JP2001008918A - Mr imaging method and mri instrument - Google Patents
Mr imaging method and mri instrumentInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、サチュレーション
パルス（飽和パルス）と呼ばれるＲＦパルスを用いて血
流アーチファクト（ゴースト）を低減させるＭＲ（磁気
共鳴）イメージングに係り、とくに、ＭＲ造影剤を被検
体に投与して撮影を行うときに顕著になる動脈からのア
ーチファクトを確実に且つ安定的に抑制するＭＲイメー
ジングに関する。[0001] 1. Field of the Invention [0002] The present invention relates to MR (magnetic resonance) imaging for reducing blood flow artifacts (ghosts) by using RF pulses called saturation pulses (saturation pulses). The present invention relates to MR imaging that reliably and stably suppresses artifacts from arteries that become prominent when imaging is performed by administering to a subject.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲ（磁気共鳴）イメージングは、静磁
場の中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア
周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴っ
て発生するＭＲ信号を収集して、この収集データから画
像を再構成する手法である。2. Description of the Related Art In MR (magnetic resonance) imaging, a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited by a high frequency signal of its Larmor frequency, and an MR signal generated by this excitation is generated. This is a method of collecting and reconstructing an image from the collected data.
【０００３】このＭＲイメージングには多様な形態があ
るが、血流からのＭＲ信号がアーチファクトとなる場合
がある。このようなＭＲイメージングを行う場合、従
来、例えばＦＥ法などによる本撮影用（イメージング
用）のパルスシーケンスの実行直前に、プレサチュレー
ションパルスを印加し、それを関心撮影領域の外側の領
域（サチュレーション領域）に印加し、流入する血流の
ＭＲ信号を飽和させて、できるだけ無信号にすること
で、血流アーチファクトを抑制する手法がある。[0003] There are various forms of this MR imaging, and there are cases where an MR signal from a blood flow becomes an artifact. Conventionally, when performing such MR imaging, a presaturation pulse is applied immediately before the execution of a pulse sequence for main imaging (for imaging) by, for example, the FE method, and the presaturation pulse is applied to a region outside the region of interest (saturation region). ) To reduce the blood flow artifact by saturating the MR signal of the flowing blood flow and making the signal as silent as possible.
【０００４】このサチュレーションパルスを印加する血
流アーチファクト抑制法は、一般的な腹部のＴ２画像な
どの他に、いわゆる「全肝ダイナミック撮影」などにも
用いられている。[0004] The blood flow artifact suppression method of applying a saturation pulse is used not only for general abdominal T2 images, but also for so-called "whole liver dynamic imaging".
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
たサチュレーションパルスを印加する血流アーチファク
ト抑制法において、とくに、被検体にＭＲ造影剤（以
下、単に造影剤と言う）を投与してＭＲ撮影を行う場
合、血流アーチファクトの抑制効果が著しく低いという
問題がある。However, in the above-mentioned blood flow artifact suppression method in which a saturation pulse is applied, an MR contrast agent (hereinafter, simply referred to as a contrast agent) is administered to a subject to perform MR imaging. In this case, there is a problem that the effect of suppressing the blood flow artifact is extremely low.
【０００６】これは、造影剤を投与すると、通常、血流
のＴ１緩和時間が短くなるので、関心撮影領域にその外
側から流入する血流からのＭＲ信号（血流信号）を一
度、飽和させても、直ぐにＴ１回復してしまい、流入し
た後も無信号（飽和状態）の状態を維持させることが殆
ど困難となるからである。This is because, when a contrast agent is administered, the T1 relaxation time of the blood flow is usually shortened, so that the MR signal (blood flow signal) from the blood flow flowing into the imaging region of interest from outside is once saturated. However, it is because T1 is recovered immediately, and it is almost difficult to maintain a state of no signal (saturated state) even after the inflow.
【０００７】このため、従来の、単に関心撮影領域の血
流流入外側にサチュレーションパルスを印加する手法の
場合、心拍動に伴って飽和効果が変動し、したがって血
流信号の抑制効果が変動し、結果として、血流アーチフ
ァクトを確実に且つ十分に抑制することはできなかっ
た。[0007] For this reason, in the conventional method of simply applying a saturation pulse to the outside of the blood flow in the region of interest, the saturation effect fluctuates along with the heartbeat, and thus the blood flow signal suppression effect fluctuates. As a result, blood flow artifacts could not be reliably and sufficiently suppressed.
【０００８】この血流アーチファクトは、本来の血管像
のエンコード方向外側に広がるため、読影上、大きな支
障を来すことになる。[0008] Since this blood flow artifact spreads outside the encoding direction of the original blood vessel image, it greatly impairs the interpretation.
【０００９】本発明は、このような従来のＭＲイメージ
ングが直面している状況に鑑みてなされたもので、例え
ば被検体に造影剤を投与したときの如く、血流のＴ１時
間が見かけ上、短くなる場合でも、血流アーチファクト
を安定的に抑制でき、信頼性が高く、高品質且つ高描出
能のＭＲ画像を提供することを、その目的とする。The present invention has been made in view of the situation facing such conventional MR imaging. For example, when a contrast medium is administered to a subject, the T1 time of blood flow is apparently reduced. An object of the present invention is to provide a highly reliable, high-quality, and high-definition MR image that can stably suppress blood flow artifacts even when it becomes short.
【００１０】[0010]
【課題を解決するための手段】本発明の着想の出発点
は、まず、造影剤を投与した場合、血流のＴ１緩和が非
常に短くなるので、関心撮影領域における血流信号を無
信号状態にすることは事実上、不可能であるという事実
の認識にある。つまり、プレサチュレーションパルスを
いくら印加しても、安定的且つ効果的な飽和効果の効き
を得ることは不可能である。The starting point of the idea of the present invention is that, when a contrast agent is administered, the T1 relaxation of the blood flow becomes very short, so that the blood flow signal in the imaging region of interest is turned off. Is in recognition of the fact that it is virtually impossible. That is, no matter how many presaturation pulses are applied, it is impossible to obtain a stable and effective saturation effect.
【００１１】そこで、観点を変えて、関心撮影領域に流
入する血流の信号強度を、本撮影での励起に拠る飽和効
果とほぼ同じにし、その飽和効果を時間的及び空間的に
連続的になるようにすることを、発明の１つの要旨とす
る。Therefore, from a different viewpoint, the signal intensity of the blood flow flowing into the region of interest is made substantially the same as the saturation effect due to the excitation in the main imaging, and the saturation effect is continuously and temporally and spatially. It is one gist of the present invention to achieve this.
【００１２】さらに、拍動により血流が移動しても（勢
い良く押し出される）、信号強度の一様性が極力くずれ
ないように、撮影スライスを移動させる方向を血流の移
動方向と互いに反対となるようにすることを、発明の別
の要旨とする。Further, even if the blood flow moves due to the pulsation (it is pushed out vigorously), the moving direction of the imaging slice is opposite to the moving direction of the blood flow so that the uniformity of the signal intensity does not deteriorate as much as possible. It is another gist of the invention to achieve
【００１３】上述の要旨に基づく本発明の構成の概略
を、従来のプレサチュレーション法と対比させて説明す
る。An outline of the configuration of the present invention based on the above-described gist will be described in comparison with a conventional presaturation method.
【００１４】従来のプレサチュレーション法は、画像デ
ータ収集用の本撮影に先立って、流入血流からの信号を
飽和させる手法である。プレサチュレーション法の「プ
レ」という言葉が、その意を表している。したがって、
従来の場合、サチュレーションパルスのフリップ角は９
０度、或いは、飽和させた後の本撮影までの間に何がし
かのＴ１緩和が起こることを考慮に入れて９０度よりも
深めの角度（例えば１１０度）に設定される。[0014] The conventional presaturation method is a method of saturating a signal from an inflowing blood flow prior to main imaging for image data collection. The word "pre" in the presaturation method expresses this. Therefore,
In the conventional case, the flip angle of the saturation pulse is 9
The angle is set to 0 degree or an angle deeper than 90 degrees (e.g., 110 degrees) in consideration of some T1 relaxation occurring before the main imaging after saturation.
