JPH04129531A - Magnetic resonance imaging - Google Patents
Magnetic resonance imagingInfo
- Publication number
- JPH04129531A JPH04129531A JP2250988A JP25098890A JPH04129531A JP H04129531 A JPH04129531 A JP H04129531A JP 2250988 A JP2250988 A JP 2250988A JP 25098890 A JP25098890 A JP 25098890A JP H04129531 A JPH04129531 A JP H04129531A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- pulse
- residual
- resonance imaging
- gradient magnetic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 title claims abstract description 25
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 claims abstract description 35
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 18
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 15
- 230000005389 magnetism Effects 0.000 abstract description 4
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 6
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 229910052734 helium Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000001307 helium Substances 0.000 description 2
- SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N helium atom Chemical compound [He] SWQJXJOGLNCZEY-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 2
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 239000002826 coolant Substances 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 230000001771 impaired effect Effects 0.000 description 1
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 description 1
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 description 1
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 1
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
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、核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅ−ａｒ
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ）現象を応用
した磁気共鳴イメージング装置のための磁気共鳴イメー
ジング方法に係わり、特に、超電導磁石を備えた磁気共
鳴イメージング装置のための磁気共鳴イメージング方法
に関する。Detailed Description of the Invention [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention relates to nuclear magnetic resonance (NMR).
The present invention relates to a magnetic resonance imaging method for a magnetic resonance imaging apparatus that applies the (Magnetic Resonance) phenomenon, and particularly relates to a magnetic resonance imaging method for a magnetic resonance imaging apparatus equipped with a superconducting magnet.
（従来の技術）
核磁気共鳴現象は、磁場中に置かれた原子核が特定波長
の電磁波エネルギーを共鳴吸収して、次いでこのエネル
ギーを電磁波として放出する現象である。この現象を利
用して生体の診断を行う磁気共鳴イメージング装置は、
上述の原子核、特に、プロトンから放出される電磁波（
エコー信号）を検知して、検知された信号を処理して、
原子核（プロトン）密度、縦緩和時間Ｔ１、横緩和時間
Ｔ２、流れ、化学シフト等の情報が反映された被検者の
断層像等の診断情報が得られる。このエコー信号を得る
ためには、この装置において、静磁場中に配置された被
検体に対して、パルスシーケンサの制御により、リード
用、エンコード用およびスライス用傾斜磁場を印加する
と共に、所定の９０″パルスおよび１８０°パルスを印
加している。(Prior Art) Nuclear magnetic resonance is a phenomenon in which atomic nuclei placed in a magnetic field resonate and absorb electromagnetic wave energy of a specific wavelength, and then emit this energy as electromagnetic waves. Magnetic resonance imaging equipment uses this phenomenon to diagnose living organisms.
Electromagnetic waves emitted from the above-mentioned atomic nuclei, especially protons (
echo signal) and process the detected signal.
Diagnostic information such as a tomographic image of the subject reflecting information such as atomic nucleus (proton) density, longitudinal relaxation time T1, transverse relaxation time T2, flow, and chemical shift can be obtained. In order to obtain this echo signal, in this apparatus, gradient magnetic fields for reading, encoding, and slicing are applied to the subject placed in a static magnetic field under the control of a pulse sequencer, and a predetermined 90° '' pulse and 180° pulse are applied.
ところで、この磁気共鳴イメージング装置では、静磁場
を発生する磁石として、超電導磁石が用いられつつある
。この超７に導磁石は、電力損失がないために高磁場の
発生が容易であることや磁場安定性に優れている等の特
徴を有する。この超電導磁石は、−船釣に、超電導コイ
ルと、このコイルを冷却するクライオスタットから構成
されている。Incidentally, in this magnetic resonance imaging apparatus, superconducting magnets are being used as magnets that generate static magnetic fields. This ultra-7-conducting magnet has features such as easy generation of a high magnetic field because there is no power loss, and excellent magnetic field stability. This superconducting magnet consists of a superconducting coil and a cryostat that cools the coil.
また、このクライオスタットでは、冷却媒体としての液
体ヘリウムを収納する液体ヘリウム容器の外側に２０に
および８０に熱輻射シールドと称せられ、アルミニラ板
からなる熱シールド体が設けられて熱の侵入が防止され
ている（岩井喜典他著「医用画像診断装置Ｊ １９８８
年、第１３２頁乃至第１３４頁参照）。In addition, in this cryostat, heat shield bodies made of aluminum plates, called heat radiation shields 20 and 80, are provided on the outside of the liquid helium container that stores liquid helium as a cooling medium to prevent heat from entering. (Yoshinori Iwai et al., Medical Imaging Diagnostic Equipment J 1988)
(See 2013, pp. 132-134).
しかし、この様な超電導磁石を用いた磁気共鳴イメージ
ング装置においては、傾斜磁場を発生するためにパルス
電流を印加すると、超電導磁石の熱シールド体に渦電流
が発生する。この渦電流のために、傾斜磁場発生用のパ
ルス電流の供給が停止された後においても磁場が発生し
ている。即ち、第６図に示す様に、破線で波形を示した
パルス電流（６１）が印加されると、実線で波形を示し
た傾斜磁場（６２）が発生すると共に、不所望な残留磁
場（Ｂ３）が存在してしまう。この傾斜磁場発生用のパ
ルス電流を印加した際に寄生的に発生する残留磁場のた
めに、傾斜磁場の線形性が損なわれてしまう。この現象
は、リード用、エンコード用およびスライス用傾斜磁場
を発生するときに、生じてしまう。その結果、得られた
断層画像等にアーチファクトが発生したり、スライス用
傾斜磁場に重畳してスライス面が歪む等の不都合が生じ
、鮮明な画像が得られない。However, in a magnetic resonance imaging apparatus using such a superconducting magnet, when a pulse current is applied to generate a gradient magnetic field, eddy currents are generated in the heat shield of the superconducting magnet. Due to this eddy current, a magnetic field is generated even after the supply of pulse current for generating a gradient magnetic field is stopped. That is, as shown in FIG. 6, when a pulse current (61) whose waveform is shown by a broken line is applied, a gradient magnetic field (62) whose waveform is shown by a solid line is generated, and an undesired residual magnetic field (B3) is generated. ) exists. The linearity of the gradient magnetic field is impaired due to the residual magnetic field that is parasitically generated when the pulsed current for generating the gradient magnetic field is applied. This phenomenon occurs when generating gradient magnetic fields for reading, encoding, and slicing. As a result, problems such as artifacts occurring in the obtained tomographic images and distortion of the slice plane due to superimposition on the slicing gradient magnetic field occur, making it impossible to obtain clear images.
（発明が解決しようとする課題）
上述したように、従来の超電導磁石を用いた磁気共鳴イ
メージング装置の磁気共鳴イメージング方法におけるパ
ルスシーケンスでは、熱シールド体による残留磁気のた
めに傾斜磁場の線形性が損なわれてしまい、その結果、
得られた断層画像等にアーチファクトが発生したり、ス
ライス用傾斜磁場に重畳してスライス面が歪む等の不都
合が生じ、鮮明な画像が得られない問題がある。(Problems to be Solved by the Invention) As mentioned above, in the pulse sequence in the magnetic resonance imaging method of the conventional magnetic resonance imaging apparatus using a superconducting magnet, the linearity of the gradient magnetic field is affected due to the residual magnetism caused by the heat shield. is damaged, and as a result,
There are problems such as artifacts occurring in the obtained tomographic images, distortion of the slice plane due to superimposition on the slicing gradient magnetic field, and the problem that clear images cannot be obtained.
本発明の目的は、超電導磁石の熱シールド体による残留
磁気の影響を効果的に抑制し、鮮明な画像が得られる磁
気共鳴イメージング方法を提供することにある。An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging method that can effectively suppress the influence of residual magnetism caused by a heat shield of a superconducting magnet and provide a clear image.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明は、熱シールド体を備えた超電導磁石により発生
された静磁場中に配置された被検体に対してリード用、
エンコード用およびスライス用傾斜磁場並びに９０°−
１８０°パルス系列の高周波パルスを印加し、誘起され
たエコー信号を収集して画像化する磁気共鳴イメージン
グ方法において、前記リード用傾斜磁場が励起用のパル
ス磁場の発生に伴い寄生的に発生する残留磁場を相殺す
るための補正磁場を有することを特徴とする磁気共鳴イ
メージング方法である。また、本発明は、前記エンコー
ド用傾斜磁場が１８００パルスを挾んで極性の異なる励
起用パルス磁場からなることを特徴とする磁気共鳴イメ
ージング方法である。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention provides a method for reading a subject placed in a static magnetic field generated by a superconducting magnet equipped with a heat shield.
Encoding and slicing gradient magnetic fields and 90°-
In a magnetic resonance imaging method in which a 180° pulse sequence of high-frequency pulses is applied and the induced echo signals are collected and imaged, the lead gradient magnetic field is a residual that is parasitically generated with the generation of the excitation pulsed magnetic field. A magnetic resonance imaging method characterized by having a correction magnetic field for canceling a magnetic field. Further, the present invention is a magnetic resonance imaging method characterized in that the encoding gradient magnetic field consists of excitation pulse magnetic fields having different polarities between 1800 pulses.
さらに、本発明は、前記スライス用傾斜磁場が励起用パ
ルス磁場が印加される前に印加されるスポイラー磁場を
有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法であ
る。Furthermore, the present invention is a magnetic resonance imaging method characterized in that the slicing gradient magnetic field has a spoiler magnetic field that is applied before the excitation pulsed magnetic field is applied.
（作用）
本発明によれば、励起用パルス磁場の発生に伴い寄生的
に発生する残留磁場を相殺するための補正磁場を有する
リード用傾斜磁場を印加することにより、熱シールド体
に起因する不所望な残留磁場が相殺されてエコー信号の
収集に対する残留磁場の影響が効果的に抑制することが
できる。その結果、熱シールド体に起因する画像上のア
ーチファクトがなく、また、スライス面が歪むことがな
く、鮮明な画像が得られる。(Function) According to the present invention, by applying a read gradient magnetic field having a correction magnetic field for canceling out the residual magnetic field that parasitically occurs due to the generation of the excitation pulse magnetic field, the The desired residual magnetic field can be canceled and the influence of the residual magnetic field on the collection of echo signals can be effectively suppressed. As a result, a clear image can be obtained without image artifacts caused by the heat shield and without distorting the slice plane.
また、１８０″パルスを挾んで極性の異なる励起用パル
ス磁場からなるエンコード用傾斜磁場を印加することに
より、熱シールド体に起因する不所望な残留磁場が相殺
されて、エコー信号の収集に対する残留磁場の影響が効
果的に抑制することができる。その結果、熱シールド体
に起因する画像上のアーチファクトがな（、また、スラ
イス面が歪むことがなく、鮮明な画像が得られる。In addition, by applying an encoding gradient magnetic field consisting of excitation pulse magnetic fields with different polarities between the 180'' pulses, the undesired residual magnetic field caused by the heat shield is canceled out, and the residual magnetic field for echo signal collection is As a result, there are no image artifacts caused by the heat shield (also, the slice plane is not distorted, and a clear image can be obtained).
さらに、励起用パルス磁場が印加される前にスポイラ−
磁場を印加するスライス用傾斜磁場を印加することによ
り、熱シールド体に起因する不所望な残留磁場の影響を
一定とすることにより、残留磁場の影響を一定として実
質的に抑制することができる。その結果、熱シールド体
に起因する画質の不安定性が解消されて、安定した画質
を有する鮮明な画像が得られる。Furthermore, before the excitation pulsed magnetic field is applied, the spoiler
By applying a slicing gradient magnetic field that applies a magnetic field, the influence of the undesired residual magnetic field caused by the heat shield can be made constant, so that the influence of the residual magnetic field can be kept constant and substantially suppressed. As a result, instability in image quality caused by the heat shield is eliminated, and a clear image with stable image quality is obtained.
（実施例）
以下、本発明の実施例を図面を参照して説明する。第１
図は、本発明の実施例に基づく核磁気共鳴イメージング
装置の構成を示す模式図である。(Example) Hereinafter, an example of the present invention will be described with reference to the drawings. 1st
The figure is a schematic diagram showing the configuration of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus based on an embodiment of the present invention.
第１図に示す様に、この装置（１）は、エコー信号が誘
起された部位の位置情報を得るための傾斜磁場を発生す
る傾斜磁場発生コイル（２）および高周波パルスが印加
されてエコー信号を誘起させるための高周波磁場を放射
すると共に誘起されたエコー信号を検出するための高周
波コイル（３）を有する。この傾斜磁場発生コイル（２
）は、被検者（Ｐ）の身長方向の軸をＺ軸とし、このＺ
軸と夫々直交する軸をＸ軸およびＹ軸とすると、これら
の軸について傾斜磁場を発生するＸ軸傾斜磁場発生コイ
ル（２ａ）、Ｙ軸傾斜磁場発生コイル（２ｂ）、Ｚ軸傾
斜磁場発生コイル（２ｃ）から構成される。各傾斜磁場
発生コイル（２ａ）、（２ｂ）、（２ｃ）は、Ｘ軸傾斜
磁場電源（４ａ）、Ｙ軸傾斜磁場電源（４ｂ）、Ｚ軸傾
斜磁場電源（４ｃ）に、夫々接続されている。また、高
周波コイル（３）は、送信回路系（５）および受信回路
系（８）に接続される。As shown in Fig. 1, this device (1) includes a gradient magnetic field generating coil (2) that generates a gradient magnetic field for obtaining positional information of a region where an echo signal is induced, and a gradient magnetic field generating coil (2) that generates an echo signal by applying a high frequency pulse. It has a high frequency coil (3) for emitting a high frequency magnetic field for inducing echo signals and for detecting the induced echo signals. This gradient magnetic field generating coil (2
), the axis in the height direction of the subject (P) is the Z axis, and this Z
Assuming that the axes perpendicular to the axes are the X-axis and the Y-axis, an X-axis gradient magnetic field generation coil (2a), a Y-axis gradient magnetic field generation coil (2b), and a Z-axis gradient magnetic field generation coil generate gradient magnetic fields about these axes. (2c). Each gradient magnetic field generating coil (2a), (2b), (2c) is connected to an X-axis gradient magnetic field power supply (4a), a Y-axis gradient magnetic field power supply (4b), and a Z-axis gradient magnetic field power supply (4c), respectively. There is. Further, the high frequency coil (3) is connected to a transmitting circuit system (5) and a receiving circuit system (8).
