JPH07222728A - Magnetic resonance imaging method - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To obtain a useful tomographic information in a short time by shortening one pulse sequence of an inversion recovery method (IR method) being used generally. CONSTITUTION:In this magnetic resonance imaging method by the inversion recovery method which applies a 90 deg. pulse as a second high-frequency pulse 22 after inverting an atomic nucleus spin by around 180 deg. by permitting an atomic nucleus which comprises the tissue of a testee body to cause magnetic resonance by a first frequency pulse 21', and acquires an echo signal 40 generated from the atomic nucleus, and acquires the image of the tissue of the testee body based on the echo signal, a pulse smaller than a 180 deg. pulse and larger than the 90 deg. pulse is used as the first high-frequency pulse 21'. In this way, a time(TI) from the first high-frequency pulse to the second high-frequency pulse can be shortened.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＮＭＲ）現
象を利用して被検体の断層画像を得るようにした磁気共
鳴イメージング方法に係り、特に任意の部位の信号を選
択的に抑制可能ないわゆる反転回転法による磁気共鳴イ
メージング方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging method for obtaining a tomographic image of a subject by utilizing a magnetic resonance (NMR) phenomenon, and in particular, it is possible to selectively suppress a signal at an arbitrary site. The present invention relates to a magnetic resonance imaging method using a so-called reverse rotation method.

【０００２】[0002]

【従来の技術】磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩと
いう）は、磁気共鳴現象を利用して被検体中の所望の検
査部位における原子核スピン（以下、単にスピンとい
う）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、被検体の断層画像を表示するものである。2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) utilizes a magnetic resonance phenomenon to determine the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins (hereinafter simply referred to as spins) at a desired examination site in a subject. The measurement is performed, and a tomographic image of the subject is displayed from the measurement data.

【０００３】このＭＲＩによる撮影で一般的に用いられ
ている方法に２次元フーリエイメージング法があり、こ
の方法のうち代表的なものとして反転回復法（以下、Ｉ
Ｒ法という）がある。一般に静磁場中に置かれた被検体
中のスピンは、静磁場強度に比例する回転周波数でラー
モア運動をしており、その巨視的磁化は、図６に示すよ
うに静磁場方向（Ｚ方向）を向いている（ａ）。このス
ピンの周波数と同じ周波数の磁場パルスが印加される
と、そのエネルギーを吸収してスピン（巨視的磁化）が
倒れる（回転する）。このスピンの倒れる角度は高周波
パルスの強度によって異なり、スピンが９０度倒れる強
さの高周波パルスを９０度パルス、１８０度倒れる、即
ち反転する強さの高周波パルスを１８０度パルスとい
う。ＩＲ法のパルスシーケンスでは、図５に示すよう
に、まず、第１の高周波パルスとして、１８０度パルス
２１を印加する。このとき所定のスライス幅の領域のス
ピンを励起するためにスライス傾斜磁場３０が同時に印
加される。このパルス２１の印加により当該スライス内
のスピンはＺ軸に対称に１８０度反転する（図６
（ｂ））。１８０度パルス２１から所定の待ち時間ＴＩ
（反転時間という）後に、第２の高周波パルスである９
０度パルス２２を印加し、さらに９０度パルス２２を印
加後Ｔｅ／２の時間後に第３の高周波パルスである１８
０度パルス２３を加える。尚、Ｔｅはエコー時間であ
る。９０度パルス２２を加えることにより、スピンは９
０度回転し例えばＸ軸方向を向くが（図６（ｃ））、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の位相差が生
じる（図６（ｄ））。ここで１８０度パルス２３が加わ
ると、各スピンはＸ軸に対称に反転し（図６（ｅ））、
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４０を形成する。A two-dimensional Fourier imaging method is a method generally used in the imaging by the MRI, and the inversion recovery method (hereinafter referred to as I
R method). In general, spins in a subject placed in a static magnetic field make Larmor motion at a rotation frequency proportional to the static magnetic field strength, and their macroscopic magnetization is in the static magnetic field direction (Z direction) as shown in FIG. (A). When a magnetic field pulse having the same frequency as the frequency of this spin is applied, the energy is absorbed and the spin (macroscopic magnetization) falls (rotates). The angle at which the spin falls depends on the intensity of the high-frequency pulse. A high-frequency pulse with a strength that causes the spin to fall 90 degrees is called a 90-degree pulse, and a high-frequency pulse with a strength that falls 180 degrees, that is, the spin is inverted is called a 180-degree pulse. In the pulse sequence of the IR method, as shown in FIG. 5, first, a 180-degree pulse 21 is applied as a first high frequency pulse. At this time, a slice gradient magnetic field 30 is simultaneously applied to excite spins in a region having a predetermined slice width. By applying this pulse 21, spins in the slice are inverted 180 degrees symmetrically with respect to the Z axis (FIG. 6).
(B)). 180 degree pulse 21 to predetermined waiting time TI
The second high frequency pulse, 9 (after the inversion time), is
The third high-frequency pulse, which is the third high-frequency pulse, is applied at a time of Te / 2 after applying the 0-degree pulse 22 and further applying the 90-degree pulse 22.
Add 0 degree pulse 23. Note that Te is the echo time. By applying a 90 degree pulse 22, the spin becomes 9
For example, the spins start rotating in the XY plane at their own speeds while rotating 0 degrees and facing, for example, the X-axis direction (FIG. 6 (c)), so that the phase difference between the spins with time elapses. Occurs (FIG. 6 (d)). Here, when the 180-degree pulse 23 is applied, each spin is inverted symmetrically with respect to the X axis (FIG. 6 (e)),
After that, in order to continue the rotation at the same speed, the spins are focused again at the time Te, and the echo signal 40 is formed.