【００１５】しかし、造影剤を投与して例えば、息止め
下で、２Ｄ−ＦＥ法マルチスライススキャンを繰り返
す、いわゆる「全肝造影ダイナミック撮影」を行う場
合、Ｔ１回復が速くなるため、流入血流からの信号を無
信号にして本撮影を行うことは事実上、不可能である。However, when a so-called “full liver imaging dynamic imaging” is performed by administering a contrast agent and repeating, for example, a 2D-FE multi-slice scan under a breath-hold, the recovery of T1 becomes faster, and the inflow blood flow is reduced. It is practically impossible to perform actual shooting with no signal from the camera.
【００１６】このことを示すＴ１緩和時間の計算例を説
明する。血液のＴ１値は９３０ｍｓ程度であり、造影剤
Ｇｄ−ＤＴＰＡの緩和率Ｒ１は４［１／ｍｍｏｌ／ｌ・
ｓｅｃ］であるので、造影剤の濃度がｘ［ｍｍｏｌ／
ｌ］のときに観察されるＴ１値は、A calculation example of the T1 relaxation time indicating this will be described. The T1 value of blood is about 930 ms, and the relaxation rate R1 of the contrast agent Gd-DTPA is 4 [1 / mmol / l ·
sec], the concentration of the contrast agent is x [mmol /
l], the T1 value observed when
【数１】（１／Ｔ１）＝（１／０．９３）＋４ｘ から、From (1 / T1) = (1 / 0.93) + 4x,
【数２】Ｔ１＝１／（１．０７５＋４ｘ） となる。造影剤の大動脈での最大濃度は６［ｍｍｏｌ／
ｌ］程度と言われているので、このときのＴ１時間は４
０ｍｓ程度となる。つまり、造影剤を投与することで、
Ｔ１時間が一例として１／２０以上も小さくなるのであ
る。T1 = 1 / (1.075 + 4x) The maximum concentration of the contrast agent in the aorta is 6 [mmol /
l], the T1 time at this time is 4
It is about 0 ms. In other words, by administering a contrast agent,
For example, the T1 time is reduced by 1/20 or more.
【００１７】したがって、プレサチュレーション法に拠
る無信号化の代わりに、本発明では、前述したように、
流入血流の信号強度を本撮影における励起に拠る飽和効
果と同程度とし、飽和効果を時間的、空間的に連続的に
なるようにデータを並べる、さらには、拍動によって血
流が移動しても信号強度の一様性がなるべく崩れないよ
うに撮影選択領域（スライス、スラブ）の移動方向を血
流の移動方向と互いに逆方向となるように設定する、こ
とを要旨とする。Therefore, instead of the non-signaling based on the presaturation method, according to the present invention, as described above,
The signal intensity of the inflowing blood flow is set to the same level as the saturation effect due to the excitation in the main imaging, and the data is arranged so that the saturation effect is temporally and spatially continuous. However, the gist of the present invention is to set the moving direction of the imaging selection region (slice, slab) to be opposite to the moving direction of the blood flow so that the uniformity of the signal intensity is not broken as much as possible.
【００１８】そこで、これらの要旨を具体化する主要構
成として、（１）．サチュレーションパルスのフリップ
角を本撮影のイメージングによるフリップ角と同程度に
する（従来は一般的には、流入血流の信号を消すため
に、プレサチュレーションパルスのフリップ角を９０度
又はそれ以上に設定している）、（２）．本撮影時のス
ライスや薄切りスラブの選択励起順を、主要な血流の流
入方向の下流から上流に向かう方向、すなわち血流方向
の逆方向にする（従来、かかる選択励起順は、表示順な
どのほかのパラメータに依存して決まる）、及び、
（３）．サチュレーションパルスのスライス特性、特に
端部のエッジ特性をよりシャープにする（従来は、スラ
イス特性よりもスキャン時間の短縮を優先させてい
る）、を提案する。これらの主要構成は、それぞれ単独
で実行してもよいし、その２つ以上を適宜に組み合わせ
て実行してもよい。Therefore, as the main components that embody these points, (1). The flip angle of the saturation pulse is set to be substantially the same as the flip angle obtained by imaging in the main imaging (conventionally, in general, the flip angle of the presaturation pulse is set to 90 degrees or more in order to eliminate the signal of the inflow blood flow. (2). The order of selective excitation of slices and sliced slabs during the main imaging is set to the direction from the downstream of the main blood flow inflow direction to the upstream, that is, the direction opposite to the blood flow direction. Depends on the other parameters of), and,
(3). We propose to sharpen the slice characteristics of the saturation pulse, particularly the edge characteristics at the edges (conventionally, priority is given to shortening the scan time over the slice characteristics). These main components may be executed independently, or two or more of them may be executed in an appropriate combination.
【００１９】なお、本発明においては、サチュレーショ
ンのためのＲＦパルスが持つ意味合いが従来のものとは
異なるので、「プレ」という用語は付けずに、単に「サ
チュレーションパルス」と呼んで区別する。従来の「プ
レサチュレーション」が「事前にサチュレーションさせ
る」の意味合いであるのに対して、本発明の「サチュレ
ーション」は「事前に飽和させてしまうのでは無く、適
切は飽和効果を適切なタイミングで与える」ことを意味
している。In the present invention, since the meaning of the RF pulse for saturation is different from that of the prior art, the term "pre" is not used, and is simply referred to as "saturation pulse". Whereas conventional "pre-saturation" has the meaning of "saturate in advance", the "saturation" of the present invention "does not saturate in advance, but provides the saturation effect at the appropriate timing. It means that.
【００２０】上記目的を達成させるため、本発明は具体
的には、以下の構成を採る。In order to achieve the above object, the present invention specifically adopts the following constitution.
【００２１】第１の発明によれば、被検体に設定した関
心領域に流れ込む対象からのＭＲ信号を飽和させるため
のサチュレーションパルスを当該被検体に印加した後、
前記関心領域に対してイメージング用スキャンを実行す
るＭＲイメージング方法及びＭＲＩ装置において、前記
サチュレーションパルスのフリップ角を９０度よりも低
い角度に設定したことを特徴とする。According to the first aspect, after applying a saturation pulse for saturating an MR signal from an object flowing into a region of interest set to the object to the object,
In the MR imaging method and the MRI apparatus for performing an imaging scan on the region of interest, a flip angle of the saturation pulse is set to an angle lower than 90 degrees.
【００２２】第２の発明に係るＭＲイメージング方法及
びＭＲＩ装置によれば、とくに、前記サチュレーション
パルスのフリップ角を前記イメージング用スキャンのパ
ルス列のフリップ角と同程度に設定したことを特徴とす
る。このとき、例えば、前記サチュレーションパルスの
フリップ角及び前記イメージング用スキャンのパルス列
のフリップ角は共に９０度よりも小さい値に設定され
る。また前記対象は血管を流れる血流である。According to the MR imaging method and the MRI apparatus of the second invention, the flip angle of the saturation pulse is set to be substantially equal to the flip angle of the pulse train of the imaging scan. At this time, for example, both the flip angle of the saturation pulse and the flip angle of the pulse train of the imaging scan are set to values smaller than 90 degrees. The object is a blood flow flowing through a blood vessel.
【００２３】第３の発明によれば、被検体に設定した関
心領域に流れ込む対象からのＭＲ信号を飽和させるため
のサチュレーションパルスを当該被検体に印加した後、
前記関心領域に対してイメージング用スキャンを選択励
起法に拠り実行するＭＲイメージング方法及びＭＲＩ装
置において、前記選択励起法に拠り選択励起される部位
が移動する方向を、前記対象の流れ方向に関して所定方
向に設定したことを特徴とする。好適には、前記所定方
向は、前記選択励起される部位が移動する方向の下流か
ら上流に向かう方向である。例えば、前記対象は血管を
流れる血流であり、前記選択励起される部位は前記関心
領域内でスライス選択される複数枚のスライスである。
さらに好適には、前記サチュレーションパルスは、前記
イメージング用スキャンに用いるパルスシーケンスの繰
返し時間ＴＲ毎に１回だけ印加される。According to the third aspect, after applying a saturation pulse to the subject to saturate the MR signal from the subject flowing into the region of interest set in the subject,
In an MR imaging method and an MRI apparatus for performing an imaging scan on the region of interest based on a selective excitation method, a direction in which a site selectively excited based on the selective excitation method moves is set in a predetermined direction with respect to a flow direction of the object. Is set. Preferably, the predetermined direction is a direction from a downstream to an upstream in a direction in which the site to be selectively excited moves. For example, the object is a blood flow flowing through a blood vessel, and the site to be selectively excited is a plurality of slices selected and sliced in the region of interest.