さらに、この装置（１）は、パルスシーケンスを実施す
るシーケンサ（７）、並びに各電源（４ａ）、（４ｂ）
、（４Ｃ）、送信回路系（５）、受信回路系（６）およ
びシーケンサ（７）の全てを制御すると共に検出信号の
信号処理を行うコンピュータシステム（８）を備える。Furthermore, this device (1) includes a sequencer (7) that performs a pulse sequence, and each power source (4a), (4b).
, (4C) includes a computer system (8) that controls all of the transmitting circuit system (5), the receiving circuit system (6), and the sequencer (7) and performs signal processing of the detection signal.
このコンピュータシステム（８）で処理された信号はデ
イスプレィ（９）で表示される。この装置（１）は、被
検者（Ｐ）に対してＺ軸方向に静磁場を発生する静磁場
発生コイルおよび熱シールド体を備えた超電導磁石（図
示せず）およびこの超電導磁石に電流を供給する電源（
図示せず）をも備える。The signals processed by this computer system (8) are displayed on a display (9). This device (1) includes a superconducting magnet (not shown) equipped with a static magnetic field generating coil and a heat shield that generates a static magnetic field in the Z-axis direction for a subject (P), and a current applied to the superconducting magnet. Power supply (
(not shown).
この装置（１）を用いて、第２図に示すパルスシーケン
スにより、断層像が得られる。まず、時間１０において
、高周波パルスとしての９０″パルスおよびスライス面
を決定するスライス用傾斜磁場Ｇｓとしての励起用パル
ス磁場が印加される。Using this apparatus (1), a tomographic image is obtained according to the pulse sequence shown in FIG. First, at time 10, a 90'' pulse as a high frequency pulse and a pulsed magnetic field for excitation as a slicing gradient magnetic field Gs that determines a slice plane are applied.
次に、エンコード用傾斜磁場ＧＥとしての励起用パルス
磁場およびリード用傾斜磁場ＧＲとしての主磁場が印加
される。Next, an excitation pulse magnetic field as an encoding gradient magnetic field GE and a main magnetic field as a read gradient magnetic field GR are applied.
時間１１において、１８０＠パルスおよびスライス用傾
斜磁場Ｇｓとしての励起用パルス磁場が印加される。こ
の後、時間ｔ２において、リード用傾斜磁場としての収
集用パルス磁場が印加されて、エコー信号が収集される
。At time 11, a 180 @ pulse and an excitation pulse magnetic field as a slicing gradient magnetic field Gs are applied. After that, at time t2, a pulsed magnetic field for collection as a gradient magnetic field for reading is applied, and echo signals are collected.
ところで、このパルスシーケンスでは、リード用傾斜磁
場ＧＲとして、静磁場を発生する超電導磁石に用いられ
る熱シールド体に起因する不所望な残留磁場を相殺する
ための補正磁場がエコー信号を収集する前に印加される
。この補正磁場は、後に詳述する様に、上記残留磁場を
相殺する太きさを有すると共に、逆の極性を有する。こ
の補正磁場は、傾斜磁場発生コイルに主パルスとは逆の
極性を有する副パルスを印加することにより発生される
。この補正磁場により、リード用傾斜磁場としての主磁
場を発生させる際に寄生的に発生した残留磁場が相殺さ
れて、エコー信号の収集に対する残留磁場の影響が効果
的に抑制することができる。その結果、熱シールド体に
起因する画像上のアーチファクトがなく、また、スライ
ス面が歪むことがなく、鮮明な画像が得られる。By the way, in this pulse sequence, before the echo signals are collected, a correction magnetic field is used as the read gradient magnetic field GR to cancel out the undesired residual magnetic field caused by the heat shield body used in the superconducting magnet that generates the static magnetic field. applied. As will be described in detail later, this correction magnetic field has a thickness that cancels out the residual magnetic field, and has an opposite polarity. This correction magnetic field is generated by applying a sub-pulse having a polarity opposite to that of the main pulse to the gradient magnetic field generating coil. This correction magnetic field cancels out the residual magnetic field that is parasitically generated when the main magnetic field as the read gradient magnetic field is generated, so that the influence of the residual magnetic field on the collection of echo signals can be effectively suppressed. As a result, a clear image can be obtained without image artifacts caused by the heat shield and without distorting the slice plane.
このリード用傾斜磁場ＧＲについて、さらに、説明する
。従来のパルスシーケンスでは、第５図に示す様に、熱
シールド体に発生した渦電流により、傾斜磁場（Ｂ２）
を発生するために傾斜磁場コイルへのパルス電流（Ｂ１
）の供給を停止しても、磁場は引き続いて発生して、残
留磁場（６３）が存在している。これに対して、本実施
例のパルスシーケンスでは、第３図に示す様に、リード
用傾斜磁場ＧＲとしては、主磁場（３１）の後でエコー
信号を収集する前に補正磁場（３２）を印加することに
より、主磁場（３１）を発生するために傾斜磁場発生コ
イルに印加されるパルス電流である主パルス（３３）の
供給が停止された際に発生する残留磁場（３４）は、こ
の残留磁場（３４）と逆の極性を有し、補正磁場（３２
）を発生するために主パルス（３３）とは逆の極性を有
する電流パルスである副パルス（３５）を傾斜磁場発生
コイルに印加した際に副次的に発生する残留磁場（３６
）により相殺される。その結果、収集用パルス磁場（３
７）が印加されて、エコー信号（３３）が収集される際
には、この残留磁場（３４）の影響は効果的に抑制され
る。この補正磁場（３２）は、傾斜磁場発生コイルに主
パルスと逆の極性を有し、残留磁場と同じ大きさの磁場
を副次的に発生する副パルス（３５）を印加することに
より、発生できる。この副パルス（３５）は、シーケン
サにおける主パルス（３３）を発生するためのプログラ
ムを適宜修正することにより、容品に得られる。This read gradient magnetic field GR will be further explained. In the conventional pulse sequence, as shown in Figure 5, the gradient magnetic field (B2) is generated by the eddy current generated in the heat shield.
A pulse current (B1
) even if the supply of magnetic field is stopped, the magnetic field continues to be generated and a residual magnetic field (63) exists. On the other hand, in the pulse sequence of this embodiment, as shown in FIG. 3, the read gradient magnetic field GR includes a correction magnetic field (32) after the main magnetic field (31) and before collecting echo signals. The residual magnetic field (34) generated when the supply of the main pulse (33), which is a pulsed current applied to the gradient magnetic field generating coil to generate the main magnetic field (31), is stopped by applying the main magnetic field (31). It has a polarity opposite to the residual magnetic field (34), and the correction magnetic field (32)
), a residual magnetic field (36
) is offset by As a result, a pulsed magnetic field for collection (3
7) is applied and the echo signal (33) is collected, the influence of this residual magnetic field (34) is effectively suppressed. This correction magnetic field (32) is generated by applying a sub-pulse (35) which has a polarity opposite to the main pulse to the gradient magnetic field generating coil and which secondarily generates a magnetic field of the same magnitude as the residual magnetic field. can. This sub-pulse (35) can be obtained in the container by appropriately modifying the program for generating the main pulse (33) in the sequencer.
以上述べた様に、この実施例のパルスシーケンスを行う
ことにより、熱シールド体に起因する残留磁場の影響が
効果的に抑制されて、鮮明な断層画像等が得られる。As described above, by performing the pulse sequence of this embodiment, the influence of the residual magnetic field caused by the heat shield is effectively suppressed, and clear tomographic images and the like can be obtained.
次に、本発明の他の実施例について、第４図および第７
図を用いて説明する。この実施例のパルスシーケンスで
は、エンコード用傾斜磁場ＧＥとして、１８０″パルス
を挾んで極性の異なる励起用パルス磁場を印加すること
により、熱シールド体に起因する残留磁場を相殺されて
、エコー信号の収集に対する残留磁場の影響が効果的に
抑制することができる。即ち、第７図に示す様に、従来
のパルスシーケンスでは、エンコード用傾斜磁場ＧＥが
正方向に印加されていた。そのために、この傾斜磁場の
発生に伴い熱シールド体に起因する残留磁場（７１）が
発生し、しかも、この残留磁場（７１）が以降のパルス
シーケンスで蓄積されて、増大した残留磁場となる。そ
の結果、次のパルスシーケンスにおけるエコー信号の収
集の際に悪影響を与えていた。Next, regarding other embodiments of the present invention, FIGS.
This will be explained using figures. In the pulse sequence of this example, by applying excitation pulse magnetic fields with different polarities between 180'' pulses as the encoding gradient magnetic field GE, the residual magnetic field caused by the heat shield is canceled out, and the echo signal is The influence of the residual magnetic field on acquisition can be effectively suppressed.That is, as shown in Fig. 7, in the conventional pulse sequence, the encoding gradient magnetic field GE was applied in the positive direction. With the generation of the gradient magnetic field, a residual magnetic field (71) is generated due to the heat shield, and this residual magnetic field (71) is accumulated in the subsequent pulse sequence to become an increased residual magnetic field.As a result, the following This had an adverse effect on the collection of echo signals in the pulse sequence.
