JP2703888B2 - Magnetic resonance imaging equipment - Google Patents
Magnetic resonance imaging equipmentInfo
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Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上利用分野）
本発明は磁気共鳴（MR:magnetic resonance）現象を
用いて被検体のMR像を得る磁気共鳴イメージング装置に
関する。
（従来の技術）
磁気共鳴イメージング装置（以下MRI装置と称する）
は、被検体の所望部位に一様な静磁場を印加し、この静
磁場と直角方向にRF磁場を形成する送信用RFコイルによ
って、断層像を得る特定のスライス部分のみに磁場共鳴
現象を生じさせ、さらにRF磁場の解除後に原子核から発
生する磁場共鳴信号（以下MR信号と称する）を受信用RF
コイルによって検出するようにしたものである。さら
に、静磁場にＸ′軸方向（Ｘ軸からθ゜回転した座標
系）に対して直線的な傾斜を持つ線型磁場勾配を作用さ
せて合成MR信号を得、この信号をフーリエ変換すること
によりスライス部分のＸ′軸をＸ−Ｙ平面内で回転させ
Ｘ−Ｙ平面内の各方向への投影情報を得てCT像を形成す
ることが行われる。
（発明が解決しようとする問題点）
しかしながら、このようなMRI装置により特定スライ
ス面のMR像を形成した場合に、スライス面外からスライ
ス面内への体液特に血液の流れ込みに起因して、フェー
ズエンコード方向にアーチファクトを生じ、読影診断能
の向上を阻害する要因となっている。
本発明は上記事情に鑑みて成されたもので、その目的
とするところは、血流に起因するアーチファクトを低減
することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する
ことにある。
［発明の構成］
（問題点を解決するための手段）
上記課題を解決するため本発明は、撮影領域に静磁場
を生成する静磁場発生手段と、該撮影領域に傾斜磁場を
生成する傾斜磁場発生手段と、該撮影領域に高周波磁場
を印加すると共に該撮影領域から発生する磁場共鳴信号
を受信する励起・検出コイルと、所定のシーケンスに従
って前記傾斜磁場発生手段及び励起・検出コイルを駆動
する制御手段とを備えることにより所望スライス面の磁
気共鳴情報を得る磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、アーチファクトの原因となる血流を含
む領域であって且つ該スライス面の前記血流方向に隣接
する領域を選択励起すべく所定の傾斜磁場下で高周波磁
場パルスを印加するよう前記傾斜磁場発生手段及び励起
・検出コイルを駆動する手段と、この手段により選択励
起された該領域の横磁化成分を消去するため傾斜磁場の
磁場強度を急激に高めるよう前記傾斜磁場発生手段を駆
動する手段と、この手段により該領域の横磁化成分が消
去された後に該スライス面を高周波磁場パルスにより選
択励起して該スライス面のデータを収集すべく前記傾斜
磁場発生手段及び励起・検出コイルを駆動する手段と、
を具備するものであることを特徴とするものである。
（作 用）
前記制御手段の制御により、所望スライス面に直交す
る方向に所定の厚みを有し且つ該スライス面に隣接する
領域の横磁化成分を消去することで、該スライス面外か
ら該スライス面内に流れ込む血液よりのMR信号量を低減
することができ、これにより血流に起因するアーチファ
クトを低減することができる。
（実施例）
第１図は本発明の一実施例のブロック図である。
マグネットアセンブリ１は、この内部に挿入された被
検体に一定強度の主磁場を印加する静磁場コイル２と、
被検体にｘ方向,y方向及びｚ方向の勾配磁場を印加する
傾斜磁場コイル３と、原子核のスピンを励起するための
高周波パルスを与える励起コイル４と、被検体内からの
磁気共鳴信号を検出するための検出コイル５とを備えて
いる。
データ処理計算機11は、表示装置12と、制御手段たる
コントローラ13とに接続される。コントローラ13は、傾
斜磁場制御回路14とゲート回路17とに接続される。傾斜
磁場制御回路15は、傾斜磁場コイル３に接続される。高
周波発振器16は、ゲート回路17に接続される。ゲート回
路17は電力増幅器18に接続される。電力増幅器18は励起
コイル４に接続される。検出コイル５はプリアンプ19に
接続される。プリアンプ19は位相検波回路20に接続され
る。位相検波回路20は波形メモリ21に接続される。波形
メモリ21はデータ処理計算機11に接続される。
コントローラ13は、磁気共鳴信号の観測データを収集
するためのタイミング信号を発生し、傾斜磁場駆動回路
14及びゲート回路17の動作を制御する。これにより、コ
ントローラ13は、傾斜磁場Gx,Gy,Gzや高周波パルスRFの
発生シーケンスを制御する。
傾斜磁場制御回路14は、傾斜磁場コイル３の電流を制
御し、被検体に傾斜磁場を印加する。
静磁場制御回路15は、静磁場コイル２の供給電流を制
御し、被検体に静磁場H0を印加する。
高周波発振器16はコントローラ13により周波数を制御
された高周波信号を発生する。ゲート回路17は、コント
ローラ13からのタイミング信号により、高周波発振器16
の出力した高周波信号を変調し、高周波パルスを生成す
る。電力増幅器18は、ゲート回路17の出力した高周波パ
ルスを電力増幅し、励起コイル４に供給する。
プリアンプ19は、検出コイル５からの磁気共鳴信号を
増幅する。位相検波回路20は、この増幅された磁気共鳴
信号を位相検波する。波形メモリ21は、位相検波された
波形信号を記憶する。
データ処理計算機11は、コントローラ13の動作の制
御、コントローラ13からの時間情報の受信及び波形メモ
リ21からの読出しを行い、観測された磁気共鳴による信
号処理を行う。また、データ処理計算機11は、操作者に
対する操作の指示を、表示装置12に表示することもでき
る。
次に第２図及び第３図（ａ），（ｂ），（ｃ）を参照
して前記装置の動作を説明する。ここで第２図は前記装
置に用いられるパルスシーケンスの一例を示す図であ
り、第３図（ａ），（ｂ），（ｃ）はそれぞれ被検体の
スキャンフォーマットを示す図である。
先ず、被検体の特定位置における断層像を得るため
に、静磁場制御回路15を介して静磁場コイル２に電流を
流して図示ｚ軸方向に均一な静磁場H0を与える。これに
より磁化がｚ軸方向に向う。
次に、第３図（ａ）に示すように所望スライス面30に
直交する方向に所定の厚みを有し且つ該スライス面30に
隣接する第１の領域31を励起するために、搬送周波数f1
で周波数帯域Δf1を有する選択励起パルス（π/2パル
ス）を回転座標系におけるｙ′方向に印加する。このと
き同時にスライス方向にスライス用傾斜磁場Gzを付与す
る。ここで上記傾斜磁場Gzは通常の強さを有するスライ
ス用磁場をある時間τ１だけ加えた後にスライス終了後
はより大きな強度の磁場33を所定時間τ２加える。後半
の磁場33はスポイラーと称されるものであり、これによ
り領域31の横磁化成分が分散され、横方向成分が消える
ことになる。
