JP3588690B2

JP3588690B2 - Magnetic resonance equipment

Info

Publication number: JP3588690B2
Application number: JP22819697A
Authority: JP
Inventors: 良孝尾藤; 智嗣平田
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 1997-08-25
Filing date: 1997-08-25
Publication date: 2004-11-17
Anticipated expiration: 2017-08-25
Also published as: JPH1156808A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴装置に関する。特にスペクトロスコピックイメージングおよび拡散スペクトロスコピックイメージングに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴装置は、静磁場中に置かれた測定対象に特定周波数の高周波磁場を照射して磁気共鳴現象を誘起し、測定対象の物理的化学的情報を取得する装置である。現在、広く普及している磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ）は、主として水分子中の水素原子核の磁気共鳴現象を用い、組織によって異なる水素原子核密度や緩和時間の差などを画像化する方法である。これに対し、スペクトロスコピックイメージングとは、分子の化学結合の違いによる磁気共鳴周波数の差異（ケミカルシフト）を元に分子毎に磁気共鳴信号を分離し、これを画像化する方法である。対象とする原子核としては１Ｈ、３１Ｐ、１３Ｃ、１７Ｆなどがある。スペクトロスコピックイメージングによって代謝物質の濃度分布が得られるため、通常の磁気共鳴イメージングよりも早くかつ詳細な診断が可能になると期待されている。また、磁気共鳴イメージングに水分子の拡散情報を付与したイメージング技術として拡散イメージングが提案されている。これは分子拡散が激しい領域の信号を強く減衰させるように強力な傾斜磁場を印加する手段を加えたもので、拡散を強調した画像や拡散係数を測定することが可能となる。これにより、脳虚血などの早期診断が可能になると期待されている。また、スペクトロスコピックイメージングと拡散イメージングとを組み合わせ、代謝物質毎の分子拡散情報を得る拡散スペクトロスコピックイメージングも提案されている。
【０００３】
スペクトロスコピックイメージングの撮像技術として、最も広く使用されているのは３Ｄ−ＣＳＩ（ケミカルシフトイメージング：ＣｈｅｍｉｃａｌＳｈｉｆｔＩｍａｇｉｎｇ）と呼ばれている方法である。この方法は、高周波磁場による核スピンの励起後、２方向に位相エンコード傾斜磁場を印加して磁気共鳴信号に空間情報を付与し、繰り返し計測により画像化を行う方法である。この方法には、２方向に繰り返し計測を行うことから、計測時間が長くかかるという問題がある。この問題を解決するために、振動傾斜磁場を使用する方法が特開昭６１ー１３１４３に提案されている。この方法はＥＰＳＩ（エコープラナーイメージング：ＥｃｈｏＰｌａｎａｒＳｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｉｃＩｍａｇｉｎｇ）と呼ばれ、高周波磁場による励起後、第１の方向に位相エンコード傾斜磁場を印加し、その後、第１の方向とは異なる第２の方向に振動傾斜磁場を印加しながらデータの取得を行う方法である。これにより、位相エンコード傾斜磁場の繰り返しは１方向ですみ、計測時間の大幅な短縮が図れる。これらの方法では、測定対象の動き、例えば拍動、呼吸、脳脊髄液流などの体動や、静磁場と傾斜磁場の時間変動によって、位相エンコード方向にアーティファクトが生じるという問題があった。
【０００４】
拡散イメージングの撮像技術として広く使用されているのはスッテジコウ−タナー（Ｓｔｅｊｓｋａｌ−Ｔａｎｎｅｒ）のパルスシーケンス（ジャーナル・オブ・ケミカルフィジックス：ＴｈｅＪｏｕｒｎａｌｏｆＣｈｅｍｉｃａｌＰｈｙｓｉｃｓ誌、４２号、２８８頁、１９６５年発行）を基礎としたものである。この方法は高周波磁場による核スピンの励起の後、互いに補償する二つ以上の傾斜磁場を印加するものである。ここで「互いに補償する」という意味は、もし分子が移動していなければ核スピンの位相を回転させる影響を相殺するということである。拡散があると位相回転の影響を完全に相殺することはできず、傾斜磁場の印加強度・時間に応じた割合で信号強度が減衰する。ここで、拡散による信号減衰を生じさせるために印加する傾斜磁場は拡散傾斜磁場と呼ばれている。拡散情報を画像化する方法は、Ｄ．レビハン（Ｄ．ＬｅＢｉｈａｎ）らによってラジオロジー（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）誌、１６１号、４０１頁、１９８６年発行に報告されている。この方法では、核スピンの励起後、第１の方向に位相エンコード傾斜磁場を印加し、第２の方向にリードアウト傾斜磁場を印加して２方向の空間情報を信号に付与し、位相エンコード傾斜磁場を変化させながら計測を繰り返す方法である。この方法では測定対象の動きなどによって、位相エンコード方向にアーティファクトが生じるという問題があった。これを解決するために、振動傾斜磁場を用いて２方向の空間情報を同時に取得し、高速に拡散イメージングを行う方法が、Ｒ．タナー（Ｒ．Ｔｕｒｎｅｒ）らによってラジオロジー誌、１７７巻、４０７頁、１９９０年発行に報告されている。また、Ｈ．グッドジャアトソン（Ｈ．Ｇｕｄｂｊａｒｔｓｓｏｎ）らによって励起領域を線状に制限し、この線状の領域を変化させて計測を繰り返す方法がマグネチック・レゾネンス・イン・メジソン（ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ）誌、３６巻、５０９頁、１９９６年発行に報告されている。
【０００５】
拡散スペクトロスコピックイメージングについては、３Ｄ−ＣＳＩに拡散傾斜磁場を付加した方法やＥＰＳＩに拡散傾斜磁場を付加した方法が提案されている。前者については、ジャーナル・オブ・マグネチック・レゾネンス、シリーズＢ誌（ＪｏｕｒｎａｌｏｆＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ、ＳｅｒｉｅｓＢ誌）、１０２巻、２２２頁、１９９３年発行に報告されている。後者については特開平７ー１８４８７５に報告されている。これらの方法においても、測定対象の動きにより位相エンコード方向にアーティファクトが発生することが問題となっていた。特に位相エンコード傾斜磁場よりもはるかに強力な拡散傾斜磁場が印加されるため、この拡散傾斜磁場印加中の体動は致命的な画質劣化を引き起こしていた。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記従来技術では、位相エンコード傾斜磁場を使用していることから、測定対象の動きが画質劣化を引き起こしやすいと言う欠点を有していた。これは測定対象の拍動や呼吸による動き、脳脊髄液流などの流れなどの体動によって、設定と異なる位相エンコード傾斜磁場が印加された状態と同等となり、画像上で位相エンコード方向に流れのようなアーティファクトが生じるというものであった。特に拡散スペクトロスコピックイメージングでは、位相エンコード傾斜磁場よりもはるかに強力な拡散傾斜磁場を印加することから、この拡散傾斜磁場印加中の測定対象の体動は致命的な画質劣化を引き起こしていた。
【０００７】
本発明の目的は、測定対象の体動によるアーティファクトを除去し、スペクトロスコピックイメージングおよび拡散スペクトロスコピックイメージングの高精度化および高速化が可能な磁気共鳴装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明では、高周波磁場印加によって励起する領域を線状に制限し、その領域から生じる信号に振動傾斜磁場を用いてケミカルシフト情報と空間情報とを付与する。この線状の領域を繰り返し計測毎に変化させて画像化を行う。本発明によれば、従来必要であった位相エンコード傾斜磁場が不必要となり、体動によるアーティファクトを除去することが可能となる。また、不必要な領域からの信号混入を防ぐために領域外の信号を抑圧する手段を使用する場合、線状の領域に応じて抑圧する領域を設定可能なことから、従来より詳細な抑圧領域の設定が可能になる。また、従来フーリエ変換に伴うアーティファクトを低減するために位相エンコード方向に余分な回数の計測を行っていたが、これを除くことが可能となり、高速化が可能となる。また、２方向に位相エンコード傾斜磁場を繰り返し印加する方法と比較すると、振動傾斜磁場を用いることにより１方向分の繰り返し計測を省略できることから格段の高速化が図れる。
