JP2003325477A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce the total measurement time for cardiac imaging, or to increase the number of images acquired in one cardiac cycle. <P>SOLUTION: In a process to reach a steady state free precession after repeating sequences in a short repetition time (TR) and going through a state of transient oscillation of magnetization, the amount of phase encoding to be applied is controlled to acquire echo signals in the state of transient oscillation and to have the acquired signals placed in a high region of a measurement space (k space). <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グ装置に係り、特にSSFPシーケンスを用いて被検体の心
臓等の運動臓器を撮影する技術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, and more particularly to a technique for imaging a moving organ such as a heart of a subject using an SSFP sequence.

【０００２】[0002]

【従来の技術】図3は典型的なMRI装置の構成である。MR
I装置は、被検体301の周囲に静磁場を発生する磁石302
と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル303
と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル304と被
検体301が発生するMR信号を検出するRFプローブ305を備
えている。傾斜磁場コイル303は、X、Y、Zの3方向の傾
斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源309からの信号
に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。RFコイル304はR
F送信部310の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプ
ローブ305の信号は、信号検出部306で検出され、信号処
理部307で信号処理され、また計算により画像信号に変
換される。画像は表示部308で表示される。傾斜磁場電
源309、RF送信部310、信号検出部306は制御部311で制御
され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンス
と呼ばれている。ベッド312は被検体が横たわるための
もの、また313は操作者が操作指令を入力する操作卓で
ある。2. Description of the Related Art FIG. 3 shows the structure of a typical MRI apparatus. MR
The device I includes a magnet 302 that generates a static magnetic field around the subject 301.
And a gradient magnetic field coil 303 for generating a gradient magnetic field in the space
Further, an RF coil 304 that generates a high-frequency magnetic field and an RF probe 305 that detects an MR signal generated by the subject 301 are provided in this region. The gradient magnetic field coil 303 is composed of gradient magnetic field coils in three directions of X, Y, and Z, and generates a gradient magnetic field according to a signal from the gradient magnetic field power source 309. RF coil 304 is R
A high frequency magnetic field is generated according to the signal from the F transmitter 310. The signal of the RF probe 305 is detected by the signal detection unit 306, processed by the signal processing unit 307, and converted into an image signal by calculation. The image is displayed on the display unit 308. The gradient magnetic field power supply 309, the RF transmission unit 310, and the signal detection unit 306 are controlled by the control unit 311, and the control time chart is generally called a pulse sequence. The bed 312 is for the subject to lie on, and 313 is a console for the operator to input operation commands.

【０００３】現在MRIの撮影対象は、臨床で普及してい
るものとしては、被検体の主たる構成物質、プロトンで
ある。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象
の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢
等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影す
る。At present, the object to be imaged by MRI is proton, which is the main constituent substance of the subject, which is widely used clinically. By imaging the spatial distribution of the proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon of the excited state, the shape or function of the human head, abdomen, limbs, etc., can be photographed two-dimensionally or three-dimensionally.

【０００４】次に、撮影方法を説明する。励起された核
スピンへ傾斜磁場により異なる位相エンコード量を与
え、それぞれの位相エンコード量を与えられたエコー信
号が検出される。位相エンコードの数は通常1枚の画像
あたり128、256、512等の値が選ばれる。また、各エコ
ー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデ
ータからなる時系列信号として得られる。これらのデー
タを2次元フーリエ変換して1枚のMR画像が作成される。Next, the photographing method will be described. Different phase encoding amounts are applied to the excited nuclear spins by the gradient magnetic field, and echo signals given the respective phase encoding amounts are detected. The number of phase encodes is usually 128, 256, 512, etc. per image. Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, 1024 sampling data. Two-dimensional Fourier transform is performed on these data to create one MR image.

【０００５】図7にグラジェントエコーシーケンスの例
を示す。図7に示すパルスシーケンスは、SSFP型のグラ
ジェントエコーシーケンスであり、全軸の傾斜磁場がパ
ルスシーケンスの繰り返し時間TRにおいてリフェーズし
ている公知の技術である(trueFISP, balanced SG, FIES
TAなどと呼ばれることもある)。図7で、RFは高周波励起
パルス、Gsはスライス方向傾斜磁場、Gpは位相エンコー
ド方向傾斜磁場、Grは読み出し方向傾斜磁場、A/Dはエ
コー信号を読み出すタイミングとサンプリング期間を、
またechoはエコー信号を表す。FIG. 7 shows an example of a gradient echo sequence. The pulse sequence shown in FIG. 7 is a SSFP type gradient echo sequence, and is a known technique in which the gradient magnetic fields of all axes are rephased at the repetition time TR of the pulse sequence (true FISP, balanced SG, FIES.
Sometimes called TA). In FIG. 7, RF is a high frequency excitation pulse, Gs is a slice direction gradient magnetic field, Gp is a phase encoding direction gradient magnetic field, Gr is a readout direction gradient magnetic field, A / D is a timing and a sampling period for reading an echo signal,
Also, echo represents an echo signal.

