【発明の詳細な説明】
マルチスライス励起パルスシーケンス
核スピントモグラフィでは、測定時間を出来る限り短く保持することは、一般
的な目的である。そのために、例えば、「高速」パルスシーケンスが使用されて
おり、高速パルスシーケンスでは、パルスシーケンスの繰り返し時間は、磁化の
動的平衡状態が調整されるように短い。この形式の典型的な実例は、いわゆる「
ＦＩＳＰ」シーケンスであり、米国特許第４７６９６０３号明細書に記載されて
いる。
複数スライスからのデータ取得時の測定時間短縮の他の試みは、第１のスライ
スのシーケンスの繰り返し時間内で、少なくとも１つの別のスライスを励起する
ことにある。その際、１シーケンスの繰り返し時間は、核磁気共鳴信号の励起と
読み出しとの間の時間、いわゆるエコー時間よりも通常著しく長いという事実が
利用される。その際、１スライス内のデータ取得時間と、同じスライス内の直ぐ
次の励起との間の時間は、隣接スライスを励起して、そこでスキャンするのに使
用される。その種のマルチスライス技術は、例えば、L.E.Crooks他のRadiology
146，頁123(1983)に記載されている。しかし、このマルチスライス技術は、いつ
でも使えるわけではなく、例えば、繰り返し時間ＴＲ
が非常に短くて、単一スライスからの画像形成用の最小可能値の近傍である場合
には、使えないのである。このことは、例えば、高速グラジエントエコーシーケ
ンスの場合に当てはまる。
e 6、頁364-371(1988)で、マルチ周波数励起スペクトルを有する励起パルスによ
って、複数スライスを同時に励起することが提案されている。その際、各スライ
ス全てにおいて同時に、エコーが１つしか生じない。しかし、種々のスライスか
らの各信号は、種々異なる位相を有しているので、この各信号を分離することは
可能である。しかし、この装置の場合、少なくとも、各スライスを検査するのに
多数の測定を必要とし、その結果、測定時間上の利点は得られない。
マルチスライス方法は、更に、論文Journal of Magnetic Resonance Imaging,
1,頁531-538，I.E.Bishop他から公知である。しかし、この方法は、基底磁場の
不均一性及び透磁率の影響を受け易い。高周波パルスは、別個の個別パルスとし
て形成されている。
測定時間は、いわゆるシングルポイント画像形成方法では、殊に臨界的であり
、このことは、例えば、SMRM Abstracts 1993，頁1215に記載されている。その
種の方法により、不均一磁場での画像形成が可能となり、その際、読み出しグラ
ジエントは、位相エンコーディング検査によって代えられている。しかし、その
際
、スキャン毎に１点しかｋ−空間内で得られず、その結果、１スライスに対して
、大きさＮの正方形のローデータマトリックスで繰り返し時間ＴＲの場合、Ｎ×
Ｎ×ＴＲの測定時間がかかる。複数スライスの場合、測定時間は、更に相応に長
くなる。
本発明の課題は、複数スライスからのデータ取得の際、測定時間を短縮するこ
とにある。
この課題は、本発明によると、請求の範囲第１項の各要件によって、乃至、択
一選択的な構成では、請求の範囲第５項の各要件によって解決される。僅かに位
置をずらして行うことができるスキャン内部で、多数回励起乃至多数回リフォー
カシングすることによって、明らかに測定時間が短縮される。各エコー信号は、
時間的にずれて発生するので、各エコー信号は、問題なく分離することができる
。測定時間上の利点は、不均一磁場に適した「シングルポイント」画像形成の場
合には、殊に有意義である。通常のマルチスライス技術に比して、ＴＲ間隔での
極めて大きな測定時間を得る場合の利点は、エコー時間ＴＥ（励起と対応のエコ
ー時間との間の時間）がＴＲに比して大きい場合に得られる。励起及びリフォー
カシングの際に各スライスグラジエント強度は同じなので、選択された各スライ
スは、同じ曲率を有しており、その結果、この方法は、各基底磁場不均一性及び
各透磁率に比較的影響されない。
本発明の有利な各実施例は、各従属請求項に記載されている。
本発明について、以下、図１〜２５を用いて詳細に説明する。その際、図面は
：
図１〜５は、本発明によるパルスシーケンスの第１の実施例を示し、
図６〜１０，１１〜１５，１６〜２０及び２１〜２５は、それぞれ各パルスシー
ケンスの別の実施例を示す。
図１〜５は、シングルポイントシーケンスの１スキャンを示す。図１には、高
周波パルスＲＦが示されている。各スライス選択グラジエントＧＳ１の作用下で
照射される第１の高周波パルスＲＦ１を用いて、核スピンが励起される。高周波
パルスＲＦ１は、各スライス選択グラジエントＧＳ１の作用下で照射される複数
選択個別高周波パルスの総和から形成されている。個別高周波パルスは、それぞ
れ時間間隔τだけずらされている。図１には、分かり易くするために、個別高周
波パルスが２つだけ示されており、マーク［ｎ］によって、高周波パルスＲＦ１
は、実際には、ｎ個の個別高周波パルスから形成されているということが示され
ている。各スライス選択グラジエントＧＳ１の作用下で、各個別高周波パルスは
、周波数が相応にずらされているので、この各個別高周波パルスは、隣接した各
