JP2002165776A - Measurement method in magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
Measurement method in magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging apparatusInfo
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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、核磁気共鳴現象を
利用して被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング
装置(ＭＲＩ)に関し、特に、磁気共鳴イメージング装置
おけるダイナミック磁気共鳴アンジオグラフィ撮像に好
適な計測方法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 (MRI) for obtaining a tomographic image of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon, and is particularly suitable for dynamic magnetic resonance angiography imaging in the magnetic resonance imaging apparatus. It relates to a simple measurement method.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング装置）
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 MRI (Magnetic Resonance Imaging Apparatus)
Is to measure the density distribution, relaxation time distribution, and the like of nuclear spins at a desired inspection site in a subject by using the NMR phenomenon, and display an arbitrary cross section of the subject from the measurement data. .
【０００３】また、このような磁気共鳴イメージング装
置を利用して血流画像を得る技術は、ＭＲＡ（磁気共鳴
アンジオグラフィ）と呼ばれる。このＭＲＡは、造影剤
を使用しない手法と造影剤を使用する手法に大別するこ
とができる。A technique for obtaining a blood flow image using such a magnetic resonance imaging apparatus is called MRA (magnetic resonance angiography). This MRA can be roughly classified into a method using no contrast agent and a method using a contrast agent.
【０００４】造影剤を用いるＭＲＡの手法としては、Gd
-DTPA等のT1短縮型の造影剤とグラジエントエコー系のT
Rの短いパルスシーケンスを組み合わせる手法が一般的
である。この手法では、数ms〜数10msの短時間間隔の高
周波磁場による同一領域の励起の繰り返しによって、血
流以外の部分のスピンを飽和させ、T1の短い造影剤を含
むためにスピンの飽和が起こりにくい血流部分からの信
号を高信号で得る。造影剤が血管内にとどまっている間
に血管を含む体積の計測を行うことにより血管を他組織
に対し高コントラストで描出することができる。さら
に、造影前後の画像差分をとるによって、血流部分のコ
ントラストを上げた画像を得る手法DSA（Digital Subst
raction Angiography）も行われている。As a method of MRA using a contrast agent, Gd
T1 shortening type contrast agent such as -DTPA and T of gradient echo system
It is common to combine pulse sequences with short R. In this method, the same region is repeatedly excited by a high-frequency magnetic field with a short time interval of several ms to several tens of ms to saturate spins in parts other than the blood flow, and the saturation of spin occurs due to the inclusion of a contrast agent with a short T1. A signal from a difficult blood flow portion is obtained with a high signal. By measuring the volume including the blood vessel while the contrast agent remains in the blood vessel, the blood vessel can be drawn with high contrast to other tissues. In addition, DSA (Digital Substrate) is a method to obtain an image with increased contrast in the blood flow area by taking the image difference before and after the contrast.
raction Angiography).
【０００５】このような造影剤を用いるＭＲＡの手法で
は、通常肘静脈から造影剤を注入する。注入された造影
剤は、心臓、動脈系、毛細血管、静脈系と順に循環す
る。そこで、ダイナミックＭＲＡと呼ばれる技術では、
造影剤の循環の各段階において繰り返し計測を行い、各
部の血流の時系列画像が得られるようにしている。この
ような造影剤を用いるＭＲＡの手法やダイナミックＭＲ
Ａについては、例えば「3D Contrast ＭＲＡngiography
2nd edition. Prince MR, Grist TM and Debatin JF,
Springer, pp3-39,1988」に詳細に記載されている。In the MRA method using such a contrast medium, the contrast medium is usually injected from the cubital vein. The injected contrast medium circulates in the order of the heart, arterial system, capillaries, and venous system. Therefore, in a technology called dynamic MRA,
The measurement is repeatedly performed at each stage of the circulation of the contrast agent so that a time-series image of the blood flow of each part is obtained. MRA method using such a contrast agent and dynamic MR
About A, for example, "3D Contrast MR Angiography
2nd edition.Prince MR, Grist TM and Debatin JF,
Springer, pp3-39, 1988 ".
【０００６】このようなダイナミックＭＲＡにおける1
回の撮像時間は、２次元計測の場合は繰り返し時間TRと
位相エンコードステップ数を乗じた時間となり、３次元
計測の場合は繰り返し時間TRと位相エンコードステップ
数にスライスエンコードステップ数を乗じた時間とな
る。したがって、空間分解能を向上するためには位相エ
ンコードステップ数やスライスエンコードステップ数を
大きくとることが望ましい一方、そのようにすると時間
分解能は低下する。すなわち基本的に空間分解能と時間
分解能はトレードオフの関係にある。In such a dynamic MRA, 1
In the case of two-dimensional measurement, the imaging time is the time obtained by multiplying the repetition time TR by the number of phase encode steps. Become. Therefore, in order to improve the spatial resolution, it is desirable to increase the number of phase encode steps and the number of slice encode steps, but if this is done, the time resolution decreases. That is, the spatial resolution and the time resolution are basically in a trade-off relationship.
【０００７】そこで、このような問題を解決するため
に、計測の繰り返しにおいて前の回で計測したデータを
共有するＭＲフルオロスコピーと呼ばれる手法や、全エ
ンコードステップについては計測したデータをレファレ
ンスとして、以後は一部の領域（低周波領域）のみを計
測し更新するキーホール法と呼ばれる手法がある。さら
に米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号には、次
のような計測方法を提案している。Therefore, in order to solve such a problem, a technique called MR fluoroscopy in which data measured in the previous round is shared in the repetition of measurement, or the measured data is used as a reference for all encoding steps. There is a method called a keyhole method that measures and updates only a partial area (low frequency area). Further, US Pat. No. 5,713,358 and US Pat. No. 5,830,143 propose the following measuring method.
【０００８】すなわち、これらの技術では、一回の計測
においてｋ空間全てを計測するのではなく、ｋy-kz空間
をky方向に複数の領域に分割し、分割した領域を単位と
して、ｋ空間の中心領域（低周波数領域）をより高い頻
度で、周辺領域をより低い頻度で計測するように、各回
で計測するｋ空間の部分を制御する。そして、今回計測
しなかったｋ空間の部分については、それ以前に計測し
た回の計測結果を流用する。または、それ以前に計測し
た複数の回の計測結果から補間によって生成する。That is, in these techniques, the ky-kz space is divided into a plurality of regions in the ky direction instead of measuring the entire k space in a single measurement, and the divided regions are used as a unit in the k space. The k-space portion to be measured each time is controlled so that the central region (low frequency region) is measured more frequently and the peripheral region is measured less frequently. Then, for the portion of the k-space that has not been measured this time, the measurement result of the previous measurement is used. Alternatively, it is generated by interpolation from a plurality of measurement results measured before that.
【０００９】この技術によれば、各回の計測において位
相エンコードステップの全てを実行しないために、各回
の計測時間を短縮し時間分解能を向上することができる
と共に、比較的、診断に重要なコントラストを決定する
ｋ空間の中心領域（低周波領域）については経時的な変
化を確実に捉えることができる。According to this technique, since not all of the phase encoding steps are performed in each measurement, the time required for each measurement can be shortened, the time resolution can be improved, and contrast that is relatively important for diagnosis can be improved. With respect to the central region (low-frequency region) of the k space to be determined, a temporal change can be reliably grasped.