【０００４】このように信号は計測されるが、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なければ
ならない。このため均一な静磁場に線形の傾斜磁場を重
畳することで空間的な磁場勾配を形成する。既に述べた
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、位相エンコード傾斜磁場３１、周波数エ
ンコード傾斜磁場３２、３３が用いられている。Although the signal is measured in this way, the spatial distribution of the signal must be obtained in order to form a tomographic image. Therefore, a spatial magnetic field gradient is formed by superimposing a linear gradient magnetic field on a uniform static magnetic field. As described above, the spin rotation frequency is proportional to the magnetic field strength, and thus the spin rotation frequency is spatially different in the state in which a gradient magnetic field is applied. Therefore, the position of each spin can be known by examining this frequency. For this purpose, a phase encode gradient magnetic field 31 and frequency encode gradient magnetic fields 32 and 33 are used.

【０００５】以上に述べ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。さらにＩＲ法においては、１８０度パルス２
１により１８０度倒れたスピンが、縦緩和現象により元
に戻る時間が物質により異なることを利用して、選択的
に特定の物質の信号を抑制する。即ち、図２（ｂ）に示
すように物質Ａ、Ｂの縦磁化Ｍｚ（前述の例でＺ軸方向
の磁化）は、１８０度パルス２１を印加された直後の時
刻ｔ＝０の時点では負の値であるが、時間が経つに従い
元の縦磁化Ｍ₀に戻ろうとする。このとき戻るまでの時
間は物質により異なる。図２（ｂ）では、物質Ａのほう
が早く元に戻り、時刻Ｔ_a1において縦磁化Ｍｚは０とな
る。ここで９０度パルス２２以降のパルスシーケンスを
動作させると、物質Ａの信号は計測されないが、物質Ｂ
については縦磁化Ｍｚが０以外の値をもっているためエ
コー信号を計測することができる。従って選択的に物質
Ａの信号を制御したことになる。同様に時刻Ｔ_b1で、９
０度パルス以降のパルスシーケンスを動作させると、物
質Ｂの信号を制御させることができる。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. Further, in the IR method, 180 degree pulse 2
By utilizing the fact that the spin tilted by 180 degrees due to 1 varies depending on the substance due to the longitudinal relaxation phenomenon, the signal of the specific substance is selectively suppressed. That is, as shown in FIG. 2B, the longitudinal magnetization Mz (magnetization in the Z-axis direction in the above example) of the substances A and B is negative at time t = 0 immediately after the 180-degree pulse 21 is applied. However, it tends to return to the original longitudinal magnetization M ₀ over time. At this time, the time to return depends on the substance. In FIG. 2B, the substance A returns to the original state earlier, and the longitudinal magnetization Mz becomes 0 at time T _a1 . Here, when the pulse sequence of the 90-degree pulse 22 and thereafter is operated, the signal of the substance A is not measured, but the substance B is not measured.
With respect to, since the longitudinal magnetization Mz has a value other than 0, the echo signal can be measured. Therefore, the signal of the substance A is selectively controlled. Similarly, at time T _b1 , 9
By operating the pulse sequence after the 0-degree pulse, the signal of the substance B can be controlled.

【０００６】通常、この方法は、アーチファクトを発生
させる動きのある部位や臨床上必要ない部位の信号を抑
制するために用いられている。[0006] Usually, this method is used to suppress the signal of a moving part or a clinically unnecessary part which causes an artifact.

【０００７】[0007]

【発明が解決しようとする課題】このように従来の反転
回復法による磁気共鳴イメージングでは、不要な部位の
信号を抑制させるために、その部位の縦緩和時間Ｔ₁に
準じて、反転時間ＴＩを決定しなければならない。従っ
て縦緩和時間Ｔ₁が短いものについて信号を抑制する場
合には良いが、長いものについてはそれだけ反転時間Ｔ
Ｉを長くしなければならず、一のパルスシーケンス時間
が長くなってしまう。このため撮像時間が延長するか、
短時間で撮像しようとするとマルチスライス数の減少に
より良好な画像を得ることができないという欠点をあっ
た。As described above, in the magnetic resonance imaging by the conventional inversion recovery method, in order to suppress the signal of the unnecessary site, the inversion time TI is set in accordance with the longitudinal relaxation time T ₁ of the site. I have to decide. Therefore, it is preferable to suppress the signal for the _one having a short vertical relaxation time T _1, but the reversal time T for the one having a long longitudinal relaxation time T ₁ is that much.
Since I must be lengthened, one pulse sequence time becomes long. For this reason, will the imaging time be extended?
However, there is a drawback in that a good image cannot be obtained due to a decrease in the number of multi-slices when an image is captured in a short time.

【０００８】本発明は、このような従来法の問題点に鑑
みなされたものであり、反転回復法において、ある縦緩
和時間の部位の信号の選択的抑制を、短い一パルスシー
ケンスで行なうことを可能とし、これにより有益な情報
の画像を短時間で多数得ることができるＭＲＩ方法を提
供することにある。The present invention has been made in view of the above problems of the conventional method, and in the inversion recovery method, the selective suppression of the signal at the portion of a certain longitudinal relaxation time is performed by a short one-pulse sequence. An object of the present invention is to provide an MRI method which enables the acquisition of a large number of images of useful information in a short time.

【０００９】[0009]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明によるＭＲＩ方法は、静磁場に置かれた被検
体に、少なくとも第１及び第２の高周波パルスを所定の
パルスシーケンスで印加し、被検体の組織を構成する原
子の原子核に磁気共鳴を起こさせて、第２の高周波パル
スから所定時間後に原子核から発生するエコー信号を取
得し、エコー信号に基づき被検体の組織の画像を得る磁
気共鳴イメージング方法において、第１の高周波パルス
を１８０度パルスより小さく、９０度パルスより大きい
パルスとしたものである。In order to achieve the above object, the MRI method according to the present invention applies at least first and second high-frequency pulses in a predetermined pulse sequence to a subject placed in a static magnetic field. Then, magnetic resonance is caused in the atomic nuclei of the atoms constituting the tissue of the subject, an echo signal generated from the atomic nuclei after a predetermined time from the second high frequency pulse is acquired, and an image of the tissue of the subject is obtained based on the echo signal. In the obtained magnetic resonance imaging method, the first high frequency pulse is a pulse smaller than a 180 degree pulse and larger than a 90 degree pulse.