スライスを励起する。
図２に示されているように、スライス選択グラジエントＧＳの正の部分ＧＳ１
によってディフェージングされた核スピンをリフェージングするために、励起後
、スライス選択グラジエントＧＳが反転される（ＧＳ２）。このグラジエントパ
ルスＧＳ２と同様に作用するが、第２の高周波パルスＲＦ２後は正の方向に、同
じ振幅時間平面のグラジエントパルスが作用する。
直ぐ次の期間では、核スピンは、図３及び４に示されているように、相互に垂
直な２つの方向で、各位相エンコーディンググラジエントＧＳ１及びＧＳ２によ
って位相エンコーディングされる。この各位相エンコーディンググラジエントは
、スキャン毎に段階的に、図３及び４に細分割線及び矢印によって示されている
様に、続けて切り換えられる。
直ぐ次の期間では、核スピンは、第２の高周波パルスＲＦ２によってリフォー
カシングされる。このために、この第２の高周波パルスＲＦ２のフリップ角は、
この実施例では、１８０°である。第２の高周波パルスＲＦ２も、ｎ個の選択的
個別高周波パルスの総和から形成されており、この各個別高周波パルスは、スラ
イス選択グラジエントＧＳ３の作用下で照射され、且つ、時間的なずれτを有し
ている。各個別パルスの周波数スペクトルの相応の選択によって、予め励起され
ている各スライスが再び個別にリフォーカシングされる。
両高周波パルスＲＦ１及びＲＦ２は、各個別パルスの加算的な重畳により形成
されている。
リフォーカシングによって、読み出し期間ｎ内で、核磁気共鳴信号が形成され
、この核磁気共鳴信号は、励起パルスＲＦ１での各個別高周波パルスと同じ間隔
τで生じる。従って、それぞれのスライスからの各信号は、個別に識別すること
ができる。
各個別エコー信号Ｓに対して、スライス選択方向でリフェージングする必要が
あり、即ち、グラジエント信号は、スライス選択方向では０であるようにする必
要がある。そのために、各個別信号Ｓの間に、それぞれリフェージングパルスＧ
ＳＲがスライス選択方向に印加され、このリフェージングパルスＧＳＲは、上述
のグラジエント積分値が０になるように選定されている。このリフェージングパ
ルスＧＳＲ、及び、この時間中作用する磁場不均一性によって、核スピンは、そ
の都度読み出されたスライス内でリフェージングされるが、隣接する各スライス
はディフェージングされ、その結果、所望の様に、１スライスからの信号だけが
測定される。
図１〜５の実施例では、位相エンコーディンググラジエントＧＰ１及びＧＰ２
により、位相エンコーディングは、２つの方向で行われるが、しかし、読み出し
グラジエントは印加されない。通常の方法で、読み出しグラジエント下での核磁
気共鳴信号の読み出しによ
って、ｋ−空間内の値領域、又は、他の表現をすると、１ローデータマトリック
ス内の完全な行が検出される間、ここでは、ｋ−空間内で個別点が１つだけ測定
される。従って、この画像形成方法は、「シングルポイント」方法とも呼ばれる
。各読み出しグラジエントをなくすことによって、各読み出しグラジエントの方
向での、磁場の不均一性による歪みを回避することができる。各読み出しグラジ
エントによつて、理想的な場合、周波数エンコーディング方向での位置ｘと核ス
ピンの対応の共鳴周波数との間に直線状の関係が達成されるはずである。しかし
、各磁場の不均一性によって、この関係は、非直線状になってしまう。これは、
直線状の読み出しグラジエントに、基底磁場の不均一性を示すグラジエントが重
畳されていることに起因する。
それに対して、位相エンコーディング方向での磁場不均一性によっては、読み
出し期間中の磁場は一定であるという前提下では、歪みは生じないのである。と
言うのは、この場合には、主として、順次連続する各位相エンコーディングステ
ップ間での信号差が重要であるからである。
不均一磁場に適しているシングルポイント方法の主要な欠点は、長い測定時間
に起因している。と言うのは、既述の様に、スキャン毎に１つの点しかｋ−空間
内で測定されないからである。他方では、不均一磁場
用のパルスシーケンスが重要であり、と言うのは、磁場の不均一性の要求が小さ
い場合には、この磁場装置は、著しく安価且つ小型に製造することができるから
である。更に、そのような磁場装置は、「開いた」構造形式を有することができ
、即ち、患者に関して、例えば、介入を目的としたＭＲ用途の場合、アプローチ
が改善され、患者にとっての快適性が改善される。特別な用途、例えば、ＭＲ−
乳房撮影法でも、そのような磁場装置は、良好に適している。
図１〜５を用いて説明したパルスシーケンスによると、複数スライスからのデ
ータ取得用の測定時間を明らかに低減することができる。と言うのは、そうする
ことによって、１スキャン内部で、複数スライスから各ｋ−空間点を測定するこ
とができるからである。スライス毎に、何れにせよ相変わらずデータ点が１つし
か測定されない。高周波パルスＲＦ１及びＲＦ２の各個別パルス間並びに得られ
る各エコー信号Ｓ間の時間ずれτは、主として、各エコー信号Ｓが必然的に時間
的に分離できる状態であるようにして特定される。読み出し間隔は、正にシング
ルポイント方法の場合、誤差のある各読み出しグラジエントのために非常に短い
