JPS6259847A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To reduce a part other than an interesting area and to shorten a scanning time by exciting a sample selectively even in an encoding direction when 180 deg. pulses are applied and decreasing the number of times of encoding according to a photographic area. CONSTITUTION:A magnetic resonance imaging (MR) device consists of a static magnetic field generation part 1, an exciting pulse transmission part 2, a gradient magnetic field generation part 3, a signal collection part 4, an image formation part 5, an image display part 6, and a system controller 7. When 180 deg. pulses as RF pulses are applied according to a pulse sequence in the scanning at the time of the small-area photography of the reagent P, a gradient magnetic field is applied in the encoding direction and the reagent P is excited selectively even in the encoding direction to reduce the number of times of encoding according to a desired photographic area and also increase the intensity of the gradient magnetic field in the encoding direction according to the desired photographic area so as to obtain the balance in intensity between the gradient magnetic fields in a readout direction and encoding direction. Consequently, an unnecessary part other than the interesting area is reduced greatly and the scanning time is shortened.

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 本発明は磁気共鳴（Ｍ　Ｒ：　ｍａｇｎｅｔｉｃ　ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ〜以下ｒＭＲＪと称する）現象を用いて
被検体中に存在するある特定原子核のスピン密度及び緩
和時間時定数等の情報に反映された画像を得る磁気共鳴
イメージング装置に関するものである。[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention relates to magnetic resonance (MR) technology.
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that uses the phenomenon (hereinafter referred to as rMRJ) to obtain an image that is reflected in information such as the spin density and relaxation time constant of a specific atomic nucleus present in a subject.

〔発明の技術的背景とその問題点〕[Technical background of the invention and its problems]

例えば診断用磁気共鳴イメージング装置では、被検体の
特定位置における断層像を得るために、第５図に示すよ
うに被検体Ｐに対して図示Ｚ軸方向に沿う非常に均一な
静磁場Ｈｏを作用させ、さらに一対の傾斜磁場コイルＬ
Ａ、ＩＢにより上記静磁場Ｈｏに線形磁場勾配Ｇｚを付
加する。静磁場Ｈｏに対して特定原子核は次式で示され
る角周波数ω０で共鳴する。For example, in a diagnostic magnetic resonance imaging apparatus, in order to obtain a tomographic image at a specific position of the subject, a very uniform static magnetic field Ho is applied to the subject P along the Z-axis direction as shown in FIG. Furthermore, a pair of gradient magnetic field coils L
A and IB add a linear magnetic field gradient Gz to the static magnetic field Ho. A specific atomic nucleus resonates with the static magnetic field Ho at an angular frequency ω0 expressed by the following equation.

ω０＝γ・ＨＯ・・・（１） この（１１式においてγは磁気回転比であり、原子核の
種類に固有のものである。そこでさらに、特定の原子核
のみ共鳴させる角周波数ω０の回転磁場Ｈｅをプローブ
ヘッド内に設けられた一対の送信コイル２Ａ、２Ｂを介
して被検体Ｐに作用させる。ω0=γ・HO...(1) In this equation (11), γ is the gyromagnetic ratio, which is specific to the type of atomic nucleus.Therefore, we further add a rotating magnetic field He with an angular frequency ω0 that makes only a specific atomic nucleus resonate. is applied to the subject P via a pair of transmitting coils 2A and 2B provided within the probe head.

このようにすると、上記線形磁場勾配ＧｚによりＺ軸方
向について選択設定される図示ｘ−ｙ平面部分について
のみ選択的に作用し、断層像を得る特定のスライス部分
Ｓ（平面状の部分であるが現実にはある厚みを持つ）の
みにＭＲ現象が生ずる。In this way, the linear magnetic field gradient Gz acts selectively only on the x-y plane portion shown in the figure, which is selectively set in the Z-axis direction, and the specific slice portion S (a planar portion) from which a tomographic image is obtained. In reality, the MR phenomenon occurs only with a certain thickness.

このＭＲ現象は上記ブローブヘンド内に設けられた一対
の受信コイル３Ａ、３Ｂを介して自由誘導減衰（Ｆ　Ｉ
　Ｄ　：　ｆｒｅｅ　１ｎｄｕｃｔｉｏｎ　ｄｅｃａｙ
）信号（以下ｒＦＩＤ信号」と称する）として観測され
、この信号をフーリエ変換することにより、特定原子核
スピンの回転ＪＮＪ波数について単一のスペクトルが得
られる。断層像をＣＴ像として得るためには、スライス
部分Ｓのｘ−ｙ平面内において、Ｘ方向。This MR phenomenon is caused by free induction attenuation (F I
D: free 1induction decay
) signal (hereinafter referred to as "rFID signal"), and by Fourier transforming this signal, a single spectrum can be obtained for the rotational JNJ wave number of a specific nuclear spin. In order to obtain a tomographic image as a CT image, in the xy plane of the slice portion S, in the X direction.