次に、第３図（ｂ）に示すように所望スライ面30に直
交する方向に所定の厚みを有し且つ該スライス面30に隣
接する第２の領域32を励起するために、搬送周波数f2で
周波数帯域Δf2を有する選択励起パルス（π/2パルス）
を回転座標系におけるｘ′方向に印加する。このとき同
時にスライス方向にスライス用傾斜磁場Gzを付与する。
この場合のGzにおいても34で示すようにスポイラーをか
ける。このスポイラーにより、上記同様、領域32の横磁
化成分が分散され、横方向成分が消える。
以上の前処理の後に、通常のパルスシーケンに従い、
所望スライス面30の選択励起を行い、該スライス面30よ
りのMR信号を収集する（第３図（ｃ）参照）。ここで
は、パルスエコー法により、該スライス面30のMR信号収
集を行うようにしている。すなわち、周波数帯域Δf0で
搬送周波数f0の選択励起パルス（π/2パルス），スライ
ス用傾斜磁場Gzを印加することで所望スライス面30を特
定し、フェーズエンコード用傾斜磁場Gy,読み出し用傾
斜磁場Gx,πパルスの印加によりスライス面の１ライン
分のエコーデータが得られる。そして、フェーズエンコ
ード用傾斜磁場Gyの強度を変えながら、すなわち、フェ
ーズエンコーディングにより必要なデータを収集し、こ
れを基にMR像を再構成することができる。エコーデータ
検出は検出コイル５によって行われ、検出されたデータ
はプリアンプ19を介して位相検波回路20に取り込まれ、
ここでスペクトルの分析が行われ、この分析結果に基づ
いて計算機11で画像が再構成される。
この再構成像によれば、領域31又は32よりスライス面
30内に流れ込む血液よりのMR信号の低減により、血流に
起因するアーチファクトが低減されるため、読影診断能
の向上を図ることができる。
尚、本発明は上記実施例に限定されるものではない。
例えば上記実施例では領域31,32をそれぞれ個別的に選
択励起するものについて説明したが、２種類の周波数成
分（f1,f2）を含んだ複合パルスと傾斜磁場とを組み合
せることで、該領域31,32を同時に励起するようにして
もよい。また、スライス面30のデータ収集のためのパル
スシーケンスは、パルスエコー法のみならず他の方法、
例えばπパルスを用いず傾斜磁場反転のみによるグラジ
エントエコー法を適用してもよい。
［発明の効果］
以上詳述したように本発明によれば、血流に起因する
アーチファクトを低減することができる磁気共鳴イメー
ジング装置を提供することができる。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Object of the Invention] (Field of Industrial Application) The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining an MR image of a subject using a magnetic resonance (MR) phenomenon. (Prior art) Magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as MRI apparatus)
Applies a uniform static magnetic field to a desired part of the subject, and a transmission RF coil that forms an RF magnetic field in a direction perpendicular to this static magnetic field causes a magnetic field resonance phenomenon only in a specific slice part where a tomographic image is obtained. And a magnetic field resonance signal (hereinafter referred to as an MR signal) generated from the nucleus after the RF magnetic field is released.
The detection is performed by a coil. Further, a synthetic MR signal is obtained by applying a linear magnetic field gradient having a linear gradient to the X'-axis direction (a coordinate system rotated by θＸ from the X-axis) on the static magnetic field, and this signal is subjected to Fourier transform. The X 'axis of the slice portion is rotated in the XY plane to obtain projection information in each direction in the XY plane to form a CT image. (Problems to be Solved by the Invention) However, when an MR image of a specific slice plane is formed by such an MRI apparatus, a phase shift occurs due to a flow of a body fluid, particularly blood, from outside the slice plane into the slice plane. Artifacts occur in the encoding direction, and this is a factor that hinders improvement in diagnostic interpretation ability. The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing artifacts due to blood flow. [Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to solve the above problems, the present invention provides a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in an imaging region, and a gradient magnetic field for generating a gradient magnetic field in the imaging region. Generating means, an excitation / detection coil for applying a high-frequency magnetic field to the imaging region and receiving a magnetic field resonance signal generated from the imaging region, and control for driving the gradient magnetic field generation means and the excitation / detection coil according to a predetermined sequence Means for obtaining magnetic resonance information of a desired slice plane by including means,