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記米
国特許に記載される技術では、高周波領域のデータにつ
いては低い頻度でしか計測されないため、高周波数領域
の時間分解能の犠牲が著しく大きかった。また、ｋ空間
の分割の仕方がky方向のみと一次元方向のみであるため
に、計測結果に方向依存性が生じ、これによって生成さ
れる画像の品質を劣化する場合があった。However, in the technique described in the above-mentioned U.S. Patent, the data in the high frequency region is measured only at a low frequency, so that the cost of the time resolution in the high frequency region is significantly increased. In addition, since the k-space is divided only in the ky direction and only in the one-dimensional direction, the measurement result may have direction dependency, which may degrade the quality of the generated image.
【００１１】そこで、本発明は、ＭＲＩにおいて繰り返
し撮像を行う際に、高周波数領域の時間分解能を大きく
劣化させることなく、各回の計測時間を短縮化する計測
方法を提供することを課題とする。また、このような計
測方法において、さらに、計測結果の方向依存性を排除
することを課題とする。It is therefore an object of the present invention to provide a measuring method for shortening the measuring time of each measurement without remarkably deteriorating the time resolution in a high frequency region when repeatedly performing imaging in MRI. Another object of the present invention is to eliminate the direction dependency of the measurement result.
【００１２】[0012]
【課題を解決するための手段】上記課題を達成するため
に、本発明は、ＭＲＩ装置を用いて被検体の計測を繰り
返し行う計測方法であって、ｋ空間上に、ｋ空間中央領
域を含む必須計測領域と、各々前記必須計測領域と重複
した領域を持たない周辺計測領域とを設定する初期設定
ステップと、周辺計測領域に存在する全サンプル点を、
その空間的分布がほぼ均等な複数の群に分けるステップ
と、前記ｋ空間に配置されるデータとして前記被検体か
らの核磁気共鳴信号を計測する計測ステップと、前記計
測ステップを繰り返し行う繰り返しステップとを有し、
前記繰り返しステップによって繰り返し行われる各回の
計測ステップは、前記必須計測領域のデータと、前記周
辺計測領域の複数の群から選択した一つの群のデータの
計測を含み、各回毎に選択する群を順次変更することを
特徴とするＭＲＩ装置における計測方法を提供する。In order to achieve the above object, the present invention relates to a measurement method for repeatedly measuring a subject using an MRI apparatus, which includes a k-space central region on a k-space. An essential measurement area, an initial setting step of setting a peripheral measurement area that does not have an area overlapping the essential measurement area, and all sample points existing in the peripheral measurement area,
A step of dividing the spatial distribution into a plurality of substantially uniform groups, a measurement step of measuring a nuclear magnetic resonance signal from the subject as data arranged in the k-space, and a repetition step of repeatedly performing the measurement step. Has,
Each measurement step repeatedly performed by the repetition step includes the measurement of the data of the essential measurement area and the data of one group selected from the plurality of groups of the peripheral measurement area, and sequentially selects the group selected at each time. There is provided a measurement method in an MRI apparatus characterized by being changed.
【００１３】ここで「サンプル点の空間的分布がほぼ均
等な群」とは、各群のサンプル点が、それぞれ空間的に
偏りがない（ｋ空間の中心に対し、ほぼ等方的に分布す
る）状態で存在し、かつ各群が互いに同等であることを
意味する。Here, "a group in which the spatial distribution of sample points is substantially equal" means that the sample points in each group are not spatially biased (they are distributed almost isotropically with respect to the center of k-space). ) Means present and the groups are equivalent to each other.
【００１４】本発明のＭＲＩにおける計測方法は、さら
に、計測ステップで計測したデータを用いて画像再構成
するステップを含み、当該画像再構成するステップは、
今回の計測ステップで計測しなかった群のデータを、他
の回（過去の回）の計測ステップで計測された群のデー
タを用いて生成し、周辺計測領域に補充し、この補充さ
れたｋ空間のデータに基づいて画像を生成することを特
徴とする。The MRI measurement method of the present invention further includes a step of reconstructing an image using the data measured in the measurement step.
The data of the group not measured in the current measurement step is generated using the data of the group measured in the other (past) measurement steps, and is supplemented to the peripheral measurement area. An image is generated based on spatial data.
【００１５】このような計測方法によれば、各回の計測
ステップにおける測定されるデータに、高周波領域の成
分として、必ず周辺計測領域分の一つの群のデータが含
まれることになるため、前記従来のｋ空間分割計測手法
（米国特許5,713,358号、米国特許5,830,143号等）に比
べ、高周波数領域の時間分解能の劣化は小さく、生成画
質の劣化も小さい。しかも各回の周辺計測領域のデータ
は、空間的に均等であるので、計測結果に方向依存性が
生じることがない。According to such a measurement method, the data measured in each measurement step always includes one group of data in the peripheral measurement region as a component in the high-frequency region. (See US Pat. No. 5,713,358 and US Pat. No. 5,830,143), the deterioration of the time resolution in the high frequency region is small and the deterioration of the generated image quality is also small. In addition, since the data of the peripheral measurement area at each time is spatially uniform, the measurement result does not have direction dependency.
【００１６】本発明の計測方法は、好適には３次元のｋ
空間の計測に適用される。この場合、必須領域と周辺領
域を設定するステップにおいて、当該３次元のｋ空間全
体を、前記３次元のｋ空間を規定する３つの座標軸のう
ちの少なくとも２つの座標軸で決まる２次元空間につい
て必須計測領域と周辺計測領域を設定する。一般に３次
元ｋ空間の計測法においては、スライスエンコード方向
（ｋｚ軸）のサンプル数および／または位相エンコード
方向（ｋｙ軸）のエンコードステップを間引いたときに
計測時間の低減効果を得ることができる。従って、本発
明の計測方法においてもこれらに２軸で決まる空間につ
いて、周波数領域の群の分割を行うことにより、計測時
間低減による時間分解能の向上を高めることができる。The measurement method of the present invention preferably employs a three-dimensional k
Applied to space measurements. In this case, in the step of setting the essential region and the peripheral region, the whole of the three-dimensional k-space is indispensably measured in a two-dimensional space determined by at least two coordinate axes out of the three coordinate axes defining the three-dimensional k-space. Set the area and peripheral measurement area. In general, in a three-dimensional k-space measurement method, an effect of reducing the measurement time can be obtained when the number of samples in the slice encoding direction (kz axis) and / or the encoding step in the phase encoding direction (ky axis) is thinned out. Therefore, in the measurement method of the present invention, the division of the frequency domain into the space determined by these two axes can improve the time resolution by reducing the measurement time.
【００１７】また、このような計測方法において、ｋ空
間の全領域を計測するのではなく、その一部を非計測と
することができる。即ち、必須計測領域および周辺計測
領域の和集合空間に外接する直方体状のｋ空間は、和集
合空間と重複しない、非計測領域を有するものとするこ
とができる。この場合、非計測領域についてはゼロデー
タを埋めて画像再構成する。このように、直方体状のｋ
空間のうちの、計測目的上重要でない空間周波数部分を
非計測領域とすることにより、計測目的への適合度を大
きく損なうことなく、時間分解能を向上することができ
る。Further, in such a measuring method, a part of the k-space may not be measured, instead of measuring the whole area. That is, the rectangular parallelepiped k-space circumscribing the union space of the essential measurement region and the peripheral measurement region may have a non-measurement region that does not overlap with the union space. In this case, the non-measurement area is reconstructed by filling the zero data. Thus, a rectangular parallelepiped k
By setting a spatial frequency portion that is not important for the measurement purpose in the space as the non-measurement region, it is possible to improve the time resolution without significantly impairing the degree of suitability for the measurement purpose.