More preferably, the saturation pulse is applied only once every repetition time TR of a pulse sequence used for the imaging scan.
【００２４】第４の発明によれば、被検体に設定した関
心領域に流れ込む対象からのＭＲ信号を飽和させるため
のサチュレーションパルスを当該被検体に印加した後、
前記関心領域に対してイメージング用スキャンを実行す
るＭＲイメージング方法及びＭＲＩ装置において、前記
サチュレーションパルスを印加するサチュレーション領
域の厚みを厚くしたことを特徴とする。例えば、前記対
象は血管を流れる血流である。一例として、前記サチュ
レーション領域の厚さは、前記対象の運動方向にて１０
ｃｍ以上である。また、前記サチュレーションパルス
は、前記サチュレーション領域を選択励起するときのエ
ッジ特性を向上させたＲＦパルスであってもよい。前記
ＲＦパルスはＳｉｎｃ関数波形を有し、その正負のπ長
の内、少なくとも一方の極性のπ長が５π以上であって
もよい。According to the fourth aspect, after applying a saturation pulse for saturating the MR signal from the target flowing into the region of interest set in the subject to the subject,
In the MR imaging method and the MRI apparatus for performing an imaging scan on the region of interest, a thickness of a saturation region to which the saturation pulse is applied is increased. For example, the object is a blood flow flowing through a blood vessel. As an example, the thickness of the saturation region is 10 in the direction of movement of the object.
cm or more. Further, the saturation pulse may be an RF pulse having improved edge characteristics when selectively exciting the saturation region. The RF pulse may have a Sinc function waveform, and the π length of at least one of the positive and negative π lengths may be 5π or more.
【００２５】さらに第５の発明として、請求項２記載の
ＭＲイメージング方法、請求項５記載のＭＲイメージン
グ方法、及び請求項１０記載のＭＲイメージング方法か
ら成る３種類のＭＲイメージング方法の内、少なくとも
２種類のＭＲイメージング方法を組み合わせて実行する
ようにしてもよい。According to a fifth aspect of the present invention, at least two of the three types of MR imaging methods comprising the MR imaging method of the second aspect, the MR imaging method of the fifth aspect, and the MR imaging method of the tenth aspect. A combination of different types of MR imaging methods may be executed.
【００２６】[0026]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を添付図
面に基づき説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
【００２７】最初に、以下の実施形態で用いられるＭＲ
Ｉ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示
す。First, the MR used in the following embodiment will be described.
FIG. 1 shows a schematic configuration of an I (magnetic resonance imaging) apparatus.
【００２８】このＭＲＩ装置は、被検体としての患者Ｐ
を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部
と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部
と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体
のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、
被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測
する心電計測部とを備えている。なお、心電計測部の代
わりに、被検体の脈波を計測する脈波計測部を設けても
よい。This MRI apparatus uses a patient P as a subject.
Bed, a static magnetic field generator for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generator for adding positional information to the static magnetic field, a transmitter / receiver for transmitting and receiving high-frequency signals, control of the entire system and image reconstruction A control / arithmetic unit responsible for
An electrocardiographic measurement unit that measures an ECG signal as a signal representing the cardiac phase of the subject P. Note that a pulse wave measurement unit that measures a pulse wave of the subject may be provided instead of the electrocardiogram measurement unit.
【００２９】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。The static magnetic field generating section includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power supply 2 for supplying a current to the magnet 1, and has a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. the axial direction (Z axis direction) to generate a static magnetic field H 0.
Note that a shim coil 14 is provided in this magnet portion. The shim coil 14 is supplied with a current for homogenizing a static magnetic field from a shim coil power supply 15 under the control of a host computer described later. The couch part can retreatably insert the top plate on which the subject P is placed into the opening of the magnet 1.
【００３０】傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の
傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚ
コイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。The gradient magnetic field generator has a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient magnetic field coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z for generating gradient magnetic fields in X, Y, and Z axis directions orthogonal to each other.
The coils 3x to 3z are provided. The gradient magnetic field section also has x,
A gradient magnetic field power supply 4 for supplying a current to the y, z coils 3x to 3z is provided. The gradient magnetic field power supply 4 supplies a pulse current for generating a gradient magnetic field to the x, y, and z coils 3x to 3z under the control of a sequencer 5 described later.
【００３１】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成し
て、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エ
ンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数
エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に
設定・変更することができる。スライス方向、位相エン
コード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場
Ｈ０に重畳される。The x, y, z coils 3x from the gradient magnetic field power supply 4
By controlling the pulse current supplied to ~ 3z,
The gradient magnetic fields in the three axes X, Y, and Z directions, which are physical axes, are synthesized, and the respective logics of a slice-direction gradient magnetic field Gs, a phase encoding direction gradient magnetic field Ge, and a readout direction (frequency encoding direction) gradient magnetic field Gr that are orthogonal to each other. The axial direction can be set and changed arbitrarily. Slice direction, phase encoding direction, and gradient magnetic fields in the readout direction are superimposed on the static magnetic field H 0.
【００３２】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電
流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、Ｒ
Ｆコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込
み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波
増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した
後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタル量データ（原デ
ータ）を生成する。The transmission / reception unit includes an RF coil 7 disposed near the subject P in the imaging space in the magnet 1,
And a transmitter 8T and a receiver 8R, which are connected to each other. The transmitter 8T and the receiver 8R are connected to a sequencer 5 described later.
It operates under the control of. The transmitter 8T supplies the RF coil 7 with an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR). The receiver 8R has R
The F coil 7 receives the received MR signal (high-frequency signal), performs various signal processing such as pre-amplification, intermediate frequency conversion, phase detection, low-frequency amplification, and filtering, and then performs A / D conversion. The digital quantity data (original data) of the MR signal is generated.
【００３３】さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シ
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機
６は、後述するように種々の態様に基づく、予め記憶し
たソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシー
ケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括
する機能を有する。The control / arithmetic unit includes a sequencer (also called a sequence controller) 5, a host computer 6, an arithmetic unit 10, a storage unit 11, and a display unit 1.
2 and an input device 13. Among them, the host computer 6 has a function of commanding pulse sequence information to the sequencer 5 and controlling the operation of the entire apparatus by a pre-stored software procedure based on various aspects as described later.
【００３４】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するととも
に、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、
送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。The sequencer 5 includes a CPU and a memory, stores pulse sequence information sent from the host computer 6, and controls the operation of the gradient magnetic field power supply 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to the information. At the same time, the digital data of the MR signal output from the receiver 8R is input once and transferred to the arithmetic unit 10. Here, the pulse sequence information is
Gradient power supply 4, according to a series of pulse sequences,
All the information necessary to operate the transmitter 8T and the receiver 8R, for example, x, y, z coils 3x to 3z
And information on the intensity of the pulse current to be applied to the device, application time, application timing, and the like.
【００３５】本実施形態で実施されるＭＲ撮影は、図２
に示す如く、全肝造影ダイナミック撮影と呼ばれる撮影
である。すなわち、被検者に造影剤を投与して肝臓の全
領域をカバーするイメージング領域についてマルチスラ
イス法でダイナミックに撮影する手法である。これに使
用されるパルスシーケンスは、ＦＥ（グラディエントフ
ィールドエコー）法、ＦＥ系のＥＰＩ（エコープラナー
イメージング）法など、ＦＥ系のパルス列である。図３
には、ＦＥ系のパルスシーケンスを部分的に示す。The MR imaging performed in this embodiment is the same as that shown in FIG.
As shown in the figure, this is a so-called whole liver angiography dynamic imaging. In other words, this is a technique in which a contrast agent is administered to a subject, and an imaging region covering the entire region of the liver is dynamically photographed by a multi-slice method. The pulse sequence used for this is an FE-based pulse train, such as the FE (gradient field echo) method or the FE-based EPI (echo planar imaging) method. FIG.
Shows a partial FE-based pulse sequence.
【００３６】また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが
出力したデジタルデータ（原データまたは生データ）を
シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフー
リエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原
データを配置し、この原データを各組毎に２次元または
３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再
構成する。また演算ユニットは、画像に関するデータの
合成処理、差分演算処理などを行うことが可能にもなっ
ている。The arithmetic unit 10 inputs the digital data (original data or raw data) output from the receiver 8R through the sequencer 5, and stores the digital data in a Fourier space (also called k-space or frequency space) on its internal memory. The data is arranged, and the original data is subjected to two-dimensional or three-dimensional Fourier transform for each set to reconstruct image data in real space. The arithmetic unit is also capable of performing data combining processing, difference calculation processing, and the like.
【００３７】記憶ユニット１１はメモリを有し、再構成
された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処
理が施された画像データを保管することができる。ま
た、記憶ユニットは、記録媒体として、ＭＲイメージン
グにおけるパルスシーケンスをプログラムデータの形態
で記録し且つコンピュータで読み取り可能なＲＯＭ（図
示せず）を備える。このＲＯＭには、パルスシーケンス
（ここでは、ＦＥ法によるマルチスライス法のパルス
列）の情報が記録されている。The storage unit 11 has a memory, and can store not only reconstructed image data but also image data on which the above-described combining processing and difference processing have been performed. Further, the storage unit includes, as a recording medium, a ROM (not shown) which records a pulse sequence in MR imaging in the form of program data and is readable by a computer. In this ROM, information of a pulse sequence (here, a pulse train of the multi-slice method by the FE method) is recorded.
【００３８】表示器１２は画像を表示する。また入力器
１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケ
ンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機
６に入力できる。The display 12 displays an image. In addition, the operator can input, to the host computer 6, imaging conditions desired by the operator, pulse sequences, and information regarding image synthesis and difference calculation.
【００３９】さらに、心電計測部は、被検体の体表に付
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に
出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測
部による計測信号は、イメージングスキャンを実行する
ときにシーケンサ５により用いられる。これにより、Ｅ
ＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適
切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲー
ト法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できる
ようにもなっている。Further, the electrocardiogram measuring section comprises an ECG sensor 17 which is attached to the body surface of the subject and detects an ECG signal as an electric signal. 6 and an ECG unit 18 for outputting to the sequencer 5. The measurement signal from the electrocardiograph is used by the sequencer 5 when performing an imaging scan. This gives E
The synchronization timing by the CG gate method (electrocardiographic synchronization method) can be appropriately set, and data can be collected by performing an imaging scan of the ECG gate method based on the synchronization timing.
【００４０】また、ホスト計算機６及びシーケンサ５に
は、被検体Ｐに息止めを音声により指示する音声発生器
１６が接続されている。A voice generator 16 for instructing the subject P to hold his / her breath by voice is connected to the host computer 6 and the sequencer 5.
【００４１】次に、本実施形態の作用効果を説明する。Next, the operation and effect of this embodiment will be described.
【００４２】この実施形態のＭＲＩ装置では、図２に示
す如く、被検者Ｐの肝臓ＬＶに対する全肝造影ダイナミ
ック撮影が行われる。この撮影のスキャンは、図３に示
す如く、ＦＥ法のパルス列をマルチスライス法に従って
印加するパルスシーケンスで実行される。In the MRI apparatus of this embodiment, as shown in FIG. 2, dynamic liver imaging of the liver LV of the subject P is performed. As shown in FIG. 3, the scanning for this imaging is performed by a pulse sequence in which a pulse train of the FE method is applied according to the multi-slice method.
【００４３】このパルスシーケンスにおけるスライス選
択のパラメータを適宜に設定することによって、図２に
示す如く、肝臓ＬＶの全領域にわたる、複数枚のスライ
スＳ１〜Ｓｎ（例えば１４〜１８枚程度）で成るイメー
ジング領域ＲＧｉｍａが設定される。各スライスＳは例
えば８ｍｍ厚で、スライス間ギャップは例えば２ｍｍで
ある。マルチスライス法で各スライスを順次励起してい
くが、その励起順が本発明の特徴の一つを成している。
つまり、ここでは、血流としての下行大動脈ＡＲの血流
の流入方向に対して、反対方向にスライスを順次励起す
るようにパルスシーケンスのパラメータ（例えばスライ
ス傾斜磁場の強度）を定めている。By appropriately setting the slice selection parameters in this pulse sequence, as shown in FIG. 2, imaging consisting of a plurality of slices S1 to Sn (for example, about 14 to 18) over the entire region of the liver LV. An area RG ima is set. Each slice S is, for example, 8 mm thick, and the gap between slices is, for example, 2 mm. Each slice is sequentially excited by the multi-slice method, and the excitation order forms one of the features of the present invention.
That is, here, the parameters of the pulse sequence (for example, the intensity of the slice gradient magnetic field) are determined so as to sequentially excite the slices in the direction opposite to the inflow direction of the blood flow of the descending aorta AR as the blood flow.
【００４４】また、パルスシーケンスにおけるサチュレ
ーションパルス印加に関わるパラメータを適宜に選択す
ることにより、イメージング領域ＲＧｉｍａにほぼ隣接
する状態で、心臓ＨＴ及び下行大動脈ＡＲをカバーする
サチュレーション領域ＲＧｓ ａｔが設定される。このサ
チュレーション領域ＲＧｓａｔの厚さは極力厚くするこ
とを一つの特徴としており、心臓ＨＴと下行大動脈ＡＲ
の駆出側とを十分にカバーした、例えば１０ｃｍ以上の
値に設定されている。[0044] Also, by selecting a parameter related to the saturation pulse is applied in a pulse sequence appropriately, almost adjacent state, saturation region RG s at covering the heart HT and descending aorta AR is set to an imaging region RG ima You. One feature of the saturation region RG sat is to make it as thick as possible, and the heart HT and the descending aorta AR
Is set to a value of, for example, 10 cm or more that sufficiently covers the ejection side.
【００４５】このマルチスライス法に従うパルスシーケ
ンスを説明する。A pulse sequence according to the multi-slice method will be described.
【００４６】図３に模式的に表す如く、このパルスシー
ケンスは、各繰返し時間ＴＲの間に複数枚のスライス
（たとえば、１４〜１８枚程度）に対する、１位相エン
コード分のエコーデータ収集が行われる。この繰返し時
間ＴＲ毎のエコーデータ収集が位相エンコード１〜１２
８について夫々実行され、これにより、複数枚のスライ
スの全エコーデータが収集される。As schematically shown in FIG. 3, in this pulse sequence, one phase encode of echo data is collected for a plurality of slices (for example, about 14 to 18) during each repetition time TR. . The echo data collection for each repetition time TR is performed by phase encoding 1 to 12
8 to collect all echo data of a plurality of slices.
【００４７】繰返し時間ＴＲ毎にその最初の時間帯にお
いて、１回だけ、サチュレーションのパルス列ＰＴ
ｓａｔが印加される。このパルス列ＰＴｓａｔは、サチ
ュレーションパルスＰＳｓａｔ及びこれと並行して印加
されるスライス傾斜磁場パルスＧｓと、この後に印加す
るディフェーズ用の傾斜磁場スポイラＧｓｐｏｉｌとか
ら成る。In the first time slot for each repetition time TR, the saturation pulse train PT
sat is applied. The pulse train PT sat is composed of a saturation pulse PS sat, a slice gradient magnetic field pulse Gs applied in parallel with the saturation pulse PS sat, and a gradient magnetic field spoiler G spoil for dephase applied subsequently.
【００４８】サチュレーションパルスＰＳｓａｔは例え
ばＳｉｎｃ関数で形成され、その波形面積はフリップ角
ＳａｔＦＡ＝７０°になるように設定されている。この
サチュレーションパルスＰＳｓａｔのフリップ角Ｓａｔ
ＦＡの値は、本実施形態では９０度よりも低い値に設定
することを特徴とする。好適には、このフリップ角Ｓａ
ｔＦＡは、イメージング領域ＲＧｉｍａに印加するイメ
ージングパルス列によるＲＦ励起に伴うフリップ角度と
同程度に設定される。サチュレーションパルスＰＳ
ｓａｔのＲＦ周波数及びスライス傾斜磁場パルスＧｓ
は、前述したように、サチュレーション領域ＲＧｓａｔ
をスライス選択するように設定されている。The saturation pulse PS sat is formed by, for example, a Sinc function, and its waveform area is set so that the flip angle SatFA = 70 °. Flip angle Sat of this saturation pulse PS sat
In the present embodiment, the value of FA is set to a value lower than 90 degrees. Preferably, the flip angle Sa
tFA is set to be substantially the same as the flip angle associated with RF excitation by an imaging pulse train applied to the imaging region RGima. Saturation pulse PS
RF frequency of sat and slice gradient pulse Gs
Is, as described above, the saturation region RG sat
Is set to select a slice.
