【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴（以下、Ｎ
ＭＲという）現象を利用して被検体（人体）の所望部位
の断層像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲ
Ｉ装置という）に関し、特に短時間で断層像を撮像する
ＭＲＩ装置に関する。The present invention relates to nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as N
A magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, MR
I apparatus), and particularly to an MRI apparatus that captures a tomographic image in a short time.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来のＭＲＩ装置において、被検体から
放出されるＮＭＲ信号を収集するためのパルスシーケン
スとして典型的なものにスピンエコー法がある。このス
ピンエコー法のパルスシーケンスは、図４に示すよう
に、被検体の組織中の所定の原子核スピンを励起するた
めの高周波パルス４０１（９０°パルス或いは励起パル
スという）をスライス方向傾斜磁場Ｇｚ４０３と同時に
印加して、被検体の所定スライス中のスピンを励起し、
次いでスライス方向に極性の反転した傾斜磁場４０４を
印加した後、ＮＭＲ信号に位置情報を付与するための位
相エンコード方向傾斜磁場Ｇｙ４０６及び周波数エンコ
ード方向傾斜磁場Ｇｘ４０７を印加し、更にスピンを反
転させる高周波パルス４０２（１８０°パルスという）
を印加し、励起パルス印加から所定のエコー時間後に被
検体から放出されるＮＭＲ信号をエコー信号として検出
する。2. Description of the Related Art In a conventional MRI apparatus, a spin echo method is a typical pulse sequence for collecting NMR signals emitted from a subject. In the pulse sequence of this spin echo method, as shown in FIG. 4, a high-frequency pulse 401 (referred to as a 90 ° pulse or excitation pulse) for exciting a predetermined nuclear spin in tissue of a subject is used as a slice direction gradient magnetic field Gz403. Apply at the same time to excite spins in a given slice of the subject,
Next, after applying a gradient magnetic field 404 whose polarity is inverted in the slice direction, a phase encoding direction gradient magnetic field Gy406 and a frequency encoding direction gradient magnetic field Gx407 for imparting position information to the NMR signal are applied, and a high frequency pulse for reversing spins is applied. 402 (called 180 ° pulse)
Is applied, and the NMR signal emitted from the subject is detected as an echo signal after a predetermined echo time from the excitation pulse application.
【０００３】このＮＭＲ信号は空間的位置状情報をその
周波数と位相に織込んたものであるが、２次元フーリエ
変換によって画像再構成するためには位相エンコード量
の異なる複数のＮＭＲ信号が必要であり、１枚の画像を
得るためには予め設定された位相エンコード数（プロジ
ェクション数という）と同数のＮＭＲ信号を収集する必
要がある。このため上述のスピンエコー法では、図４の
パルスシーケンスを位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｙ
の振幅を変化させ位相エンコード量を変えながら、プロ
ジェクションの数だけ繰返していた。このように収集さ
れたＮＭＲ信号は、デジタル変換された後所定のタイミ
ングでサンプリングされ、画像再構成に使用される。This NMR signal is obtained by weaving spatial positional information into its frequency and phase. However, in order to reconstruct an image by two-dimensional Fourier transform, a plurality of NMR signals with different phase encoding amounts are required. Therefore, in order to obtain one image, it is necessary to collect the same number of NMR signals as the preset number of phase encodes (referred to as the number of projections). Therefore, in the above-described spin echo method, the pulse sequence of FIG.
The number of projections was repeated while changing the amplitude of and changing the amount of phase encoding. The NMR signal thus collected is digitally converted and then sampled at a predetermined timing to be used for image reconstruction.
【０００４】収集したＮＭＲ信号のサンプル数を５１
２、プロジェクション数を２５６とした時、横軸をサン
プル番号ｊ、縦軸をプロジェクション番号ｉとして収集
したＮＭＲ信号のフーリエ空間（Ｋ空間）への配置を図
５に示す。図５に示すように配列したＮＭＲ信号を２次
元フーリエ変換することにより被検体断層像を得てい
た。The number of samples of the collected NMR signals is 51
2. When the number of projections is 256, FIG. 5 shows the arrangement of collected NMR signals in the Fourier space (K space) with the sample number j on the horizontal axis and the projection number i on the vertical axis. The tomographic image of the subject was obtained by two-dimensional Fourier transforming the NMR signals arranged as shown in FIG.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかし、このような従
来のスピンエコー法では、１枚の画像を得るためには、
パルスシーケンスをプロジェクション数と同数だけ繰返
さなければならないため、撮像時間が長かった。即ち、
図４のパルスシーケンスを１回行うための時間をＴＲ
（繰返し時間）、プロジェクション数をＰとすると、１
枚の画像を得るためには、ＴＲ×Ｐの時間を要する。However, in such a conventional spin echo method, in order to obtain one image,
Since the pulse sequence has to be repeated as many times as the number of projections, the imaging time is long. That is,
TR for the time for performing the pulse sequence of FIG. 4 once
(Repetition time), where P is the number of projections, 1
It takes TR × P time to obtain one image.