【０００６】このパルスシーケンスの動作を説明する
と、先ず、静磁場中に置かれた被検体へスライス選択傾
斜磁場101を印加しながら、高周波励起パルス102を印加
する。次に、位相エンコード傾斜磁場103と読み出し方
向のディフェーズパルス104を印加した後、読み出し傾
斜磁場105を印加しながら、A/D間隔106の間にエコー信
号107の読み出しを行う。そして、エコー信号107を計測
した後、位相エンコード方向傾斜磁場108、読み出し方
向傾斜磁場109を印加して、核スピンのリフェーズを行
う。そして繰り返し時間TRが経過した時点で、再び核ス
ピンを励起、すなわち高周波励起パルス102の印加から1
10の印加までを、エコー信号へ与える位相エンコード量
の変化を伴わせて繰り返し時間TRで繰り返す。Explaining the operation of this pulse sequence, first, a high frequency excitation pulse 102 is applied while applying a slice selection gradient magnetic field 101 to a subject placed in a static magnetic field. Next, after applying the phase encoding gradient magnetic field 103 and the dephasing pulse 104 in the reading direction, the echo signal 107 is read during the A / D interval 106 while applying the reading gradient magnetic field 105. Then, after measuring the echo signal 107, a phase encoding direction gradient magnetic field 108 and a reading direction gradient magnetic field 109 are applied to rephase the nuclear spins. Then, when the repetition time TR has passed, the nuclear spins are excited again, that is, from the application of the high-frequency excitation pulse 102 to 1
The application of 10 is repeated at a repetition time TR with a change in the amount of phase encoding given to the echo signal.

【０００７】なお、SSFPシーケンスを用いて心臓のイメ
ージングを行う場合、静磁場強度が1.5Tの装置では、TR
≦3msが好ましいとされている。その理由として、TR≦3
msでは、血液と心筋の良好なコントラストが得られるか
らである。[0007] When imaging the heart using the SSFP sequence, the TR
It is said that ≦ 3 ms is preferable. The reason is TR ≤ 3
This is because in ms, good contrast between blood and myocardium can be obtained.

【０００８】グラジエントエコー法では、スピンエコー
法にくらべ、TE/TRを短く設定することができる。その
反面、TRを短くすると、各TRの終わりでも横磁化が消失
せずに残留し、次のTR内に持ち越されてしまう。短いTR
間隔でRF励起を続けると、しばらく磁化が振動した後、
ほぼT1あるいはT2の大きさの過程後に定常状態に到達す
る。この状態を、定常状態自由歳差運動(Steady State
Free Precession: SSFP)状態という。核スピンの励起を
開始してから定常状態に達するまでのエコー信号の強度
変化を図5に示す。図5では、横軸が励起(TRの繰り返し)
回数、縦軸が信号強度、すなわち磁化の絶対値を表して
いる。磁化が定常状態に達するまでには数十回の励起を
必要とし、図5では90回程度励起を繰り返すことで定常
状態に到達している。磁化が定常状態に達するまでの過
程を過渡状態というが、過渡状態では信号の振動が強く
不安定であるため、この過渡状態における信号を画像再
構成に用いるのは好ましくないと考えられていた(特開2
000-350714)。In the gradient echo method, TE / TR can be set shorter than in the spin echo method. On the other hand, if the TR is shortened, the transverse magnetization remains at the end of each TR without disappearing and is carried over to the next TR. Short TR
When RF excitation is continued at intervals, after the magnetization vibrates for a while,
A steady state is reached after a process about the size of T1 or T2. This state is called Steady State Free Precession.
Free Precession: SSFP) state. Figure 5 shows the change in the intensity of the echo signal from the start of excitation of the nuclear spins until the steady state is reached. In Fig. 5, the horizontal axis is excitation (repeated TR)
The number of times and the vertical axis represent the signal strength, that is, the absolute value of the magnetization. It takes several tens of excitations until the magnetization reaches a steady state, and in FIG. 5, the steady state is reached by repeating the excitations about 90 times. The process until the magnetization reaches a steady state is called the transient state.However, since the signal oscillation is strongly unstable in the transient state, it was considered unfavorable to use the signal in this transient state for image reconstruction ( JP 2
000-350714).