Ｘ方向の各々に対して位置情報を持つようなＦＩＤ信号
を発生させる必要がある。ここで、周波数と位相の情報
を利用する。第６図（ａ）に示すように、スライス部分
Ｓを励起してＭＲ現象を生じさせた後、ｙ軸方向に直線
的な傾斜を持つ線形磁場勾配ａｙを一様な静磁場Ｈｏに
重畳する。この時、（２）式に示すような線形的な位相
の差をｙ軸方向に生ずる（位相エンコーディング）。It is necessary to generate an FID signal that has position information for each of the X directions. Here, frequency and phase information is used. As shown in FIG. 6(a), after exciting the slice portion S to produce an MR phenomenon, a linear magnetic field gradient ay having a linear gradient in the y-axis direction is superimposed on a uniform static magnetic field Ho. . At this time, a linear phase difference as shown in equation (2) is generated in the y-axis direction (phase encoding).

φＶ”Ｔ’（４’Ｖ・τ＝ωｙ　・τ　　　・・・（２
）さらに、Ｘ軸方向に直線的な傾斜を持つ線形磁場勾配
Ｇｘを一様な静磁場Ｈｏに重畳しながらＭＲ傷信号検出
すると、（３）式に示すような周波数の線形的な差がＸ
軸方向に生ずる。φV"T'(4'V・τ=ωy・τ...(2
) Furthermore, when detecting an MR flaw signal while superimposing a linear magnetic field gradient Gx with a linear gradient in the X-axis direction on a uniform static magnetic field Ho, the linear difference in frequency as shown in equation (3) becomes
Occurs in the axial direction.

ωｘ　＝ｒ−Ｇｘ　　−ｘ　　　　　　　　　　　・＝
（３１このようにして得られるＭＲ傷信号（２）式に示
されるφＶを変化させながらｎ回信号を収集すると、・
・・（４） で示されるような信号が得られる（第６図（ｂ））。ωx = r−Gx −x ・=
(31 MR flaw signal obtained in this way. If the signal is collected n times while changing φV shown in equation (2),
...(4) A signal as shown in FIG. 6(b) is obtained.

尚、ρ（ωＸ、φｙ）は信号の周波数スペクトラムであ
る。この信号に対して２次元のフーリエ変換を行なうと
、ρ　（ωｘ１φｙ）が求まり、ＣＴ像を合成すること
ができる。Note that ρ(ωX, φy) is the frequency spectrum of the signal. By performing two-dimensional Fourier transformation on this signal, ρ (ωx1φy) can be found, and a CT image can be synthesized.

ところで、以上の原理構成による磁気共鳴イメージング
装置においては、被検体よりＭＲ傷信号エコー信号）を
収集するに際して第７図に示すようなパルスシークエン
スでスキャンしている。By the way, in the magnetic resonance imaging apparatus having the above-described principle configuration, when collecting MR wound signals (echo signals) from a subject, scanning is performed using a pulse sequence as shown in FIG.

第７図において（ａ）はＲＦ　（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕ
ｅｎｃｙ）パルスの印加タイミング、（ｂ）乃至（ｄ）
は傾斜磁場Ｇの印加タイミングであり、それぞれ（ｂ）
はスライス方向、（Ｃ）は読み出し方向、（ｄ）はエン
コード方向への印加タイミングである。位相エンコーデ
ィング法であるため、傾斜磁場強度を線形的に順次変化
させている。また、（ｅ）はエコー信号の発生タイミン
グである。このようなパルスシークエンスによれば励起
される平面は第８図に示すように、被検体Ｐの所定スラ
イス面Ｓの全域となり、このスライス面Ｓ全域よりのＭ
Ｒ傷信号収集され、ＭＲ像の再構成に供されることにな
る。第９図（ａ）はこの場合のＭＲ像であるが、このＭ
Ｒ像を直接表示するのとは別に、全体像中に設定された
所望撮影領域（関心領域）１０内の画像のみを抜き出す
ことにより第９図（ｂ）に示すような小領域ＭＲ像を得
たいという臨床的要請も強い。このような小領域ＭＲ像
を得ることを特に小領域撮影と称する。In Fig. 7, (a) is RF (radiofreque
ency) Pulse application timing, (b) to (d)
are the application timings of the gradient magnetic field G, and (b)
is the application timing in the slice direction, (C) in the read direction, and (d) in the encode direction. Since it is a phase encoding method, the gradient magnetic field strength is sequentially varied linearly. Moreover, (e) is the generation timing of the echo signal. According to such a pulse sequence, the excited plane becomes the entire area of a predetermined slice plane S of the subject P, as shown in FIG.
R flaw signals will be collected and used for MR image reconstruction. FIG. 9(a) is an MR image in this case, and this M
Apart from directly displaying the R image, a small area MR image as shown in FIG. 9(b) can be obtained by extracting only the image within the desired imaging area (region of interest) 10 set in the overall image. There is also a strong clinical demand for this. Obtaining such a small area MR image is particularly referred to as small area imaging.