【０００９】
線状の領域を選択するための手段としては次の方法がある。所定の方向に第１の傾斜磁場を印加すると共に第１の高周波磁場を印加して所定の方向に制限された面状の領域を選択し、所定の時間後に所定の方向とは異なる方向に第２の傾斜磁場を印加すると共に第２の高周波磁場を印加してこの異なる方向に制限された面状の領域を選択し、この結果二つの面状の領域の交わった線状の領域を選択する。ケミカルシフト情報と空間情報とを付与する振動傾斜磁場は第１および第２の傾斜磁場の方向と異なる第３の方向に印加する。線状の領域を繰り返し計測毎に変化させる手段としては、第１および第２の高周波磁場の周波数のいずれか一方もしくは両方を変化させる方法がある。
【００１０】
また、線状の領域を選択するための他の手段としては次の方法がある。第１の高周波磁場と共に所定の方向に第１の傾斜磁場と上記方向とは異なる方向に第２傾斜磁場を印加してこれらにより制限された面状の領域を選択し、所定の時間後に第２の高周波磁場と共に前記第１の傾斜磁場の方向同様に第３の傾斜磁場と前記第２の傾斜磁場の方向同様に第４傾斜磁場を印加してこれらにより制限された面状の領域を選択し、この結果二つの面状の領域の交わった線状の領域を選択する。ケミカルシフト情報と空間情報とを付与する振動傾斜磁場は第１および第２の傾斜磁場の方向と異なる第３の方向に印加する。線状の領域を繰り返し計測毎に変化させる手段としては、第１および第２の高周波磁場の周波数のいずれか一方もしくは両方を変化させる方法がある。
【００１１】
また、上記の方法に、３方向Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの少なくともの１方向に前記第１の高周波磁場と前記第２高周波磁場との間に第１の拡散傾斜磁場の印加し、同様の方向に前記第２の高周波磁場と前記振動傾斜磁場との間に第２の拡散傾斜磁場を印加して分子拡散情報を得ることができる。このような体動に影響されやすい拡散傾斜磁場を加えても、本発明では体動によるアーティファクトを除去することが可能となる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
【００１３】
図４は本発明にかかる磁気共鳴装置の概略構成図である。図４において、１は静磁場Ｈ０を発生する磁石、２は測定対象、３は高周波磁場の発生と測定対象２から生じる磁気共鳴信号の検出のためのコイル、４、５、６はそれぞれｘ方向、ｙ方向およびｚ方向の傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイルである。７は上記各傾斜磁場発生コイル４、５、６に電流を供給するためのコイル駆動装置である。８は各磁場の発生タイミングおよび強度の制御と測定されたデータの演算を行うための計算機、９は計算機８での演算結果を表示するためのディスプレイである。
【００１４】
次に本装置の動作の概要を説明する。測定対象２の核スピンを励起する高周波磁場Ｈ１は、シンセサイザ１０により発生させた高周波を変調装置１１で波形整形、電力増幅し、コイル３に電流を供給することにより発生させる。コイル駆動装置７から電流を供給された傾斜磁場発生コイル４、５、６は傾斜磁場を発生し、測定物体２からの磁気共鳴信号を変調する。該変調信号はコイル３により受信され、増幅器１２で増幅、検波装置１３で検波された後、計算機８に入力される。計算機８は演算後、演算結果をディスプレイ９で表現する。なお、計算機８は予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。このプログラムの内、特に高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。
【００１５】
次に本発明の第一の実施例について説明する。
【００１６】
本発明にかかるパルスシーケンスを図１に示す。ｚ方向のスライス傾斜磁場２４の印加とともに周波数ｆ０の励起高周波磁場パルス２１を印加し、ｚ方向の所定のスライス内に核磁気共鳴現象を誘起する。励起高周波磁場パルスとしては典型的にはπ／２−パルスが用いられる。次にｙ方向のスライス傾斜磁場２５の印加とともに周波数ｆｎの反転高周波磁場パルス２２を印加することでｙ方向の所定のスライス内の磁化を反転する。反転高周波磁場パルスとしては典型的にはπ−パルスが用いられる。励起および反転される領域の模式図を図２に示す。横軸はｚ方向、縦軸はｙ方向を表し、ｘ方向は紙面に垂直な方向である。領域３１はｚ方向のスライス傾斜磁場２４の印加とともに周波数ｆ０の励起高周波磁場パルス２１を印加することで核スピンが励起されるスライスを表し、領域３２はｙ方向のスライス傾斜磁場２５の印加とともに周波数ｆｎの反転高周波磁場パルス２２を印加することで核スピンが反転されるスライスを表している。この結果、エコー２３を生じさせる核スピンの存在するのはｘ方向に線状となる領域３３のみとなる。領域３３は、反転高周波磁場パルス２２の周波数ｆｎを変えることにより、ｙ方向に変化される。領域３３から発生したエコー２３は、ｘ方向に振動リードアウト傾斜磁場２６を印加しながらＡＤサンプリングされ、データとして格納される。このとき、エコー２３は振動リードアウト傾斜磁場により、ｘ方向とケミカルシフト方向の両方の情報が付与された複数のエコーで構成される。格納されたデータは各エコー毎および時間方向にフーリエ変換され、ｘ方向とケミカルシフト方向の情報が分離および再構成される。ｙ方向の情報は、既に説明したとおり反転高周波磁場の周波数を変化して励起領域３３を変化させて得られる。こうしてケミカルシフト、ｘ方向、およびｙ方向の情報からなるケミカルシフトイメージが得られる。
【００１７】
なお、振動傾斜磁場を用いた場合のケミカルシフト情報と空間情報の分離方法については、特開昭６１ー１３１４３に詳述されている。
【００１８】
なお、図１のパルスシーケンスでは説明の簡略化のために水信号や脂肪信号を抑圧し、目的とする分子のみの信号を取得するためのプリパレーションパルスを省略した。プリパレーションパルスとして、例えば、水信号を抑圧するためには水のケミカルシフトにあわせた狭帯域の高周波磁場を印加するＣＨＥＳＳ（ケミカル・シフト・ソレクテブ・サプレション：ＣｈｅｍｉｃａｌｓｈｉｆｔＳｅｌｅｃｔｉｖｅＳｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ）法、脂肪信号を抑圧するためには脂肪領域にあたるスライスを選択的に励起するＯＶＳ（アウター・ボリュウム・サプレション：ＯｕｔｅｒＶｏｌｕｍｅＳｕｐｐｒｅｓｓｉｏｎ）法などを用いても良い。なお、ＣＨＥＳＳ法については特開昭６０ー１６８０４１、ＯＶＳ法についてはマグネチック・レゾナンス・イン・メジソン誌、１０巻、３１５頁、１９９２年発行に詳述されている。
【００１９】
また、図１ではｚ方向を励起高周波磁場パルスによるスライス方向、ｙ方向を反転高周波磁場パルスによるスライス方向、ｘ方向を振動傾斜磁場の印加方向に設定しているが、この方向に限らないのは言うまでもない。例えば、それぞれの方向の役割を入れ替えても良いし、軸に沿った方向ではなく、例えば４５度傾いた方向などでも良い。また、これら三つの方向は直交する３方向である必要もない。例えば、励起高周波磁場パルスと反転高周波磁場パルスによる二つのスライスが直交しなくても良く、この場合、エコーを生じさせる領域は平行四辺形の断面をもつ線状の領域となる。
【００２０】
また、図１の振動傾斜磁場の波形をサイン波にしても良い。これにより傾斜磁場の立ち上がりによって生じる渦電流を軽減可能となり、渦電流によるアーティファクトを低減できる。
【００２１】
また、領域３３の変更方法であるが、繰り返し計測毎に、隣り合う順番に計測する方法と隣り合わないように計測する方法とがある。前者の場合、例えばＬ１、Ｌ２、Ｌ３、．．．の順番で計測を行うことになり、周波数ｆｎを一定のステップで変更していけば良くプログラムが簡単に作成できるという利点を持つ。後者の場合、例えばＬ１、Ｌ（Ｎ／２＋１）、Ｌ２、Ｌ（Ｎ／２＋２）、．．．と計測することになり、スライス選択の不完全性から生じる影響を低減することが可能となる。
【００２２】
比較のため、図３に従来法のパルスシーケンスを示す。従来法ではｙ方向の空間情報を付与するために位相エンコード傾斜磁場２７が必要であった。このため、測定対象の動き、例えば拍動や呼吸による動き、脳脊髄液流などの流れ、などにより、本来設定された位相エンコード傾斜磁場とは異なる量の位相エンコード傾斜磁場が印加されたのと同等となり、画像上で位相エンコード方向に流れのようなアーティファクトが発生することがあった。本方法では、位相エンコード傾斜磁場が不要なことから、体動によるアーティファクトが発生しないという利点を有する。
