化が2回目に励起されて
第1回目と同じ角度だけ倒され、位相撹乱によって横方
向成分が消去されるというように、体表部分の磁化が同
じ割合で減少していき、数回の繰り返しで磁化は完全に
消滅するに至る。こうして、体表部分の磁化を完全に消
去した後、90゜パルスを印加すれば、NMR信号は体表部
分を除いた体内の部分からのみ発生し、体表部分の信号
を除去することができる。 なお、上述の実施例では、サーフェスコイル11から励
起用RFパルスを送信し、且つこのサーフェスコイル11で
NMR信号を受信するようにしたが、送信については他の
アンテナコイル、たとえば大きな鞍型のヘッド用コイル
やボディ用コイルを用い、受信はサーフェスコイルを使
うという送受分離方式の場合でも上記の第2図或は第5
図のシーケンスを採用することができる。FIG. 1 shows an embodiment of the present invention. In this figure, a computer 1 generates a Gx power source 2 connected to a Gx coil for generating a gradient magnetic field Gx in the X direction and a gradient magnetic field Gy in the Y direction. The Gy power source 3 connected to the Gy coil 6 and the Gz power source 4 connected to the Gz coil 7 that generates the gradient magnetic field Gz in the Z direction are controlled. On the other hand, the RF oscillator 8 oscillates a high frequency having a frequency proportional to the static magnetic field strength, and this high frequency signal is amplitude-modulated by the modulator 9 under the instruction of the computer 1. Is sent to the surface coil 11 after being amplified by the RF power amplifier 10 whose amplification degree is controlled by the computer 1, and the subject (not shown) is excited. The NMR signal generated from the subject is received by the surface coil 11, sent to the detector 13 via the amplifier 12 and detected, and the detected output is sampled by the A / D converter 14 and converted into a digital signal, and the computer Taken in 1. These Gx coil 5, Gy coil 6, and Gz coil 7 are originally used when a tomographic image is taken, generate a gradient magnetic field for selecting a slice plane, and perform frequency coding in one direction on the slice plane. It has a function of generating a gradient magnetic field for generating a gradient magnetic field for performing phase coding in another direction on the surface. In this embodiment, the spectrum is measured by utilizing the gradient magnetic fields generated by the coils 5, 6, and 7 as follows. As shown in FIG. 2, surface coils 11 to 90
When a pulse is applied, a gradient magnetic field for selecting a slice (Gz in this embodiment) is applied at the same time to selectively excite spins only in the selected slice plane, that is, only the body surface portion. As a result, the magnetization of this portion is tilted by 90 ° as shown in FIG. 3A, but the gradient magnetic field Gz is continuously given and the other two gradient magnetic fields Gx and Gy are added later. The phase is disturbed by the pulse, the spin directions are scattered as shown in FIG. 3B, and the magnetization is erased. Therefore, as shown in FIG. 2, if a 90 ° pulse is given immediately after this, spins in parts other than the body surface part, that is, parts in the body are excited, and only the magnetization of this part is tilted 90 °,
A signal is generated only in this body part, which is received by the surface coil 11 and data is collected. By the way, this is the ideal case, and in fact
Generally, it is difficult to give an accurate 90 ° pulse using a surface coil. Therefore, it is the actual situation that the body surface portion that is selectively excited does not fall to 90 ° as shown in FIG. 4A. In such a case, the magnetization of the constituents is not disturbed by the gradient magnetic field for phase perturbation, but the longitudinal component is the fourth component.
As shown in Fig. B, the signal from the body surface is mixed in a little when the 90 ° pulse for reading is given. Therefore, as shown in FIG. 5, the body surface portion is selectively excited by exciting with a 90 ° pulse while applying a gradient magnetic field Gz for slice plane selection, and a gradient magnetic field for phase disturbance is applied sequentially. Then, even if the longitudinal magnetization remains as shown in FIG. 4B due to the first excitation / disturbance, the remaining longitudinal magnetization is excited the second time and tilted by the same angle as the first magnetization, and the phase As the transverse component is erased by the disturbance, the magnetization of the body surface portion decreases at the same rate, and the magnetization completely disappears after several repetitions. In this way, if the 90 ° pulse is applied after the magnetization of the body surface portion is completely erased, the NMR signal is generated only from the body portion excluding the body surface portion, and the body surface portion signal can be removed. . In the above-mentioned embodiment, the RF coil for excitation is transmitted from the surface coil 11, and the surface coil 11
Although the NMR signal is received, another antenna coil such as a large saddle type head coil or body coil is used for transmission, and a surface coil is used for reception in the case of the transmission / reception separation method described above. Figure or 5th
The sequence in the figure can be adopted.
