JPH06261875A - Device and method for magnetic resonance image - Google Patents
Device and method for magnetic resonance imageInfo
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- JPH06261875A JPH06261875A JP5054405A JP5440593A JPH06261875A JP H06261875 A JPH06261875 A JP H06261875A JP 5054405 A JP5054405 A JP 5054405A JP 5440593 A JP5440593 A JP 5440593A JP H06261875 A JPH06261875 A JP H06261875A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴映像装置に関
するものであり、特に、被検体内の特定原子核の空間的
分布を高速に映像化する磁気共鳴映像装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly to a magnetic resonance imaging apparatus which visualizes the spatial distribution of specific atomic nuclei in a subject at high speed.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴映像法は、固有の磁気モ−メン
トを持つ核スピンの集団が一様な静磁場中におかれたと
きに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギ−
を共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び
物理的な微視的情報を映像化するものである。この磁気
共鳴映像法では、被検体内の存在する特定原子核の空間
的分布のフーリエデータを磁気共鳴信号として得ること
ができる。2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging is the energy of a high-frequency magnetic field rotating at a specific frequency when a group of nuclear spins having an inherent magnetic moment is placed in a uniform static magnetic field.
It utilizes the phenomenon of resonant absorption to visualize the chemical and physical microscopic information of a substance. In this magnetic resonance imaging method, Fourier data of the spatial distribution of specific atomic nuclei present in the subject can be obtained as a magnetic resonance signal.
【０００３】上述の磁気共鳴映像法では、プロトンの映
像化が一般的であるが、水分子が他のプロトンを含む分
子よりも圧倒的に多いため、大部分が水分子の映像とな
る。しかし、これまでの生体のＮＭＲ分析やＭＲスペク
トロスコピーにおける研究結果から、異なる化学シフト
を持つ物質に関する情報が生体の機序解明や疾病診断に
有用であり、空間分布と併せて化学シフト情報を得る映
像法が種々提案されている。In the above-mentioned magnetic resonance imaging method, imaging of protons is generally performed, but most of them are images of water molecules because water molecules are overwhelmingly larger than molecules containing other protons. However, from the results of previous NMR analysis and MR spectroscopy of living organisms, information on substances with different chemical shifts is useful for elucidating the mechanism of living organisms and diagnosing diseases, and obtaining chemical shift information together with spatial distribution. Various imaging methods have been proposed.
【０００４】例えば、勾配磁場パルスのタイミングを異
ならせた２つのパルスシーケンスによって、２種の化学
シフト核種に関する空間分布を分離して得る方法が提案
されている（Radiology, 153, 189, 1984 ）。しかしな
がら、この方法では、静磁場の不均一性の影響を受け易
く、生体で良好な化学シフトの分離映像を得ることは難
しいという問題があった。For example, a method has been proposed in which the spatial distributions of two chemical shift nuclides are obtained separately by two pulse sequences with different timings of gradient magnetic field pulses (Radiology, 153, 189, 1984). However, this method has a problem that it is easily affected by the inhomogeneity of the static magnetic field, and it is difficult to obtain a good separated image of a chemical shift in a living body.
【０００５】また、他の方法として、２種の化学シフト
核種を帯域的に区別し、かつ π/2の位相差をもって励
起するようにパルス幅、帯域及び位相が制御された複合
高周波磁場パルスを印加し、それぞれの核種の映像を実
数部及び虚数部に分離して得る方法が知られている（特
開昭６３−８４５４５号公報）。しかしながら、この方
法では、断面の選択に１８０°選択パルスを使用するた
め、断面の選択特性（スライス特性）が良くないという
問題があった。As another method, a composite high frequency magnetic field pulse whose pulse width, band and phase are controlled so as to distinguish two chemical shift nuclides band-wise and to excite with a phase difference of π / 2. A method is known in which the image of each nuclide is applied and separated into a real part and an imaginary part to obtain (Japanese Patent Laid-Open No. 63-84545). However, this method has a problem that the selection characteristic (slice characteristic) of the cross section is not good because the 180 ° selection pulse is used to select the cross section.
【０００６】また、磁気共鳴映像装置において多断面を
映像化する方法として、従来より良く知られているマル
チスライス法や、高周波磁場に複合パルスを利用して多
断面を同時に励起し、かつその際に各断面の核スピンの
位相差を前述の複合高周波磁場パルスにより可変して位
相エンコード方向に多断面の映像を同時に得る方法（特
開平４−２０６１８号公報）が提案されている。しかし
ながら、これらの方法はいずれも、多断面を高速に映像
化したり、同一時間内により多くの断面を映像化するに
は制約が大きいという問題があった。Further, as a method of imaging multiple cross sections in a magnetic resonance imaging apparatus, the multi slice method, which is well known in the prior art, or multiple cross sections are simultaneously excited by using a composite pulse in a high frequency magnetic field, and at that time Another method is proposed (Japanese Patent Laid-Open No. 20618/1992), in which the phase difference of nuclear spins in each cross section is varied by the above-mentioned composite high frequency magnetic field pulse to simultaneously obtain multi-section images in the phase encoding direction. However, all of these methods have a problem that there is a large limitation in visualizing multiple cross sections at high speed or visualizing more cross sections in the same time.
【０００７】ところで、磁気共鳴映像装置において撮像
する際に、励起パルスの特性や受信信号処理時の検波に
おける参照波と信号の位相差等のシステム誤差に起因す
る位相誤差があると、画質が劣化してしまう。そこで、
このような位相誤差を補正するため、位相エンコード量
がゼロの時の位相値から位相誤差の補正を行う方法（特
開平４−４９４１９号公報）が提案されている。By the way, when there is a phase error due to a system error such as a characteristic of an excitation pulse or a phase difference between a reference wave and a signal in the detection at the time of processing a received signal when an image is picked up by a magnetic resonance imaging apparatus, the image quality deteriorates Resulting in. Therefore,
In order to correct such a phase error, a method (Japanese Patent Laid-Open No. 4-49419) for correcting the phase error from the phase value when the phase encode amount is zero has been proposed.
【０００８】また、磁気共鳴映像装置において高速に映
像化する方法として知られているRARE法によるを基本と
する高速スピンエコー法やエコープラナ−法、超高速フ
ーリエ法、分割スキャン法等、一回の核スピンの励起中
に複数のエコー信号を収集する方法では、前記位相誤差
やシステムやパルスシーケンスの誤差に起因するデータ
収集時のサンプリング誤差等があると著しく画質が劣化
する。これらの高速化方法では、１度に発生させるエコ
ー信号毎に前記位相誤差やシステムやパルスシーケンス
の誤差に起因するデータ収集時のサンプリング誤差が異
なるため、上述の位相誤差の補正方法では、十分な画質
改善が期待できなかった。そこで、あらかじめ所定のパ
ルスシーケンスで位相エンコード勾配磁場を印加しない
パルスシーケンスを実行することで得られるエコー信号
列から前記位相誤差値とサンプリングポイントのずれを
検出して補正する方法（特開昭６４−８６９５８号公報
等）が知られている。しかしながら、これらの補正法で
は、各エコー信号のピークポイントを各データの代表点
とみなして補正を行っているため、各エコー信号内での
位相誤差あるいは各エコー信号間での位相変動について
は補正することができなかった。事実、このような各サ
ンプリング毎の微小な位相誤差は画質劣化の重要な原因
の１つであることが知られている。Further, a high-speed spin echo method, an echo planar method, an ultra-fast Fourier method, a divided scan method, etc. based on the RARE method, which is known as a method for high-speed imaging in a magnetic resonance imaging apparatus, In the method of collecting a plurality of echo signals during excitation of nuclear spins, the image quality remarkably deteriorates if there is a sampling error at the time of data acquisition due to the phase error or the error of the system or the pulse sequence. In these speed-up methods, the sampling error at the time of data collection due to the phase error or the error of the system or the pulse sequence is different for each echo signal generated at one time. Therefore, the above-described phase error correction method is sufficient. The image quality could not be expected to improve. Therefore, a method of detecting and correcting the deviation between the phase error value and the sampling point from the echo signal sequence obtained by executing a pulse sequence in which a phase encoding gradient magnetic field is not applied in advance with a predetermined pulse sequence (Japanese Patent Laid-Open No. 64-64- No. 869558) are known. However, in these correction methods, since the peak point of each echo signal is regarded as the representative point of each data for correction, the phase error in each echo signal or the phase variation between each echo signal is corrected. I couldn't. In fact, it is known that such a minute phase error at each sampling is one of the important causes of image quality deterioration.
【０００９】また、近年、磁気共鳴診断装置は、特に、
高周波磁場の送信部及び受信部のディジタル化等により
高周波磁場や受信信号の振幅、周波数、位相の精度や制
御能力の向上に伴い、振幅、周波数、位相、情報を有効
に利用することが可能になってきた。In recent years, the magnetic resonance diagnostic apparatus is
Amplification, frequency, phase, and accuracy of high-frequency magnetic fields and received signals can be improved by digitization of high-frequency magnetic field transmitters and receivers, enabling effective use of amplitude, frequency, phase, and information. It's coming.
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】上述のように、従来の
磁気共鳴映像装置においては、高速に多くの断面を映像
化できない、あるいは、異なる２種の化学シフト核種の
分離映像を精度良く映像化できないという問題点があっ
た。As described above, in the conventional magnetic resonance imaging apparatus, many cross sections cannot be imaged at high speed, or a separated image of two different chemical shift nuclides can be imaged accurately. There was a problem that it could not be done.
【００１１】そこで、第１発明は、磁気共鳴映像装置に
おける上記問題点を解決すべく、異なる２種の化学シフ
ト核種の分離映像を精度良く映像化する磁気共鳴映像装
置、及び高速に多断面を映像化する磁気共鳴映像装置を
提供することを目的とする。Therefore, the first invention is to solve the above-mentioned problems in the magnetic resonance imaging apparatus, and a magnetic resonance imaging apparatus which accurately images separated images of two different chemical shift nuclides, and a high-speed multi-section imaging. An object is to provide a magnetic resonance imaging apparatus for imaging.
【００１２】また、従来の磁気共鳴映像装置の一回の核
スピンの励起中に複数のエコー信号を収集する高速撮影
法においては、各エコー信号内での位相誤差あるいは各
エコー信号間での位相変動に起因する画質劣化が問題と
なっていた。Further, in the conventional high-speed imaging method for collecting a plurality of echo signals during one excitation of nuclear spins in a magnetic resonance imaging apparatus, a phase error in each echo signal or a phase between echo signals The image quality deterioration caused by the fluctuation has been a problem.
【００１３】そこで第２発明は、磁気共鳴映像装置にお
ける上記問題点を解決すべく、高速に高画質の映像を得
ることができる磁気共鳴映像装置を提供することを目的
とする。In order to solve the above-mentioned problems in the magnetic resonance imaging apparatus, a second object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining a high quality image at high speed.
【００１４】[0014]
【課題を解決するための手段】上記従来の課題を解決す
るために、第１発明は、一様な静磁場中に置かれた被検
体に高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ−ケンス
に従って印加し、被検体内から発生する磁気共鳴信号を
検出して映像化する磁気共鳴映像装置において、前記被
検体の相異なる２つの断面を撮像するための２種類の高
周波磁場を印加する手段と、この手段により２種類の高
周波磁場を印加することによって前記被検体内から発生
する磁気共鳴信号を直交位相検波して収集する手段と、
この手段により収集された磁気共鳴信号をフーリエ変換
し、実数部と虚数部とからなるデータを算出する手段
と、この手段により得られたデータのうち、実数部及び
虚数部の各々ついて画像化する手段とを有し、前記２種
類の高周波磁場の各々の位相差がπ／２で励起するよう
に前記２種類の高周波磁場の各々のパラメータを設定し
た磁気共鳴映像装置を構成する。In order to solve the above conventional problems, the first invention applies a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a uniform static magnetic field in accordance with a predetermined pulse sequence. In a magnetic resonance imaging apparatus for detecting and imaging a magnetic resonance signal generated from the inside of a subject, a means for applying two kinds of high frequency magnetic fields for imaging two different cross sections of the subject, and Means for quadrature-phase-detecting and collecting magnetic resonance signals generated from the inside of the subject by applying two types of high-frequency magnetic fields by means;
Means for Fourier-transforming the magnetic resonance signals collected by this means to calculate data consisting of a real number part and an imaginary number part, and of the data obtained by this means, each of the real number part and the imaginary number part is imaged. And a means for setting the respective parameters of the two types of high-frequency magnetic fields so that the phase differences of the two types of high-frequency magnetic fields are excited by π / 2.
【００１５】また、第２発明は、一様な静磁場中に置か
れた被検体に高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ
−ケンスに従って印加し、被検体内から発生する磁気共
鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装置におい
て、前記被検体内の所望の領域を選択的に励起させるべ
く９０度選択励起パルスを印加する９０度選択励起パル
ス印加手段と、前記被検体内に存在する２種類の化学シ
フト核種のスピンを同位相で回転させるべく１８０度高
周波磁場パルスを印加する第１の１８０度高周波磁場パ
ルス印加手段と、これら９０度選択励起パルス印加手段
及び第１の１８０度高周波磁場パルス印加手段に基づく
前記磁気共鳴信号を収集する第１の磁気共鳴信号収集手
段と、前記被検体内に存在する２種類の化学シフト核種
のスピンをπの位相差で回転させるべく１８０度高周波
磁場パルスを印加する第２の１８０度高周波磁場パルス
印加手段と、これら９０度選択励起パルス印加手段及び
第２の１８０度高周波磁場パルス印加手段に基づく前記
磁気共鳴信号を収集する第２の磁気共鳴信号収集手段
と、前記第１磁気共鳴信号収集手段と第２の磁気共鳴信
号収集手段とから得られた各々の磁気共鳴信号に基づい
て前記２種類の化学シフト核種に基づく画像を構成する
磁気共鳴映像装置を構成する。According to a second aspect of the present invention, a high frequency magnetic field and a gradient magnetic field are applied to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence, and a magnetic resonance signal generated from the inside of the subject is detected. In a magnetic resonance imaging apparatus for imaging by means of 90-degree selective excitation pulse applying means for applying a 90-degree selective excitation pulse to selectively excite a desired region in the subject, and 2 existing in the subject. First 180-degree high-frequency magnetic field pulse applying means for applying a 180-degree high-frequency magnetic field pulse in order to rotate the spins of the chemical shift nuclides of the same type in the same phase, these 90-degree selective excitation pulse applying means and the first 180-degree high-frequency magnetic field First magnetic resonance signal collecting means for collecting the magnetic resonance signal based on the pulse applying means, and spins of two kinds of chemical shift nuclides existing in the subject are set to a phase of π. Second 180 degree high frequency magnetic field pulse applying means for applying a 180 degree high frequency magnetic field pulse to rotate the magnetic resonance signal based on the 90 degree selective excitation pulse applying means and the second 180 degree high frequency magnetic field pulse applying means. Based on the respective magnetic resonance signals obtained from the second magnetic resonance signal collecting means to be collected and the first magnetic resonance signal collecting means and the second magnetic resonance signal collecting means, the two kinds of chemical shift nuclides are selected. A magnetic resonance imaging apparatus for forming a base image is constructed.
【００１６】さらに、一様な静磁場中におかれた被検体
に高周波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケ
ンスに従って繰り返し印加し、１回の核スピン励起中に
複数の磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気
共鳴映像方法において、前記所定の勾配磁場のうち、ス
ライス勾配磁場と読み出し勾配磁場とを選択して印加す
る第１の勾配磁場を印加した後、これにより得られる第
１の磁気共鳴信号を収集し、この第１の磁気共鳴信号に
基づいて補正値を算出する過程と、前記所定の勾配磁場
のうち、スライス勾配磁場、読み出し勾配磁場及び位相
エンコード磁場とを選択して印加した後、これにより得
られる第２の磁気共鳴信号を収集する過程と、前記算出
された補正値に基づいて前記第２の磁気共鳴信号を補正
する過程とからなる磁気共鳴映像方法とする。Further, a high frequency magnetic field and a predetermined gradient magnetic field are repeatedly applied to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence, and a plurality of magnetic resonance signals are generated during one nuclear spin excitation. In a magnetic resonance imaging method for collecting and reconstructing an image, a slice gradient magnetic field and a read gradient magnetic field are selected from the predetermined gradient magnetic fields, and a first gradient magnetic field is applied. A step of collecting a first magnetic resonance signal obtained and calculating a correction value based on the first magnetic resonance signal; and a slice gradient magnetic field, a read gradient magnetic field and a phase encode magnetic field among the predetermined gradient magnetic fields. After the selective application, the second magnetic resonance signal obtained thereby is collected, and the second magnetic resonance signal is corrected based on the calculated correction value. A magnetic resonance imaging method.
【００１７】[0017]
【作用】第１発明によれば、異なる２断面が π/2 の
位相差をもって同時に励起され、従来の１断面を映像化
するに要すると同じ時間で、異なる２断面を同時にそれ
ぞれ実数部と虚数部に映像化することができる。また、
被検体内の２種類の化学シフト核種のスピンを同時に、
かつ 同位相で励起する１８０°高周波磁場パルスと、
前記２種類の化学シフト核種を帯域的に区別し、かつ、
π／２の位相差をもって同時に回転するようにパルス
幅、帯域及び位相が制御された１８０°高周波磁場パル
スにより、前記２種類の化学シフト核種のスピンが同位
相の映像と逆位相の映像が得られ、それらの映像から２
種類の化学シフト核種を分離して映像化することができ
る。According to the first aspect of the invention, two different cross sections are simultaneously excited with a phase difference of π / 2, and at the same time required to image one conventional cross section, the two different cross sections are simultaneously subjected to the real part and the imaginary number, respectively. It can be visualized in the department. Also,
Spins of two types of chemical shift nuclides in the subject are simultaneously
And a 180 ° high frequency magnetic field pulse excited in the same phase,
Band-distinguishing the two types of chemical shift nuclides, and
A 180 ° high-frequency magnetic field pulse whose pulse width, band, and phase are controlled so that they simultaneously rotate with a phase difference of π / 2 gives an image in which the spins of the two chemical shift nuclides have the same phase and an image in which the spins have the opposite phase. 2 from those images
Different types of chemical shift nuclides can be separated and visualized.
【００１８】また、第２発明によれば、一回の核スピン
の励起中に複数のエコー信号を収集する高速撮影法にお
いて各エコー信号内での位相誤差や各エコー信号間での
位相変動に起因する画質劣化を抑制することができ、高
速に高画質の映像を得ることができる。According to the second aspect of the invention, in the high-speed imaging method in which a plurality of echo signals are collected during one-time nuclear spin excitation, there is no phase error in each echo signal or phase fluctuation between echo signals. It is possible to suppress deterioration of image quality due to the deterioration, and it is possible to obtain a high-quality image at high speed.
【００１９】[0019]
【実施例】以下、本発明を図面に従って説明する。 ［第１発明］図１は、本発明の一実施例に係る磁気共鳴
診断装置の構成を示す図である。同図において、静磁場
磁石１、磁場均一性調整コイル３及び勾配磁場生成コイ
ル５はそれぞれ励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用
電源４及び勾配磁場生成コイル用電源６にて駆動され
る。これらにより被検体７には一様な静磁場とそれと同
一方向で互いに直交する３方向に線形傾斜磁場分布を持
つ勾配磁場が印加される。送信部１０から高周波信号が
プロ−ブ９に送られ、被検体７に高周波磁場が印加され
る。ここでプロ−ブ９は送受信両用でも、あるいは送受
信別々に設けてもよい。プロ−ブ９で受信された磁気共
鳴信号は受信部１１で直交位相検波された後デ−タ収集
部１３に転送されＡ／Ｄ変換後、電子計算機１４に送ら
れる。以上、励磁用電源２、磁場均一性調整コイル用電
源４、勾配磁場生成コイル用電源６、送信部１０、受信
部１１、デ−タ収集部１３はすべてシステムコントロ−
ラ１２によって制御されている。システムコントロ−ラ
１２及び電子計算機１４はコンソ−ル１５により制御さ
れており、電子計算機１４ではデ−タ収集部１３から送
られた磁気共鳴信号に基づいて画像再構成処理を行い、
画像デ−タを得る。得られた画像は画像デイスプレイ１
６に表示される。本発明における被検体７内のスライス
面内の画像デ−タを収集するためのパルスシ−ケンス
は、システムコントロ−ラ１２によって制御される。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS The present invention will be described below with reference to the drawings. [First Invention] FIG. 1 is a view showing the arrangement of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention. In the figure, the static magnetic field magnet 1, the magnetic field homogeneity adjustment coil 3 and the gradient magnetic field generation coil 5 are driven by an excitation power supply 2, a magnetic field homogeneity adjustment coil power supply 4 and a gradient magnetic field generation coil power supply 6, respectively. As a result, a uniform static magnetic field and a gradient magnetic field having a linear gradient magnetic field distribution in three directions which are orthogonal to each other in the same direction are applied to the subject 7. A high frequency signal is sent from the transmitter 10 to the probe 9, and a high frequency magnetic field is applied to the subject 7. Here, the probe 9 may be used for both transmission and reception, or may be provided separately for transmission and reception. The magnetic resonance signal received by the probe 9 is quadrature-phase detected by the receiving unit 11, transferred to the data collecting unit 13, A / D converted, and then sent to the electronic computer 14. As described above, the excitation power supply 2, the magnetic field uniformity adjustment coil power supply 4, the gradient magnetic field generation coil power supply 6, the transmitter 10, the receiver 11, and the data collector 13 are all system controllers.
It is controlled by LA 12. The system controller 12 and the electronic computer 14 are controlled by the console 15, and the electronic computer 14 performs image reconstruction processing based on the magnetic resonance signal sent from the data collection unit 13,
Obtain image data. The image obtained is the image display 1
6 is displayed. The pulse sequence for acquiring the image data in the slice plane in the subject 7 in the present invention is controlled by the system controller 12.
【００２０】なお、本発明においては、高周波磁場や収
集する信号の位相情報を精度良く発生及び検出するため
に送信部１０及び受信部１１をディジタル化することが
望ましい。In the present invention, it is desirable to digitize the transmitting section 10 and the receiving section 11 in order to accurately generate and detect the phase information of the high frequency magnetic field and the signal to be collected.
【００２１】次に、本発明の一実施例に係るパルスシー
ケンスについて説明する。図２は、本実施例における２
断面同時画像化のパルスシーケンスを示す図である。同
図において、ＲＦは高周波磁場、Ｇs ，Ｇr ，Ｇe はそ
れぞれスライス、読み出し（リード）、位相エンコード
の各方向の勾配磁場、Ｓｉｇ（Ｒe ），Ｓｉｇ（Ｉm ）
は、直交位相検波後のエコー信号である。また、Ｈ1x,
Ｈ1yは高周波磁場の印加する方向（位相）を示す。Next, a pulse sequence according to an embodiment of the present invention will be described. FIG. 2 shows the number 2 in this embodiment.
It is a figure which shows the pulse sequence of cross-section simultaneous imaging. In the figure, RF is a high-frequency magnetic field, G s , G r , and G e are slice, read (read), and gradient magnetic fields in each direction of phase encoding, Sig (R e ), Sig (I m ), respectively.
Is an echo signal after quadrature detection. Also, H 1x ,
H 1y indicates the direction (phase) in which the high frequency magnetic field is applied.
【００２２】本実施例において、高周波磁場パルスとし
て同時に２つの断面を互いの断面の核スピンがπ／２の
位相差をもって励起されるようなパルス幅、帯域及び位
相が制御された複合パルスを利用する。図３（ａ）に示
すように、スライス勾配磁場を被検体に印加したときに
はスライス方向に沿って磁気共鳴周波数が僅かに異な
る。ここで、本実施例で用いる高周波磁場パルスは、異
なる２つの断面を同時に励起するために、中心周波数が
ｆ1 で所定の帯域を持つ成分と中心周波数がｆ2で所定
の帯域を持つ成分で構成される複合高周波磁場パルスで
ある。このとき、前記ｆ1 とｆ2 の位相差がπ／２とな
るようにする。スライス勾配磁場Ｇs が印加されている
状態で、上述の複合高周波磁場パルスを印加すると、図
３（ａ）に示す断面Ａと断面Ｂの核スピンが同時に励起
される。このとき、複合高周波磁場パルスの位相がｆ1
とｆ2 の周波数成分の位相がπ／２だけ異なっているた
めに断面Ａと断面Ｂの核スピンの励起される方向が回転
座標上でπ／２だけずれる。例えば、参照周波数に対し
てｆ1 の位相を０（Ｈ1x）とし、ｆ2 の位相をπ／２
（Ｈ1y）とすると、断面Ａの核スピンは回転座標系で
ｙ’方向に励起され、断面Ｂの核スピンは回転座標系で
Ｘ’方向に励起される。In this embodiment, as the high frequency magnetic field pulse, a composite pulse whose pulse width, band and phase are controlled so that nuclear spins in two cross sections are excited with a phase difference of π / 2 at the same time is used. To do. As shown in FIG. 3A, when a slice gradient magnetic field is applied to the subject, the magnetic resonance frequencies slightly differ along the slice direction. Here, the high frequency magnetic field pulse used in this embodiment is composed of a component having a center frequency f 1 and a predetermined band and a component having a center frequency f 2 and a predetermined band in order to simultaneously excite two different cross sections. It is a composite high frequency magnetic field pulse. At this time, the phase difference between f1 and f2 is set to π / 2. When the above-mentioned composite high frequency magnetic field pulse is applied in the state where the slice gradient magnetic field Gs is applied, the nuclear spins of the cross section A and the cross section B shown in FIG. 3A are simultaneously excited. At this time, the phase of the composite high frequency magnetic field pulse is f 1
Since the phases of the frequency components of and f 2 are different by π / 2, the excited directions of the nuclear spins of the cross section A and the cross section B are deviated by π / 2 on the rotational coordinate. For example, the phase of f 1 is 0 (H 1x ) with respect to the reference frequency, and the phase of f 2 is π / 2.
(H 1y ), the nuclear spins of the cross section A are excited in the y ′ direction in the rotating coordinate system, and the nuclear spins of the cross section B are excited in the X ′ direction in the rotating coordinate system.
【００２３】このように励起した核スピンをスピンエコ
ー法と同様に読み出し勾配磁場Ｇr、位相エンコード勾
配磁場Ｇe 、高周波磁場 RF を図２に示すような所定の
順序で印加してデータを収集する。このとき、図２に示
したように、スピンエコー法で使用する１８０゜高周波
磁場パルスも前述したような複合パルスを用いる。As in the spin echo method, the excited nuclear spins are applied with a read gradient magnetic field Gr, a phase encode gradient magnetic field Ge and a high frequency magnetic field RF in a predetermined order as shown in FIG. 2 to collect data. At this time, as shown in FIG. 2, the 180 ° high frequency magnetic field pulse used in the spin echo method also uses the composite pulse as described above.
【００２４】このようにして収集したデータを直交位相
検波した後、複素フーリエ変換して画像を再構成する。
このとき、複合高周波磁場パルスによって励起された２
断面の画像が、図３（ｂ）に示すように実数部及び虚数
部に分離して同時に画像化される。画像再構成の際、プ
ローブ９、送信部１０、受信部１１等において高周波磁
場や信号に位相誤差を生じる場合には、画像再構成の際
に補正処理をすることもできる。After the quadrature phase detection of the data thus collected, the complex Fourier transform is performed to reconstruct the image.
At this time, 2 excited by the composite high frequency magnetic field pulse
The image of the cross section is separated into a real number part and an imaginary number part as shown in FIG. When a phase error occurs in the high-frequency magnetic field or the signal in the probe 9, the transmission unit 10, the reception unit 11 and the like during image reconstruction, it is possible to perform correction processing during image reconstruction.
【００２５】図４は、本発明の第２の実施例におけるパ
ルスシーケンスを示す図である。これは、本発明をグラ
ジェントエコー法のパルスシーケンスに適用した例で、
励起パルスにフリップ角α°の複合高周波磁場パルスを
使用する。FIG. 4 is a diagram showing a pulse sequence in the second embodiment of the present invention. This is an example of applying the present invention to a pulse sequence of the gradient echo method,
A composite high frequency magnetic field pulse with a flip angle α ° is used for the excitation pulse.
【００２６】さらに、マルチスライスのパルスシーケン
スに適用することにより、従来と同一時間で２倍の断面
を撮像することができ、あるいは同じ断面数であれば半
分の撮像時間で多断面の画像を得ることができる。Further, by applying it to a multi-slice pulse sequence, it is possible to image a double section in the same time as in the conventional case, or if the number of sections is the same, a multi-section image can be obtained in half the imaging time. be able to.
【００２７】次に、本発明の第３の実施例について図５
乃至図８に従って説明する。図５は、本発明の第３の実
施例におけるパルスシーケンスを示す図である。本実施
例においては、まず、図５に示すように、所望の領域を
選択的に励起する９０°選択励起パルス及びスライス勾
配磁場を印加した後、被検体内の２種類の化学シフト核
種のスピンを同時に、かつ、同位相で回転するようにパ
ルス幅及び帯域が制御された１８０°高周波磁場パルス
を順次印加するとともに、読みだし勾配磁場Ｇr 、位相
エンコード勾配磁場Ｇe を所定の順序で印加してデータ
を収集する。この時収集される信号は、図６に示すよう
に、異なる２つの化学シフト核種のスピンＭ1 ，Ｍ2
（例えば、プロトンにおける水と脂肪）が同位相とな
り、この信号から再構成される第１の画像は、前記２つ
の化学シフト核種の画像が同符号で重なり合ったものと
なる。次に、図７に示すように、所望の領域を選択的に
励起する９０°選択励起パルスと、被検体内の２種類の
化学シフト核種のスピンを帯域的に区別し、かつ、πの
位相差をもって同時に回転するようにパルス幅、帯域及
び位相が制御された１８０°高周波磁場パルスを順次印
加するとともに、読み出し勾配磁場Ｇr 、位相エンコー
ド勾配磁場Ｇe を所定の順序で印加してデータを収集す
る。このとき収集される信号は、図８に示すように、異
なる２つの化学シフト核種のスピンＭ1 ，Ｍ2 の位相は
逆位相となり、この信号から再構成される第２の画像
は、前記２つの化学シフト核種の画像が互いに異なる符
号で重なり合ったものとなる。これらの第１と第２の画
像の加算画像及び減算画像から前記異なる２つの化学シ
フト核種の画像を分離して得ることができる。Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
8 to FIG. FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence in the third embodiment of the present invention. In this example, first, as shown in FIG. 5, after applying a 90 ° selective excitation pulse and a slice gradient magnetic field that selectively excite a desired region, spins of two types of chemical shift nuclides in a subject are applied. Simultaneously and simultaneously, a 180 ° high-frequency magnetic field pulse whose pulse width and band are controlled to rotate in the same phase is sequentially applied, and a read gradient magnetic field Gr and a phase encode gradient magnetic field G e are applied in a predetermined order. To collect data. The signals collected at this time are, as shown in FIG. 6, spins M 1 and M 2 of two different chemical shift nuclides.
(For example, water and fat in proton) have the same phase, and the first image reconstructed from this signal is the image of the two chemical shift nuclides overlapped with the same sign. Next, as shown in FIG. 7, the 90 ° selective excitation pulse that selectively excites a desired region and the spins of the two types of chemical shift nuclides in the subject are band-wise distinguished, and the π position is determined. pulse width so as to rotate simultaneously with the phase difference, with the band and the phase is sequentially applied to 180 ° radio-frequency magnetic field pulse is controlled, collecting data by applying the readout gradient magnetic field G r, the phase encoding gradient field Ge in a predetermined order To do. In the signal collected at this time, as shown in FIG. 8, the phases of spins M 1 and M 2 of two different chemical shift nuclides are opposite to each other, and the second image reconstructed from this signal is The images of the chemical shift nuclides are overlapped with different signs. Images of the two different chemical shift nuclides can be separately obtained from the addition image and the subtraction image of the first and second images.
【００２８】次に、第４の実施例について説明する。第
４の実施例においては、まず、図９に示すように所望の
領域を選択的に励起する９０°選択励起パルス及びスラ
イス勾配磁場を印加した後、被検体内の２種類の化学シ
フト核種のスピンＭ1 ，Ｍ2 （例えば、プロトンにおけ
る水と脂肪）を帯域的に区別し、かつ、π／２の位相差
をもって同時に回転するようにパルス幅、帯域及び位相
が制御された１８０°高周波磁場パルスを順次印加する
とともに、読み出し勾配磁場Ｇr 、位相エンコード勾配
磁場Ｇe を所定の順序で印加してデータを収集する。こ
のとき収集される信号は、図１０に示すように、異なる
２つの化学シフト核種のスピンＭ1 ，Ｍ2 の位相がπ／
２異なり、この信号から再構成される画像は、前記２つ
の化学シフト核種をそれぞれ実数部と虚数部に分離して
得ることができる。Next, a fourth embodiment will be described. In the fourth embodiment, first, as shown in FIG. 9, a 90 ° selective excitation pulse for selectively exciting a desired region and a slice gradient magnetic field are applied, and then two types of chemical shift nuclides in the subject are detected. A 180 ° high-frequency magnetic field in which the pulse width, the band, and the phase are controlled so that the spins M 1 and M 2 (for example, water and fat in protons) are band-wise distinguished and are simultaneously rotated with a phase difference of π / 2. The pulses are sequentially applied, and the read gradient magnetic field G r and the phase encode gradient magnetic field G e are applied in a predetermined order to collect data. As shown in FIG. 10, the signals collected at this time have the phases of the spins M 1 and M 2 of two different chemical shift nuclides of π /
Two differently, an image reconstructed from this signal can be obtained by separating the two chemical shift nuclides into a real part and an imaginary part, respectively.
【００２９】従って、本発明によれば、スピンエコー法
と同様に静磁場の不均一性による位相分散の影響がない
状態で信号の収集が可能であり、化学シフト核種の分離
精度の高い画像を得ることができる。Therefore, according to the present invention, as in the spin echo method, it is possible to collect signals without the influence of phase dispersion due to inhomogeneity of the static magnetic field, and to obtain an image with high separation accuracy of chemical shift nuclides. Obtainable.
【００３０】本発明は上記以外にも主旨を逸脱しない範
囲で種々変形して実施することが可能である。例えば、
本発明はエコープラナー法等種々の映像化法に適用する
ことが可能であり、高速の多断面映像化や高速の水脂肪
分離映像化等を行うことができる。 ［第２発明］第２発明に係る磁気共鳴診断装置の構成
は、第１発明の図１で示したものと同じである。The present invention can be variously modified and implemented without departing from the scope of the invention in addition to the above. For example,
The present invention can be applied to various imaging methods such as the echo planar method, and can perform high-speed multi-sectional imaging, high-speed water-fat separation imaging, and the like. [Second Invention] The magnetic resonance diagnostic apparatus according to the second invention has the same configuration as that shown in FIG. 1 of the first invention.
【００３１】図６は、本発明に係る第１の実施例のパル
スシーケンスを示す図である。図２（ａ）は、典型的な
エコープラナー法のパルスシーケンスである。SIGNALは
その際に観測されるエコー信号を示す。同図において、
第１発明と同じものには、同じ符号又は略号を用いた。FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence of the first embodiment according to the present invention. FIG. 2A shows a pulse sequence of a typical echo planar method. SIGNAL indicates an echo signal observed at that time. In the figure,
The same symbols or abbreviations are used for the same elements as the first invention.
【００３２】本実施例においては、このシーケンス（ス
キャン）を実行（STEP 6）して画像を得る場合に、この
シーケンス以外に、図１（ｂ）に示す位相エンコ−ド勾
配磁場の印加しないパルスシーケンス（プリスキャン）
を実行してデータを収集する（STEP 1）。このプリスキ
ャンデータの収集には、予め定められたファントム又は
被検体自体を利用する。In the present embodiment, when this sequence (scan) is executed (STEP 6) to obtain an image, in addition to this sequence, the pulse without the phase encoding gradient magnetic field shown in FIG. 1B is applied. Sequence (prescan)
To collect data (STEP 1). A predetermined phantom or the subject itself is used for collecting the prescan data.
【００３３】このプリスキャンデータ及びスキャンデー
タの処理の手順を図１２及び図１３に示す。以下、図１
２及び図１３に従って説明する。まずはじめに、プリス
キャンデータの各エコー信号毎にピーク位置とそのピー
ク位置での位相値を算出する（STEP 2）。このピーク位
置データからエコー信号の中心に信号のピーク位置がく
るように各エコー信号のデータの再配列及び補間処理を
行う。更にその位相値を用いてエコー信号のピーク位置
で位相がゼロになるように、エコー信号の各データに対
して位相補正処理を行う（STEP 3）。次に、上記プリス
キャン補正データを各エコー信号毎に読み出し勾配磁場
方向に１次元フーリエ変換する（STEP 4）。このプリス
キャンフーリエデータから各データ点毎に位相値を算出
し、位相補正マップを算出する（STEP 5）。The procedure of processing the pre-scan data and the scan data is shown in FIGS. Below, Figure 1
2 and FIG. 13. First, the peak position and the phase value at the peak position are calculated for each echo signal of the prescan data (STEP 2). Data of each echo signal is rearranged and interpolation processing is performed so that the peak position of the signal comes from the peak position data to the center of the echo signal. Further, using the phase value, phase correction processing is performed on each data of the echo signal so that the phase becomes zero at the peak position of the echo signal (STEP 3). Next, the prescan correction data is subjected to one-dimensional Fourier transform in the readout gradient magnetic field direction for each echo signal (STEP 4). The phase value is calculated for each data point from the prescan Fourier data, and the phase correction map is calculated (STEP 5).
【００３４】次に、STEP 6の図１（ａ）の所定の映像化
パルスシーケンスで得られたデータを、STEP 2で算出し
たプリスキャンデータの各エコー信号毎にピーク位置と
そのピーク位置での位相値を用いて、各エコー信号のデ
ータの再配列及び補間処理と位相補正処理を行う（STEP
7）。次に、上記スキャン補正データを各エコー信号毎
に読み出し勾配磁場方向に１次元フーリエ変換する（ST
EP 8）。さらに、このスキャンフーリエデータを、各デ
ータ点毎にSTEP 5で算出した位相補正マップを用いて位
相補正する（STEP 9）。Next, the data obtained by the predetermined imaging pulse sequence of FIG. 1 (a) of STEP 6 is converted into a peak position for each echo signal of the prescan data calculated in STEP 2 and a peak position at that peak position. Performs rearrangement of data of each echo signal, interpolation processing and phase correction processing using the phase value (STEP
7). Next, the scan correction data is read for each echo signal and one-dimensional Fourier transformed in the gradient magnetic field direction (ST
EP 8). Further, this scan Fourier data is phase-corrected for each data point using the phase correction map calculated in STEP 5 (STEP 9).
【００３５】次に、前記位相補正したスキャンフーリエ
データの位相エンコード勾配磁場方向に関して、読み出
し周波数のゼロ成分ラインの信号のピーク位置とそのピ
ーク位置での位相値を算出する（STEP 10 ）。そして、
その算出したピーク位置と位相値から各読み出し周波数
ライン毎にデータの再配列及び補間処理と位相補正処理
を行う（STEP 11 ）。最後に、上記スキャン補正データ
を各読み出し周波数ライン毎に位相エンコード勾配磁場
方向に１次元フーリエ変換して（STEP 12 ）、画像を再
構成する。Next, with respect to the phase-encoded gradient magnetic field direction of the phase-corrected scan Fourier data, the peak position of the signal of the zero component line of the read frequency and the phase value at that peak position are calculated (STEP 10). And
Based on the calculated peak position and phase value, data rearrangement, interpolation processing and phase correction processing are performed for each read frequency line (STEP 11). Finally, the scan correction data is one-dimensionally Fourier-transformed in the phase-encoding gradient magnetic field direction for each readout frequency line (STEP 12) to reconstruct an image.
【００３６】本発明は上記以外にも主旨を逸脱しない範
囲で種々変形して実施することが可能である。例えば、
本発明は図１１（ａ）に示す高速スピンエコー法、同図
（ｂ）及び（ｃ）に示す分割スキャン法をはじめ、これ
らの撮像法を応用した３次元映像化法等、一回の核スピ
ンの励起中に複数のエコー信号を収集する撮影法に種々
適用可能である。このとき、プリスキャンデータは、所
定の画像を得るためのスキャンと同じデータ量でも良い
し、それより少ないデータでも適時補間等の処理と組み
合わせて適用することが可能である。The present invention can be variously modified and carried out within the scope not departing from the gist other than the above. For example,
The present invention includes a high-speed spin echo method shown in FIG. 11 (a), a divided scan method shown in FIGS. 11 (b) and 11 (c), and a three-dimensional imaging method to which these imaging methods are applied. It can be variously applied to an imaging method for collecting a plurality of echo signals during spin excitation. At this time, the pre-scan data may have the same data amount as the scan for obtaining a predetermined image, or even smaller data can be applied in combination with processing such as timely interpolation.
【００３７】[0037]
【発明の効果】第１発明によれば、従来の１断面を映像
化するに要する時間で異なる２断面を同時に映像化する
ことが可能になり、従来のマルチスライス法を併用する
ことによって従来と同一時間で２倍の断面を映像化可能
な磁気共鳴映像装置を提供することができる。また、静
磁場不均一性がある場合にも２種類の化学シフト核種を
良好に分離して映像化可能な磁気共鳴映像装置を提供す
ることができる。According to the first aspect of the present invention, it becomes possible to simultaneously image two different cross sections at the time required to image one conventional cross section, and by using the conventional multi-slice method together, It is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of imaging twice as many cross sections at the same time. Further, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of satisfactorily separating two types of chemical shift nuclides and imaging even when there is static magnetic field inhomogeneity.
【００３８】また、第２発明によれば、一回の核スピン
の励起中に複数のエコー信号を収集する高速撮影法にお
いて各エコー信号内での位相誤差や各エコー信号間での
位相変動に起因する画質劣化を抑制し高速に高画質の映
像を得ることができるため、疾病の診断に有用な画像情
報を迅速かつ正確に得ることが可能な磁気共鳴映像装置
を提供することができる。Further, according to the second aspect of the present invention, in the high-speed imaging method in which a plurality of echo signals are collected during one excitation of the nuclear spin, phase error in each echo signal and phase fluctuation between the echo signals are caused. Since a high-quality image can be obtained at high speed by suppressing the deterioration of the image quality, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of quickly and accurately obtaining image information useful for diagnosing a disease.
【図１】 本発明の一実施例に係る磁気共鳴診断装置の
構成を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】 第１発明の第１の実施例における２断面同時
画像化のパルスシーケンスを示す図。FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence for simultaneous imaging of two sections in the first embodiment of the first invention.
【図３】 ２断面同時映像化の原理を示す図。FIG. 3 is a diagram showing a principle of simultaneous imaging of two sections.
【図４】 第１発明の第２の実施例における２断面同時
映像化のパルスシーケンスを示す図。FIG. 4 is a diagram showing a pulse sequence for two-section simultaneous imaging in the second embodiment of the first invention.
【図５】 第１発明の第３の実施例における化学シフト
核種分離画像化の第１のパルスシーケンスを示す図。FIG. 5 is a diagram showing a first pulse sequence for chemical shift nuclide separation imaging in the third embodiment of the first invention.
【図６】 図５における化学シフト核種のスピンの位相
変化を示す図。6 is a diagram showing a phase change of spins of the chemical shift nuclide in FIG.
【図７】 第１発明の第３の実施例における化学シフト
核種分離画像化の第２のパルスシーケンスを示す図。FIG. 7 is a diagram showing a second pulse sequence for chemical shift nuclide separation imaging in the third embodiment of the first invention.
【図８】 図７における化学シフト核種のスピンの位相
変化を示す図。8 is a diagram showing a phase change of spins of the chemical shift nuclide in FIG.
【図９】 第１発明の第４の実施例に係る化学シフト核
種分離画像化のパルスシーケンスを示す図。FIG. 9 is a diagram showing a pulse sequence for chemical shift nuclide separation imaging according to the fourth embodiment of the first invention.
【図１０】 図９における化学シフト核種のスピンの位
相変化を示す図。FIG. 10 is a diagram showing a phase change of spins of the chemical shift nuclide in FIG. 9.
【図１１】 第２発明に係る一実施例におけるパルスシ
ーケンスを示す図。FIG. 11 is a diagram showing a pulse sequence in one embodiment according to the second invention.
【図１２】 エコープラナー法におけるパルスシーケン
ス及びプリスキャンパルスシーケンスを示す図。FIG. 12 is a diagram showing a pulse sequence and a prescan pulse sequence in the echo planar method.
【図１３】 第２発明の一実施例に係る補正処理の手順
を示す図。FIG. 13 is a diagram showing a procedure of a correction process according to an embodiment of the second invention.
【図１４】 他の実施例を説明するためのパルスシーケ
ンスを示す図。FIG. 14 is a diagram showing a pulse sequence for explaining another embodiment.
１…静磁場磁石 ２…励磁用電源 ３…磁場均一性調整コイル ４…磁場均一性調整コイル用電源 ５…勾配磁場生成コイル ６…勾配磁場生成コイル用電源 ７…被検体 ８…寝台 ９…プロ−ブ １０…送信部 １１…受信部 １２…システムコントロ−ラ １３…デ−タ収集部 １４…電子計算機 １５…コンソ−ル １６…映像ディスプレイ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static magnetic field magnet 2 ... Excitation power supply 3 ... Magnetic field homogeneity adjustment coil 4 ... Magnetic field homogeneity adjustment coil power supply 5 ... Gradient magnetic field generation coil 6 ... Gradient magnetic field generation coil power supply 7 ... Subject 8 ... Bed 9 ... Professional -Bus 10 ... Transmitting unit 11 ... Receiving unit 12 ... System controller 13 ... Data collecting unit 14 ... Electronic computer 15 ... Console 16 ... Video display
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/02 Ｙ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification code Internal reference number FI technical display location 9219-2J G01N 24/02 Y
Claims (6)
波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに従って
印加し、被検体内から発生する磁気共鳴信号を検出して
映像化する磁気共鳴映像装置において、 前記被検体の相異なる２つの断面を撮像するための２種
類の高周波磁場を印加する手段と、 この手段により２種類の高周波磁場を印加することによ
って前記被検体内から発生する磁気共鳴信号を直交位相
検波して収集する手段と、 この手段により収集された磁気共鳴信号をフーリエ変換
し、実数部と虚数部とからなるデータを算出する手段
と、 この手段により得られたデータのうち、実数部及び虚数
部の各々ついて画像化する手段とを有し、前記２種類の
高周波磁場の各々の位相差がπ／２で励起するように前
記２種類の高周波磁場の各々のパラメータを設定したこ
とを特徴とする磁気共鳴映像装置。1. A magnetic field which applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence, and detects a magnetic resonance signal generated from the inside of the subject to visualize the magnetic field. In the resonance imaging apparatus, means for applying two types of high-frequency magnetic fields for imaging two different cross sections of the subject, and means for applying two types of high-frequency magnetic fields to generate inside the subject. Means for quadrature phase detection of magnetic resonance signals and means, means for Fourier transforming the magnetic resonance signals collected by this means to calculate data consisting of a real part and an imaginary part, and data obtained by this means Of the two types of high-frequency magnetic fields so that each of the two types of high-frequency magnetic fields is excited by a phase difference of π / 2. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by setting respective parameters.
中心周波数、周波数帯域及び前記２種類の高周波磁場の
位相差であることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴
映像装置。2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the parameters are a center frequency of each high-frequency magnetic field, a frequency band, and a phase difference between the two types of high-frequency magnetic fields.
波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに従って
印加し、被検体内から発生する磁気共鳴信号を検出して
映像化する磁気共鳴映像装置において、 前記被検体内の所望の領域を選択的に励起させるべく９
０度選択励起パルスを印加する９０度選択励起パルス印
加手段と、 前記被検体内に存在する２種類の化学シフト核種のスピ
ンを同位相で回転させるべく１８０度高周波磁場パルス
を印加する第１の１８０度高周波磁場パルス印加手段
と、 これら９０度選択励起パルス印加手段及び第１の１８０
度高周波磁場パルス印加手段に基づく前記磁気共鳴信号
を収集する第１の磁気共鳴信号収集手段と、 前記被検体内に存在する２種類の化学シフト核種のスピ
ンをπの位相差で回転させるべく１８０度高周波磁場パ
ルスを印加する第２の１８０度高周波磁場パルス印加手
段と、 これら９０度選択励起パルス印加手段及び第２の１８０
度高周波磁場パルス印加手段に基づく前記磁気共鳴信号
を収集する第２の磁気共鳴信号収集手段と、 前記第１磁気共鳴信号収集手段と第２の磁気共鳴信号収
集手段とから得られた各々の磁気共鳴信号に基づいて前
記２種類の化学シフト核種に基づく画像を構成すること
を特徴とする磁気共鳴映像装置。3. A magnetic field for applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence to detect and image a magnetic resonance signal generated from the inside of the subject. In a resonance imaging apparatus, a device for selectively exciting a desired region in the subject 9
A 90-degree selective excitation pulse applying means for applying a 0-degree selective excitation pulse, and a first 180-degree high-frequency magnetic field pulse for rotating spins of two kinds of chemical shift nuclides existing in the subject in the same phase. 180 degree high frequency magnetic field pulse applying means, these 90 degree selective excitation pulse applying means and the first 180 degree
First magnetic resonance signal collecting means for collecting the magnetic resonance signal based on the high frequency magnetic field pulse applying means, and to rotate the spins of the two kinds of chemical shift nuclides existing in the subject with a phase difference of π 180 Second 180 degree high frequency magnetic field pulse applying means for applying a 90 degree high frequency magnetic field pulse, these 90 degree selective excitation pulse applying means and the second 180 degree
Second magnetic resonance signal collecting means for collecting the magnetic resonance signals based on the high-frequency magnetic field pulse applying means, and the respective magnetic fields obtained from the first magnetic resonance signal collecting means and the second magnetic resonance signal collecting means. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein an image based on the two types of chemical shift nuclides is constructed based on a resonance signal.
波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに
従って繰り返し印加し、１回の核スピン励起中に複数の
磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気共鳴映
像装置において、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場と読み出
し勾配磁場とを選択して印加する第１の勾配磁場印加手
段と、 この手段により得られる磁気共鳴信号に基づいて補正値
を算出する手段と、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場、読み出
し勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加す
る第２の勾配磁場印加手段と、 前記算出する手段により得られた補正値に基づいて前記
第２の勾配磁場印加手段により得られた磁気共鳴信号を
補正する補正手段とからなることを特徴とする磁気共鳴
映像装置。4. A high frequency magnetic field and a predetermined gradient magnetic field are repeatedly applied to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence, and a plurality of magnetic resonance signals are generated during one nuclear spin excitation. In a magnetic resonance imaging apparatus for collecting and reconstructing an image, first gradient magnetic field applying means for selecting and applying a slice gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field among the predetermined gradient magnetic fields, and Means for calculating a correction value based on a magnetic resonance signal, and a second gradient magnetic field applying means for selectively applying a slice gradient magnetic field, a read gradient magnetic field and a phase encode magnetic field among the predetermined gradient magnetic fields, And a correction means for correcting the magnetic resonance signal obtained by the second gradient magnetic field applying means based on the correction value obtained by the calculating means. Sounding the video equipment.
波磁場及び所定の勾配磁場を所定のパルスシ−ケンスに
従って繰り返し印加し、１回の核スピン励起中に複数の
磁気共鳴信号を収集して、画像を再構成する磁気共鳴映
像方法において、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場と読み出
し勾配磁場とを選択して印加する第１の勾配磁場を印加
した後、これにより得られる第１の磁気共鳴信号を収集
し、この第１の磁気共鳴信号に基づいて補正値を算出す
る過程と、 前記所定の勾配磁場のうち、スライス勾配磁場、読み出
し勾配磁場及び位相エンコード磁場とを選択して印加し
た後、これにより得られる第２の磁気共鳴信号を収集す
る過程と、 前記算出された補正値に基づいて前記第２の磁気共鳴信
号を補正する過程とからなることを特徴とする磁気共鳴
映像方法。5. A high frequency magnetic field and a predetermined gradient magnetic field are repeatedly applied to a subject placed in a uniform static magnetic field according to a predetermined pulse sequence, and a plurality of magnetic resonance signals are generated during one nuclear spin excitation. In a magnetic resonance imaging method for collecting and reconstructing an image, a slice gradient magnetic field and a read gradient magnetic field are selected from the predetermined gradient magnetic fields, and a first gradient magnetic field is applied to the slice gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field. A step of collecting a first magnetic resonance signal obtained and calculating a correction value based on the first magnetic resonance signal; and a slice gradient magnetic field, a read gradient magnetic field and a phase encode magnetic field among the predetermined gradient magnetic fields. After the selective application, the process of collecting the second magnetic resonance signal obtained thereby, and the process of correcting the second magnetic resonance signal based on the calculated correction value. And a magnetic resonance imaging method.
又は被検体からの磁気共鳴信号に基づくことを特徴とす
る請求項１の磁気共鳴映像装置又は請求甲第２号証記載
の磁気共鳴映像装置。6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or the magnetic resonance imaging apparatus according to claim A2, wherein the correction value is calculated based on a magnetic resonance signal from a predetermined phantom or a subject. .
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-
1993
- 1993-03-15 JP JP05440593A patent/JP3402647B2/en not_active Expired - Lifetime
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