【０００６】そこで本発明は、このような問題点に対処
し、短時間で撮像することができるＭＲＩ方法及び装置
を提供することを目的とする。Therefore, an object of the present invention is to provide an MRI method and apparatus capable of coping with such problems and taking an image in a short time.
【０００７】[0007]
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明によるＭＲＩ装置は、被検体に静磁場
を与える静磁場発生手段と、前記被検体に傾斜磁場を与
える傾斜磁場発生手段と、前記被検体の生体組織を構成
する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パル
ス発生手段と、前記核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ
信号を検出する受信系と、前記傾斜磁場及び前記高周波
パルスの発生及び前記ＮＭＲ信号の検出までのシーケン
スを所定のプロジェクション数のＮＭＲ信号が収集され
るまで繰り返し行う制御系と、前記受信系で検出したＮ
ＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを
備えて成る磁気共鳴イメージング装置において、前記制
御系は、第1の高周波パルスを照射することによって生
じる第1のＮＭＲ信号を取得するとともに、第2の高周波
パルスを照射することによって生じる第2のＮＭＲ信号
を取得する制御を行い、この際、第１のＮＭＲ信号と第
2のＮＭＲ信号に異なる位相エンコードを付与する制御
を行う。好適には、前記第１のＮＭＲ信号を、第2の高
周波パルスを照射する前に取得するよう制御する。特に
好適には、第1のＮＭＲ信号を、位相エンコードによっ
て規定されるｋ空間の端部に配置し、第2のＮＭＲ信号
をｋ空間の中央部に配置する制御を行う。In order to achieve such an object, an MRIapparatus according to the present inventionuses a static magnetic field on an object.
And a static magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the subject.
And a gradient magnetic field generating means for configuring the biological tissue of the subject.
High-frequency pulse that causes nuclear magnetic resonance in the nucleus of the
Generating means and NMR emitted by the nuclear magnetic resonance
A receiving system for detecting a signal, the gradient magnetic field and the high frequency
Sequence until generation of pulse and detection of said NMR signal
NMR signals of a predetermined number of projections are collected.
Control system repeatedly performed until
A signal processing system for performing image reconstruction calculation using MR signals
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
The system is activated by irradiating the first high frequency pulse.
The first high frequency signal is acquired and the second high frequency signal is acquired.
Second NMR signal produced by irradiating a pulse
To obtain the first NMR signal and the first NMR signal.
Control to give different phase encoding to 2 NMR signals
I do. Preferably, the first NMR signal is transferred to the second high
It controls to acquire before irradiating a frequency pulse. In particular
Preferably, the first NMR signal is phase encoded.
Placed at the end of the k-space defined by
Is arranged in the center of the k space.
【０００８】また本発明によるＭＲＩ装置は、被検体に
静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を
与える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体組織を構成す
る原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルス
発生手段と、核磁気共鳴により放出されるＮＭＲ信号を
検出する受信系と、傾斜磁場と高周波パルスとＮＭＲ信
号の検出を所定のパルスシーケンスに従い所定のプロジ
ェクション数のＮＭＲ信号が収集されるまで繰り返し行
うシーケンサと、受信系で検出したＮＭＲ信号を用いて
画像再構成演算を行う信号処理系とを備えて成る磁気共
鳴イメージング装置において、パルスシーケンスは、第
１の高周波パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜
磁場を印加し、第１のＮＭＲ信号を検出するステップ
と、第１の位相エンコード傾斜磁場を打消す方向の第２
の位相エンコード傾斜磁場を印加した後、第２の高周波
パルスを照射し、第１の位相エンコード傾斜磁場の位相
エンコード量と異なる位相エンコード量の第３の位相エ
ンコード傾斜磁場を印加し、第２のＮＭＲ信号を検出す
るステップとを含み、信号処理系は、第１のＮＭＲ信号
及び第２のＮＭＲ信号を用いて１枚の断層像を得るもの
である。Further, the MRI apparatus according to the present invention comprises a static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to the subject, a gradient magnetic field generating means for imparting a gradient magnetic field to the subject, and nuclei at the atomic nuclei of the atoms constituting the biological tissue of the subject. A high-frequency pulse generating means for causing magnetic resonance, a receiving system for detecting an NMR signal emitted by nuclear magnetic resonance, a gradient magnetic field, a high-frequency pulse, and an NMR signal of a predetermined projection number according to a predetermined pulse sequence for detecting the NMR signal In a magnetic resonance imaging apparatus including a sequencer that repeatedly performs acquisition of data, and a signal processing system that performs an image reconstruction operation using the NMR signal detected by the reception system, the pulse sequence includes a first high-frequency pulse. Irradiating, applying a first phase encoding gradient magnetic field, and detecting a first NMR signal; Second direction to cancel the over de gradient
Of the first phase encoding gradient magnetic field, a second high frequency pulse is applied, and a third phase encoding gradient magnetic field having a phase encoding amount different from the phase encoding amount of the first phase encoding gradient magnetic field is applied. And a step of detecting an NMR signal, and the signal processing system obtains one tomographic image using the first NMR signal and the second NMR signal.