この発明のMRI装置によれば、複数回のRFパルス印加
・撹乱用傾斜磁場パルス印加を、スライス面選択用傾斜
磁場を印加しながら行なうようにしたので、選択された
スライス部分で磁化を完全に消滅させることができ、通
常のサーフェスコイルと通常の傾斜磁場用コイルとを用
いて、部位の限定されたスペクトル信号を効果的に得る
ことができる。しかも励起RFパルスを与えてから直後に
信号の採取を行うことができるので、S/N比の高いデー
タを得ることができる。According to the MRI apparatus of this invention, since the RF pulse application and the disturbance magnetic field gradient pulse application are performed plural times while applying the slice plane selecting gradient magnetic field, the magnetization is completely performed in the selected slice portion. It can be extinguished, and using a normal surface coil and a normal gradient magnetic field coil, it is possible to effectively obtain a spectrum signal with a limited region. Moreover, since the signal can be sampled immediately after the excitation RF pulse is given, data with a high S / N ratio can be obtained.
第1図はこの発明の一実施例のブロック図、第2図及び
第5図は同実施例のパルスシーケンスを示すタイムチャ
ート、第3図A、B及び第4図A、Bはスピンの磁化を
説明するための模式図、第6図は従来例の側面図、第7
図は従来例のパルスシーケンスを示すタイムチャートで
ある。 1……コンピュータ、2……Gx電源、3……Gy電源、4
……Gz電源、5……Gxコイル、6……Gyコイル、7……
Gzコイル、8……RF発振器、9……変調器、10……RF電
力増幅器、11……サーフェスコイル、12……増幅器、13
……検波器、14……A/D変換器。FIG. 1 is a block diagram of an embodiment of the present invention, FIGS. 2 and 5 are time charts showing a pulse sequence of the embodiment, and FIGS. 3A and 3B and FIGS. 4A and 4B are spin magnetization. FIG. 6 is a schematic view for explaining FIG. 6, FIG. 6 is a side view of a conventional example, FIG.
The figure is a time chart showing a pulse sequence of a conventional example. 1 ... Computer, 2 ... Gx power supply, 3 ... Gy power supply, 4
…… Gz power supply, 5 …… Gx coil, 6 …… Gy coil, 7 ……
Gz coil, 8 ... RF oscillator, 9 ... Modulator, 10 ... RF power amplifier, 11 ... Surface coil, 12 ... Amplifier, 13
...... Detector, 14 …… A / D converter.
Claims (1)
らRFパルスを複数回繰り返して印加してその部分を選択
的に励起してスピンの磁化を90゜倒す手段と、90゜倒さ
れたスピンの位相を撹乱するための傾斜磁場パルスを上
記スライス面選択用の傾斜磁場の印加中にRFパルスの印
加ごとに複数回繰り返して与える手段と、上記スライス
面選択用の傾斜磁場および撹乱用の傾斜磁場の印加の
後、上記の撹乱された状態のときに90゜パルスを印加す
る手段と、発生したNMR信号を受信するためのサーフェ
スコイル手段とを有してなるMRI装置。1. An RF pulse is repeatedly applied a plurality of times while applying a gradient magnetic field for slice plane selection to selectively excite that portion to bring the magnetization of spins to 90 °, and 90 °. A means for repeatedly applying a gradient magnetic field pulse for disturbing the phase of spins a plurality of times for each application of an RF pulse during the application of the gradient magnetic field for slice plane selection, and a gradient magnetic field for the slice plane selection and disturbance An MRI apparatus comprising: means for applying a 90 ° pulse in the above-mentioned disturbed state after applying a gradient magnetic field; and surface coil means for receiving a generated NMR signal.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62005579A JP2560300B2 (en) | 1987-01-13 | 1987-01-13 | MRI equipment |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62005579A JP2560300B2 (en) | 1987-01-13 | 1987-01-13 | MRI equipment |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63174643A JPS63174643A (en) | 1988-07-19 |
JP2560300B2 true JP2560300B2 (en) | 1996-12-04 |
Family
ID=11615138
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62005579A Expired - Fee Related JP2560300B2 (en) | 1987-01-13 | 1987-01-13 | MRI equipment |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2560300B2 (en) |
Family Cites Families (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63143047A (en) * | 1986-12-03 | 1988-06-15 | 三菱電機株式会社 | Method and apparatus for calculating chemical shift spectrum |
-
1987
- 1987-01-13 JP JP62005579A patent/JP2560300B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS63174643A (en) | 1988-07-19 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
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LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |