JPH0595927A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
Magnetic resonance imaging apparatusInfo
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- JPH0595927A JPH0595927A JP3264632A JP26463291A JPH0595927A JP H0595927 A JPH0595927 A JP H0595927A JP 3264632 A JP3264632 A JP 3264632A JP 26463291 A JP26463291 A JP 26463291A JP H0595927 A JPH0595927 A JP H0595927A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメージング
装置に係り、特に、被検体の特定された断面において、
位相エンコード方向および周波数エンコード方向におけ
るＮＭＲ信号の取りだし方に改良を施した磁気共鳴イメ
ージング装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, to a specific cross section of a subject.
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus in which the method of extracting an NMR signal in the phase encode direction and the frequency encode direction is improved.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置は、磁気共鳴
現象を利用して被検体中の所望の断面部位における原子
核スピン（以下、単にスピンと称す）の密度分布、緩和
時間分布等を計測して、その計測データから、被検体の
該断面を画像表示するものである。2. Description of the Related Art A magnetic resonance imaging apparatus utilizes a magnetic resonance phenomenon to measure the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins (hereinafter simply referred to as "spins") at a desired cross-section in a subject, The section of the subject is displayed as an image from the measurement data.
【０００３】このような磁気共鳴イメージング装置は、
互いに直交する３軸方向にそれぞれ独立に磁場勾配を形
成できる傾斜磁場を備えてなり、このうちの一の傾斜磁
場の磁場勾配を高周波発信コイルからの信号周波数の関
係で設定することにより、撮像しようとする被検体の断
面が特定されるようになる。前記高周波発信コイルから
の信号により該被検体の組織を構成する原子の原子核に
磁気共鳴が起こりこの磁気共鳴現象によるスピンの挙動
を受信コイルが受信するものであるが、前記磁気共鳴は
前記信号周波数と一定の関係がある磁場の強さを有する
部位（すなわち前記断面における部位に相当する）にお
いて起こるからである。Such a magnetic resonance imaging apparatus is
It is equipped with gradient magnetic fields that can independently form magnetic field gradients in the directions of three axes that are orthogonal to each other, and by setting the magnetic field gradient of one of these gradient magnetic fields in relation to the signal frequency from the high frequency transmission coil, let's capture an image. The cross section of the subject to be specified is specified. A signal from the high-frequency transmission coil causes magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting the tissue of the subject, and the receiving coil receives the behavior of spin due to the magnetic resonance phenomenon. This is because it occurs in a portion having a magnetic field strength having a certain relation with (that is, corresponding to the portion in the cross section).
【０００４】そして、同様に、該特定された断面に対す
る２次元像情報を得るためにも、他の残りの互いに直交
する傾斜磁場にそれぞれ所定の磁場を印加するようにな
っている。Similarly, in order to obtain two-dimensional image information for the specified cross section, predetermined magnetic fields are applied to the other remaining gradient magnetic fields which are orthogonal to each other.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかし、従来における
磁気共鳴イメージング装置は、特定された被検体の断面
に対する２次元情報を得るための各傾斜磁場の印加は、
それぞれ撮像領域（撮像のために磁気共鳴信号が取り出
される領域）の縦横の各幅に対応した磁場印加がなされ
ており、いわゆる位相エンコード方向（撮像領域の縦方
向に一致づけられる）の磁場印加、および周波数エンコ
ード方向（撮像領域の横方向に一致づけられる）の磁場
印加として各磁場が設定されていた。However, in the conventional magnetic resonance imaging apparatus, the application of each gradient magnetic field for obtaining the two-dimensional information on the specified cross section of the subject is
Magnetic fields corresponding to the vertical and horizontal widths of the imaging region (the region from which magnetic resonance signals are taken out for imaging) are applied, and the magnetic fields are applied in the so-called phase encoding direction (matched with the vertical direction of the imaging region). Each magnetic field was set as the magnetic field application in the frequency encoding direction (matched with the lateral direction of the imaging region).
【０００６】このため、映像される断面像は実際のもの
と相似的に対応されるものであるが、そのような断層像
ばかりではなく、たとえばある部分においては小さな領
域で表示されてもある部分においては大きな領域で表示
したいという要望がある。For this reason, the cross-sectional image to be imaged corresponds to the actual one in a similar manner, but not only such a tomographic image but, for example, a portion displayed in a small area may be displayed. There is a demand for displaying in a large area.