これに対して、第４図に示す様に、本実施例のパルスシ
ーケンスでは、エンコード用傾斜磁場ＧＥとしては、１
８０″パルスを挾んで正極性および負極性の励起用パル
ス磁場が印加されるために、残留磁場は相殺されてしま
う。その結果、熱シールド体に起因する残留磁場の影響
が効果的に抑制されて、鮮明な断層画像等が得られる。On the other hand, as shown in FIG. 4, in the pulse sequence of this embodiment, the encoding gradient magnetic field GE is 1
Since the positive and negative excitation pulse magnetic fields are applied between the 80" pulses, the residual magnetic fields are canceled out. As a result, the influence of the residual magnetic fields caused by the heat shield is effectively suppressed. As a result, clear tomographic images etc. can be obtained.
この様に、本実施例のパルスシーケンスにより、熱シー
ルド体に起因する不所望な残留磁場が相殺されて、エコ
ー信号の収集に対する残留磁場の影響が効果的に抑制す
ることができる。その結果、熱シールド体に起因する画
像上のアーチファクトがなく、また、スライス面が歪む
ことがなく、鮮明な画像が得られる。In this manner, the pulse sequence of this embodiment cancels out the undesired residual magnetic field caused by the heat shield, and effectively suppresses the influence of the residual magnetic field on the collection of echo signals. As a result, a clear image can be obtained without image artifacts caused by the heat shield and without distorting the slice plane.
尚、第４図および第７図において、スライス用およびリ
ード用傾斜磁場については、従来と同様であるので省略
しである。Incidentally, in FIGS. 4 and 7, gradient magnetic fields for slicing and reading are the same as in the conventional case, and therefore are omitted.
さらに、本発明の他の実施例について、第５図および第
８図を用いて説明する。この実施例のパルスシーケンス
では、スライス用傾斜磁場Ｇｓとして、９０″パルスを
印加する前にスポイラ−磁場Ｍ８を印加することにより
、熱シールド体に起因する不所望な残留磁場の影響を特
徴とする特許により、残留磁場の影響を実質的に抑制す
ることができる。このスポイラ−磁場は原子核の横磁化
をばらばらにするためのものである。即ち、第８図に示
す様に、従来のパルスシーケンスでは、スライス用傾斜
磁場Ｇｓとしては、エコー信号を得た後、スポイラ−磁
場ＭＳを印加していた。しかし、この様なパルスシーケ
ンスでは、断層像における情報量の多少（濃淡、細がさ
）により、コンピュータとンーケンサとの間の情報の交
換の時間か変動する。この時間変動のために、あるパル
スシーケンスが終了して次のパルスシーケンスが行われ
るまでの時間も変動する。その結果、パルスシーケンス
の最後に印加されるスライス用傾斜磁場Ｇ におけるス
ポイラ磁場Ｍ８の発生に伴う残留磁場が次のパルスシー
ケンスに与える影響が一定とならず、安定した画像が得
られない。特に、マルチスライスの枚数が変化した場合
は、残留磁場の影響も一定せず、安定した画像が得られ
ない。Furthermore, other embodiments of the present invention will be described using FIGS. 5 and 8. In the pulse sequence of this example, by applying the spoiler magnetic field M8 before applying the 90'' pulse as the gradient magnetic field Gs for slicing, the influence of the undesired residual magnetic field caused by the heat shield is characterized. The patent makes it possible to substantially suppress the influence of the residual magnetic field. This spoiler field is intended to break up the transverse magnetization of the nucleus. That is, as shown in Figure 8, the conventional pulse sequence In this case, as the gradient magnetic field Gs for slicing, a spoiler magnetic field MS was applied after obtaining an echo signal.However, in such a pulse sequence, the amount of information (shading, thinness) in a tomographic image is Due to this, the time for exchanging information between the computer and the controller varies. Due to this time variation, the time between the end of one pulse sequence and the start of the next pulse sequence also varies. The residual magnetic field caused by the generation of the spoiler magnetic field M8 in the slicing gradient magnetic field G applied at the end of the sequence has an uneven influence on the next pulse sequence, making it impossible to obtain a stable image.In particular, the number of multi-slices If this changes, the influence of the residual magnetic field will not be constant, and a stable image will not be obtained.