【００１８】本発明の計測方法では、さらに、周辺測定
領域を低中周波領域と高周波領域に分割し、低中周波領
域と高周波領域で、分割する群の数を異ならせることも
可能である。例えば低中周波領域の分割数を少なくする
ことにより、低中周波領域で計測するサンプル点の密度
を高くし、この領域が画像コントラストに寄与する部分
の画質の劣化を防止することができる。In the measuring method of the present invention, it is also possible to divide the peripheral measurement area into a low-middle frequency area and a high-frequency area, and make the number of groups to be divided different between the low-middle frequency area and the high-frequency area. For example, by reducing the number of divisions of the low / middle frequency region, it is possible to increase the density of sample points measured in the low / middle frequency region, and prevent deterioration in image quality in a portion where this region contributes to image contrast.
【００１９】本発明のＭＲＩ装置は、被検体に核磁気共
鳴を起させる手段と、前記核磁気共鳴信号に位相エンコ
ードを付与する手段と、前記核磁気共鳴信号を測定し、
前記核磁気共鳴信号に基づき画像を再構成する手段とを
備えた磁気共鳴イメージング装置であって、前記各手段
を制御し、位相エンコードで決るｋ空間の計測を制御す
る制御手段と、ｋ空間上の、ｋ空間中央領域を含む必須
計測領域と、前記必須計測領域と重複した領域を持たな
い周辺計測領域との設定および前記周辺計測領域のサン
プル点を空間的分布が均等である複数の群に分割した群
の設定を記憶する記憶手段とを有し、制御手段は、被検
体の計測を繰り返し行う制御を行うと共に、繰り返し行
う各回の計測において、前記必須計測領域のデータと、
計測の各回毎に順次選択した一つの周辺計測領域の群の
データとを計測し、今回の計測で計測しなかった群のデ
ータを、他の回の計測で計測された群のデータを用いて
生成し、周辺計測領域に補充することを特徴とする。The MRI apparatus according to the present invention comprises: means for causing nuclear magnetic resonance in a subject; means for imparting a phase encode to the nuclear magnetic resonance signal; and measuring the nuclear magnetic resonance signal.
What is claimed is: 1. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means for reconstructing an image based on said nuclear magnetic resonance signal, wherein said control means controls said means and controls measurement of k-space determined by phase encoding. Of the essential measurement region including the k-space central region, the setting of the peripheral measurement region having no region overlapping with the essential measurement region, and the sample points of the peripheral measurement region into a plurality of groups having a uniform spatial distribution. Having storage means for storing the settings of the divided groups, the control means performs control to repeat the measurement of the subject, and in each measurement performed repeatedly, data of the essential measurement area,
Measure the data of the group of one peripheral measurement area selected sequentially for each measurement, and use the data of the group that was not measured in this measurement using the data of the group measured in other measurements. It is generated and supplemented to the peripheral measurement area.
【００２０】[0020]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態につい
て、ダイナミックＭＲＡへの適用を例にとり説明する。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, embodiments of the present invention will be described by taking an example of application to a dynamic MRA.
【００２１】図1に、本実施形態に係るＭＲＩ装置の構
成を示す。図示するように、このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ
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、シーケンサ4と、送信
系5と、受信系6と、信号処理系7と、中央処理装置(CPU)
8とを備えて成る。FIG. 1 shows the configuration of an MRI apparatus according to the present embodiment. As shown in FIG.
A tomographic image of the subject is obtained by utilizing the phenomenon, and a static magnetic field generating magnet 2, a gradient magnetic field generating system 3, a sequencer 4, a transmitting system 5, a receiving system 6, a signal processing system 7, and a central processing unit. Processing unit (CPU)
8 with.
【００２２】静磁場発生磁石2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。The static magnetic field generating magnet 2 generates a uniform static magnetic field around the subject 1 in the direction of its body axis or in a direction perpendicular to the body axis. A permanent magnet type, a normal conduction type, or a superconducting type magnetic field generating means is disposed in the apparatus.
【００２３】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、後述のシーケン
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,Gy,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の特定のスライス又
はスラブを選択的に励起することができ、また計測空間
（ｋ空間）における計測点（サンプル点）の位置、計測
順序を規定することができる。The gradient magnetic field generating system 3 comprises a gradient magnetic field coil 9 wound in three axes 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 in accordance with the above-mentioned command, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz in three directions of X, Y, and Z are applied to the subject 1. By applying the gradient magnetic field, a specific slice or slab of the subject 1 can be selectively excited, and the position of the measurement point (sample point) in the measurement space (k space) and the measurement order can be defined. it can.
【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、傾
斜磁場発生系3、送信系5及び受信系6に送るようになっ
ている。シーケンサ4が制御する傾斜磁場発生系3、送信
系5及び受信系6の動作タイミングはパルスシーケンスと
呼ばれ、ここではパルスシーケンスの一つとして三次元
血流撮像のためのシーケンスが採用される。このパルス
シーケンスはCPU8に備えられたメモリに予めプログラム
として組み込まれており、他のパルスシーケンスと同
様、使用者が撮影の目的に応じて適宜選択することによ
り実行することができる。シーケンサ4の制御について
は後に詳述する。The sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data acquisition of tomographic images of the subject 1 to the gradient magnetic field generation system 3, the transmission system 5 and the reception system 6. I have. The operation timing of the gradient magnetic field generation system 3, the transmission system 5, and the reception system 6 controlled by the sequencer 4 is called a pulse sequence. Here, a sequence for three-dimensional blood flow imaging is adopted as one of the pulse sequences. This pulse sequence is pre-installed as a program in a memory provided in the CPU 8, and can be executed by the user appropriately selecting the pulse sequence according to the purpose of photographing, similarly to other pulse sequences. The control of the sequencer 4 will be described later in detail.
【００２５】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とから成る。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
命令にしたがって変調器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で増幅した後に被
検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給する
ことにより、電磁波が被検体1に照射されるようになっ
ている。The transmitting 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. It comprises a device 12, a high-frequency amplifier 13, and a high-frequency coil 14a on the transmission side. The high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 in accordance with the instruction of the sequencer 4, and the high-frequency pulse subjected to the amplitude modulation is amplified by the high-frequency amplifier 13. By supplying the electromagnetic wave to the coil 14a, the subject 1 is irradiated with the electromagnetic wave.
【００２６】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、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。上記送
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(ＮＭＲ信号)は被検体1に近接して
配置された高周波コイル14bで検出される。検出された
エコー信号は、増幅器15及び直交位相検波器16を介して
A/D変換器17に入力されディジタル量に変換され、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された二系列の収集データ
とされ、信号処理系7に送られる。The receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of the nucleus of the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency coil 14b on the receiving side and an amplifier 15
And a quadrature phase detector 16 and an A / D converter 17. An electromagnetic wave (NMR signal) of the response of the subject 1 due to the electromagnetic wave emitted from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1. The detected echo signal is transmitted through an amplifier 15 and a quadrature detector 16.
The data is input to the A / D converter 17, is converted into a digital amount, is further converted into two series of collected data sampled by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4, and is sent to the signal processing system 7.
【００２７】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３次元フーリエ変換、補正係数
計算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よ
うになっている。なお、図1において、送信側及び受信
側の高周波コイル14a、14bと傾斜磁場コイル9は、被検
体1の周りの空間に配置された静磁場発生磁石2の磁場空
間内に設置されている。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. The CPU 8 performs processing such as three-dimensional Fourier transform and correction coefficient calculation image reconstruction to obtain a signal intensity distribution of an arbitrary cross section or a plurality of signals. The distribution obtained by performing various calculations is imaged and displayed on the display 20 as a tomographic image. In FIG. 1, the high-frequency coils 14a and 14b on the transmission side and the reception side and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the magnetic field space of the static magnetic field generating magnet 2 arranged in the space around the subject 1.
【００２８】次に、このようなＭＲＩ装置における、ダ
イナミックＭＲＡ撮像動作について説明する。まず、CP
U8の入力装置を介して造影剤を用いたＭＲＡが選択され
ると、シーケンス4はCPU8によって制御され、三次元Ｍ
ＲＡシーケンスを実行する。Next, a dynamic MRA imaging operation in such an MRI apparatus will be described. First, CP
When the MRA using the contrast agent is selected via the input device of U8, the sequence 4 is controlled by the CPU 8 and the three-dimensional MRA is performed.
Execute the RA sequence.
【００２９】このパルスシーケンスは、例えば図２に示
すように、グラディエントエコー法を基本とするシーケ
ンスで、三次元ＭＲＡシーケンスに一般的なものであ
る。ただし、Gradient Moment Nulling 等のフローコン
ペンセーションなどが付加される場合もある。This pulse sequence is a sequence based on the gradient echo method, as shown in FIG. 2, for example, and is general for a three-dimensional MRA sequence. However, flow compensation such as Gradient Moment Nulling may be added.
【００３０】図示した例では、高周波磁場パルスRFを印
加して目的血管を含む領域（スラブ）を励起した後、Z
方向の位相エンコード傾斜磁場GzおよびY方向の位相エ
ンコード傾斜磁場Gyを印加し、次いで読み出し/周波数
エンコード傾斜磁場Gxを印加するとともにその極性を反
転させてエコー信号を計測している。３次元イメージン
グでは、このようなパルスシーケンスを、Z方向の位相
エンコード傾斜磁場Gz、Y方向の位相エンコード傾斜磁
場Gyの磁場強度の組み合わせを変えながら、所定の繰り
返し時間TRで繰り返すことによって、三次元データを得
る。In the illustrated example, after a high-frequency magnetic field pulse RF is applied to excite a region (slab) including a target blood vessel, Z
An echo signal is measured by applying a phase encoding gradient magnetic field Gz in the direction and a phase encoding gradient magnetic field Gy in the Y direction, then applying a read / frequency encoding gradient magnetic field Gx and reversing the polarity. In three-dimensional imaging, such a pulse sequence is repeated at a predetermined repetition time TR while changing the combination of the magnetic field strengths of the phase encoding gradient magnetic field Gz in the Z direction and the phase encoding gradient magnetic field Gy in the Y direction. Get the data.
【００３１】ここで、Z、Y方向のエンコードステップ数
はZ、Y方向の領域の分割数を決めるもので、例えばそれ
ぞれ128、256などに設定されている。また、このZ、 Y
方向のエンコードステップ数によってｋ空間のky−kz平
面のマトリクスサイズが規定される。即ち、図２のシー
ケンスにおいて、傾斜磁場強度Gzのある値と傾斜磁場強
度Gyのある値の組み合わせのときに計測された信号は、
Gz、Gyの値に対応するｋ空間の座標（ky,kz）に配置さ
れることになる。逆に言えば、ｋ空間のky−kz平面のあ
る座標（ky1、kz1）をサンプルするということは、ky1
に対応するGyとkz1に対応するGzの組み合わせにおい
て、図２のパルスシーケンスを実行することであり、座
標（ky1、kz1）をサンプルしないということは、ky1に
対応するGyとkz1に対応するGzの組み合わせにおいて、
図２のパルスシーケンスの実行を省略するということで
ある。Here, the number of encode steps in the Z and Y directions determines the number of divisions in the Z and Y directions, and is set to, for example, 128, 256 or the like, respectively. Also, this Z, Y
The matrix size in the ky-kz plane of the k space is defined by the number of encoding steps in the direction. That is, in the sequence of FIG. 2, a signal measured when a certain value of the gradient magnetic field strength Gz and a certain value of the gradient magnetic field strength Gy are combined is:
It is arranged at the coordinates (ky, kz) in the k space corresponding to the values of Gz and Gy. Conversely, sampling a certain coordinate (ky1, kz1) on the ky-kz plane of the k-space means that ky1
2 is performed in the combination of Gy corresponding to kz1 and Gz corresponding to kz1, and not sampling the coordinates (ky1, kz1) means that Gy corresponding to ky1 and Gz corresponding to kz1. In the combination of
This means that the execution of the pulse sequence of FIG. 2 is omitted.
【００３２】従来の基本的なダイナミックＭＲＡでは、
各回の計測におけるZ、Y方向のエンコードステップ数、
ステップ幅を固定として、毎回の計測において、全ての
GyとGzの組み合わせについて図２のパルスシーケンスを
実行し、全ての座標にデータが充足された３次元のｋ空
間を得る。In a conventional basic dynamic MRA,
The number of encoding steps in the Z and Y directions for each measurement,
With the step width fixed, in every measurement
The pulse sequence of FIG. 2 is executed for the combination of Gy and Gz, and a three-dimensional k-space in which data is filled in all coordinates is obtained.
【００３３】これに対し、本実施形態では、ダイナミッ
クＭＲＡ撮像において、各回の計測におけるZ、Y方向の
エンコードステップ数、ステップ幅を固定せずに、各回
の計測を以下のように制御する。On the other hand, in the present embodiment, in dynamic MRA imaging, each measurement is controlled as follows without fixing the number of encode steps and the step width in the Z and Y directions in each measurement.
【００３４】すなわち、本実施形態では、X方向の周波
数エンコード数、Z, Y方向の位相エンコードステップ数
に応じて大きさを定めたkx, ky, kzの座標軸を有する３
次元ｋ空間のky-kz平面上に、原点を中心とする略円形
の中央領域である必須計測領域と、その周辺に周辺計測
領域を設定する。そして周辺計測領域については、周辺
計測領域に存在する全てのサンプル点を複数の群に分割
する。その際、分割された各群において、サンプル点は
空間的な偏りがないよう分布し、かつ各群が互いに同等
であるように分割する。このようなサンプル点の設定分
割は、後述する計測の順序とともに、CPU８のメモリに記
憶される。In other words, in the present embodiment, kx, ky, and kz coordinate axes having sizes determined according to the number of frequency encodes in the X direction and the number of phase encode steps in the Z and Y directions are used.
On the ky-kz plane of the dimensional k space, an essential measurement area which is a substantially circular center area centered on the origin and a peripheral measurement area are set around the essential measurement area. Then, for the peripheral measurement area, all the sample points existing in the peripheral measurement area are divided into a plurality of groups. At that time, in each of the divided groups, the sample points are distributed so that there is no spatial deviation, and the groups are divided so that they are equal to each other. Such setting division of sample points is stored in the memory of the CPU 8 together with the order of measurement described later.
【００３５】各回の計測において、必須計測領域は必ず
計測し、周辺計測領域の各群については所望の順序で一
つずつ計測する。従って各群の数と同じ数の計測を終了
した時点で、周辺計測領域の全てのサンプル点について
のデータを得ることになる。In each measurement, essential measurement areas are always measured, and each group of peripheral measurement areas is measured one by one in a desired order. Therefore, when the same number of measurements as the number of each group is completed, data on all the sample points in the peripheral measurement area is obtained.
【００３６】図３および図４に、第1の実施形態として
周辺計測領域を３つの群に分割した場合を示す。ここで
は、説明を簡単にするために、マトリックスサイズが５
×９であるｋｙ−ｋｚ空間について説明する。FIGS. 3 and 4 show a first embodiment in which the peripheral measurement area is divided into three groups. Here, for simplicity of explanation, the matrix size is 5
The ky-kz space of × 9 will be described.
【００３７】本例では、図３に示すように、黒丸で示
す、座標原点を含む１１のサンプル点が必須計測領域で
あり、必須計測領域を除く他の領域が周辺計測領域であ
る。周辺計測領域の３４のサンプル点は、図３(a)、
(b)、(c)に斜線が付された丸で示すように１２、１１、
１１に３分割されており、それぞれ空間的にほぼ均等に
分散している。In this example, as shown in FIG. 3, eleven sample points indicated by black circles and including the origin of coordinates are essential measurement areas, and other areas except the essential measurement areas are peripheral measurement areas. The 34 sample points in the peripheral measurement area are shown in FIG.
As shown by hatched circles in (b) and (c), 12, 11,
11 are divided into three parts, each of which is spatially almost uniformly distributed.
【００３８】最初の計測では、まず図４に示すように、
必須計測領域の１１のサンプル点と(a)に示す群(以下、
群aとする)の計測を行い、必須計測領域と周辺計測領域
の１２のサンプル点のデータを収集する。次に必須計測
領域の１１のサンプル点と(b)に示す群bの計測を行い、
必須計測領域と周辺計測領域の群aとは異なる１１のサ
ンプル点のデータを収集する。さらに３回目の計測で
は、必須計測領域必須計測領域の１１のサンプル点と周
辺計測領域のうち群a、b以外の１１のサンプル点のデー
タを収集する。In the first measurement, first, as shown in FIG.
The 11 sample points in the essential measurement area and the group shown in (a)
Group a) and collect data of 12 sample points in the essential measurement area and the peripheral measurement area. Next, measurement of 11 sample points in the essential measurement area and group b shown in (b) was performed,
Data of 11 sample points different from the essential measurement area and the peripheral measurement area group a is collected. In the third measurement, data of 11 sample points in the essential measurement area and 11 sample points other than the groups a and b in the peripheral measurement area are collected.
【００３９】この３回の計測で周辺計測領域について全
てのデータが揃うので、ここでｋ空間の全領域のデータ
を用いて画像を再構成する。すなわち、３次元のｋ空間
に対して３次元フーリエ変換を施し、３次元データを
得、これを投影した２次元画像を得る。Since all the data for the peripheral measurement area are prepared by these three measurements, an image is reconstructed using the data of all the areas in the k-space. That is, a three-dimensional Fourier transform is performed on the three-dimensional k space to obtain three-dimensional data, and a two-dimensional image obtained by projecting the three-dimensional data is obtained.
【００４０】４回目の計測では、1回目の計測と同様に
必須計測領域と群aについての計測を行い、必須計測領
域のデータと周辺計測領域の一部のデータを得る。この
回で得られなかった周辺計測領域のデータについては、
既に２回目および３回目の計測で得た周辺計測領域のデ
ータを用い、必須計測領域と全ての周辺計測領域のデー
タが充填された３次元データを作成し、この３次元デー
タを用いて画像を再構成する。In the fourth measurement, the essential measurement area and the group a are measured in the same manner as in the first measurement, and data of the essential measurement area and data of a part of the peripheral measurement area are obtained. For the data of the peripheral measurement area that could not be obtained this time,
Using the data of the peripheral measurement areas already obtained in the second and third measurements, three-dimensional data filled with data of the essential measurement area and all the peripheral measurement areas is created, and an image is formed using the three-dimensional data. Reconfigure.
【００４１】５回目以降は、同様に、その回で得た必須
計測領域のデータと周辺計測領域の一部のデータと、そ
の回に最も近い過去２回の計測で得た周辺計測領域のデ
ータを用いて、３次元データを作成し、画像再構成す
る。Similarly, after the fifth measurement, the data of the essential measurement region and a part of the data of the peripheral measurement region obtained in that time, and the data of the peripheral measurement region obtained in the past two measurements closest to this time are similarly obtained. Is used to create three-dimensional data and reconstruct an image.
【００４２】このようにすることで、1回の計測時間
を、ｋ空間の全領域のデータを計測する場合に比べ、大
幅に(前掲の例で約1／2程度)短縮することができ、その
1回の計測時間と同じ間隔で画像を再構成することがで
きるので、ダイナミックＭＲＡで表示される画像の時間
分解能を向上することができる。また形成される画像
（すなわち更新される画像）は、ｋ空間の全領域のデー
タを用いているので、低周波領域のみならず、高周波領
域についても画像の劣化がない。さらに低周波領域のデ
ータについては常にその領域内の全サンプル点のデータ
を含んでいるので、コントラストの高い血流画像を得る
ことができる。By doing so, the time required for one measurement can be greatly reduced (about 1/2 in the above example) as compared with the case where data is measured for the entire region of k-space. That
Since the image can be reconstructed at the same interval as one measurement time, the time resolution of the image displayed by the dynamic MRA can be improved. Further, since the image to be formed (that is, the image to be updated) uses the data of the entire region of the k-space, the image is not deteriorated not only in the low frequency region but also in the high frequency region. Further, since the data in the low frequency region always includes the data of all the sample points in the region, a blood flow image with high contrast can be obtained.
【００４３】次にサンプル点の計測順序について説明す
る。ｋ空間を計測する順序としては、セントリックオー
ダー、シーケンシャルオーダー等が知られている。本発
明の計測方法では、これらのいずれも採用できるが、図
４に示す例では、サンプル点の原点からの距離によって
順序を決めている。すなわち、本例では、まずｋ空間を
ｋｙ軸またはｋｚ軸に沿って２分割し、一方の領域(例
えば、図中下側のＥ―Ｃ領域)では、サンプル点を原点か
らの距離が遠い順に計測順序をソートし、他方の領域
(図中、上側の領域Ｃ−Ｅ領域)では、サンプル点を原点
からの距離が近い順に計測順序をソートする。このよう
に計測順序をソートした後、Ｅ−Ｃ領域の原点からの距
離が最も遠いサンプル点から計測を開始し、その後はソ
ートした計測順序に従って計測を進め、Ｃ−Ｅ領域の、
原点からの距離が最も遠いサンプル点で計測を終了す
る。あるサンプル点を計測するということは、既に説明
したように、そのサンプル点の座標（ｋｙ、ｋｚ）に対
応するスライスエンコード傾斜磁場強度および位相エン
コード傾斜磁場強度で、例えば図２のパルスシーケンス
を実行することを意味する。Next, the order of measuring the sample points will be described. As an order for measuring the k-space, a centric order, a sequential order, and the like are known. In the measurement method of the present invention, any of these methods can be adopted. However, in the example shown in FIG. 4, the order is determined based on the distance from the origin of the sample point. That is, in this example, first, the k space is divided into two along the ky axis or the kz axis, and in one area (for example, the E-C area on the lower side in the figure), the sample points are arranged in order of distance from the origin. Sort the measurement order, and the other area
In the area CE in the upper part of the figure, the measurement order is sorted in the order from the sample point closer to the origin. After sorting the measurement order in this way, the measurement is started from the sample point farthest from the origin of the EC area, and then the measurement is advanced according to the sorted measurement order.
The measurement ends at the sample point farthest from the origin. As described above, measuring a certain sample point means, for example, executing the pulse sequence of FIG. 2 with the slice encode gradient magnetic field strength and the phase encode gradient magnetic field strength corresponding to the coordinates (ky, kz) of the sample point. Means to do.
【００４４】このような計測順序は、群が異なっていて
も同様とする。この計測順序によれば、計測開始から終
了までの中央の時点を含む比較的広い時間範囲で低周波
領域のデータを計測することになるので、目的とする血
管の造影剤濃度が最も高い時点で、低周波領域を計測す
るようにタイミングを合わせることが容易となるという
利点がある。これにより、目的血管についての画像を高
コントラストで描画することができる。Such a measurement order is the same even if the groups are different. According to this measurement order, data in the low-frequency region is measured in a relatively wide time range including the central time point from the start to the end of the measurement, so that at the time when the concentration of the contrast agent in the target blood vessel is the highest. There is an advantage that the timing can be easily adjusted so as to measure the low frequency region. Thus, an image of the target blood vessel can be drawn with high contrast.
【００４５】但し、本発明の計測方法は、このような計
測順序に限定されず、例えば図５に示すように、図中、
左下端のサンプル点を開始点として、順番に右端まで進
み、右端においてｋｚ軸を一つ上に進み、今度は左端に
進むというようなシーケンシャルオーダーで行うことも
可能である。However, the measuring method of the present invention is not limited to such a measuring order. For example, as shown in FIG.
Starting at the sample point at the lower left end, the process proceeds sequentially to the right end, proceeds up the kz axis at the right end, and then proceeds to the left end.
【００４６】次に本発明の第２の実施形態として、周辺
計測領域をさらに低中周波領域と高周波領域に分割し、
それぞれについて領域内のサンプル点を空間的に均等な
群に分ける場合を説明する。Next, as a second embodiment of the present invention, the peripheral measurement area is further divided into a low / middle frequency area and a high frequency area,
A description will be given of a case where the sample points in each area are spatially divided into groups.
【００４７】本例では、図６に示すように、ｋ空間を原
点を含む低周波領域の必須計測領域６１と、その外側の
低中周波領域６２と、さらにその外側の高周波領域６３
に分割する。各領域は互いに排他的な領域であって重な
らない。必須計測領域６１は、第１の実施形態と同様
に、各回の計測でデータ計測を行う領域であり、低中周
波領域６２と高周波領域６３は、サンプル点が空間的に
均等である複数の群に分割されており、各回の計測では
群の一つずつを順次計測する。この場合、低中周波領域
６２と高周波領域６３とでは、群の分割数を異ならせ、
例えば低中周波領域６２は２つの群a、bからなり、高周
波領域は４つの群a〜ｄからなる。これは、１回の計測
で計測されるサンプル点の密度が、必須計測領域６１を
１とするとき、低中周波領域６２ではその1/2、高周波
領域６３では1/4になることと同義である。In this example, as shown in FIG. 6, an essential measurement area 61 in a low-frequency area including the origin in k-space, a low-medium-frequency area 62 outside the area, and a high-frequency area 63 outside the area.
Divided into The areas are mutually exclusive areas and do not overlap. The essential measurement area 61 is an area in which data measurement is performed in each measurement, as in the first embodiment. The low and medium frequency area 62 and the high frequency area 63 include a plurality of groups in which sample points are spatially uniform. In each measurement, one of the groups is sequentially measured. In this case, the number of group divisions is made different between the low-medium frequency region 62 and the high frequency region 63,
For example, the low / middle frequency region 62 includes two groups a and b, and the high frequency region includes four groups a to d. This means that the density of the sample points measured by one measurement is 1/2 in the low and medium frequency region 62 and 1/4 in the high frequency region 63 when the essential measurement region 61 is 1. It is.
【００４８】この場合、１回目の計測では、必須計測領
域６１と低中周波領域の群aと高周波領域の群aを計測
し、次の計測では必須計測領域６１と低中周波領域の群
bと高周波領域の群bを計測し、３回目の計測では必須計
測領域６１と低中周波領域の群aと高周波領域の群cを計
測する、というように、低中周波領域および高周波領域
は、それぞれの群を順次、サイクリックに計測する。In this case, in the first measurement, the essential measurement area 61, the group a of the low-medium frequency area, and the group a of the high-frequency area are measured, and in the next measurement, the essential measurement area 61 and the group of the low-medium frequency area are measured.
The low-medium frequency region and the high-frequency region are measured in such a manner that b and the high-frequency region group b are measured, and the third measurement measures the essential measurement region 61, the low-medium frequency region group a and the high-frequency region group c, , And each group is sequentially measured cyclically.
【００４９】高周波領域の計測が一巡する４回目で、３
次元ｋ空間を埋めるデータが得られ、この３次元データ
を用いて画像を再構成する。以降は、各回の計測毎にそ
の回で計測したデータと、その回で計測されず、過去の
回で計測されたデータを用いて３次元データを作成し画
像を再構成する。At the fourth time when the measurement in the high frequency region is completed, 3
Data for filling the dimensional k space is obtained, and an image is reconstructed using the three-dimensional data. After that, three-dimensional data is created by using data measured in each measurement and data not measured in the current measurement and data measured in the previous measurement, and an image is reconstructed.
【００５０】この実施形態においても、サンプル点の計
測順序は、図４に示したようにＥ−Ｃ領域およびＣ−Ｅ
領域について、それぞれサンプル点を原点からの距離に
よって計測順序にソートし計測してもよいし、図５に示
したようにシーケンシャルオーダーで計測してもよい。Also in this embodiment, the order of measuring the sample points is as shown in FIG.
For the region, the sample points may be sorted and measured in the measurement order according to the distance from the origin, or may be measured in a sequential order as shown in FIG.
【００５１】第２の実施形態においても、第１の実施形
態と同様に、１回の計測時間を短縮し、画像の時間分解
能を向上することができ、その際、低周波領域のみなら
ず高周波領域についても画像の劣化をなくすることがで
きる。またこの実施形態では、周辺計測領域を２つに分
割したことにより、目的とする血管の太さなどに応じて
高コントラストで血管描出することができる。なお、周
辺計測領域の分割数や、周辺計測領域をさらに分割した
群のサンプル密度は、撮影の目的に併せて任意に変更す
ることができる。In the second embodiment, as in the first embodiment, the time required for one measurement can be reduced, and the time resolution of an image can be improved. It is also possible to eliminate image deterioration in the area. Further, in this embodiment, by dividing the peripheral measurement area into two, a blood vessel can be drawn with high contrast according to a target blood vessel thickness or the like. Note that the number of divisions of the peripheral measurement region and the sample density of the group into which the peripheral measurement region is further divided can be arbitrarily changed according to the purpose of photographing.
【００５２】さらに第３の実施形態を説明する。この実
施形態では、図７に示すように、ｋ空間を必須計測領域
７１、周辺計測領域７２、非計測領域７３に３分割す
る。必須計測領域７１は、図３および図６に示す実施例
と同様に、各回の計測で計測する領域である。周辺計測
領域７２は、この必須計測領域７１の外側の領域で、第
１の実施形態と同様に、サンプル点が空間的に均等であ
る複数の群に分割されている。この分割数も第１の実施
形態と同様に任意である。各計測において、群は一つず
つ順次計測される。非計測領域７３は、計測を行わない
領域である。Next, a third embodiment will be described. In this embodiment, as shown in FIG. 7, the k space is divided into an essential measurement area 71, a peripheral measurement area 72, and a non-measurement area 73. The essential measurement area 71 is an area to be measured in each measurement, similarly to the embodiment shown in FIGS. The peripheral measurement area 72 is an area outside the essential measurement area 71, and is divided into a plurality of groups in which the sample points are spatially uniform, as in the first embodiment. The number of divisions is also arbitrary as in the first embodiment. In each measurement, the groups are measured one by one sequentially. The non-measurement area 73 is an area where measurement is not performed.
【００５３】なお、図では必須計測領域７１を原点を中
心とする円形(或いは楕円形)の領域とし、周辺計測領域
をそれと同心円状の領域とする場合を示したが、これら
は必須計測領域をｋ空間座標の辺と平行な或いは４５度
傾斜した四角形の組み合わせや、四角形と円形の組み合
わせとしてもよい。これは周辺計測領域を２つに分割し
た図６に示す第２の実施形態についても同様である。In the figure, a case is shown in which the essential measurement area 71 is a circular (or elliptical) area centered on the origin and the peripheral measurement area is a concentric area. It may be a combination of a quadrangle parallel to the side of the k-space coordinate or inclined by 45 degrees, or a combination of a quadrangle and a circle. This is the same for the second embodiment shown in FIG. 6 in which the peripheral measurement area is divided into two.
【００５４】この第３の実施形態についても、各回にお
ける必須計測領域７１および周辺計測領域７２の計測
は、第１の実施形態と同じであるが、診断等に比較的重
要でない３次元のｋ空間上の角の領域を非計測領域とす
ることにより、より短い時間で計測を繰り返せるように
なるので、比較的小さな画質の劣化において時間分解能
を向上することができる。Also in the third embodiment, the measurement of the essential measurement area 71 and the peripheral measurement area 72 at each time is the same as that of the first embodiment, but a three-dimensional k-space which is relatively unimportant for diagnosis or the like. By making the upper corner area a non-measurement area, the measurement can be repeated in a shorter time, so that the time resolution can be improved with a relatively small deterioration in image quality.
【００５５】この場合にも画像再構成は、各回毎に行わ
れ、その回で得られた必須計測領域のデータおよび周辺
計測領域の一つの群のデータと、その回で得られず最近
の過去の回で得られた他の群のデータとを用いると共
に、非計測領域についてはゼロフィリングしたデータを
用いて３次元データとし、これを３次元フーリエ変換す
ることにより３次元画像データを得る。この３次元画像
データから２次元投影画像を作成することは前述の二つ
の実施形態と同様である。In this case as well, the image reconstruction is performed each time, and the data of the essential measurement area and the data of one group of the peripheral measurement areas obtained at that time are compared with the data of the latest past that cannot be obtained at that time. In addition to using the data of the other groups obtained in the first time, the non-measurement area is converted into three-dimensional data using zero-filled data, and three-dimensional Fourier transform is performed to obtain three-dimensional image data. Creating a two-dimensional projection image from the three-dimensional image data is the same as in the above-described two embodiments.
【００５６】３次元画像データからの画像表示法および
２次元投影画像の作成は、公知の手法を用いて行うこと
ができる。例えば、再構成した３次元データと、造影剤
投入前に計測しておいて３次元データとの差分をとり、
これを最終的な３次元データとしてもよい。この差分
は、複素差分であることが好ましいが、強度絶対値の差
分であっても良い。また、今回のk空間データと造影剤
投入前に計測しておいたk空間データとのk空間データ同
士で複素差分を取った後に再構成を行うようにしてもよ
い。The image display method from the three-dimensional image data and the creation of the two-dimensional projected image can be performed by using a known method. For example, the difference between the reconstructed three-dimensional data and the three-dimensional data measured before the injection of the contrast agent is obtained,
This may be final three-dimensional data. This difference is preferably a complex difference, but may be a difference between absolute intensity values. Alternatively, reconstruction may be performed after obtaining a complex difference between the k-space data of the current k-space data and the k-space data measured before the injection of the contrast agent.
【００５７】さらに３次元データを、ＭＩＰ或いはＭｉ
ｎＩＰ等の光軸軌跡法を用いて、冠状断、矢状断、軸横
断等の任意の方向に投影し２次元画像を生成し、表示す
る。この場合、ある軸を中心として投影方向を回転させ
ながら順次二次元画像を生成し、これらをつなげて動画
像を生成するようにしてもよい。Further, the three-dimensional data is transferred to MIP or Mi.
Using an optical axis trajectory method such as nIP, a two-dimensional image is generated and displayed by projecting in an arbitrary direction such as coronal section, sagittal section, or transverse axis. In this case, two-dimensional images may be sequentially generated while rotating the projection direction about a certain axis, and these may be connected to generate a moving image.
【００５８】さらにSurface rendering、Volume render
ingなどの周知のレンダリング手法を用いてもよい。以
上、本発明の実施形態として、ky-kz方向について必須
計測領域および周辺計測領域の境界を設定する場合につ
いて説明したが、これはkx,ky,kzの３方向のうちの任意
の方向、または、任意の2つの方向の組み合わせ、また
は、３方向の全てについて、必須計測領域および周辺計
測領域の境界を設定するようにしてもよい。Further, Surface rendering, Volume render
A well-known rendering technique such as ing may be used. As described above, as an embodiment of the present invention, the case where the boundary between the essential measurement region and the peripheral measurement region is set in the ky-kz direction has been described. However, this is an arbitrary direction among three directions of kx, ky, and kz, or The boundary between the essential measurement area and the peripheral measurement area may be set for a combination of any two directions or for all three directions.
【００５９】また、以上では、Z方向とY方向について位
相エンコーディングを行うことにより３次元計測を行う
場合について説明したが、Z方向についてはスライス選
択傾斜磁場とRFパルスの組み合わせによって、その位置
をエンコードする３次元計測を行う場合についても、以
上の必須計測領域および周辺計測領域を用いた計測は同
様に適用することができる。In the above description, a case has been described in which three-dimensional measurement is performed by performing phase encoding in the Z and Y directions. In the Z direction, the position is encoded by a combination of a slice selection gradient magnetic field and an RF pulse. The above-described measurement using the essential measurement area and the peripheral measurement area can be similarly applied to the case of performing three-dimensional measurement.
【００６０】さらに以上では３次元計測を行う場合につ
いて説明したが、２次元計測（1スライス毎の計測）を
行う場合についてもkx-ky方向について必須計測領域お
よび周辺計測領域の境界を設定することにより同様に適
用することができる、In the above description, the case of performing three-dimensional measurement has been described. However, also in the case of performing two-dimensional measurement (measurement for each slice), it is necessary to set the boundaries of the essential measurement area and the peripheral measurement area in the kx-ky direction. Can be applied similarly,
【００６１】本発明のＭＲＩ装置およびそれを用いた計
測方法は、造影剤と用いたダイナミックＭＲＡのみなら
ず、ＭＲＩにおいて任意の繰り返し計測を行う場合につ
いて同様に適用することができる。The MRI apparatus of the present invention and the measurement method using the same can be applied not only to the dynamic MRA using a contrast agent but also to the case where arbitrary repeated measurement is performed in MRI.
【００６２】[0062]
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、ＭＲＩ
において繰り返し撮像を行う際に、高周波数領域の時間
分解能を大きく劣化させることなく、各回の計測時間を
短縮化する計測方法を提供することができる。また、こ
のような計測方法において、さらに、計測結果の方向依
存性を排除することができる。As described above, according to the present invention, MRI
It is possible to provide a measurement method for shortening the measurement time of each measurement without significantly deteriorating the time resolution in a high frequency region when repeatedly performing imaging in. Further, in such a measurement method, it is possible to further eliminate the direction dependency of the measurement result.
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング
装置の構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】本発明の実施形態に係る計測に用いることので
きるパルスシーケンスの例を示すタイミングチャート。FIG. 2 is a timing chart showing an example of a pulse sequence that can be used for measurement according to the embodiment of the present invention.
【図３】本発明の第１の実施形態によるｋｙ−ｋｚ空間
の分割を示す図。FIG. 3 is a diagram showing division of a ky-kz space according to the first embodiment of the present invention.
【図４】本発明の第１の実施形態による計測法を示す
図。FIG. 4 is a diagram showing a measurement method according to the first embodiment of the present invention.
【図５】本発明の第1の実施形態による計測法を示す
図。FIG. 5 is a diagram showing a measurement method according to the first embodiment of the present invention.
【図６】本発明の第２の実施形態による計測法を示す
図。FIG. 6 is a diagram showing a measurement method according to a second embodiment of the present invention.
【図７】本発明の第３の実施形態による計測法を示す
図。FIG. 7 is a diagram showing a measurement method according to a third embodiment of the present invention.
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 5…送信系 6…受信系 7…信号処理系 8…CPU 9…傾斜磁場コイル 14a…送信側の高周波コイル 14b…受信側の高周波コイル 1 Subject 2 Magnetic field generator 3 Gradient magnetic field generator 4 Sequencer 5 Transmitter 6 Receiver 7 Signal processor 8 CPU 9 Gradient coil 14a Transmitting high-frequency coil 14b Receiver High frequency coil
フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AB03 AB25 AD06 AD07 AD12 AD13 AD14 BA06 BA10 BA13 BA18 BA32 BA33 BA36 BA50 BB18 DA14 DA30 DB09 DC36 DC37 Continued on front page F-term (reference) 4C096 AA10 AA11 AB03 AB25 AD06 AD07 AD12 AD13 AD14 BA06 BA10 BA13 BA18 BA32 BA33 BA36 BA50 BB18 DA14 DA30 DB09 DC36 DC37
Claims (4)
の計測を繰り返し行う計測方法であって、 ｋ空間上に、ｋ空間中央領域を含む必須計測領域と、前
記必須計測領域と重複した領域を持たない周辺計測領域
とを設定する初期設定ステップと、 前記周辺計測領域に存在する全サンプル点を、その空間
的分布がほぼ均等な複数の群に分けるステップと、 前記ｋ空間に配置されるデータとして前記被検体からの
核磁気共鳴信号を計測する計測ステップと、 前記計測ステップを繰り返し行う繰り返しステップとを
有し、 前記繰り返しステップによって繰り返し行われる各回の
計測ステップは、 前記必須計測領域のデータと、前記周辺計測領域の複数
の群から選択した一つの群のデータの計測を含み、各回
毎に選択する群を順次変更することを特徴とする磁気共
鳴イメージング装置における計測方法。1. A measurement method for repeatedly measuring a subject using a magnetic resonance imaging apparatus, comprising: a k-space, an essential measurement area including a k-space central area, and an area overlapping the essential measurement area. An initial setting step of setting a peripheral measurement area having no peripheral measurement area; a step of dividing all sample points existing in the peripheral measurement area into a plurality of groups having a substantially uniform spatial distribution; and a data arranged in the k-space. As a measurement step of measuring a nuclear magnetic resonance signal from the subject, comprising a repetition step of repeating the measurement step, each measurement step repeatedly performed by the repetition step, the data of the essential measurement area and Including the measurement of data of one group selected from the plurality of groups of the peripheral measurement area, and sequentially changing the group selected each time. Measuring method in the magnetic resonance imaging apparatus according to symptoms.
置における計測方法であって、 前記計測ステップで計測したデータを用いて画像再構成
するステップを含み、 当該画像再構成するステップは、今回の計測ステップで
計測しなかった群のデータを、過去の計測ステップで計
測された群のデータから生成し、周辺計測領域に補充
し、この補充されたｋ空間のデータに基づいて画像を生
成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置にお
ける計測方法。2. The method according to claim 1, further comprising the step of reconstructing an image using the data measured in the measuring step, wherein the step of reconstructing the image comprises: Generating the data of the group not measured in the measurement step from the data of the group measured in the past measurement step, supplementing it to the peripheral measurement area, and generating an image based on the supplemented k-space data The measurement method in the magnetic resonance imaging apparatus characterized by the above-mentioned.
記必須計測領域と周辺計測領域を設定するステップは、
当該３次元のｋ空間全体を、前記３次元のｋ空間を規定
する３つの座標軸のうちの少なくとも２つの座標軸で決
まる２次元空間について前記必須領域と周辺領域を設定
することを特徴とする請求項１または２に記載の磁気共
鳴イメージング装置における計測方法。3. The k-space is a three-dimensional k-space, and the step of setting the essential measurement area and the peripheral measurement area includes:
The essential region and the peripheral region are set for the entire three-dimensional k-space in a two-dimensional space determined by at least two of three coordinate axes that define the three-dimensional k-space. 3. A measurement method in the magnetic resonance imaging apparatus according to 1 or 2.
記核磁気共鳴信号に位相エンコードを付与する手段と、
前記核磁気共鳴信号を測定し、前記核磁気共鳴信号に基
づき画像を再構成する手段とを備えた磁気共鳴イメージ
ング装置であって、 前記各手段を制御し、位相エンコードで決るｋ空間の計
測を制御する制御手段と、 ｋ空間上の、ｋ空間中央領域を含む必須計測領域と、前
記必須計測領域と重複した領域を持たない周辺計測領域
との設定および前記周辺計測領域のサンプル点を空間的
分布が均等である複数の群に分割した群の設定を記憶す
る記憶手段とを有し、 前記制御手段は、被検体の計測を繰り返し行う制御を行
うと共に、繰り返し行う各回の計測において、前記必須
計測領域のデータと、計測の各回毎に順次選択した一つ
の周辺計測領域の群のデータとを計測し、今回の計測で
測定しなかった群のデータを、他の回の計測で測定され
た群のデータを用いて生成し、周辺計測領域に補充する
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。4. A means for causing a subject to generate nuclear magnetic resonance, a means for applying a phase encode to the nuclear magnetic resonance signal,
Means for measuring the nuclear magnetic resonance signal and reconstructing an image based on the nuclear magnetic resonance signal, controlling the respective means to measure k-space determined by phase encoding. Control means for controlling; setting of an essential measurement area on the k-space including the central area of the k-space; a peripheral measurement area having no area overlapping with the essential measurement area; Storage means for storing the settings of groups divided into a plurality of groups having an equal distribution, wherein the control means performs control for repeatedly performing the measurement of the subject, and in each measurement performed repeatedly, the essential The data of the measurement area and the data of the group of one peripheral measurement area selected sequentially for each measurement were measured, and the data of the group that was not measured in the current measurement were measured in other measurements Generated using the data, a magnetic resonance imaging apparatus characterized by supplementing the peripheral measuring area.
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