【００１０】[0010]

【作用】第１の高周波パルスを１８０度パルスより小さ
いパルスとすることにより、ある物質について縦磁化が
０となるまでの時間（ＴＩ）を短くすることができる。
この状態で９０度パルス印加以後のパルスシーケンスを
行うことにより、その物質（不要な部位）の信号を選択
的に抑制した画像が得られる。従って動きのある部位の
信号を選択的に抑制し、動きに依るアーチファクトのな
い画像を得ることができる。また一のパルスシーケンス
の時間を短縮できるので、臨床上有効な情報を多数、短
時間で得ることができる。ある繰り返し時間ＴＲでのマ
ルチスライス数が多くなり、多くの画像情報が得られ
る。By setting the first high-frequency pulse to be smaller than the 180-degree pulse, the time (TI) until the longitudinal magnetization becomes 0 for a certain substance can be shortened.
By performing a pulse sequence after the 90-degree pulse application in this state, an image in which the signal of the substance (unnecessary portion) is selectively suppressed can be obtained. Therefore, it is possible to selectively suppress the signal of a moving portion and obtain an image free from artifacts due to the movement. Moreover, since the time for one pulse sequence can be shortened, a large number of clinically effective information can be obtained in a short time. The number of multi-slices increases at a certain repetition time TR, and a large amount of image information can be obtained.

【００１１】[0011]

【実施例】以下、本発明のＭＲＩ方法の一実施例を図面
を参照して説明する。図４は本発明のＭＲＩ方法が適用
されるＭＲＩ装置を示す全体構成のブロック図である。
このＭＲＩ装置は、大別すると、中央処理装置（以下、
ＣＰＵという）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とから構
成される。An embodiment of the MRI method of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 4 is a block diagram of the overall configuration showing an MRI apparatus to which the MRI method of the present invention is applied.
This MRI apparatus is roughly classified into a central processing unit (hereinafter,
1), a sequencer 2, a transmission system 3, a static magnetic field generating magnet 4, a reception system 5, and a signal processing system 6.

【００１２】ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに
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、ＣＰ
Ｕ１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。The 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. Sequencer 2 is CP
It operates based on the control command from U1 and sends various commands necessary for data acquisition of the tomographic image of the subject 7 to the transmission system 3, the gradient magnetic field generation system 21 of the static magnetic field generation magnet 4, and the reception system 5.

【００１３】受信系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とを有し、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を開始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。本発明において、高周波パルスは９０
度より大きく１８０度未満のパルス、９０度パルス及び
１８０度パルスの３種類のパルスが使用され、これら高
周波パルスはシーケンサ２の指令によって、後述するパ
ルスシーケンス（所定の間隔、繰り返し時間ＴＲ）で被
検体７に照射される。The reception system 3 has a high-frequency oscillator 8, a modulator 9 and an irradiation coil 11 as a high-frequency coil, and a modulator 9 amplitude-modulates a high-frequency pulse from the high-frequency oscillator 8 according to a command from the sequencer 2. , The amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by starting the high-frequency amplifier 10 and the irradiation coil 11
Is supplied to the subject 7 to irradiate the subject 7 with a predetermined pulsed electromagnetic wave. In the present invention, the high frequency pulse is 90
Three types of pulses are used: a pulse greater than 180 degrees and less than 180 degrees, a 90 degree pulse, and a 180 degree pulse, and these high frequency pulses are subject to a pulse sequence (predetermined interval, repetition time TR) to be described later according to a command from the sequencer 2. The specimen 7 is irradiated.

【００１４】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、静
磁場発生磁石４の内部には、照射コイル１１の他、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にそれぞれ独立
に傾斜磁場を印加できる構成の３組の傾斜磁場コイル１
３と、これら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
により構成される。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 4, in addition to the irradiation coil 11, the gradient magnetic field is generated. A gradient magnetic field coil 13 for generating a magnetic field and a receiving coil 14 of the receiving system 5 are installed. Gradient magnetic field generation system 21
Are three sets of gradient magnetic field coils 1 configured to independently apply gradient magnetic fields in Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other.
3, a gradient magnetic field power supply 12 that supplies a current to these gradient magnetic field coils, and a sequencer 2 that controls the gradient magnetic field power supply 12.
It is composed of

【００１５】受信系５は、高周波コイルとしての受信コ
イル１４と、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からの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を介しデジタル量を変換するととも
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ＣＰＵ１に送る。The receiving system 5 includes a receiving coil 14 as a high frequency coil and an amplifier 15 connected to the receiving coil 14.
And the quadrature detector 16 and the A / D converter 17, and when the receiving coil 14 detects the NMR signal from the subject 7, the signal is amplified by the amplifier 15, the quadrature detector 16,
The digital amount is converted via the A / D converter 17, and at the timing according to the command from the sequencer 2, it is converted into two series of collected data sampled by the quadrature detector 16 and sent to the CPU 1.

【００１６】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ＣＰＵ
１に入力されると、ＣＰＵ１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等に記録する。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. The data from the receiving system 5 is stored in the CPU.
1, the CPU 1 executes processing such as signal processing and image reconstruction, displays a desired sectional image of the subject 7 as a result on the display 18, and displays it on the magnetic disk 20 or the like of the external storage device. Record.

【００１７】次に、このような構成における本発明のＭ
ＲＩ方法の一実施例を説明する。まず図１に示すよう
に、区間Ｉで高周波パルス２１’を印加するとともにス
ライス傾斜磁場３０を印加する。これにより静磁場の方
向を向いていた当該スライス面内のスピン（巨視的磁
化）は、高周波パルス２１’の強度に比例して倒され
る。ここで高周波パルス２１’の強度は９０度パルスの
強度以上で、１８０度パルスの強度未満であるので、ス
ピンは完全には反転せず縦方向の成分と横方向の成分を
持つことになる。Next, the M of the present invention having such a configuration
An example of the RI method will be described. First, as shown in FIG. 1, in the section I, the high frequency pulse 21 ′ is applied and the slice gradient magnetic field 30 is applied. As a result, spins (macroscopic magnetization) in the slice plane that are oriented in the direction of the static magnetic field are collapsed in proportion to the intensity of the high frequency pulse 21 ′. Here, since the intensity of the high frequency pulse 21 'is equal to or higher than the intensity of the 90-degree pulse and lower than the intensity of the 180-degree pulse, the spin is not completely inverted and has a vertical component and a horizontal component.

【００１８】スピンの横磁化成分は、区間IIで静磁場の
不均一等により、場所に応じて、位相が変化してくるの
で、トータルすると０に近づき無視することができる
が、スポイラーパルス３４と呼ぶ傾斜磁場を印加し、場
所による位相変化を助長することが好ましい。これによ
り、区間IIにおいて横磁化成分はトータルすると０とな
り、縦磁化成分のみが残る。尚、図の実施例でスポイラ
ーパルス３４はスライス方向、位相方向及び周波数方向
の三軸について印加しているが、これは任意の一軸或い
は二軸でもかまわない。The transverse magnetization component of the spin changes in phase II depending on the location due to non-uniformity of the static magnetic field in section II, so it can be ignored because it approaches 0 in total. It is preferable to apply a so-called gradient magnetic field to promote the phase change depending on the place. As a result, in the section II, the transverse magnetization component becomes 0 in total, and only the longitudinal magnetization component remains. Although the spoiler pulse 34 is applied to three axes in the slice direction, the phase direction and the frequency direction in the illustrated embodiment, this may be applied to any one axis or two axes.

【００１９】一方、スピンの縦磁化成分Ｍｚは、スピン
が完全には反転していないので、１８０度パルスを印加
された場合に比べ小さいが、完全に反転したときと同様
に、高周波パルス２１’印加直後、時刻ｔ＝０の時点か
ら、縦緩和現象により元の磁化Ｍ₀に戻り始める。既に
述べたように、この戻る時間は物質によって異なる。一
例として縦緩和時間の異なる２種類の物質Ａ、Ｂについ
て、高周波パルス２１’印加による縦磁化の緩和の過程
を図２（ａ）に示した。On the other hand, the longitudinal magnetization component Mz of the spin is smaller than that when a 180-degree pulse is applied because the spin is not completely inverted, but the high-frequency pulse 21 'is the same as when completely inverted. Immediately after the application, from the time t = 0, the original magnetization M ₀ begins to return due to the longitudinal relaxation phenomenon. As already mentioned, this return time depends on the substance. As an example, FIG. 2A shows a process of relaxing longitudinal magnetization by applying a high frequency pulse 21 ′ for two kinds of substances A and B having different longitudinal relaxation times.

【００２０】図２（ａ）に示すように、縦方向のスピン
は元の磁化Ｍ₀に戻り始めるが、時刻ｔ＝０の時点にお
いて、負の向きを持つ縦方向成分Ｍｚは１８０度パルス
を印加された場合に比べ小さいので、従来の反転回復法
（図２（ｂ））に比べ、短い時間で元に戻る。この戻る
速さは、物質により異なり、物質Ａは時刻Ｔa₂で、物質
Ｂは時刻Ｔb₂で、縦磁化が０となる。これらの時刻の情
報は予めデータとして把握することができる。従って、
物質Ａ、Ｂのいずれかの信号を抑制するためには、第１
の高周波パルス印加後時刻Ｔa₂或いは時刻Ｔb₂のいずれ
かにおいて、第２の高周波パルスである９０度パルス２
２を印加するように反転時間ＴＩを設定する。As shown in FIG. 2A, the spin in the vertical direction begins to return to the original magnetization M ₀ , but at time t = 0, the vertical component Mz having a negative direction gives a 180-degree pulse. Since it is smaller than when applied, it returns to the original in a shorter time than the conventional inversion recovery method (FIG. 2B). The return rate will differ depending on the material, a material A is time Ta _2, the substance B at time Tb _2, the longitudinal magnetization is zero. The information on these times can be grasped in advance as data. Therefore,
To suppress the signal of either substance A or B, the first
90 degrees pulse 2 which is the second high frequency pulse either at time Ta ₂ or time Tb ₂ after the application of the high frequency pulse
The inversion time TI is set so that 2 is applied.

【００２１】即ち、図１の区間IIIにおいて、例えば時
間ＴＩ＝Ｔa₂で９０度パルス２２を印加し、この９０度
パルス２２印加後Ｔｅ／２後に区間Ｖにおいて１８０度
パルス２３を印加し、エコー時間Ｔｅ後にエコー信号４
０を得る。この際物質Ｂのスピンについては、９０度パ
ルス２２印加によって縦磁化が９０度倒れた後、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。時間の経過とともに各スピン間の位相差が生じ、こ
こで１８０°パルス２３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４０を形成
する。一方、物質Ａのスピンについては、９０度パルス
２２印加する時点（時刻Ｔa₂）において縦磁化成分が０
であるので、エコー信号４０の中に物質Ａの信号は含ま
れない。つまり物質Ａの信号が抑制されたエコー信号が
得られる。反転時間ＴＩを、物質Ｂについて縦磁化成分
が０となる時刻Ｔb₂に合うように設定することにより、
同様にして物質Ｂの信号が抑制されたエコー信号を得る
ことも可能である。このようにして例えばアーチファク
トを発生させる動きのある部位で臨床上必要ない部位の
信号を制御することができる。That is, in section III of FIG. 1, a 90 degree pulse 22 is applied at time TI = Ta ₂ , for example, and after application of this 90 degree pulse 22 Te / 2, a 180 degree pulse 23 is applied in section V, and an echo is generated. Echo signal 4 after time Te
Get 0. At this time, with respect to the spin of the substance B, the longitudinal magnetization is collapsed by 90 degrees by applying the 90-degree pulse 22, and then each spin starts rotating in the XY plane at its own speed. A phase difference occurs between the spins over time, and when a 180 ° pulse 23 is applied here, the spins are inverted symmetrically with respect to the X axis, and the spins continue to rotate at the same speed after that, so that the spins are again rotated at time Te. Focus and form an echo signal 40. On the other hand, with respect to the spin of the substance A, the longitudinal magnetization component is 0 at the time (time Ta ₂ ) when the 90-degree pulse 22 is applied.
Therefore, the echo signal 40 does not include the signal of the substance A. That is, an echo signal in which the signal of the substance A is suppressed can be obtained. By setting the inversion time TI so as to match the time Tb ₂ when the longitudinal magnetization component of the substance B becomes 0,
Similarly, it is possible to obtain an echo signal in which the signal of the substance B is suppressed. In this way, it is possible to control the signal of a clinically unnecessary site, for example, a moving site that produces an artifact.

【００２２】ここで物質Ａ又はＢの縦緩和時間が比較的
長いものであっても、１８０度未満のパルス２１’を用
いることにより、その物質のスピンの縦磁化が９０度ま
で戻る時間を短縮できるので、所定の物質の信号を抑制
した測定を、従来の反転回復法より短いＴＩ（反転時
間）で行うことができる。尚、各スピンの回転周波数を
空間的に異ならせるために、区間IVにおいて位相エンコ
ード傾斜磁場３１、周波数エンコード傾斜磁場３２が印
加され、エコー信号読み出し時に（区間VI）周波数エン
コード傾斜磁場３３が印加され、空間情報を持つエコー
信号を得ることができる。この区間Ｉから区間VIまでの
一のパルスシーケンスを、所定の繰り返し時間ＴＲで、
周波数エンコード傾斜磁場の強度を変えながら、繰り返
すことにより画像に必要なデータを得る。得られたデー
タをＣＰＵ１において２次元逆フーリエ変換することに
より、２次元断層像を得る。Here, even if the longitudinal relaxation time of the substance A or B is relatively long, it is possible to shorten the time for the longitudinal magnetization of spin of the substance to return to 90 ° by using the pulse 21 'of less than 180 °. Therefore, the measurement in which the signal of the predetermined substance is suppressed can be performed with a shorter TI (reversal time) than the conventional inversion recovery method. In order to spatially vary the rotation frequency of each spin, the phase encode gradient magnetic field 31 and the frequency encode gradient magnetic field 32 are applied in the section IV, and the frequency encode gradient magnetic field 33 is applied at the time of reading the echo signal (section VI). , An echo signal with spatial information can be obtained. One pulse sequence from the section I to the section VI with a predetermined repetition time TR,
Data necessary for the image is obtained by repeating the process while changing the strength of the frequency encoding gradient magnetic field. A two-dimensional tomographic image is obtained by subjecting the obtained data to a two-dimensional inverse Fourier transform in the CPU 1.

【００２３】図３はＭＲＩ方法によるマルチスライスの
シーケンスを示すもので、所定の繰り返し時間ＴＲに複
数枚の異なった断層図５０の情報を得ている。ここで従
来のＭＲＩ方法によれば、同図（ｂ）に示すように、第
１の高周波パルスとして１８０度パルスを用いているの
で、一のパルスシーケンスが長く、繰り返し時間ＴＲに
おいて３枚のマルチスライス断層図しか得られないが、
本発明によるＭＲＩ方法では、同図（ａ）に示すように
第１の高周波パルスとして１８０度未満の角度のパルス
を用いているので、一のパルスシーケンスの時間を短縮
でき、マルチスライス数が４枚と増えている。即ち、本
発明の方法により、マルチスライス増大も可能となる。FIG. 3 shows a multi-slice sequence by the MRI method, and information of a plurality of different tomographic diagrams 50 is obtained at a predetermined repetition time TR. Here, according to the conventional MRI method, since a 180-degree pulse is used as the first high-frequency pulse, as shown in FIG. 1B, one pulse sequence is long and three multi-pulses are produced in the repetition time TR. Only slice tomograms can be obtained,
In the MRI method according to the present invention, since a pulse having an angle of less than 180 degrees is used as the first high-frequency pulse as shown in FIG. 7A, the time for one pulse sequence can be shortened, and the number of multi-slices is 4 The number is increasing. That is, the method of the present invention enables multi-slice increase.