【００２３】
また、従来法ではｙ方向に実際に必要なピクセル数が数個であったとしても、フーリエ変換によって生じるアーティファクトを軽減するために１６あるいはそれ以上の回数の計測が必要とされていた。本方法によれば、実際に必要な領域のみを計測すれば良く、計測回数の低減が図れる。なお、本方法では励起領域が従来法と比較して小さくなることから、ＳＮＲ（シグナル・ツウ・ノイズ比：ＳｉｇｎａｌｔｏＮｏｉｓｅＲａｔｉｏ）が低下する。これを抑えるために、信号の加算回数を増加させるなどの操作をしても良い。
【００２４】
また、従来法でプリパレーションパルスとしてＯＶＳ法を用いた場合、数箇所のスライスを抑圧する必要があり、また細かな形状の抑圧は不可能であった。この様子の模式図を図５（１）に示す。ハッチングを施した円周は人体頭部を横断像で撮像した場合の皮下脂肪を表している。２本の平行線は抑圧する領域を示している。脂肪信号が混入しないように抑圧するには円周に沿うようにスライスを設定し抑圧する必要があるが、プリパレーションパルスの長さの制限から数スライスが限度である。図では８スライスの場合を示しているが、内側に抑圧領域がはみだし、信号が失われることが判る。図５（２）に、本方法の場合のＯＶＳ法による抑圧スライスを示す。点線は各計測で励起される領域を示している。本方法ではｙ方向とｚ方向には既に励起領域が制限されていることから、ＯＶＳ法による抑圧スライスとしてはｘ方向を主として考えれば良くなり、２、３回程度の抑圧で十分な効果を得ることができる。また、ｙ方向の励起領域が変化する度に抑圧領域を変化させることが可能なため、抑圧領域のより細かな設定が可能となる。図５（２）では抑圧領域が内部にはみでる量が減少していることが判る。なお、本発明において抑圧効果を高めるために、励起領域外のスライスを抑圧しておいても良いのは言うまでもない。
【００２５】
次に本発明の第２の実施例について説明する。本実施例は拡散スペクトロスコピックイメージングに関するものである。
【００２６】
図６に本発明にかかるパルスシーケンスを示す。図１に示したパルスシーケンスとの相違点は、分子拡散を強調した画像を取得するために、拡散傾斜磁場２８が印加されていることにある。この二つの拡散傾斜磁場は強度の時間積分が等しくなるように調整されている。これにより、分子拡散が弱い場合にはエコー２３が大きく、また分子拡散が激しい場合にはエコー２３が小さくなる。予め設定された強度で拡散傾斜磁場を印加することにより、分子拡散を強調した画像が取得でき、またこの設定値を様々に変化させて信号変化率から分子の拡散係数を計算することができる。
【００２７】
本方法によれば、従来必要であった位相エンコード傾斜磁場を印加する必要がなくなる。従来法では、測定対象の動きによって位相エンコード方向にアーティファクトが発生することがあった。特に、分子拡散を強調するために強力な拡散傾斜磁場が印加されているため、測定対象の動きによるアーティファクトは通常のスペクトロスコピックイメージングと比較して、極端に大きかった。すなわち、拡散傾斜磁場印加中に拍動や呼吸、組織液の流動などの体動があると位相エンコード磁場印加による位相変化よりもはるかに大きな位相差が加わり、画像が位相エンコード方向に乱れるというアーティファクトが生じていた。このため、拡散強調画像や拡散係数が正確に計測できないなどの問題があったが、本方法によりこのアーティファクトを除去可能となり、正確な拡散強調画像および拡散係数が測定可能となった。
【００２８】
なお、図６では拡散傾斜磁場を３方向に印加しているが、これに限らない。例えばある特定の方向の拡散係数を計測したい場合には、その方向の拡散傾斜磁場を印加すればよい。また、スライス方向およびリードアウト方向などのｘ、ｙ、ｚ方向の役割は第１の実施例同様変更可能であること、プリパレーションパルスが使用可能なこと、などは言うまでもない。また、振動傾斜磁場２３の印加に先だって信号を取得し、その信号の位相および強度に応じて、エコー２３を計測して得られたデータの位相および強度を補正した後、再構成演算を行っても良い。特に信号加算時には、本補正により各信号の位相をそろえることが可能となり、ＳＮＲが最良となる。なお、補正方法の詳細についてはジャーナル・オブ・マグネチック・レゾネンス、シリーズＢ誌、１０２巻、２２２頁、１９９３年発行に報告されている。
【００２９】
また、渦電流を抑制するために、振動傾斜磁場の波形をサイン波とすること、拡散傾斜磁場の波形をサイン波とすることなどが適用可能である。また、渦電流によって発生する静磁場不均一を抑制するために、傾斜磁場のオフセットまたはシムコイルに流す電流値を修正してもよい。また、拡散傾斜磁場の形状をバイポーラーにすることで拡散時間の短い分子を撮影しやすくすることも可能である。
【００３０】
次に本発明の第３の実施例について説明する。本実施例は第１の実施例とは異なるスライスの励起方法を示すものである。
【００３１】
図７に本発明にかかるパルスシーケンスを示す。図１に示したパルスシーケンスとの相違点は、励起高周波磁場パルス２１の周波数と各スライス傾斜磁場２４、２５の印加方向である。図８に各パルスによる励起スライスを示す。横軸はｚ方向、縦軸はｙ方向を表し、ｘ方向は紙面に垂直な方向である。領域３１はｚ方向のスライス傾斜磁場２４の印加とともに周波数ｆｎの励起高周波磁場パルス２１を印加することで核スピンが励起されるスライスを表し、領域３２はｙ方向のスライス傾斜磁場２５の印加とともに周波数ｆｎの反転高周波磁場パルス２２を印加することで核スピンが反転されるスライスを表している。この結果、エコー２３を生じさせる核スピンの存在するのはｘ方向に線状となる領域３３のみとなる。領域３３は、励起高周波磁場パルス２１の周波数ｆｎと反転高周波磁場パルス２２の周波数ｆｎを変えることにより、ｙ方向に変化される。図２との相違点は領域３３の断面が菱形に変わった点と、高周波磁場パルスの周波数ｆｎを変化させることにより領域３１、３２が各計測において重ならない点である。励起領域が菱形になるため、励起される各スピンの存在比は半分となり、ＳＮＲも半分に低下する。しかし、領域３１、３２が各計測において重ならないために各計測間の待ち時間を極端に短縮することが可能となる。例えば第１の実施例では、領域３１が常に一定だったため、励起された核スピンが回復するまで１秒から数秒の待ち時間が必要であった。この第２の実施例によればこの待ち時間を短縮し、例えば数十から数百ミリ秒間隔で計測を繰り返すことが可能となる。このため計測時間を極端に短縮することが可能となる。また、短縮された時間を信号積算に使用してＳＮＲを向上することも可能となる。
【００３２】
なお、図７ではｘ、ｙ、ｚの各方向が担う役割が決まっているが、第１の実施例同様、これに限るものではない。また、図７ではプリパレーションパルスを省略しているが、使用可能なことは言うまでもない。また、図８では各パルスにより励起される領域３１、３２が直交するように書かれているが、この限りではない。例えばこれら二つの領域が斜めに交わるようにすることも可能である。また、励起高周波磁場パルスの周波数と反転高周波磁場パルスの周波数を同じｆｎとして説明したが、それぞれ異なる周波数であっても良い。図８ではｚ方向の中心が計測されているが、この二つの周波数を異ならせることでｚ方向の中心以外のスライスを計測可能にできる。また、領域３３の変更方法として、各計測毎に隣り合うように設定する方法と隣り合わないように設定する方法を使用可能なことは言うまでもない。また、図１１に示すように、拡散傾斜磁場を付加して、拡散スペクトロスコピックイメージングに拡張可能なことは言うまでもない。この場合にも、上で説明したシーケンスの変形、及び第２の実施例で示したシーケンスの変形などが適用可能である。
【００３３】
次に第４の実施例について説明する。本実施例は空間方向３次元のスペクトロスコピックイメージングに関するものである。
【００３４】
図９に本発明にかかるパルスシーケンスを示す。図１に示したパルスシーケンスとの相違点は、励起高周波磁場パルス２１の周波数である。図１０に各パルスによる励起スライスを示す。横軸はｚ方向、縦軸はｙ方向を表し、ｘ方向は紙面に垂直な方向である。領域３１はｚ方向のスライス傾斜磁場２４の印加とともに周波数ｆｍの励起高周波磁場パルス２１を印加することで核スピンが励起されるスライスを表し、領域３２はｙ方向のスライス傾斜磁場２５の印加とともに周波数ｆｎの反転高周波磁場パルス２２を印加することで核スピンが反転されるスライスを表している。この結果、エコー２３を生じさせる核スピンの存在するのはｘ方向に線状となる領域３３のみとなる。領域３３は、励起高周波磁場パルス２１の周波数ｆｍと反転高周波磁場パルス２２の周波数ｆｎを変えることにより、ｙ、ｚ方向に変化される。これにより、ｘ、ｙ、ｚの各方向とケミカルシフト方向とからなる画像が得られる。