【０００７】それ故、本発明は、このような事情に基づ
いてなされたものであり、その目的とするところのもの
は、診断画像としての映像態様の多様化を図り、これに
より診断の効率を向上させることのできる磁気共鳴イメ
ージング装置を提供することにある。Therefore, the present invention has been made under such circumstances, and the object of the present invention is to diversify the image mode as a diagnostic image, thereby improving the efficiency of diagnosis. It is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can be improved.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明は、基本的には、被検体の特定された
断面において位相エンコード方向に一致づけられる第１
傾斜磁場への磁場Ｇｐ印加手段と、前記断面において周
波数エンコード方向に一致づけられる第２傾斜磁場への
磁場Ｇｆ印加手段と、ＮＭＲ信号取り出しの際において
周波数エンコード方向のＮＭＲ信号取り出しのための第
２傾斜磁場への磁場Ｇｆ印加手段と、を少なくとも備え
る磁気共鳴イメージング装置において、０°から３６０
°までのうち０°、９０°、１８０°、２７０°を除い
た角度θに対応する信号を入力する角度入力手段と、周
波数エンコード方向および位相エンコード方向のうちい
ずれか一方が残りの他方に対して開き角度が前記θとな
るようにし、前記第１傾斜磁場への印加磁場を周波数エ
ンコード方向の磁場Ｇｆおよび位相エンコード方向の磁
場Ｇｐの各第１傾斜磁場方向の分力値に、前記第２傾斜
磁場への印加磁場を周波数エンコード方向の磁場Ｇｆお
よび位相エンコード方向の磁場Ｇｐの各第２傾斜磁場方
向の分力値に設定するとともに、第２傾斜磁場への印加
磁場を周波数エンコード方向の磁場Ｇｆの第２傾斜磁場
方向の分力値とし、さらに第１傾斜磁場への印加磁場を
周波数エンコード方向の磁場Ｇｆの第１傾斜磁場方向の
分力値として、それらの各磁場印加を周波数エンコード
方向のＮＭＲ信号取り出しのための磁場印加とする手段
を設けたことを特徴とするものである。In order to achieve such an object, the present invention is basically a first section which is aligned with the phase encoding direction in a specified cross section of the subject.
A magnetic field Gp applying means to the gradient magnetic field, a magnetic field Gf applying means to a second gradient magnetic field which is matched in the frequency encode direction in the cross section, and a second magnetic field Gp direction NMR signal take-out in the NMR signal take-out. In a magnetic resonance imaging apparatus including at least a magnetic field Gf applying unit for a gradient magnetic field,
Angle input means for inputting a signal corresponding to an angle θ other than 0 °, 90 °, 180 °, and 270 ° up to 0 °, and one of the frequency encoding direction and the phase encoding direction with respect to the other So that the opening angle is equal to the angle θ, and the magnetic field applied to the first gradient magnetic field is set to the component force values of the magnetic field Gf in the frequency encoding direction and the magnetic field Gp in the phase encoding direction in the first gradient magnetic field direction to the second component. The applied magnetic field to the gradient magnetic field is set to the component force values of the magnetic field Gf in the frequency encode direction and the magnetic field Gp in the phase encode direction in the respective second gradient magnetic field directions, and the applied magnetic field to the second gradient magnetic field is the magnetic field in the frequency encode direction. Gf is the component force value in the second gradient magnetic field direction, and the magnetic field applied to the first gradient magnetic field is the component force value of the magnetic field Gf in the frequency encoding direction in the first gradient magnetic field direction. Each magnetic field applied is characterized in that a means for the magnetic field application for taking out a frequency encoding direction NMR signal.
【０００９】[0009]
【作用】このように構成した磁気共鳴イメージング装置
は、従来互いに直交する磁場を印加できる第１傾斜磁場
および第２傾斜磁場にそれぞれ位相エンコード方向およ
び周波数エンコード方向の磁場を印加していた状態か
ら、特に前記位相エンコード方向および周波数エンコー
ド方向の開き角度をいままでの９０°（０°、１８０
°、２７０°を含む）から９０°以外の角度に変位させ
るようにしたものである。In the magnetic resonance imaging apparatus configured as described above, the magnetic field in the phase encode direction and the magnetic field in the frequency encode direction are applied to the first gradient magnetic field and the second gradient magnetic field, which can apply magnetic fields orthogonal to each other, respectively. In particular, the opening angle in the phase encoding direction and the frequency encoding direction is 90 ° (0 °, 180 °).
(Including 270 °) and an angle other than 90 °.
【００１０】そして、これにより第１傾斜磁場および第
２傾斜磁場の各方向に対する分力に相当する磁場を第１
傾斜磁場および第２傾斜磁場にそれぞれ印加するように
している。As a result, the magnetic field corresponding to the component of each of the first gradient magnetic field and the second gradient magnetic field in each direction is changed to the first magnetic field.
The gradient magnetic field and the second gradient magnetic field are applied respectively.
【００１１】これにより、従来映像されていた断層像の
縦横各方向のそれぞれを角度θ分の開き角度で変位させ
た状態で映像させることができる。Thus, the tomographic image, which has been conventionally imaged, can be imaged in each of the vertical and horizontal directions while being displaced by the opening angle of the angle θ.
【００１２】したがって、診断画像としての映像態様の
多様化を図ることができ、診断の効率を向上させること
ができる。Therefore, it is possible to diversify the image aspect as a diagnostic image and improve the efficiency of diagnosis.
