JP3645896B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents

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  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）におけるイメージング（以下、ＭＲイメージングという）方法に関し、特に大視野と小視野の画像を同時に計測する方法に関する。   The present invention relates to an imaging (hereinafter referred to as MR imaging) method in a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and more particularly to a method of simultaneously measuring a large visual field and a small visual field.

従来、超高速撮影法としては、非特許文献１等に論じられているように、撮影したい領域を励起した後、リードアウト傾斜磁場を振幅の極性の反転を繰り返しながら印加してエコーを連続的に計測し、１度の励起で像再構成に必要なエコーを全て計測する方法が知られている。   Conventionally, as an ultra-high-speed imaging method, as discussed in Non-Patent Document 1 and the like, after exciting an area to be imaged, a readout gradient magnetic field is applied while repeatedly reversing the polarity of the amplitude to continuously echo. A method is known in which all echoes necessary for image reconstruction are measured with a single excitation.

このエコープラナー法は、数１０ｍｓという短い計測時間で２次元画像データを得られることから、その高速性を利用して脳機能などのダイナミックな変化を追跡する機能画像取得に応用されている。例えば、非特許文献２には、脳内の微小循環を画像化し脳機能を計測する方法が提案されている。その他、非特許文献３においては、高速撮影法と従来撮影法のパルスシーケンスを交互に実施し、モーションアーチファクトを除去する方法なども提案されている。
「エコープラナー法を用いた０．５Ｔにおけるスナップショットイメージング」（マグネティック レゾナンス イン メデスン10、 227頁、1989年）（R.J.Ordidge, A.Howseman, R.Coxon, R.Turner, B.Chapman, P.Glover, M.Stehling and P.Mansfield ; Snapshot Imaging at 0.5T Using Echo - Planar Techniques, Magn. Reson. Med.10, 227, 1989） 「タスクにより活性化している間のヒト脳機能の時間経過ＥＰＩ」（マグネティック レゾナンス イン メデスン25、 390頁、1992年）（Peter A. Bandettini, Eric C. Wong, R. Scott Hinks, Ronald S.Tikofsky and James S.Hyde ; Time Course EPI of Human Brain Function during Task Activation, Magn. Reson. Med, 25, 390, 1992） 「ＭＲイメージングにおける一般化されたｋ空間分析及び動きの影響の補正」（マグネティック レゾナンス イン メデスン30、 438頁、1993年）（M.Louis Lauzon, Brian K. Rutt ; Generalized K - Space Analysis and Correction of Motion Effects in MR Imaging, Magn. Reson. Med. 30, 438, 1993） Since this echo planar method can obtain two-dimensional image data in a measurement time as short as several tens of ms, it is applied to functional image acquisition that tracks dynamic changes such as brain function using its high speed. For example, Non-Patent Document 2 proposes a method of measuring a brain function by imaging a microcirculation in the brain. In addition, Non-Patent Document 3 proposes a method of removing motion artifacts by alternately performing a pulse sequence of a high-speed imaging method and a conventional imaging method.
"Snap-shot imaging at 0.5T using the echoplanar method" (Magnetic Resonance in Medeson 10, 227, 1989) (RJOrdidge, A. Howseman, R. Coxon, R. Turner, B. Chapman, P. Glover , M. Stehling and P. Mansfield; Snapshot Imaging at 0.5T Using Echo-Planar Techniques, Magn. Reson. Med. 10, 227, 1989) "Time EPI of human brain function during task activation" (Magnetic Resonance in Medeson 25, 390, 1992) (Peter A. Bandettini, Eric C. Wong, R. Scott Hinks, Ronald S. Tikofsky and James S. Hyde; Time Course EPI of Human Brain Function during Task Activation, Magn. Reson. Med, 25, 390, 1992) "Generalized k-space analysis and correction of motion effects in MR imaging" (Magnetic Resonance in Medeson 30, 438, 1993) (M. Louis Lauzon, Brian K. Rutt; Generalized K-Space Analysis and Correction of Motion Effects in MR Imaging, Magn. Reson. Med. 30, 438, 1993)

上記従来技術は、信号計測時間が数１０ｍｓと非常に短いという特長を有するが、解像度、Ｓ／Ｎ比が従来の時間をかけて計測する方法を比較して劣化するという問題があった。このため機能画像を、従来法によって計測した解像度、Ｓ／Ｎ比の高い解剖学的画像と合成し、機能している領域を明確にするということが行われる。しかしながら、機能画像と解剖学的画像は異なる環境で計測されるので、画像合成時に位置の対応づけを正確に行うことが求められる。   The prior art has a feature that the signal measurement time is as short as several tens of ms. However, there is a problem that the resolution and the S / N ratio are deteriorated in comparison with the conventional method of measuring over time. For this reason, a functional image is synthesized with an anatomical image having a high resolution and S / N ratio measured by a conventional method to clarify a functioning region. However, since the functional image and the anatomical image are measured in different environments, it is required to accurately associate the positions at the time of image synthesis.

一方、選択励起する断面を変えながら隣接する複数の断面を計測し３次元画像を得るマルチスライス計測があるが、３次元領域において、例えば病変部周辺や血管走行に沿った領域等、高い解像度を要する部位が特定されている場合には、その必要とする領域のみを高い解像度で計測することは、計測の効率を高めることになる。しかし、従来のマルチスライス計測では信号は断面の全体からの信号が計測されるので、血管や所定の臓器についての３次元画像を得る場合には、計測された３次元画像データから画像処理によって所定の部分を選択して画像化する必要がある。   On the other hand, there is multi-slice measurement that obtains a three-dimensional image by measuring a plurality of adjacent cross-sections while changing the cross-section to be selectively excited. When the necessary part is specified, measuring only the necessary area with high resolution increases the measurement efficiency. However, in the conventional multi-slice measurement, since the signal is measured from the entire cross section, when obtaining a three-dimensional image of a blood vessel or a predetermined organ, predetermined processing is performed by image processing from the measured three-dimensional image data. It is necessary to select and image the part.

本発明はこのような従来の問題点に鑑みなされたもので、励起された断面から所望の小断面を選択してエコー信号を取得することが可能であるイメージング装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such a conventional problem, and an object of the present invention is to provide an imaging apparatus capable of acquiring an echo signal by selecting a desired small section from an excited section. .

本発明の目的を達成するために、本発明では、被検体の所望の断面を選択励起する第１の高周波磁場パルス（以下、ＲＦパルスという）の印加を含む第１の工程と、前記断面に含まれそれよりも領域の縮小された小断面を選択する第２のＲＦパルスおよび第３のＲＦパルスの印加を含み、エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加して小断面についてエコー信号を計測する第２の工程を含むパルスシーケンスを実施する。このパルスシーケンスを繰返して、隣接する複数の断面を計測するマルチスライス計測を採用し、その際小断面の選択領域を各スライス断面において異なるように、第２及び第３のＲＦパルスを設定し、任意形状の３次元データを取得する。 In order to achieve the object of the present invention, the present invention includes a first step including application of a first high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as an RF pulse) that selectively excites a desired section of a subject, Includes an application of a second RF pulse and a third RF pulse to select a small cross-section that is contained and smaller than that, and applies echo gradient and readout gradient magnetic fields to measure echo signals for the small cross-section you implement a pulse sequence including a second step of. Repeating this pulse sequence, adopting multi-slice measurement to measure a plurality of adjacent cross sections, setting the second and third RF pulses so that the selected area of the small cross section is different in each slice cross section, Get 3D data of arbitrary shape.

ここで第１のＲＦパルスは、所定周波数の搬送波をｓｉｎｃ関数で変調した波形を有し、第２及び第３のＲＦパルスは、中心周波数ωの搬送波をｓｉｎｃ関数、およびωに対して異なる周波数シフト成分△ωを周波数とする余弦波あるいは正弦波を用いて変調した波形を有するものを用いることができる。そして、第１のＲＦパルスによって選択励起された断面内にある小断面を、第２及び第３のＲＦパルスによって選択するに際し、その位置及び大きさは、第２及び第３のＲＦパルスにおける搬送波の中心周波数ωｃおよび周波数シフト成分△ωを変化させることにより選択することができる。 Here, the first RF pulse has a waveform obtained by modulating a carrier wave having a predetermined frequency with a sinc function, and the second and third RF pulses have a carrier wave having a center frequency ω and a frequency different from that of the sinc function. A wave having a waveform modulated using a cosine wave or a sine wave having a frequency of the shift component Δω can be used. Then, when a small cross section in the cross section selectively excited by the first RF pulse is selected by the second and third RF pulses, the position and the size thereof are the carrier waves in the second and third RF pulses. Can be selected by changing the center frequency ωc and the frequency shift component Δω.

本発明に係る方法では、第１の工程において第１のＲＦパルスによって計測したい断面を選択励起した後、第２の工程において第２および第３のＲＦパルスを印加し、励起された断面の内の一部（小断面）の磁化に影響を与えずに、その他の部分の磁化についてはエコー信号が観測されない方向に励起するので、小断面を選択でき、ここからのエコー信号を計測することができる。特に所定形状の２つのＲＦパルスを組合せ、それらＲＦパルスの中心周波数と周波数シフト成分を変化させることにより、小断面の位置、大きさを変化させることができるので、任意の小断面を選択でき、例えばマルチスライス計測の場合に任意形状の３次元データを取得できる。   In the method according to the present invention, after the section to be measured by the first RF pulse is selectively excited in the first step, the second and third RF pulses are applied in the second step, and the inside of the excited section is Without affecting the magnetization of one part (small cross section), the other part magnetization is excited in the direction in which no echo signal is observed, so the small cross section can be selected and the echo signal from here can be measured it can. In particular, by combining two RF pulses of a predetermined shape and changing the center frequency and frequency shift component of those RF pulses, the position and size of the small cross section can be changed, so any small cross section can be selected, For example, three-dimensional data having an arbitrary shape can be acquired in the case of multi-slice measurement.

すなわち、スライス毎にエコー信号を計測する小断面の領域を変化させることにより、所定の臓器や血管に合わせた任意形状の３次元画像を取得することができる。 That is, by changing the area of the small cross section where the echo signal is measured for each slice, it is possible to acquire a three-dimensional image having an arbitrary shape according to a predetermined organ or blood vessel.

以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。図５に、本発明を適用するＭＲＩ装置の構成の概略を示す。本装置は、静磁場を発生する静磁場発生磁石１と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部２と、ＲＦパルスの送信および信号の検出をするプローブ３と、傾斜磁場の電源４と、ＲＦパルスの送信及び受信をおこなう送受信機５と、計算機６から構成されている。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 5 shows an outline of the configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied. The apparatus includes a static magnetic field generating magnet 1 for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating unit 2 for generating a gradient magnetic field, a probe 3 for transmitting an RF pulse and detecting a signal, a power supply 4 for a gradient magnetic field, and an RF The transmitter / receiver 5 performs transmission and reception of pulses, and the computer 6.

静磁場発生磁石１は被検体７の周りに強く均一な垂直もしくは垂直方向の静磁場を発生させるもので、典型的には磁場強度０．１Ｔから４．７Ｔの磁場を発生する。磁石としては超伝導磁石や常伝導磁石、永久磁石が使用される。傾斜磁場発生部２は、静磁場の方向およびこれと直交する２方向に沿って、磁場の強度にそれぞれ傾斜をつけるための傾斜磁場を発生する３組のコイルを有している。これらの傾斜磁場をＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚと呼ぶ。   The static magnetic field generating magnet 1 generates a strong and uniform vertical or vertical static magnetic field around the subject 7, and typically generates a magnetic field having a magnetic field strength of 0.1T to 4.7T. A superconducting magnet, a normal conducting magnet, or a permanent magnet is used as the magnet. The gradient magnetic field generator 2 includes three sets of coils that generate gradient magnetic fields for inclining the magnetic field strength along the direction of the static magnetic field and two directions orthogonal thereto. These gradient magnetic fields are called Gx, Gy, and Gz.

プローブ３は送受信機５の出力により、周波数４ＭＨｚ〜２００ＭＨｚのＲＦパルスを発生するとともに、被検体７から発生する磁気共鳴信号を検出するもので、被検体７の撮影対象とする領域に移動させる。これらの傾斜磁場の制御またＲＦパルスの制御はパルスシーケンスに従って、計算機６を介して行われる。計算機６は、更に送受信機５が受信した信号を信号処理してフーリエ変換等の処理を行い画像を再構成する。尚、図ではプローブ３及び送受信機５はそれぞれＲＦパルスの送信と磁気共鳴信号の受信の両方を行う構成としたが、これらは送信用、受信用に別個のものを設けてもよい。   The probe 3 generates an RF pulse having a frequency of 4 MHz to 200 MHz according to the output of the transmitter / receiver 5 and detects a magnetic resonance signal generated from the subject 7, and is moved to the region to be imaged of the subject 7. These gradient magnetic field control and RF pulse control are performed via the computer 6 in accordance with a pulse sequence. The computer 6 further performs signal processing on the signal received by the transceiver 5 and performs processing such as Fourier transform to reconstruct an image. In the figure, the probe 3 and the transmitter / receiver 5 are configured to perform both transmission of RF pulses and reception of magnetic resonance signals, but these may be provided separately for transmission and reception.

次にこのようなＭＲＩ装置に適用された本発明のパルスシーケンスについて説明する。   Next, the pulse sequence of the present invention applied to such an MRI apparatus will be described.

図１は本発明の第１の実施例におけるパルスシーケンスを示す図で、ＲＦはＲＦパルスの印加パターンを、Ｇｚ、Ｇｙ、Ｇｘはそれぞれｚ方向、ｙ方向及びｘ方向の傾斜磁場の印加パターンを表す。本実施例においては、第１のＲＦパルス１１を印加し、１つのエコー信号１５を計測する第１の工程と、第２及び第３のＲＦパルス１７、１９を印加し、選択された小断面について複数のエコー信号２３を計測する第２の工程とからなり、第１の工程ではＲＦパルス１１と同時にスライス（断面）選択のための傾斜磁場Ｇｚ１２が印加され、更にｙ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙ１３及び信号読み出しのための傾斜磁場Ｇｘ１４が加えられる。このｙ方向の傾斜磁場Ｇｙ１３は、エコーの位相にｙ方向に沿った位置情報を付与するもので、位相エンコード傾斜磁場と呼ばれる。また傾斜磁場Ｇｘ１４は、印加を行いながらエコーの計測をするので、リードアウト傾斜磁場と呼ばれる。これら位相エンコード傾斜磁場１３及びリードアウト傾斜磁場１４によって変化したスピンの位相を戻すために、傾斜磁場１６及びリードアウト傾斜磁場１４の後半部分が加えられる。   FIG. 1 is a diagram showing a pulse sequence in the first embodiment of the present invention, where RF is an application pattern of RF pulses, Gz, Gy, and Gx are application patterns of gradient magnetic fields in the z direction, y direction, and x direction, respectively. Represent. In the present embodiment, the first RF pulse 11 is applied, the first step of measuring one echo signal 15, the second and third RF pulses 17 and 19 are applied, and the selected small cross section. In the first step, a gradient magnetic field Gz12 for selecting a slice (cross section) is applied simultaneously with the RF pulse 11, and the magnetic field strength is further inclined in the y direction. A gradient magnetic field Gy13 and a gradient magnetic field Gx14 for signal readout are added. This y-direction gradient magnetic field Gy13 gives positional information along the y-direction to the phase of the echo, and is called a phase encode gradient magnetic field. The gradient magnetic field Gx14 is called a readout gradient magnetic field because it measures echoes while being applied. In order to return the phase of the spin changed by the phase encoding gradient magnetic field 13 and the readout gradient magnetic field 14, the latter half of the gradient magnetic field 16 and the readout gradient magnetic field 14 is added.

ここでＲＦパルス１１は、共鳴周波数ωcの搬送波をｓｉｎｃ関数によって変調した波形であり、励起された信号強度の分布形状、すなわちスライスプロファイルとは、式（１）に示すようにフーリエ変換の関係にある。ｓｉｎｃ関数のフーリエ変換は矩形となるので、この場合スライスプロファイルは、ｚ方向に沿って矩形となる。

Figure 0003645896
（尚、式中ｆ（ｔ）はsinc関数を表す）
即ち、このＲＦパルス１１をｚ方向の傾斜磁場Ｇｚ１２と同時に印加することにより、ｚ軸方向に沿って被検体７の所定のスライスが選択され、そのスライス内のスピンが励起される。なお、ＲＦパルス１１のフリップ角は９０゜が一般的だが、これより小さいフリップ角（γ°）でも良い。 Here, the RF pulse 11 is a waveform obtained by modulating the carrier wave of the resonance frequency ω c by the sinc function, and the distribution shape of the excited signal intensity, that is, the slice profile is related to the Fourier transform as shown in the equation (1). It is in. Since the Fourier transform of the sinc function is rectangular, in this case, the slice profile is rectangular along the z direction.
Figure 0003645896
 (Where f (t) represents the sinc function)
That is, by applying the RF pulse 11 simultaneously with the gradient magnetic field Gz12 in the z direction, a predetermined slice of the subject 7 is selected along the z-axis direction, and spins in the slice are excited. Although the flip angle of the RF pulse 11 is generally 90 °, a smaller flip angle (γ °) may be used.

次の第２工程のＲＦパルス１７は、式（２）に示すように中心周波数ωaの搬送波をｓｉｎｃ関数及び周波数シフト成分△ωaを周波数とする余弦波を用いて変調した波形を有し、そのスライスプロファイルは、ωa＋△ωa或いはωa−△ωaを中心周波数とする２つの矩形プロファイルからなる。

Figure 0003645896
このＲＦパルス１７は、ｙ方向のスライス選択傾斜磁場Ｇｙ１８と同時に印加される。従ってＲＦパルス１７によって励起されるスライスプロファイルは、図２の３１に示すようにｙ方向に沿って２個のピークを持つ。 The RF pulse 17 in the next second step has a waveform obtained by modulating the carrier wave having the center frequency ω a using a cosine wave having the frequency of the sinc function and the frequency shift component Δω a as shown in the equation (2). The slice profile is composed of two rectangular profiles whose center frequency is ω a + Δω a or ω a −Δω a .
Figure 0003645896
 The RF pulse 17 is applied simultaneously with the slice selective gradient magnetic field Gy18 in the y direction. Therefore, the slice profile excited by the RF pulse 17 has two peaks along the y direction as indicated by 31 in FIG.

また、高周波磁場１９は、式（３）に示すように中心周波数ωbの搬送波をｓｉｎｃ関数及び周波数シフト成分△ωbを周波数とする余弦波を用いて変調した波形を有し、そのスライスプロファイルは、ωb＋△ωb或いはωb−△ωbを中心周波数とする２つの矩形プロファイルからなる。

Figure 0003645896
このＲＦパルス１９はｘ方向のスライス選択傾斜磁場Ｇｘ２０と同時に印加され、そのスライスプロファイルは図２の３０に示すようにｘ方向に沿って２個のピークを持つ。 The high frequency magnetic field 19 has a waveform obtained by modulating a carrier wave having a center frequency ω b with a sinc function and a cosine wave having a frequency shift component Δω b as a frequency, as shown in Expression (3), and a slice profile thereof. Consists of two rectangular profiles with ω b + Δω b or ω b −Δω b as the center frequency.
Figure 0003645896
 The RF pulse 19 is applied simultaneously with the slice selective gradient magnetic field Gx20 in the x direction, and the slice profile has two peaks along the x direction as indicated by 30 in FIG.

これらＲＦパルス１７、１９を連続して印加することにより、ＲＦパルス１１によって励起されたスライスのうち、特定の領域（小断面）の磁化のみが影響を受けないで、他の部分はエコー信号が計測されない状態に励起される。   By applying these RF pulses 17 and 19 continuously, only the magnetization of a specific region (small cross section) of the slice excited by the RF pulse 11 is not affected, and an echo signal is transmitted to other portions. Excited to a state that is not measured.

第２工程ではこのようにＲＦパルス１７、１９によって選択された領域についてエコー信号２３の計測が行われる。この計測は、ブリップ状の傾斜磁場Ｇｙ２１と短い間隔で極性が反転するリードアウト傾斜磁場Ｇｘ２２によって複数のエコーを発生させるマルチエコー計測であり、例えば３２〜１２８個のエコー信号を取得する。   In the second step, the echo signal 23 is measured for the region selected by the RF pulses 17 and 19 as described above. This measurement is a multi-echo measurement in which a plurality of echoes are generated by a blip-shaped gradient magnetic field Gy21 and a readout gradient magnetic field Gx22 whose polarity is inverted at short intervals. For example, 32 to 128 echo signals are acquired.

次に上記パルスシーケンスによる本実施例の動作を説明する。まず時刻Ｔａにおいて、ＲＦパルス１１と、ｚ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｚを１２に示すパルス状に印加して、図２に示すｚ軸に垂直なスライス面３２を励起する。ＲＦパルスを傾斜磁場を同時に印加することで、関心領域を選択的に励起することができる。次にＲＦパルス１１の印加後、ｘ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ１４をＴ時間印加し、振幅の極性を反転させて２Ｔ時間印加し、再び振幅の極性を反転させてＴ時間印加する。この間傾斜磁場Ｇｘ１４を印加して２Ｔ時間後、傾斜磁場Ｇｘの振幅と印加時間の積分値が０になるとエコー信号Ｓ１が発生するので、これを計測し計算機６に格納する。   Next, the operation of the present embodiment using the pulse sequence will be described. First, at time Ta, an RF pulse 11 and a gradient magnetic field Gz that inclines the magnetic field intensity in the z direction are applied in the form of pulses indicated by 12 to excite the slice plane 32 perpendicular to the z axis shown in FIG. A region of interest can be selectively excited by simultaneously applying a gradient magnetic field to the RF pulse. Next, after the RF pulse 11 is applied, a gradient magnetic field Gx14 that inclines the magnetic field strength in the x direction is applied for T time, the polarity of the amplitude is inverted and applied for 2T time, and the polarity of the amplitude is inverted again and applied for T time. . During this time, the gradient signal Gx14 is applied, and 2T time later, when the integral value of the gradient magnetic field Gx amplitude and the application time becomes 0, an echo signal S1 is generated, which is measured and stored in the computer 6.

このリードアウト傾斜磁場Ｇｘ１４とともに、位相エンコード（ｙ）方向の傾斜磁場Ｇｙ１３をｔ時間印加する。ここで、時間ｔは時間Ｔより短いものとする。エコー信号Ｓ１を計測した後、傾斜磁場Ｇｙの振幅と印加時間の積分値が０になるように、振幅の極性を反転させた傾斜磁場Ｇｙ１６をｔ時間印加する。これによりスピンの状態は、傾斜磁場Ｇｙ１３による位相の変化が相殺される。   Along with this readout gradient magnetic field Gx14, a gradient magnetic field Gy13 in the phase encode (y) direction is applied for t time. Here, the time t is assumed to be shorter than the time T. After measuring the echo signal S1, a gradient magnetic field Gy16 with the polarity of the amplitude reversed is applied for t time so that the integrated value of the amplitude of the gradient magnetic field Gy and the application time becomes zero. As a result, the change in phase due to the gradient magnetic field Gy13 is canceled out in the spin state.

次の第２の工程では時刻Ｔｂにおいてα°のフリップ角のＲＦパルス１７と、ｙ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｙ１８を同時に印加し、さらに時刻Ｔｃにおいてβ゜のフリップ角のＲＦパルス１９と、ｘ方向に磁場強度を傾斜させる傾斜磁場Ｇｘ２０を同時に印加する。この２つのＲＦパルス１７、１９及び傾斜磁場１８、２０は前述したように、それぞれｘ方向及びｙ方向に沿った２つの励起プロファイル３１、３０（図２）を与えるので、第１のＲＦパルス１１によって励起を受けたスライス面３２は、ＲＦパルス１７、１９による励起を受けない領域Ｅと、いずれか一方或いは両方の励起を受ける領域の９個の領域に区分される。   In the next second step, an RF pulse 17 with a flip angle of α ° at time Tb and a gradient magnetic field Gy18 that inclines the magnetic field strength in the y direction are simultaneously applied, and an RF pulse 19 with a flip angle of β ° at time Tc. And a gradient magnetic field Gx20 for inclining the magnetic field strength in the x direction is simultaneously applied. As described above, the two RF pulses 17 and 19 and the gradient magnetic fields 18 and 20 give two excitation profiles 31 and 30 (FIG. 2) along the x direction and the y direction, respectively. The slice surface 32 that has been excited by is divided into nine regions, ie, a region E that is not excited by the RF pulses 17 and 19, and a region that is subjected to one or both excitations.

例えば第１のＲＦパルス１１のフリップ角が９０°であるとすると、領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩの磁化はα゜＋β゜、領域ＤとＦの磁化はβ゜、領域ＢとＨの磁化はα゜の励起を受け、領域Ｅの磁化は９０゜励起されたままの状態にとどまる。ここでα、βの値を共に−９０゜とすると、領域ＢとＤとＦとＨにおける磁化のフリップ角は最初の０゜に戻され、領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩにおける磁化のフリップ角は−９０゜となるので、領域Ｅは隣接した領域ＢとＤとＦとＨから分離される。   For example, if the flip angle of the first RF pulse 11 is 90 °, the magnetization of the regions A, C, G and I is α ° + β °, the magnetization of the regions D and F is β °, and the magnetization of the regions B and H. Is excited by α °, and the magnetization of region E remains excited by 90 °. If the values of α and β are both −90 °, the magnetization flip angles in the regions B, D, F, and H are returned to the initial 0 °, and the magnetization flip angles in the regions A, C, G, and I are returned. Is −90 °, so that region E is separated from adjacent regions B, D, F, and H.

従って時刻Ｔｃ以降の傾斜磁場を、領域Ｅを視野とするような撮影条件で印加すれば、周辺からの信号の折り返しの影響を受けずに、領域Ｅのみを画像化することができる。なお領域Ａ、Ｃ、Ｇ及びＩはフリップ角が−９０゜の磁化が存在するので、これらの領域からの信号の混入が予想される場合には、ＲＦパルス１１とＲＦパルス１７、１９の位相をπ／２シフトさせ、領域ＡとＣとＧとＩの信号の位相と、領域Ｅの信号の位相との間に、π／２の位相差を設けることにより、両者の信号を分離することができる。   Therefore, if the gradient magnetic field after the time Tc is applied under imaging conditions such that the region E is the field of view, only the region E can be imaged without being affected by signal folding from the periphery. Since the regions A, C, G, and I have a magnetization with a flip angle of −90 °, the phase of the RF pulse 11 and the RF pulses 17 and 19 may be mixed when signals from these regions are expected to be mixed. Is shifted by π / 2, and a phase difference of π / 2 is provided between the phase of the signals in the regions A, C, G, and I and the phase of the signal in the region E, thereby separating the two signals. Can do.

また、式（２）、（３）及び図２から分るように、ＲＦパルス１７、１９のスライスプロファイルにおける２つのピークの中心位置と各ピークの中心位置は、搬送波の中心周波数ωa、ωb及び周波数シフト成分（搬送波に重畳される余弦波の中心周波数）△ωa、△ωbによって決るので、これらを変化させることにより、領域Ｅの位置および面積を任意に選択することができる。 As can be seen from the equations (2), (3) and FIG. 2, the center positions of the two peaks and the center position of each peak in the slice profile of the RF pulses 17 and 19 are the center frequencies ω a and ω of the carrier wave. Since it is determined by b and the frequency shift component (the center frequency of the cosine wave superimposed on the carrier wave) Δω a , Δω b , the position and area of the region E can be arbitrarily selected by changing these.

次にスライス面３２から選択された領域Ｅの信号を計測する。このためにＲＦパルス１９の印加後、リードアウト傾斜磁場Ｇｘ２２をＴ時間印加し、以後２Ｔ時間ごとに振幅の極性の反転を繰り返しながら印加を続ける。傾斜磁場Ｇｘ２２の振幅と印加時間の積分値が０となるごとにエコー２３が発生するので、これを計測し計算機６に格納する。この際、傾斜磁場Ｇｘの反転と同じタイミングで位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ２１を２Ｔ時間の間隔でｔ時間づつ印加する。ここで時間ｔは時間Ｔより短いものとし、エコー２３は１枚の画像を再構成するのに必要な数だけ計測する（ここではｊと仮定する）。   Next, the signal of the region E selected from the slice plane 32 is measured. For this purpose, after the application of the RF pulse 19, the readout gradient magnetic field Gx22 is applied for T time, and thereafter the application is continued while repeating the polarity inversion every 2T time. Every time the integral value of the gradient magnetic field Gx22 and the application time becomes zero, an echo 23 is generated, which is measured and stored in the computer 6. At this time, the phase encoding gradient magnetic field Gy21 is applied every t time at intervals of 2T at the same timing as the reversal of the gradient magnetic field Gx. Here, it is assumed that the time t is shorter than the time T, and the echoes 23 are measured as many times as necessary to reconstruct one image (here, j is assumed).

上記第１の工程及び第２の工程を、繰り返し時間ＴＲで傾斜磁場１３、１６を１エンコードステップ分ずつ変化させながら繰り返す。スライス面３２について画像を再構成するのに必要なエンコードステップ数をｋとすると、ｋ回のシーケンスの繰り返しに対して、１組のエコー列｛Ｓ１｝とｋ組のエコー列｛Ｓ２｝が得られる。最後に｛Ｓ１｝、｛Ｓ２｝を別々に像再構成することにより、｛Ｓ１｝からスライス面３２の画像が得られ、｛Ｓ２｝からＴＲ間隔で連続したｋ枚の領域Ｅの画像が得られる。即ち、｛Ｓ１｝から高分解能の解剖学的画像を、また｛Ｓ２｝から高時間分解能の機能画像を得ることができる。   The first step and the second step are repeated while changing the gradient magnetic fields 13 and 16 by one encoding step at a repetition time TR. Assuming that the number of encoding steps necessary to reconstruct an image for the slice plane 32 is k, one set of echo sequences {S1} and k sets of echo sequences {S2} are obtained for k sequence repetitions. It is done. Finally, by separately reconstructing {S1} and {S2}, an image of the slice plane 32 is obtained from {S1}, and images of k regions E continuous at TR intervals are obtained from {S2}. It is done. That is, a high-resolution anatomical image can be obtained from {S1}, and a high-time resolution functional image can be obtained from {S2}.

以上の実施例では、パルスシーケンスの繰り返しにつき第１の工程で１個のエコー信号１５と、第２の工程で１枚の画像を再構成するのに必要な数（ｊ）のエコー信号２３を計測したが、各工程において計測されるエコーの数がこれに限定されるものではなく任意に設定できる。一般に信号取得時間と画像のＳ／Ｎ比はトレードオフの関係にあるため、１回の計測で１枚の画像が形成できる領域Ｅの画像は高速撮影ではあるが、スライス面３２の画像と比較してＳ／Ｎ比が劣る。従って、領域Ｅの画像についてもＳ／Ｎ比を向上させるためには、複数回の計測の繰り返しによって画像に必要な数のエコー信号を計測するようにしてもよい。また、第１の工程についても１回の計測で複数のエコー信号を計測するようにしてもよい。更には、第２の工程をシングルエコー計測とし、第１の工程で２以上のエコーを計測することも可能である。   In the above embodiment, one echo signal 15 in the first step and the number (j) of echo signals 23 necessary to reconstruct one image in the second step are obtained for the repetition of the pulse sequence. Although measured, the number of echoes measured in each step is not limited to this and can be arbitrarily set. In general, since the signal acquisition time and the S / N ratio of the image are in a trade-off relationship, the image of the region E in which one image can be formed by one measurement is high-speed shooting, but is compared with the image of the slice plane 32. S / N ratio is inferior. Accordingly, in order to improve the S / N ratio of the image in the region E, the number of echo signals necessary for the image may be measured by repeating a plurality of measurements. Moreover, you may make it measure a several echo signal by 1 measurement also about a 1st process. Furthermore, it is possible to measure the second step as a single echo measurement and measure two or more echoes in the first step.

本発明の第２の実施例として、信号取得時間とＳ／Ｎ比の関係を中和させるために、第１の工程と第２の工程におけるエコー信号の計測の比率を変化させた場合を図３に示す。   As a second embodiment of the present invention, a case where the ratio of echo signal measurement in the first step and the second step is changed in order to neutralize the relationship between the signal acquisition time and the S / N ratio is shown in FIG. 3 shows.

図３に示すパルスシーケンスでは、第１のＲＦパルス５１、第２及び第３のＲＦパルス５８、６０はそれぞれ図１のＲＦパルスと同様であり、それらと同時に印加される傾斜磁場５２、５９、６０の同様であるので説明を省略する。この実施例においても第１の工程で位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ５３、５７が印加されるが、この場合の傾斜磁場印加量（強度）はその間にブリップ状に印加される位相エンコード傾斜磁場５４との関係で決められ、位相エンコード数は図１の実施例よりも少なくてよい。第１の工程では、複数（ｍ個）のエコー信号５６を計測するために極性の反転を繰り返すリードアウト傾斜磁場Ｇｘ５５が加えられる。第２の工程でも第１の工程と同様に位相エンコード傾斜磁場６２、６６が加えられ、複数のエコー信号６５が計測される。   In the pulse sequence shown in FIG. 3, the first RF pulse 51, the second and third RF pulses 58, 60 are the same as the RF pulses in FIG. 1, respectively, and gradient magnetic fields 52, 59, Since this is the same as 60, description thereof is omitted. Also in this embodiment, the phase encode gradient magnetic fields Gy53 and 57 are applied in the first step. In this case, the gradient magnetic field application amount (intensity) is related to the phase encode gradient magnetic field 54 applied in a blip shape therebetween. The number of phase encodings may be smaller than in the embodiment of FIG. In the first step, a readout gradient magnetic field Gx55 that repeats reversal of polarity is applied to measure a plurality (m) of echo signals 56. Also in the second step, the phase encoding gradient magnetic fields 62 and 66 are applied as in the first step, and a plurality of echo signals 65 are measured.

このようなパルスシーケンスでは、まずＲＦパルス５１によってスライス面３２を励起して信号を計測し、ＲＦパルス５８、６０によってスライス面３２から領域Ｅを選択するところは、第１の実施例と同様であるが、リードアウト傾斜磁場Ｇｘ５５を、２Ｔごとに振幅の極性を反転させながら印加し、ｍ個のエコー５６を計測する。この時、同時に位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ５４を２Ｔ時間毎に１エンコードステップ分ずつ印加し、最後にリフェイズのための傾斜磁場５７を印加する。ここで、エンコード傾斜磁場５３、５７の傾斜磁場印加量は、シーケンスの繰り返しごとに、各エコーの受けるエンコード傾斜磁場の量が異なるように変化させるのであるが、傾斜磁場Ｇｙ５７の印加量は、傾斜磁場Ｇｙ５３、５４及び５７の振幅と印加時間の積分値が０となるように決められる。   In such a pulse sequence, first, the signal is measured by exciting the slice surface 32 with the RF pulse 51, and the region E is selected from the slice surface 32 with the RF pulses 58 and 60, as in the first embodiment. However, the readout gradient magnetic field Gx55 is applied while inverting the polarity of the amplitude every 2T, and m echoes 56 are measured. At this time, the phase encode gradient magnetic field Gy54 is applied for one encode step every 2T time, and finally the gradient magnetic field 57 for rephase is applied. Here, the gradient magnetic field application amount of the encode gradient magnetic fields 53 and 57 is changed so that the amount of the encode gradient magnetic field received by each echo is different every time the sequence is repeated. The integrated values of the amplitudes and application times of the magnetic fields Gy53, 54 and 57 are determined to be zero.

次に第２の工程で高周波磁場５８と６０の印加後、傾斜磁場Ｇｘ６４を２Ｔ時間ごとに振幅の極性を反転させながら印加し、ｎ個のエコー６５を計測する。同時に、位相エンコード傾斜磁場Ｇｙ６３を、２Ｔ時間毎に１エンコードステップ分ずつ印加する。最後に位相エンコード傾斜磁場６６が印加されるが、この傾斜磁場６６の印加量は、傾斜磁場Ｇｙ６２、６３及び６６の振幅と印加時間の積分値が０となるように印加する。   Next, after applying the high frequency magnetic fields 58 and 60 in the second step, the gradient magnetic field Gx64 is applied while inverting the polarity of the amplitude every 2T time, and n echoes 65 are measured. At the same time, the phase encode gradient magnetic field Gy63 is applied by one encode step every 2T time. Finally, the phase encode gradient magnetic field 66 is applied. The gradient magnetic field 66 is applied in such an amount that the integrated value of the amplitude and application time of the gradient magnetic fields Gy62, 63 and 66 becomes zero.

以上のシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場５３、５７、６２及び６６の強度を変えながら繰り返し、画像に必要な数の信号を取得する。   The above sequence is repeated while changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic fields 53, 57, 62, and 66, and the number of signals necessary for the image is acquired.

以上のパルスシーケンスでは１回の計測につき、第１の工程ではｍ個、第２の工程ではｎ個のエコーが得られる。従って、本実施例は、図１の実施例と比較して信号Ｓ１の信号取得の効率はｍ倍となるが、信号Ｓ２の信号取得の効率はｎ／ｊ倍となる。   In the above pulse sequence, m echoes are obtained in the first step and n echoes are obtained in the second step per measurement. Therefore, in this embodiment, the signal acquisition efficiency of the signal S1 is m times that of the embodiment of FIG. 1, but the signal acquisition efficiency of the signal S2 is n / j times.

以上の図１及び図３の実施例では、エコー信号Ｓ１、Ｓ２ともに像再構成に必要な数のエコーを全て計測する場合について説明したが、全てのエコーがなくても画像が像再構成可能な方法を本発明の方法に適用し、計測するエコー数を短縮することも有効であることは明らかである。このような方法としては、ｋ空間にエルミット対称性が存在することを利用したハーフフェイズ・エンコーディング法や、ダイナミックイメージ（機能画像）についてはｋ空間における比較的低周波数領域の信号を計測し、その他の部分の画像データは既にある解剖学的画像データを利用する方法等があり、例えば「共役によるＭＲイメージング時間の半減：３．５ＫＧにおけるデモンストレーション」（ラジオロジー161、527、1986年）（D.A.Feinberg, J.D.Hale, J.C.Watts, L. Kaufman and A. Mark; Halving MR Imaging Time by Conjugation : Demonstration at 3.5KG, Radiology, 161, 527, 1986）或いは「コントラスト剤投与に次ぐダイナミック連続イメージにおいて時間分解能を改善するための複合ｋ空間ウィンド（キーホールテクニック）」（ＳＭＲＭ 第１１回年会、ワーク−イン−プログレス、４２３６、１９９２年）（M.E.Brummer, W.T.Dixon, B.Gerety, H.Tuithof; Composite k-Space Windows (Keyhole Techniques) To Improve Temporal Resolution in a Dynamic Series of Images Following Contrast Administration, SMRM 11th Anuual Meeting, Work in Progress, 4236, 1992）に述べられている。   In the embodiment of FIGS. 1 and 3 described above, a case has been described in which the echo signals S1 and S2 both measure the number of echoes necessary for image reconstruction, but an image can be reconstructed without all echoes. It is obvious that it is also effective to apply this method to the method of the present invention and reduce the number of echoes to be measured. Examples of such methods include half-phase encoding using the presence of Hermitian symmetry in k-space, and for dynamic images (functional images), measuring signals in a relatively low frequency region in k-space. For example, there is a method using existing anatomical image data. For example, “Half-time MR imaging time by conjugation: Demonstration at 3.5 KG” (Radiology 161, 527, 1986) (DAFeinberg , JDHale, JCWatts, L. Kaufman and A. Mark; Halving MR Imaging Time by Conjugation: Demonstration at 3.5KG, Radiology, 161, 527, 1986) or “Improving temporal resolution in dynamic continuous images following contrast agent administration Composite k-space window (keyhole technique) ”(SMRM 11th Annual Meeting, Work-in Progress, 4236, 1992) (MEBrummer, WTDixon, B.Gerety, H.Tuithof; Composite k-Space Windows (Keyhole Techniques) To Improve Temporal Resolution in a Dynamic Series of Images Following Contrast Administration, SMRM 11th Anuual Meeting, Work in Progress, 4236, 1992).

