JPH07313485A - Method for diagnosing with magnetic resonance image and device therefor - Google Patents
Method for diagnosing with magnetic resonance image and device thereforInfo
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- JPH07313485A JPH07313485A JP6109560A JP10956094A JPH07313485A JP H07313485 A JPH07313485 A JP H07313485A JP 6109560 A JP6109560 A JP 6109560A JP 10956094 A JP10956094 A JP 10956094A JP H07313485 A JPH07313485 A JP H07313485A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、医療用の磁気共鳴画像
診断（ＭＲＩ）方法及び装置に関し、特に３次元磁気共
鳴アンジオグラフィ（以下、３Ｄ−ＭＲＡという）等の
流動部イメージング法に適用されるＭＲＩ方法及び装置
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a medical magnetic resonance imaging (MRI) method and apparatus, and is particularly applied to a fluidized part imaging method such as three-dimensional magnetic resonance angiography (hereinafter referred to as 3D-MRA). MRI method and device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】医療用ＭＲＩ装置を用いるアンジオグラ
フィの臨床応用が進んでいる。アンジオグラフィは、厚
板（スラブ）状の関心領域の血管に、外部から磁化状態
が異なるスピンを流入させ、周辺組織の静止スピンとの
信号強度差が生じることを利用して血流分布を画像化す
る手法であり、３Ｄ―ＭＲＡではスラブ（ないしスライ
ス）の厚さ方向にも位相エンコードが行われるため、同
一スラブ領域に対して短い繰り返し時間でθ°（フリッ
プ角）選択励起パルス（ＲＦパルス）を加え、エンコー
ドステップを進める。このため、血流内のプロトンの核
スピンはスラブから流出するまでの間に、複数回の励起
を短時間の内に受ける。核スピンの縦磁化は下流へ行く
ほど飽和効果により小さくなるので、下流側のＳ／Ｎ比
が相対的に低下する。2. Description of the Related Art The clinical application of angiography using a medical MRI apparatus is advancing. Angiography images blood flow distribution by making use of the fact that spins with different magnetization states are made to flow into blood vessels in a slab-shaped region of interest from the outside, and a signal intensity difference with the stationary spins of surrounding tissue is generated. Since 3D-MRA also performs phase encoding in the thickness direction of the slab (or slice) in the 3D-MRA, a θ ° (flip angle) selective excitation pulse (RF pulse) can be obtained with a short repetition time for the same slab region. ) Is added to advance the encoding step. Therefore, the nuclear spins of protons in the bloodstream are excited a plurality of times within a short period of time before flowing out from the slab. The longitudinal magnetization of the nuclear spin becomes smaller toward the downstream side due to the saturation effect, so that the S / N ratio on the downstream side relatively decreases.
【０００３】この様子を図３を用いて模式的に説明す
る。図中３１で示すように流体が流入するスライス（ス
ラブ）の厚さ方向に沿って、通常のようにフリップ角を
一定として励起を行ったとすると、流動部の信号強度の
分布は図中３２のように、スライスへの流入側が大きく
流出側が小さくなる。これは、流動部の特定の部分を追
跡すると分かるように、スライスから流出するまでに何
回かのＲＦパルスを受け、しかも縦磁化が回復しきらな
い内に次のパルスを受けるため縦磁化の漸進的な減少
（飽和現象）が生じるためである。This situation will be schematically described with reference to FIG. As shown by 31 in the figure, when the excitation is performed along the thickness direction of the slice (slab) into which the fluid flows, with the flip angle being constant as usual, the distribution of the signal intensity of the flow section is 32 in the figure. Thus, the inflow side to the slice is large and the outflow side is small. This is because, as can be seen by tracing a specific part of the fluidized portion, the RF pulse is received several times before flowing out from the slice, and the next pulse is received before the longitudinal magnetization is fully recovered. This is because a gradual decrease (saturation phenomenon) occurs.
【０００４】このような欠点を解決する方法がプーデ
ィ、ラウブらにより提案されている(D. Purdy,G. Caden
a and G. Laub; ”The Design of Variable Tip Angle
Slab Selection (TONE) Pulses for Improved 3-D MR A
ngiography”,Abstracts ofthe Society of Magnetic R
esonance in Medicine, 11th Annual Meeting, Berlin,
p882 (1992) およびゲハルト ラウブ、「画像診断方法
及び装置」、特開平5-269107号）。これはＲＦパルスに
より励起される磁化の大きさに対して、流れの方向に沿
う変化を付けることにより、飽和の効果を相殺し流動部
の信号強度が一定となるようにするものである。一例と
して、フリップ角を上流側の１３゜から下流側の２８゜
まで直線的に変化させる例が示されている。A method for solving such a drawback has been proposed by Pudy and Laub et al. (D. Purdy, G. Caden
a and G. Laub; ”The Design of Variable Tip Angle
Slab Selection (TONE) Pulses for Improved 3-D MR A
ngiography ”, Abstracts of the Society of Magnetic R
esonance in Medicine, 11th Annual Meeting, Berlin,
p882 (1992) and Gehart Raub, "Image diagnosis method and apparatus", JP-A-5-269107). In this method, the magnitude of the magnetization excited by the RF pulse is changed along the flow direction so that the effect of saturation is canceled out and the signal intensity of the flow section becomes constant. As an example, an example is shown in which the flip angle is linearly changed from 13 ° on the upstream side to 28 ° on the downstream side.
【０００５】このような傾斜を付けた励起形状が流動部
（例えば血流部）に対してもたらす効果は、スライス厚
さ方向の全体にわたる均一な信号の生成である。即ち、
図３（ｂ）に示すように下流側のフリップ角を大きくす
るような励起３３を行うと、複数回の励起による飽和現
象の効果を相殺することができ、結果的に流動部はスラ
イス内で一定の信号３４を生じる。これにより３次元イ
メージングにおいてｚ軸方向にもプロトン密度に比例し
た正しい信号強度を得ることができる。The effect of such an inclined excitation shape on the flow section (eg, blood flow section) is the generation of a uniform signal over the entire slice thickness direction. That is,
As shown in FIG. 3B, when the excitation 33 is performed such that the flip angle on the downstream side is increased, the effect of the saturation phenomenon due to the plural times of excitation can be canceled out, and as a result, the fluidized portion within the slice. It produces a constant signal 34. Thereby, in three-dimensional imaging, correct signal intensity proportional to the proton density can be obtained in the z-axis direction.
【０００６】このような傾斜形状の励起を可能にする具
体的な励起方法として、前述のプーディ、ラウブらの特
許では、ＲＦに位相変調をかける方法、またはガウス形
状の励起プロファイルを作っておいて領域外飽和により
スライスの半分を残す方法が述べられている。しかしな
がら、前者は位相変調が連続的に可能なＭＲＩ装置を必
要とする点で必ずしも汎用性の高い方法とは言えず、ま
た波形の最適化がなされていない。後者は磁化の飽和を
高精度で相殺できる方法ではない。As a specific excitation method that enables such a tilted excitation, in the above-mentioned patents of Pudi and Laub, a method of applying phase modulation to RF or a Gaussian-shaped excitation profile is prepared in advance. A method of leaving half of the slice due to out-of-region saturation is described. However, the former is not necessarily a highly versatile method in that it requires an MRI apparatus capable of continuously performing phase modulation, and the waveform has not been optimized. The latter is not a method that can cancel the saturation of the magnetization with high accuracy.
【０００７】[0007]
【発明が解決しようとする課題】ところで、ＭＲＩにお
けるＲＦパルスの効果はブロッホ（Bloch）方程式を解
くことにより解析でき、ＭＲＩが共鳴現象であるため線
形応答の近似内では、横磁化の形状、即ち横磁化の絶対
値Ｍｔ(ω)（ωは角周波数を表す）はパルスのフーリエ
絶対値スペクトルと一致する。従って、傾斜励起を実現
するには希望する形状を逆フーリエ変換したものを用い
ればよい。例えば図２（ａ）に示すようなスライス形状
を、希望のスライス形状（以下、これをマスク関数Ｍｋ
(ω)と記す）とすると、この形状を逆フーリエ変換した
ものは図２（ｂ）に示すようになり、偶関数の実部と奇
関数の虚部が生じていることが分かる。一般の実関数の
フーリエ変換はエルミート（Hermite）関数となり、偶
関数の実部と奇関数の虚部をもつ。このため、ＲＦパル
スとしては通常の矩形プロファイルを励起する場合のよ
うな単一軸からの照射では不十分となる。By the way, the effect of the RF pulse in MRI can be analyzed by solving the Bloch equation, and since the MRI is a resonance phenomenon, the shape of transverse magnetization, that is, The absolute value Mt (ω) of transverse magnetization (ω represents the angular frequency) matches the Fourier absolute value spectrum of the pulse. Therefore, in order to realize the tilted excitation, it is sufficient to use a desired shape that is inverse Fourier transformed. For example, a slice shape as shown in FIG. 2A is converted into a desired slice shape (hereinafter, this will be referred to as a mask function Mk).