【０００９】心臓イメージングを行う場合は、図8に示
すように心電同期法が用いられる。これは、心電波形の
隣合うR波、例えばR波201、202の間の時間間隔(心周
期、R-R間隔)は通常1s程度であるが、この心周期を複数
の時相に分割し、各時相内に計測ウィンドウを設けて被
検体内から画像信号（エコー信号）を取得し、各時相に
対応する画像を作成するものである。この計測ウィンド
ウの間に図7に示したSSFPシーケンスのTR分を複数回繰
り返して、複数の位相エンコードされたエコーデータを
取得する。When performing cardiac imaging, an electrocardiographic synchronization method is used as shown in FIG. This is, the adjacent R wave of the electrocardiographic waveform, for example, the time interval between the R waves 201, 202 (cardiac cycle, RR interval) is usually about 1 s, this heart cycle is divided into a plurality of time phases, A measurement window is provided in each time phase, an image signal (echo signal) is acquired from the inside of the subject, and an image corresponding to each time phase is created. During this measurement window, the TR of the SSFP sequence shown in FIG. 7 is repeated a plurality of times to obtain a plurality of phase-encoded echo data.

【００１０】図8の下部には、図7を簡略化したSSFPシー
ケンスの高周波励起パルス（RF）とエコー信号（echo）
の発生タイミングのみが示してある。これを複数の心周
期繰り返して、画像再構成に必要とされるエコー信号を
得る。In the lower part of FIG. 8, a high frequency excitation pulse (RF) and an echo signal (echo) of the SSFP sequence simplified from FIG.
Only the timing of occurrence of is shown. This is repeated for a plurality of cardiac cycles to obtain an echo signal required for image reconstruction.

【００１１】各計測ウィンドウは通常100msから200ms程
度の時間にするが、計測ウィンドウを短くするほど1心
周期内に取得できる心臓画像の数が増える。Each measurement window is usually set to a time of about 100 ms to 200 ms, but the shorter the measurement window is, the more the number of heart images that can be acquired within one cardiac cycle increases.

【００１２】[0012]

【発明が解決しようとする課題】上述のように、過渡状
態では信号の振動が強く不安定であるため、この状態で
の信号を画像再構成に用いるのは好ましくないと考えら
れており、そこで従来においては、前記過渡状態ではエ
コー信号を取得せず高周波励起パルスによる磁化の励起
のみ(エコー信号の計測を行わない励起であるので、以
下、「空打ち」と記す。) を行うが、（空打ちの時間）＝
TR×(空打ち回数) だけ計測に要する時間が延長する。
一方で、心臓撮影は呼吸動の影響を強く受けるので、呼
吸動の影響を抑制するために息止め撮影を行うことがあ
る。このとき、患者に可能な息止め時間には制約がある
ことから、計測時間は短いことが望ましい。息止めを行
わない場合は一般にナビゲーションエコーを用いた呼吸
動補正を行うが、この場合には、ナビゲーションエコー
を取得する毎に磁化の定常状態が壊れてしまうため、そ
の都度、空打ちを行って磁化を定常状態へ戻してから計
測を行う必要がある。この場合、計測ウィンドウが延長
するので、1心周期内で画像を取得できる時相数が減少
してしまう。As described above, since the signal oscillation is strong and unstable in the transient state, it is considered not preferable to use the signal in this state for image reconstruction. Conventionally, in the transient state, the echo signal is not acquired and only the excitation of the magnetization by the high-frequency excitation pulse is performed (since the echo signal is not measured, it will be referred to as “blank firing” hereinafter). Blanking time) =
The time required for measurement is extended by TR × (number of blank shots).
On the other hand, since cardiac imaging is strongly affected by respiratory motion, breath-hold imaging may be performed to suppress the effect of respiratory motion. At this time, it is desirable that the measurement time is short because the breath-holding time that the patient can take is limited. When breath-holding is not performed, respiratory motion correction using navigation echo is generally performed, but in this case, the steady state of magnetization is destroyed each time a navigation echo is acquired, so blanking is performed each time. It is necessary to return the magnetization to the steady state before measuring. In this case, since the measurement window is extended, the number of time phases for which an image can be acquired within one cardiac cycle is reduced.

【００１３】[0013]

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、本発明は、取得するエコー信号の位相エンコード順
に工夫を凝らしている。すなわち、本発明のMRI装置で
は、核スピンの励起を開始してから磁化が過渡状態とな
ったならばエコー信号の計測を開始するものとし、特に
過渡状態入った直後に計測されるエコー信号にはそれら
がk空間の端部(高域)に配置されるように位相エンコー
ド量を付与する。そして、過渡状態が定常状態へ向かっ
て移行しつつある過渡状態期間に計測されるエコー信号
には前記計測開始直後のエコー信号よりもk空間の中央
に近い領域へ順次配置されるように位相エンコード量を
付与する。最終的に定常状態に達したエコー信号にはそ
れらがk空間の中央付近(低域)の領域に配置されるよう
に位相エンコード量を付与する。In order to solve the above problems, the present invention devises the order of phase encoding of the echo signals to be acquired. That is, in the MRI apparatus of the present invention, the measurement of the echo signal shall be started if the magnetization is in the transient state after the excitation of the nuclear spins is started, and the echo signal measured immediately after the transition state is entered. Gives the amount of phase encoding so that they are arranged at the ends (high range) of k-space. Then, in the echo signal measured during the transient state during which the transient state is shifting to the steady state, phase encoding is performed so that the echo signal is sequentially arranged in a region closer to the center of the k space than the echo signal immediately after the start of the measurement. Give the amount. A phase encoding amount is added to the echo signals that finally reach the steady state so that they are arranged in the central region (low band) of the k-space.

