JP2000237163A - Magnetic resonance imaging device - Google Patents
Magnetic resonance imaging deviceInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴（以下
「NMR」と略記する）現象を利用して被検体の所望部位
の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に関し、特
に血管系の走行を描出可能な磁気共鳴イメージング装置
に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for obtaining a tomographic image of a desired part of a subject by utilizing a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as "NMR") phenomenon. The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus capable of depiction.
【０００２】[0002]
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下、MRI
装置という）は、NMR現象を利用して被検体中の所望の
検査部位における原子核スピン（以下、単にスピンと称
す）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測
データから被検体の任意の断面を画像表示するものであ
る。2. Description of the Related Art Magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as MRI)
The device measures the nuclear spin (hereinafter, simply referred to as spin) density distribution, relaxation time distribution, etc. at a desired inspection site in the subject using NMR phenomena, and uses the measured data to analyze the subject. An arbitrary section is displayed as an image.
【０００３】MRI装置を用いた血流描画手法（MRアンジ
オグラフィ）としては、スライス面への流入効果を用い
たタイムオブフライト(Time-of-flight:TOF)法、血流に
よる位相拡散を利用して血流を画像化する位相法（フェ
イズセンシテイブ法、フェイズコントラスト法が主に用
いられている。[0003] As a blood flow drawing method (MR angiography) using an MRI apparatus, a time-of-flight (TOF) method using an inflow effect on a slice surface and phase diffusion by a blood flow are used. A phase method (a phase-sensitive method and a phase contrast method) for imaging a blood flow by using the method is mainly used.
【０００４】流入効果は、"Magnetic Resonance Imagin
g. Stark Dd et al.edited, The C.V. Mosby Company,
pp108〜137, 1988"にも詳しく紹介されているように、
高周波パルスの多重励起によって静止部からの信号が低
下するのに対し、新たに撮像領域に流入する血液ではこ
のような信号低下がなく、相対的に信号強度が高くなる
現象であり、TOF法ではこの流入効果を利用し血流を描
出する。The effect of inflow is described in "Magnetic Resonance Imagin
g. Stark Dd et al.edited, The CV Mosby Company,
pp 108-137, 1988 ",
While the signal from the stationary part is reduced by the multiple excitation of the high-frequency pulse, the blood that newly flows into the imaging region does not have such a signal reduction and the signal intensity is relatively high. The blood flow is drawn using this inflow effect.
【０００５】ところで一般に血管を描出するためには一
断面の画像データでは足りず比較的広い範囲を撮像する
必要があり。３次元の画像データを得る方法として、図
５に示すように2D計測法（a）と3D計測法（b）とがあ
る。2D計測法（a）は、周波数エンコード方向と位相エ
ンコード方向からなる平面（スライス面）を励起してエ
コー信号を得るもので、複数のスライスから順次データ
を取得することにより３次元の画像データを得る（マル
チスライス計測）。この方法は、比較的血流速度の速い
血管の描出に適した方法であるが、スライス方向の分解
能を上げるためにはスライス厚を薄く計測した場合、ス
ライス厚を薄くするほどエコー信号が弱くなりSN比が低
下してしまうという問題がある。In general, in order to depict a blood vessel, it is necessary to image a relatively wide range, because image data of one section is not enough. As a method for obtaining three-dimensional image data, there are a 2D measurement method (a) and a 3D measurement method (b) as shown in FIG. The 2D measurement method (a) excites a plane (slice plane) consisting of a frequency encoding direction and a phase encoding direction to obtain an echo signal, and obtains three-dimensional image data by sequentially acquiring data from a plurality of slices. Obtain (multi-slice measurement). This method is suitable for imaging blood vessels with relatively high blood flow velocity.However, in order to increase the resolution in the slice direction, when the slice thickness is measured to be thin, the echo signal becomes weaker as the slice thickness is reduced. There is a problem that the SN ratio decreases.
【０００６】これに対し3D計測法（b）は、スライス方
向の厚さを有する立体的な領域を励起し、立体的にエコ
ー信号を得る方法で、得られたエコー信号をスライスエ
ンコード方向にもフーリエ変換を行うことでスライス厚
の薄い連続した画像をスライスエンコード数分得ること
ができる。[0006] On the other hand, the 3D measurement method (b) is a method in which a three-dimensional region having a thickness in the slice direction is excited to obtain a three-dimensional echo signal. By performing the Fourier transform, continuous images having a small slice thickness can be obtained for the number of slice encodes.
【０００７】しかし、スライス方向のエンコード数を増
やし、励起する領域を厚くしていくと、その領域から流
出していく血液は繰り返し励起を受けるため流入効果が
低下し、血管のエコー信号が徐々に低下する。従って3D
計測はあまり広範な領域を一度に励起するのには向か
ず、いくつかのスライスセット（スラブという）に分け
て計測する必要がある。これをマルチスラブ計測という
（図５（c））。However, if the number of encodes in the slice direction is increased and the region to be excited is made thicker, the blood flowing out of the region is repeatedly excited, so that the inflow effect is reduced and the echo signal of the blood vessel gradually decreases. descend. So 3D
The measurement is not suitable for exciting a very wide area at once, but needs to be measured in several slice sets (called slabs). This is called multi-slab measurement (FIG. 5C).
【０００８】[0008]
【発明が解決しようとする課題】しかしこのような従来
のマルチスラブ或いはマルチスライス計測で広範な領域
を撮像する場合、スラブ間で描出すべき血管の太さや血
流速度が変化する場合がある。一般にMRIにおいて血管
の太さや血流の速さが異なる部位を計測する場合には、
計測方法や計測条件を変更する必要がある。例えば、主
幹動脈のように血管が太く、血流の流れが速い血管は、
分解能を下げても、エコー時間を短くとり、血流内の乱
流による影響を最小限に押さえる必要があり、また、末
梢の血管は、血管が細く、血流の流れが遅いため、乱流
の影響も少なく、エコー時間が多少延びても分解能を上
げて計測する必要がある。However, when imaging a wide area by such conventional multi-slab or multi-slice measurement, the thickness of a blood vessel or blood flow velocity to be drawn between slabs may change. In general, when measuring sites with different blood vessel thickness and blood flow speed in MRI,
It is necessary to change the measurement method and measurement conditions. For example, a blood vessel with a thick blood flow such as the main artery and a fast blood flow,
Even if the resolution is reduced, it is necessary to shorten the echo time and minimize the effects of turbulence in the blood flow.In the peripheral blood vessels, the turbulence There is little effect, and it is necessary to increase the resolution and measure even if the echo time is slightly extended.
【０００９】しかし、従来のマルチスラブ／マルチスラ
イス計測では、計測毎に計測条件が固定されているた
め、末梢の血管の多い部位と主幹の血管が主な部位を含
む広範な領域を一度に計測しようとすると、どちらかが
影響をうけ血管の描出能が低下する結果となった。However, in the conventional multi-slab / multi-slice measurement, since the measurement conditions are fixed for each measurement, a wide area including a region having many peripheral blood vessels and a main blood vessel is mainly measured at a time. Attempting to do so resulted in a decrease in the ability to visualize blood vessels, with either being affected.
【００１０】また血流速度の比較的速い血管ではマルチ
スライス計測の方が血流描出能が優れているが、血流速
度の比較的遅い血管にはマルチスラブ計測の方が適して
いるものもある。In a blood vessel having a relatively high blood flow velocity, the multi-slice measurement has a better blood flow delineation ability, but in a blood vessel having a relatively low blood flow velocity, the multi-slab measurement is more suitable. is there.
【００１１】そこで本発明は、MRアンジオグラフィにお
いて撮像領域全体にわたって血管の描出能を向上するこ
とを目的とする。特に血管の太さや血流速度が変化して
いく領域にわたって血管を描出する際にその変化に応じ
て最適な計測条件で血管を描出することが可能であるMR
I装置を提供することを目的とする。Accordingly, an object of the present invention is to improve the ability to visualize blood vessels over the entire imaging region in MR angiography. In particular, when imaging a blood vessel over an area where blood vessel thickness or blood flow velocity changes, MR can be imaged under optimal measurement conditions according to the change.
The purpose is to provide I equipment.
【００１２】[0012]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明のMRI装置は、被検体が置かれる空間に静磁場を発生
する静磁場発生手段と、前記空間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ために高周波磁場
を照射する送信系と、核磁気共鳴により前記被検体から
放出されるエコー信号を検出する受信系と、前記傾斜磁
場発生手段、送信系および受信系を制御する制御系と、
前記受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演
算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する手段と
を備え、前記制御系は、撮像条件を設定する設定手段を
備え、前記設定手段は撮像領域を構成する複数のスラブ
或いはスライスの各々について独立して計測パラメータ
を設定する手段を設けたものである。According to the present invention, there is provided an MRI apparatus for generating a static magnetic field in a space where a subject is placed, and a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the space. A transmitting system for irradiating a high-frequency magnetic field to cause nuclear magnetic resonance in nuclei of atoms constituting the living tissue of the subject, and a receiving system for detecting an echo signal emitted from the subject by nuclear magnetic resonance And a control system for controlling the gradient magnetic field generating means, a transmission system and a reception system,
A signal processing system for performing an image reconstruction operation using an echo signal detected by the reception system, and a unit for displaying an obtained image; the control system includes a setting unit for setting an imaging condition; The setting means is provided with means for independently setting measurement parameters for each of a plurality of slabs or slices constituting the imaging region.
【００１３】設定手段においてスラブ或いはスライス毎
に設定可能な計測パラメータとしては、繰り返し時間T
R、エコー時間TE、計測データ点数、高周波パルス（RF
パルス）の印加強度およびRFパルスによる励起プロファ
イルを含む。さらに設定手段は、設定パラメータとし
て、スラブ毎の撮像方法（2D計測或いは3D計測）の設定
を含むことが好ましい。The measurement parameters that can be set for each slab or slice by the setting means include a repetition time T
R, echo time TE, number of measurement data points, high frequency pulse (RF
Pulse) and the excitation profile by the RF pulse. Further, it is preferable that the setting means includes, as setting parameters, setting of an imaging method (2D measurement or 3D measurement) for each slab.
【００１４】また本発明によるMRアンジオグラフィは、
血管を含む撮像領域に前記血管にほぼ直交して複数のス
ラブ或いはスライスを設定して、各スラブ或いはスライ
スについてRFパルスおよび傾斜磁場パルスの印加とエコ
ー信号の計測とを含むパルスシーケンスを繰り返し、前
記領域の血管像を得る方法であって、前記複数のスラブ
或いはスライスの各々について計測パラメータを設定
し、スラブ或いはスライス毎に撮像条件を最適化するも
のである。The MR angiography according to the present invention
A plurality of slabs or slices are set substantially orthogonal to the blood vessel in an imaging region including a blood vessel, and a pulse sequence including application of an RF pulse and a gradient magnetic field pulse and measurement of an echo signal is repeated for each slab or slice, and the pulse sequence is repeated. A method for obtaining a blood vessel image of a region, wherein a measurement parameter is set for each of the plurality of slabs or slices, and an imaging condition is optimized for each slab or slice.
【００１５】この場合の計測パラメータも、繰り返し時
間TR、エコー時間TE、計測データ点数、高周波パルス
（RFパルス）の印加強度およびRFパルスによる励起プロ
ファイルを含み、さらにスラブ毎の撮像方法（2D計測或
いは3D計測）の設定を含むことが好ましい。The measurement parameters in this case also include a repetition time TR, an echo time TE, the number of measurement data points, an applied intensity of a high frequency pulse (RF pulse) and an excitation profile by the RF pulse, and furthermore, an imaging method (2D measurement or It is preferable to include settings for 3D measurement).
【００１６】これら計測パラメータの設定は、選択する
スラブ（スライス）内において描画すべき血管の太さや
血流の速度によって適宜設定する。繰り返し時間TRは血
管のコントラストに関わるパラメータであり、例えば血
流が速いほどTRを短くする。エコー時間TEはリフェーズ
効果に関わるパラメータであり、TEの延長はリフェーズ
効果を低下させ、乱流、加速度流の位相拡散を引き起こ
す。フリップ角は、縦緩和t1の飽和時間に関わるパラメ
ータであり、血流の速度が遅いほど、フリップ角を短く
する。励起プロファイルの設定は、プロファイルの傾斜
の設定であり、流入効果に関わる。傾斜プロファイルを
変化させることによりスライス／スラブ間の連続性を変
えることができる。計測データ点数は、周波数エンコー
ド数および位相エンコード数を含み、それぞれ対応する
方向の画像の分解能に関わるパラメータである。データ
点数を増加する程、各方向の分解能を上げることができ
る。データ点数を増加する場合には、繰り返し時間TR及
びエコー時間TEを延長させる必要がある。計測法として
は、比較的血流速度の速い血管の描出には2D計測法が、
血流速度の遅い血管描出には3D計測法が適した計測法と
される。The setting of these measurement parameters is appropriately set according to the thickness of the blood vessel to be drawn and the speed of the blood flow in the selected slab (slice). The repetition time TR is a parameter related to the contrast of the blood vessel. For example, the faster the blood flow, the shorter the TR. The echo time TE is a parameter related to the rephase effect, and the extension of TE reduces the rephase effect, causing turbulence and phase diffusion of the acceleration flow. The flip angle is a parameter related to the saturation time of the longitudinal relaxation t1, and the flip angle decreases as the blood flow speed decreases. The setting of the excitation profile is a setting of the slope of the profile and is related to the inflow effect. By changing the slope profile, the continuity between slices / slabs can be changed. The number of measurement data points includes the number of frequency encodings and the number of phase encodings, and is a parameter related to the resolution of the image in the corresponding direction. As the number of data points increases, the resolution in each direction can be increased. When increasing the number of data points, it is necessary to extend the repetition time TR and the echo time TE. As a measurement method, 2D measurement method is used to depict blood vessels with relatively high blood flow velocity,
The 3D measurement method is suitable for imaging blood vessels with low blood flow velocity.
【００１７】本発明のMRI装置によれば、TOF計測におい
て選択する領域（スラブ或いはスライス）毎にその領域
における血管の太さや血流の速度に対応して最適な計測
パラメータを設定するので、一度の計測で、スライス／
スラブ毎に最適な計測条件で計測することができ、血管
の描出能が向上した良好な画像を得ることができる。According to the MRI apparatus of the present invention, optimal measurement parameters are set for each region (slab or slice) selected in the TOF measurement in accordance with the thickness of a blood vessel and the speed of blood flow in that region. Slice /
Measurement can be performed under the optimum measurement conditions for each slab, and a good image with improved blood vessel delineation ability can be obtained.
【００１８】[0018]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例を添付図面
を参照して詳細に説明する。Embodiments of the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings.
【００１９】図１は本発明によるMRI装置の全体構成を
示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴（N
MR）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁
場発生磁石2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信
系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置
（CPU）8とを備えている。FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus according to the present invention. This MRI apparatus uses nuclear magnetic resonance (N
MR) A tomographic image of the subject is obtained by using the phenomenon. A static magnetic field generating magnet 2, a gradient magnetic field generating system 3, a transmitting system 5, a receiving system 6, a signal processing system 7, a sequencer 4 And a central processing unit (CPU) 8.
【００２０】静磁場発生磁石2は、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からな
り、被検体1の周りのある広がりをもった空間に均一な
静磁場を発生させる。磁場の方向は被検体1の体軸方向
または体軸と直交する方向である。The static magnetic field generating magnet 2 is composed of a permanent magnet type, a normal conducting type or a superconducting type magnetic field generating means, and generates a uniform static magnetic field in a certain wide space around the subject 1. The direction of the magnetic field is a direction of the body axis of the subject 1 or a direction orthogonal to the body axis.
【００２１】傾斜磁場発生系3は、X,Y,Zの三軸方向に巻
かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル
を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、シーケンサ4か
らの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を
駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向の傾斜磁場Gx,G
y,Gzを被検体1に印加するようになっている。この傾斜
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
することができる。The gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in three directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power supply 10 for driving the respective gradient magnetic field coils. By driving the gradient magnetic field power supplies 10 of the respective coils according to the above, the gradient magnetic fields Gx, G in the three axial directions of X, Y, Z
y and Gz are applied to the subject 1. The slice plane for the subject 1 can be set by how to apply this gradient magnetic field.
【００２２】送信系5は、シーケンサ4から送り出される
高周波パルスにより被検体1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ために高周波磁場を
照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増
幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成り、高周波
発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4の
命令に従って変調器12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13で増幅し高周波コイル
14aに供給する。これにより被検体1に近接して配置され
た高周波コイル14aから電磁波が被検体1に照射される。The transmission system 5 irradiates a high-frequency magnetic field to cause nuclear magnetic resonance in the nuclei of the atoms constituting the living tissue of the subject 1 by the high-frequency pulse sent from the sequencer 4. A high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 according to a command of the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is transmitted to the high-frequency amplifier. High frequency coil amplified by 13
Supply 14a. As a result, the subject 1 is irradiated with electromagnetic waves from the high-frequency coil 14a disposed close to the subject 1.
【００２３】受信系6は、被検体1の生体組織の原子核の
核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検
出するもので、被検体1に近接して配置された受信側の
高周波コイル14bと、増幅器15と、直交位相検波器16
と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14a
から照射された電磁波による被検体1の応答の電磁波(NM
R信号)を高周波コイル14bで検出し、増幅器15及び直交
位相検波器16を介してA/D変換器17に入力してディジタ
ル量に変換し、さらにシーケンサ4からの命令によるタ
イミングで直交位相検波器16によりサンプリングし二系
列の収集データとし、その信号を信号処理系7に送る。The receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of an atomic nucleus of a living tissue of the subject 1, and detects a high-frequency signal on the receiving side arranged close to the subject 1. Coil 14b, amplifier 15, quadrature detector 16
And an A / D converter 17. Transmission side high-frequency coil 14a
Response of the subject 1 due to the electromagnetic waves emitted from the
R signal) is detected by the high-frequency coil 14b, input to the A / D converter 17 via the amplifier 15 and the quadrature phase detector 16, converted into a digital quantity, and further quadrature phase detected at a timing according to a command from the sequencer 4. The signal is sampled by the device 16 to obtain two series of collected data, and the signal is sent to the signal processing system 7.
【００２４】シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被
検体1の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送
信系5、傾斜磁場発生系3および受信系6に送る。具体的
にはCPU8を介して入力された計測パラメータ（繰り返し
時間TR、エコー時間TE、計測データ点数、高周波パルス
（RFパルス）の印加強度およびRFパルスによる励起プロ
ファイル等）に基づき、RFパルスの強度、照射タイミン
グ、変調の仕方、傾斜磁場パルスの強度、印加タイミン
グ、受信系6におけるサンプリングのタイミング等を制
御する。The sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data collection of tomographic images of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3 and the reception system 6. Specifically, based on measurement parameters (repetition time TR, echo time TE, number of measurement data points, applied intensity of high frequency pulse (RF pulse), excitation profile by RF pulse, and the like) input via CPU 8, RF pulse intensity is used. , Irradiation timing, modulation method, gradient magnetic field pulse intensity, application timing, sampling timing in the receiving system 6, and the like.
【００２５】信号処理系7は、CPU8と、磁気ディスク18
及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のディスプレ
イ20とから成り、CPU8でフーリエ変換、補正係数計算、
画像再構成等の処理を行い、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って得られた分布を
画像化してディスプレイ20に断層像として表示する。The signal processing system 7 includes a CPU 8 and a magnetic disk 18
And a recording device such as a magnetic tape 19, and a display 20 such as a CRT.
Processing such as image reconstruction is performed, and a signal intensity distribution of an arbitrary section or a distribution obtained by performing an appropriate operation on a plurality of signals is imaged and displayed on the display 20 as a tomographic image.
【００２６】信号処理系7は、更にCPU8に撮像のための
計測パラメータを設定する設定手段として操作部30を備
えている。操作部30は設計パラメータ入力のためのキイ
ボード、ジョイスティック、マウス等の入力手段とGUI
等のユーザーインターフェイスを備えている。The signal processing system 7 further includes an operation unit 30 as setting means for setting measurement parameters for imaging in the CPU 8. The operation unit 30 includes input means such as a keyboard, a joystick, and a mouse for inputting design parameters and a GUI.
Etc. are provided.
【００２７】図２は操作部30の設定画面の一実施例を示
す図で、この設定画面はユーザーが設定した基準パラメ
ータ（Basic Parameter）を表示する基準パラメータ表
示部31と、変更可能なパラメータについて変更量を設定
する変更量設定部（Change Step）32と、自動的に予め
決められた規則に従って計測パラメータを変更するため
のパラメータ変更パターン設定部（Change Parameter）
33と、各スラブ毎に設定された計測パラメータ値を表示
する設定パラメータ表示部（Setting Parameter）34と
を備えている。FIG. 2 is a view showing an embodiment of a setting screen of the operation unit 30. The setting screen includes a reference parameter display unit 31 for displaying a reference parameter (Basic Parameter) set by a user, and a changeable parameter. A change amount setting unit (Change Step) 32 for setting a change amount, and a parameter change pattern setting unit (Change Parameter) for automatically changing a measurement parameter according to a predetermined rule.
33, and a setting parameter display section (Setting Parameter) 34 for displaying measurement parameter values set for each slab.
【００２８】本実施例において基準パラメータ設定部31
に表示されたパラメータは、計測シーケンスの種類を設
定する「Sequence」、2D計測か3D計測かを設定する「mo
de」、体軸横断面（TRS）、冠状断面（COR）、矢状断面
（SAG）などの計測面を設定する「Section」、計測視野
を設定する「FOV」、繰り返し時間を設定する「TR」、
エコー時間を設定する「TE」、フリップ角を設定する
「FA」、計測スラブ数を設定する「MultiSlab」、各ス
ラブにおけるスライス数を設定する「S.encod」、各ス
ライスのスライス厚さを設定する「Thickness」、各ス
ラブ中心間の距離を設定する「Interval」、周波数エン
コード方向のデータ点数を設定する「F.encod」、位相
エンコード方法のデータ点数を設定する「P.encod」お
よび計測加算回数を設定する「NSA」である。In this embodiment, the reference parameter setting section 31
The parameters displayed in are the “Sequence” for setting the type of measurement sequence and the “mo” for setting 2D measurement or 3D measurement.
de "," Section "to set measurement planes such as body axis transverse section (TRS), coronal section (COR), sagittal section (SAG)," FOV "to set measurement field of view," TR "to set repetition time "
"TE" to set the echo time, "FA" to set the flip angle, "MultiSlab" to set the number of measurement slabs, "S.encod" to set the number of slices in each slab, and set the slice thickness of each slice "Thickness", "Interval" to set the distance between each slab center, "F.encod" to set the number of data points in the frequency encoding direction, "P.encod" to set the number of data points for the phase encoding method, and measurement addition This is “NSA” for setting the number of times.
【００２９】変更量設定部32は、これら設定パラメータ
のうち、自動的に変更可能な設定パラメータ、ここでは
TR、TE、F.encodおよびFAについて、変更量を設定する
ようにする。変更量の設定は、この実施例では基準値に
対する＋／−で設定する。勿論変更量は０であってもよ
い。予め決められた規則に従ってここで設定された変更
量の変更が基準パラメータに加えられる。The change amount setting section 32 is a setting parameter which can be automatically changed among these setting parameters.
Change amounts are set for TR, TE, F.encod and FA. In this embodiment, the change amount is set by +/- with respect to the reference value. Of course, the change amount may be zero. The change of the change amount set here is added to the reference parameter according to a predetermined rule.
【００３０】パラメータ変更パターン設定部33では、予
め決められた変更の規則（パターン）を選択することが
できる。変更パターンは、ここでは「BottomUP」「TopD
own」「CenterSide」が設定できる。「BottomUP」は、
スラブの大きい番号の方から小さい番号の方へ向ってパ
ラメータを変化させるモードであり、基準パラメータと
して設定された値を最大のスラブ番号に設定し、以後、
番号が１番少なくなる毎に変更量設定部32に設定された
変更量の変更を加えていく。「TopDown」はその逆に、
スラブの小さい番号の方から大きい番号の方へ向ってパ
ラメータを変化させるモードであり、基準パラメータと
して設定された値を最小のスラブ番号に設定し、以後、
番号が１番大きくなる毎に変更量設定部32に設定された
変更量の変更を加えていく。「CenterSide」は中心のス
ラブから、それぞれ番号の小さい方と大きい方に向って
パラメータを変化させるモードである。The parameter change pattern setting section 33 can select a predetermined change rule (pattern). The change pattern here is “BottomUP”, “TopD
own "and" CenterSide "can be set. "BottomUP"
In this mode, the parameter is changed from the larger number of the slab toward the smaller number, and the value set as the reference parameter is set to the maximum slab number.
Every time the number decreases, the change amount set in the change amount setting section 32 is changed. “TopDown” is the opposite,
In this mode, the parameter is changed from the smaller number of the slab toward the larger number, and the value set as the reference parameter is set to the smallest slab number.
Every time the number becomes the largest, the change amount set in the change amount setting section 32 is changed. “CenterSide” is a mode in which parameters are changed from the center slab toward the smaller and larger numbers, respectively.
【００３１】パラメータ変更パターン設定部33で変更パ
ターンを選択した場合には、各スラブの変更量は自動的
に設定されるが、パターンを選択せずに或いはパターン
を選択した後、個々のスラブについて手動で計測パラメ
ータの数値を変更することも可能である。When a change pattern is selected in the parameter change pattern setting section 33, the change amount of each slab is automatically set. However, without selecting a pattern or after selecting a pattern, each slab is changed. It is also possible to manually change the numerical values of the measurement parameters.
【００３２】次にこのような構成においてTOF法により
マルチスラブ計測を行う方法について図３および図４を
参照して説明する。図３は、計測パラメータの設定、変
更および計測の手順を示し、図４はMRアンジオグラフィ
の撮像領域とスラブを示している。この実施例では第１
スラブから第５スラブにかけて末梢の血管から主幹の血
管が現れるものとして説明する。尚、図３および図４に
挙げた数値は単なる例示であって本発明はこれら数値に
は限定されない。Next, a method of performing multislab measurement by the TOF method in such a configuration will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows a procedure for setting, changing and measuring the measurement parameters, and FIG. 4 shows an imaging area and a slab of MR angiography. In this embodiment, the first
The description will be made on the assumption that the main trunk blood vessels appear from the peripheral blood vessels from the slab to the fifth slab. The numerical values shown in FIGS. 3 and 4 are merely examples, and the present invention is not limited to these numerical values.
【００３３】まず基準パラメータ設定部31に各計測パラ
メータの基準値（条件）を設定する（ステップ301）。
図２に示す実施例ではスラブ数５の3D-TOF法によるマル
チスラブ計測が設定されている。また血流描出能を上げ
るために隣接するスラブ同士がその厚さの20〜80％程度
オーバーラップするように「Interval」を設定する。First, a reference value (condition) of each measurement parameter is set in the reference parameter setting section 31 (step 301).
In the embodiment shown in FIG. 2, multi-slab measurement by the 3D-TOF method with 5 slabs is set. Also, in order to increase the blood flow visualization ability, "Interval" is set so that adjacent slabs overlap by about 20 to 80% of their thickness.
【００３４】次に基準パラメータのうちスラブによって
変更しようとするパラメータの変更量を変更量設定部32
に数値入力して設定するとともに（302）、変更パター
ンを設定する（303）。ここでは末梢血管の多い第１の
スラブでは、血流速度が遅いため繰り返し時間TRをやや
長めにして分解能を上げた計測を行ない、第２、第３の
スラブになるに従い、血管が太く血流が早くなるので、
分解能を落としてもTRの短い計測を行なう。このためTR
は第１スラブが最も長く、以後スラブ番号が増加するに
つれ−３ずつTRが短くなり、周波数エンコード数F.enco
dも第１スラブが最も大きく、以後スラブ番号が増加す
るにつれ−１０ずつ減じるように、「TopDown」の変更
パターンを選択する。Next, of the reference parameters, the change amount of the parameter to be changed by the slab is set by the change amount setting section 32.
Is set by inputting a numerical value into (302), and a change pattern is set (303). Here, in the first slab having many peripheral blood vessels, since the blood flow velocity is low, the measurement is performed with the repetition time TR slightly longer and the resolution increased, and as the second and third slabs become thicker, the blood flow becomes thicker. Is faster,
Measures a short TR even if the resolution is reduced. Therefore TR
Indicates that the first slab is the longest, and as the slab number increases thereafter, the TR decreases by -3, and the frequency encoding number F.enco
The change pattern of “TopDown” is also selected so that d is the largest in the first slab and thereafter decreases by −10 as the slab number increases.
【００３５】以上のように設定がなされた時点で計算を
行ない、設定パラメータ表示部（Setting Parameter）3
4に設定された計測パラメータを表示する（304）。新た
に表示された計測パラメータは図４に示すようになる。
上述のように設定した計測パラメータの一部をさらに変
更することも可能である（305）。例えば血管の状態が
第４スラブと第５スラブではほぼ同様の場合には、第５
スラブのTRおよびT.encodをそれぞれ23ms、110に変更
し、第４スラブと同一条件とすることもできる。The calculation is performed when the setting is performed as described above, and the setting parameter display (Setting Parameter) 3
The measurement parameters set in 4 are displayed (304). The newly displayed measurement parameters are as shown in FIG.
It is also possible to further change some of the measurement parameters set as described above (305). For example, when the state of the blood vessel is almost the same between the fourth slab and the fifth slab,
The TR and T.encod of the slab may be changed to 23 ms and 110, respectively, and the same conditions as those of the fourth slab may be adopted.
【００３６】このように計測条件を設定した後、撮像を
開始する（306）。即ち、１つのスラブをRFパルスによ
って選択励起するとともにスライスエンコード傾斜磁場
および位相エンコード傾斜磁場を印加してそのスラブか
らエコー信号を計測するステップを５つのスラブについ
て順次実行し、所定数のスライスエンコードループおよ
び位相エンコードループを繰り返し、各スラブについて
3D計測データを得る。この計測データを3D-FFT処理する
ことによって画像データとする。画像データにMIP、Min
IP等の公知の投影処理を行ない、血管像を得、これを表
示する（307）。After setting the measurement conditions as described above, the imaging is started (306). That is, a step of selectively exciting one slab by an RF pulse and applying a slice encoding gradient magnetic field and a phase encoding gradient magnetic field to measure an echo signal from the slab is sequentially performed for the five slabs, and a predetermined number of slice encode loops are performed. And repeat the phase encoding loop for each slab
Obtain 3D measurement data. This measurement data is converted into image data by performing 3D-FFT processing. MIP, Min for image data
A publicly known projection process such as IP is performed to obtain a blood vessel image, which is displayed (307).
【００３７】こうして得られた血管像は、スラブ毎にス
ラブ内の血管の太さや血流速度に適した計測条件で計測
されているので、全スラブを含む撮像領域全体にわたっ
て高品質の画質となる。Since the blood vessel image thus obtained is measured for each slab under measurement conditions suitable for the thickness of blood vessels in the slab and the blood flow velocity, a high-quality image is obtained over the entire imaging region including the entire slab. .
【００３８】尚、以上の実施例ではマルチスラブ計測の
場合を説明したが、マルチスライス計測の場合にも同様
にスライス毎に計測パラメータを設定し、同様の効果を
得ることができる。更に以上の実施例では計測法を固定
して、即ち撮像領域全体を3D-TOFで計測する場合を示し
たが、変更量設定部32において計測法の切り換えを行な
う手段を付加し、スラブによって3D計測と2D計測とを切
り換えることも可能である。例えば比較的血流速度の遅
い第１〜第３スラブまでを3D-TOFで計測し、第４および
第５スラブを2D-TOFで計測するというようにスラブによ
って計測法を切り換えることができる。In the above embodiment, the case of the multi-slab measurement has been described. However, in the case of the multi-slice measurement, the same effect can be obtained by similarly setting measurement parameters for each slice. Further, in the above embodiment, the case where the measurement method is fixed, that is, the entire imaging area is measured by 3D-TOF, but a means for switching the measurement method in the change amount setting unit 32 is added, and the 3D- It is also possible to switch between measurement and 2D measurement. For example, the measurement method can be switched depending on the slab, such that the first to third slabs having relatively low blood flow velocities are measured by 3D-TOF, and the fourth and fifth slabs are measured by 2D-TOF.
【００３９】[0039]
【発明の効果】本発明のMRI装置によれば、比較的広範
な領域をマルチスライス計測或いはマルチスラブ計測に
よって撮影する際に、スライス／スラブ毎に計測条件
（計測法、計測パラメータ）を設定可能にしたので、撮
像領域全体にわたって最適な計測条件で撮影することが
でき、血管の描出能を上げることができる。According to the MRI apparatus of the present invention, when imaging a relatively wide area by multi-slice measurement or multi-slab measurement, measurement conditions (measurement method and measurement parameters) can be set for each slice / slab. Therefore, it is possible to perform imaging under the optimum measurement conditions over the entire imaging region, and to enhance the ability to depict blood vessels.
【図１】本発明のMRI装置の全体構成を示すブロック図FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus according to the present invention.
【図２】本発明のMRI装置の設定手段の一実施例を示す
図FIG. 2 is a diagram showing an embodiment of a setting means of the MRI apparatus of the present invention.
【図３】本発明のMRI装置における計測パラメータ設定
の手順を示す流れ図FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for setting measurement parameters in the MRI apparatus of the present invention.
【図４】本発明のMRアンジオグラフィの一実施例を説明
する図FIG. 4 is a diagram illustrating an embodiment of the MR angiography of the present invention.
【図５】従来のMRアンジオグラフィを説明する図FIG. 5 illustrates a conventional MR angiography.
1…被検体 2…磁場発生装置 3…傾斜磁場発生系 4…シーケンサ（制御系） 5…送信系 6…受信系 7…信号処理系 8…CPU（制御系） 30…設定手段 1 ... subject 2 ... magnetic field generator 3 ... gradient magnetic field generation system 4 ... sequencer (control system) 5 ... transmission system 6 ... reception system 7 ... signal processing system 8 ... CPU (control system) 30 ... setting means
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AB09 AD06 AD07 BA15 BA37 BA38 BA50 BB03 BB05 BB10 BB14 BB18 BB29 BB30 DA01 DD09 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C096 AA10 AB09 AD06 AD07 BA15 BA37 BA38 BA50 BB03 BB05 BB10 BB14 BB18 BB29 BB30 DA01 DD09
Claims (3)
静磁場発生手段と、前記空間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ために高周波磁場を照
射する送信系と、核磁気共鳴により前記被検体から放出
されるエコー信号を検出する受信系と、前記傾斜磁場発
生手段、送信系および受信系を制御する制御系と、前記
受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を
行う信号処理系と、得られた画像を表示する手段とを備
えた磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御系は、撮像条件を設定する設定手段を備え、前
記設定手段は撮像領域を構成する複数のスラブ或いはス
ライスの各々について独立して計測パラメータを設定す
る手段を設けたことを特徴とする磁気共鳴イメージング
装置。1. A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in a space in which a subject is placed, a gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field to the space, and a nucleus in a nucleus of an atom constituting a living tissue of the subject. A transmission system that irradiates a high-frequency magnetic field to cause magnetic resonance, a reception system that detects an echo signal emitted from the subject by nuclear magnetic resonance, and controls the gradient magnetic field generation unit, a transmission system, and a reception system. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a control system; a signal processing system for performing image reconstruction using an echo signal detected by the reception system; and a unit for displaying an obtained image. Setting means for setting a condition, wherein the setting means includes means for setting measurement parameters independently for each of a plurality of slabs or slices constituting an imaging region. Magnetic resonance imaging apparatus.
エコー時間TE、計測データ点数、高周波パルスの印加強
度および高周波パルスによる励起プロファイルを含むこ
とを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装
置。2. The method according to claim 1, wherein the measurement parameter includes a repetition time TR,
2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising an echo time TE, the number of measurement data points, an applied intensity of a high-frequency pulse, and an excitation profile by the high-frequency pulse.
して複数のスラブ或いはスライスを設定して、各スラブ
或いはスライスについて高周波パルスおよび傾斜磁場パ
ルスの印加とエコー信号の計測とを含むパルスシーケン
スを繰り返し、前記領域の血管像を得る磁気共鳴アンジ
オグラフィにおいて、 前記複数のスラブ或いはスライスの各々について計測パ
ラメータを設定し、スラブ或いはスライス毎に撮像条件
を最適化することを特徴とする磁気共鳴アンジオグラフ
ィ。3. A plurality of slabs or slices are set in an imaging region including a blood vessel substantially orthogonal to the blood vessel, and a pulse including application of a high-frequency pulse and a gradient magnetic field pulse and measurement of an echo signal is applied to each slab or slice. In a magnetic resonance angiography in which a sequence is repeated and a blood vessel image of the region is obtained, a measurement parameter is set for each of the plurality of slabs or slices, and an imaging condition is optimized for each slab or slice. Angiography.
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