(ω)), the inverse Fourier transform of this shape is as shown in FIG. 2B, and it can be seen that the real part of the even function and the imaginary part of the odd function occur. The Fourier transform of a general real function becomes a Hermite function, which has a real part of an even function and an imaginary part of an odd function. Therefore, as the RF pulse, irradiation from a single axis as in the case of exciting a normal rectangular profile is insufficient.
【０００８】このようなＲＦパルス照射を実現する方法
は２通り考えられる。第１はクァドラチャ（Quadratur
e）照射であり、独立のＲＦ送信系を２系統用い、直交
する２軸からパルスＨ1x、Ｈ1yを同時に照射する。ここ
にＨ1xは回転座標系におけるｘ’軸からの照射波形、Ｈ
1yはｙ’軸からの照射波形を表す。第２はＲＦ送信系を
１系統のみ用い照射軸を時間的に移動させる方法であ
る。例えば照射の間に照射軸をｘ’軸からｙ’軸へ移動
させる。これはＲＦ搬送波の位相を変化させることを意
味する（位相変調）。There are two possible methods for realizing such RF pulse irradiation. The first is Quadratur
e) Irradiation, in which two independent RF transmission systems are used and pulses H1x and H1y are simultaneously emitted from two orthogonal axes. Where H1x is the irradiation waveform from the x'axis in the rotating coordinate system, H1
1y represents the irradiation waveform from the y'axis. The second is a method of temporally moving the irradiation axis using only one RF transmission system. For example, the irradiation axis is moved from the x'axis to the y'axis during irradiation. This means changing the phase of the RF carrier (phase modulation).
【０００９】上記２つの方法に理論上優劣はないが、装
置化の観点からは優劣が生じる。第１の方法はシンセサ
イザー、送信機、ＲＦアンプを２系統必要とするため、
ＭＲＩ装置のコストアップにつながる。第２の方法は位
相変調が可能な送信機を必要とする。位相変調はＮＭＲ
分光測定では一般的であるが、医療用ＭＲＩ装置では必
ずしも一般的ではなく、位相切替えの精度、切替え速度
の点でも性能が制限されているのが普通である。The above-mentioned two methods have no theoretical superiority or inferiority, but superiority or inferiority arises from the viewpoint of deviceization. The first method requires two lines of synthesizer, transmitter and RF amplifier.
This will increase the cost of the MRI apparatus. The second method requires a transmitter capable of phase modulation. Phase modulation is NMR
Although it is general in spectroscopic measurement, it is not necessarily general in medical MRI apparatus, and performance is usually limited in terms of phase switching accuracy and switching speed.
【００１０】一方、一般のＭＲＩ装置では従来対称なプ
ロファイルのみが用いられてきたためＲＦパルスは振幅
変調のみが行われ、この形状データは計算機の一つの波
形テーブルに収納されており、照射時にＤ／Ａ変換され
ＲＦ送信機へ送られる。この場合滑らかな波形を出力す
るため、テーブルは５１２ないし１０２４点のデータ点
数をもつのが普通である。しかし、位相変調において
は、これほど多くのデータの位相を個々に設定すること
は装置的な負担を大きくするばかりでなく、精密な励起
形状を与えるＲＦ波形を数値計算により求める際大きな
障害となる。On the other hand, in a general MRI apparatus, since only a symmetrical profile has been conventionally used, the RF pulse is only amplitude-modulated, and this shape data is stored in one waveform table of a computer, and D / is used during irradiation. It is A-converted and sent to the RF transmitter. In this case, in order to output a smooth waveform, the table usually has 512 to 1024 data points. However, in phase modulation, individually setting the phase of such a large amount of data not only increases the burden on the apparatus, but also becomes a major obstacle when numerically calculating an RF waveform that gives a precise excitation shape. .
【００１１】そこで本発明は、位相切替えの回数を比較
的少数に留め、しかも高精度の所望形状励起を可能とし
たＭＲＩ方法及び装置を提供することを目的とする。SUMMARY OF THE INVENTION It is therefore an object of the present invention to provide an MRI method and apparatus which can keep the number of times of phase switching to a relatively small number and can highly accurately excite a desired shape.
【００１２】[0012]
【課題を解決するため手段】上記目的を達成するため、
本発明では、傾斜状等の非対称形状の励起を与える方法
としてＲＦパルスの位相変調を前提とし、位相切替えの
回数を比較的少数の回数に留め、このような制限の下で
非対称励起を与える最適ＲＦパルス波形を最適化アルゴ
リズムによる数値計算により求めるものである。In order to achieve the above object,
In the present invention, the phase modulation of the RF pulse is premised as a method of giving an asymmetrical excitation such as a tilted shape, and the number of times of phase switching is kept to a relatively small number. The RF pulse waveform is obtained by numerical calculation using an optimization algorithm.
【００１３】即ち、本発明のＭＲＩ方法は、静磁場内に
置かれた被検体の所定領域に励起用ＲＦパルスを印加し
て、この領域から発生するＮＭＲ信号を検出し、ＮＭＲ
信号を用いてこの領域の画像を得る磁気共鳴画像診断方
法において、ＲＦパルスの印加時間を複数の区間に分割
し、各区間毎にＲＦパルスの振幅を段階的に変化させる
とともに、各区間でＲＦ搬送波の位相を段階的に変化さ
せるものであり、好適にはＲＦパルスの印加時間を３２
ないし１２８の区間に分割するものである。That is, the MRI method of the present invention applies an excitation RF pulse to a predetermined region of a subject placed in a static magnetic field, detects an NMR signal generated from this region, and outputs an NMR signal.
In a magnetic resonance imaging method for obtaining an image of this region using a signal, the application time of the RF pulse is divided into a plurality of sections, the amplitude of the RF pulse is changed stepwise in each section, and the RF pulse is applied in each section. The phase of the carrier wave is changed stepwise, and the application time of the RF pulse is preferably 32
To 128 segments.
【００１４】また本発明によりＲＦパルスの振幅及び位
相を変化させる方法の１つの態様として、周波数領域で
定義された所望の磁化励起形状を時間領域へ逆フーリエ
変換し、逆フーリエ変換関数の絶対値から振幅変調波形
を作成し、逆フーリエ変換関数の位相から位相変調波形
を作成する。他の態様として、振幅変調波形及び位相変
調波形は、時間領域で定義された複素数のＲＦ波形を初
期値とし、数値的にブロッホ（Bloch）方程式を解くこ
とにより得られたスライス形状と予め定めた理想スライ
ス形状との誤差を数値化し、該誤差を縮小するように作
業関数であるＲＦ波形を修正する操作を反復することに
より、所望のプロファイルを与えるように最適化され
る。更に別な態様として振幅変調波形及び位相変調波形
は、作業関数としてｘ軸及びｙ軸から照射するＲＦパル
スの成分を結合して収納した１次元配列を用いて、勾配
法により最適化される。As one mode of the method of changing the amplitude and phase of the RF pulse according to the present invention, the desired magnetization excitation shape defined in the frequency domain is inverse Fourier transformed into the time domain, and the absolute value of the inverse Fourier transform function is obtained. An amplitude modulation waveform is created from, and a phase modulation waveform is created from the phase of the inverse Fourier transform function. As another aspect, the amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform have a complex shape RF waveform defined in the time domain as an initial value, and a slice shape obtained by numerically solving a Bloch equation, and a predetermined slice shape. By optimizing the error from the ideal slice shape and repeating the operation of modifying the RF waveform which is the work function so as to reduce the error, the optimization is performed to give a desired profile. As yet another aspect, the amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform are optimized by the gradient method using a one-dimensional array in which the components of the RF pulse emitted from the x-axis and the y-axis are combined and stored as a working function.
【００１５】本発明のＭＲＩ方法は、特に被検体内の流
動部分が、流れの方向に沿って異なる強さの励起を受け
るように励起用ＲＦパルスの形状が最適化される。スラ
イスの励起形状は曲線であってもよい。また本発明のＭ
ＲＩ装置は、被検体の置かれた空間に静磁場及び傾斜磁
場を発生する磁場発生手段と、被検体の所定領域の原子
核スピンを励起するためのＲＦパルスを発生するＲＦパ
ルス発生手段と、この領域から発生するＮＭＲ信号を検
出する検出手段と、ＮＭＲ信号を用いて前記領域の画像
を再構成する画像処理手段とを備えた磁気共鳴画像診断
装置において、ＲＦパルス発生手段はＲＦパルスの印加
時間を複数の区間に分割し、各区間毎にＲＦの振幅をス
テップ的に変化させるとともに、各区間でＲＦ搬送波の
位相をステップ的に変化させるものであり、好適にはＲ
Ｆ波形データ用のメモリとして、振幅データメモリと位
相データメモリとを備える。In the MRI method of the present invention, the shape of the excitation RF pulse is optimized so that the flow portion in the subject is excited with different intensities along the flow direction. The excitation shape of the slice may be curved. In addition, M of the present invention
The RI apparatus includes magnetic field generating means for generating a static magnetic field and a gradient magnetic field in a space in which the subject is placed, RF pulse generating means for generating an RF pulse for exciting nuclear spins in a predetermined region of the subject, and In a magnetic resonance imaging apparatus provided with a detection unit for detecting an NMR signal generated from a region and an image processing unit for reconstructing an image of the region using the NMR signal, the RF pulse generation unit has an RF pulse application time. Is divided into a plurality of sections, the amplitude of RF is changed stepwise for each section, and the phase of the RF carrier is changed stepwise in each section.
An amplitude data memory and a phase data memory are provided as memories for F waveform data.
【００１６】[0016]
【作用】ＲＦパルスに振幅変調のみでなく位相変調をも
加えることにより、１チャンネルのＲＦ照射系を用いた
ＭＲＩ装置においても、非対称形状を含む任意の励起形
状が作成可能になる。この際、印加時間を分割し、位相
を連続的ではなく段階的に変化させるので、装置的な負
担が少なく、しかも形状が最適化されたＲＦパルスを用
いることにより、段階的な位相変化であっても高精度の
励起形状を得ることができる。By applying not only amplitude modulation but also phase modulation to the RF pulse, it is possible to create an arbitrary excitation shape including an asymmetrical shape even in an MRI apparatus using a 1-channel RF irradiation system. At this time, since the application time is divided and the phase is changed stepwise rather than continuously, it is possible to achieve a stepwise phase change by using an RF pulse whose device load is small and whose shape is optimized. However, a highly accurate excitation shape can be obtained.
【００１７】ＲＦパルスの形状として、周波数領域で定
義した理想プロファイル（励起形状）の逆フーリエ変換
に基づいてＲＦパルスの振幅変調波形及び位相変調波形
（以下、フーリエパルス記す）を計算することにより、
簡便に効果的なＲＦ変調波形を得ることができる。特
に、通常よりも少数のデータ点によりＲＦ波形を定義す
ることにより、勾配法等の計算機を用いた最適化処理の
適応が可能となり、最適化処理によってフーリエパルス
よりも優れたプロファイルが短時間で得られる。この場
合、前述のフーリエパルスを初期値として用いて最適化
処理を行った場合には、短時間で最適解に到達できる。
また勾配法を簡便に行う方法として、ｘ軸及びｙ軸から
照射するＲＦパルスの成分Ｈ1x、Ｈ1yとを結合した１次
元配列を作業関数として用いれば、収束性のよい最適化
が可能になる。As the shape of the RF pulse, the amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform (hereinafter referred to as Fourier pulse) of the RF pulse are calculated based on the inverse Fourier transform of the ideal profile (excitation shape) defined in the frequency domain.
An effective RF modulation waveform can be easily obtained. In particular, by defining the RF waveform with a smaller number of data points than usual, it is possible to adapt the optimization process using a computer such as the gradient method, and the optimization process makes it possible to obtain a profile superior to the Fourier pulse in a short time. can get. In this case, when the above-mentioned Fourier pulse is used as the initial value for the optimization process, the optimum solution can be reached in a short time.
As a simple method of performing the gradient method, if a one-dimensional array in which the components H1x and H1y of the RF pulse emitted from the x-axis and the y-axis are combined is used as a working function, optimization with good convergence can be performed.
【００１８】更に以上のように最適化されたＲＦパルス
を用いることにより、１チャンネルのみのＲＦ送信系を
もつＭＲＩ装置でも容易に非対称な核磁化の励起を高精
度に行うことができる。特に、ＭＲＡ等の流動部の画像
化を３次元計測で行う場合に、流れの方向に沿って異な
る強さの励起を実現できるので流動部の受ける飽和効果
を相殺してスラブ全体にわたって均一な信号励起を行う
ことができる。これにより全体にわたり良好なコントラ
ストの画像を得ることができる。Further, by using the RF pulse optimized as described above, even an MRI apparatus having an RF transmission system of only one channel can easily excite asymmetric nuclear magnetization with high accuracy. In particular, when imaging a fluidized portion such as MRA by three-dimensional measurement, it is possible to realize excitation of different strengths along the flow direction, so that the saturation effect received by the fluidized portion can be canceled out and a uniform signal can be obtained over the entire slab. Excitation can be performed. This makes it possible to obtain an image with good contrast over the entire area.
【００１９】[0019]
【実施例】以下、本発明のＭＲＩ方法を実施例を用いて
詳細に説明する。図１４は、本発明に係るＭＲＩ装置の
全体構成を示す図で、静磁場発生磁石のボア内の空間に
置かれた被検体２０の関心領域にＲＦパルスを照射する
ためのＲＦパルス発生系１０は、所定の周波数の搬送波
を指定の時刻に所望の位相で出力する高周波発振器１
１、この搬送波の振幅を所定の変調波形で振幅変調する
ＲＦ送信機１２、ＲＦ送信機１２において変調されたＲ
Ｆパルスを増幅する高周波増幅器１３、被検体にＲＦパ
ルスを照射するための高周波コイル１４、被検体２０に
所定のシーケンスでＲＦパルスを照射するようにタイミ
ング等を制御するシーケンサ１５、及びシーケンサ１５
その他ＭＲＩ装置全体を制御するための制御部（ＣＰ
Ｕ）１６から成る。高周波発振器１１は、搬送波を所定
の位相で出力することができ、例えばメモリに記憶され
たsinの１サイクル分の搬送波データを繰返し読み出す
際に、読み出すアドレスをジャンプすることにより位相
を切換えることができる。更にこのＭＲＩ装置は、静磁
場に重畳する傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生
系、被検体２０から発生するＮＭＲ信号を検出する高周
波コイル等の検出手段１７及びこのＮＭＲ信号を用いて
画像を再構成する画像処理部１８を備えている。EXAMPLES The MRI method of the present invention will be described in detail below with reference to examples. FIG. 14 is a diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus according to the present invention. An RF pulse generation system 10 for irradiating a region of interest of a subject 20 placed in a bore of a static magnetic field generation magnet with an RF pulse. Is a high-frequency oscillator 1 that outputs a carrier wave of a predetermined frequency at a specified time and in a desired phase.
1. RF transmitter 12 that amplitude-modulates the amplitude of this carrier wave with a predetermined modulation waveform, R modulated by RF transmitter 12
A high frequency amplifier 13 for amplifying the F pulse, a high frequency coil 14 for irradiating the subject with an RF pulse, a sequencer 15 for controlling the timing and the like so that the subject 20 is irradiated with the RF pulse in a predetermined sequence, and a sequencer 15.
Others Control unit (CP for controlling the entire MRI apparatus
U) 16. The high frequency oscillator 11 can output a carrier wave in a predetermined phase. For example, when the carrier wave data for one cycle of sin stored in the memory is repeatedly read, the phase can be switched by jumping the read address. . Further, this MRI apparatus uses a gradient magnetic field generation system for generating a gradient magnetic field superimposed on a static magnetic field, a detection means 17 such as a high frequency coil for detecting an NMR signal generated from the subject 20, and an image using the NMR signal. The image processing unit 18 for reconstructing is provided.
【００２０】ＣＰＵ１６は、ＲＦパルス波形データのメ
モリとして、振幅変調波形及び位相変調波形の形状デー
タを収納する振幅データメモリと位相データメモリとを
備える。これらの形状データはＣＰＵ１６のメモリへ配
列データとして収納され、撮影時にリアルタイムでテー
ブルから読み出され、ＲＦ送信機１２へ送られる。この
形状データ（振幅変調波形及び位相変調波形）は、図１
に示すようにＲＦパルスを数十個程度の微小時間△ｔに
分割し、各区間に一定の振幅と位相を与えたもので、こ
の形状は予めＲＦパルスの最適化処理によって求められ
たものが収納される。本発明のＭＲＩ方法では、このよ
うな振幅変調波形及び位相変調波形データに基づき、各
区間毎にＲＦパルスの振幅及び位相を段階的に変化させ
る。ここで印加時間の分割数は、通常のＲＦパルスのデ
ータ点数として用いられる５１２ないし１０２４よりも
大幅に少なくてもよく、３２〜１２８程度とすることが
できる。このような範囲において位相変調の際の装置的
な負担を極力少なくすることができ、且つ形状の最適化
によって高精度のプロファイル（スライス励起形状）と
することができる。尚、図１はＲＦパルスを時間軸上で
６４の微小区間に分割し、各区間内では振幅（ａ）と位
相（ｂ）を一定値Ｐ(i)（i=1,2,・・・・・・,64）で代表させ
る様子を示す。The CPU 16 is provided with an amplitude data memory and a phase data memory for storing the shape data of the amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform as the memory of the RF pulse waveform data. These shape data are stored as array data in the memory of the CPU 16, read out from the table in real time at the time of photographing, and sent to the RF transmitter 12. This shape data (amplitude modulation waveform and phase modulation waveform) is shown in FIG.
As shown in, the RF pulse is divided into dozens of minute times Δt, and a constant amplitude and phase are given to each section. This shape is obtained by the optimization processing of the RF pulse in advance. It is stored. In the MRI method of the present invention, the amplitude and phase of the RF pulse are changed stepwise for each section based on such amplitude modulation waveform and phase modulation waveform data. Here, the number of divisions of the application time may be significantly smaller than 512 to 1024 used as the number of data points of a normal RF pulse, and can be set to about 32 to 128. In such a range, the load on the device at the time of phase modulation can be minimized, and a highly accurate profile (slice excitation shape) can be obtained by optimizing the shape. In FIG. 1, the RF pulse is divided into 64 minute sections on the time axis, and the amplitude (a) and the phase (b) are set to constant values P (i) (i = 1, 2, ... , 64).
【００２１】次にこのようなパルス照射条件下で用いら
れるパルス形状を求める方法を説明する。ＲＦパルスの
形状を求める簡便な方法は、図２（ａ）に示したような
周波数軸上で定義された理想のプロファイルを実部へ収
納し、ゼロを虚部へ収納した複素数データに対して逆フ
ーリエ変換を施し、得られたデータ（同図（ｂ））の実
部と虚部とから絶対値と位相を次式（１）により計算す
ることである。Next, a method for obtaining the pulse shape used under such pulse irradiation conditions will be described. A simple method to obtain the shape of the RF pulse is to store the ideal profile defined on the frequency axis as shown in FIG. 2A in the real part and to store zero in the imaginary part for complex number data. Inverse Fourier transform is performed, and the absolute value and the phase are calculated by the following equation (1) from the real part and the imaginary part of the obtained data (FIG. 7B).
【００２２】[0022]
【数１】 [Equation 1]
【００２３】式中、Ｒｆ（ｔ）はＲＦパルス、Ｆ（Ｍ
ｋ）はマスク（希望のスライス形状）のフーリエ変換を
表す。このような逆フーリエ変換によって求められたパ
ルス（フーリエパルス）を図４（ａ）、（ｂ）及び図５
（ａ）、（ｂ）に示す。図４（ａ）及び図５（ａ）は振
幅変調波形を、図４（ｂ）及び図５（ｂ）は位相変調波
形を示している。この演算に用いたマスクは図２（ａ）
に示すような励起（振幅）が０．２から０．５まで直線
的に変化するものであり、フリップ角では１１．５゜か
ら３０゜となる。図４はマスクのスライス幅を５００Ｈ
ｚ、パルス長を１２ｍｓとした場合、図５はパルス長２
４ｍｓの場合であり、それぞれ矩形励起に当てはめると
sinc関数のゼロクロス点数６及びゼロクロス点数１２に
相当する長さである。Where Rf (t) is an RF pulse and F (M
k) represents the Fourier transform of the mask (desired slice shape). The pulse (Fourier pulse) obtained by such an inverse Fourier transform is shown in FIGS.
Shown in (a) and (b). FIGS. 4A and 5A show amplitude modulation waveforms, and FIGS. 4B and 5B show phase modulation waveforms. The mask used for this calculation is shown in FIG.
The excitation (amplitude) as shown in (1) changes linearly from 0.2 to 0.5, and the flip angle is 11.5 ° to 30 °. Figure 4 shows a mask slice width of 500H
z and pulse length are 12 ms, FIG. 5 shows pulse length 2
4 ms, and when applied to rectangular excitation
The length is equivalent to 6 zero-cross points and 12 zero-cross points of the sinc function.
【００２４】図４（ｃ）及び図５（ｃ）はそれぞれ上記
パルスをブロッホ（Bloch）方程式へ代入して解いて得
た横磁化の絶対値であり、スライス近傍のみを示してい
る。いずれのパルスでもマスク形状に近い傾斜プロファ
イルが得られているが、スライス内部にうねりが見ら
れ、またスライスの裾に不要な磁化の励起が生じてい
る。これは主にパルス長を有限の時間に打ち切り、しか
も実用面から相当に短くしていることによる。もうひと
つの理由は、ＲＦパルスと励起磁化とが厳密にはフーリ
エ変換対の関係にはないことによる。よりマスクに近い
プロファイルを与えるパルスを解析的に求めることは、
ブロッホ方程式が非線形であるため困難である。そこで
数値計算による最適化が有効になる。FIGS. 4 (c) and 5 (c) are absolute values of the transverse magnetization obtained by substituting the pulse into the Bloch equation and solving them, and show only the vicinity of the slice. A tilt profile close to the mask shape was obtained with all the pulses, but waviness was observed inside the slice, and unnecessary magnetization excitation occurred at the bottom of the slice. This is mainly due to the fact that the pulse length is cut off in a finite time, and it is considerably shortened from the practical point of view. Another reason is that the RF pulse and the excitation magnetization are not strictly in a Fourier transform pair relationship. Analyzing a pulse that gives a profile closer to a mask is
This is difficult because the Bloch equation is non-linear. Therefore, optimization by numerical calculation becomes effective.
【００２５】最適化は、所定の、例えば上記のようにし
て求めたＲＦ形状を初期値として数値的にブロッホ方程
式を解き、横磁化の励起形状を求める。得られたプロフ
ァイルと理想形状との誤差を数値化し、誤差を縮小する
ように勾配法等の計算機を用いる最適化法を用いてＲＦ
形状を修正して行くことにより最適なＲＦ形状を得るも
のである。In the optimization, the Bloch equation is numerically solved by using a predetermined RF shape obtained as described above as an initial value, and the excitation shape of transverse magnetization is obtained. The error between the obtained profile and the ideal shape is converted into a numerical value, and RF is calculated using an optimization method using a computer such as a gradient method so as to reduce the error.
The optimum RF shape is obtained by modifying the shape.
【００２６】このようなパルス最適化アルゴリズムの一
例を図６に示す。まず処理６１において暫定的なＲＦパ
ルスＨ1x(t)、Ｈ1y(t)を時間領域で定義し作業関数とす
る。処理６２において式（２）に示すブロッホ方程式に
この初期パルスを代入して数値的に解くことにより、パ
ルス照射前に静磁場方向（ここではｚ軸方向とする）を
向いていた巨視的磁化ベクトルがパルス終了時に倒れる
向きと大きさを求める。An example of such a pulse optimization algorithm is shown in FIG. First, in process 61, the provisional RF pulses H1x (t) and H1y (t) are defined in the time domain to be work functions. By substituting this initial pulse into the Bloch equation shown in the equation (2) in the process 62 and numerically solving it, the macroscopic magnetization vector oriented in the static magnetic field direction (here, the z-axis direction) before the pulse irradiation. Determine the direction and size that will fall at the end of the pulse.
【００２７】[0027]
【数２】 [Equation 2]
【００２８】（ここにＭｘ、Ｍｙ、Ｍｚはそれぞれ磁化
ベクトルのｘ、ｙあるいはｚ成分、ωはレゾナンスオフ
セット（ｒａｄ／ｓ）、Ｍ0は熱平衡時の縦磁化、Ｔ1と
Ｔ2はそれぞれ縦緩和時間、横緩和時間を表す）。この
ブロッホ方程式は、時間軸を離散化し、各々の微小区間
のＨ1x(t)、Ｈ1y(t)を一定値で近似することによりRung
e-Kutta法等の数値計算法を用いて逐次的に解くことが
でき、これより、回転座標におけるｘ’−ｙ’平面内の
横磁化の絶対値Ｍｔ（ω）をレゾナンスオフセット（周
波数）の関数として得る。(Where Mx, My and Mz are the x, y or z components of the magnetization vector, ω is the resonance offset (rad / s), M 0 is the longitudinal magnetization during thermal equilibrium, and T 1 and T 2 are the longitudinal components, respectively). Relaxation time, lateral relaxation time). In this Bloch equation, the time axis is discretized, and H1x (t) and H1y (t) of each minute section are approximated by a constant value.
It can be solved sequentially by using a numerical calculation method such as the e-Kutta method. From this, the absolute value Mt (ω) of the transverse magnetization in the x′−y ′ plane at the rotational coordinates can be calculated as the resonance offset (frequency). Get as a function.
【００２９】次に処理６３において得られた関数Ｍｔ
（ω）のマスク関数Ｍｋ（ω）からの偏差(これを品質
因子ＱＦと記す)を数値化する。この品質因子ＱＦを予
め定義した閾値と比較し、品質因子ＱＦが閾値よりも小
さければ、処理６４においてこのパルスを解として出力
した後作業を終了する。品質因子ＱＦが閾値よりも大き
ければ６５において、品質因子ＱＦを小さくする方向に
パルスＨ1x(t)、Ｈ1y(t)を修正し、再びブロッホ方程式
を解くループに戻る。以下、品質因子ＱＦが所定の閾値
を下回るまでループを繰返す。Next, the function Mt obtained in the process 63
The deviation of (ω) from the mask function Mk (ω) (this is referred to as quality factor QF) is digitized. This quality factor QF is compared with a pre-defined threshold value, and if the quality factor QF is smaller than the threshold value, this pulse is output as a solution in the process 64, and the work is terminated. If the quality factor QF is larger than the threshold value, at 65, the pulses H1x (t) and H1y (t) are corrected in the direction of decreasing the quality factor QF, and the process returns to the loop for solving the Bloch equation again. Hereinafter, the loop is repeated until the quality factor QF falls below a predetermined threshold.
【００３０】この最適化計算の初期パルスとしては、マ
スクのフーリエ変換から求められたパルスＨ1xとＨ1yを
用いるのが合理的である。既に示したようにこれらは概
ね良好なプロファイル形状を与えることがわかっている
ので、短時間で最適パルスに到達することができる。次
に、数値計算による最適化の他の実施例として、勾配法
の一つである最急降下法に基づいた最適化計算法の一例
を説明する。図７はそのアルゴリズムを示すものであ
る。ここでは、処理７１において初期設定として、レゾ
ナンスオフセットの関数として定義された所望のマスク
関数Ｍｋ(ω)の入力、初期ＲＦパルス波形の入力、縦緩
和時間Ｔ1や横緩和時間Ｔ2等の物理パラメータの設定の
他、方向探索最大数や誤差の許容閾値、勾配計算に用い
る差分等の勾配法のパラメータを設定する。処理７２に
おいてブロッホ方程式を解き、初期パルスの品質因子Ｑ
Ｆを計算する。It is rational to use the pulses H1x and H1y obtained from the Fourier transform of the mask as the initial pulse for this optimization calculation. As already shown, these are known to give a generally good profile shape, so that the optimum pulse can be reached in a short time. Next, as another embodiment of optimization by numerical calculation, an example of an optimization calculation method based on the steepest descent method which is one of the gradient methods will be described. FIG. 7 shows the algorithm. Here, in process 71, as initial setting, input of a desired mask function Mk (ω) defined as a function of resonance offset, input of initial RF pulse waveform, physical properties such as vertical relaxation time T 1 and horizontal relaxation time T 2 In addition to the parameter setting, the parameters of the gradient method such as the maximum number of direction searches, the allowable threshold of the error, and the difference used in the gradient calculation are set. In step 72, the Bloch equation is solved and the quality factor Q of the initial pulse is calculated.
Calculate F.
【００３１】次いで勾配法に入る。勾配法では処理７３
においてＴp個の子パルスを作成する。子パルスCh(j)(j
=1,2,...,Tp)は、パルスＰ(i)(i=1,2,...,Tp)の第ｊ成
分を微小量（△Ａj）だけ変化させたパルスである。処
理７４において各子パルスについてブロッホ方程式を解
きＱＦを求めることにより、勾配が最大になる方向を求
める。この方向は次式で与えられる。Next, the gradient method is started. In the gradient method, process 73
Create Tp child pulses at. Child pulse Ch (j) (j
= 1,2, ..., Tp) is a pulse obtained by changing the j-th component of the pulse P (i) (i = 1,2, ..., Tp) by a minute amount (ΔAj). In process 74, the Bloch equation is solved for each child pulse to find QF, and the direction in which the gradient is maximum is found. This direction is given by
【００３２】[0032]
【数３】 [Equation 3]
【００３３】ここで、Ｇjは勾配ベクトルの第ｊ成分、
ＱＦ(j)は子パルスCh(j)のＱＦである。処理７５におい
て勾配最大方向の直線上でパルスをステップ的に動かし
ながらその都度ＱＦを計算し、この直線上でＱＦを最小
にする点を求める。７６ではステップ数を監視してお
り、最初のステップでＱＦが増大した場合には既に最小
点に到達していると判断する。そうでない場合は方向探
索処理７７においてステップ数を評価し、パルスが予め
定めた最大方向探索数に到達している場合は探索を打切
り処理７８へ進み、得られたパルスＰ、磁化ベクトル
Ｍ、ＱＦをセーブする。最大方向探索数に達していない
場合は処理７３へ戻り、方向を更新して最小値探索を続
ける。Where Gj is the j-th component of the gradient vector,
QF (j) is the QF of the child pulse Ch (j). In process 75, the QF is calculated each time the pulse is moved stepwise on the straight line in the maximum gradient direction, and the point on the straight line that minimizes the QF is obtained. In 76, the number of steps is monitored, and when QF increases in the first step, it is determined that the minimum point has already been reached. If not, the number of steps is evaluated in the direction search processing 77, and if the number of pulses has reached the predetermined maximum number of direction searches, the search is aborted and the obtained pulse P, magnetization vectors M, QF are processed. To save. If the maximum number of searches has not been reached, the process returns to step 73, the direction is updated, and the minimum value search is continued.
【００３４】この勾配法における作業関数として、２つ
の一次元配列Ｐ1、Ｐ2を用意して、これにパルスＨ1xと
Ｈ1yをそれぞれ収納した後、両者を結合した１次元配列
Ｐを作り、これを作業正関数として用いることができ
る。このようにＲＦパルスのｘ成分とｙ成分とを結合し
た１次元配列を作業関数として用いることにより、高速
かつ安定に最適解を得ることができる。図８（ａ）は、
暫定的ＲＦパルスＨ1xとＨ1yの一例を示すもので、マス
クのフーリエ変換の実部をＨ1xに、虚部をＨ1yに収納し
結合させたものである。これを初期パルスとし、図７に
示した勾配法による最適化計算を行った後のパルスを図
８（ｂ）に示す。As the working function in this gradient method, two one-dimensional arrays P1 and P2 are prepared, the pulses H1x and H1y are housed in them, respectively, and then a one-dimensional array P is created by combining them, and this is worked. It can be used as a positive function. Thus, by using the one-dimensional array in which the x component and the y component of the RF pulse are combined as the work function, the optimum solution can be obtained at high speed and stably. FIG. 8A shows
It shows an example of the temporary RF pulses H1x and H1y, in which the real part of the Fourier transform of the mask is stored in H1x and the imaginary part is stored in H1y. This is used as an initial pulse, and the pulse after the optimization calculation by the gradient method shown in FIG. 7 is performed is shown in FIG. 8B.
【００３５】このように最適化処理されたパルスを、式
（１）の計算により振幅と位相で表示したものを図９に
示す。図９（ａ）の縦軸はＲＦ振幅の絶対値を磁場強度
に対応するラーモア周波数で示す。図９（ｂ）はＲＦ搬
送波の位相を示す。尚、位相０度は回転座標系でのｘ軸
からの照射を表す。この例ではパルスを時間軸上で６４
点で定義し、各点毎に振幅と位相を変化させている。パ
ルス長は１２ｍｓ、スライス幅は５００Ｈｚである。FIG. 9 shows the pulse thus optimized, which is represented by the amplitude and the phase by the calculation of the equation (1). The vertical axis of FIG. 9A shows the absolute value of the RF amplitude by the Larmor frequency corresponding to the magnetic field strength. FIG. 9B shows the phase of the RF carrier. The phase 0 degree represents irradiation from the x axis in the rotating coordinate system. In this example, the pulse is 64 on the time axis.
It is defined by points, and the amplitude and phase are changed at each point. The pulse length is 12 ms and the slice width is 500 Hz.
【００３６】図９のパルスをブロッホ（Bloch）方程式
に代入してRunge-Kutta法を用いて解くことによって得
た横磁化の絶対値および位相を、レゾナンスオフセット
（基本周波数からのずれ）の関数として図１０のグラフ
に示す。図１０（ａ）において横磁化（絶対値）は、レ
ゾナンスオフセットの負側から正側にかけてほぼ直線的
に増大しており、フーリエパルスのプロファイル（図４
（ｃ））と比べると、形状はよりマスクに近づいている
ことが分かる。The absolute value and phase of the transverse magnetization obtained by substituting the pulse of FIG. 9 into the Bloch equation and solving it using the Runge-Kutta method are shown as a function of resonance offset (deviation from the fundamental frequency). This is shown in the graph of FIG. In FIG. 10A, the transverse magnetization (absolute value) increases almost linearly from the negative side to the positive side of the resonance offset, and the Fourier pulse profile (FIG. 4) is shown.
It can be seen that the shape is closer to the mask as compared with (c).
【００３７】また、図１０（ｂ）において位相の変化は
スライスの内部では直線的であり、スライス方向の傾斜
磁場を用いれば容易に再収束させることができるから、
図９のパルスによって図１０（ａ）の絶対値で示した励
起プロファイルを容易に実現できることがわかる。この
ような傾斜を付けた励起形状が流動部（例えば血流部）
に対してもたらす効果は、既に述べたようにスライス厚
さ方向の全体にわたる均一な信号の生成である。Further, in FIG. 10B, the phase change is linear inside the slice and can be easily refocused by using a gradient magnetic field in the slice direction.
It can be seen that the pulse shown in FIG. 9 can easily realize the excitation profile shown by the absolute value in FIG. The excited shape with such an inclination is a flow part (for example, a blood flow part).
As described above, the effect brought about by is the generation of a uniform signal in the entire slice thickness direction.
【００３８】同様にパルス長２４ｍｓの場合について最
適化を行った例を図１１及び図１２に示す。図１１
（ａ）、（ｂ）は最適化処理されたパルスをそれぞれ振
幅と位相で表示したものであり、図１２（ａ）、（ｂ）
はこのパルスによる横磁化の絶対値および位相をレゾナ
ンスオフセットの関数として示したブラフである。フー
リエパルス（図５（ａ）、（ｂ））を僅かに修正した波
形（図１１）を用いることによりプロファイル（図１
２）が顕著に改善されていることが分かる。Similarly, an example of optimization performed for a pulse length of 24 ms is shown in FIGS. 11 and 12. Figure 11
12A and 12B show the optimized pulse in amplitude and phase, respectively, and FIGS.
Is a bluff showing the absolute value and phase of transverse magnetization by this pulse as a function of resonance offset. The profile (FIG. 1) is obtained by using the waveform (FIG. 11) obtained by slightly modifying the Fourier pulse (FIGS. 5A and 5B).
It can be seen that 2) is significantly improved.
【００３９】このようにＨ1xとＨ1yを結合した１次元配
列を作業関数に用いて勾配法を行うことにより、容易に
高精度のパルスを得ることができる。この最適化は収束
性がよく、悪性の局所ローカルヘトラップされることも
少ない。尚、計算時間はパルスをＨ1xとＨ1yの各々につ
いて６４点、マスクを２５６点で定義した場合で約３０
分であった（約７０ＭＩＰＳのワークステーションを使
用）。By performing the gradient method by using the one-dimensional array in which H1x and H1y are combined as the work function in this way, a highly accurate pulse can be easily obtained. This optimization has good convergence and is rarely trapped in a local malignant area. The calculation time is about 30 when the pulse is defined as 64 points for each of H1x and H1y and the mask is defined as 256 points.
Minutes (using a workstation of about 70 MIPS).
【００４０】以上の説明ではパルス長１２ｍｓ及び２４
ｍｓの場合について述べたが、これらと異なるパルス長
についても同様に最適化できる。またデータ点数は６４
点に限る必要はなく、定義点数を増やすことにより精度
を上げることができるが、計算時間は著しく増大する。
即ち、レゾナンスオフセットの計算帯域Ｆlとスライス
の周波数帯域Ｓlとの間には次式In the above description, pulse lengths of 12 ms and 24
Although the case of ms has been described, pulse lengths different from these can be similarly optimized. The number of data points is 64
It is not necessary to limit the number of points, and the accuracy can be improved by increasing the number of defined points, but the calculation time is significantly increased.
That is, the following formula is provided between the calculation band Fl of the resonance offset and the frequency band Sl of the slice.
【００４１】[0041]
【数４】 [Equation 4]
【００４２】（ここに、Ｔpはパルスの定義点数、ｎは
傾斜プロファイルと同じスライス厚の矩形プロファイル
を与えるsincパルスのゼロクロス点数でパルスの時間長
の目安を与える）に示す関係があり、通常はパルス長
(ｎ)は計測効率上制限されているのでパルス長を固定し
て考えると、パルスの定義点数(Ｔp)を増やすほどＦ1は
大となり、スライスの遠方まで磁化を計算を行わなけれ
ばならなくなる。一例として、Ｔpを８倍の５１２点と
すると、まずブロッホ方程式を解く過程での時間軸分割
数が８倍になり、次に式（４）からレゾナンスオフセッ
トの計算帯域(点数)も８倍になる。また、勾配ベクトル
の計算に要する時間も８倍となり、更に探索方向の数も
大略８倍となる。これら工程のうち３つの過程は入れ子
構造のため、最低でも５１２倍の計算量となる。従っ
て、精度と計算時間の兼ね合いを考慮すると定義点数３
２あるいは１２８点の範囲が実用性があると言える。(Where Tp is the number of defined points of the pulse, n is the number of zero-cross points of the sinc pulse that gives a rectangular profile having the same slice thickness as the sloped profile, and gives an indication of the time length of the pulse). Pulse length
Since (n) is limited in terms of measurement efficiency, if the pulse length is fixed and considered, F1 becomes larger as the number of defined points (Tp) of the pulse increases, and the magnetization must be calculated up to the distant portion of the slice. As an example, if Tp is set to 512 times 8 times, the number of divisions on the time axis in the process of solving the Bloch equation becomes 8 times, and then the calculation band (points) of the resonance offset from the expression (4) also becomes 8 times. Become. Further, the time required to calculate the gradient vector is increased by 8 times, and the number of search directions is also increased by about 8 times. Since at least three of these steps have a nested structure, the calculation amount is at least 512 times. Therefore, considering the balance between accuracy and calculation time, the number of defined points is 3
It can be said that the range of 2 or 128 points is practical.
【００４３】また比較的少ないパルス点数で最適化計算
を行い、波形テーブルのデータを補間で作ってもよく、
例えば補間によリデータ点数を８ないし１２倍に拡大す
ることができる。図１３は最適化計算によって求められ
たパルス１３１と、このパルスを補間したデータ１３２
を示すものである。この際スムージング処理を併用して
もよく、スライス外の不要の励起の防止、ＲＦアンプの
スルーレートの負担の低減が図れる。但し、位相変調に
ついては、既に述べたように印加時間の分割数が増加す
ると装置的な負担が増大するので、分割数は３２〜１２
８が実用的である。Further, the optimization calculation may be performed with a relatively small number of pulses, and the data of the waveform table may be created by interpolation.
For example, the number of data points can be expanded to 8 to 12 times by interpolation. FIG. 13 shows a pulse 131 obtained by optimization calculation and data 132 obtained by interpolating this pulse.
Is shown. At this time, smoothing processing may be used in combination, which can prevent unnecessary excitation outside the slice and reduce the load on the slew rate of the RF amplifier. However, with respect to the phase modulation, as described above, the increase in the number of divisions of the application time increases the burden on the apparatus, so the number of divisions is 32 to 12.
8 is practical.
【００４４】さて、最適化計算法の例として最も一般的
と思われる勾配法を示したが、本発明はこの方法に限定
されるものではないことは言うまでもない。例えば直接
法であるシンプレックス法が考えられる。勾配法では勾
配計算にかなりの時間を要するが、シンプレックス法で
はこの計算が不要になるという利点がある。また、勾配
法になかでも最も単純な最急降下法の例をのべたが、収
束を速めたりローカルミニマムへのトラップを避けるた
めに様々な改善を施すことができる。一般の共役勾配法
や、ガウス−ニュートン（Gauss-Newton）法、シミュレ
ーテッドアニーリング（Simulated annealing）法が例
として挙げられる。Although the gradient method, which is considered to be the most general, is shown as an example of the optimization calculation method, it goes without saying that the present invention is not limited to this method. For example, the simplex method, which is a direct method, can be considered. The gradient method requires a considerable amount of time for the gradient calculation, but the simplex method has an advantage that this calculation is unnecessary. In addition, the simplest method of steepest descent among the gradient methods is given, but various improvements can be made to speed up the convergence and to avoid trapping into the local minimum. Examples include a general conjugate gradient method, a Gauss-Newton method, and a simulated annealing method.
【００４５】また以上の実施例ではマスクを直線状の傾
斜励起とした場合について述べたが、本発明のＭＲＩ方
法は傾斜励起のみならず所望の非対称励起に適用するこ
とができる。例えば流動部における実際の飽和プロファ
イルは直線的ではなく、むしろ曲線的である。この場合
には、曲線のマスクを用いた最適化処理を行うことによ
り更に高精度に飽和効果を打ち消すことができる。In the above embodiments, the case where the mask is a linear gradient excitation has been described, but the MRI method of the present invention can be applied not only to the gradient excitation but also to a desired asymmetric excitation. For example, the actual saturation profile in the flow section is not linear but rather curved. In this case, the saturation effect can be canceled with higher accuracy by performing optimization processing using a curved mask.
【００４６】更に本発明は１チャンネルのみのＲＦ送信
機をもつＭＲＩ装置に限定されるものではなく、照射コ
イルとして直交する２系統のＲＦ照射系を備えていても
よい。Further, the present invention is not limited to the MRI apparatus having the RF transmitter of only one channel, and may have two orthogonal RF irradiation systems as irradiation coils.
【００４７】[0047]
【発明の効果】以上詳述したようにこの発明によれば、
ＲＦパルスの印加時間を分割し振幅変調とともに比較的
少数頻度でＲＦ位相変調を行うことにより、１チャンネ
ルのみのＲＦ送信機をもつＭＲＩ装置においても傾斜等
の非対称プロファイルが実現でき、更に波形最適化処理
を併用することにより高精度の傾斜プロファイル励起が
可能となる。従って３Ｄ−ＭＲＡ等の３次元流体イメー
ジを高コントラストで得ることができる。As described above in detail, according to the present invention,
By dividing the application time of the RF pulse and performing the RF phase modulation with a relatively small frequency together with the amplitude modulation, an asymmetric profile such as a slope can be realized even in an MRI apparatus having an RF transmitter with only one channel, and further waveform optimization High-precision tilt profile excitation becomes possible by using the processing in combination. Therefore, a three-dimensional fluid image such as 3D-MRA can be obtained with high contrast.
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図１】本発明において用いられるＲＦパルスの印加時
間を微小区間に分割した状態を示す図で、（ａ）はＲＦ
振幅を幅が△ｔで振幅が一定の柱状関数で近似した図、
（ｂ）は同様に位相を近似した図。FIG. 1 is a diagram showing a state in which an application time of an RF pulse used in the present invention is divided into minute sections, where (a) shows RF.
Figure that approximates the amplitude by a columnar function with a width of Δt and a constant amplitude,
FIG. 6B is a diagram in which the phases are similarly approximated.
【図２】（ａ）は周波数領域で定義されたマスク（理想
の傾斜プロファイル）を示す図、（ｂ）はこのプロファ
イルをフーリエ逆変換した関数を示す図。2A is a diagram showing a mask (ideal inclination profile) defined in the frequency domain, and FIG. 2B is a diagram showing a function obtained by inverse Fourier transforming this profile.
【図３】ＲＦパルスの励起形状と信号強度の関係を示す
図で、（ａ）は矩形励起による流動部のプロファイル、
（ｂ）は傾斜励起によるプロファイルを示す。FIG. 3 is a diagram showing the relationship between the excitation shape of an RF pulse and the signal intensity, where (a) is the profile of the flow section due to rectangular excitation
(B) shows the profile by gradient excitation.
【図４】（ａ）はマスクのフーリエ変換の絶対値、
（ｂ）は同じくフーリエ変換の位相を示す図、（ｃ）は
（ａ）と（ｂ）とを長さ１２ｍｓのＲＦ変調波形として
用いた場合のプロファイルを示す図である。FIG. 4A is an absolute value of a Fourier transform of a mask,
(B) is a diagram showing the phase of the Fourier transform, and (c) is a diagram showing a profile when (a) and (b) are used as an RF modulation waveform having a length of 12 ms.
【図５】（ａ）はマスクのフーリエ変換の絶対値、
（ｂ）は同じくフーリエ変換の位相を示す図、（ｃ）は
（ａ）と（ｂ）とを長さ２４ｍｓのＲＦ変調波形として
用いた場合のプロファイルを示す図である。FIG. 5A is an absolute value of a Fourier transform of a mask,
(B) is a diagram showing the phase of the Fourier transform, and (c) is a diagram showing a profile when (a) and (b) are used as an RF modulation waveform having a length of 24 ms.
【図６】計算機を用いたＲＦ波形最適化処理法の一例を
示すフロー図。FIG. 6 is a flowchart showing an example of an RF waveform optimization processing method using a computer.
【図７】最急降下法を用いたＲＦ波形最適化処理法の一
例を示すフロー図。FIG. 7 is a flowchart showing an example of an RF waveform optimization processing method using the steepest descent method.
【図８】（ａ）はマスクの逆フーリエ変換の実部をＨ1x
へ、虚部をＨ1yへ収納し両者を結合させた１次元配列を
示す図、（ｂ）は（ａ）を初期パルスとして勾配法によ
る最適化処理を行った後のパルスを示す図。FIG. 8A shows the real part of the inverse Fourier transform of the mask as H1x.
, A diagram showing a one-dimensional array in which the imaginary part is stored in H1y and the two are combined, and (b) is a diagram showing pulses after optimization processing by the gradient method with (a) as an initial pulse.
【図９】本発明のＭＲＩ方法において用いられるＲＦパ
ルスの実施例を示す図で、（ａ）は最適化されたＲＦパ
ルスの振幅変調波形、（ｂ）は同パルスの位相変調波形
を示す。FIG. 9 is a diagram showing an embodiment of an RF pulse used in the MRI method of the present invention, (a) shows an optimized amplitude modulation waveform of the RF pulse, and (b) shows a phase modulation waveform of the same pulse.
【図１０】図１のＲＦパルスにより得られるプロファイ
ルを示す図で、（ａ）は横磁化の絶対値プロファイル、
（ｂ）は位相プロファイルである。10 is a diagram showing a profile obtained by the RF pulse shown in FIG. 1, in which (a) is an absolute value profile of transverse magnetization;
(B) is a phase profile.
【図１１】（ａ）は図５（ａ）、（ｂ）に示したＲＦ変
調波形を初期パルスとし、最適化処理を行って得られた
ＲＦ振幅変調波形、（ｂ）は同じく最適化されたＲＦ位
相変調波形である。11A is an RF amplitude modulation waveform obtained by performing optimization processing using the RF modulation waveforms shown in FIGS. 5A and 5B as an initial pulse, and FIG. 11B is similarly optimized. And an RF phase modulation waveform.
【図１２】図１１のパルスによって得られるプロファイ
ルを示す図で、（ａ）は横磁化の絶対値プロファイル、
（ｂ）は位相プロファイルである。12 is a diagram showing a profile obtained by the pulse of FIG. 11, in which (a) is an absolute value profile of transverse magnetization,
(B) is a phase profile.
【図１３】柱状関数で近似されたＲＦパルスと、そのデ
ータ点数を補間したものを示す図。FIG. 13 is a diagram showing an RF pulse approximated by a columnar function and an interpolation of data points thereof.
【図１４】本発明のＭＲＩ装置の一実施例を示す全体構
成図。FIG. 14 is an overall configuration diagram showing an embodiment of an MRI apparatus of the present invention.
１０・・・ＲＦパルス発生系 10 ... RF pulse generation system
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/00 Ｄ 24/08 ５１０ Ｙ (72)発明者 新井 仁 東京都千代田区内神田１丁目１番14号 株 式会社日立メディコ内─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (51) Int.Cl. 6 Identification number Office reference number FI Technical indication location G01N 24/00 D 24/08 510 Y (72) Inventor Hitoshi Arai 1-chome, Uchikanda, Chiyoda-ku, Tokyo No. 1-14 In Hitachi Medical Co., Ltd.
Claims (9)
起用ＲＦパルスを印加して、前記領域から発生するＮＭ
Ｒ信号を検出し、前記ＮＭＲ信号を用いて前記領域の画
像を得る磁気共鳴画像診断方法において、前記ＲＦパル
スはその印加時間を複数の区間に分割し、各区間毎にＲ
Ｆパルスの振幅を段階的に変化させるとともに、各区間
でＲＦ搬送波の位相を段階的に変化させることを特徴と
する磁気共鳴画像診断方法。1. An NM generated from a region of a subject placed in a static magnetic field by applying an excitation RF pulse to the region.
In a magnetic resonance imaging method for detecting an R signal and obtaining an image of the region using the NMR signal, the application time of the RF pulse is divided into a plurality of sections, and the R pulse is divided into R sections for each section.
A magnetic resonance imaging method, wherein the amplitude of the F pulse is changed stepwise and the phase of the RF carrier is changed stepwise in each section.
２８の区間に分割することを特徴とする請求項１記載の
磁気共鳴画像診断方法。2. The application time of the RF pulse is 32 to 1
The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging method is divided into 28 sections.
る際の振幅変調波形及び位相変調波形は、周波数領域で
定義された所望の磁化励起形状を時間領域へ逆フーリエ
変換し、該逆フーリエ変換関数の絶対値と位相とからそ
れぞれ作成されることを特徴とする請求項１又は２に記
載の磁気共鳴画像診断方法。3. The amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform when changing the amplitude and phase of the RF pulse are subjected to an inverse Fourier transform of a desired magnetization excitation shape defined in the frequency domain into the time domain, and the inverse Fourier transform. The magnetic resonance imaging method according to claim 1 or 2, wherein the method is created from the absolute value and the phase of the function, respectively.
る際の振幅変調波形及び位相変調波形は、時間領域で定
義された複素数のＲＦ波形を初期値とし、数値的にブロ
ッホ（Bloch）方程式を解くことにより得られたスライ
ス形状と予め定めた理想スライス形状との誤差を数値化
し、該誤差を縮小するように作業関数であるＲＦ波形を
修正する操作を反復することにより、所望のプロファイ
ルを与えるように最適化されることを特徴とする請求項
１又は２に記載の磁気共鳴画像診断方法。4. The amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform when changing the amplitude and phase of the RF pulse have a complex-valued RF waveform defined in the time domain as an initial value, and a Bloch equation is numerically expressed. A desired profile is given by repeating the operation of digitizing the error between the slice shape obtained by solving and the predetermined ideal slice shape, and modifying the RF waveform which is the work function so as to reduce the error. The magnetic resonance imaging method according to claim 1 or 2, wherein the method is optimized as follows.
る際の振幅変調波形及び位相変調波形は、所定のＲＦ波
形を作業関数として与えてブロッホ（Bloch）方程式を
解くことにより得られたスライス形状と予め定めた理想
スライス形状との誤差を数値化し、勾配法を用いて前記
作業関数を修正することにより前記誤差を最小化するこ
とにより最適化され、且つ前記勾配法の作業関数として
ｘ軸及びｙ軸から照射するＲＦパルスの成分を結合して
収納した１次元配列を用いることを特徴とする請求項４
記載の磁気共鳴画像診断方法。5. A slice shape obtained by solving a Bloch equation by giving a predetermined RF waveform as a working function for the amplitude modulation waveform and the phase modulation waveform when the amplitude and the phase of the RF pulse are changed. Is optimized by minimizing the error by quantifying the error between the ideal slice shape and a predetermined ideal slice shape, and correcting the working function using the gradient method, and the x-axis and the working function as the working method of the gradient method. 5. A one-dimensional array in which the components of the RF pulse emitted from the y-axis are combined and stored is used.
The magnetic resonance imaging method described.
沿って異なる強さの励起を受けるように励起用ＲＦパル
スの形状が最適化されることを特徴とする請求項１から
５までのいずれか１項記載の磁気共鳴画像診断方法。6. The shape of the excitation RF pulse is optimized so that the flow portion in the subject receives excitation of different intensities along the flow direction. The magnetic resonance imaging method according to any one of items 1 to 7.
する請求項１から６までのいずれか１項記載のＲＦパル
ス作成方法。7. The method for producing an RF pulse according to claim 1, wherein the desired excitation shape is a curve.
場を発生する磁場発生手段と、前記被検体の所定領域の
原子核スピンを励起するためのＲＦパルスを発生するＲ
Ｆパルス発生手段と、前記領域から発生するＮＭＲ信号
を検出する検出手段と、前記ＮＭＲ信号を用いて前記領
域の画像を再構成する画像処理手段とを備えた磁気共鳴
画像診断装置において、前記ＲＦパルス発生手段は前記
ＲＦパルスの印加時間を複数の区間に分割し、各区間毎
にＲＦの振幅を段階的に変化させるとともに、各区間で
ＲＦ搬送波の位相を段階的に変化させることを特徴とす
る磁気共鳴画像診断装置。8. A magnetic field generating means for generating a static magnetic field and a gradient magnetic field in a space in which a subject is placed, and R for generating an RF pulse for exciting a nuclear spin in a predetermined region of the subject.
In the magnetic resonance imaging apparatus including: F-pulse generating means, detecting means for detecting an NMR signal generated from the area, and image processing means for reconstructing an image of the area using the NMR signal, The pulse generation means divides the application time of the RF pulse into a plurality of sections, changes the RF amplitude stepwise for each section, and changes the phase of the RF carrier wave stepwise in each section. Magnetic resonance imaging diagnostic apparatus.
タ用のメモリとして、振幅データメモリと位相データメ
モリとを備えたことを特徴とする請求項８記載の磁気共
鳴画像診断装置。9. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein said RF pulse generating means comprises an amplitude data memory and a phase data memory as a memory for RF waveform data.
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| JP2007202902A (en) * | 2006-02-03 | 2007-08-16 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
| CN100409024C (en) * | 2002-06-19 | 2008-08-06 | 施卢默格海外有限公司 | NMR spectrum analysis by means of gradient field NMR |
| JP2009106493A (en) * | 2007-10-30 | 2009-05-21 | Hitachi Ltd | Magnetic resonance imaging apparatus and high-frequency pulse waveform calculation method |
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1994
- 1994-05-24 JP JP10956094A patent/JP3452395B2/en not_active Expired - Fee Related
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| JP2005261831A (en) * | 2004-03-22 | 2005-09-29 | Hitachi Ltd | Radio wave transmitting circuit using arbitrary waveform generator and nuclear magnetic resonance apparatus using it |
| JP2007111513A (en) * | 2005-09-22 | 2007-05-10 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method of setting capturing condition in magnetic resonance imaging apparatus |
| JP2007202902A (en) * | 2006-02-03 | 2007-08-16 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
| JP2009106493A (en) * | 2007-10-30 | 2009-05-21 | Hitachi Ltd | Magnetic resonance imaging apparatus and high-frequency pulse waveform calculation method |
| JP5848606B2 (en) * | 2009-09-29 | 2016-01-27 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and excitation region adjustment method |
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