The control means is configured to apply a high-frequency magnetic field pulse under a predetermined gradient magnetic field to selectively excite a region including a blood flow that causes an artifact and a region adjacent to the slice surface in the blood flow direction. Means for driving the gradient magnetic field generating means and the excitation / detection coil, and driving the gradient magnetic field generating means so as to sharply increase the magnetic field strength of the gradient magnetic field in order to eliminate the transverse magnetization component of the region selectively excited by the means. Means for driving the gradient magnetic field generating means and the excitation / detection coil so as to selectively excite the slice surface with a high-frequency magnetic field pulse and collect data on the slice surface after the transverse magnetization component of the region is erased by the means. Means to
It is characterized by having. (Operation) Under the control of the control means, the transverse magnetization component of a region having a predetermined thickness in a direction orthogonal to the desired slice plane and adjacent to the slice plane is erased, so that the slice is removed from outside the slice plane. It is possible to reduce the amount of MR signals from the blood flowing into the plane, thereby reducing artifacts due to blood flow. (Embodiment) FIG. 1 is a block diagram of one embodiment of the present invention. The magnet assembly 1 includes a static magnetic field coil 2 for applying a main magnetic field of a constant strength to a subject inserted therein,
A gradient coil 3 for applying a gradient magnetic field in the x, y, and z directions to the subject, an excitation coil 4 for applying a high-frequency pulse for exciting spins of nuclei, and detecting a magnetic resonance signal from inside the subject And a detection coil 5 for performing the operation. The data processing computer 11 is connected to a display device 12 and a controller 13 as control means. The controller 13 is connected to the gradient magnetic field control circuit 14 and the gate circuit 17. The gradient magnetic field control circuit 15 is connected to the gradient magnetic field coil 3. The high-frequency oscillator 16 is connected to the gate circuit 17. Gate circuit 17 is connected to power amplifier 18. Power amplifier 18 is connected to excitation coil 4. The detection coil 5 is connected to a preamplifier 19. The preamplifier 19 is connected to the phase detection circuit 20. The phase detection circuit 20 is connected to the waveform memory 21. The waveform memory 21 is connected to the data processing computer 11. The controller 13 generates a timing signal for collecting observation data of the magnetic resonance signal, and generates a gradient magnetic field driving circuit.