しかしながら、従来装置においては小領域撮影の場合も
通常の撮影の場合と同様第７図に示すパルスシークエン
スでスキャンしているため、関心領域１０以外の本来不
必要となる部分をもスキャンすることとなり、小領域撮
影であるにもかかわらず通常の撮影の場合と同じだけの
スキャン時間を必要とし、無駄な時間を浪するという問
題点がある。However, in the conventional device, even in the case of small area imaging, the pulse sequence shown in FIG. However, even though it is a small area imaging, it requires the same amount of scanning time as normal imaging, which is a problem in that time is wasted.

〔発明の目的〕[Purpose of the invention]

本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その目
的とするところは、被検体の小領域撮影におけるスキャ
ン時間の短縮を図ることが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。The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can shorten the scan time when photographing a small area of a subject.

〔発明の４既要〕 上記目的を達成するための本発明の概要は、被検体に磁
気共鳴現象を生ぜしめることにより得られる磁気共鳴信
号を基に被検体の磁気共鳴像を再構成する磁気共鳴イメ
ージング装置において、被検体の小領域逼影時のスキャ
ンにおけるパルスシー゛クエンスに従い、ＲＦパルスた
る１８０６パルス印加の際にエンコード方向へも被検体
を選択励起し、且つ、エンコード回数を被検体の所望撮
影領域に応じて減少させるシステムコントローラを具備
して構成したことを特徴とするものである。[4 Summary of the Invention] The summary of the present invention for achieving the above object is a magnetic resonance image reconstructing a magnetic resonance image of a subject based on magnetic resonance signals obtained by causing a magnetic resonance phenomenon in the subject. In a resonance imaging device, the subject is selectively excited in the encoding direction when applying 1806 pulses, which are RF pulses, according to the pulse sequence in the scan when a small area of the subject is imaged, and the number of encoding times is adjusted to the desired number of the subject. The present invention is characterized in that it includes a system controller that reduces the number of images depending on the imaging area.

〔発明の実施例〕[Embodiments of the invention]

以下、本発明を実施例により具体的に説明する。 Hereinafter, the present invention will be specifically explained with reference to Examples.

第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置のブロック図であり、Ｐは被検体、１はこの被検体Ｐ
に静磁ｔｊ％　Ｈｏを作用させる静磁場発生部、２は被
検体Ｐに励起パルスを与える励起パルス送信部、３は静
磁場Ｈｏに重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生
部である。４は被検体ＰよりのＭＲ倍信号受信する信号
収集部であり、５はこの信号収集部４によって受信され
たＭＲ倍信号取り込み被検体ＰＯＭＲ像を再構成する画
像作成部である。６はこの画像作成部５により再構成さ
れたＭＲ像を可視化する画像表示部である。FIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, where P is a subject, and 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
2 is an excitation pulse transmitter that applies an excitation pulse to the subject P, and 3 is a gradient magnetic field generator that generates a gradient magnetic field to be superimposed on the static magnetic field Ho. Reference numeral 4 denotes a signal collecting section that receives the MR multiplied signal from the subject P, and 5 indicates an image creation section that takes in the MR multiplied signal received by the signal collecting section 4 and reconstructs a POMR image of the subject. Reference numeral 6 denotes an image display unit that visualizes the MR image reconstructed by the image creation unit 5.

７は本実施例装置の動作制御を司るシステムコントロー
ラであり、具体的には静磁場発生部１．励起パルス送信
部２．傾斜磁場発生部３．信号収集部４の動作を予め定
められたパルスシークエンスに従って制御するものであ
る。7 is a system controller that controls the operation of the apparatus of this embodiment, and specifically, the static magnetic field generating section 1. Excitation pulse transmitter 2. Gradient magnetic field generator 3. The operation of the signal collecting section 4 is controlled according to a predetermined pulse sequence.