【００３５】
なお、図９ではｘ、ｙ、ｚの各方向が担う役割が決まっているが、第１の実施例同様、これに限るものではない。また、図９ではプリパレーションパルスを省略しているが、使用可能なことは言うまでもない。また、図１０では各パルスにより励起される領域３１、３２が同一の幅で書かれているが、この限りではない。例えば一方向のみ幅を広くして、励起領域３３が長方形をしていても良い。また、領域３１、３２は直交していなくても良い。また、領域３３の変更方法として、各計測毎に隣り合うように設定する方法と隣り合わないように設定する方法を使用可能なことは言うまでもない。また、図１２に示すように、拡散傾斜磁場を付加して、拡散スペクトロスコピックイメージングに拡張可能なことは言うまでもない。この場合にも、上で説明したシーケンスの変形、及び第２の実施例で示したシーケンスの変形などが適用可能である。
【００３６】
なお、各実施例のパルスシーケンスでは、励起高周波磁場パルスと反転高周波磁場パルスとからなるスピンエコー系のパルスシーケンスを基本としていたが、これに限るものではない。例えば、ＳＴＥＡＭ（ステミュレイテッド・エコー収集形態：ＳｔｉｍｕｌａｔｅｄＥｃｈｏＡｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎＭｏｄｅ）法のように３つの励起高周波磁場パルスよりなるパルスシーケンスを用いても良い。この場合にも振動傾斜磁場の方向に線状となる領域を励起高周波磁場により励起すればよい。特にＳＴＥＡＭ法は、拡散スペクトロスコピックイメージングに好適で、拡散強調を行いやすくなると言う利点を持つ。ＳＴＥＡＭについては例えばジャーナル・オブ・マグネチック・レゾネンス誌、７２巻、５０２頁、１９８７年に記述されている。また、１回の高周波磁場の印加で様々な形状の領域を選択する方法である選択励起パルスを用いて、線状の領域を選択励起しても良い。選択励起パルスについては例えばマグネチック・レゾレンス・イン・メジソン誌、３７巻、３７８頁、１９９７年に記述されている。
【００３７】
【発明の効果】
以上の説明で明らかなように、本発明によればスペクトロスコピックイメージングおよび拡散スペクトロスコピックイメージングにおける体動アーティファクトを除去し、高精度かつ高速な測定が可能な磁気共鳴装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第一の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図２】第１の実施例のパルスシーケンスにより励起される領域を示す図である。
【図３】従来法のパルスシーケンスを示す図である。
【図４】本発明を実施する際に用いられる装置構成の一例を示す図である。
【図５】ＯＶＳ法で抑圧するスライスを従来法（１）と本発明の方法（２）で比較した図である。
【図６】第２の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図７】第３の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図８】第３の実施例のパルスシーケンスにより励起される領域を示す図である。
【図９】
第４の実施例のパルスシーケンスを示す図である。
【図１０】
第４の実施例のパルスシーケンスにより励起される領域を示す図である。
【図１１】
第３の実施例のパルスシーケンスに拡散傾斜磁場を付加した図である。
【図１２】
第４の実施例のパルスシーケンスに拡散傾斜磁場を付加した図である。
【符号の説明】
１静磁場発生用磁石
２測定対象
３高周波磁場発生および信号検出用コイル
４、５、６傾斜磁場コイル
７コイル駆動装置
８計算機
９ＣＲＴディスプレイ
１０シンセサイザ
１１変調装置
１２増幅機
１３検波装置
２１励起高周波磁場パルス
２２反転高周波磁場パルス
２３エコー
２４、２５スライス傾斜磁場
２６振動傾斜磁場
２７位相エンコード傾斜磁場
２８拡散傾斜磁場
３１励起高周波磁場パルスによる励起スライス
３２反転高周波磁場パルスによる励起スライス
３３二つの高周波磁場パルスにより励起される線状の領域[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance apparatus. In particular, it relates to spectroscopic imaging and diffusion spectroscopic imaging.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art A magnetic resonance apparatus is an apparatus that irradiates a measurement target placed in a static magnetic field with a high-frequency magnetic field of a specific frequency to induce a magnetic resonance phenomenon, and acquires physical and chemical information of the measurement target. At present, magnetic resonance imaging (MRI, Magnetic Resonance Imaging), which is widely used, mainly uses a magnetic resonance phenomenon of a hydrogen nucleus in a water molecule to image a difference in hydrogen nucleus density and relaxation time depending on a tissue. It is. On the other hand, spectroscopic imaging is a method of separating magnetic resonance signals for each molecule based on a difference (chemical shift) in magnetic resonance frequency due to a difference in chemical bond between molecules, and imaging the separated magnetic resonance signals. The target nuclei include 1H, 31P, 13C, 17F and the like. Since the concentration distribution of metabolites can be obtained by spectroscopic imaging, it is expected that a more detailed and quick diagnosis can be performed than ordinary magnetic resonance imaging. In addition, diffusion imaging has been proposed as an imaging technique in which diffusion information of water molecules is added to magnetic resonance imaging. This is an addition of means for applying a strong gradient magnetic field so as to strongly attenuate signals in a region where molecular diffusion is intense, so that it is possible to measure an image in which diffusion is emphasized and a diffusion coefficient. This is expected to enable early diagnosis of cerebral ischemia and the like. Diffusion spectroscopic imaging has also been proposed in which spectroscopic imaging and diffusion imaging are combined to obtain molecular diffusion information for each metabolite.