【００１４】上記の如くエコー信号を計測することで、
心臓イメージングにおいて、全体の計測時間を短縮でき
る。また、1心周期内に取得できる画像数を増やすこと
ができるので、心臓の動きを高時間分解能で観察でき
る。By measuring the echo signal as described above,
In cardiac imaging, the total measurement time can be shortened. In addition, since the number of images that can be acquired within one cardiac cycle can be increased, the movement of the heart can be observed with high temporal resolution.

【００１５】また、過渡状態のエコー信号はk空間の高
域に、定常状態に達した安定なエコー信号は低域に配置
されるため、アーチファクトを抑制することができる。Further, since the echo signal in the transient state is arranged in the high band of the k-space and the stable echo signal reaching the steady state is arranged in the low band, artifacts can be suppressed.

【００１６】[0016]

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を説明する。本実施の形態に用いるMRI装置は
図6に示したものへ心電計320を組み合わせた構成を有
し、心電計の出力は制御部311へ入力されるようになっ
ている。制御部311は心電波形の特徴的な時相としてR波
を検出するとともに、その検出したR波から1心周期を計
測する。このR波及び1心周期を計測するための技術は、
医療機器の分野において心電同期技術として公知である
ので、その説明は省略する。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. The MRI apparatus used in the present embodiment has a configuration in which an electrocardiograph 320 is combined with the one shown in FIG. 6, and the output of the electrocardiograph is input to the control unit 311. The control unit 311 detects the R wave as a characteristic time phase of the electrocardiographic waveform, and measures one cardiac cycle from the detected R wave. The technology for measuring this R wave and one cardiac cycle is
Since it is known as an electrocardiographic synchronization technique in the field of medical equipment, description thereof will be omitted.

【００１７】次に、図1を用いて本発明の第1の実施形態
を説明する。操作者は、キーボード等の入力キーを備え
た操作卓313から前記心電計320によって計測された１心
周期に対し何枚の画像を取得するかを考慮して、1心周
期内に複数の時相を設定する入力操作を行う。本実施形
態ではこの時相数を8として説明を行う。Next, a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The operator considers how many images are to be acquired for one cardiac cycle measured by the electrocardiograph 320 from the console 313 equipped with an input key such as a keyboard, and the like. Perform the input operation to set the time phase. In the present embodiment, description will be given assuming that the number of time phases is eight.

【００１８】時相数の設定が完了すると、操作者は被検
体を撮影位置、すなわちMRI装置の撮影空間へ移動し、
心臓の撮影断面の設定を行う。そして撮影が開始され
る。撮影は心電計320による被検体の心電検出と同期し
て行われる。When the setting of the number of time phases is completed, the operator moves the subject to the imaging position, that is, the imaging space of the MRI apparatus,
Set the imaging section of the heart. Then shooting is started. The imaging is performed in synchronization with the electrocardiographic detection of the subject by the electrocardiograph 320.

【００１９】MRI装置には、図5に示される核スピンのSS
FP状態に達する挙動データに基づいて、過渡状態になる
までの空打ち回数、心電のR波を基準としての時相分割、
およびそれらに対するSSFPシーケンスの関連がソフトと
して組み込まれている。したがって、撮影開始指令が制
御部311からMRI装置の各ユニットに発せられると、図1
には示されていないR波の検出から所定時間が経過した
時、空打ちが開始される。そして、空打ちがある回数行
われた時点で図1に示すR波（R1）が検出される。このR1
は時相設定のトリガー信号となっており、R1が検出され
てからΔｔ時間後に時相1の画像取得のためにNMR信号の
計測が開始される。このNMR信号の計測が開始される時
点では空打ちによって磁化は過渡状態になっている。本
実施形態では心周期約１秒間の心臓の動きを8画像で観
察するために、1時相の時間間隔は、100〜120msとされ
る。前述のように、SSFPシーケンスのTRは3ms程度が望
ましいので、1時相間に約40個程度までのエコー信号が
計測可能である。1画像を幾つの心拍数で計測するか
は、1画像を形成する位相エンコード数と1時相内に計測
するエコー信号数から設定することとなる。図1の例で
はこれを3心拍としている。The MRI apparatus has an SS for nuclear spin shown in FIG.
Based on the behavior data reaching the FP state, the number of blank hits to the transient state, time phase division with the R wave of the electrocardiogram as a reference,
And the association of SSFP sequences to them is incorporated as software. Therefore, when an imaging start command is issued from the control unit 311 to each unit of the MRI apparatus,
When a predetermined time has elapsed from the detection of the R wave, which is not shown in FIG. Then, the R wave (R1) shown in FIG. 1 is detected at the time when the blanking is performed a certain number of times. This R1
Is a trigger signal for setting the time phase, and measurement of the NMR signal is started for acquiring the image of the time phase 1 after Δt time after R1 is detected. At the time when the measurement of the NMR signal is started, the magnetization is in a transient state due to the blanking. In the present embodiment, the time interval of one time phase is set to 100 to 120 ms in order to observe the movement of the heart in eight images in a cardiac cycle of about 1 second. As mentioned above, since the TR of SSFP sequence is preferably about 3 ms, it is possible to measure up to about 40 echo signals during one phase. The number of heartbeats to measure one image is set based on the number of phase encodes forming one image and the number of echo signals measured in one time phase. In the example of FIG. 1, this is set to 3 heartbeats.

【００２０】エコー信号を計測する際、本実施形態で
は、計測するエコー信号が磁化の過渡状態にあるもの
は、計測順にk空間の両端部（高域）から中心へ向けて
それらが順次配置されるように位相エンコード量が印加
されるようにする。When measuring the echo signals, in the present embodiment, if the echo signals to be measured are in a transient state of magnetization, they are sequentially arranged from the both ends (high range) of the k space toward the center in the order of measurement. As described above, the phase encode amount is applied.

【００２１】図5より、励起開始から90回くらいまでが
過渡状態に当るが、励起を30〜40回程度繰り返すと磁化
の絶対値の振動はある程度低下する。そこで、空打ちを
40回程度に抑えて、401で示した励起40回から90回くら
いまでに取得した信号を図2(a)に示すようにk空間高域
に配置する。図1の例では、励起40回から80回程度まで
は時相1、また励起80回から90回程度までは時相2におい
て計測されることとなる。According to FIG. 5, the transient state is about 90 times from the start of the excitation, but when the excitation is repeated about 30 to 40 times, the oscillation of the absolute value of the magnetization is reduced to some extent. Therefore,
The signal acquired from 40 times to about 90 times of the excitation indicated by 401 is suppressed to about 40 times and is arranged in the k-space high region as shown in FIG. 2 (a). In the example of FIG. 1, the measurement is performed in the time phase 1 from about 40 to 80 times of excitation and from the time phase 2 from about 80 to 90 times of excitation.

【００２２】エコー信号の具体的なk空間配置の方法、
すなわちエコー信号へ付与される位相エンコード量を図
2(b),(c)に示す。図2(b),(c)は、k空間を8つの領域に分
けた場合を示しているが、計測開始から信号を取得した
順に、k空間領域の1,2,3,4,…と番号の順に配置してい
く。このときの配置方法には、大きく分けて2つの方法
が存在する。A specific k-space arrangement method for echo signals,
That is, the amount of phase encoding added to the echo signal is
Shown in 2 (b) and (c). 2 (b) and 2 (c) show the case where the k space is divided into eight regions. In the order in which the signals are acquired from the start of measurement, the k space regions are 1, 2, 3, 4 ,. Place them in numerical order. There are roughly two methods of arranging at this time.

【００２３】(i)1計測ウィンドウで取得された信号をそ
のままk空間の分割した領域に対応させる方法、と(ii)
各計測ウィンドウの最初に取得されたエコー信号を1の
領域、2番目に取得したエコー信号を2の領域…、と配置
していく方法である。(I) A method in which a signal acquired in one measurement window is directly associated with a divided region of k space, and (ii)
In this method, the echo signal acquired first in each measurement window is arranged in the area 1 and the echo signal acquired second is arranged in the area 2 ...

【００２４】位相エンコード方向の計測マトリクスを12
8とすると、図2(b)の分割されたそれぞれの領域には16
のエコー信号が配置される。図2(c)の場合には、領域1
から領域7は2つずつ存在するが、それぞれの領域で8エ
コーずつ配置され、同じ番号の領域では合計16エコー配
置される。領域8には16エコー配置される。12 measurement matrices in the phase encode direction
8 is 16 in each of the divided areas in Fig. 2 (b).
The echo signal of is arranged. In the case of FIG. 2 (c), the area 1
There are two areas 7 to 7, but 8 echoes are arranged in each area, and a total of 16 echoes are arranged in the area of the same number. 16 echoes are arranged in the area 8.

【００２５】(i)の方法の場合、心周期の所定時相の1計
測ウィンドウで16のエコー信号取得を8心周期繰り返
す。ここに、第1心周期で取得されたエコー信号は図2
(b),(c)の領域1に、第2心周期で取得されたエコー信号
は領域2に…、第8心周期で取得されたエコー信号は領域
8に配置される。(ii)の方法では、心周期の所定時相の1
計測ウィンドウで8エコー信号の取得を16心周期繰り返
す。それぞれの心周期の計測ウィンドウで1番最初に取
得されたエコー信号は図2(b),(c)の領域1に、2番目に取
得されたエコーは領域2に…、8番目に取得されたエコー
は領域8に配置される。図4(a),(b)に、k空間を図2(b)の
ように分割した場合のエコー信号の配置例を示す。図4
(a)は(i)の方法、図4(b)は(ii)の方法に対応する。In the case of the method (i), 16 echo signal acquisitions are repeated for 8 cardiac cycles in one measurement window in a predetermined time phase of the cardiac cycle. Here, the echo signal acquired in the first cardiac cycle is shown in Fig. 2.
In regions 1 of (b) and (c), the echo signal acquired in the second cardiac cycle is in region 2 ..., the echo signal acquired in the eighth cardiac cycle is in the region
Placed at 8. In the method (ii), one of the predetermined time phases of the cardiac cycle
The acquisition of 8 echo signals is repeated for 16 cardiac cycles in the measurement window. The echo signal acquired first in each measurement window of each cardiac cycle is in region 1 of Figures 2 (b) and (c), the echo signal acquired second is in region 2 ... The echo is placed in area 8. FIGS. 4 (a) and 4 (b) show examples of arrangement of echo signals when the k space is divided as shown in FIG. 2 (b). Figure 4
(a) corresponds to the method (i), and FIG. 4 (b) corresponds to the method (ii).

【００２６】なお、空打ち回数をさらに減らして信号取
得開始時間を早めることもできるが、空打ち回数を減ら
すと信号取得開始直後の信号絶対値の振動が大きくなる
ため、得られる画像の画質は低下する。Although it is possible to further shorten the signal acquisition start time by further reducing the number of blank shots, if the number of blank shots is reduced, the vibration of the signal absolute value immediately after the start of signal acquisition becomes large, so the image quality of the obtained image is high. descend.

【００２７】図1に示した第1の実施形態の場合、信号の
過渡状態は、計測開始直後に1度だけ存在する。そこ
で、この時間に取得したエコーをk空間の高域に配置す
る方法としては、前述の(i)の方法が適している。In the case of the first embodiment shown in FIG. 1, the transient state of the signal exists only once immediately after the start of measurement. Therefore, the method (i) described above is suitable as a method of arranging the echo acquired at this time in the high frequency band of the k space.

【００２８】図1に戻って説明を続ける。時相1に期間に
TRを所定回数繰り返してエコー信号を計測し、それらの
エコー信号を上記のｋ空間配置を行った後、次に時相2
の計測が行われる。この時相2においても過渡状態のエ
コー信号計測が含まれるので、計測されたエコー信号は
上記ｋ空間配置方法によって時相１のエコー信号を配置
されたｋ空間とは別のｋ空間へへ取り込まれる。さらに
引き続いて、時相3、時相4、…、時相8の各計測ウィンド
ウについて計測が行われる。時相3以後のエコー信号は
定常状態で計測されるのであれば、上記(i)または(ii)
のｋ空間配置を行う必要はないと考えられるが、時相
１、時相2と異なった位相エンコード付与手順を別にソ
フトへ組み込むと、ソフトが複雑になるのでそれらの時
相についても同一配置法を採用することが好ましいであ
ろう。Returning to FIG. 1, the description will be continued. In phase 1 to period
After repeating the TR a predetermined number of times to measure the echo signals and performing the above-mentioned k-space arrangement of those echo signals, the time phase 2
Is measured. Since the echo signal measurement in the transient state is also included in the time phase 2, the measured echo signal is taken into the k space different from the k space in which the echo signal of the time phase 1 is arranged by the above k space arrangement method. Be done. Further subsequently, measurement is performed for each measurement window of time phase 3, time phase 4, ..., Time phase 8. If the echo signal after time phase 3 is measured in a steady state, then (i) or (ii) above
It is considered that there is no need to perform the k-space arrangement of the above, but if the phase encoding assignment procedure different from the time phase 1 and the time phase 2 is incorporated into the software, the software becomes complicated. Would be preferred.

【００２９】第1計測心拍における時相8の計測が終わる
と、制御部311はトリガー信号のR2検出を待ち、R2が検出
されると第2心周期の計測を開始する。そして第2心周期
についても時相１から時相8までエコー信号の計測が行
われるこの第2心周期で計測されたエコー信号は上記(i)
または(ii)のｋ空間配置法によりｋ空間へ取り込まれ
る。以下、同様に第3心周期についてのエコー信号計測が
行われる。When the measurement of the time phase 8 in the first measurement heartbeat is completed, the control unit 311 waits for R2 detection of the trigger signal, and when R2 is detected, the measurement of the second heart cycle is started. Also for the second heart cycle, the echo signals are measured from time phase 1 to time phase 8. The echo signal measured in this second heart cycle is (i) above.
Alternatively, it is taken into the k space by the k space arrangement method of (ii). Hereinafter, the echo signal measurement for the third cardiac cycle is similarly performed.

【００３０】そして、最後の心周期について計測が終了
すると、8つのｋ空間がエコー信号により埋まる。これ
らの8つのｋ空間をそれぞれ2次元フーリエ変換すると、
心周期の各時相に対応した8枚の画像が得られる。これ
らの画像は、操作者が操作卓313から入力した画像表示
指令により表示部308の表示画面へ表示される。その表
示態様は、各画像を個別に表示する方法や、シネ表示法
により表示することができる。When the measurement of the last cardiac cycle is completed, eight k spaces are filled with echo signals. Two-dimensional Fourier transform of each of these eight k-spaces,
Eight images are obtained corresponding to each time phase of the cardiac cycle. These images are displayed on the display screen of the display unit 308 by an image display command input by the operator from the console 313. The display mode can be displayed by a method of displaying each image individually or a cine display method.

【００３１】図3に、本発明の第2の実施形態を示す。こ
の実施例では、計測ウィンドウ毎にナビゲートエコーを
取得したり、プリパルスをはさんだりする。そのため、
計測ウィンドウごとに磁化の定常状態が壊れてしまう。
そこで、計測ウィンドウごとに空打ちを行い、磁化を定
常状態に到達させる必要が生じる。定常状態に到達させ
るためには数十回の空打ちを行わねばならないため、1
時相分の計測に必要な時間は非常に長くなり、取得でき
る時相数が少なくなってしまう。そこで、空打ちを減ら
してデータ信号の取得を始める。すなわち過渡状態で取
得されたエコー信号も再構成に用いる。過渡状態で取得
されたエコー信号はk空間の高域に配置されるが、図3に
示した第2の実施形態の場合、信号の過渡状態は計測ウ
ィンドウごとに存在するため、k空間の配置方法とし
て、前述の(ii)の場合を用いるのが好ましい。FIG. 3 shows a second embodiment of the present invention. In this embodiment, a navigation echo is acquired or a prepulse is sandwiched for each measurement window. for that reason,
The steady state of magnetization is broken for each measurement window.
Therefore, it is necessary to perform blanking for each measurement window so that the magnetization reaches a steady state. In order to reach a steady state, dozens of blank hits must be performed, so 1
The time required to measure the time phase becomes extremely long, and the number of time phases that can be acquired decreases. Therefore, the blanking is reduced and the acquisition of the data signal is started. That is, the echo signal acquired in the transient state is also used for reconstruction. The echo signal acquired in the transient state is arranged in the high frequency band of the k-space, but in the case of the second embodiment shown in FIG. 3, since the transient state of the signal exists for each measurement window, the arrangement of the k-space is arranged. As the method, it is preferable to use the above case (ii).

【００３２】これにより、第2の実施形態では各計測ウ
ィンドウの時間を短縮することができ、画像を取得する
時相数を増やすことができる。したがって、過渡状態で
はエコー信号の計測を行わない場合に比べて時相数が同
じの場合は、1心周期で取得できる位相エンコード数が
多くなるので心周期の繰り返し数が少なくなり、撮影時
間を短縮できる。また、定常状態に達した安定なエコー
信号を計測空間の低域に持ってくるため、エコー信号の
k空間での配置を考慮しない場合に比べ、画質が向上す
る。この実施例はナビゲート信号による呼吸動補正を用
いた冠状動脈の撮影などに好適である。As a result, in the second embodiment, the time of each measurement window can be shortened and the number of time phases for acquiring an image can be increased. Therefore, in the transient state, when the number of time phases is the same as when the echo signal is not measured, the number of phase encodes that can be acquired in one cardiac cycle increases, so the number of repetitions of the cardiac cycle decreases and the imaging time is reduced. Can be shortened. In addition, since the stable echo signal that has reached the steady state is brought to the low range of the measurement space, the echo signal
The image quality is improved compared to the case where the arrangement in the k space is not considered. This embodiment is suitable for imaging a coronary artery using respiratory motion correction by a navigation signal.

【００３３】本発明の実施形態では、1励起で1エコーを
取得するSSFPシーケンスを開示したが、本発明は本質的
に全てのSSFPシーケンスに適用可能である。例えば、TR
を短縮したスパイラルシーケンス、TRを短縮したマルチ
ショットEPIなど、定常状態で作用するマルチエコーシ
ーケンスでも上記実施例と同様の効果が期待できる。Although the embodiment of the present invention discloses the SSFP sequence that acquires one echo with one excitation, the present invention is applicable to essentially all SSFP sequences. For example, TR
A similar effect to that of the above-mentioned embodiment can be expected even in a multi-echo sequence that operates in a steady state, such as a spiral sequence with a shortened TR and a multi-shot EPI with a shortened TR.

【００３４】また、本発明は3次元撮影にも適用でき
る。本発明は、心臓以外にも心電同期を行う撮影(例え
ば拡散強調撮影)にも適用できる。The present invention can also be applied to three-dimensional imaging. The present invention can be applied not only to the heart but also to an electrocardiographically synchronized imaging (for example, diffusion weighted imaging).