14 and the operation of the gate circuit 17 are controlled. Thereby, the controller 13 controls the generation sequence of the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz and the high-frequency pulse RF. The gradient magnetic field control circuit 14 controls the current of the gradient magnetic field coil 3 and applies a gradient magnetic field to the subject. Static magnetic field control circuit 15 controls the supply current of the static magnetic field coil 2, to apply a static magnetic field H 0 to the subject. The high-frequency oscillator 16 generates a high-frequency signal whose frequency is controlled by the controller 13. The gate circuit 17 receives a high-frequency oscillator 16 by a timing signal from the controller 13.
Modulates the output high-frequency signal to generate a high-frequency pulse. The power amplifier 18 power-amplifies the high frequency pulse output from the gate circuit 17 and supplies the amplified high frequency pulse to the excitation coil 4. The preamplifier 19 amplifies the magnetic resonance signal from the detection coil 5. The phase detection circuit 20 performs phase detection on the amplified magnetic resonance signal. The waveform memory 21 stores the phase-detected waveform signal. The data processing computer 11 controls the operation of the controller 13, receives time information from the controller 13, reads data from the waveform memory 21, and performs signal processing based on the observed magnetic resonance. Further, the data processing computer 11 can also display an operation instruction for the operator on the display device 12. Next, the operation of the device will be described with reference to FIGS. 2 and 3 (a), (b) and (c). Here, FIG. 2 is a diagram showing an example of a pulse sequence used in the apparatus, and FIGS. 3 (a), (b), and (c) are diagrams each showing a scan format of a subject. First, in order to obtain a tomographic image at the specific position of the subject, providing a uniform static magnetic field H 0 to the illustrated z-axis direction by applying a current to the static magnetic field coil 2 via a static magnetic field control circuit 15. Thereby, the magnetization is directed in the z-axis direction. Next, as shown in FIG. 3A, in order to excite a first region 31 having a predetermined thickness in a direction orthogonal to the desired slice plane 30 and adjacent to the slice plane 30, the carrier frequency f 1
Applies a selective excitation pulse (π / 2 pulse) having a frequency band Δf 1 in the y ′ direction in the rotating coordinate system. At this time, a slice gradient magnetic field Gz is applied simultaneously in the slice direction. Wherein said magnetic field gradient Gz slice after the end after the addition by the time tau 1 in the slicing magnetic field having a normal intensity adds second predetermined time tau magnetic field 33 of greater strength. The magnetic field 33 in the latter half is called a spoiler, whereby the transverse magnetization component of the region 31 is dispersed and the transverse component disappears. Next, as shown in FIG. 3 (b), in order to excite a second region 32 having a predetermined thickness in a direction orthogonal to the desired slicing surface 30 and adjacent to the slicing surface 30, the carrier frequency f 2 in selective excitation pulse having a frequency band Delta] f 2 ([pi / 2 pulse)
Is applied in the x ′ direction in the rotating coordinate system. At this time, a slice gradient magnetic field Gz is applied simultaneously in the slice direction.
In Gz in this case, a spoiler is applied as indicated by 34. As described above, the lateral magnetization component of the region 32 is dispersed by the spoiler, and the lateral component disappears. After the above preprocessing, follow the normal pulse sequence,
Selective excitation of the desired slice plane 30 is performed, and MR signals from the slice plane 30 are collected (see FIG. 3 (c)). Here, the MR signal of the slice plane 30 is collected by the pulse echo method. That is, a desired slice plane 30 is specified by applying a selective excitation pulse (π / 2 pulse) of the carrier frequency f 0 and a slice gradient magnetic field Gz in the frequency band Δf 0 , and a phase encode gradient magnetic field Gy, a read gradient By applying the magnetic field Gx and the π pulse, echo data for one line on the slice surface is obtained. Then, while changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Gy, that is, collecting necessary data by phase encoding, it is possible to reconstruct an MR image based on this. Echo data detection is performed by the detection coil 5, and the detected data is taken into the phase detection circuit 20 via the preamplifier 19,
Here, the spectrum is analyzed, and an image is reconstructed by the computer 11 based on the analysis result. According to this reconstructed image, the slice plane is closer than the area 31 or 32.