ので、エコー信号Ｓも非常に短く、時間ずれτも短くすることができる。
基底磁場の不均一性が強くなればなる程、時間ずれτは、小さく選定すること
ができる。と言うのは、エ
コー信号は、比較的速く減衰するからである。直線状の磁場不均一性Binhomに対
しては、以下の式が成立する：
τ≧４π/γBinhom=τmin
その際、各主最大値が重畳していない場合、２つのエコー信号は、分離できるも
のとする。
例えば： Binhom=GS・dS
（GS=スライスグラジエント、dS=スライス厚）
２つのスライス間の時間ずれは、任意に選定することができ（τ≧τminであ
る限り）、全てのスライス間隔に対して、必ずしも一定である必要はない。
短い測定時間を達成するために、当然、高速パルスシーケンスを使用すること
も重要である。その際、磁化の平衡状態が調整される。何れにせよ、そのために
は、各スキャン後、核スピンの位相エンコーディングが再度リセットされるよう
にする必要がある。これは、核磁気共鳴信号Ｓの読み出し後、付加的な各位相エ
ンコーディンググラジエントＧＰ１’及びＧＰ２’によって達成される。それぞ
れの第１の位相エンコーディンググラジエントＧＰ１及びＧＰ２と各リフェージ
ンググラジエントＧＰ１’及びＧＰ２’との間には、それぞれ、磁化を反転する
１８０°高周波パルスが位置しているので、各位相エンコーディンググラジエン
ト及び各リフェージンググラジエントは、同じ極性を有しているが、逆方向に作
用し、従って、スキャンについて見ると互いに相殺される。
磁場の形状に関しては、全空間方向で完全に均一にする代わりに、１空間方向
で所定の磁場不均一性がある状態にする方が著しく効果があることもある。１空
間方向で、このように磁場不均一性がある状態は、パーマネントグラジエントに
相応する。図７に示されているように、この磁場不均一性は、パーマネントスラ
イス選択グラジエントＧＳとして使用することができる。有利には、この磁場不
均一性は、直線状にするとよい。と言うのは、さもないと、スライス厚がスライ
ス位置に依存して変わってしまうからである。しかし、非直線状の磁場不均一性
を、パーマネントグラジエントとして使用することもできる（但し、この磁場不
均一性が分かっていて、高周波パルスの帯域幅を、種々のスライスに対して、各
スライスが一定スライス厚で励起されてリォーカシングされるように変える場合
）。スライス選択方向でのパーマネントグラジエントＧＳの場合には、このスラ
イス選択方向でグラジエントをその都度切り換える必要がある。また、スライス
選択方向での核スピンのリフェージング（図２の実施例では、別々のリフェージ
ンググラジエントＧＲＳによって行われている）は、図６〜１０の実施例では、
パーマネントグラジエントＧＳによって作用されてい
る。時間間隔τだけは、この時間間隔内でのグラジエント積分値がリフェージン
グにとって充分であるように選定する必要がある。各位相エンコーディンググラ
ジエントＧＰ１及びＧＰ２の切換は、図１〜５の実施例での様にして行われる。
別の実施例は、図１１〜１５に示されてる。図１〜５の実施例とは相違して、
ここでは、１方向で１つの位相エンコーディンググラジエントＧＰだけが切換ら
れる。そのために、その方向に対して垂直な第２の方向に、核磁気共鳴信号Ｓの
読み出しの間、その都度１つの読み出しグラジエントＧＲが印加されている。そ
の際、両高周波パルスＲＦ１及びＲＦ２との間では、プリフェージングパルスが
読み出し方向に印加されている。読み出し方向での第１のパルスの下で、第１の
核磁気共鳴信号が読み出され、読み出し方向での順次連続するバイポーラパルス
の正の各部分パルスの下では、別の核磁気共鳴信号Ｓが読み出される。その際、
読み出し方向でのグラジエントパルスシーケンスは、各信号時点で、核スピンが
読み出し方向でリフェージングされるように形成されている。従って、従来の方
法での様に、スキャン毎に、ローデータマトリックスの完全な１行が得られる。
本発明によるマルチスライス励起に基づいて、こでは、僅かな時間ずれτで、複
数スライスのローデータマトリックスに対して、それぞれ１行が得られる。磁場
不均一性による、読み出し
方向での歪みは、公知の方法を用いて補償することができる。
図１〜１５のパルスシーケンスの場合、核磁気共鳴信号Ｓは、リフォーカシン
グ高周波パルスに基づいて、スピンエコーとして形成される。しかし、リフォー
カシング高周波パルスＲＦ２及び所属のスライス選択グラジエントＧＳ３をなく
すことによって、グラジエントエコーを形成することもでき、その際、リフェー
ジングパルスＧＳＲは、リフォーカシング高周波パルスＲＦ２の反転作用をなく
したことにより、負方向にする必要がある。
その種の変更は、特に、図１〜５の方法、つまり、シングルポイント方法では
有利である。従って、例えば、ケミカルシフトイメージング方法を実行すること
ができ、その際、その方法で得られる共鳴周波数は、各パイクセルに対してスラ
イス選択的であるように決められる。１適用実例は、脂肪−水−識別である。
別の実施例では、図１〜５及び１１〜１５のパルスシーケンスは、スライス選
択グラジエントＧＳ３をなくすことによって、高周波リフォーカシングパルスＲ
Ｆ２が非選択的であるように変えることができる。従って、種々のスライスに対
して、種々のエコー時間ＴＥを調整することができる。その際、それぞれのスラ
イスからのスピンエコー信号は、励起時の列シーケンスとは反対の列シーケンス
で形成される。非選択リフ
ォーカシング高周波パルスＲＦ２を用いる場合、エコー時間を短縮することがで
き、高速で繰り返されるシーケンスの場合には、全測定時間も短縮することがで
きる。と言うのは、非選択リフォーカシングパルスの時間は、比較的短いからで
ある。
本発明の方法の別の実施例は、図１６〜２０に示されている。その際、励起高
周波パルスＲＦ１は、非スライス選択的であり、リフォーカシング高周波パルス
ＲＦ２は、スライス選択的である。その他の点では、この実施例は、図１１〜１
５の実施例に相応する。非スライス選択的リフォーカシング高周波パルスを用い
る場合の様に、この場合にも、リフォーカシング高周波パルスＲＦ２の時間位置
決めによって、それぞれのスライスに対して、種々異なるエコー時間ＴＥを調整
することができる。読み出し方向でのプリフェージンググラジエントの読み出し
及び切換のために、図１１〜１５の変形実施例の場合よりも２倍の時間が掛かる
。と言うのは、各核磁気共鳴信号間の間隔は、τ（各高周波パルス−リフォーカ
シングパルスＲＦ２間の間隔）から２τに倍増する。従って、読み出しグラジエ
ントの振幅を低減することができ、従って、各グラジエント切換時間への各要求
も小さくすることができる。更に、非選択的励起パルスを用いることにより、図
１１〜１５の実施例に対して、更に最小エコー時間を小さくすることもできる。
図１６〜２０には、非選択的励起高周波パルスＲＦ１が、読み出しグラジエン
トＧＲと共に示されている。しかし、図１のシングルポイント方法と組合せるこ
とも同様に可能である。
図２１〜２５の実施例では、図１１〜１５の実施例に対して、各スライスの列
シーケンスは、リフォーカシングの際に反転され、即ち、最初に励起されたスラ
イスは、最後にリフォーカシングされる。そうすることによって、各スライスの
種々異なったエコー時間が得られる。更に、それぞれの核磁気共鳴信号Ｓの間隔
τ（２つの励起乃至リフォーカシング高周波パルス間の間隔）は、τから３τに
延長し、その結果、読み出しのために使える時間は、時間間隔τに関して延長さ
れる。従って、本来の読み出しパルス乃至リフェージングパルス用の読み出しグ
ラジエントＧＲに対して、比較的小さなグラジエント振幅を選定することもでき
、その結果、グラジエント増幅器への諸要求が比較的小さくなる。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Multi-slice excitation pulse sequence
In nuclear magnetic resonance tomography, keeping the measurement time as short as possible is generally
Purpose. For that purpose, for example, a "fast" pulse sequence is used
In a high-speed pulse sequence, the repetition time of the pulse sequence
Short so that the dynamic equilibrium is adjusted. A typical example of this form is the so-called "
FISP "sequence, described in U.S. Pat. No. 4,769,603.
I have.
Another attempt to reduce the measurement time when acquiring data from multiple slices is the first slice.
Excite at least one other slice within the repetition time of the sequence of slices
It is in. At that time, the repetition time of one sequence depends on the excitation of the nuclear magnetic resonance signal.
The fact that the time between readouts is usually significantly longer than the so-called echo time
Used. At that time, the data acquisition time in one slice is
The time between subsequent excitations is used to excite adjacent slices and scan there.
Used. Such multi-slice technologies are, for example, L.E.
146, p. 123 (1983). However, when does this multi-slice technology
But it cannot be used, for example, the repetition time TR
Is very short and near the minimum possible value for imaging from a single slice
Cannot be used. This means, for example, that fast gradient echo sequencing
This is true in the case of
e 6, pp. 364-371 (1988), with excitation pulses having a multifrequency excitation spectrum.
Therefore, it has been proposed to simultaneously excite a plurality of slices. At that time,
Only one echo occurs at a time in all the sources. But different slices
Since these signals have different phases, it is difficult to separate these signals.
It is possible. However, with this device, at least to inspect each slice
It requires a large number of measurements, and consequently no measurement time advantage is obtained.
The multi-slice method is further described in the Journal of Magnetic Resonance Imaging,
1, page 531-538, IE Bishop et al. However, this method does not
It is susceptible to non-uniformity and magnetic permeability. High-frequency pulses shall be separate individual pulses
It is formed.
The measuring time is particularly critical in so-called single point imaging methods.
This is described, for example, in SMRM Abstracts 1993, page 1215. That
Various methods allow for image formation with non-uniform magnetic fields, with readout
The gradient has been replaced by a phase encoding test. But that
Edge
, Only one point per scan is obtained in k-space, so that for one slice
For a repetition time TR of a square raw data matrix of size N, N ×
It takes N × TR measurement time. For multiple slices, the measurement time may be longer
It becomes.
An object of the present invention is to reduce measurement time when acquiring data from a plurality of slices.
And there.
According to the present invention, this object is achieved by each of the requirements of claim 1.
In one alternative configuration, this is solved by the features of claim 5. Slightly
Within a scan that can be shifted, multiple excitations or multiple
The caching clearly reduces the measurement time. Each echo signal is
Each echo signal can be separated without any problem because they occur at different times.
. The advantage in measurement time is that the “single point” imaging suitable for inhomogeneous magnetic fields
In this case, it is particularly significant. Compared to normal multi-slice technology,
The advantage of obtaining a very large measurement time is that the echo time TE (excitation and the corresponding
(Time between the time and the time) is larger than TR. Excitation and reform
Since each slice gradient intensity is the same during cutting, each selected slice
Have the same curvature, so that the method employs each base field inhomogeneity and
It is relatively unaffected by each permeability.
Advantageous embodiments of the invention are described in the respective dependent claims.
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to FIGS. At that time, the drawing
:
1 to 5 show a first embodiment of a pulse sequence according to the invention,
6 to 10, 11 to 15, 16 to 20, and 21 to 25 respectively show the respective pulse sequences.
5 shows another embodiment of a cans.
1 to 5 show one scan of a single point sequence. Figure 1 shows the high
The frequency pulse RF is shown. Under the action of each slice selection gradient GS1
The nuclear spin is excited using the irradiated first high-frequency pulse RF1. high frequency
A plurality of pulses RF1 are irradiated under the action of each slice selection gradient GS1.
It is formed from the sum of selected individual high-frequency pulses. Individual high-frequency pulses
Are shifted by the time interval τ. In FIG. 1, the individual high
Only two wave pulses are shown, and by the mark [n], the high-frequency pulse RF1
Is shown to be actually formed from n individual high frequency pulses.
ing. Under the action of each slice selection gradient GS1, each individual high frequency pulse is
, Since the frequencies are shifted accordingly, each individual high-frequency pulse
Excite the slice.
As shown in FIG. 2, the positive portion GS1 of the slice selection gradient GS
After excitation to rephasing the nuclear spins dephased by
, The slice selection gradient GS is inverted (GS2). This gradient
Works in the same way as the pulse GS2, but after the second high-frequency pulse RF2, in the positive direction.
A gradient pulse in the same amplitude time plane acts.
In the very next period, the nuclear spins will drop relative to each other, as shown in FIGS.
In two direct directions, each phase encoding gradient GS1 and GS2
Is phase encoded. Each phase encoding gradient is
, Step by step, as indicated by the subdivision lines and arrows in FIGS.
In this way, switching can be continued.
In the very next period, the nuclear spin is re-formed by the second radio-frequency pulse RF2.
It is cashing. Therefore, the flip angle of the second high-frequency pulse RF2 is
In this embodiment, it is 180 °. The second high-frequency pulse RF2 also has n selective pulses.
It is formed from the sum of the individual high-frequency pulses, and each individual high-frequency pulse
It is irradiated under the action of the chair selection gradient GS3 and has a time shift τ.
ing. With a corresponding choice of the frequency spectrum of each individual pulse,
Each slice is again individually refocused.
Both high frequency pulses RF1 and RF2 are formed by additive superposition of each individual pulse
Have been.
By the refocusing, a nuclear magnetic resonance signal is formed within the readout period n.
The nuclear magnetic resonance signal has the same interval as each individual high-frequency pulse in the excitation pulse RF1.
occurs at τ. Therefore, each signal from each slice must be individually identified
Can be.
Each individual echo signal S needs to be rephased in the slice selection direction.
Yes, that is, the gradient signal must be 0 in the slice selection direction.
It is necessary. For this purpose, a rephasing pulse G is applied between each individual signal S.
SR is applied in the slice selection direction, and this rephasing pulse GSR is
Are selected so that the gradient integral value of the becomes zero. This rephasing path
Due to Lus GSR and the inhomogeneity of the magnetic field acting during this time, nuclear spins
Is rephased in the slice read each time, but each adjacent slice
Is dephased, so that only the signal from one slice is
Measured.
In the embodiment of FIGS. 1 to 5, the phase encoding gradients GP1 and GP2
The phase encoding takes place in two directions, but
No gradient is applied. In the usual way, the nuclear magnetic field under the readout gradient
Reading out the resonance signal
Thus, in the value domain in k-space, or in other expressions, one row data matrix
Here, only one individual point is measured in k-space while a complete row in
Is done. Therefore, this image forming method is also called a “single point” method.
. By eliminating each readout gradient, each readout gradient can be
In the direction, distortion due to inhomogeneity of the magnetic field can be avoided. Each readout gradient
Depending on the entry, in the ideal case, the position x in the frequency encoding direction and the nuclear scan
A linear relationship between the corresponding resonance frequency of the pin should be achieved. However
Due to the inhomogeneity of each magnetic field, this relationship becomes non-linear. this is,
A linear readout gradient is superimposed on a gradient showing the inhomogeneity of the base magnetic field.
Due to being folded.
On the other hand, depending on the magnetic field inhomogeneity in the phase encoding direction,
Under the assumption that the magnetic field during the delivery period is constant, no distortion occurs. When
This means that in this case, mainly, each successive phase encoding step
This is because the signal difference between the taps is important.
The main disadvantage of the single point method, which is suitable for inhomogeneous magnetic fields, is the long measurement time
Is attributed to This is because, as mentioned, only one point per scan is in k-space.
It is not measured within. On the other hand, inhomogeneous magnetic fields
Pulse sequence is important because the requirement for magnetic field inhomogeneity is small.
In other cases, the magnetic field device can be made extremely inexpensive and compact.
It is. Furthermore, such magnetic field devices can have an "open" construction type
That is, for patients, for example, for MR applications for intervention, the approach
And comfort for the patient is improved. Special applications, such as MR-
Such a magnetic field device is also well suited for mammography.
According to the pulse sequence described with reference to FIGS.
The measurement time for data acquisition can be significantly reduced. To say that
This makes it possible to measure each k-space point from multiple slices within one scan.
Because it can be. For each slice, one data point still remains
Is not measured. Between each individual pulse of the high frequency pulses RF1 and RF2 and
The time lag τ between each echo signal S is mainly due to the fact that each echo signal S
It is specified so that it is in a state where it can be separated. The read interval is exactly
Very short for each erroneous readout gradient for the single point method
Therefore, the echo signal S is also very short, and the time shift τ can be shortened.
The more the non-uniformity of the base magnetic field, the smaller the time shift τ should be
Can be. To say
This is because the co signal decays relatively quickly. Linear magnetic field inhomogeneity BinhomTo
Then the following equation holds:
τ ≧ 4π / γBinhom= τmin
At this time, if the main maximum values do not overlap, the two echo signals can be separated.
And
For example: Binhom= GS・ DS
(GS= Slice gradient, dS= Slice thickness)
The time lag between the two slices can be arbitrarily selected (τ ≧ τminIn
It is not necessary to be constant for all slice intervals.
Naturally, use fast pulse sequences to achieve short measurement times
It is also important. At that time, the equilibrium state of the magnetization is adjusted. Either way, for that
After each scan, the nuclear spin phase encoding is reset again
Need to be This means that after reading out the nuclear magnetic resonance signal S,
This is achieved by the coding gradients GP1 'and GP2'. Each
First phase encoding gradients GP1 and GP2 and their respective phases
Between the gradients GP1 'and GP2', respectively.
Since the 180 ° high frequency pulse is located, each phase encoding gradient
And each rephasing gradient have the same polarity but work in the opposite direction.
Use, and thus seeing about scans, cancel each other out.
Regarding the shape of the magnetic field, instead of making it completely uniform in all spatial directions,
In some cases, it may be more effective to set a state where there is a predetermined magnetic field inhomogeneity. 1 sky
In the middle direction, such a state where the magnetic field is inhomogeneous has a permanent gradient.
Corresponding. As shown in FIG. 7, this inhomogeneity of the magnetic field
It can be used as a chair selection gradient GS. Advantageously, this magnetic field
The uniformity may be linear. Otherwise, the slice thickness is
This is because it changes depending on the source position. However, non-linear magnetic field inhomogeneities
Can be used as a permanent gradient (however, this magnetic field
The homogeneity is known, and the bandwidth of the high-frequency pulse is
When a slice is changed to be excited and relocated at a constant slice thickness
). In the case of a permanent gradient GS in the slice selection direction,
The gradient must be switched each time in the chair selection direction. Also slice
Rephasing of nuclear spins in the selected direction (in the embodiment of FIG. 2, separate rephasing
Gradient GRS) in the embodiment of FIGS.
Operated by the permanent gradient GS
You. Only for the time interval τ, the gradient integration value within this time interval
Must be selected to be sufficient for Each phase encoding graph
Switching between the gradients GP1 and GP2 is performed as in the embodiment of FIGS.
Another embodiment is shown in FIGS. Unlike the embodiment of FIGS.
Here, only one phase encoding gradient GP is switched in one direction.
It is. For this purpose, the nuclear magnetic resonance signal S is generated in a second direction perpendicular to that direction.
During reading, one reading gradient GR is applied each time. So
In this case, a pre-phasing pulse is generated between the high-frequency pulses RF1 and RF2.
It is applied in the read direction. Under the first pulse in the read direction, the first pulse
Nuclear magnetic resonance signals are read out, and successive bipolar pulses in the readout direction
Under each positive partial pulse of, another nuclear magnetic resonance signal S is read out. that time,
The gradient pulse sequence in the readout direction shows that the nuclear spin
It is formed so as to be rephased in the reading direction. Therefore, the conventional
As in the method, one complete row of the raw data matrix is obtained per scan.
Based on the multi-slice excitation according to the invention, here a small time shift τ
One row is obtained for each row data matrix of several slices. magnetic field
Readout due to non-uniformity
The distortion in the direction can be compensated for using known methods.
In the case of the pulse sequences of FIGS.
It is formed as a spin echo based on the high frequency pulse. But refor
Eliminates the high-frequency pulse RF2 and the associated slice selection gradient GS3
By doing so, a gradient echo can be formed,
Zing pulse GSR eliminates the reversing action of refocusing high-frequency pulse RF2.
Therefore, it is necessary to make the direction negative.
Such a change is, in particular, the method of FIGS.
It is advantageous. Thus, for example, performing a chemical shift imaging method
The resonance frequency obtained in that way is the slice frequency for each pixel.
The chair is determined to be selective. One application example is fat-water-discrimination.
In another embodiment, the pulse sequences of FIGS.
By eliminating the selective gradient GS3, the high-frequency refocusing pulse R
F2 can be changed to be non-selective. Therefore, various slices
Thus, various echo times TE can be adjusted. At that time,
The spin echo signal from the chair has a column sequence opposite to the column sequence at the time of excitation.
Is formed. Unselected riff
When the focusing RF pulse RF2 is used, the echo time can be reduced.
In the case of a sequence that is repeated at high speed, the total measurement time can be reduced.
Wear. This is because the time of the non-selective refocusing pulse is relatively short.
is there.
Another embodiment of the method of the present invention is shown in FIGS. At that time, the excitation height
The frequency pulse RF1 is non-slice selective, and the refocusing high frequency pulse
RF2 is slice-selective. Otherwise, this embodiment is similar to FIGS.
5 corresponds to the fifth embodiment. Using non-slice selective refocusing high frequency pulse
In this case as well, the time position of the refocusing high-frequency pulse RF2 is
Adjust different echo times TE for each slice as determined
can do. Read prephasing gradient in readout direction
And the switching takes twice as long as in the variant of FIGS.
. This is because the interval between each nuclear magnetic resonance signal is τ (each high-frequency pulse-refocuser).
(Interval between the single pulses RF2) to 2τ. Therefore, the read gradient
Of each gradient switching time
Can also be reduced. Furthermore, by using non-selective excitation pulses,
As compared with the embodiments 11 to 15, the minimum echo time can be further reduced.
FIGS. 16 to 20 show that the non-selective excitation high-frequency pulse RF1 has a readout gradient.
Shown together with GR. However, the combination with the single point method of FIG.
Both are possible as well.
The embodiment of FIGS. 21 to 25 differs from the embodiment of FIGS.
The sequence is reversed during refocusing, i.e. the first excited
The chair is finally refocused. By doing so, each slice
Different echo times are obtained. Further, the interval between each nuclear magnetic resonance signal S
τ (interval between two excitation or refocusing high-frequency pulses) changes from τ to 3τ
And the time available for reading is extended with respect to the time interval τ.
It is. Therefore, the readout pulse for the original readout pulse or rephasing pulse can be read.
It is also possible to select a relatively small gradient amplitude for the gradient GR.
As a result, the requirements on the gradient amplifier are relatively small.
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【要約の続き】
────────────────────────────────────────────────── ─── [Continuation of summary]