[0003]
The most widely used imaging technique for spectroscopic imaging is a method called 3D-CSI (Chemical Shift Imaging). In this method, after nuclear spins are excited by a high-frequency magnetic field, a phase encoding gradient magnetic field is applied in two directions to give spatial information to a magnetic resonance signal, and imaging is performed by repeated measurement. This method has a problem that the measurement time is long because the measurement is repeatedly performed in two directions. In order to solve this problem, a method using an oscillating gradient magnetic field has been proposed in JP-A-61-13143. This method is called EPSI (Echo Planar Spectroscopic Imaging), in which after excitation by a high-frequency magnetic field, a phase encoding gradient magnetic field is applied in a first direction, and then a second direction different from the first direction is applied. This is a method of acquiring data while applying an oscillating gradient magnetic field to the. As a result, the phase encoding gradient magnetic field can be repeated in only one direction, and the measurement time can be significantly reduced. In these methods, there is a problem that artifacts occur in the phase encoding direction due to movement of the measurement target, for example, body movements such as pulsation, respiration, and cerebrospinal fluid flow, and time fluctuation of the static magnetic field and the gradient magnetic field.
[0004]
One widely used imaging technique for diffusion imaging is the pulse sequence of Stejskal-Tanner (Journal of Chemical Physics: The Journal of Chemical Physics, 42, 288, 1965). It is the basis. In this method, two or more gradient magnetic fields that compensate each other are applied after excitation of nuclear spins by a high-frequency magnetic field. Here, the meaning of “compensate with each other” means that the effect of rotating the phase of the nuclear spin is canceled if the molecule is not moving. If there is diffusion, the influence of the phase rotation cannot be completely canceled, and the signal intensity attenuates at a rate corresponding to the applied intensity and time of the gradient magnetic field. Here, the gradient magnetic field applied to cause signal attenuation due to diffusion is called a diffusion gradient magnetic field. A method of imaging diffusion information is described in D. D. LeBihan et al., Radiology, 161, p. 401, 1986. In this method, after excitation of nuclear spins, a phase encoding gradient magnetic field is applied in a first direction, and a readout gradient magnetic field is applied in a second direction to give spatial information in two directions to a signal. This is a method of repeating measurement while changing the magnetic field. In this method, there is a problem that an artifact occurs in the phase encoding direction due to a movement of a measurement target or the like. In order to solve this problem, a method of simultaneously acquiring spatial information in two directions using an oscillating gradient magnetic field and performing diffusion imaging at a high speed is disclosed in R. H. et al. It is reported by R. Turner et al. In Radiology, 177, 407, published in 1990. H. A method in which the excitation region is limited to a linear shape by H. Gudbartsson et al. And the measurement is repeated by changing the linear region is described in Magnetic Resonance in Medicine, 36. Volume, page 509, published in 1996.
[0005]
Regarding diffusion spectroscopic imaging, a method in which a diffusion gradient magnetic field is added to 3D-CSI and a method in which a diffusion gradient magnetic field is added to EPSI have been proposed. The former is reported in Journal of Magnetic Resonance, Series B (Journal of Magnetic Resonance, Series B), Vol. 102, p. 222, published in 1993. The latter is reported in JP-A-7-184875. Also in these methods, there has been a problem that artifacts occur in the phase encoding direction due to the movement of the measurement target. In particular, since a diffusion gradient magnetic field much stronger than the phase encoding gradient magnetic field is applied, the body movement during the application of the diffusion gradient magnetic field causes fatal image quality deterioration.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
The above-described conventional technique has a drawback that the movement of the measurement target easily causes image quality deterioration because the phase encoding gradient magnetic field is used. This is equivalent to a state in which a phase encoding gradient magnetic field different from the setting is applied due to body movement such as pulsation or breathing movement of the measurement target, flow such as cerebrospinal fluid flow, and the flow in the phase encoding direction on the image. Such artifacts occur. Particularly in diffusion spectroscopic imaging, since a diffusion gradient magnetic field that is much stronger than the phase encoding gradient magnetic field is applied, body movement of the measurement object during application of the diffusion gradient magnetic field causes fatal image quality degradation.
[0007]
An object of the present invention is to provide a magnetic resonance apparatus capable of removing artifacts due to body movement of a measurement target and improving the accuracy and speed of spectroscopic imaging and diffusion spectroscopic imaging.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In the present invention, an area to be excited by applying a high-frequency magnetic field is limited to a linear shape, and chemical shift information and spatial information are added to a signal generated from the area using an oscillating gradient magnetic field. The linear area is repeatedly changed for each measurement to perform imaging. ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the phase encoding gradient magnetic field conventionally required becomes unnecessary, and it becomes possible to remove the artefact by a body motion. In addition, when using means for suppressing a signal outside the area in order to prevent mixing of signals from an unnecessary area, since the area to be suppressed can be set according to the linear area, a more detailed suppression area than before is used. Settings can be made. In addition, an extra number of measurements in the phase encoding direction has been conventionally performed in order to reduce an artifact accompanying the Fourier transform. However, this can be eliminated and the speed can be increased. Also, compared with the method of repeatedly applying the phase encoding gradient magnetic field in two directions, the use of the oscillating gradient magnetic field allows the repetitive measurement in one direction to be omitted, so that the speed can be remarkably increased.
[0009]
There are the following methods as means for selecting a linear area. A first gradient magnetic field is applied in a predetermined direction, and a first high-frequency magnetic field is applied to select a planar region limited in a predetermined direction, and after a predetermined time, a second region in a direction different from the predetermined direction is selected. 2 and a second high-frequency magnetic field are applied to select a planar area restricted in different directions, and as a result, a linear area where the two planar areas intersect is selected. . The oscillating gradient magnetic field for providing the chemical shift information and the spatial information is applied in a third direction different from the directions of the first and second gradient magnetic fields. As a means for repeatedly changing the linear region for each measurement, there is a method of changing one or both of the frequencies of the first and second high-frequency magnetic fields.
[0010]
Another means for selecting a linear area is as follows. A first gradient magnetic field is applied in a predetermined direction together with the first high-frequency magnetic field, and a second gradient magnetic field is applied in a direction different from the above-described direction to select a planar region limited by the first and second magnetic fields. A high-frequency magnetic field is applied together with a third gradient magnetic field in the same direction as the first gradient magnetic field and a fourth gradient magnetic field in the same direction as the second gradient magnetic field, and a planar region limited by these is selected. As a result, a linear area where two planar areas intersect is selected. The oscillating gradient magnetic field for providing the chemical shift information and the spatial information is applied in a third direction different from the directions of the first and second gradient magnetic fields. As a means for repeatedly changing the linear region for each measurement, there is a method of changing one or both of the frequencies of the first and second high-frequency magnetic fields.
[0011]
Further, in the above method, a first diffusion gradient magnetic field is applied between the first high-frequency magnetic field and the second high-frequency magnetic field in at least one of the three directions Gx, Gy, and Gz, and in the same direction. Molecular diffusion information can be obtained by applying a second diffusion gradient magnetic field between the second high-frequency magnetic field and the oscillating gradient magnetic field. Even if such a diffusion gradient magnetic field that is susceptible to body motion is applied, the present invention can remove artifacts due to body motion.
[0012]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0013]
FIG. 4 is a schematic configuration diagram of a magnetic resonance apparatus according to the present invention. In FIG. 4, 1 is a magnet for generating a static magnetic field H0, 2 is a measurement object, 3 is a coil for generating a high-frequency magnetic field and detecting a magnetic resonance signal generated from the measurement object 2, and 4, 5, and 6 are x-directions, respectively. , A gradient magnetic field coil for generating a gradient magnetic field in the y and z directions. Reference numeral 7 denotes a coil driving device for supplying a current to the gradient magnetic field generating coils 4, 5, and 6. Reference numeral 8 denotes a computer for controlling the generation timing and intensity of each magnetic field and calculating the measured data. Reference numeral 9 denotes a display for displaying the calculation result of the computer 8.
[0014]
Next, an outline of the operation of the present apparatus will be described. The high-frequency magnetic field H1 that excites the nuclear spin of the measurement target 2 is generated by applying a current to the coil 3 by shaping and power-amplifying a high-frequency wave generated by the synthesizer 10 with the modulator 11. The gradient magnetic field generating coils 4, 5, 6 supplied with current from the coil driving device 7 generate a gradient magnetic field and modulate a magnetic resonance signal from the measurement object 2. The modulated signal is received by the coil 3, amplified by the amplifier 12, detected by the detector 13, and input to the computer 8. After the calculation, the calculator 8 displays the calculation result on the display 9. The computer 8 controls each device to operate at a timing and intensity programmed in advance. Among these programs, those describing the high-frequency magnetic field, the gradient magnetic field, and the timing and intensity of signal reception are called a pulse sequence.
[0015]
Next, a first embodiment of the present invention will be described.
[0016]
FIG. 1 shows a pulse sequence according to the present invention. The excitation high-frequency magnetic field pulse 21 having the frequency f0 is applied together with the application of the slice gradient magnetic field 24 in the z-direction to induce a nuclear magnetic resonance phenomenon in a predetermined slice in the z-direction. A π / 2-pulse is typically used as the excitation high-frequency magnetic field pulse. Next, the magnetization in a predetermined slice in the y direction is inverted by applying the inverted high frequency magnetic field pulse 22 having the frequency fn together with the application of the slice gradient magnetic field 25 in the y direction. A π-pulse is typically used as the inverted high-frequency magnetic field pulse. FIG. 2 shows a schematic diagram of the region to be excited and inverted. The horizontal axis represents the z direction, the vertical axis represents the y direction, and the x direction is a direction perpendicular to the paper surface. An area 31 represents a slice in which nuclear spins are excited by applying an excitation high-frequency magnetic field pulse 21 having a frequency f0 together with the application of a slice gradient magnetic field 24 in the z direction. The slice in which the nuclear spin is inverted by applying the inverted high frequency magnetic field pulse 22 of fn is shown. As a result, the nuclear spin that causes the echo 23 exists only in the region 33 that is linear in the x direction. The region 33 is changed in the y direction by changing the frequency fn of the inverted high-frequency magnetic field pulse 22. The echo 23 generated from the area 33 is subjected to AD sampling while applying the oscillating readout gradient magnetic field 26 in the x direction, and stored as data. At this time, the echo 23 is composed of a plurality of echoes to which information in both the x direction and the chemical shift direction is given by the vibrating readout gradient magnetic field. The stored data is Fourier-transformed for each echo and in the time direction, and information in the x direction and the chemical shift direction is separated and reconstructed. The information in the y-direction is obtained by changing the excitation region 33 by changing the frequency of the inverted high-frequency magnetic field as described above. In this way, a chemical shift image including information on chemical shift, x direction, and y direction is obtained.
[0017]
The method of separating the chemical shift information and the spatial information when using the oscillating gradient magnetic field is described in detail in JP-A-61-13143.
[0018]
In the pulse sequence of FIG. 1, the water signal and the fat signal are suppressed for simplification of description, and a preparation pulse for acquiring a signal of only a target molecule is omitted. As a preparation pulse, for example, in order to suppress a water signal, a CHESS (Chemical Shift Selective Suppression) method of applying a narrow-band high-frequency magnetic field corresponding to the chemical shift of water is used, and a fat signal is suppressed. For this purpose, an OVS (Outer Volume Suppression) method for selectively exciting a slice corresponding to a fat region may be used. The CHESS method is described in detail in JP-A-60-168041, and the OVS method is described in Magnetic Resonance in Medison, Vol. 10, p. 315, published in 1992.
[0019]
In FIG. 1, the z direction is set as the slice direction by the excitation high frequency magnetic field pulse, the y direction is set as the slice direction with the inverted high frequency magnetic field pulse, and the x direction is the application direction of the oscillating gradient magnetic field. Needless to say. For example, the roles of the respective directions may be exchanged, and the directions may be, for example, inclined 45 degrees instead of the directions along the axis. Also, these three directions need not be three orthogonal directions. For example, the two slices of the excitation high-frequency magnetic field pulse and the inverted high-frequency magnetic field pulse do not have to be orthogonal. In this case, the area where the echo is generated is a linear area having a parallelogram cross section.
[0020]
The waveform of the oscillating gradient magnetic field in FIG. 1 may be a sine wave. This makes it possible to reduce the eddy current generated by the rise of the gradient magnetic field, and to reduce the artifact due to the eddy current.
[0021]
The method of changing the area 33 includes a method of measuring in an adjacent order and a method of measuring non-adjacently for each repeated measurement. In the former case, for example, L1, L2, L3,. . . The measurement is performed in the order described above, and there is an advantage that the program can be easily created simply by changing the frequency fn in fixed steps. In the latter case, for example, L1, L (N / 2 + 1), L2, L (N / 2 + 2),. . . Thus, it is possible to reduce the influence caused by imperfect slice selection.
[0022]
FIG. 3 shows a conventional pulse sequence for comparison. In the conventional method, a phase encoding gradient magnetic field 27 was required to provide spatial information in the y direction. Therefore, the amount of the phase encoding gradient magnetic field different from the originally set phase encoding gradient magnetic field was applied due to the movement of the measurement target, for example, movement due to pulsation or respiration, flow such as cerebrospinal fluid flow, etc. In some cases, artifacts such as flow in the phase encoding direction may occur on the image. This method has an advantage that no artefact due to body movement is generated because the phase encoding gradient magnetic field is unnecessary.
[0023]
Further, in the conventional method, even if the number of pixels actually required in the y direction is several, 16 or more times of measurement are required in order to reduce artifacts caused by Fourier transform. According to this method, only the actually required area needs to be measured, and the number of times of measurement can be reduced. In this method, since the excitation region is smaller than that of the conventional method, the SNR (Signal to Noise Ratio: Signal to Noise Ratio) decreases. In order to suppress this, an operation such as increasing the number of signal additions may be performed.
[0024]
Further, when the OVS method is used as a preparation pulse in the conventional method, it is necessary to suppress several slices, and it is not possible to suppress a fine shape. FIG. 5A shows a schematic diagram of this state. The hatched circle represents the subcutaneous fat when the human head is imaged in a transverse image. Two parallel lines indicate a region to be suppressed. In order to suppress the fat signal from being mixed, it is necessary to set and suppress the slice along the circumference, but the number of slices is limited due to the limitation of the length of the preparation pulse. Although the figure shows the case of 8 slices, it can be seen that the suppression region protrudes inside and the signal is lost. FIG. 5B shows a suppressed slice by the OVS method in the case of this method. Dotted lines indicate regions excited in each measurement. In this method, since the excitation region is already limited in the y direction and the z direction, the suppression slice according to the OVS method may be considered mainly in the x direction, and a sufficient effect can be obtained with a few suppressions. be able to. In addition, since the suppression region can be changed each time the excitation region in the y direction changes, finer setting of the suppression region is possible. In FIG. 5 (2), it can be seen that the amount of the suppression region protruding inside is reduced. In the present invention, it goes without saying that slices outside the excitation region may be suppressed in order to enhance the suppression effect.
[0025]
Next, a second embodiment of the present invention will be described. The present embodiment relates to diffusion spectroscopic imaging.
[0026]
FIG. 6 shows a pulse sequence according to the present invention. The difference from the pulse sequence shown in FIG. 1 resides in that a diffusion gradient magnetic field 28 is applied to obtain an image in which molecular diffusion is emphasized. The two diffusion gradient magnetic fields are adjusted so that the time integral of the intensity becomes equal. Thus, the echo 23 is large when the molecular diffusion is weak, and the echo 23 is small when the molecular diffusion is severe. By applying a diffusion gradient magnetic field with a preset intensity, an image in which the molecular diffusion is emphasized can be obtained, and the set value can be changed variously to calculate the diffusion coefficient of the molecule from the signal change rate.
[0027]
According to this method, it is not necessary to apply a phase encoding gradient magnetic field, which has been required conventionally. In the conventional method, artifacts may occur in the phase encoding direction due to the movement of the measurement target. In particular, since a strong diffusion gradient magnetic field was applied to emphasize molecular diffusion, the artifact due to the movement of the measurement target was extremely large as compared with normal spectroscopic imaging. That is, if there is a body motion such as pulsation, respiration, or tissue fluid flow during application of the diffusion gradient magnetic field, a phase difference much larger than the phase change due to the application of the phase encoding magnetic field is applied, and the image is disturbed in the phase encoding direction. Had occurred. For this reason, there was a problem that the diffusion weighted image and the diffusion coefficient could not be measured accurately. However, this method made it possible to remove this artifact, and to measure the diffusion weighted image and the diffusion coefficient accurately.
[0028]
In FIG. 6, the diffusion gradient magnetic field is applied in three directions, but is not limited to this. For example, when it is desired to measure a diffusion coefficient in a specific direction, a diffusion gradient magnetic field in that direction may be applied. Needless to say, the roles in the x, y, and z directions, such as the slice direction and the readout direction, can be changed as in the first embodiment, and preparation pulses can be used. In addition, a signal is obtained prior to the application of the oscillating gradient magnetic field 23, and after correcting the phase and intensity of the data obtained by measuring the echo 23 in accordance with the phase and intensity of the signal, a reconstruction operation is performed. Is also good. In particular, at the time of signal addition, the phase of each signal can be made uniform by this correction, and the SNR becomes the best. The details of the correction method are reported in Journal of Magnetic Resonance, Series B, Vol. 102, p. 222, published in 1993.
[0029]
Further, in order to suppress the eddy current, it is possible to apply a waveform of the oscillating gradient magnetic field to a sine wave, a waveform of the diffusion gradient magnetic field to a sine wave, and the like. Further, in order to suppress the non-uniformity of the static magnetic field generated by the eddy current, the offset of the gradient magnetic field or the value of the current flowing through the shim coil may be modified. Further, by making the shape of the diffusion gradient magnetic field bipolar, it is also possible to make it easier to photograph molecules having a short diffusion time.
[0030]
Next, a third embodiment of the present invention will be described. This embodiment shows a slice excitation method different from that of the first embodiment.
[0031]
FIG. 7 shows a pulse sequence according to the present invention. The difference from the pulse sequence shown in FIG. 1 is the frequency of the excitation high-frequency magnetic field pulse 21 and the application direction of each slice gradient magnetic field 24, 25. FIG. 8 shows an excitation slice by each pulse. The horizontal axis represents the z direction, the vertical axis represents the y direction, and the x direction is a direction perpendicular to the paper surface. The region 31 represents a slice in which nuclear spins are excited by applying the excitation high-frequency magnetic field pulse 21 having the frequency fn together with the application of the slice gradient magnetic field 24 in the z direction, and the region 32 represents the frequency with the application of the slice gradient magnetic field 25 in the y direction. The slice in which the nuclear spin is inverted by applying the inverted high frequency magnetic field pulse 22 of fn is shown. As a result, the nuclear spin that causes the echo 23 exists only in the region 33 that is linear in the x direction. The region 33 is changed in the y direction by changing the frequency fn of the excitation high-frequency magnetic field pulse 21 and the frequency fn of the inverted high-frequency magnetic field pulse 22. The difference from FIG. 2 is that the cross section of the region 33 changes to a rhombus, and that the regions 31 and 32 do not overlap in each measurement by changing the frequency fn of the high-frequency magnetic field pulse. Since the excitation region has a rhombus shape, the abundance ratio of each excited spin is halved, and the SNR is also halved. However, since the regions 31 and 32 do not overlap in each measurement, the waiting time between each measurement can be extremely reduced. For example, in the first embodiment, since the region 31 is always constant, a waiting time of one second to several seconds is required until the excited nuclear spin recovers. According to the second embodiment, the waiting time can be reduced, and measurement can be repeated at intervals of, for example, several tens to several hundreds of milliseconds. For this reason, the measurement time can be extremely reduced. In addition, the shortened time can be used for signal integration to improve the SNR.