【００３５】[0035]

【発明の効果】本発明は以上のように構成されたので、
心臓イメージングなどの撮影において、全体の計測時間
を短縮、あるいは、1心周期内で取得できる画像数を増
やすことができる。Since the present invention is constructed as described above,
In imaging such as cardiac imaging, the total measurement time can be shortened or the number of images that can be acquired within one cardiac cycle can be increased.

【００３６】また、過渡状態のエコー信号はk空間高域
に、定常状態に達した安定なエコー信号を低域に配置す
るため、アーチファクトを抑制することができるので、
得られる画像も良好なものとすることができる。Further, since the echo signal in the transient state is arranged in the k-space high region and the stable echo signal reaching the steady state is arranged in the low region, artifacts can be suppressed.
The image obtained can also be good.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図1】本発明の第1の実施形態における信号計測法と画
像形成法を示す図。FIG. 1 is a diagram showing a signal measuring method and an image forming method according to a first embodiment of the present invention.

【図2】本発明におけるk空間におけるエコー信号の配置
を表した図。FIG. 2 is a diagram showing the arrangement of echo signals in k space according to the present invention.

【図3】本発明の第2の実施形態における信号計測法を示
す図。FIG. 3 is a diagram showing a signal measuring method according to a second embodiment of the present invention.

【図4】本発明におけるk空間におけるエコー信号の配置
の詳細な例を表した図。FIG. 4 is a diagram showing a detailed example of an arrangement of echo signals in k space according to the present invention.

【図5】励起繰り返し回数と磁化の絶対値の関係を表し
た図。FIG. 5 is a diagram showing the relationship between the number of excitation repetitions and the absolute value of magnetization.

【図6】本発明が適用されるMRI装置のブロック図。FIG. 6 is a block diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.

【図7】SSFP型グラジエントエコーシーケンスを示す
図。FIG. 7 is a diagram showing an SSFP type gradient echo sequence.

【図8】従来の心電同期を用いたデータ取得タイムチャ
ート。FIG. 8 is a data acquisition time chart using conventional electrocardiographic synchronization.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

301…被検体 302…静磁場磁石 303…傾斜磁場コイル 304…RFコイル 305…RFプローブ 306…信号検出部 307…信号処理部 308…表示部 309…傾斜磁場電源 310…RF送信部 311…制御部 312…ベッド 313…操作卓 320…心電計 301 ... Subject 302… Static magnetic field magnet 303 ... Gradient field coil 304 ... RF coil 305 ... RF probe 306 ... Signal detector 307 ... Signal processing unit 308 ... Display 309… Gradient magnetic field power supply 310 ... RF transmitter 311 ... Control unit 312 ... Bed 313 ... Console 320 ... Electrocardiograph

Claims (3)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 短い繰り返し時間(ＴＲ)でシーケンスを
繰り返し、磁化が過渡振動状態を経て定常状態自由歳差
運動に達した後に、位相エンコード傾斜磁場を印加して
エコー信号を取得して画像形成に供する手段を有した磁
気共鳴イメージング装置において、過渡振動状態のエコ
ー信号に対し、その信号がk空間の高域に配置されるよ
うに、付与する位相エンコード量を制御して計測する手
段と、前記定常状態のエコー信号と前記過渡状態のエコ
ー信号とを同一ｋ空間に配置する手段と、同一ｋ空間に
配置された前記エコー信号群を2次元フーリエし画像を
形成する手段と、形成された画像を表示する手段とを備
えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。1. A sequence is repeated for a short repetition time (TR), and after a magnetization reaches a steady state free precession through a transient oscillation state, a phase encoding gradient magnetic field is applied to acquire an echo signal and form an image. In the magnetic resonance imaging apparatus having a means for providing, to the echo signal of the transient vibration state, so that the signal is arranged in the high region of k space, means for controlling and measuring the amount of phase encoding to be applied, A means for arranging the echo signal in the steady state and an echo signal in the transient state in the same k space, and means for two-dimensionally Fourier-transforming the echo signal group arranged in the same k space to form an image. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a means for displaying an image. 【請求項２】 前記エコー信号の計測は、心周期を幾つ
かに分割して設定された時相毎に画像形成するように行
われ、各時相で取得したエコー信号を複数の心周期分集
めて画像を再構成することを特徴とする請求項１記載の
磁気共鳴イメージング装置。2. The echo signal is measured so that an image is formed for each time phase set by dividing the heart cycle into several, and the echo signals acquired in each time phase are divided into a plurality of heart cycles. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the images are collected and reconstructed. 【請求項３】 前記各時相毎にプリパレーションパルス
が挿入されていることを特徴とする請求項２記載の磁気
共鳴イメージング装置。3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein a preparation pulse is inserted for each time phase.