By reducing the MR signal from the blood flowing into the blood vessel 30, artifacts due to the blood flow are reduced, so that the diagnostic interpretation ability can be improved. The present invention is not limited to the above embodiment.
For example, in the above-described embodiment, a case has been described in which the regions 31 and 32 are individually selectively excited. However, by combining a composite pulse including two types of frequency components (f 1 and f 2 ) and a gradient magnetic field, The regions 31 and 32 may be excited simultaneously. In addition, the pulse sequence for data collection of the slice plane 30 is not only a pulse echo method but also other methods,
For example, a gradient echo method using only a gradient magnetic field inversion without using a π pulse may be applied. [Effects of the Invention] As described in detail above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of reducing artifacts caused by blood flow.
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の一実施例装置のブロック図、第２図は
そのパルスシーケンスの一例を示す説明図、第３図
（ａ），（ｂ），（ｃ）はその動作説明のためのスキャ
ンフォーマット図である。
４……励起コイル、５……検出コイル、
13……コントローラ（制御手段）。BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a block diagram of an apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is an explanatory view showing an example of the pulse sequence, and FIGS. 3 (a), (b) and (c). Is a scan format diagram for explaining the operation. 4 ... excitation coil, 5 ... detection coil, 13 ... controller (control means).
Claims (1)
ら発生する磁気共鳴信号を受信する励起・検出コイル
と、 所定のシーケンスに従って前記傾斜磁場発生手段及び励
起・検出コイルを駆動する制御手段と を備えることにより所望スライス面の磁気共鳴情報を得
る磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御手段は、 アーチファクトの原因となる血流を含む領域であって且
つ該スライス面の前記血流方向に隣接する領域を選択励
起すべく所定の傾斜磁場下で高周波磁場パルスを印加す
るよう前記傾斜磁場発生手段及び励起・検出コイルを駆
動する手段と、 この手段により選択励起された該領域の横磁化成分を消
去するため傾斜磁場の磁場強度を急激に高めるよう前記
傾斜磁場発生手段を駆動する手段と、 この手段により該領域の横磁化成分が消去された後に該
スライス面を高周波磁場パルスにより選択励起して該ス
ライス面のデータを収集すべく前記傾斜磁場発生手段及
び励起・検出コイルを駆動する手段と、 を具備するものであることを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング装置。(57) [Claims] A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in the imaging area; a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in the imaging area; and applying a high frequency magnetic field to the imaging area and receiving a magnetic resonance signal generated from the imaging area. A magnetic resonance imaging apparatus that obtains magnetic resonance information of a desired slice plane by including an excitation / detection coil to perform, and a control unit that drives the gradient magnetic field generation unit and the excitation / detection coil in accordance with a predetermined sequence. The gradient magnetic field generating means for applying a high-frequency magnetic field pulse under a predetermined gradient magnetic field to selectively excite a region including a blood flow causing an artifact and adjacent to the slice surface in the blood flow direction. Means for driving the excitation / detection coil; Means for driving the gradient magnetic field generation means so as to sharply increase the magnetic field strength of the slice plane, and after the transverse magnetization component of the region is erased by this means, the slice plane is selectively excited by a high-frequency magnetic field pulse to obtain data of the slice plane. And a means for driving the gradient magnetic field generating means and the excitation / detection coil to collect the magnetic field.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61266562A JP2703888B2 (en) | 1986-11-11 | 1986-11-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61266562A JP2703888B2 (en) | 1986-11-11 | 1986-11-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63122439A JPS63122439A (en) | 1988-05-26 |
| JP2703888B2 true JP2703888B2 (en) | 1998-01-26 |
Family
ID=17432557
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61266562A Expired - Lifetime JP2703888B2 (en) | 1986-11-11 | 1986-11-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2703888B2 (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2961373B2 (en) * | 1989-05-09 | 1999-10-12 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Nuclear magnetic resonance imaging system |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS59105549A (en) * | 1982-12-09 | 1984-06-18 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | Inspection method by nuclear magnetic resonance |
-
1986
- 1986-11-11 JP JP61266562A patent/JP2703888B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63122439A (en) | 1988-05-26 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |