JPH0564055B2 - - Google Patents
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、磁気共鳴（MR：
magneticresonance）現象を利用して被検体（生
体）のスライス画像等の形態情報やスペクトロス
コピー等の機能情報を得る磁気共鳴イメージング
装置に関し、特に、脳表構造の画像化が可能な磁
気共鳴イメージング装置に関する。[Detailed description of the invention] [Object of the invention] (Industrial application field) The present invention is directed to magnetic resonance (MR).
It relates to a magnetic resonance imaging device that obtains morphological information such as slice images of a subject (biological body) and functional information such as spectroscopy using the phenomenon of magnetic resonance (magnetic resonance), and particularly relates to a magnetic resonance imaging device that is capable of imaging brain surface structures. .
（従来の技術）
磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でない
スピン及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の
周波数の電磁波のみを共鳴的に吸収・放出する現
象であり、この原子核は下記式に示す角周波数
ω0（ω0＝2πν0、ν0；ラーモア周波数）で共鳴す
る。(Prior art) Magnetic resonance is a phenomenon in which an atomic nucleus with non-zero spin and magnetic moment placed in a static magnetic field resonantly absorbs and emits only electromagnetic waves of a specific frequency. It resonates at the angular frequency ω 0 (ω 0 =2πν 0 , ν 0 ; Larmor frequency) shown in FIG.
ω0＝γH0
ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比
であり、また、H0は静磁場強度である。 ω 0 =γH 0 where γ is the gyromagnetic ratio specific to the type of atomic nucleus, and H 0 is the static magnetic field strength.
以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、
上述の共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波
数の電磁波を信号処理として、原子核密度、縦緩
和時間T1、横緩和時間T2、流れ、化学シフト等
の情報が反映された診断情報例えば被検体のスラ
イス像等を無侵襲で得るようにしている。 The device that performs biological diagnosis using the above principles is
The electromagnetic waves of the same frequency as above, which are induced after the above-mentioned resonance absorption, are processed as signals to generate diagnostic information that reflects information such as nuclear density, longitudinal relaxation time T1, transverse relaxation time T2, flow, chemical shift, etc. We are trying to obtain slice images etc. non-invasively.
そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静
磁場中に配置した被検体の全部位を励起し且つ信
号収集することができるものであるが、装置構成
上の制約やイメージング像の臨床上の要請から、
実際の装置としては特定の部位に対する励起とそ
の信号収集とを行うようにしている。 Collecting diagnostic information by magnetic resonance can excite all parts of a subject placed in a static magnetic field and collect signals, but there are limitations in the equipment configuration and clinical demands for imaging images. from,
The actual device excites a specific region and collects its signals.
この場合、イメージング対象とする特定部位
は、一般にある厚さを持つたスライス部位である
のが通例であり、このスライス部位からのエコー
信号やFID信号の磁気共鳴信号（MR信号）を多
数回のデータエンコード過程を実行することによ
り収集し、これらデータ群を、例えば２次元フー
リエ変換法により画像再構成処理することにより
前記特定スライス部位の画像を生成するようにし
ている。 In this case, the specific region to be imaged is generally a slice region with a certain thickness, and magnetic resonance signals (MR signals) such as echo signals and FID signals from this slice region are collected many times. The data is collected by performing a data encoding process, and an image of the specific slice region is generated by subjecting these data groups to image reconstruction processing using, for example, a two-dimensional Fourier transform method.
一方、磁気共鳴イメージング装置を用いること
により実現される臨床応用について言及する。す
なわち、頭蓋内疾患の外科的処置にあたり、脳溝
をはじめとする脳表面構造の描出画像は、皮質や
皮質下に局存する病変部の位置を知る上で重要な
目安であり、手術前にあつて正確な位置把握が望
まれ、そして、これを磁気共鳴イメージングによ
り行う試みがいくつかなされている。以下、その
例を説明する。 On the other hand, we will discuss clinical applications realized by using magnetic resonance imaging equipment. In other words, when performing surgical treatment for intracranial diseases, images depicting brain surface structures such as cerebral sulci are important guides for determining the location of localized lesions in the cortex and subcortex, and are useful for preoperative preparation. Accurate position determination is desired, and several attempts have been made to accomplish this using magnetic resonance imaging. An example will be explained below.
その一つに、頭部用コイルを用いて通常のプロ
トンイメージングを行う方法がある。この方法で
は、頭部用コイルを頭部を包み込むよう籠状にな
つているので、頭部全体からの信号を収集するこ
とになり、このため画像としては脳表下の深部の
情報が重なつたものとなり、結果的に上述した診
断の要請には応じきれるものではない。 One method is to perform normal proton imaging using a head coil. In this method, the head coil is shaped like a cage so that it wraps around the head, so signals from the entire head are collected, so the image contains information from deep beneath the surface of the brain. As a result, the above-mentioned request for diagnosis cannot be fully met.
また、表面コイルを用いて通常のプロトンイメ
ージングを行う方法がある。この方法では、表面
コイルの感度特性つまりコイルに近接する部位は
高感度であることにより、表層の皮下脂肪からの
信号ばかりを収集してしまい、やはり結果的に上
述した診断の要請には応じきれるものではない。
つまり、上述の２つの方法共に脳表面構造を適確
に表わした画像を呈示し得ないものである。 There is also a method of performing normal proton imaging using a surface coil. In this method, due to the sensitivity characteristics of the surface coil, that is, the areas close to the coil are highly sensitive, only signals from the superficial subcutaneous fat are collected, and as a result, the above-mentioned diagnostic requirements cannot be met. It's not a thing.
In other words, neither of the above two methods can present an image that accurately represents the brain surface structure.
さらに、薄いスライス像により脳表面構造を表
わそうとする方法もあるが、この方法では、頭部
の前後部、頭頂部、脳底部を知ることができない
ので、これでは皮質や皮質下に局存する病変部の
位置を診断することはできない。 Furthermore, there is a method that attempts to express the brain surface structure using thin slice images, but this method does not allow you to see the front and back of the head, the parietal region, and the base of the brain. It is not possible to diagnose the location of existing lesions.
（発明が解決しようとする課題）
このように従来の技術においては、脳溝水や脂
肪からの信号を区別なく同じように収集してしま
うので、皮質や皮質下に局存する病変部の位置を
診断するための脳表構造画像を得ることができな
いという問題点があつた。(Problem to be solved by the invention) In this way, in the conventional technology, signals from sulcal water and fat are collected in the same way without distinction, making it difficult to determine the location of lesions localized in the cortex or subcortex. There was a problem in that it was not possible to obtain brain surface structure images for diagnosis.
そこで本発明の目的は、頭部の脳表面に存在す
る病変部を診断するための脳表面構造を描出した
画像を得ることができる磁気共鳴イメージ装置を
提供することにある。 SUMMARY OF THE INVENTION Accordingly, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of obtaining an image depicting the brain surface structure for diagnosing a lesion existing on the brain surface of the head.
［発明の構成］
（課題を解決するめたの手段）
本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成する
ために次のような構成としている。すなわち、第
１発明は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
プロトンに係る磁気共鳴現象を生じさせるため
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、
プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、
前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、エコー時間を長めに設定
した条件の下で前記頭部を厚く磁気共鳴励起する
ためのフイールドエコー法のパルスシーケンスを
実行する制御手段と、
この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号を信号処理して
前記頭部における脳表構造が描出された画像を得
る手段と、
を具備する。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The present invention has the following structure in order to solve the above problems and achieve the objects. That is, the first invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, and a high frequency pulse generating means for generating a high frequency pulse for generating a magnetic resonance phenomenon related to protons. , a receiving coil that detects a magnetic resonance signal related to protons and is placed close to the head of a subject; and a receiving coil that is placed in the static magnetic field and applies the gradient magnetic field and high-frequency pulse to the subject. a control means for applying a field echo method pulse sequence under predetermined conditions, and for executing a pulse sequence of a field echo method for thickly exciting the head with magnetic resonance under conditions where the echo time is set to be long; means for signal processing a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil by driving the means to obtain an image depicting a brain surface structure in the head;
また、第２発明は、静磁場を発生する静磁場発
生手段と、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
プロトンに係る磁気共鳴現象を生じさせるため
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、
プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、
前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、水のプロトンに係る磁気
共鳴信号を強調し且つ脂肪のプロトンに係る磁気
共鳴信号を抑制した条件の下で前記頭部を厚く磁
気共鳴励起するためのフイールドエコー法のパル
スシーケンスを実行する制御手段と、
この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号を信号処理して
前記頭部における脳表構造が描出された画像を得
る手段と、
を具備する。 The second invention also provides a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, and a high frequency pulse generating means for generating a high frequency pulse for generating a magnetic resonance phenomenon related to protons. , a receiving coil that detects a magnetic resonance signal related to protons and is placed close to the head of a subject; and a receiver coil that is placed in the static magnetic field and applies the gradient magnetic field and high-frequency pulse to the subject. is applied under predetermined conditions, and for thickly exciting the head with magnetic resonance under conditions that emphasize magnetic resonance signals related to water protons and suppress magnetic resonance signals related to fat protons. a control means for executing a pulse sequence of the field echo method; and when the control means is driven, a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil is processed to produce an image depicting the brain surface structure in the head. Equipped with the means to obtain and.
さらに第３発明は、静磁場を発生する静磁場発
生手段と、
傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
プロトンに係る磁気共鳴現象を生じさせるため
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、
プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、
前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、α（α＜90°）−180°−180°
パルス系列であつて磁気共鳴信号として第２エコ
ー信号を検出するパルスシーケンスを実行する制
御手段と、
この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号として第２エコ
ー信号を信号処理して前記頭部における脳表構造
が描出される画像を得る手段と、
を具備する。 Furthermore, a third invention provides a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, a high frequency pulse generating means for generating a high frequency pulse for generating a magnetic resonance phenomenon related to protons, The device detects a magnetic resonance signal related to protons, and includes a receiving coil placed close to the head of a subject, and applying the gradient magnetic field and high-frequency pulse to the subject placed in the static magnetic field. It is for applying under predetermined conditions, α (α < 90°) − 180° − 180°
a control means for executing a pulse sequence for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal; and a control means for executing a pulse sequence for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal; and a control means for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil by driving the control means. and means for processing to obtain an image in which a brain surface structure in the head is depicted.
（作用）
以上の如くによれば、受信コイルに近接するあ
る厚みをもつた部位内の水からの磁気共鳴信号は
強調され且つ脂肪からの磁気共鳴信号は抑制され
て検出されるので、頭部の脳溝内の水による脳溝
像を描出でき、しかも脂肪からの磁気共鳴信号を
抑制しているので、脂肪による描出像が前記水に
る脳溝描出像に重複しなく、脳表面に存在する病
変部を診断するために好適である画像を呈示する
ことができるものである。(Function) According to the above, since the magnetic resonance signal from water in a region with a certain thickness near the receiving coil is detected while being emphasized and the magnetic resonance signal from fat is suppressed, the head It is possible to visualize the cerebral sulcus image of the water in the cerebral sulci of the brain, and because it suppresses the magnetic resonance signals from fat, the image of the fat does not overlap with the image of the cerebral sulcus in the water, and it is possible to visualize the presence of water on the brain surface. It is possible to present an image suitable for diagnosing a lesion.
（実施例）
以下本発明にかかる磁気共鳴イメージング装置
の一実施例を図面を参照して説明する。第１図は
本実施例の磁気共鳴イメージング装置の全体構成
を示す図である。(Example) An example of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing the overall configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment.
第１図に示すように、被検体Ｐを内部に収容す
ることができるようになつているマグネツトアツ
センブリMAとして、常電導又は超電導方式によ
る静磁場コイル（永久磁石を用いる構成であつて
もよい。）１と、磁気共鳴信号の誘起部位の位置
情報付与のための傾斜磁場を発生するためのＸ、
Ｙ、Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２と、回転高周波
磁場を送信すると共に誘起された磁気共鳴信号
（MR信号：エコー信号やFID信号）を検出する
ための送受信系である例えば送信コイル及び受信
コイルからなる埋め込み型全身用プローブ３とを
有している。 As shown in Fig. 1, a magnet assembly MA capable of accommodating a subject P therein is equipped with a static magnetic field coil using a normal conducting or superconducting method (even if it is configured using a permanent magnet). ) 1, and X for generating a gradient magnetic field for providing positional information of the magnetic resonance signal induction site.
Y- and Z-axis gradient magnetic field generating coils 2, and a transmitting and receiving system for transmitting a rotating high-frequency magnetic field and detecting the induced magnetic resonance signals (MR signals: echo signals and FID signals), such as transmitting coils and receiving coils. It has an implantable whole body probe 3 consisting of.
そして、超電導方式であれば冷媒の供給制御系
を含むものであつて主として静磁場電源の通電制
御を行う静磁場制御系４、RFパルスの送信制御
を行う送信器５、誘起MR信号の受信制御を行う
受信器６、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸の傾斜磁場発生コイル２
のそれぞれの励磁制御を行うＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾
斜磁場電源７，８，９、データ収集のためのパル
スシーケンスを実施することができるシーケンサ
１０、これらを制御すると共に検出信号の信号処
理及びその表示を行うコンピユータシステム１
１、表示装置１２により構成されている。 If it is a superconducting method, it includes a refrigerant supply control system and mainly controls the energization of the static magnetic field power supply, a transmitter 5 that controls the transmission of RF pulses, and a reception control of the induced MR signal. receiver 6, gradient magnetic field generating coil 2 for X, Y, and Z axes.
X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field power supplies 7, 8, and 9 that control excitation of each of and a computer system 1 that displays it.
1. Consists of a display device 12.
また、本実施例では、マグネツトアツセンブリ
MAの磁場中心に被験者Ｐの頭部PHを置き、第
２図に示すように、頭部PHの側部に表面コイル
１３を配置している。この表面コイル１３は、埋
め込み型全身用プローブ３と同様に送信器５又は
受信器６により駆動されて送受信可能になつてい
る。 In addition, in this example, the magnetic assembly
The head PH of the subject P is placed at the center of the magnetic field of MA, and the surface coil 13 is placed on the side of the head PH, as shown in FIG. This surface coil 13 is driven by a transmitter 5 or a receiver 6 in the same way as the implantable whole-body probe 3, so that it can transmit and receive data.
ここで、データ収集のためのパルスシーケンス
しては、送信器５を駆動し、埋め込み型全身用プ
ローブ３の送信コイルから回転磁場のRFパルス
を加えると共に傾斜磁場電源７，８，９を駆動し
て傾斜磁場発生コイル２からは傾斜磁場Gx、
Gy、Gzをスライス用、位相エンコード用、リー
ド用として加え、特定部位からの信号を表面コイ
ル１３で収集する。このシーケンスを所定回数繰
返して実行してデータ群を得、このデータ群によ
り画像を生成するようにしている。 Here, in the pulse sequence for data collection, the transmitter 5 is driven, an RF pulse of a rotating magnetic field is applied from the transmitting coil of the implantable whole body probe 3, and the gradient magnetic field power supplies 7, 8, and 9 are driven. From the gradient magnetic field generating coil 2, a gradient magnetic field Gx,
Gy and Gz are added for slicing, phase encoding, and reading, and the surface coil 13 collects signals from specific parts. This sequence is repeated a predetermined number of times to obtain a data group, and an image is generated from this data group.
次に、上述における画像を収集するためのパル
スシーケンスを第３図を参照して具体的に説明す
る。第３図は、90°−180°パルス系列のシーケン
スであるスピンエコー法の180°パルスつまり磁化
を収束するための磁場に代えて傾斜磁場の反転を
行うフイールドエコー法により磁気共鳴信号（ス
ピンエコー信号）を収集するものである。そし
て、そのスライス厚さは比較的厚めの例えば８cm
程度とし、エコー時間TEは、通常よりも長めの
例えば22ｍsec（通常は14ｍsec以下である。）と
し、パルス繰返し間隔TRは、100ｍsec（通常は50
ｍsec以下である。）としている。 Next, the pulse sequence for acquiring the above-mentioned image will be specifically explained with reference to FIG. Figure 3 shows the magnetic resonance signal (spin echo signals). The slice thickness is relatively thick, for example 8 cm.
The echo time T E is longer than normal, for example, 22 msec (usually 14 msec or less), and the pulse repetition interval T R is 100 msec (usually 50 msec or less).
It is less than msec. ).
なお、RFは励起用パルス、Gsはスライス用傾
斜磁場この場合はＺ軸方向の傾斜磁場、Grはリ
ード用傾斜磁場であつてこの場合はＸ軸方向の傾
斜磁場、Geはエンコード用傾斜磁場であつてこ
の場合はＹ軸方向の傾斜磁場、MRは誘起した磁
気共鳴信号であつてこの場合はエコー信号であ
る。 In addition, RF is the excitation pulse, Gs is the gradient magnetic field for slicing, in this case, the gradient magnetic field in the Z-axis direction, Gr is the gradient magnetic field for reading, which in this case is the gradient magnetic field in the X-axis direction, and Ge is the gradient magnetic field for encoding. In this case, it is a gradient magnetic field in the Y-axis direction, and MR is an induced magnetic resonance signal, which in this case is an echo signal.
このような条件設定の下で、埋め込み型全身用
プローブ３により90°パルスを送信し且つ傾斜磁
場発生コイル２からスライス用傾斜磁場Gsを加
え、その後に反転したりリード用傾斜磁場Gr及
び強度可変の位相エンコード用傾斜磁場Geを加
え、エコー時間TEにて表面コイル１３によりス
ライス部位Ｓからエコー信号を収集する。これを
所定回数繰返すことにより、コンピユータシステ
ム１１にはデータ群が与えられ、このデータ群に
より画像が生成され、表示装置１２に例えば第４
図に示すよりな表示が現れるようになる。 Under such condition settings, a 90° pulse is transmitted by the implantable whole body probe 3, and a slicing gradient magnetic field Gs is applied from the gradient magnetic field generating coil 2, and then it is reversed and the read gradient magnetic field Gr and intensity variable are applied. A gradient magnetic field Ge for phase encoding is applied, and an echo signal is collected from the slice site S by the surface coil 13 at an echo time TE . By repeating this a predetermined number of times, a data group is given to the computer system 11, an image is generated from this data group, and an image is displayed on the display device 12, e.g.
A display more similar to that shown in the figure will now appear.
以上の画像シーケンスによる本実施例の磁気共
鳴イメージング方法によれば、比較的厚めとして
いるスライス厚さ８cm程度のスライス部位Ｓに対
し、該部位から得られるエコー信号は、100ｍsec
に設定したパルス繰返し間隔TRにより、水はそ
のTRの間でかなり回復するので、得られる信号
強度は大きい。また、通常よりも時間を長く例え
ば22ｍsecに設定したエコー時間TEにより、脂肪
からの信号は抑制されたものとなる。 According to the magnetic resonance imaging method of this embodiment using the above image sequence, for a relatively thick slice region S with a slice thickness of about 8 cm, the echo signal obtained from the region is 100 msec.
With a pulse repetition interval T R set at , the resulting signal strength is large because the water recovers considerably during that TR . Further, by setting the echo time T E to be longer than usual, for example, 22 msec, signals from fat are suppressed.
以上によれば、脳溝の水からは信号が得られる
が、コイルの設置真下方向に高感度を有する表面
コイルを用いることで、脳室や基底核等の深い部
分の信号は抑制され、且つ通常よりも時間を長く
設定したエコー時間TEにより、横緩和時間T2に
よる減衰の大きい表層構造からの主として脂肪分
からの信号は抑制されたものとなる。よつて、第
３図に示すように、表示装置１２には脳溝が他の
ものと重複なく描出され、脳表面と病変との位置
関係が明らかで臨床上極めて有益な診断情報を呈
示することができる。 According to the above, signals can be obtained from the water in the cerebral sulci, but by using a surface coil with high sensitivity directly below the coil installation, signals from deep parts such as the ventricles and basal ganglia can be suppressed. By setting the echo time T E to be longer than usual, signals mainly from fat components from surface structures that are largely attenuated by the transverse relaxation time T 2 are suppressed. Therefore, as shown in FIG. 3, the cerebral sulci are depicted on the display device 12 without overlap with other sulci, the positional relationship between the brain surface and the lesion is clear, and clinically extremely useful diagnostic information is presented. I can do it.
この場合、パルス繰返し間隔TRが他のパルス
シーケンス例えばスピンエコーシーケンスよりも
短くすることができるフイールドエコー法を用い
ているので、データ収集に要する時間は短時間で
済む。 In this case, since a field echo method is used in which the pulse repetition interval T R can be made shorter than other pulse sequences, such as spin echo sequences, the time required for data collection is short.
次に本発明の他の実施例について説明する。こ
こでは、水と脂肪とのケミカルシフトを利用し、
それぞれの磁化が90°向く（水の磁化と脂肪の磁
化とが直交する。）、又は180°向く（水の磁化と脂
肪の磁化とが反対方向を向く。）ようにして分化
がなされるようにしたフイールドエコー法を用い
るものである。これにより、脂肪からの信号は抑
制されたものとなり、上記と同様の作用を得るこ
とができる。 Next, other embodiments of the present invention will be described. Here, we utilize chemical shift between water and fat,
Differentiation is done so that each magnetization is oriented 90° (water magnetization and fat magnetization are orthogonal) or 180° (water magnetization and fat magnetization are opposite directions). This method uses the field echo method. As a result, signals from fat are suppressed, and the same effect as described above can be obtained.
ここで、具体例を説明する。例えば、静磁場
H0が0.5テスラでは、プロトンの共鳴周波数は
21.3MHzであつて、そのとき水と脂肪とのケミカ
ルシフトは3.5ppmである。ここで、エコー時間
TEを16.8ｍsecとすると、水の磁化と脂肪の磁化
とが90°向き、エコー時間TEを20.1ｍsecとする
と、水の磁化と脂肪の磁化とが180°向く。 Here, a specific example will be explained. For example, static magnetic field
When H 0 is 0.5 Tesla, the resonance frequency of the proton is
At 21.3MHz, the chemical shift between water and fat is 3.5ppm. Here, echo time
When T E is 16.8 msec, the magnetization of water and the magnetization of fat are oriented 90°, and when the echo time T E is 20.1 msec, the magnetization of water and the magnetization of fat are oriented 180°.
次ぎに本発明のさらに他の実施例を説明する。
ここでは、第1RFパルス：α（α＜90°）−第2RF
パルス：180°−第3RFパルス：180°系列であつて
第２エコー信号を収集するスピンエコー法のパル
スシーケンスを用いるものである。 Next, still another embodiment of the present invention will be described.
Here, 1st RF pulse: α (α < 90°) − 2nd RF
This is a pulse sequence of 180° pulse - 3rd RF pulse: 180°, and uses a pulse sequence of the spin echo method to collect the second echo signal.
すなわち、第５図に示すように、第1RFパルス
を通常のスピンエコー法とは異なり90°よりも小
さな角度にし、第3RFパルス後にエコー信号を収
集することにより、縦磁化は大きく、縦緩和時間
T1の影響が少なくなり、上述した各実施例と同
じように脂肪からの信号は抑制されたものとな
る。この場合、磁化の熱平行状態へ戻るのを待つ
のに時間を要さないので、パルス繰返し間隔TR
は500〜600ｍsecでよい。 In other words, as shown in Figure 5, unlike the normal spin echo method, the first RF pulse is set at an angle smaller than 90°, and the echo signal is collected after the third RF pulse, so that the longitudinal magnetization is large and the longitudinal relaxation time is
The influence of T1 is reduced, and the signal from fat is suppressed as in each of the above-mentioned embodiments. In this case, since no time is required to wait for the magnetization to return to the thermal parallel state, the pulse repetition interval T R
may be 500 to 600 msec.
なお、本出願人は、先に本実施例と類似の特許
出願をしている。この先の出願（昭和62年９月17
日に出願をした特願昭62−232949号、発明の名称
「磁気共鳴イメージング方法」）の明細書及び図面
の記載の発明では、一つの表面コイルを用い、エ
コー時間を通常よりも長め（250ｍsec）に設定し
且つパルス繰返し間隔TRを通常よりも長め
（2000ｍsec）に設定したスピンエコーシーケンス
で同様の効果を得るようにしている。 The present applicant has previously filed a patent application similar to this embodiment. Future application (September 17, 1988)
In the invention described in the specification and drawings of Japanese Patent Application No. 62-232949 (title of the invention: "Magnetic Resonance Imaging Method"), one surface coil is used and the echo time is longer than usual (250 msec). ) and the pulse repetition interval T R is set longer than usual (2000 msec) to obtain a similar effect.
この先の出願にかかる発明と比べると上記実施
例は次のような有利な点がある。すなわち、先の
出願にかかる発明では、例えばパルス繰返し間隔
TRを２秒で、256回のエンコードである場合は、
そのデータ収集時間は２×256＝512秒要するが、
本実施例では、パルス繰返し間隔TRは500〜600
ｍsecでよいので、0.5（0.6）×256＝128（153.6）秒
となり、数分の一にてデータ収集を終えることが
でき、有利である。 The above embodiment has the following advantages compared to the invention of the earlier application. That is, in the invention of the earlier application, for example, the pulse repetition interval
If T R is encoded 256 times in 2 seconds,
The data collection time takes 2 x 256 = 512 seconds, but
In this example, the pulse repetition interval T R is 500 to 600
Since the time required is 0.5 (0.6) x 256 = 128 (153.6) seconds, data collection can be completed in a fraction of the time, which is advantageous.
この他本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変
形して実施できるものである。 In addition, various modifications can be made without departing from the gist of the present invention.
［発明の効果］
よつて本発明によれば、頭部の脳表面に存在す
る病変部を診断するための脳表面構造を描出した
画像を得ることができる磁気共鳴イメージング装
置を提供できる。[Effects of the Invention] Therefore, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can obtain an image depicting the brain surface structure for diagnosing a lesion existing on the brain surface of the head.
第１図は本発明にかかる磁気共鳴イメージング
装置の構成を示す図、第２図は同実施例における
表面コイルの配置を示す図、第３図は同実施例に
おけるパルスシーケンスの一例を示す図、第４図
は生成画像の例を示す図、第５図は本発明の他の
実施例を示すパルスシーケンスの例を示す図であ
る。
MA……マグネツトアツセンブリ、１……静磁
場コイル、２……Ｘ、Ｙ、Ｚ軸の傾斜磁場発生コ
イル、３……埋込み型全身用プローブ、４……静
磁場制御系、５……送信器、６……受信器、７…
…Ｘ軸傾斜磁場電源、８……Ｙ軸傾斜磁場電源、
９……Ｚ軸傾斜磁場電源、１０……シーケンサ、
１１……コンピユータシステム、１２……表示装
置、１３……表面コイル。
FIG. 1 is a diagram showing the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, FIG. 2 is a diagram showing the arrangement of surface coils in the same embodiment, and FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence in the same embodiment. FIG. 4 is a diagram showing an example of a generated image, and FIG. 5 is a diagram showing an example of a pulse sequence showing another embodiment of the present invention. MA... Magnet assembly, 1... Static magnetic field coil, 2... Gradient magnetic field generation coil for X, Y, and Z axes, 3... Implantable whole body probe, 4... Static magnetic field control system, 5... Transmitter, 6...Receiver, 7...
...X-axis gradient magnetic field power supply, 8...Y-axis gradient magnetic field power supply,
9...Z-axis gradient magnetic field power supply, 10...Sequencer,
11... Computer system, 12... Display device, 13... Surface coil.
Claims (1)
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、 プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、 前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、エコー時間を長めに設定
した条件の下で前記頭部を厚く磁気共鳴励起する
ためのフイールドエコー法のパルスシーケンスを
実行する制御手段と、 この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号を信号処理して
前記頭部における脳表構造が描出された画像を得
る手段と、 を具備する磁気共鳴イメージング装置。 ２ 静磁場を発生する静磁場発生手段と、 傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 プロトンに係る磁気共鳴現象を生じさせるため
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、 プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、 前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、水のプロトンに係る磁気
共鳴信号を強調し且つ脂肪のプロトンに係る磁気
共鳴信号を抑制した条件の下で前記頭部を厚く磁
気共鳴励起するためのフイールドエコー法のパル
スシーケンスを実行する制御手段と、 この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号を信号処理して
前記頭部における脳表構造が描出された画像を得
る手段と、 を具備する磁気共鳴イメージング装置。 ３ 静磁場を発生する静磁場発生手段と、 傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 プロトンに係る磁気共鳴現象を生じさせるため
の高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段
と、 プロトンに係る磁気共鳴信号を検出するもので
あつて、被検体の頭部に近接して配置される受信
コイルと、 前記静磁場中に配置された前記被検体に対し前
記傾斜磁場及び高周波パルスを所定条件で印加す
るためのものであつて、α（α＜90°）−180°−180°
パルス系列であつて磁気共鳴信号として第２エコ
ー信号を検出するパルスシーケンスを実行する制
御手段と、 この制御手段が駆動されることにより前記受信
コイルより得られる磁気共鳴信号として第２エコ
ー信号を信号処理して前記頭部における脳表構造
が描出された画像を得る手段と、 を具備する磁気共鳴イメージング装置。[Scope of Claims] 1. Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field; Gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field; High-frequency pulse generating means for generating a high-frequency pulse for generating a magnetic resonance phenomenon related to protons. , a receiving coil that detects a magnetic resonance signal related to protons and is placed close to the head of a subject; and a receiving coil that is placed in the static magnetic field and applies the gradient magnetic field and high-frequency pulse to the subject. a control means for applying a field echo method pulse sequence under predetermined conditions, and for executing a pulse sequence of a field echo method for thickly exciting the head with magnetic resonance under conditions where the echo time is set to be long; A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means for signal processing a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil by driving the means to obtain an image depicting a brain surface structure in the head. 2. Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field; Gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field; High frequency pulse generating means for generating a high frequency pulse for generating a magnetic resonance phenomenon related to protons; Magnetic resonance related to protons. A receiving coil that detects a signal and is placed close to the head of the subject; and the gradient magnetic field and high-frequency pulse are applied under predetermined conditions to the subject placed in the static magnetic field. A field echo method pulse for thickly exciting the head with magnetic resonance under conditions that emphasize the magnetic resonance signal related to water protons and suppress the magnetic resonance signal related to fat protons. A control means for executing a sequence; and means for processing a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil by driving the control means to obtain an image depicting a brain surface structure in the head. magnetic resonance imaging equipment. 3. Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field; Gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field; High frequency pulse generating means for generating a high frequency pulse for producing a magnetic resonance phenomenon related to protons; Magnetic resonance related to protons. A receiving coil that detects a signal and is placed close to the head of the subject; and the gradient magnetic field and high-frequency pulse are applied under predetermined conditions to the subject placed in the static magnetic field. α(α＜90°)−180°−180°
a control means for executing a pulse sequence for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal; and a control means for executing a pulse sequence for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal; and a control means for detecting a second echo signal as a magnetic resonance signal obtained from the receiving coil by driving the control means. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means for processing to obtain an image in which a brain surface structure in the head is depicted.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63148247A JPH024334A (en) | 1988-06-17 | 1988-06-17 | Magnetic resonance imaging method |
| US07/697,498 US5078141A (en) | 1988-04-29 | 1991-05-03 | Method and system for acquiring image representing brain surface anatomy |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63148247A JPH024334A (en) | 1988-06-17 | 1988-06-17 | Magnetic resonance imaging method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH024334A JPH024334A (en) | 1990-01-09 |
| JPH0564055B2 true JPH0564055B2 (en) | 1993-09-13 |
Family
ID=15448526
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63148247A Granted JPH024334A (en) | 1988-04-29 | 1988-06-17 | Magnetic resonance imaging method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH024334A (en) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0767443B2 (en) * | 1990-02-06 | 1995-07-26 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging method |
-
1988
- 1988-06-17 JP JP63148247A patent/JPH024334A/en active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH024334A (en) | 1990-01-09 |
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