これに対して、本実施例のパルスシーケンスでは、第５
図に示す様に、励起用パルス磁場が印加される前にスポ
イラ−磁場Ｍｓを印加することにより、前のパルスシー
ケンスにおける残留磁場の影響をエコー信号収集前に一
定とすることにより、残留磁場による影響を一定するこ
とができる。その結果、安定した画質を有する画像が得
られる。On the other hand, in the pulse sequence of this embodiment, the fifth
As shown in the figure, by applying the spoiler magnetic field Ms before the excitation pulsed magnetic field is applied, the influence of the residual magnetic field in the previous pulse sequence is made constant before collecting the echo signal. The influence can be fixed. As a result, an image with stable image quality is obtained.
特に、マルチスライスの枚数が変化しても、安定した画
質を有する画像が得られる。In particular, even if the number of multi-slices changes, images with stable image quality can be obtained.
この様に、本実施例のパルスジケンスにより、熱シール
ド体に起因する不所望な残留磁場の影響を一定とするこ
とにより、残留磁場の影響を実質的に抑制することがで
きる。その結果、熱シールド体に起因する画像上の影響
が抑制されて、安定した鮮明な画像が得られる。In this manner, the influence of the undesired residual magnetic field caused by the heat shield is made constant by the pulse sequence of the present embodiment, thereby making it possible to substantially suppress the influence of the residual magnetic field. As a result, the influence on the image caused by the heat shield body is suppressed, and a stable and clear image can be obtained.
尚、第５図および第８図において、スライス用およびリ
ード用傾斜磁場については、従来と同様であるので省略
しである。Incidentally, in FIGS. 5 and 8, the gradient magnetic fields for slicing and reading are the same as those of the prior art and are therefore omitted.
本発明においては、上記実施例で説明したパルスシーケ
ンスを組み合わせることにより、熱シールド体による残
留磁場の影響を受けない、安定した鮮明な画像が得られ
る。In the present invention, by combining the pulse sequences described in the above embodiments, a stable and clear image that is not affected by the residual magnetic field due to the heat shield can be obtained.
［発明の効果］
以上の様に、本発明によれば、超電導磁石の熱シールド
体による残留磁気の影響を効果的に抑制し、鮮明な画像
が得られる磁気共鳴イメージング方法を提供することが
できる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging method that effectively suppresses the influence of residual magnetism due to the heat shield of a superconducting magnet and provides a clear image. .
第１図は本発明の実施例による磁気共鳴イメージング装
置の構成を示す模式図、第２図は本発明の実施例による
パルスシーケンスを示すグラフ、第３図は第１図のリー
ド用傾斜磁場を示すグラフ、第４図は本発明の他の実施
例によるパルスシーケンスを示すグラフ、第５図は本発
明のさらに他の実施例によるパルスシーケンスを示すグ
ラフ、第６図は従来のパルスシーケンスにおけるリード
用傾斜磁場を示すグラフ、第７図は従来のパルスシーケ
ンスにおけるエンコード用パルスシーケンスを示すグラ
フ、第８図は従来のパルスシーケンスにおけるスライス
用傾斜磁場を示すグラフである。
１・・・磁気共鳴イメージング装置、
２・・・傾斜磁場発生コイル、
３・２．高周波コイル、
５・・・送信回路系、
７・・・シーケンサ、
８・・・コンピュータシステム、
９・・・デイスプレィ。
６・・・受信回路系、FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a graph showing a pulse sequence according to an embodiment of the present invention, and FIG. 3 is a graph showing the read gradient magnetic field of FIG. 4 is a graph showing a pulse sequence according to another embodiment of the present invention, FIG. 5 is a graph showing a pulse sequence according to still another embodiment of the present invention, and FIG. 6 is a graph showing a lead in a conventional pulse sequence. FIG. 7 is a graph showing an encoding pulse sequence in a conventional pulse sequence, and FIG. 8 is a graph showing a slicing gradient magnetic field in a conventional pulse sequence. 1... Magnetic resonance imaging device, 2... Gradient magnetic field generation coil, 3.2. High frequency coil, 5... Transmission circuit system, 7... Sequencer, 8... Computer system, 9... Display. 6... Receiving circuit system,
Claims (3)
た静磁場中に配置された被検体に対してリード用、エン
コード用およびスライス用傾斜磁場並びに９０°−１８
０°パルス系列の高周波パルスを印加し、誘起されたエ
コー信号を収集して画像化する磁気共鳴イメージング方
法において、前記リード用傾斜磁場が励起用のパルス磁
場の発生に伴い寄生的に発生する残留磁場を相殺するた
めの補正磁場を有することを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング方法。(1) Gradient magnetic fields for reading, encoding, and slicing and 90°-18
In a magnetic resonance imaging method in which a high-frequency pulse of a 0° pulse sequence is applied and the induced echo signals are collected and imaged, the lead gradient magnetic field is a residual that is parasitically generated with the generation of the excitation pulsed magnetic field. A magnetic resonance imaging method comprising a correction magnetic field for canceling a magnetic field.
