JPH0280034A - Magnetic resonance imaging method - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
この発明は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）や電子スピン共鳴（
ＥＳＲ）等を用いて断層像を得る磁気共鳴映像法に関し
、特に被検体の動きによるアーチファクトを抑制して、
動きのある部分の映像化を可能にした磁気共鳴映像法に
関するものである。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] This invention is applicable to nuclear magnetic resonance (NMR) and electron spin resonance (
Regarding magnetic resonance imaging, which obtains tomographic images using ESR), etc., it is especially important to suppress artifacts caused by the movement of the subject.
This relates to magnetic resonance imaging, which makes it possible to visualize moving parts.
［従来の技術］
第３図は一般的な磁気共鳴装置を示すブロック図であり
、図において、人体などの被検体（１）は、Ｚ軸方向の
静磁場を発生する静磁場発生装置（２）内に診察台（３
）を介して配置されている。[Prior Art] FIG. 3 is a block diagram showing a general magnetic resonance apparatus. In the figure, a subject (1) such as a human body is connected to a static magnetic field generator (2) that generates a static magnetic field in the Z-axis direction. ) has an examination table (3
) is located through.
被検体（１）に対してＲＦ（高周波磁場）パルスＡ等の
高周波エネルギを印加し且つ被検体（１）からのＮＭＲ
信号信号基信する高周波コイル（４）は、整合装置（５
）及び送受切換装置（６）を介して送信機（７）及び受
信機（８）に接続されている。High frequency energy such as RF (high frequency magnetic field) pulse A is applied to the object (1) and NMR from the object (1) is detected.
The high frequency coil (4) that receives the signal signal is connected to the matching device (5).
) and a transmitter/receiver switching device (6) to a transmitter (7) and a receiver (8).
被検体（１）に対して直交３軸（Ｘ、Ｙ及びＺ軸）方向
の傾斜磁場ＧＲ，ＧＰ及びＧＳを印加する各傾斜磁場コ
イル（９）、（１１）及び（１３）は、コイル駆動用の
各傾斜磁場電源（１０）、（１２）及び（１４）に接続
されている。The gradient magnetic field coils (9), (11), and (13) that apply gradient magnetic fields GR, GP, and GS in three orthogonal axes (X, Y, and Z axes) to the subject (1) are coil driven. It is connected to each gradient magnetic field power supply (10), (12), and (14) for use.
シーケンス制御装置（１５）は、診察台（３）、送信機
（７）、受信機（８）、各傾斜磁場電源（１０）、（１
２）及び（１４）等に接続されており、装置全体を所定
のシーケンスで制御するようになっている。The sequence control device (15) includes an examination table (3), a transmitter (7), a receiver (8), each gradient magnetic field power source (10), (1
2) and (14), etc., and the entire device is controlled in a predetermined sequence.
画像構成用制御データの生成、ＮＭＲ信号の処理、並び
に画像構成処理を行なう計算機（１６）は、受信機（８
）及びシーケンス制御装置（１５）に接続されている。A computer (16) that generates control data for image configuration, processes NMR signals, and performs image configuration processing is connected to a receiver (8).
) and a sequence control device (15).
又、計算機（１６）には、画像構成に必要なパラメータ
等を入力するための操作卓（１７）が接続され、操作卓
（１７）には断層像表示用の画像表示装置（１８）が接
続されている。Further, an operation console (17) for inputting parameters necessary for image configuration is connected to the computer (16), and an image display device (18) for displaying tomographic images is connected to the operation console (17). has been done.
次に、第４図のパルスシーケンス図を参照しながら、ス
ピンエコー法を用いた場合の従来の磁気共鳴映像法につ
いて説明する。ここでは、ＲＦパルス＾１は９０′″パ
ルス、ＲＦパルス＾２は１８０°パルス、ＮＭＲ信号信
号基ピンエコー信号、Ｘ軸方向の傾斜磁場ＧＲは周波数
エンコード用の信号読み出し磁場、Ｙ軸方向の傾斜磁場
ｃｐは位相エンコード磁場、Ｚ軸方向の傾斜磁場ｃＳは
断層面指定用のスライス磁場であり、ＮＭＲ信号信号基
づいて２次元フーリエ変換法°により画像構成する場合
を示す。Next, a conventional magnetic resonance imaging method using a spin echo method will be described with reference to the pulse sequence diagram of FIG. 4. Here, RF pulse ^1 is a 90'' pulse, RF pulse ^2 is a 180° pulse, an NMR signal base pin echo signal, a gradient magnetic field in the X-axis direction GR is a signal readout magnetic field for frequency encoding, and a gradient in the Y-axis direction. The magnetic field cp is a phase encoding magnetic field, and the gradient magnetic field cS in the Z-axis direction is a slicing magnetic field for specifying a tomographic plane, and the case is shown in which an image is constructed by a two-dimensional Fourier transform method based on an NMR signal.
まず、被検体（１）を静磁場発生装置（２）、高周波コ
イル（４）、各傾斜磁場コイル（９）、（１１）及び（
１３）内に挿入し、高周波コイル（４）及びＺ軸傾斜磁
場コイル（１３）を駆動してＲＦパルス＾１及びスライ
ス磁場Ｇｓｌを被検体（１）に同時に印加する。この結
果、被検体（１）内の所望の断層面内の核スピンにエネ
ルギが供給され、ＲＦパルス＾１の中心位置（ピーク時
点）から核スピンの位相が乱され始める。First, the subject (1) is connected to the static magnetic field generator (2), the high frequency coil (4), each gradient magnetic field coil (9), (11) and (
13) and drive the high frequency coil (4) and Z-axis gradient magnetic field coil (13) to simultaneously apply the RF pulse ^1 and the slice magnetic field Gsl to the subject (1). As a result, energy is supplied to nuclear spins within a desired cross-sectional plane within the subject (1), and the phase of the nuclear spins begins to be disturbed from the center position (peak time) of the RF pulse ^1.
次に、Ｘ軸傾斜磁場コイル（９）及びＹ軸傾斜磁場コイ
ル（１１）を駆動して信号読み出し磁場ＧＲＩ及び位相
エンコード磁場ＧＰを印加し、再び、ＲＦパルス八へ及
びスライス磁場Ｇｓ２を印加する。このとき、スライス
磁場ＧＳＩを印加したときのスライス（Ｚ軸）方向のス
ピンを揃えるため、スライス磁場ＧＳ２の中心位置はＲ
Ｆパルス＾２の中心位置からずらされている。Next, the X-axis gradient magnetic field coil (9) and the Y-axis gradient magnetic field coil (11) are driven to apply the signal readout magnetic field GRI and the phase encode magnetic field GP, and again to RF pulse 8 and the slice magnetic field Gs2 is applied. . At this time, in order to align the spins in the slice (Z-axis) direction when the slice magnetic field GSI is applied, the center position of the slice magnetic field GS2 is R.
It is shifted from the center position of F pulse ^2.
その後、ＧＲＩと同極性の信号読み出し磁場ＧＲ２を印
加しながらＮＭＲ信号信号基信し、このＮＭＲ信号信号
基算機（１６）内に取り込む、このとき、信号読み出し
磁場ＧＲ２のパルス面積がＧＲＩのパルス面積と一致し
た時点、即ち、ＲＦパルス＾１の中心位置からエコー時
間ＴＥだけ経過した時点がＮＭＲ信号信号基心位置（ピ
ーク値）となる、従って、ＮＭＲ信号信号基−ク値とな
るタイミングは、ＲＦパルス＾１及び信号読み出し磁場
ＧＲ２の印加タイミングに依存する。又、ＮＭＲ信号信
号基−タは、信号読み出し磁場ＧＲ２の印加中に所定数
のサンプリング点により収集される。Thereafter, the NMR signal is read while applying a signal readout magnetic field GR2 of the same polarity as GRI, and taken into the NMR signal signal calculator (16). At this time, the pulse area of the signal readout magnetic field GR2 is equal to the pulse of GRI. The time when the area coincides with the area, that is, the time when the echo time TE has elapsed from the center position of the RF pulse ^1 becomes the NMR signal signal base position (peak value). Therefore, the timing at which the NMR signal signal becomes the base value is , depends on the application timing of the RF pulse ^1 and the signal readout magnetic field GR2. Also, the NMR signal signal source is collected at a predetermined number of sampling points during the application of the signal readout magnetic field GR2.
以上のシーケンスは、位相エンコード磁場ＧＰのパルス
面積により決定する位相エンコード量Ｋｉを所定のピッ
チ（破線参照）で変化させながら、所定画素数Ｎ（例え
ば、２５Ｂ）に対応する回数だけ繰り返される０例えば
、断層像の画素数がＮＸＮの場合、１回のＮＭＲ信号信
号基するサンプリング点はＮ個以上であり、又、ＮＭＲ
信号信号基号収集回数はＮ回である。そして、計算機（
１６）は、ＮＭＲ信号信号基ルス列を２次元フーリエ変
換して所望のマトリックスサイズＮＸＮの断層像を再構
成し、画像表示装置（１８）に表示する。The above sequence is repeated a number of times corresponding to a predetermined number of pixels N (for example, 25B) while changing the phase encode amount Ki determined by the pulse area of the phase encode magnetic field GP at a predetermined pitch (see broken line). , when the number of pixels of a tomographic image is NXN, the number of sampling points based on one NMR signal is N or more, and the NMR
The number of times the signal signal base code is collected is N times. And the calculator (
16) performs two-dimensional Fourier transform on the NMR signal signal base sequence to reconstruct a tomographic image of a desired matrix size NXN, and displays it on the image display device (18).
尚、ここでは、信号読み出し磁場ＧＲＩをＲＦパルス＾
ｌと＾２との間に印加したが、信号読み出し磁場ＧＲ２
の直前に逆極性で印加してもよい、又、スライス磁場Ｇ
Ｓ２及びＲＦパルス＾２の中心位置を一致させて、スラ
イス方向のスピンを揃えるためのスライス磁場をスライ
ス磁場Ｇｓｌの印加直後に逆極性で印加してもよい。In addition, here, the signal readout magnetic field GRI is an RF pulse ^
Although applied between l and ^2, the signal readout magnetic field GR2
It may be applied with opposite polarity immediately before the slicing magnetic field G
A slicing magnetic field for aligning the spins in the slicing direction by aligning the center positions of S2 and the RF pulse ^2 may be applied with opposite polarity immediately after the application of the slicing magnetic field Gsl.
次に、第５図のパルスシーケンス図を参照しながら、傾
斜磁場（グラジェントフィールド）エコー法を用いた場
合の従来の磁気共鳴映像法について説明する。この場合
、ＲＦパルスＡはα°（例えば９０′）パルスであり、
ＲＦパルス＾２（１８０°パルス）は印加されない、又
、ＮＭＲ信号信号骨ラジェントフィールドエコー信号で
ある。Next, a conventional magnetic resonance imaging method using a gradient field echo method will be described with reference to the pulse sequence diagram shown in FIG. In this case, RF pulse A is an α° (for example, 90′) pulse,
The RF pulse ^2 (180° pulse) is not applied, and the NMR signal is a bone radioactive field echo signal.
まず、ＲＦパルスＡ及びスライス磁場ＧＳＩを印加し、
続いて、スライス磁場ＧＳＩの斜線部と同パルス面積で
逆極性のスライス磁場ＧＳＩ ′を印加してスピンを揃
えると共に、信号読み出し磁場ＧＲＩ’及び位相エンコ
ード磁場ＧＰを印加する。First, apply RF pulse A and slice magnetic field GSI,
Subsequently, a slice magnetic field GSI' having the same pulse area and opposite polarity as the shaded portion of the slice magnetic field GSI is applied to align the spins, and a signal readout magnetic field GRI' and a phase encode magnetic field GP are applied.
その後、極性を反転した信号読み出し磁場ＧＰ２を印加
しなからＮＭＲ信号信号骨信し、前述と同様に計算機（
１６）に取り込んで２次元フーリエ変換により画像構成
する。After that, the NMR signal is transmitted without applying the signal readout magnetic field GP2 with the polarity reversed, and the computer (
16) and constructs an image by two-dimensional Fourier transformation.
［発明が解決しようとする課題］
従来の磁気共鳴映像法は以上のように、被検体（１）の
動きを考慮せずに静止しているものと見なして各傾斜磁
場Ｇｓ、ＧＲ及びＧＰのパルス波形を決定しているので
、被検体（１）が動いた場合にＮＭＲ信号信号骨相が乱
され、最終的に得られる断層像にアーチファクトが生じ
て画質が劣化し、診断が困難になるという問題点があっ
た。[Problems to be Solved by the Invention] As described above, the conventional magnetic resonance imaging method assumes that the subject (1) is stationary and calculates the gradient magnetic fields Gs, GR, and GP without considering the movement of the subject (1). Since the pulse waveform is determined, if the subject (1) moves, the NMR signal signal osmosis will be disturbed, causing artifacts in the final tomographic image, degrading the image quality and making diagnosis difficult. There was a problem.
この発明は上記のような問題点を解決するためになされ
たもので、被検体が動いてもアーチファクトを抑制でき
る磁気共鳴映像法を得ることを目的とする。This invention was made to solve the above-mentioned problems, and aims to provide a magnetic resonance imaging method that can suppress artifacts even when a subject moves.
［課題を解決するための手段］
この発明に係る磁気共鳴映像法は、ＲＦパルスに対応し
たスライス磁場Ｇ ５（ｔ）、ＮＭＲ信号に対応した信
号読み出し磁場ＧＲ（ｔ）及び位相エンコード磁場ＧＰ
（ｔ）のうちの少なくとも１つを複数のパルスで構成す
ると共に、対象原子核位置の各傾斜磁場方向の成分をＰ
Ｓ（ｔ）、ＰＲ（ｔ）及びＰ ｐ（ｔ）としたとき、極
性を考慮した複数のパルスの各パルス面積を、スライス
磁場Ｇｓ（ｔ）に対してはＲＦパルスの中心位置からの
積分式、
Ｓ ｒ Ｇ ５（ｔ）Ｐ ５（ｔ）ｄｔ ＝ ０
を満たし、信号読み出し磁場ＧＲ（ｔ）に対してはＮＭ
Ｒ信号の中心位置までの積分式、
ＳγＧ Ｒ（ｔ） Ｐ Ｒ（ｔ）ｄｔ＝ ０を満たし、
位相エンコード磁場ＧＰ（ｔ）に対しては以下の積分式
、
ｉ γ Ｇ ｐ（ｔ）Ｐ ｐ（ｔ）ｄｔ＝ Ｋ
ｉを満たすように設定したものである。[Means for Solving the Problems] The magnetic resonance imaging method according to the present invention uses a slice magnetic field G5(t) corresponding to an RF pulse, a signal readout magnetic field GR(t) corresponding to an NMR signal, and a phase encode magnetic field GP.
(t) is composed of a plurality of pulses, and the components of each gradient magnetic field direction at the target atomic nucleus position are P
When S(t), PR(t), and P p(t), each pulse area of multiple pulses considering polarity is calculated as the integral from the center position of the RF pulse for the slice magnetic field Gs(t). Formula, S r G 5 (t) P 5 (t) dt = 0
and for the signal readout magnetic field GR(t), NM
The integral formula to the center position of the R signal satisfies SγG R(t) P R(t)dt=0,
For the phase-encoded magnetic field GP(t), the following integral equation is given: i γ G p(t)P p(t)dt= K
It is set so that i is satisfied.
［作用コ
この発明においては、ＲＦパルスが印加されてからＮＭ
Ｒ信号を収集するまでの間に被検体が動いたとしても、
複数のパルスによりスピンの位相乱れを補正し、受信さ
れるＮＭＲ信号の位相乱れを防ぐ。[Operation] In this invention, after the RF pulse is applied, the NM
Even if the subject moves before collecting the R signal,
The phase disturbance of the spins is corrected by a plurality of pulses, thereby preventing the phase disturbance of the received NMR signal.
［実施例］
以下、この発明の一実施例を図について説明する。尚、
この発明が適用される磁気共鳴装置の構成は第３図に示
した通りであり、シーケンス制御装置（１５）の内容及
び計算ａ （１６）内の演算プログラムの一部が変更さ
れていればよい。[Example] Hereinafter, an example of the present invention will be described with reference to the drawings. still,
The configuration of the magnetic resonance apparatus to which this invention is applied is as shown in FIG. 3, and the contents of the sequence control device (15) and part of the calculation program in calculation a (16) may be changed. .
第１図は２次元フーリエ変換法を用いたスピンエコー法
によるこの発明の一実施例を示すパルスシーケンス図で
あり、第４図における各傾斜磁場Ｇｓｌ、ＧＲＩ及びＧ
Ｐがそれぞれ複数のパルスに分割されている点を除けば
、原理的に第４図と同様である。FIG. 1 is a pulse sequence diagram showing an embodiment of the present invention using a spin echo method using a two-dimensional Fourier transform method, and each gradient magnetic field Gsl, GRI and G in FIG.
The principle is the same as that in FIG. 4, except that P is divided into a plurality of pulses.
第１図において、スライス磁場Ｇｓ１１〜Ｇｓ１３の波
形は、対象原子核が静止している場合及び一定速度で動
く場合（被検体（１）の１次の動きまで）に対して位相
を補正するように設定されている。又、信号読み出し磁
場ＧＲＩＩ〜Ｇ Ｒ１３の波形は、対象原子核が静止し
ている場合、一定速度で動く場合及び一定加速度で動く
場合（２次の動きまで）に対して位相を補正するように
設定されている。更に、位相エンコード磁場ＧＰｌ〜Ｇ
Ｐ４の波形は、対象原子核が静止している場合、一定速
度で動く場合、一定加速度で動く場合及び一定加加速度
で動く場合（３次の動きまで）に対して位相を補正する
ように設定されている。In FIG. 1, the waveforms of the slice magnetic fields Gs11 to Gs13 are designed to correct the phase when the target atomic nucleus is stationary and when it moves at a constant speed (up to the first-order movement of the object (1)). It is set. In addition, the waveforms of the signal readout magnetic fields GRII to GR13 are set to correct the phase when the target atomic nucleus is stationary, when it moves at a constant speed, and when it moves at a constant acceleration (up to secondary movement). has been done. Furthermore, the phase encoding magnetic field GPl~G
The P4 waveform is set to correct the phase when the target atomic nucleus is stationary, moving at a constant speed, moving with a constant acceleration, and moving with a constant jerk (up to third-order movement). ing.
−ａに、時間的に変化する傾斜磁場パルスの強度をＧ
（ｔ）とすると、この傾斜磁場パルスＧ （Ｌ）が印加
されている間のＮＭＲ信号（核スピン）の位相の変化量
φは、
φ＝ＳγＧ （ｔ） Ｐ （ｔ）ｃｌｔ ・・
・■で表わされる。但し、γは対象となる原子核の核磁
気回転比である。又、Ｐ （ｔ）は対象原子核の傾斜磁
場方向の位置であり、静止している場合を０次の動き、
一定速度の場合を１次の動き、一定加速度の場合を２次
の動き、一定加加速度の場合を３次の動き、というよう
に壓次ｎ次の動きまでを考慮すると、
Ｐ（ｔ）＝ａｏ＋ａ＋ｔ＋ａｚｔ２＋・・＋ａｎｔ’
・＝■で表わされる。ここで、ａｏ〜ａ、は０次の動
きの成分の強さを表わしている。-a is the intensity of the gradient magnetic field pulse that changes over time.
(t), the amount of change φ in the phase of the NMR signal (nuclear spin) while this gradient magnetic field pulse G (L) is applied is φ=SγG (t) P (t)clt ・・
・Represented by ■. However, γ is the nuclear gyromagnetic ratio of the target atomic nucleus. In addition, P (t) is the position of the target atomic nucleus in the direction of the gradient magnetic field, and when it is stationary, it is the zero-order movement,
If we consider up to the nth-order movement, such as 1st-order movement in the case of constant speed, 2nd-order movement in the case of constant acceleration, and 3rd-order movement in the case of constant jerk, P (t) = ao+a+t+azt2+...+ant'
・=■ is represented. Here, ao to a represent the strength of the zero-order motion component.
いま、第１図のように、スライス磁場Ｇｓ２′の中心位
置をＲＦパルス（１８０°パルス）＾２の中心位置と一
致させ、このとき、ＲＦパルス（９０”パルス）＾１に
対応して印加されるスライス磁場ＧＳＩＩ〜Ｇ Ｓ１３
をＧ ５（ｔ）とすると、このスライス磁場Ｇｓ（ｔ）
による位相変化量φＳは、ＲＦパルス＾１の中心位置か
らスライス磁場Ｇｓ（ｔ）の印加終了までの定積分式、
φＳ＝ Ｓ ｒ Ｇ ｓＵ） Ｐ ５（Ｌ）ｄｔ
−、■で表わされる。但し、ＰＳ（ｔ）はスライス磁場
方向の原子核位置である。Now, as shown in Fig. 1, the center position of the slice magnetic field Gs2' is aligned with the center position of the RF pulse (180° pulse)^2, and at this time, the RF pulse (90'' pulse)^1 is applied in response to the Slice magnetic field GSII to GS13
is G5(t), this slice magnetic field Gs(t)
The amount of phase change φS from the center position of the RF pulse ^1 to the end of application of the slice magnetic field Gs(t) is determined by the definite integral formula,
φS= S r G sU) P 5(L)dt
−, represented by ■. However, PS(t) is the atomic nucleus position in the slice magnetic field direction.
又、ＮＭＲ信号信号対応して印加される信号読み出し磁
場ＧＲＩＩ〜ＧＲ１３及びＧＲ２（斜線部）をＧ Ｒ（
ｔ）とすれば、信号読み出し磁場ＧＲ（ｔ）による位相
変化量φＲは、ＧＲ（ｔ）の印加開始からＮＭＲ信号信
号対心位置までの定積分式、
φＲ＝ＳγＧ Ｒ（ｔ） Ｐ Ｒ（ｔ）ｄｔ ・・
・■で表わされる。但し、Ｐ Ｒ（ｔ）は信号読み出し
磁場方向の原子核位置である。In addition, the signal readout magnetic fields GRII to GR13 and GR2 (shaded areas) applied corresponding to the NMR signal signals are
t), the amount of phase change φR due to the signal readout magnetic field GR(t) is determined by the definite integral equation from the start of application of GR(t) to the center position of the NMR signal, φR=SγG R(t) P R( t)dt...
・Represented by ■. However, P R (t) is the position of the atomic nucleus in the direction of the signal readout magnetic field.
更に、位相エンコード磁場ＧＰ（ｔ）による位相変化量
φＰは、位相エンコード磁場ＧＰ（ｔ）の印加開始から
印加終了までの定積分式、
φｐ＝ｓγＧ ｐ（ｔ） Ｐ ｐ（ｔ）ｄｔ ・・
・■で表わされる。但し、Ｐ ｐ（ｔ）は位相エンコー
ド磁場方向の原子核位置である。Furthermore, the amount of phase change φP due to the phase encoding magnetic field GP(t) is determined by the definite integral formula from the start of application to the end of the application of the phase encoding magnetic field GP(t), φp=sγG p(t) P p(t)dt ・・
・Represented by ■. However, P p (t) is the position of the atomic nucleus in the direction of the phase encoding magnetic field.
ここで、０式のスライス磁場Ｇ ５（ｔ）に対する位相
変化量φＳは０でなければならないので、Ｓ ｒ Ｇ
５（ｔ） Ｐ ５（ｔ）ｄｔ ＝ ０ −■
を満たさねばならない。Here, since the amount of phase change φS with respect to the slice magnetic field G5(t) of equation 0 must be 0, S r G
5(t) P 5(t)dt = 0 −■
must be met.
同様に、０式の信号読み出し磁場Ｇ Ｒ（ｔ）に対する
位相変化量φＲも０でなければならないので、１１Ｇ
Ｒ（ｔ）Ｐ Ｒ（ｔ）ｄｔ＝ Ｏ・・・■を満たさなけ
ればならない。Similarly, the amount of phase change φR with respect to the signal readout magnetic field G R (t) of equation 0 must also be 0, so 11G
R(t)P R(t)dt=O...■ must be satisfied.
又、■式の位相エンコード磁場ＧＰ（ｔ）に対する位相
変化量φＰは、繰り返しシーケンスのｉ番目の位相エン
コード量Ｋｉに一致しなければならないので、
１γＧ ｐ（ｔ）Ｐ ｐ（ｔ）ｄｔ＝ Ｋ ｉ ・
・・■を満たさなければならない。Also, since the phase change amount φP for the phase encode magnetic field GP(t) in equation (2) must match the i-th phase encode amount Ki of the repeating sequence, 1γG p(t)P p(t)dt=K i・
・・・■ must be satisfied.
いま、スライス磁場方向の１次までの動きを考慮すると
、■式より、原子核位置Ｐ ５（ｔ）は、Ｐ ５（ｔ）
＝ａｏ＋ａｌｔ
となり、これを０式に代入すれば、
１ｙＧｓ（ｔ）（ｉｏ＋ａ＋ｔ）ｄｔ＝ｏ −■と
なる。Now, considering the movement up to the first order in the direction of the slice magnetic field, from equation (2), the nuclear position P 5 (t) is P 5 (t)
=ao+alt, and by substituting this into equation 0, we get 1yGs(t)(io+a+t)dt=o −■.
０式を満足するスライス磁場ＧＳＩＩ〜Ｇ Ｓ１３の各
パルス面積ＳＳ１’ｌ〜Ｓ ５１３（斜線部）を、極性
を考慮しながら求めると、
５Ｓ１１＝−（１／２）ＳＳ１２＝ＳＳ１３となり、
５ｓ１１：５ｓ１２：５ｓ１３＝１ニー２：１ −−
・＠１となる。［相］式より、スライス磁場Ｇｓ１ｌ及
びＧｓ１３は同極性で同パルス面積であり、Ｇｓ１２は
Ｇｓ１１に対して逆極性で２倍のパルス面積を有してい
る。If we calculate the pulse areas SS1'1 to S513 (shaded areas) of the slice magnetic fields GSII to GS13 that satisfy the equation 0 while taking polarity into consideration, we get 5S11=-(1/2)SS12=SS13, and 5s11: 5s12:5s13=1 knee 2:1 --
・It becomes @1. From the [phase] equation, the slice magnetic fields Gs1l and Gs13 have the same polarity and the same pulse area, and Gs12 has the opposite polarity and twice the pulse area of Gs11.
ここでは、各傾斜磁場のパルス波形が台形であるため、
パルス面積はパルス高さ（磁場強度）にほぼ対応してい
る。Here, since the pulse waveform of each gradient magnetic field is trapezoidal,
The pulse area approximately corresponds to the pulse height (magnetic field strength).
又、信号読み出し磁場方向の２次までの動きを考慮した
場合、原子核位置Ｐ Ｒ（ｔ）は、Ｐ Ｒ（ｔ）＝ａｏ
＋ａ＋ｔ＋ａ２ｔ２となり、これを０式に代入すれば、
（γＧＲ（ｔ）（ａｏ＋ａ＋ｔ＋ａ２ｔ”）ｄｔ＝ｏ
・・・■となる。Furthermore, when considering the movement up to the second order in the direction of the signal readout magnetic field, the nuclear position P R (t) is expressed as P R (t) = ao
+a+t+a2t2, and by substituting this into equation 0, we get (γGR(t)(ao+a+t+a2t”)dt=o
... becomes ■.
０式を満足する信号読み出し磁場ＧＲＩＩ〜ＧＲ１３及
びＧＲ２（斜線部）の各パルス面積５ＲＩＩ〜Ｓ Ｒ１
３及びＳＲ２を求めると、
Ｓ Ｒ１１＝ −（１／３） Ｓ Ｒ１２＝ （１／３
） Ｓ Ｒ１３＝ −Ｓ Ｒ２となり、
Ｓ Ｒ１１：Ｓ Ｒ１２：Ｓ Ｒ１３：Ｓ Ｒ２＝ −
１：３ニー３：１ ・・・＠となる。６１式より、信
号読み出し磁場ＧＲＩＩ及びＧＲ２は逆極性で同パルス
面積であり、Ｇ Ｒ１２及びＧＲ１３は互いに逆極性（
Ｇ Ｒ１３はＧＲｌｌと同極性）で、ＧＲＩＩに対して
３倍のパルス面積を有している。Each pulse area of the signal readout magnetic fields GRII to GR13 and GR2 (shaded area) satisfying formula 0 is 5RII to S R1
3 and SR2, S R11= - (1/3) S R12= (1/3
) SR13=-SR2, and SR11:SR12:SR13:SR2=-
1:3 knee 3:1 ... becomes @. From Equation 61, the signal readout magnetic fields GRII and GR2 have opposite polarities and the same pulse area, and GR12 and GR13 have opposite polarities (
GR13 has the same polarity as GRll) and has a pulse area three times that of GRII.
更に、位相エンコード磁場方向に３次までの動きを考慮
した場合、原子核位置Ｐ ｐ（Ｌ）は、Ｐ ｐ（ｔ）
” １０ ＋ａ己＋ａ２ｔ２＋ａ３ｔ３となり、これを
０式に代入すれば、
Ｓ ７ Ｇ ｐ（ｔ）（ａｏ＋ ａ、ｔ＋ ａ２ｔ２＋
ａｃｔ３）ｄＬ＝＝ Ｋ ｉ・・・■
となる。Furthermore, when considering up to third-order movement in the direction of the phase encode magnetic field, the nuclear position P p (L) is P p (t)
” 10 +aself+a2t2+a3t3, and by substituting this into equation 0, we get S 7 G p(t)(ao+a, t+a2t2+
act3) dL== K i...■.
０式を満足する位相エンコード磁場ＧＰＩ〜ＧＰ４の各
パルス面積ｓｐｌ〜Ｓｐ４を求めると、（１２／２５）
Ｓｐｌ＝ （１２／２３）Ｓｐ２＝ （１２／１３）
Ｓ ｐ３＝ −４Ｓ ｐ４となり、
Ｓ ｐｌ：ｓ ｐ２：ｓ ｐ３：ｓ Ｐ４＝２５／１２
ニー２３／１２：１３／１２ニー １／４ ・・・■
となる。０式の関係は、位相エンコード量Ｋ ｉが変化
しても常に成立する。When calculating each pulse area spl~Sp4 of the phase encode magnetic field GPI~GP4 that satisfies formula 0, (12/25)
Spl= (12/23)Sp2= (12/13)
S p3= -4S p4, S pl:s p2:s p3:s P4=25/12
Knee 23/12: 13/12 Knee 1/4...■
becomes. The relationship expressed by Equation 0 always holds true even if the phase encode amount K i changes.
このように、必要な次数ｎまでの動きに対して位相の変
化量を補償するように複数のパルス面積を設定すること
により、被検体（１）の動きによる位相乱れは生じなく
なり、断層像のアーチファクトを抑制することができる
。この位相乱れ補償は、被検体（１）の動きに応じて必
要な任意の傾斜磁場方向に対して行なうことができる。In this way, by setting multiple pulse areas to compensate for the amount of phase change for movements up to the required order n, phase disturbances due to movement of the subject (1) will not occur, and the tomographic image will be improved. Artifacts can be suppressed. This phase disturbance compensation can be performed for any necessary gradient magnetic field direction depending on the movement of the subject (1).
尚、上記実施例では、各傾斜磁場のパルス波形が台形の
場合を示したが、正弦波等の他のパルス波形であっても
、パルス面積の関係が［相］、■及び０式の関係を満た
していれば良い。In the above embodiment, the pulse waveform of each gradient magnetic field is trapezoidal, but even for other pulse waveforms such as a sine wave, the relationship between the pulse areas is [phase], ■, and the relationship of equation 0. It is good as long as it satisfies the following.
又、スライス磁場方向、信号読み出し磁場方向及び位相
エンコード磁場方向の、それぞれ１次、２次及び３次ま
での動きに対する位相乱れを補償する場合について説明
したが、０〜０式を満足するように複数のパルス面積を
設定すれば、任意のｎ次までの動きに対して位相乱れを
補償することができる。In addition, we have explained the case of compensating for phase disturbances for first, second, and third order movements in the slice magnetic field direction, signal readout magnetic field direction, and phase encode magnetic field direction, respectively. By setting a plurality of pulse areas, phase disturbance can be compensated for any movement up to the nth order.
又、信号読み出し磁場ＧＲＩＩ〜ＧＲ１３を、ＮＭＲ信
号信号酸集直前に印加したが、第４図のようにＲＦパル
スＡ１及び＾２の間に印加してもよい。この場合、信号
読み出し磁場ＧＲＩＩ〜ＧＲ１３による位相変化量はＧ
Ｒ２（斜線部）と一致し、各パルス面積は、５Ｒ１１：
５Ｒ１２：５Ｒ１３＝１１ニー７：２となる。Further, although the signal readout magnetic fields GRII to GR13 were applied just before collecting the NMR signal, they may be applied between the RF pulses A1 and ^2 as shown in FIG. In this case, the amount of phase change due to the signal readout magnetic fields GRII to GR13 is G
Coincident with R2 (hatched area), each pulse area is 5R11:
5R12:5R13=11 knees 7:2.
又、ＮＭＲ信号信号酸二次元フーリエ変換法を用いて断
層像を求める場合を示したが、三次元フーリエ変換法を
用いても、又、ＮＭＲ信号が電子スピン共鳴信号であっ
てもよい。Furthermore, although a case has been shown in which a tomographic image is obtained using a two-dimensional Fourier transform method, a three-dimensional Fourier transform method may be used, or the NMR signal may be an electron spin resonance signal.
更に、ＮＭＲ信号信号酸ピンエコー法により収集する場
合を示したが、第２図のようにグラジェントフィールド
（傾斜磁場）エコー法を用いた場合にも同様に適用でき
ることは言うまでもない。Furthermore, although the case where the NMR signal is collected by the acid pin echo method has been shown, it goes without saying that it can be similarly applied to the case where the gradient field (gradient magnetic field) echo method is used as shown in FIG.
第２図の場合、スライス磁場方向及び信号読み出し磁場
方向に対しては、それぞれ１次までの動きを考慮し、位
相エンコード磁場方向に対しては２次までの動きを考慮
した場合を示している。従って、スライス磁場ＧＳＩＩ
〜Ｇｓ１３のパルス面積は、前述と同様に、
５ｓ１１：５ｓ１２：５ｓ１３＝１ニー２：１であり、
又、信号読み出し磁場ＧＲＩＩ’、ＧＲ１２’及びＧＲ
２（斜線部）のパルス面積は、
５Ｒ１１’：５Ｒ１２’：ＳＲ２’＝１ニー２：１とな
り、位相エンコード磁場ＧＰＩ′、ＧＰ２’及びＣＰ３
′のパルス面積は、
Ｓｐｌ′：Ｓｐ２’：Ｓｐ３’＝１１ニー７：２となる
。In the case of Figure 2, the case is shown in which movements up to the first order are considered in the direction of the slice magnetic field and the direction of the signal readout magnetic field, and movements up to the second order are considered in the direction of the phase encode magnetic field. . Therefore, the slice magnetic field GSII
The pulse area of ~Gs13 is 5s11:5s12:5s13=1 knee 2:1, as described above,
Moreover, the signal readout magnetic fields GRII', GR12' and GR
The pulse area of 2 (shaded area) is 5R11':5R12':SR2'=1 knee 2:1, and the phase encode magnetic fields GPI', GP2' and CP3
The pulse area of ' is Spl':Sp2':Sp3'=11knee7:2.
［発明の効果］
以上のようにこの発明によれば、ＲＦパルスに対応して
印加されるスライス磁場Ｇｓ（ｔ）、Ｎ Ｍ Ｒ信号に
対応して印加される信号読み出し磁場ＧＲ（ｔ）及び位
相エンコード磁場ＧＰ（ｔ）のうちの少なくとも１つを
複数のパルスで構成すると共に、被検体の動きによる位
相乱れを補正するように各パルスの極性及びパルス面積
を設定したので、断層像のアーチファクトを抑制して高
画質化を実現した磁気共鳴映像法が得られる効果がある
。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, the slice magnetic field Gs(t) applied in response to the RF pulse, the signal readout magnetic field GR(t) applied in response to the NMR signal, and At least one of the phase encoding magnetic fields GP(t) is composed of a plurality of pulses, and the polarity and pulse area of each pulse are set to correct phase disturbances caused by the movement of the subject, so artifacts in tomographic images are eliminated. This has the effect of providing magnetic resonance imaging that achieves high image quality by suppressing this.
第１図はこの発明の一実施例を示すパルスシーケンス図
、第２図はこの発明の他の実施例を示すパルスシーケン
ス図、第３図は一般的な磁気共鳴装置を示すブロック図
、第４図はスピンエコー法を用いた従来の磁気共鳴映像
法を示すパルスシーケンス図、第５図はグラジェントフ
ィールドエコー法を用いた従来の磁気共鳴映像法を示す
パルスシーケンス図である。
（１）・・・被検体 Ａ・・・ＲＦパルスＧｓ
・・・スライス磁場
ＧＲ・・・信号読み出し磁場
ＧＰ・・・位相エンコード磁場
Ｂ・・・ＮＭＲ信号
Ｇｓ１１〜Ｇ Ｓ１３・・・複数のスライス磁場ＧＲＩ
Ｉ〜Ｇ Ｒ１３、Ｇ １（２・・・複数の信号読み出し
磁場ＧＲＩＩ′、ＧＲ１２’、ＧＲ２・・・複数の信号
読み出し磁場ＧＰＩ〜ＧＰ４・・・複数の位相エンコー
ド磁場ＧＰＩ’〜ＧＰ３′・・・複数の位相エンコード
磁場第２１￥１
罠１図
晃３図
烏４１￥Ｉ
篤５図
手
続
補
正
書
平成
１４１２□１３８FIG. 1 is a pulse sequence diagram showing one embodiment of the present invention, FIG. 2 is a pulse sequence diagram showing another embodiment of the invention, FIG. 3 is a block diagram showing a general magnetic resonance apparatus, and FIG. The figure is a pulse sequence diagram showing a conventional magnetic resonance imaging method using a spin echo method, and FIG. 5 is a pulse sequence diagram showing a conventional magnetic resonance imaging method using a gradient field echo method. (1)...Object A...RF pulse Gs
...Slice magnetic field GR...Signal readout magnetic field GP...Phase encode magnetic field B...NMR signals Gs11 to G S13...Multiple slice magnetic fields GRI
I~G R13, G1 (2... Multiple signal readout magnetic fields GRII', GR12', GR2... Multiple signal readout magnetic fields GPI~GP4... Multiple phase encode magnetic fields GPI'~GP3'...・Multiple Phase Encode Magnetic Fields No. 21￥1 Trap 1 Figure Akira 3 Figure Crow 41￥I Atsushi 5 Figure Procedural Amendment Heisei 1412□138
Claims (1)
し磁場及び位相エンコード磁場を印加し、前記被検体か
らのＮＭＲ信号を収集するシーケンスを、前記位相エン
コード磁場による位相エンコード量Ｋｉを信号収集順ｉ
に応じて変化させながら繰り返し、取得された前記ＮＭ
Ｒ信号に基づいて前記被検体の断層像を構成する磁気共
鳴映像法において、 前記ＲＦパルスに対応して印加される前記スライス磁場
Ｇｓ（ｔ）、前記ＮＭＲ信号に対応して印加される前記
信号読み出し磁場Ｇ＿Ｒ（ｔ）及び前記位相エンコード
磁場Ｇ＿Ｐ（ｔ）のうちの少なくとも１つを複数のパル
スで構成すると共に、 核磁気回転比をγ、測定対象原子核位置の各傾斜磁場方
向の成分をＰ＿Ｓ（ｔ）、Ｐ＿Ｒ（ｔ）及びＰ＿Ｐ（ｔ
）としたとき、極性を考慮した前記複数のパルスの各パ
ルス面積を、 前記スライス磁場Ｇ＿Ｓ（ｔ）に対しては前記ＲＦパル
スの中心位置からの積分式、 ∫γＧ＿Ｓ（ｔ）Ｐ＿Ｓ（ｔ）ｄｔ＝０ を満たし、前記信号読み出し磁場Ｇ＿Ｒ（ｔ）に対して
は前記ＮＭＲ信号の中心位置までの積分式、∫γＧ＿Ｒ
（ｔ）Ｐ＿Ｒ（ｔ）ｄｔ＝０ を満たし、前記位相エンコード磁場Ｇ＿Ｐ（ｔ）に対し
ては以下の積分式、 ∫γＧ＿Ｐ（ｔ）Ｐ＿Ｐ（ｔ）ｄｔ＝Ｋｉ を満たすように設定したことを特徴とする磁気共鳴映像
法。[Claims] A sequence of applying an RF pulse, a slicing magnetic field, a signal readout magnetic field, and a phase encoding magnetic field to a subject and collecting an NMR signal from the subject is defined by the amount of phase encoding Ki by the phase encoding magnetic field. The signal collection order i
The obtained NM is repeated while changing according to
In a magnetic resonance imaging method in which a tomographic image of the subject is constructed based on an R signal, the slice magnetic field Gs(t) is applied in response to the RF pulse, and the signal is applied in response to the NMR signal. At least one of the readout magnetic field G_R(t) and the phase encode magnetic field G_P(t) is composed of a plurality of pulses, the nuclear gyromagnetic ratio is γ, and the components in each gradient magnetic field direction of the position of the nucleus to be measured are P_S. (t), P_R(t) and P_P(t
), the pulse area of each of the plurality of pulses taking into account the polarity is expressed by the integral formula from the center position of the RF pulse for the slice magnetic field G_S(t), ∫γG_S(t)P_S(t) dt=0, and for the signal readout magnetic field G_R(t), the integral equation up to the center position of the NMR signal, ∫γG_R
(t)P_R(t)dt=0, and for the phase encode magnetic field G_P(t), it is set to satisfy the following integral equation, ∫γG_P(t)P_P(t)dt=Ki. Features magnetic resonance imaging.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63229850A JPH0280034A (en) | 1988-09-16 | 1988-09-16 | Magnetic resonance imaging method |
| US07/349,213 US4978918A (en) | 1988-04-24 | 1989-05-09 | Magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63229850A JPH0280034A (en) | 1988-09-16 | 1988-09-16 | Magnetic resonance imaging method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0280034A true JPH0280034A (en) | 1990-03-20 |
Family
ID=16898667
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63229850A Pending JPH0280034A (en) | 1988-04-24 | 1988-09-16 | Magnetic resonance imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0280034A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017144351A (en) * | 2017-06-06 | 2017-08-24 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging apparatus |
-
1988
- 1988-09-16 JP JP63229850A patent/JPH0280034A/en active Pending
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2017144351A (en) * | 2017-06-06 | 2017-08-24 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging apparatus |
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