【０００９】[0009]
【作用】このように構成されたＭＲＩ方法及び装置で
は、第１のＮＭＲ信号の検出の前に印加する第１の位相
エンコード傾斜磁場の位相エンコード量と、第２のＮＭ
Ｒ信号検出の前に印加する第３の位相エンコード傾斜磁
場の位相エンコード量が異なるため、第１のＮＭＲ信号
の検出と第２のＮＭＲ信号の検出により、１回のパルス
シーケンスの実行により２プロジェクションのＮＭＲ信
号を収集できる。これにより、パルスシーケンスを所定
のプロジェクション数の半分の回数繰返すことにより、
プロジェクション数と同数のＮＭＲ信号の収集ができる
ため撮像時間を短縮できる。In the MRI method and apparatus thus configured, the phase encoding amount of the first phase encoding gradient magnetic field applied before the detection of the first NMR signal and the second NM are applied.
Since the phase encoding amount of the third phase encoding gradient magnetic field applied before the R signal detection is different, two projections are performed by executing one pulse sequence by detecting the first NMR signal and the second NMR signal. NMR signals of can be collected. As a result, by repeating the pulse sequence by half the number of predetermined projections,
Since the same number of NMR signals as the number of projections can be collected, the imaging time can be shortened.
【００１０】[0010]
【実施例】図３は、本発明によるＭＲＩ装置の一実施例
を示す全体概略構成図である。ＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現
象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発
生磁石１０と、中央処理装置（ＣＰＵ）１１と、シーケ
ンサ１２と、送信系１３と、磁場勾配発生系（傾斜磁場
発生系）１４と、受信系１５と、信号処理系１６とから
成っている。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 3 is an overall schematic configuration diagram showing an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention. The MRI apparatus obtains a tomographic image of a subject using the NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generating magnet 10, a central processing unit (CPU) 11, a sequencer 12, a transmission system 13, and a magnetic field gradient generation system ( The gradient magnetic field generating system) 14, the receiving system 15, and the signal processing system 16.
【００１１】静磁場発生磁石１０は、被検体１の周りに
その体軸方向または体軸と直交する方向に強く均一な静
磁場を発生させるもので、被検体１の周りのある広がり
をもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは
超電導方式の磁場発生手段が配置されている。シーケン
サ１２は、ＣＰＵ１１の制御で動作し、被検体１の断層
画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系１３、磁
場勾配発生系１４、あるいは受信系１５に送り、後述す
るパルスシーケンスで、傾斜磁場及び高周波パルスを発
生させるとともにＮＭＲ信号を検出し、所定のプロジェ
クション数のＮＭＲ信号が収集されるようにする。The static magnetic field generating magnet 10 generates a strong and uniform static magnetic field around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis, and has a certain spread around the subject 1. A permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type magnetic field generating means is arranged in the space. The sequencer 12 operates under the control of the CPU 11, sends various commands necessary for data acquisition of the tomographic image of the subject 1 to the transmission system 13, the magnetic field gradient generation system 14, or the reception system 15, and in a pulse sequence described later, The gradient magnetic field and the radio frequency pulse are generated, and the NMR signal is detected so that the NMR signal of a predetermined projection number is collected.
【００１２】送信系１３は、高周波発信器１７と変調器
１８と高周波増幅器１９と送信側の高周波コイル２０ａ
とからなり、高周波発信器１７から出力された高周波パ
ルスをシーケンサ１２の命令に従って変調器１８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１９で増幅した後に被検体１に近接して配属された高
周波コイル２０ａに供給することにより、電磁波である
高周波パルスを被検体１に照射する。The transmission system 13 includes a high frequency oscillator 17, a modulator 18, a high frequency amplifier 19, and a high frequency coil 20a on the transmission side.
And the amplitude of the high frequency pulse output from the high frequency oscillator 17 is modulated by the modulator 18 in accordance with the instruction of the sequencer 12, and the amplitude modulated high frequency pulse is amplified by the high frequency amplifier 19 and then close to the subject 1. By supplying to the assigned high frequency coil 20a, the subject 1 is irradiated with a high frequency pulse which is an electromagnetic wave.
【００１３】磁場勾配発生系１４は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸
方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれのコイ
ルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、シーケンサ
１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電
源２２を起動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向
（周波数エンコード方向、位相エンコード方向及びスラ
イス方向）の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印
加するようになっている。スライス方向傾斜磁場の加え
方により、被検体１に対するスライス面を設定すること
ができ、また周波数エンコード方向及び位相エンコード
方向の傾斜磁場によりＮＭＲ信号に空間的位置情報を付
与する。The magnetic field gradient generation system 14 is composed of a gradient magnetic field coil 21 wound in three axial directions of X, Y and Z and a gradient magnetic field power supply 22 for driving each coil, and each of them is instructed by a sequencer 12. By activating the gradient magnetic field power supply 22 of the coil, the gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz in the three axis directions of X, Y, and Z (frequency encoding direction, phase encoding direction, and slice direction) are applied to the subject 1. It has become. The slice plane for the subject 1 can be set by adding the gradient magnetic field in the slice direction, and spatial position information is added to the NMR signal by the gradient magnetic fields in the frequency encode direction and the phase encode direction.
【００１４】受信系１５は、受信側の高周波コイル２０
ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２
５とからなり、送信側の高周波コイル２０ａから照射さ
れた電磁波による被検体１の応答の電磁波であるＮＭＲ
信号を被検体１に近接して配置された高周波コイル２０
ｂで検出する。検出されたＮＭＲ信号は、増幅器２３お
よび直交位相検波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入
力してデジタル量に変換され、さらにシーケンサ１２か
らの命令によるタイミングで直交位相検波器２４によリ
サンプリングされた二系列の収集データとされ、その信
号が信号処理系１６に送られるようになっている。The receiving system 15 is a high frequency coil 20 on the receiving side.
b, amplifier 23, quadrature detector 24, and A / D converter 2
5, which is an electromagnetic wave of a response of the subject 1 by the electromagnetic wave emitted from the high-frequency coil 20a on the transmission side.
High-frequency coil 20 in which signals are arranged close to the subject 1
Detect with b. The detected NMR signal is input to the A / D converter 25 via the amplifier 23 and the quadrature phase detector 24 to be converted into a digital amount, and further, the quadrature phase detector 24 at the timing according to the instruction from the sequencer 12. The data is resampled into two series of collected data, and the signal is sent to the signal processing system 16.
【００１５】信号処理系１６は、ＣＰＵ１１と磁気ディ
スク２７および磁気テープ２８等の記録装置と、ＣＲＴ
等のディスプレィ２９とからなり、ＣＰＵ１１でフーリ
エ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行ない、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行なって得られた分布を画像化してディスプレィ２８に
表示するようになっている。なお、図３において、送信
側および受信側の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁
場コイル２１は、被検体１の周りの空間に配置された静
磁場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。The signal processing system 16 includes a CPU 11, a recording device such as a magnetic disk 27 and a magnetic tape 28, and a CRT.
The CPU 11 performs processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation image reconstruction, etc., and performs image processing on a signal intensity distribution of an arbitrary cross section or a distribution obtained by performing an appropriate calculation on a plurality of signals. It is designed to be displayed on the display 28. In FIG. 3, the high-frequency coils 20a and 20b and the gradient magnetic field coil 21 on the transmitting side and the receiving side are arranged in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 10 arranged in the space around the subject 1.