次に本発明の第３の実施例として、本発明の方法をマルチスライス計測を採用した３次元計測に適用した場合について説明する。この実施例では図４に示すように、ｚ方向に沿って走行する血管部周辺を高い時間分解能で計測することを可能とする。   Next, as a third embodiment of the present invention, a case where the method of the present invention is applied to three-dimensional measurement employing multi-slice measurement will be described. In this embodiment, as shown in FIG. 4, it is possible to measure the vicinity of the blood vessel portion running along the z direction with high time resolution.

第３の実施例におけるパルスシーケンスは、図１のパルスシーケンスと同様であるが、この場合第１の工程では傾斜磁場Ｇｙ１３、１６及び傾斜磁場Ｇｘ１４の印加を省略し、エコーＳ１の計測を行わなくてもよい。即ち、まずＲＦパルス１１及びスライス選択傾斜磁場１２によってスライス面を励起し、続いてＲＦパルス１７と１９によってスライス面内の特定の領域（視野）を選択する。次にエンコード傾斜磁場Ｇｙ２１及び極性が反転するリードアウト傾斜磁場２２を印加し複数のエコーＳ２を計測する。このようなシーケンスを、ＲＦパルス１１の搬送波の周波数を変化させて、スライス位置をｚ方向にシフトさせてマルチスライス計測を行う。   The pulse sequence in the third embodiment is the same as the pulse sequence of FIG. 1, but in this case, the application of the gradient magnetic fields Gy13 and 16 and the gradient magnetic field Gx14 is omitted in the first step, and the echo S1 is not measured. May be. That is, the slice plane is first excited by the RF pulse 11 and the slice selective gradient magnetic field 12, and then a specific region (field of view) in the slice plane is selected by the RF pulses 17 and 19. Next, an encode gradient magnetic field Gy21 and a readout gradient magnetic field 22 whose polarity is reversed are applied to measure a plurality of echoes S2. In such a sequence, multi-slice measurement is performed by changing the frequency of the carrier wave of the RF pulse 11 and shifting the slice position in the z direction.

ここで図４に示すように、最初のスライス位置ＳＬ１において血管部４１が位置ｐ１を通過するならば、ｐ１を中心とした領域を選択するようにＲＦパルス１７及び１９を照射する。ＲＦパルス１７及び１９によって領域の位置及び面積を決定することは既に述べた通りである。そして次のスライス位置ＳＬ２において血管部４１が位置ｐ２を通過するならば、今度はｐ２を中心とした領域選択するように高周波磁場１７及び１９を照射する。このようにして得られた画像をつなぎ合わせることにより、血管部周辺のみの３次元画像が得られる。   Here, as shown in FIG. 4, if the blood vessel portion 41 passes through the position p1 at the first slice position SL1, the RF pulses 17 and 19 are irradiated so as to select an area centered on p1. As described above, the position and area of the region are determined by the RF pulses 17 and 19. If the blood vessel portion 41 passes through the position p2 at the next slice position SL2, the high-frequency magnetic fields 17 and 19 are irradiated so as to select an area around p2. By connecting the images obtained in this way, a three-dimensional image only around the blood vessel part is obtained.

尚、血管部４１の位置は、予め従来の３次元計測を行うことにより、およその位置を知ることができ、この情報に基づき本発明の計測を実施する。さらに、本発明のイメージング方法により得られた高分解能画像と従来の３次元計測によって得られた画像との重ね合わせが有効であることは明らかである。   The position of the blood vessel portion 41 can be known in advance by performing conventional three-dimensional measurement in advance, and the measurement of the present invention is performed based on this information. Furthermore, it is clear that superposition of a high resolution image obtained by the imaging method of the present invention and an image obtained by conventional three-dimensional measurement is effective.

以上説明した図１及び図３のパルスシーケンスは、説明のために代表的なシーケンスを示したものであり、細部は変更することができる。例えば、エコー信号の計測のために印加される傾斜磁場２２、５５、６４は振幅の極性が反転する矩形波を示したが、正弦波であってもよく、またブリップ状の傾斜磁場２１、５４、６３は、ＤＣであってもよい。   The pulse sequences shown in FIGS. 1 and 3 described above are representative sequences for explanation, and the details can be changed. For example, the gradient magnetic fields 22, 55, and 64 applied for the measurement of the echo signal are rectangular waves whose amplitudes are reversed, but may be sine waves, or the blip-shaped gradient magnetic fields 21, 54. , 63 may be DC.

更に本発明では第１の工程で単一のＲＦパルス１１、５１のみを印加しているが、静磁場の不均一によるスピンの位相分散を補正するために１８０゜パルスを加えてもよい。   Furthermore, in the present invention, only the single RF pulses 11 and 51 are applied in the first step, but a 180 ° pulse may be added to correct the spin phase dispersion due to the non-uniformity of the static magnetic field.

以上、詳細に説明した如く本発明のＭＲイメージング方法によれば、第１のＲＦパルスによって計測したい所望の断面を選択励起し、更に第２及び第３のＲＦパルスによって励起された断面のうちの狭い領域を選択してエコー信号を計測するようにしたので、最初に励起された断面において注目したい領域の小規模計測が可能となる。また第１のＲＦパルスによる励起後にもエコー信号を得ることにより、励起された断面全体についての画像データと、後に選択された小断面についての画像データを同時に得ることができる。特に高解像度の解剖学的画像と時間分解能の高い機能画像とを同時に計測することが可能である。これにより、２つの画像の計測環境差なく、重ね合わせ等の処理が可能である。   As described above in detail, according to the MR imaging method of the present invention, a desired cross section to be measured by the first RF pulse is selectively excited, and further, of the cross sections excited by the second and third RF pulses. Since the echo signal is measured by selecting a narrow region, it is possible to perform a small-scale measurement of a region to be noticed in the first excited section. Further, by obtaining an echo signal even after excitation by the first RF pulse, it is possible to simultaneously obtain image data for the entire excited section and image data for a small section selected later. In particular, it is possible to simultaneously measure a high-resolution anatomical image and a functional image with high temporal resolution. As a result, it is possible to perform processing such as superposition without any difference in measurement environment between the two images.

また本発明のＭＲイメージング法によれば、各スライスについて計測を行うマルチスライスを適用することにより、３次元領域のうち任意の部位に沿った画像を効率よく計測することができる。   Further, according to the MR imaging method of the present invention, an image along an arbitrary part of a three-dimensional region can be efficiently measured by applying a multi-slice that performs measurement for each slice.

本発明の第１および第３の実施例のパルスシーケンスを示す図。The figure which shows the pulse sequence of the 1st and 3rd Example of this invention. 本発明による小断面の選択を説明するための断面の模式図。The schematic diagram of the cross section for demonstrating selection of the small cross section by this invention. 本発明の第２の実施例のパルスシーケンスを示す図。The figure which shows the pulse sequence of 2nd Example of this invention. 本発明を適用する３次元物体の模式図。The schematic diagram of the three-dimensional object to which this invention is applied. 本発明を適用する装置の概略構成を示す図。The figure which shows schematic structure of the apparatus to which this invention is applied.

符号の説明Explanation of symbols

１１、５１・・・・・・第１のＲＦパルス
１２、５２・・・・・・スライス選択性傾斜磁場
１３、２１、５３、５４、６２、６３・・・・・・エンコード傾斜磁場
１４、２２、５５、６４・・・・・・リードアウト傾斜磁場
１５、２３、５６、６５・・・・・・エコー信号
11, 51... First RF pulse 12, 52... Slice selective gradient magnetic field 13, 21, 53, 54, 62, 63. 22, 55, 64... Readout gradient magnetic field 15, 23, 56, 65... Echo signal

Claims (3)

静磁場内に置かれた被検体に複数の高周波磁場パルスと複数の傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで印加する手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し前記被検体の組織の断層画像を得る手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、  Means for applying a plurality of high-frequency magnetic field pulses and a plurality of gradient magnetic fields in a predetermined pulse sequence to a subject placed in a static magnetic field; detecting a magnetic resonance signal generated from the subject; In a magnetic resonance imaging apparatus comprising means for obtaining an image,
前記パルスシーケンスは、前記被検体の所望の断面を選択励起する第１の高周波磁場パルスの印加を含む第１の工程と、前記断面に含まれ前記断面よりも領域の縮小された小断面を選択する第２の高周波磁場パルスおよび第３の高周波磁場パルスの印加して、前記小断面についてエコー信号を計測する第２の工程を含み、  The pulse sequence includes a first step including application of a first high-frequency magnetic field pulse for selectively exciting a desired cross section of the subject, and a small cross section included in the cross section and having a region smaller than the cross section. Applying a second high-frequency magnetic field pulse and a third high-frequency magnetic field pulse to measure an echo signal for the small cross section,
前記パルスシーケンスを繰り返して、隣接する複数の断面を計測し、その際前記小断面の選択領域を各スライス断面において異なるように、前記第２及び第３の高周波磁場パルスを設定し、任意形状の３次元データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。  The pulse sequence is repeated to measure a plurality of adjacent cross-sections, and the second and third high-frequency magnetic field pulses are set so that the selected area of the small cross-section is different in each slice cross-section, A magnetic resonance imaging apparatus characterized by acquiring three-dimensional data. 静磁場内に置かれた被検体に複数の高周波磁場パルスと複数の傾斜磁場を所定のパルスシーケンスで印加する手段と、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出し前記被検体の組織の断層画像を得る手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、  Means for applying a plurality of high-frequency magnetic field pulses and a plurality of gradient magnetic fields in a predetermined pulse sequence to a subject placed in a static magnetic field; detecting a magnetic resonance signal generated from the subject; In a magnetic resonance imaging apparatus comprising means for obtaining an image,
前記パルスシーケンスは、前記被検体の所望の断面を選択励起する第１の高周波磁場パルスの印加を含む第１の工程と、前記断面に含まれ前記断面よりも領域の縮小された小断面を選択する第２の高周波磁場パルスおよび第３の高周波磁場パルスの印加を含み、エンコード傾斜磁場およびリードアウト傾斜磁場を印加して前記小断面についてエコー信号を計測する第２の工程を含み、  The pulse sequence includes a first step including application of a first high-frequency magnetic field pulse for selectively exciting a desired cross section of the subject, and a small cross section included in the cross section and having a region smaller than the cross section. A second step of measuring an echo signal for the small cross section by applying an encode gradient magnetic field and a readout gradient magnetic field, including applying a second high frequency magnetic field pulse and a third high frequency magnetic field pulse,
前記第１の高周波磁場パルスは、所定周波数の搬送波をｓｉｎｃ関数で変調した波形を有し、前記第２および第３の高周波磁場パルスは、それぞれ中心周波数ωの搬送波をｓｉｎｃ関数、およびωに対して異なる周波数シフト成分Δωを周波数とする余弦波あるいは正弦波を用いて変調した波形を有し、前記小断面の位置及び大きさは、前記第２および第３の高周波磁場パルスにおける搬送波の中心周波数ωおよび周波数シフト成分Δωを変化させることにより選択され、  The first high-frequency magnetic field pulse has a waveform obtained by modulating a carrier wave having a predetermined frequency with a sinc function, and the second and third high-frequency magnetic field pulses have a carrier wave having a center frequency ω with respect to the sinc function and ω, respectively. Each having a waveform modulated using a cosine wave or a sine wave having different frequency shift components Δω as frequencies, and the position and size of the small cross section are the center frequencies of the carrier waves in the second and third high-frequency magnetic field pulses. selected by changing ω and the frequency shift component Δω,
前記パルスシーケンスを繰り返して、隣接する複数の断面を計測し、その際前記小断面の選択領域を各スライス断面において異なるように、前記第２及び第３の高周波磁場パルスにおける搬送波の中心周波数ω及び周波数シフト成分Δωの大きさを変化させ、任意形状の３次元データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。  The pulse sequence is repeated to measure a plurality of adjacent cross-sections, and the carrier frequency in the second and third high-frequency magnetic field pulses is set so that the selected area of the small cross-section is different in each slice cross-section. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the magnitude of the frequency shift component Δω is changed to acquire three-dimensional data having an arbitrary shape. 請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記小断面についてのエコー信号から得られた画像データを、前記隣接する複数の断面ごとを３次元的につなぎ合わせて表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。  3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein image data obtained from an echo signal for the small cross section is displayed by connecting the plurality of adjacent cross sections three-dimensionally. Magnetic resonance imaging device.
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