【００２４】[0024]

【発明の効果】本発明のＭＲＩイメージング方法によれ
ば、反転回復法における第１の高周波パルスとして、１
８０度より小さく、９０度より大きいパルスを用いるこ
とにより、一のパルスシーケンスの時間を短縮して、不
要な部位の信号を選択的に抑制した画像を得ることがで
きる。また、一のパルスシーケンスの時間を短縮するこ
とにより、所定の繰り返し時間ＴＲでのマルチスライス
数を多くして、多くの画像情報を得ることができる。さ
らに、本発明のＭＲＩ方法によれば、動きのある部位の
信号を選択的に抑制した情報を短時間で得ることができ
るので、動きによるアーチファクトのない画像を得ら
れ、臨床上有効な情報を多数、短時間で提供することが
できる。According to the MRI imaging method of the present invention, the first high frequency pulse in the inversion recovery method is 1
By using a pulse smaller than 80 degrees and larger than 90 degrees, it is possible to shorten the time of one pulse sequence and obtain an image in which the signal of an unnecessary portion is selectively suppressed. Further, by shortening the time of one pulse sequence, it is possible to increase the number of multi-slices in a predetermined repetition time TR and obtain a large amount of image information. Furthermore, according to the MRI method of the present invention, it is possible to obtain information in which the signal of a moving part is selectively suppressed in a short time, so that an image free from motion artifacts can be obtained and clinically effective information can be obtained. Many can be provided in a short time.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】 本発明のＭＲＩ方法によるパルスシーケンス
の一実施例を示す図。FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a pulse sequence according to the MRI method of the present invention.

【図２】 （ａ）は本発明のＭＲＩ方法における縦磁化
の時間的経過を説明する図、（ｂ）は従来の方法におけ
る縦磁化の時間的経過を説明する図。FIG. 2A is a diagram for explaining the time course of longitudinal magnetization in the MRI method of the present invention, and FIG. 2B is a diagram for explaining the time course of longitudinal magnetization in the conventional method.

【図３】 （ａ）は本発明のＭＲＩ方法を適用したマル
チスライス撮像を示す図、（ｂ）は従来の方法を適用し
たマルチスライス撮像を示す図。3A is a diagram showing multi-slice imaging to which the MRI method of the present invention is applied, and FIG. 3B is a diagram showing multi-slice imaging to which a conventional method is applied.

【図４】 本発明のＭＲＩ方法が適用されるＭＲＩ装置
を示す全体構成図。FIG. 4 is an overall configuration diagram showing an MRI apparatus to which the MRI method of the present invention is applied.

【図５】 従来の反転回復法（ＩＲ）のパルスシーケン
スを示す図。FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence of a conventional inversion recovery method (IR).

【図６】 反転回復法によるスピンの挙動を説明する
図。FIG. 6 is a diagram for explaining spin behavior by the inversion recovery method.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

２１’、２２、２３…高周波パルス、 ３４…スポイラーパルス（傾斜磁場パルス） ４０…エコー信号 21 ', 22, 23 ... High-frequency pulse, 34 ... Spoiler pulse (gradient magnetic field pulse) 40 ... Echo signal

Claims (2)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】静磁場に置かれた被検体に、少なくとも第
１及び第２の高周波パルスを所定のパルスシーケンスで
印加し、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に磁
気共鳴を起こさせて、前記第２の高周波パルスから所定
時間後に前記原子核から発生するエコー信号を取得し、
前記エコー信号に基づき前記被検体の組織の画像を得る
磁気共鳴イメージング方法において、前記第１の高周波
パルスは前記原子核のスピンを１８０度より小さく、９
０度より大きい角度に倒す大きさのパルスであることを
特徴とする磁気共鳴イメージング方法。1. A subject placed in a static magnetic field is applied with at least first and second high-frequency pulses in a predetermined pulse sequence to cause magnetic resonance in atomic nuclei of atoms constituting the tissue of the subject. An echo signal generated from the nucleus after a predetermined time has passed from the second high frequency pulse,
In the magnetic resonance imaging method for obtaining an image of the tissue of the subject based on the echo signal, the first high-frequency pulse has a spin of the atomic nucleus smaller than 180 degrees,
A magnetic resonance imaging method, characterized in that the pulse has a magnitude that is tilted to an angle larger than 0 degree. 【請求項２】前記第１の高周波パルスと前記第２の高周
波パルスとの間に、任意の大きさの傾斜磁場を印加する
ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング
方法。2. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a gradient magnetic field having an arbitrary magnitude is applied between the first high frequency pulse and the second high frequency pulse.