た静磁場中に配置された被検体に対してリード用、エン
コード用およびスライス用傾斜磁場並びに９０°−１８
０°パルス系列の高周波パルスを印加し、誘起されたエ
コー信号を収集して画像化する磁気共鳴イメージング方
法において、前記エンコード用傾斜磁場が１８０°パル
スを挾んで極性の異なる励起用パルス磁場からなること
を特徴とする磁気共鳴イメージング方法。(2) Gradient magnetic fields for reading, encoding, and slicing and 90°-18
In a magnetic resonance imaging method in which a high-frequency pulse of a 0° pulse sequence is applied and the induced echo signals are collected and imaged, the encoding gradient magnetic field is composed of excitation pulse magnetic fields with different polarities sandwiching a 180° pulse. A magnetic resonance imaging method characterized by:
た静磁場中に配置された被検体に対してリード用、エン
コード用およびスライス用傾斜磁場並びに９０°−１８
０°パルス系列の高周波パルスを印加し、誘起されたエ
コー信号を収集して画像化する磁気共鳴イメージング方
法において、前記スライス用傾斜磁場が励起用パルス磁
場が印加される前に印加されるスポイラー磁場を有する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。(3) Gradient magnetic fields for reading, encoding, and slicing and 90°-18
In a magnetic resonance imaging method in which a high-frequency pulse of a 0° pulse sequence is applied and the induced echo signals are collected and imaged, the slicing gradient magnetic field is a spoiler magnetic field that is applied before the excitation pulse magnetic field is applied. A magnetic resonance imaging method comprising:
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2250988A JPH04129531A (en) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | Magnetic resonance imaging |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2250988A JPH04129531A (en) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | Magnetic resonance imaging |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04129531A true JPH04129531A (en) | 1992-04-30 |
Family
ID=17215998
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2250988A Pending JPH04129531A (en) | 1990-09-20 | 1990-09-20 | Magnetic resonance imaging |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04129531A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0752596A2 (en) * | 1995-07-04 | 1997-01-08 | Gec-Marconi Limited | Magnetic resonance methods and apparatus |
| EP1004893A1 (en) * | 1998-11-23 | 2000-05-31 | General Electric Company | A method for compensating an MRI system for residual magnetization |
| EP1004892A1 (en) * | 1998-11-23 | 2000-05-31 | General Electric Company | Compensating an MRI system for residual magnetization |
-
1990
- 1990-09-20 JP JP2250988A patent/JPH04129531A/en active Pending
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0752596A2 (en) * | 1995-07-04 | 1997-01-08 | Gec-Marconi Limited | Magnetic resonance methods and apparatus |
| EP0752596A3 (en) * | 1995-07-04 | 1997-04-16 | Marconi Gec Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
| US5675256A (en) * | 1995-07-04 | 1997-10-07 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance methods and apparatus |
| EP1004893A1 (en) * | 1998-11-23 | 2000-05-31 | General Electric Company | A method for compensating an MRI system for residual magnetization |
| EP1004892A1 (en) * | 1998-11-23 | 2000-05-31 | General Electric Company | Compensating an MRI system for residual magnetization |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH0576592B2 (en) | ||
| EP0108421B1 (en) | Nuclear magnetic resonance diagnostic apparatus | |
| US4910460A (en) | Method and apparatus for mapping eddy currents in magnetic resonance imaging | |
| US20210116525A1 (en) | Hybrid mpi and mri/ct imaging apparatus and method | |
| US6822451B2 (en) | Non-coupling magnetic sheilding coil | |
| US4651098A (en) | Method for imaging nuclear magnetic resonance signals by using non-linear magnetic field gradient | |
| EP0390086B1 (en) | Magnetic resonance imaging method. | |
| US4429277A (en) | Nuclear magnetic resonance apparatus utilizing multiple magnetic fields | |
| EP0752596B1 (en) | Magnetic resonance methods and apparatus | |
| US5184075A (en) | Method and apparatus for compensating for nonuniformity of static magnetic field in MRI system | |
| JPH04129531A (en) | Magnetic resonance imaging | |
| JPH0365971B2 (en) | ||
| JP3137366B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP3337712B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP4191839B2 (en) | Coil device for magnetic resonance diagnostic equipment | |
| JP2007260001A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and imaging method | |
| JPH049414B2 (en) | ||
| JPH0376134B2 (en) | ||
| JP3091203B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JPS6323785B2 (en) | ||
| JP4334599B2 (en) | Magnetic resonance diagnostic equipment | |
| GB2251491A (en) | NMR motion artifact reduction | |
| JPH05220126A (en) | Magnetic resonance imaging device | |
| JPH05253207A (en) | Mri device for medical diagnostic image | |
| JPH03284242A (en) | Magnetic resonance imaging |