【００１３】[0013]
【実施例】以下、本発明による磁気共鳴イメージング装
置の一実施例を図面を用いて説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS An embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００１４】まず、図２は本発明による磁気共鳴イメー
ジング装置の全体構成を示すブロック説明図である。First, FIG. 2 is a block diagram showing the overall construction of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【００１５】この磁気共鳴イメージング装置は、大別す
ると、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シーケンサ２と、
送信系３と、静磁場発生磁石４と、受信系５と、信号処
理系６とを備えて構成されている。This magnetic resonance imaging apparatus is roughly classified into a central processing unit (CPU) 1, a sequencer 2 and
The transmission system 3, the static magnetic field generating magnet 4, the reception system 5, and the signal processing system 6 are provided.
【００１６】中央処理装置（ＣＰＵ）１は、予め定めら
れたプロクラムに従ってシーケンサ２、送信系３、受信
系５、信号処理系６の各々を制御するものである。シー
ケンサ２は、中央処理装置１からの制御指令に基づいて
動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種々
の命令を送信系３、静磁場発生磁石４の傾斜磁場発生系
２１、受信系５に送るようにしている。なお、このシー
ケンサ２については後に詳述する。The central processing unit (CPU) 1 controls each of the sequencer 2, the transmission system 3, the reception system 5 and the signal processing system 6 according to a predetermined program. The sequencer 2 operates based on a control command from the central processing unit 1 and transmits various commands necessary for data acquisition of a tomographic image of the subject 7 to the transmission system 3 and the gradient magnetic field generation system 21 of the static magnetic field generation magnet 4. It is sent to the receiving system 5. The sequencer 2 will be described later in detail.
【００１７】送信系３は、高周波発信器８と変調器９と
高周波コイルとしての照射コイル１１を有し、シーケン
サ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを
変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パル
スを高周波増幅器１０を介して増幅して照射コイル１１
に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検
体７に照射するようにしている。The transmission system 3 has a high-frequency oscillator 8, a modulator 9 and an irradiation coil 11 as a high-frequency coil, and a high-frequency pulse from the high-frequency oscillator 8 is amplitude-modulated by the modulator 9 according to a command from the sequencer 2. The amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified through the high-frequency amplifier 10 and the irradiation coil 11
Is supplied to the subject 7 so that the subject 7 is irradiated with a predetermined pulsed electromagnetic wave.
【００１８】静磁場発生磁石４は、被検体７の回りに任
意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであ
る。この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル１１の
ほか、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と、受
信系５の受信コイル１４が設置されている。傾斜磁場発
生系２１は互いに直交するデカルト座標軸方向、すなわ
ちＸ軸方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向にそれぞれ独立
に傾斜磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル１
３と傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源１２
と、傾斜磁場電源１２を制御するシーケンサ２により構
成する。The static magnetic field generating magnet 4 is for generating a uniform static magnetic field around the subject 7 in an arbitrary direction. Inside the static magnetic field generating magnet, in addition to the irradiation coil 11, a gradient magnetic field coil 13 for generating a gradient magnetic field and a receiving coil 14 of the receiving system 5 are installed. The gradient magnetic field generation system 21 has a configuration capable of independently applying a gradient magnetic field in Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other, that is, in the X axis direction, the Y axis direction, and the Z axis direction.
3 and gradient magnetic field power supply 12 for supplying electric current to the gradient coil
And a sequencer 2 for controlling the gradient magnetic field power supply 12.
【００１９】受信系５は、高周波コイルとしての受信コ
イル１４と該受信コイル１４に接続された増幅器１５と
直交位相検波器１６とＡ／Ｄ変換器１７とを有し、被検
体７からＮＭＲ信号を受信コイル１４が検出すると、そ
の信号を増幅器１５、直交位相検波器１６、Ａ／Ｄ変換
器１７を介しデジタル量に変換するとともに、シーケン
サ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６
によってサンプリングされた二系列の収集データに変換
して中央処理装置１に送るようにしている。The receiving system 5 has a receiving coil 14 as a high frequency coil, an amplifier 15 connected to the receiving coil 14, a quadrature detector 16 and an A / D converter 17, and an NMR signal from the subject 7 is received. When the receiving coil 14 detects the signal, the signal is converted into a digital amount through the amplifier 15, the quadrature detector 16, and the A / D converter 17, and the quadrature detector 16 is supplied at the timing instructed by the sequencer 2.
The data is converted into two series of collected data sampled by and sent to the central processing unit 1.
【００２０】信号処理系６は、磁気ディスク２０、光デ
ィスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディ
スプレイ１８とを有し、受信系５からのデータが中央処
理装置１に入力されると、該中央処理装置１が信号処
理、画像再構成等の処理を実行し、その結果の被検体７
の所望の断面像をディスプレイ１８に表示するととも
に、外部記憶装置の磁気ディスク２０等に記憶する。The signal processing system 6 has an external storage device such as a magnetic disk 20 and an optical disk 19 and a display 18 such as a CRT. When the data from the receiving system 5 is input to the central processing unit 1, The central processing unit 1 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and the subject 7
The desired cross-sectional image is displayed on the display 18 and stored in the magnetic disk 20 or the like of the external storage device.
【００２１】このような構成において、本実施例では、
特に、制御操作卓２５上に角度αを入力できるつまみ２
６と角度θを入力できるつまみ２４とが備わっており、
オペレータがこれらつまみ２６およびつまみ２４を回動
することによりそれらの回動角αおよび回動角θに対応
する各信号が中央処理装置１介してメモリ２７に入力さ
れるようになっている。In such a structure, in this embodiment,
Knob 2 that can input angle α on the control console 25
6 and a knob 24 that can input the angle θ are provided,
When the operator rotates the knobs 26 and 24, the signals corresponding to the rotation angles α and θ are input to the memory 27 via the central processing unit 1.
【００２２】このメモリ２７では前記回動角αおよび回
動角θに対応する信号に応じた情報が格納されており、
中央処理装置１を介して該情報に基づいて前記シーケン
サ２の内容の一部が変更されるようになっている。Information corresponding to the signals corresponding to the rotation angle α and the rotation angle θ is stored in the memory 27,
A part of the contents of the sequencer 2 is changed based on the information via the central processing unit 1.
【００２３】次に、前記シーケンサ２から送出されるパ
ルスのシーケンスを図３を用いて説明する。このパルス
シーケンスは、いわゆる２次元フーリエイメージング法
のうちスピンエコー法の模式的なパルスシーケンスであ
る。そして、この図３に示すパルスシーケンスは前記制
御操作卓２５上のつまみ２６および２４をそれら回動角
αが「０」、回動角θが「９０」となっている際に送出
されるもので、すなわち従来も同様に送出されていたパ
ルスシーケンスである。Next, the sequence of pulses transmitted from the sequencer 2 will be described with reference to FIG. This pulse sequence is a typical pulse sequence of the spin echo method of the so-called two-dimensional Fourier imaging method. The pulse sequence shown in FIG. 3 is sent when the knobs 26 and 24 on the control console 25 have the rotation angle α of "0" and the rotation angle θ of "90". That is, it is a pulse sequence that has been similarly transmitted in the past.
【００２４】このパルスシーケンスは、同図に示すよう
に、まず、９０°パルス３０を印加した後、エコー時間
をＴｅとしたときＴｅ／２の時間後に１８０°パルス３
１を加えるようになっている。９０°パルス３０を加え
た後、各スピンはそれぞれに固有の速度でＸ−Ｙ面内で
回転を始めるため、時間の経過とともに各スピン間に位
相差が生じる。ここで１８０°パルス３１が加わると、
各スピンはＸ’軸に対称に反転し、その後も同じ速度で
回転を続けるために時刻Ｔｅでスピンは再び集束し、エ
コー信号３６を形成するようになる。In this pulse sequence, as shown in the figure, first, after applying 90 ° pulse 30, 180 ° pulse 3 after the time of Te / 2 when the echo time is Te.
It is designed to add 1. After the 90 ° pulse 30 is applied, each spin starts rotating in the XY plane at its own velocity, so that a phase difference occurs between the spins over time. When the 180 ° pulse 31 is added here,
Each spin is inverted symmetrically with respect to the X ′ axis, and then continues to rotate at the same speed, so that at time Te, the spins are focused again to form the echo signal 36.
【００２５】なお、この際におけるエコー信号３６の発
生原理を核スピンをもとに図４を用いて説明をする。同
図において、９０パルス照射（図４（ａ））後ｙ軸上に
倒れた巨視的磁化は（図４（ｂ））、時間が経過するに
つれ（図４（ｃ））、静磁場の不均一性の影響を受けて
個々の核スピンの回転位相がバラバラに乱れはじめ、ｘ
−ｙ平面内を扇を広げたように広がっていく（図４
（ｄ））。このとき、ＦＩＤ信号が観測されるが、その
後受信コイルには信号が現れない。The principle of generation of the echo signal 36 in this case will be described with reference to FIG. 4 based on the nuclear spin. In the same figure, the macroscopic magnetization tilted on the y-axis after irradiation for 90 pulses (FIG. 4 (a)) (FIG. 4 (b)) shows that the static magnetic field was not detected as time passed (FIG. 4 (c)). Due to the influence of homogeneity, the rotational phase of individual nuclear spins begins to become disordered, x
-Expand the fan in the y-plane (Fig. 4)
(D)). At this time, the FID signal is observed, but thereafter no signal appears in the receiving coil.