[0032]
In FIG. 7, the roles of the x, y, and z directions are determined. However, as in the first embodiment, the present invention is not limited to this. Although the preparation pulse is omitted in FIG. 7, it goes without saying that the preparation pulse can be used. In FIG. 8, the regions 31 and 32 excited by each pulse are written so as to be orthogonal, but this is not a limitation. For example, it is also possible to make these two regions cross obliquely. Further, the frequency of the excitation high-frequency magnetic field pulse and the frequency of the inverted high-frequency magnetic field pulse have been described as being the same fn, but they may be different from each other. In FIG. 8, the center in the z direction is measured, but by making these two frequencies different, it is possible to measure slices other than the center in the z direction. Further, it goes without saying that a method of setting the region 33 so as to be adjacent to each other and a method of setting the region 33 so as not to be adjacent can be used. Further, as shown in FIG. 11, it is needless to say that the method can be extended to diffusion spectroscopic imaging by adding a diffusion gradient magnetic field. Also in this case, the modification of the sequence described above and the modification of the sequence described in the second embodiment can be applied.
[0033]
Next, a fourth embodiment will be described. This embodiment relates to three-dimensional spectroscopic imaging in the spatial direction.
[0034]
FIG. 9 shows a pulse sequence according to the present invention. The difference from the pulse sequence shown in FIG. 1 is the frequency of the excitation high-frequency magnetic field pulse 21. FIG. 10 shows an excitation slice by each pulse. The horizontal axis represents the z direction, the vertical axis represents the y direction, and the x direction is a direction perpendicular to the paper surface. The region 31 represents a slice in which nuclear spins are excited by applying the excitation high-frequency magnetic field pulse 21 having a frequency fm together with the application of the slice gradient magnetic field 24 in the z direction, and the region 32 represents the frequency with the application of the slice gradient magnetic field 25 in the y direction. The slice in which the nuclear spin is inverted by applying the inverted high frequency magnetic field pulse 22 of fn is shown. As a result, the nuclear spin that causes the echo 23 exists only in the region 33 that is linear in the x direction. The region 33 is changed in the y and z directions by changing the frequency fm of the excitation high-frequency magnetic field pulse 21 and the frequency fn of the inverted high-frequency magnetic field pulse 22. Thus, an image composed of the x, y, and z directions and the chemical shift direction is obtained.
[0035]
In FIG. 9, the roles of the x, y, and z directions are determined. However, the role is not limited to this, as in the first embodiment. Although the preparation pulse is omitted in FIG. 9, it is needless to say that the preparation pulse can be used. In FIG. 10, the regions 31 and 32 excited by each pulse are written with the same width, but this is not a limitation. For example, the width may be increased only in one direction, and the excitation region 33 may have a rectangular shape. The regions 31 and 32 need not be orthogonal. Further, it goes without saying that a method of setting the region 33 so as to be adjacent to each other and a method of setting the region 33 so as not to be adjacent can be used. Further, as shown in FIG. 12, it is needless to say that the present invention can be extended to diffusion spectroscopic imaging by adding a diffusion gradient magnetic field. Also in this case, the modification of the sequence described above and the modification of the sequence described in the second embodiment can be applied.
[0036]
In the pulse sequence of each embodiment, the pulse sequence of the spin echo system including the excitation high-frequency magnetic field pulse and the inverted high-frequency magnetic field pulse is basically used, but the present invention is not limited to this. For example, a pulse sequence composed of three excitation high-frequency magnetic field pulses may be used as in the STEAM (Stimulated Echo Acquisition Mode) method. In this case as well, it is sufficient to excite a region that is linear in the direction of the oscillating gradient magnetic field with the excitation high-frequency magnetic field. In particular, the STEAM method is suitable for diffusion spectroscopic imaging and has an advantage that diffusion weighting is easily performed. STEAM is described in, for example, Journal of Magnetic Resonance, Vol. 72, p. 502, 1987. Alternatively, a linear region may be selectively excited by using a selective excitation pulse which is a method of selecting regions of various shapes by one application of a high-frequency magnetic field. The selective excitation pulse is described in, for example, Magnetic Resolution in Medison, Vol. 37, p. 378, 1997.
[0037]
【The invention's effect】
As is clear from the above description, according to the present invention, a body resonance artifact in spectroscopic imaging and diffusion spectroscopic imaging is removed, and a magnetic resonance apparatus capable of performing high-accuracy and high-speed measurement can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a pulse sequence of a first embodiment.
FIG. 2 is a diagram showing a region excited by a pulse sequence of the first embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing a conventional pulse sequence.
FIG. 4 is a diagram showing an example of a device configuration used when carrying out the present invention.
FIG. 5 is a diagram comparing slices suppressed by the OVS method by the conventional method (1) and the method (2) of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence according to the second embodiment.
FIG. 7 is a diagram illustrating a pulse sequence according to a third embodiment.
FIG. 8 is a diagram showing a region excited by a pulse sequence according to the third embodiment.
FIG. 9
FIG. 14 is a diagram illustrating a pulse sequence according to a fourth embodiment.
FIG. 10
FIG. 14 is a diagram illustrating a region excited by the pulse sequence of the fourth embodiment.
FIG. 11
FIG. 13 is a diagram in which a diffusion gradient magnetic field is added to the pulse sequence of the third embodiment.
FIG.
FIG. 14 is a diagram in which a diffusion gradient magnetic field is added to the pulse sequence of the fourth embodiment.
[Explanation of symbols]
1 Magnet for generating static magnetic field
2 Measurement target
3 High frequency magnetic field generation and signal detection coil
4, 5, 6 gradient coils
7 Coil drive
8 Calculator
9 CRT display
10 Synthesizer
11 Modulation device
12 Amplifier
13 Detector
21 Excitation RF pulse
22 Inverted high frequency magnetic field pulse
23 echo
24, 25 slice gradient magnetic field
26 Oscillating gradient magnetic field
27 Phase Encoding Gradient Magnetic Field
28 Diffusion gradient magnetic field
31 Excitation slice by excitation high frequency magnetic field pulse
32 Slices excited by reversed high frequency magnetic field
33 Linear region excited by two high-frequency magnetic field pulses

Claims

Static magnetic field, gradient magnetic field, and high-frequency magnetic field generating means, signal detecting means for detecting a magnetic resonance signal from an object to be measured, a computer for calculating a detection signal of the signal detecting means, and output of a calculation result by the computer A magnetic resonance apparatus having means for applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field for exciting nuclear spins present in the linear region to be measured, and a magnetic resonance signal from the linear region. A second applying means for applying a vibrating gradient magnetic field for giving chemical shift information and spatial information to the first, and a means for changing the frequency of the high-frequency magnetic field to change the linear region. Magnetic resonance apparatus.

Static magnetic field, gradient magnetic field, and high-frequency magnetic field generating means, signal detecting means for detecting a magnetic resonance signal from an object to be measured, a computer for calculating a detection signal of the signal detecting means, and output of a calculation result by the computer In a magnetic resonance apparatus having means,
First applying means for applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field for exciting nuclear spins existing in the linear region to be measured, and causing a signal attenuation due to molecular diffusion to a magnetic resonance signal from the linear region. Second applying means for applying a diffusion gradient magnetic field for causing the vibration, and third applying means for applying a vibrating gradient magnetic field for providing chemical shift information and spatial information to the magnetic resonance signal from the linear region. Means for changing the frequency of the high-frequency magnetic field to change the linear region.