【００１６】次にこのような構成におけるＭＲＩ装置の
パルスシーケンスについて説明する。図１は本発明の一
実施例を示すパルスシーケンス図である。図１において
ＲＦは高周波パルス、Ｇｚはスライス方向傾斜磁場、Ｇ
ｙは位相エンコード方向傾斜磁場、Ｇｘは周波数エンコ
ード方向傾斜磁場をそれぞれ示す。このパルスシーケン
スでは、スライス方向傾斜磁場１０３を印加し、９０°
高周波パルス１０１を照射する。これによりスライス方
向傾斜磁場１０３強度及び高周波パルス１０１波形で決
まる、被検体のスライス面のスピンが励起される。この
励起によってスピンから生じるＦＩＤ（自由減衰）信号
を第１のＮＭＲ信号Ｓ1として収集する。このため、ス
ライス方向傾斜磁場１０３と極性が反対のスライス方向
傾斜磁場１０４を印加するとともに、ＮＭＲ信号に位置
情報を与えるための位相エンコード傾斜磁場１０６及び
周波数エンコード傾斜磁場１１０を印加する。次いで、
周波数エンコード傾斜磁場１１１を印加すると同時にＮ
ＭＲ信号Ｓ1を収集する。ここで位相エンコード傾斜磁
場１０６によってスピンに付与された位相は、第２の位
相エンコード傾斜磁場１０７を印加することによって元
に戻される。即ち、位相エンコード傾斜磁場１０７は、
前に印加されている位相エンコード傾斜磁場１０６によ
る位相エンコード量を打消す振幅とする。Next, the pulse sequence of the MRI apparatus having such a configuration will be described. FIG. 1 is a pulse sequence diagram showing an embodiment of the present invention. In FIG. 1, RF is a high frequency pulse, Gz is a gradient magnetic field in the slice direction, and G is a gradient magnetic field.
y represents a gradient magnetic field in the phase encoding direction, and Gx represents a gradient magnetic field in the frequency encoding direction. In this pulse sequence, a slice direction gradient magnetic field 103 is applied and 90 °
A high frequency pulse 101 is emitted. As a result, spins on the slice plane of the subject, which are determined by the intensity of the gradient magnetic field 103 in the slice direction and the waveform of the high-frequency pulse 101, are excited. The FID (free decay) signal generated from the spin due to this excitation is collected as the first NMR signal S1 . For this reason, a slice direction gradient magnetic field 104 having a polarity opposite to that of the slice direction gradient magnetic field 103 is applied, and a phase encode gradient magnetic field 106 and a frequency encode gradient magnetic field 110 for giving position information to an NMR signal are applied. Then
When the frequency encode gradient magnetic field 111 is applied, N
Collect the MR signal S1 . Here, the phase imparted to the spin by the phase encode gradient magnetic field 106 is restored by applying the second phase encode gradient magnetic field 107. That is, the phase encode gradient magnetic field 107 is
The amplitude is set to cancel the amount of phase encoding by the previously applied phase encoding gradient magnetic field 106.
【００１７】次にスライス方向傾斜磁場１０５を印加
し、１８０°高周波パルス１０２を照射する。この場合
１８０°高周波パルス１０２は、ＣＰＭＧ（Carr‐Purc
ell‐Meiboom‐Gill）条件を満足するように印加する。
これによりスピンは１８０度反転し、最初の励起から所
定のエコー時間後にエコー信号を生じる。ここでもエコ
ー信号に位相エンコード方向の位置情報を付与するため
に第３の位相エンコード傾斜磁場１０８を印加する。こ
の位相エンコード傾斜磁場１０８の振幅（位相エンコー
ド量）は、第１の位相エンコード傾斜磁場１０６とは異
なる値である。この後、周波数エンコード傾斜磁場１１
２を印加すると同時にエコー信号である第２のＮＭＲ信
号Ｓ2を収集する。次いで、前に印加されている位相エ
ンコード傾斜磁場１０８による位相エンコード量を打消
す振幅の位相エンコード傾斜磁場１０９を印加する。Next, a slice direction gradient magnetic field 105 is applied and a 180 ° high frequency pulse 102 is irradiated. In this case, the 180 ° high frequency pulse 102 is a CPMG (Carr-Purc
It is applied so as to satisfy the ell-Meiboom-Gill condition.
As a result, the spin is inverted by 180 degrees, and an echo signal is generated after a predetermined echo time has passed since the first excitation. Also in this case, the third phase encoding gradient magnetic field 108 is applied in order to add position information in the phase encoding direction to the echo signal. The amplitude (phase encoding amount) of the phase encoding gradient magnetic field 108 has a value different from that of the first phase encoding gradient magnetic field 106. After this, the frequency encoding gradient magnetic field 11
At the same time that 2 is applied, the second NMR signal S2 which is an echo signal is collected. Next, a phase encode gradient magnetic field 109 having an amplitude that cancels the amount of phase encode by the previously applied phase encode gradient magnetic field 108 is applied.
【００１８】このパルスシーケンスを位相エンコード傾
斜磁場１０６〜１０９の振幅（位相エンコード量）を変
化させて繰返すことにより、画像に必要なプロジェクシ
ョン数と同数のＮＭＲ信号Ｓ1、Ｓ2を収集する。ここ
で、位相エンコード傾斜磁場の振幅の変化のさせ方、即
ち位相エンコード量の割り振りは、特に限定されるもの
ではないが、一般にエコー信号の方がコントラストの良
好な画像を得ることができ、診断に重要な情報は画像中
心に存在するので、画像中心の領域で第２のＮＭＲ信号
Ｓ2を利用するように割り振ることが望ましい。例え
ば、画像に必要なプロジェクション数（位相エンコード
数）が２５６の場合、ＮＭＲ信号Ｓ1収集前に印加され
る位相エンコード傾斜磁場１０３は、位相エンコード量
を６４〜１２８及び−６４〜−１２８まで変化させなが
ら、シーケンスを繰返し、プロジェクション数１２８分
のＮＭＲ信号Ｓ1を収集する。一方、ＮＭＲ信号Ｓ2収集
前に印加される位相エンコード傾斜磁場１１０は、位相
エンコード量を１〜±６４まで変化させて、やはりプロ
ジェクション数１２８分のＮＭＲ信号Ｓ2を収集する。By repeating this pulse sequence by changing the amplitude (phase encoding amount) of the phase encoding gradient magnetic fields 106 to 109, the same number of NMR signals S1 and S2 as the number of projections required for the image are collected. Here, the method of changing the amplitude of the phase-encoding gradient magnetic field, that is, the allocation of the phase-encoding amount is not particularly limited, but in general, an echo signal can obtain an image with better contrast, and the diagnosis can be performed. Since important information exists in the center of the image, it is desirable to allocate the second NMR signal S2 in the region of the center of the image. For example, when the number of projections (the number of phase encodes) required for the image is 256, the phase encode gradient magnetic field 103 applied before the acquisition of the NMR signal S1 changes the phase encode amount from 64 to 128 and from −64 to −128. While doing so, the sequence is repeated to collect the NMR signal S1 of 128 projections. On the other hand, the phase encode gradient magnetic field 110 applied before collecting the NMR signal S2 changes the phase encode amount from 1 to ± 64, and also collects the NMR signal S2 with the projection number of 128.
【００１９】このように１回のパルスシーケンスを行う
ことにより、２つのＮＭＲ信号Ｓ1及びＳ2が得られるた
め、Ｋ空間に配置するＮＭＲ信号を得るためには、即ち
画像に必要なＮＭＲ信号を得るためには、所定のプロジ
ェクション数の半分の回数パルスシーケンスを繰返せば
よい。従って、このときのプロジェクション数をＰ、パ
ルスシーケンスの１回の繰返し時間をＴＲとすると、撮
像時間はＰ×ＴＲ（１／２）となり、従来のスピンエコ
ー法の１／２となる。Since two NMR signals S1 and S2 are obtained by performing the pulse sequence once in this way, in order to obtain the NMR signals arranged in the K space, that is, the NMR signals necessary for the image. In order to obtain, the pulse sequence may be repeated half the number of predetermined projections. Therefore, assuming that the number of projections at this time is P and the repetition time of the pulse sequence is TR, the imaging time is P × TR (1/2), which is half that of the conventional spin echo method.
【００２０】これらＮＭＲ信号Ｓ1、Ｓ2は所定の収集時
間ｔ1、ｔ2で収集された後、デジタル変換された後、所
定のタイミングでサンプリングされる。ここでＮＭＲ信
号の収集時間は、一般に長い方がＳＮ比がよくなるが、
繰返し時間ＴＲとの関係で決る所定の時間とする。また
ＮＭＲ信号Ｓ1はＦＩＤ信号であるため、その収集時間
ｔ1は、９０°高周波パルスと１８０°高周波パルスと
の間隔に依存することになる。従って、これらＮＭＲ信
号Ｓ1、Ｓ2の収集時間ｔ1、ｔ2が互いに異なる場合があ
るが、同数のサンプル数のＮＭＲ信号を得るために、Ｎ
ＭＲ信号のサンプリングタイムインターバルは各々、Ｎ
ＭＲ信号収集時間をサンプル数で除算した値とする。The NMR signals S1 and S2 are collected at predetermined collection times t1 and t2 , digitally converted, and then sampled at a predetermined timing. Here, the longer the acquisition time of the NMR signal, the better the SN ratio.
The predetermined time is determined in relation to the repetition time TR. Since the NMR signal S1 is an FID signal, the collection time t1 thereof depends on the interval between the 90 ° high frequency pulse and the 180 ° high frequency pulse. Therefore, although the collection times t1 and t2 of the NMR signals S1 and S2 may be different from each other, in order to obtain the NMR signals of the same number of samples, N 1
The sampling time interval of the MR signal is N
The MR signal acquisition time is divided by the number of samples.
【００２１】図２は図１のパルスシーケンスで収集した
ＮＭＲ信号をフーリエ空間（Ｋ空間）へ配置したもので
ある。横軸はサンプル番号ｊ（ｊ＝１〜５１２）、縦軸
はプロジェクション番号ｉ（ｉ＝１〜２５６）である。
図示する実施例ではＫ空間上の領域を、ｉ＝１〜６４の
領域Ｒ1、ｉ＝６４〜１９２の領域Ｒ2及びｉ＝１９３〜
２５６の領域Ｒ3に分けて、領域Ｒ1と領域Ｒ3には、Ｎ
ＭＲ信号Ｓ1を配置し、領域Ｒ2には、ＮＭＲ信号Ｓ2を
配置している。このようにＫ空間上で、Ｓ1がＲ1及びＲ
3、Ｓ2がＲ2に対応するように図１の位相エンコード傾
斜磁場１０６〜１０９の振幅を制御する。図のようにフ
ーリエ空間（Ｋ空間）上に配置したＮＭＲ信号を２次元
フーリエ変換することにより被検体の断層像を得ること
ができる。このように領域を分けて、ＮＭＲ信号を配置
することにより、診断情報としての重要度に応じて信号
を利用できる。FIG. 2 shows the NMR signals collected by the pulse sequence of FIG. 1 arranged in Fourier space (K space). The horizontal axis represents the sample number j (j = 1 to 512), and the vertical axis represents the projection number i (i = 1 to 256).
In the illustrated embodiment, a region on the K space is defined as a region R1 of i =1 to 64, a region R2 of i = 64 to 192, and i = 193−.
Divided into regions R3 256, in the region R1 and the region R3, N
The MR signal S1 is arranged and the NMR signal S2 is arranged in the region R2 . Thus, in K space, S1 is R1 and R
3 , the amplitudes of the phase encode gradient magnetic fields 106 to 109 in FIG. 1 are controlled so that S2 corresponds to R2 . A tomographic image of the subject can be obtained by two-dimensional Fourier transforming the NMR signal arranged in the Fourier space (K space) as shown in the figure. By thus dividing the regions and arranging the NMR signals, the signals can be used according to their importance as diagnostic information.
【００２２】尚、ＮＭＲ信号Ｓ2は、１８０°高周波パ
ルス照射後のエコー信号であるため静磁場不均一の影響
を相殺した信号であるが、ＮＭＲ信号Ｓ1は９０°高周
波パルス照射後のＦＩＤ信号であるため静磁場の不均一
の影響を含んでいる。しかしＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2と同一
Ｋ空間上に配置する場合には、Ｓ1とＳ2は周波数エンコ
ード方向に同位相でなければならないので、高い静磁場
の均一度が要求される。従って、本発明のＭＲＩ装置で
は、高い均一度が達成できる静磁場磁石を用いると共
に、必要に応じてＮＭＲ信号Ｓ1を補正することが好ま
しい。例えば、ＮＭＲ信号Ｓ1とＳ2のゲイン差を補正す
ることによってリンギング等の少ない画像を得ることが
可能である。Since the NMR signal S2 is an echo signal after irradiation with 180 ° high frequency pulse, it is a signal that cancels out the influence of the static magnetic field inhomogeneity, but the NMR signal S1 is after FID irradiation with 90 ° high frequency pulse. Since it is a signal, it contains the effect of non-uniformity of the static magnetic field. However, when the NMR signals S1 and S2 are arranged in the same K space, since S1 and S2 must have the same phase in the frequency encoding direction, a high static magnetic field homogeneity is required. Therefore, in the MRI apparatus of the present invention, it is preferable to use a static magnetic field magnet capable of achieving high homogeneity and correct the NMR signal S1 as necessary. For example, it is possible to obtain an image with less ringing by correcting the gain difference between the NMR signals S1 and S2 .
【００２３】以上の実施例では、１回のシーケンスで１
組のＮＭＲ信号を収集する場合について述べたが、ＮＭ
Ｒ信号の信号対雑音比を向上するため、同じＮＭＲ信号
を複数回収集し、加算してもよい。更に本発明のＭＲＩ
装置におけるパルスシーケンスは、高速スピンエコー法
と組合せてもよい。即ち、図１のパルスシーケンスの後
に複数の１８０°高周波パルスを照射するとともに、位
相エンコード量の異なる位相エンコード傾斜磁場を印加
して、複数のＮＭＲ信号を収集し、収集したＮＭＲ信号
をＫ空間に配置してもよい。これにより、さらに撮像時
間を短縮することができる。In the above-described embodiment, one sequence has one
We described the case of collecting a set of NMR signals.
The same NMR signal may be collected and added multiple times to improve the signal-to-noise ratio of the R signal. Furthermore, the MRI of the present invention
The pulse sequence in the device may be combined with the fast spin echo method. That is, after irradiating a plurality of 180 ° high frequency pulses after the pulse sequence of FIG. 1 and applying a phase-encoding gradient magnetic field having different phase-encoding amounts, a plurality of NMR signals are collected, and the collected NMR signals are stored in the K space. You may arrange. Thereby, the imaging time can be further shortened.
【００２４】[0024]
【発明の効果】以上説明したことから明らかなように、
本発明のＭＲＩ装置によれば、９０°パルス印加後及び
１８０°高周波パルス印加後においてそれぞれ振幅の異
なる位相エンコード傾斜磁場を印加して、プロジェクシ
ョン番号の異なる２つのＮＭＲ信号を収集するようにし
たので、１回の計測で２プロジェクションの情報を収集
することができ、撮像時間を短縮することができる。As is apparent from the above description,
According to the MRI apparatus of the present invention, the phase encoding gradient magnetic fields having different amplitudes are applied after the 90 ° pulse application and the 180 ° high frequency pulse application, respectively, so that two NMR signals with different projection numbers are collected. Information on two projections can be collected by one measurement, and the imaging time can be shortened.
【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]
【図１】本発明によるＭＲＩ装置の一実施例を示すシー
ケンス図。FIG. 1 is a sequence diagram showing an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.
【図２】図１のシーケンス図より得たＮＭＲ信号をＫ空
間に配置した図。FIG. 2 is a diagram in which an NMR signal obtained from the sequence diagram of FIG. 1 is arranged in K space.
【図３】本発明によるＭＲＩ装置のブロック図。FIG. 3 is a block diagram of an MRI apparatus according to the present invention.
【図４】従来のＭＲＩ装置のパルスシーケンス図。FIG. 4 is a pulse sequence diagram of a conventional MRI apparatus.
【図５】図４のシーケンス図より得たＮＭＲ信号をＫ空
間に配置した図。FIG. 5 is a diagram in which the NMR signals obtained from the sequence diagram of FIG. 4 are arranged in K space.
１・・・・・・被検体１０・・・・・・静磁場発生磁石１４・・・・・・傾斜磁場発生系１２・・・・・・シーケンサ１６・・・・・・信号処理系１０１・・・・・・第１の高周波パルス１０２・・・・・・第２の高周波パルス１０６・・・・・・第１の位相エンコード傾斜磁場１０７・・・・・・第２の位相エンコード傾斜磁場１０８・・・・・・第３の位相エンコード傾斜磁場1 ... Subject10 ... Magnet for static magnetic field generation14 ... · Gradient magnetic field generation system12 ... Sequencer16 ・ ・ ・ ・ ・ ・ Signal processing system101 ... First high-frequency pulse102 ... Second high-frequency pulse106 ... First phase encoding gradient magnetic field107 ··· Second phase-encoding gradient magnetic field108 .... Third phase encoding gradient magnetic field
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07225594AJP3478867B2 (en) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP07225594AJP3478867B2 (en) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07275221A JPH07275221A (en) | 1995-10-24 |
| JP3478867B2true JP3478867B2 (en) | 2003-12-15 |
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP07225594AExpired - Fee RelatedJP3478867B2 (en) | 1994-04-11 | 1994-04-11 | Magnetic resonance imaging equipment |
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|---|---|
| JP (1) | JP3478867B2 (en) |
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| JPH07275221A (en) | 1995-10-24 |
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| Date | Code | Title | Description |
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