【００２６】次に、９０°パルス印加後時間τ経過後１
８０°パルスを印加する（図４（ｅ））。この結果位相
ずれを起こしていた各スピンは、ｘ軸を中心として１８
０°左回りに回転させられる。しかし、この状態となっ
ても、１８０°パルスの印加前にｘ−ｙ面で右回りとな
っていたスピンはそのまま右回りに、また、左回りのも
のは左回りへと引き続き位相を変えていく（図４
（ｆ））。そのため、最初の９０°パルスを印加してか
ら２τ後には、各スピンは−ｙ軸に収束する（図４
（ｇ））。これら各核スピンの挙動はｘ−ｙ平面に置か
れたコイルに信号として受信されるので、受信信号に着
目すると、９０°パルス印加後２τに到達する直前から
ＦＩＤ信号が現れはじめ、２τ後最大値に到達する。Next, after the time τ has elapsed after applying the 90 ° pulse, 1
An 80 ° pulse is applied (FIG. 4 (e)). As a result, each spin that has been out of phase is
It is rotated 0 ° counterclockwise. However, even in this state, the spin that was clockwise in the xy plane before the 180 ° pulse was applied is rotated clockwise, while the counterclockwise spin continues to change its phase to counterclockwise. Go (Figure 4
(F)). Therefore, after 2τ after applying the first 90 ° pulse, each spin converges on the -y axis (Fig. 4).
(G)). The behavior of each of these nuclear spins is received as a signal by a coil placed on the xy plane. Therefore, focusing on the received signal, the FID signal begins to appear immediately before reaching 2τ after the 90 ° pulse is applied, and the maximum after 2τ. Reach the value.
【００２７】この場合、断層画像を構成するためには信
号の空間的な分布を求めねばならない。このために線形
な傾斜磁場を用いる。均一な静磁場に傾斜磁場を重畳す
る事で空間的な磁場勾配ができる。先にも述べたように
スピンの回転周波数は磁場強度に比例しているから傾斜
磁場が加わった状態においては、各スピンの回転周波数
は空間的に異なる。従って、この周波数を調べることに
よって各スピンの位置を知ることができる。この目的の
ために、スライス方向傾斜磁場３２、位相エンコード傾
斜磁場３３、周波数エンコード傾斜磁場３４，３５が用
いられている。In this case, in order to form a tomographic image, the spatial distribution of signals must be obtained. For this purpose, a linear gradient magnetic field is used. A spatial magnetic field gradient can be created by superimposing a gradient magnetic field on a uniform static magnetic field. As described above, since the spin rotation frequency is proportional to the magnetic field strength, the spin rotation frequencies are spatially different in the state where a gradient magnetic field is applied. Therefore, the position of each spin can be known by examining this frequency. For this purpose, a slice direction gradient magnetic field 32, a phase encode gradient magnetic field 33, and frequency encode gradient magnetic fields 34 and 35 are used.
【００２８】以上に述ベたパルスシーケンスを基本単位
として、位相エンコード傾斜磁場の強度を毎回変えなが
ら一定の繰り返し時間（ＴＲ）毎に、所定回数、例えば
２５６回繰り返す。こうして得られた計測信号を２次元
逆フーリエ変換することで巨視的磁化の空間的分布が求
められる。なお、以上のＭＲＩ基本原理に関しては、
「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会
編，丸善株式会社，昭和５９年１月２０日発行）に詳し
く説明されている。Using the pulse sequence described above as a basic unit, the intensity of the phase-encoding gradient magnetic field is changed every time, and a predetermined number of times, for example 256 times, are repeated at a constant repetition time (TR). The spatial distribution of macroscopic magnetization can be obtained by subjecting the measurement signal thus obtained to two-dimensional inverse Fourier transform. Regarding the basic principles of MRI above,
It is described in detail in "NMR Medicine" (Basic and Clinical) (edited by Nuclear Magnetic Resonance Medical Research Society, Maruzen Co., Ltd., issued January 20, 1984).
【００２９】上記図３に示すシーケンスによって得られ
る断面像は、たとえば図５に示すようにして映像される
ようになっている。図５は表示面１８Ａの中央に被検体
７Ａの頭部の断面像が表示されていることを示し、この
断面像は図中上向きに表示されかつ実際のものと相似的
に対応されて表示されている。The cross-sectional image obtained by the sequence shown in FIG. 3 is imaged as shown in FIG. 5, for example. FIG. 5 shows that a cross-sectional image of the head of the subject 7A is displayed in the center of the display surface 18A. This cross-sectional image is displayed upward in the figure and is displayed in a manner similar to the actual one. ing.
【００３０】次に、図５に示す被検体頭部の撮影状態
で、前記制御操作卓２５上のつまみ２６を回動角αにそ
してつまみ２６を回動角θの状態にして上述と同様の操
作をした場合の説明をする。Next, in the imaging state of the subject's head shown in FIG. 5, the knob 26 on the control console 25 is set to the turning angle α, and the knob 26 is set to the turning angle θ in the same manner as described above. An explanation will be given when the operation is performed.
【００３１】制御操作卓２５からは、回動角αおよびθ
に対応する各信号が中央処理装置１を介して、本実施例
で新たに設けたメモリ２７に入力されるようになってい
る。このメモリ２７には、図６に示した情報が予め格納
されたものとなっている。From the control console 25, the rotation angles α and θ
Each signal corresponding to is input to the memory 27 newly provided in the present embodiment via the central processing unit 1. The information shown in FIG. 6 is previously stored in this memory 27.
【００３２】図６は、Ｚ軸傾斜磁場に磁場強度Ｇｆの磁
場が形成されている状態から、前記角度α分だけ時計回
りに変換された際の磁場の状態、およびＸ軸傾斜磁場に
磁場強度Ｇｐの磁場が形成されている状態から所定角度
だけ時計回りに変換され結果として前記変換された磁場
強度Ｇｆの方向に対して開き角度θ分だけ変換された際
の磁場の状態を示している。本実施例では、変換された
磁場Ｇｆの方向を周波数エンコード方向とし、また、変
換された磁場Ｇｐ方向を位相エンコード方向として前記
Ｘ軸傾斜磁場およびＺ軸傾斜磁場にそれぞれ磁場を印加
しようとするものである。FIG. 6 shows the state of the magnetic field when the magnetic field of the magnetic field strength Gf is formed in the Z-axis gradient magnetic field is converted clockwise by the angle α, and the magnetic field strength in the X-axis gradient magnetic field. The state of the magnetic field when the magnetic field of Gp is converted clockwise by a predetermined angle and as a result is converted by the opening angle θ with respect to the direction of the converted magnetic field strength Gf is shown. In the present embodiment, the direction of the converted magnetic field Gf is set as the frequency encoding direction, and the converted magnetic field Gp direction is set as the phase encoding direction to apply magnetic fields to the X-axis gradient magnetic field and the Z-axis gradient magnetic field, respectively. Is.
【００３３】すなわち、Ｘ軸傾斜磁場には、周波数エン
コード方向の磁場ＧｆのＸ軸方向分力Ｇｆｘと位相エン
コード方向の磁場ＧｐのＸ軸方向分力Ｇｐｘとの加算値
に相当する磁場を印加しようとするものである。また、
Ｚ軸傾斜磁場には、周波数エンコード方向の磁場Ｇｆの
Ｚ軸方向分力Ｇｆｚと位相エンコード方向の磁場Ｇｐの
Ｚ軸方向分力Ｇｐｚとの加算値に相当する磁場を印加し
ようとするものである。なお、ここで、上述したＧｆ、
Ｇｐはそれぞれいずれもベクトルである。That is, a magnetic field corresponding to the sum of the X-axis component force Gfx of the magnetic field Gf in the frequency encode direction and the X-axis component force Gpx of the magnetic field Gp in the phase encode direction is applied to the X-axis gradient magnetic field. It is what Also,
A magnetic field corresponding to the sum of the Z-axis component force Gfz of the magnetic field Gf in the frequency encode direction and the Z-axis component force Gpz of the magnetic field Gp in the phase encode direction is applied to the Z-axis gradient magnetic field. .. Note that here, the above-mentioned Gf,
Each Gp is a vector.
【００３４】そして、このような前記メモリ２７から
は、前記回動角αおよび回動角θに対応する上述した情
報、すなわち回動角αおよび回動角θに基づく分力磁場
が読みだされ、中央処理装置１を介して、シーケンサ２
に入力され、該情報に基づいてシーケンサ２の内容が図
１のように変更されるようになっている。Then, the above-mentioned information corresponding to the rotation angle α and the rotation angle θ, that is, the component magnetic field based on the rotation angle α and the rotation angle θ is read from the memory 27. , The sequencer 2 via the central processing unit 1
The contents of the sequencer 2 are changed as shown in FIG. 1 based on this information.
【００３５】図１は、前記図３と対応づけて示したシー
ケンスであり、図３と異なる部分は、Ｘ軸傾斜磁場とＺ
軸傾斜磁場に印加する磁場にある。すなわち、Ｘ線傾斜
磁場には（Ｇｐｘ＋Ｇｆｘ）の磁場を、またＺ軸傾斜磁
場には（Ｇｐｚ＋Ｇｆｚ）の磁場を印加するようにし
て、特定された断面であるＸ−Ｚ平面における２次元情
報を得るようにしているものである。FIG. 1 is a sequence shown in correspondence with FIG. 3 described above. The parts different from FIG. 3 are the X-axis gradient magnetic field and Z
It is in the magnetic field applied to the axial gradient magnetic field. That is, by applying a magnetic field of (Gpx + Gfx) to the X-ray gradient magnetic field and a magnetic field of (Gpz + Gfz) to the Z-axis gradient magnetic field, two-dimensional information in the XZ plane which is the specified cross section is obtained. Is what you are doing.
【００３６】なお、この場合、周波数エンコード方向の
ＮＭＲ信号取り出しのための磁場印加は、分力されるＸ
軸傾斜磁場およびＺ軸傾斜磁場にそれぞれＧｆｘおよび
Ｇｆｚを印加することによって行うようにしている。In this case, the magnetic field application for extracting the NMR signal in the frequency encode direction is divided into X components.
Gfx and Gfz are applied to the axial gradient magnetic field and the Z-axis gradient magnetic field, respectively.
【００３７】このようなシーケンスから得られる断層像
を図７に示す。図５に示した状態から入力角度αに相当
する分だけ該断層像が時計回り方向に回動しかつ入力角
度θに相当する分だけ該断層像が歪むようにして映像さ
れるようになる。FIG. 7 shows a tomographic image obtained from such a sequence. From the state shown in FIG. 5, the tomographic image is rotated clockwise by an amount corresponding to the input angle α, and the tomographic image is distorted by an amount corresponding to the input angle θ.
【００３８】ここで、入力角度αと入力角度θとの関係
は次のようになっている。Here, the relationship between the input angle α and the input angle θ is as follows.
【００３９】入力角度θを「０」のままで入力角度αを
入力すると周波数エンコード方向および位相エンコード
方向の開き角度は直交したまま時計回り方向に角度α分
変位し、図８に示すように断層像は元の状態から角度α
だけ時計回りに回動して表示されることになる。When the input angle α is input with the input angle θ kept at "0", the opening angle in the frequency encode direction and the phase encode direction is displaced by the angle α in the clockwise direction while being orthogonal to each other. As shown in FIG. The image is angle α from the original state
Only the image will be displayed rotated clockwise.
【００４０】また、入力角度αを「０」のままで入力角
度θを入力すると周波数エンコード方向はＺ軸傾斜磁場
方向に一致づけられたままで位相エンコード方向が前記
周波数エンコード方向に対して開き角度θを有して変位
し、図９に示すように断層像は元の状態から角度θに対
応して歪んだ状態で表示されることになる。If the input angle θ is input while the input angle α remains “0”, the frequency encode direction remains the same as the Z-axis gradient magnetic field direction, and the phase encode direction opens with respect to the frequency encode direction. With the displacement, the tomographic image is displayed in a distorted state corresponding to the angle θ from the original state as shown in FIG.
【００４１】上述した実施例から明らかなように、従来
互いに直交する磁場を印加できる第１傾斜磁場（実施例
の場合Ｘ軸傾斜磁場）および第２傾斜磁場（実施例の場
合Ｚ軸傾斜磁場）にそれぞれ位相エンコード方向および
周波数エンコード方向の磁場を印加していた状態から、
特に前記位相エンコード方向および周波数エンコード方
向の開き角度θをいままでの９０°（０°、１８０°、
２７０°を含む）から９０°以外の角度に変位させるよ
うにしたものである。As is apparent from the above-described embodiment, the first gradient magnetic field (X-axis gradient magnetic field in the case of the example) and the second gradient magnetic field (Z-axis gradient magnetic field in the case of the example) which can conventionally apply mutually orthogonal magnetic fields. From the state where the magnetic fields in the phase encode direction and the frequency encode direction were applied to
In particular, the opening angle θ in the phase encode direction and the frequency encode direction is 90 ° (0 °, 180 °,
(Including 270 °) to an angle other than 90 °.
【００４２】そして、これにより第１傾斜磁場および第
２傾斜磁場の各方向に対する分力に相当する磁場を第１
傾斜磁場および第２傾斜磁場にそれぞれ印加するように
している。As a result, the magnetic field corresponding to the component force of each of the first gradient magnetic field and the second gradient magnetic field is applied to the first gradient magnetic field.
The gradient magnetic field and the second gradient magnetic field are applied respectively.
【００４３】これにより、従来映像されていた断層像の
縦横各方向のそれぞれを角度θ分の開き角度で変位させ
た状態で映像させることができる。As a result, the tomographic image, which has been conventionally imaged, can be imaged in each of the vertical and horizontal directions while being displaced by the opening angle of the angle θ.
【００４４】したがって、診断画像としての映像態様の
多様化を図ることができ、診断の効率を向上させること
ができる。Therefore, it is possible to diversify the image aspect as a diagnostic image and improve the efficiency of diagnosis.
【００４５】上述した実施例では、断層像を回動させる
ための角度入力（実施例では角度α入力に相当する）を
行っているものであるが、この角度入力は特に行わなく
てもよいことはいうまでもない。けだし本発明の目的を
達成できるからである。In the above-described embodiment, the angle input for rotating the tomographic image (corresponding to the angle α input in the embodiment) is performed, but this angle input need not be performed in particular. Needless to say. This is because the object of the present invention can be achieved.
【００４６】[0046]
【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明による磁気共鳴イメージング装置によれば、診断
画像としての映像態様の多様化を図り、これにより診断
の効率を向上させることができる。As is clear from the above description,
According to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, it is possible to diversify the image aspect as a diagnostic image and thereby improve the efficiency of diagnosis.
【図１】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例に用いられるシーケンスの一実施例を示した説明図
である。FIG. 1 is an explanatory diagram showing an example of a sequence used in an example of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図２】本発明による磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を示したブロック構成図である。FIG. 2 is a block diagram showing an embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図３】本発明による磁気共鳴イメージング装置に用い
られる従来のシーケンスの一例を示した説明図である。FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of a conventional sequence used in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図４】エコー信号が得られるためのスピンの挙動を示
す説明図である。FIG. 4 is an explanatory diagram showing a behavior of spins for obtaining an echo signal.