【００４９】各回の繰返し時間ＴＲにおいて、上述のサ
チュレーションパルスＰＳｓａｔの印加が終わると、１
つの位相エンコード量に対する全スライスＳ１〜Ｓｎの
エコーデータが収集される。各エコーデータ収集のため
のイメージングパルス列ＰＴ ｉｍａは、励起ＲＦパルス
ＰＳｅｘｔ及びこれと並行して印加するスライス傾斜磁
場Ｇｓ、位相エンコード傾斜磁場Ｇｅ（図示せず）、及
び読出し傾斜磁場Ｇｒを含む。励起ＲＦパルスＰＳ
ｅｘｔのフリップ角ＦＡはここでは７０°に設定されて
いる。このフリップ角ＦＡは９０°以下であることが望
ましく、サチュレーションパルスＰＳｓａｔのフリップ
角ＳａｔＦＡの値とに対比によって決められる。At each repetition time TR, the above-described
Curation pulse PSsatWhen the application of
Of all slices S1 to Sn for one phase encode amount
Echo data is collected. For each echo data collection
Imaging pulse train PT imaIs the excitation RF pulse
PSextAnd slice gradient applied in parallel
Field Gs, phase encoding gradient magnetic field Ge (not shown), and
And the readout gradient magnetic field Gr. Excitation RF pulse PS
extIs set to 70 ° here.
I have. This flip angle FA is desirably 90 ° or less.
Best, saturation pulse PSsatFlip of
It is determined by comparison with the value of the angle SatFA.
【００５０】１エンコード量に対する各エコーデータ収
集下におけるスライス励起順は、例えばＲＦ周波数の設
定順序を制御することにより、下行大動脈ＡＲに逆行す
る方向とする。The slice excitation order under each echo data acquisition for one encoding amount is set to a direction reverse to the descending aorta AR, for example, by controlling the setting order of RF frequencies.
【００５１】以上のパルスシーケンスの実行において、
繰返し時間ＴＲとしては例えば約１６０ｍｓで、全体の
スキャン時間としては例えば約２０ｓｅｃである。In the execution of the above pulse sequence,
The repetition time TR is, for example, about 160 ms, and the entire scanning time is, for example, about 20 sec.
【００５２】全肝造影ダイナミック撮影は、図２にも模
式的に示す如く、下行大動脈ＡＲの影響を受けて、血流
アーチファクトを発生し易い。とくに、心臓ＨＴからの
拍動の影響は大きく、造影剤によって血流のＴ１時間が
見掛け上短縮されたことに因って、速くＴ１緩和してし
まった（サチュレーションの効きが悪い）スピンがイメ
ージング領域ＲＧｉｍａに周期的に流入することに因る
ＭＲ信号の周期的な出入りする。これにより、図４
（ａ）に示す如く、時間（エンコード番号）軸方向に信
号強度をとったときに、信号強度の周期的な変動を生じ
る。このため、同図（ａ）の変動する信号値をフーリエ
変換する（画像化）と、同図（ｂ）に示す如くゴースト
（血流アーチファクト）が発生してしまう。As shown schematically in FIG. 2, whole liver angiography dynamic imaging is liable to generate blood flow artifacts under the influence of the descending aorta AR. In particular, the influence of the pulsation from the heart HT is large, and the T1 of the blood flow is apparently shortened by the contrast agent, so that the T1 is rapidly relaxed (saturation is ineffective). Periodic inflow and outflow of the MR signal due to periodic inflow into the region RGima . As a result, FIG.
As shown in (a), when the signal strength is taken in the time (encode number) axis direction, the signal strength periodically fluctuates. Therefore, when the fluctuating signal values in FIG. 7A are subjected to Fourier transform (image formation), a ghost (blood flow artifact) occurs as shown in FIG.
【００５３】この血流アーチファクトを防止又は抑制す
べく本発明が提案されている訳である。本発明者は、本
発明を適用した上述の実施形態法の有効性を確認すべ
く、従来法とその実施形態法とについて信号強度の比較
シミュレーションを行った。代表例について図５〜図９
を用いて説明する。The present invention has been proposed to prevent or suppress this blood flow artifact. In order to confirm the effectiveness of the above-described embodiment method to which the present invention is applied, the inventor performed a comparison simulation of the signal intensity between the conventional method and the embodiment method. 5 to 9 for representative examples
This will be described with reference to FIG.
【００５４】従来法に拠る撮影条件としては最も典型的
な条件と思われるものを想定した。すなわち、Ｒ−Ｒ間
隔＝８００ｍｓ、ＴＲ＝１６０ｍｓ、サチュレーション
パルスの印加は１ＴＲ当たり１回、サチュレーションパ
ルスのフリップ角ＳａｔＦＡ＝９０°、イメージングの
励起パルスのフリップ角ＦＡ＝７０°、及びスライス励
起順＝下行大動脈の流れに沿う順方向である。図２に示
すモデルを考え、血流の上流にサチュレーション領域を
とり、隙間２ｃｍを開けて、その下流に１４〜１８スラ
イスのイメージング領域をとった。As the photographing conditions according to the conventional method, those assumed to be the most typical conditions were assumed. That is, RR interval = 800 ms, TR = 160 ms, application of saturation pulse once per TR, flip angle SatFA of saturation pulse = 90 °, flip angle FA of imaging excitation pulse FA = 70 °, and slice excitation order = The forward direction follows the flow of the descending aorta. Considering the model shown in FIG. 2, a saturation region was taken upstream of the blood flow, a gap of 2 cm was opened, and an imaging region of 14 to 18 slices was taken downstream.
【００５５】Ｔ１＝２００ｍｓ（造影剤１ｍｍｏｌ／ｌ
に相当）としたときの信号強度ＳＩのシミュレーション
結果を図５に示す。縦軸に信号強度ＳＩを、横軸にエン
コード番号を、前後方向にスライス番号をとっている。
そして、信号強度については、第１エンコードから順に
各スライスについて順次計算し、その内の第１〜第１５
エンコード目まで（３Ｒ−Ｒ分）の信号強度を図５にグ
ラフ表示した。これにより、各スライスの第１５エコー
までの信号強度の振る舞いが示された。T1 = 200 ms (contrast agent 1 mmol / l)
FIG. 5 shows a simulation result of the signal strength SI when (corresponding to). The vertical axis represents the signal strength SI, the horizontal axis represents the encode number, and the longitudinal direction represents the slice number.
The signal strength is sequentially calculated for each slice in order from the first encoding, and the first to fifteenth of the slices are calculated.
The signal intensity up to the encoding point (for 3R-R) is graphically shown in FIG. This indicates the behavior of the signal strength up to the 15th echo of each slice.
【００５６】これによると、上流スライスの影響などが
大きく、信号が不安定になる。これを詳述すると、最初
に、第１エンコード目の信号強度、すなわち図５の矢印
（１）に沿って順に各スライスの信号強度を計算する。
最初の内は殆ど飽和していないスピンが対象であるの
で、信号強度は大きい。しかし、８スライス目から信号
強度が急激に低下する（図中、（Ａ）部参照）。この低
下は、ここではＲ波から１００ｍｓ程経過してから心拍
動により流速が大きくなると想定しているため、あるス
ライスで使用した部分飽和スピンがその下流スライスで
繰り返し使用されることに因ると考えられる。スライス
の励起移動速度よりも最高血流速が大きくなる場合にこ
の効果が表れる。According to this, the influence of the upstream slice is large and the signal becomes unstable. More specifically, first, the signal strength of the first encoding, that is, the signal strength of each slice is sequentially calculated along the arrow (1) in FIG.
The signal strength is large because the first one is a spin that is hardly saturated. However, the signal intensity sharply decreases from the eighth slice (see the part (A) in the figure). This drop is assumed to be caused by the fact that the flow velocity becomes large due to the heart beat after about 100 ms from the R wave, so that the partially saturated spin used in one slice is repeatedly used in the downstream slice. Conceivable. This effect appears when the maximum blood flow velocity is higher than the excitation movement velocity of the slice.
【００５７】次に、第２エンコード目以降の計算を順次
行う（図中、矢印（２）、（３）、…参照）。第２エン
コード目以降になると、サチュレーション領域から流入
した血流の影響で信号強度が第１エンコード目よりも低
下している。なお、図中（Ｂ）部では信号強度が上がっ
ている。この高信号域（Ｂ）は、サチュレーション領域
とイメージング領域との間の隙間（ここでは２ｃｍに設
定）に在って飽和していなかった血流スピンが、拍動に
よりこのスライスＮＯ．１６，１７付近まで（他のスラ
イスによる励起を受けずに）到達しているためと考えら
れる。Next, calculations for the second and subsequent encodings are sequentially performed (see arrows (2), (3),... In the figure). After the second encoding, the signal intensity is lower than that of the first encoding due to the influence of the blood flow flowing from the saturation area. Note that the signal strength is increased in the part (B) in the figure. In the high signal area (B), the blood flow spin which is not saturated in the gap between the saturation area and the imaging area (here, set to 2 cm) is caused by pulsation, and this slice NO. This is probably because they have reached around 16 and 17 (without being excited by other slices).
【００５８】この従来法によるゴーストを見積もった結
果を図６に示す。この見積もりは、上記計算データに離
散的フーリエ変換を施して求めた。このフーリエ変換デ
ータは、本来像、第１ゴースト、第２ゴーストを表す．
同図に示す如く、ゴーストの量は本来像の２割程度にも
達する。このときの本来像及びゴースト（第１、第２の
ゴースト）の大きさのＴ１値（造影剤濃度）に対する依
存性及びＲ波からのデータ収集開始タイミングの遅れ時
間に対する依存性を図７（ａ），（ｂ）に夫々示す。両
依存性のグラフ共に、ゴーストは相当に大きな値を呈し
ている。FIG. 6 shows the result of estimating the ghost by the conventional method. This estimate was obtained by performing a discrete Fourier transform on the calculation data. The Fourier transform data represents an original image, a first ghost, and a second ghost.
As shown in the figure, the ghost amount reaches about 20% of the original image. FIG. 7A shows the dependence of the magnitudes of the original image and the ghost (first and second ghosts) on the T1 value (contrast agent concentration) and the delay of the data acquisition start timing from the R wave at this time. ) And (b). In both dependency graphs, the ghost shows a considerably large value.
【００５９】これに対して、本発明を実施した本実施形
態の手法に拠るシミュレーション結果は図８，９に示す
ようになった。On the other hand, simulation results based on the method of the present embodiment implementing the present invention are as shown in FIGS.
【００６０】図８は、本実施形態の手法に従う各スライ
スの信号値の計算結果を示し、図５と対比されるグラフ
である。このときの撮影条件は、図５に関して説明した
最も典型的な撮影条件の内、サチュレーションパルスの
フリップ角ＳａｔＦＡ＝７０°、イメージングの励起パ
ルスのフリップ角ＦＡ＝７０°、及びスライス励起順＝
下行大動脈の流れに対向する逆方向とし、残りのパラメ
ータは前述のものと同じにしている。FIG. 8 is a graph showing the calculation result of the signal value of each slice according to the method of the present embodiment, which is compared with FIG. The imaging conditions at this time are, among the most typical imaging conditions described with reference to FIG. 5, the flip angle of the saturation pulse SatFA = 70 °, the flip angle of the imaging excitation pulse FA = 70 °, and the slice excitation order =
The direction is opposite to the flow of the descending aorta, and the remaining parameters are the same as described above.
【００６１】これによると、上流スライスを励起したと
きの影響が小さくなること等に拠って、信号強度の変動
がかなり低減していることが分かる。According to this, it is understood that the fluctuation of the signal intensity is considerably reduced due to the fact that the influence when the upstream slice is excited becomes small.
【００６２】具体的には、１）血流の最高速度とスライ
ス励起の移動速度が同程度であることを加味してスライ
ス励起順を血流の対して逆向きとしていること、２）両
方のフリップ角ＳａｔＦＡ＝ＦＡで且つ浅めの値とした
ことで、他の励起スライスからの信号飽和の影響とサチ
ュレーション領域から流入する血流の信号飽和の影響を
同程度とできること、により、飽和の状態を下流から上
流に向かって連続的に与えることができるとともに、こ
の変動の少ない状態で各スライスのイメージング用エコ
ーデータが収集される。したがって、収集データも時間
的且つ空間的に変動の少ない、より連続的なデータ群を
成し、ゴースト、すなわち血流アーチファクトを低減さ
せることができる。Specifically, 1) the slice excitation order is reversed with respect to the blood flow in consideration of the fact that the maximum speed of the blood flow and the moving speed of the slice excitation are the same, and 2) both of them. By setting the flip angle SatFA = FA and a shallow value, the effect of signal saturation from other excitation slices and the effect of signal saturation of blood flow flowing from the saturation region can be made the same, thereby reducing the saturation state. The echo data can be continuously provided from the downstream to the upstream, and the echo data for imaging of each slice is collected in a state where the fluctuation is small. Therefore, collected data also forms a more continuous data group with little temporal and spatial fluctuations, and ghosts, that is, blood flow artifacts can be reduced.
【００６３】また、この本実施形態の手法に係る信号強
度からゴーストを前述と同様に見積もった結果、図９
（ａ），（ｂ）に示す如く、グラフ化できた。前述した
図７のグラフと比較すると一目瞭然であり、ゴースト
（第１、第２ゴースト）は著しく低下した。具体的に
は、一部のスライスを除き、数％以下までゴーストの大
きさを低減できることが判明した。とくに、Ｔ１値（造
影剤濃度）やＲ波からの遅れ時間を変更した場合でも、
ゴーストの大きさ（量）は安定的に低下することも分か
った。As a result of estimating the ghost from the signal intensity according to the method of the present embodiment in the same manner as described above, FIG.
As shown in (a) and (b), a graph was formed. It is obvious at a glance as compared with the graph of FIG. 7 described above, and the ghosts (first and second ghosts) are significantly reduced. Specifically, it has been found that the ghost size can be reduced to several percent or less, except for some slices. In particular, even when the T1 value (contrast agent concentration) or the delay time from the R wave is changed,
It was also found that the size (amount) of the ghost was stably reduced.
【００６４】なお、上述したシミュレーションでも議論
したが、上流のサチュレーション領域ＲＧｓａｔと下流
のイメージング領域ＲＧｉｍａとの間には一定の隙間を
設定している。この隙間の幅は、サチュレーションパル
スＰＳｓａｔがイメージング領域に影響を与えないよう
に、、サチュレーションパルスの印加時におけるエッジ
特性の程度に応じて決められる。印加時のスライス特性
のエッジ部分が矩形波から崩れるほど、隙間は大きく設
定する必要がある。そこで、上述した実施形態におい
て、サチュレーションパルスＰＳｓａｔをＳｉｎｃ関数
で構成し、そのπ長をより長く設定する。例えば、図１
０（ａ）に示す如く、Ｓｉｎｃ関数の正負のπ長を±５
πに設定したり、同図（ｂ）に示す如く、Ｓｉｎｃ関数
の負側のみのπ長を−５πに設定すればよい。反対に、
正側のみを５πに設定してもよい。また、その正負側に
ついて、−５π、２πに設定してもよい。As discussed in the above simulation, a certain gap is set between the upstream saturation region RG sat and the downstream imaging region RG ima . The width of the gap is determined in accordance with the degree of the edge characteristic when the saturation pulse is applied so that the saturation pulse PS sat does not affect the imaging area. The gap needs to be set so large that the edge portion of the slice characteristic at the time of application is distorted from the rectangular wave. Therefore, in the above-described embodiment, the saturation pulse PS sat is configured by a Sinc function, and its π length is set longer. For example, FIG.
As shown in FIG. 0 (a), the positive and negative π lengths of the Sinc function are ± 5.
It may be set to π or the π length only on the negative side of the Sinc function may be set to −5π as shown in FIG. Conversely,
Only the positive side may be set to 5π. The positive and negative sides may be set to -5π and 2π.
【００６５】このようにπ長を長く設定することで、サ
チュレーションパルスＰＳｓａｔを印加するときのスラ
イス特性のエッジ部分はより矩形状に近い波形となる。
この結果、サチュレーション領域ＲＧｓａｔとイメージ
ング領域ＲＧｉｍａとの間の隙間をより小さく設定する
ことができる。これは、サチュレーション領域ＲＧｓ
ａｔの幅を大きく、例えば１０ｃｍ以上にも設定するた
めにも好適である。したがって、この隙間に在ってサチ
ュレーションされないスピンは極力少なくなり、そのよ
うなスピンがイメージング領域に流入して信号変動を引
き起こすという事態を抑制できる。すなわち、図５の
（Ｂ）部の高信号域を排除又は抑制でき、全体の信号変
動をより減少させて、血流アーチファクトをより確実に
抑制することができる。By setting the π length to be long as described above, the edge portion of the slice characteristic when the saturation pulse PS sat is applied has a waveform closer to a rectangular shape.
As a result, the gap between the saturation region RG sat and the imaging region RG ima can be set smaller. This is the saturation region RG s
It is also suitable for setting the width of at to be large, for example, 10 cm or more. Therefore, the number of unsaturated spins in this gap is reduced as much as possible, and it is possible to suppress a situation in which such spins flow into the imaging region and cause signal fluctuation. That is, it is possible to eliminate or suppress the high signal region in the portion (B) of FIG. 5, further reduce the overall signal fluctuation, and more reliably suppress the blood flow artifact.
【００６６】なお、以上の構成において説明した、１）
サチュレーションパルスのフリップ角ＳａｔＦＡをイメ
ージングＲＦパルスのフリップ角ＦＡと同等で且つ抑え
気味の値にする（好適には、９０°以下の値にする）、
２）複数スライスの選択励起を主要な血管の下流側から
上流に向かう順番で行う、及び３）サチュレーションパ
ルスのスライス特性のエッジ特性を向上させる、ことか
ら成る主要な構成要件は、その内の任意の１つの構成の
みを又は２つの構成のみを併せて実施してもよい。Note that, in the above configuration, 1)
The flip angle SatFA of the saturation pulse is set equal to the flip angle FA of the imaging RF pulse and slightly suppressed (preferably, a value of 90 ° or less).
2) Selective excitation of a plurality of slices is performed in the order from the downstream side to the upstream side of the main blood vessel, and 3) Improving the edge characteristics of the slice characteristics of the saturation pulse. Only one configuration or only two configurations may be implemented together.
【００６７】また、上述した実施形態では、本発明の手
法を２Ｄマルチスライス法に基づくイメージングに適用
した例を示したが、３次元スキャンでデータ収集を行う
比較的薄いスラブを移動させて一定の大きさのイメージ
ング領域を撮影するときに、その複数個の薄いスラブと
サチュレーション領域との間に本発明を適用するように
してもよい。このときスラブの移動は、第１スラブで必
要なデータを全て収集して、次に第２スラブ、第３スラ
ブと、順次データを収集する方式だけでなく、データ収
集のスラブを連続的に移動する方式としてもよい（米国
特許第５，６３１，５６０参照）。In the above-described embodiment, an example is shown in which the technique of the present invention is applied to imaging based on the 2D multi-slice method. The present invention may be applied between a plurality of thin slabs and a saturation region when imaging a large-sized imaging region. At this time, the slab is moved not only by collecting all necessary data in the first slab and then sequentially collecting data in the second and third slabs, but also by continuously moving the slab for data collection. (See US Pat. No. 5,631,560).
【００６８】さらに、イメージング領域のスキャンは、
ＦＥ系のＥＰＩ法に基づくパルスシーケンスを用いて行
ってもよい。Further, scanning of the imaging area
This may be performed using a pulse sequence based on the FE-based EPI method.
【００６９】本発明は前述した実施形態のものに限定さ
れることなく、当業者であれば、請求項記載の発明の要
旨を逸脱しない範囲で更に適宜に変形可能である。The present invention is not limited to the embodiments described above, and those skilled in the art can further appropriately modify the present invention without departing from the scope of the invention described in the claims.
【００７０】[0070]
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係るイメ
ージング法およびＭＲＩ装置によれば、サチュレーショ
ンパルスのフリップ角を本撮影のイメージングによるフ
リップ角と同程度にする、本撮影時のスライスや薄切り
スラブの選択励起順を、主要な血流の流入方向の下流か
ら上流に向かう方向（逆方向）にする、及び、サチュレ
ーションパルスのスライス特性、特に端部のエッジ特性
をよりシャープにするという構成を単独で又は適宜組み
合わせて実施する。このため、造影剤を投与して血流の
Ｔ１値が見掛け上、低下した場合でも、拍動によるスピ
ン移動の影響、サチュレーション領域とイメージング領
域との間に在った未飽和のスピン移動の影響、他のスラ
イス励起に伴う飽和スピンの移動の影響などを受け難く
なり、スピン飽和の状態を下流から上流に向かって連続
的に且つ安定的に受けることとなり、これにより、収集
するＭＲ信号の強度も安定することから、血流アーチフ
ァクトを確実且つ安定的に抑制でき、したがって、信頼
性が高く、高品質且つ高描出能のＭＲイメージングを提
供することができる。As described above, according to the imaging method and the MRI apparatus according to the present invention, the slice or slice at the time of the main photographing is set so that the flip angle of the saturation pulse is substantially the same as the flip angle at the time of the main photographing. The selective excitation order of the slab is set to a direction from the downstream of the main blood flow inflow direction to the upstream direction (reverse direction), and the slice characteristics of the saturation pulse, particularly the edge characteristics at the end portions, are sharpened. It is carried out alone or in combination as appropriate. Therefore, even if the T1 value of the blood flow is apparently lowered by administering the contrast agent, the effect of spin transfer due to pulsation and the effect of unsaturated spin transfer existing between the saturation region and the imaging region. , The influence of the movement of the saturated spin accompanying the other slice excitation becomes less likely, and the state of the spin saturation is continuously and stably received from the downstream to the upstream. Therefore, blood flow artifacts can be reliably and stably suppressed, and therefore, highly reliable, high-quality and high-resolution MR imaging can be provided.
【図１】本発明の実施例に係る磁気共鳴イメージング
（ＭＲＩ）装置の構成の概要を説明するブロック図。FIG. 1 is a block diagram illustrating an outline of a configuration of a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】サチュレーション領域とイメージング領域の位
置関係及びスライス励起順を説明する図。FIG. 2 is a view for explaining a positional relationship between a saturation region and an imaging region and a slice excitation order.
【図３】スキャン方法をパルスシーケンスと共に示すタ
イミングチャート。FIG. 3 is a timing chart showing a scanning method together with a pulse sequence.
【図４】血流アーチファクトの発生を説明する図。FIG. 4 is a diagram illustrating the occurrence of a blood flow artifact.
【図５】従来法に基づくシミュレーション結果として示
す信号強度のグラフ。FIG. 5 is a graph of signal intensity as a simulation result based on a conventional method.
【図６】従来法に基づくシミュレーション結果として示
すゴーストの大きさを示すグラフ。FIG. 6 is a graph showing the size of a ghost as a simulation result based on a conventional method.
【図７】従来法に基づくシミュレーション結果として示
す、本来像及びゴースト信号のＴ１値依存性及びＲ波か
らの遅れ時間依存性を夫々表すグラフ。FIG. 7 is a graph showing the T1 value dependence of the original image and the ghost signal and the delay time dependence from the R wave, respectively, as simulation results based on the conventional method.
【図８】本発明に基づく手法のシミュレーション結果と
して示す信号強度のグラフ。FIG. 8 is a graph of signal strength as a simulation result of the method according to the present invention.
【図９】本発明に基づく手法のシミュレーション結果と
して示す、本来像及びゴースト信号のＴ１値依存性及び
Ｒ波からの遅れ時間依存性を夫々表すグラフ。FIG. 9 is a graph showing the T1 value dependence of the original image and the ghost signal and the delay time dependence from the R wave, respectively, as simulation results of the method according to the present invention.
【図１０】別の実施形態として説明する、スライス特性
を向上させたサチュレーションパルスの実時間波形図。FIG. 10 is a real-time waveform diagram of a saturation pulse with improved slice characteristics, described as another embodiment.
１ 静磁場磁石 ３ 傾斜磁場コイル ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ ホスト計算機 ８Ｔ 送信器 ８Ｒ 受信器 １０ 演算ユニット １１ 記憶ユニット １２ 表示器 １３ 入力器 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Static magnetic field magnet 3 Gradient magnetic field coil 4 Gradient magnetic field power supply 5 Sequencer 6 Host computer 8T transmitter 8R receiver 10 Operation unit 11 Storage unit 12 Display 13 Input device
Claims (18)
象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーション
パルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対し
てイメージング用スキャンを実行するＭＲイメージング
方法において、 前記サチュレーションパルスのフリップ角を９０度より
も低い角度に設定したことを特徴とするＭＲイメージン
グ方法。1. An MR imaging method comprising: applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into a region of interest set to a subject to the subject; and performing an imaging scan on the region of interest. 3. The MR imaging method according to claim 1, wherein a flip angle of the saturation pulse is set to an angle lower than 90 degrees.
象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーション
パルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域を選択
的に励起してＭＲ信号を収集するイメージング用スキャ
ンを実行するＭＲイメージング方法において、 前記サチュレーションパルスのフリップ角を前記イメー
ジング用スキャンのパルス列のフリップ角と同程度に設
定したことを特徴とするＭＲイメージング方法。2. After applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into a region of interest set in the subject to the subject, the region of interest is selectively excited to collect an MR signal. An MR imaging method for executing an imaging scan, wherein a flip angle of the saturation pulse is set to be substantially equal to a flip angle of a pulse train of the imaging scan.
において、 前記サチュレーションパルスのフリップ角及び前記イメ
ージング用スキャンのパルス列のフリップ角は共に９０
度よりも小さい値に設定したことを特徴とするＭＲイメ
ージング方法。3. The MR imaging method according to claim 2, wherein the flip angle of the saturation pulse and the flip angle of the pulse train of the imaging scan are both 90.
An MR imaging method, wherein the value is set to a value smaller than the degree.
ＭＲイメージング方法において、 前記対象は血管を流れる血流であることを特徴とするＭ
Ｒイメージング方法。4. The MR imaging method according to claim 1, wherein the object is a blood flow flowing through a blood vessel.
R imaging method.
象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーション
パルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対し
てイメージング用スキャンを選択励起法に拠り実行する
ＭＲイメージング方法において、 前記選択励起法に拠り選択励起される部位が移動する方
向を、前記対象の流れ方向に関して所定方向に設定した
ことを特徴とするＭＲイメージング方法。5. After applying a saturation pulse for saturating an MR signal from an object flowing into a region of interest set in the subject to the subject, an imaging scan is performed on the region of interest by a selective excitation method. In the MR imaging method to be executed, a moving direction of a site selectively excited according to the selective excitation method is set to a predetermined direction with respect to a flow direction of the target.
において、 前記所定方向は、前記選択励起される部位が移動する方
向の下流から上流に向かう方向であることを特徴とする
ＭＲイメージング方法。6. The MR imaging method according to claim 5, wherein the predetermined direction is a direction from a downstream to an upstream in a moving direction of the site to be selectively excited.
グ方法において、 前記対象は血管を流れる血流であり、前記選択励起され
る部位は前記関心領域内でスライス選択される複数枚の
スライスであることを特徴とするＭＲイメージング方
法。7. The MR imaging method according to claim 5, wherein the object is a blood flow flowing through a blood vessel, and the site to be selectively excited is a plurality of slices selected and sliced in the region of interest. An MR imaging method, comprising:
Ｒイメージング方法において、 前記サチュレーションパルスは、前記イメージング用ス
キャンに用いるパルスシーケンスの繰返し時間ＴＲ毎に
１回だけ印加されることを特徴とするＭＲイメージング
方法。8. The M according to claim 5, wherein
In the R imaging method, the saturation pulse is applied only once every repetition time TR of a pulse sequence used for the imaging scan.
象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーション
パルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対し
てイメージング用スキャンを実行するＭＲイメージング
方法において、 前記サチュレーションパルスを印加するサチュレーショ
ン領域の厚みを厚くしたことを特徴とするＭＲイメージ
ング方法。9. An MR imaging method for applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into a region of interest set to the subject to the subject, and then performing an imaging scan on the region of interest. 3. The MR imaging method according to claim 1, wherein the thickness of the saturation region to which the saturation pulse is applied is increased.
において、 前記対象は血管を流れる血流であることを特徴とするＭ
Ｒイメージング方法。10. The MR imaging method according to claim 9, wherein the object is a blood flow flowing through a blood vessel.
R imaging method.
法において、 前記サチュレーション領域の厚さは、前記対象の運動方
向にて１０ｃｍ以上であることを特徴とするＭＲイメー
ジング方法。11. The MR imaging method according to claim 10, wherein the thickness of the saturation region is 10 cm or more in the direction of movement of the object.
法において、 前記サチュレーションパルスは、前記サチュレーション
領域を選択励起するときのエッジ特性を向上させたＲＦ
パルスであることを特徴とするＭＲイメージング方法。12. The MR imaging method according to claim 11, wherein the saturation pulse is an RF with improved edge characteristics when selectively exciting the saturation region.
An MR imaging method characterized by being a pulse.
法において、 前記ＲＦパルスはＳｉｎｃ関数波形を有し、その正負の
π長の内、少なくとも一方の極性のπ長が５π以上であ
ることを特徴とするＭＲイメージング方法。13. The MR imaging method according to claim 12, wherein the RF pulse has a Sinc function waveform, and at least one of the positive and negative π lengths has a π length of 5π or more. MR imaging method.
法、請求項５記載のＭＲイメージング方法、及び請求項
１０記載のＭＲイメージング方法から成る３種類のＭＲ
イメージング方法の内、少なくとも２種類のＭＲイメー
ジング方法を組み合わせて実行することを特徴とするＭ
Ｒイメージング方法。14. Three types of MRs comprising the MR imaging method according to claim 2, the MR imaging method according to claim 5, and the MR imaging method according to claim 10.
M wherein at least two types of MR imaging methods are combined and executed.
R imaging method.
対象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーショ
ンパルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対
してイメージング用スキャンを実行するように構成した
ＭＲＩ装置において、 前記サチュレーションパルスのフリップ角を９０度より
も低い角度に設定したことを特徴とするＭＲＩ装置。15. An imaging scan is performed on the region of interest after applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into the region of interest set on the object to the object of interest. The MRI apparatus according to claim 1, wherein a flip angle of said saturation pulse is set to an angle lower than 90 degrees.
対象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーショ
ンパルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域を選
択的に励起してＭＲ信号を収集するイメージング用スキ
ャンを実行するように構成したＭＲＩ装置において、 前記サチュレーションパルスのフリップ角を前記イメー
ジング用スキャンのパルス列のフリップ角と同程度に設
定したことを特徴とするＭＲＩ装置。16. After applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into a region of interest set in the subject to the subject, the region of interest is selectively excited to collect an MR signal. An MRI apparatus configured to execute an imaging scan, wherein a flip angle of the saturation pulse is set to be substantially equal to a flip angle of a pulse train of the imaging scan.
対象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーショ
ンパルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対
してイメージング用スキャンを選択励起法に拠り実行す
るように構成したＭＲＩ装置において、 前記選択励起法に拠り選択励起される部位が移動する方
向を、前記対象の流れ方向に関して所定方向に設定した
ことを特徴とするＭＲＩ装置。17. After applying a saturation pulse for saturating an MR signal from a target flowing into a region of interest set to the subject to the subject, imaging scan of the region of interest is performed by a selective excitation method. An MRI apparatus configured to be executed, wherein a direction in which a site selectively excited according to the selective excitation method moves is set to a predetermined direction with respect to a flow direction of the target.
対象からのＭＲ信号を飽和させるためのサチュレーショ
ンパルスを当該被検体に印加した後、前記関心領域に対
してイメージング用スキャンを実行するように構成した
ＭＲＩ装置において、 前記サチュレーションパルスを印加するサチュレーショ
ン領域の厚みを厚くしたことを特徴とするＭＲＩ装置。18. An imaging scan is performed on the region of interest after applying a saturation pulse to the object to saturate an MR signal from an object flowing into the region of interest set on the object. The MRI apparatus according to claim 1, wherein a thickness of a saturation region to which the saturation pulse is applied is increased.
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| US8831317B2 (en) | 2007-11-16 | 2014-09-09 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel imaging method |
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