ここに、本実施例装置と従来装置との相違点は被検体Ｐ
の小領域撮影時におけるパルスシークエンスにある。第
２図は本実施例装置の小領域撮影時におけるパルスシー
クエンスを示すものであり、このパルスシークエンスが
従来のそれと大きく異なるのは、１８０°パルス印加の
際にエンコード方向に傾斜磁場を印加することにより、
エンコード方向へも被検体Ｐを選択励起する点、エンコ
ード回数を所望撮影領域に応じて少なくする点及び読み
出し方向とエンコード方向との傾斜磁場強度の平衡を図
るためにエンコード方向の傾斜磁場強度を所望撮影領域
に応じて強くした点である。Here, the difference between the device of this embodiment and the conventional device is that
This is in the pulse sequence when photographing a small area. Fig. 2 shows the pulse sequence of this embodiment when photographing a small area. This pulse sequence differs greatly from the conventional one in that a gradient magnetic field is applied in the encoding direction when applying the 180° pulse. According to
The object P is selectively excited in the encoding direction, the number of times of encoding is reduced depending on the desired imaging area, and the gradient magnetic field strength in the encoding direction is desired in order to balance the gradient magnetic field strength in the readout direction and the encoding direction. This point is made stronger depending on the shooting area.

このようなパルスシークエンスによれば、第３図に示す
ように所定スライス面Ｓのうち斜線で示す部分からのＭ
Ｒ倍信号みが信号収集部４により収集され、収集された
ＭＲ倍信号基に画像作成部５において再構成されたＭＲ
像は第４図（ａ）に示すように、エンコード回数が少な
い分だけエンコード方向に短かい画像となる。すなわち
、第９図（ａ）と比較して明らかなように関心領域１０
以外の不必要となる部分がエンコード方向に大幅に減少
する。従って、この減少の分だけスキャン時間が短縮さ
れることになる。例えば、第４図（ａ）のＭＲ像が第９
図（ａ）のＭＲ像に比べてエンコード方向に２に減少さ
れていれば、第４図（ａ）のＭＲ像撮影におけるスキャ
ン時間は第９図（ａ）の場合に比べて２に短縮される。According to such a pulse sequence, as shown in FIG.
Only the R multiplied signal is collected by the signal acquisition unit 4, and the MR signal is reconstructed in the image creation unit 5 based on the collected MR multiplied signal.
As shown in FIG. 4(a), the image becomes shorter in the encoding direction because the number of times of encoding is smaller. That is, as is clear from the comparison with FIG. 9(a), the region of interest 10
Other unnecessary parts are significantly reduced in the encoding direction. Therefore, the scan time will be shortened by this reduction. For example, the MR image in Fig. 4(a) is
If the scanning time is reduced by 2 in the encoding direction compared to the MR image in Figure (a), the scan time for capturing the MR image in Figure 4 (a) will be reduced to 2 compared to the case in Figure 9 (a). Ru.

第４図（ａ）のＭＲ像中に設定された関心領域１０内の
画像を抜き出すことにより第４図（ｂ）に示す小領域Ｍ
Ｒ像を画像表示部６に表示するのは従来装置と同様であ
る。By extracting the image within the region of interest 10 set in the MR image of FIG. 4(a), the small area M shown in FIG. 4(b) is
Displaying the R image on the image display section 6 is similar to the conventional device.

ここに、エンコード回数が少なくなった分だけエンコー
ド方向への傾斜磁場強度を強くすることにより読み出し
方向とエンコード方向との傾斜磁場強度の平衡を図って
いるため、画像作成部５において再構成されるＭＲ像（
第４図（ａ）　、　（ｂ））の空間分解能は従来のもの
と同程度であり、スキャン時間の短縮によりＭＲ像の空
間分解能が低下するという不都合は生じ得ない。Here, the gradient magnetic field strength in the encoding direction is strengthened by the decrease in the number of encodings to balance the gradient magnetic field strength in the readout direction and the encoding direction, so that the image is reconstructed in the image creation unit 5. MR image (
The spatial resolution in FIGS. 4(a) and 4(b) is comparable to that of the conventional one, and the disadvantage that the spatial resolution of the MR image decreases due to shortening the scan time cannot occur.

尚、通常の撮影の場合には第７図のパルスシークエンス
でスキャンするのはいうまでもない。It goes without saying that in the case of normal imaging, scanning is performed using the pulse sequence shown in FIG.