【図５】本発明による磁気共鳴イメージング装置によっ
て表示される従来の断層像を示した説明図である。FIG. 5 is an explanatory diagram showing a conventional tomographic image displayed by the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図６】本発明による磁気共鳴イメージング装置に備え
られるメモリに格納される情報の一実施例を示した説明
図である。FIG. 6 is an explanatory diagram showing an example of information stored in a memory provided in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図７】本発明による磁気共鳴イメージング装置の断層
像の表示態様の一実施例を示した説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram showing an example of a display mode of a tomographic image of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図８】本発明による磁気共鳴イメージング装置の断層
像の表示態様の一実施例を示した説明図である。FIG. 8 is an explanatory diagram showing an example of a display mode of a tomographic image of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
【図９】本発明による磁気共鳴イメージング装置の断層
像の表示態様の一実施例を示した説明図である。FIG. 9 is an explanatory diagram showing an example of a display mode of a tomographic image of the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
２４、２６ つまみ ２５ 制御操作卓 ２７ メモリ 24, 26 Knob 25 Control console 27 Memory
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 5 Identification code Internal reference number FI technical display location 9118-2J G01N 24/08 Y
Claims (1)
ンコード方向に一致づけられる第１傾斜磁場への磁場Ｇ
ｐ印加手段と、前記断面において周波数エンコード方向
に一致づけられる第２傾斜磁場への磁場Ｇｆ印加手段
と、ＮＭＲ信号取り出しの際において周波数エンコード
方向のＮＭＲ信号取り出しのための第２傾斜磁場への磁
場Ｇｆ印加手段と、を少なくとも備える磁気共鳴イメー
ジング装置において、０°から３６０°までのうち０
°、９０°、１８０°、２７０°を除いた角度θに対応
する信号を入力する角度入力手段と、周波数エンコード
方向および位相エンコード方向のうちいずれか一方が残
りの他方に対して開き角度が前記θとなるようにし、前
記第１傾斜磁場への印加磁場を周波数エンコード方向の
磁場Ｇｆおよび位相エンコード方向の磁場Ｇｐの各第１
傾斜磁場方向の分力値に、前記第２傾斜磁場への印加磁
場を周波数エンコード方向の磁場Ｇｆおよび位相エンコ
ード方向の磁場Ｇｐの各第２傾斜磁場方向の分力値に設
定するとともに、第２傾斜磁場への印加磁場を周波数エ
ンコード方向の磁場Ｇｆの第２傾斜磁場方向の分力値と
し、さらに第１傾斜磁場への印加磁場を周波数エンコー
ド方向の磁場Ｇｆの第１傾斜磁場方向の分力値として、
それらの各磁場印加を周波数エンコード方向のＮＭＲ信
号取り出しのための磁場印加とする手段を設けたことを
特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A magnetic field G to a first gradient magnetic field which is matched with a phase encoding direction in a specified cross section of a subject.
p applying means, magnetic field Gf applying means to the second gradient magnetic field which is matched in the frequency encoding direction in the cross section, and magnetic field to the second gradient magnetic field for extracting the NMR signal in the frequency encoding direction when extracting the NMR signal In a magnetic resonance imaging apparatus including at least Gf applying means, 0 out of 0 ° to 360 °
An angle input means for inputting a signal corresponding to an angle θ other than 90 °, 90 °, 180 °, and 270 °, and one of the frequency encoding direction and the phase encoding direction has an opening angle with respect to the other. θ, and the magnetic field applied to the first gradient magnetic field is the first magnetic field Gf in the frequency encode direction and the first magnetic field Gp in the phase encode direction.
The component force value in the gradient magnetic field direction is set to the component force value in the second gradient magnetic field direction of the magnetic field Gf in the frequency encoding direction and the magnetic field Gp in the phase encoding direction, and the second magnetic field applied to the second gradient magnetic field is set to the second component. The applied magnetic field to the gradient magnetic field is the component force value of the magnetic field Gf in the frequency encode direction in the second gradient magnetic field direction, and the applied magnetic field to the first gradient magnetic field is the component force of the magnetic field Gf in the frequency encode direction in the first gradient magnetic field direction. As a value
A magnetic resonance imaging apparatus comprising means for applying each magnetic field to the magnetic field for extracting an NMR signal in the frequency encoding direction.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26463291A JP3170000B2 (en) | 1991-10-14 | 1991-10-14 | Magnetic resonance imaging equipment |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26463291A JP3170000B2 (en) | 1991-10-14 | 1991-10-14 | Magnetic resonance imaging equipment |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0595927A true JPH0595927A (en) | 1993-04-20 |
| JP3170000B2 JP3170000B2 (en) | 2001-05-28 |
Family
ID=17406046
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP26463291A Expired - Fee Related JP3170000B2 (en) | 1991-10-14 | 1991-10-14 | Magnetic resonance imaging equipment |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3170000B2 (en) |
-
1991
- 1991-10-14 JP JP26463291A patent/JP3170000B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3170000B2 (en) | 2001-05-28 |
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