このように本実施例装置にあっては、１８０６パルス印
加の際にエンコード方向へも被検体Ｐを選択励起し、且
つ、エンコード回数を所望撮影領域に応じて少なくする
ことにより、関心領域１０以外の不必要となる部分をエ
ンコード方向に大幅に減少することができるものである
から、被検体Ｐの小領域撮影時におけるスキャン時間を
大幅に短縮することができる。In this way, in the present embodiment device, the subject P is selectively excited also in the encoding direction when applying 1806 pulses, and the number of encodings is reduced depending on the desired imaging region, so that it is possible to excite the object P in areas other than the region of interest 10. Since it is possible to significantly reduce unnecessary portions in the encoding direction, the scanning time when photographing a small area of the subject P can be significantly shortened.

また、エンコード回数が少なくなった分だけエンコード
方向への傾斜磁場強度を強くすることにより、得られる
ＭＲ像の空間分解能の低下を防ぐことができる。Further, by increasing the strength of the gradient magnetic field in the encoding direction in proportion to the decrease in the number of encodings, it is possible to prevent a decrease in the spatial resolution of the obtained MR image.

以上本発明の一実施例について説明したが、本発明は上
記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の範
囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもない
。Although one embodiment of the present invention has been described above, it goes without saying that the present invention is not limited to the above-mentioned embodiment, and can be modified as appropriate within the scope of the gist of the present invention.

〔発明の効果〕〔Effect of the invention〕

以上詳述したように本発明によれば、被検体の小領域撮
影におけるスキャン時間の短縮を図ることができる磁気
共鳴イメージング装置を提供することができる。As described in detail above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can shorten the scan time when photographing a small area of a subject.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明の一実施例たる磁気共鳴イメージング装
置のブロック図、第２図は本実施例装置の小頭域梧影時
におけるパルスシークエンスを示すタイミング図、第３
図は本実施例装置による励起平面を示す説明図、第４図
（ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ本実施例装置において再
構成されたＭＲ像及びこのＭＲ像より抜き出された小領
域ＭＲ像を示す説明図、第５図は磁気共鳴イメージング
装置の原理的構成を示す説明図、第６図（ａ）　、　（
ｂ）は磁気共鳴現象により周波数スペクトラムを得る原
理説明図、第７図は従来装置におけるパルスシークエン
スを示すタイミング図、第８図は従来装置による励起平
面を示す説明図、第９図（ａ）　、　（ｂ）はそれぞれ
従来装置において再構成されたＭＲ像及びこのＭＲ像よ
り抜き出された小領域ＭＲ像を示す説明図である。 ７・・・システムコントローラ、Ｐ・・・被検体。 代理人　弁理士　則　近　憲　佑 同　　　　　大　　胡　　典　　夫 弔１図 第４図 （ＣＩ） 工〕コーＹ幻苗 （ｂ） Ａ ＢFIG. 1 is a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a timing diagram showing the pulse sequence of the apparatus of this embodiment during microcephaly imaging, and FIG.
The figure is an explanatory diagram showing the excitation plane by the apparatus of this embodiment, and FIGS. 4(a) and 4(b) are an MR image reconstructed by the apparatus of this embodiment and a small area MR image extracted from this MR image, respectively. FIG. 5 is an explanatory diagram showing the basic configuration of the magnetic resonance imaging apparatus, FIG. 6(a), (
b) is an explanatory diagram of the principle of obtaining a frequency spectrum by magnetic resonance phenomenon, Fig. 7 is a timing diagram showing the pulse sequence in the conventional device, Fig. 8 is an explanatory diagram showing the excitation plane by the conventional device, Fig. 9 (a), (b) is an explanatory diagram showing an MR image reconstructed by a conventional apparatus and a small area MR image extracted from this MR image, respectively. 7... System controller, P... Subject. Agent Patent Attorney Nori Ken Yudo Dai Hu Nian Fu Mie 1 Figure 4 (CI) Ko Y Gennae (b) A B

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 被検体に磁気共鳴現象を生ぜしめることにより得られる
磁気共鳴信号を基に被検体の磁気共鳴像を再構成する磁
気共鳴イメージング装置において、被検体の小領域撮影
時のスキャンにおけるパルスシークエンスに従い、ＲＦ
パルスたる１８０°パルス印加の際にエンコード方向へ
も被検体を選択励起し、且つ、エンコード回数を被検体
の所望撮影領域に応じて減少させるシステムコントロー
ラを具備して構成したことを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング装置。In a magnetic resonance imaging device that reconstructs a magnetic resonance image of a subject based on magnetic resonance signals obtained by causing a magnetic resonance phenomenon in the subject, RF
A magnetic device comprising a system controller that selectively excites the subject also in the encoding direction when applying a 180° pulse as a pulse, and reduces the number of times of encoding according to the desired imaging area of the subject. Resonance imaging device.