JP2004097416A - Mr imaging device - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide images in which signals from tissues for which both T1 and T2 are long such as CSF (cold start fix), or the like are suppressed in the case of obtaining proton density emphatic images and T2 emphatic images at a high speed by using an FSE (fast spin echo) method and a GRASE (gradient and spin echo) method. <P>SOLUTION: By applying a 180° pulse 53 of a forced excitation pulse string B simultaneously with a gradient magnetic field Gs pulse 64 for slice selection at the point of time that an ESP (echo space) elapses from the last 180° pulse 52 of a pulse sequence A for signals generation, applying a 90° pulse 54 together with a Gs pulse 66 at the point of time that transverse magnetization is converged after ESP/2 after that and attaining longitudinal magnetization in a direction opposite to the direction of a static magnetic field, the mitigation of the proton of the long T1 is delayed and the signals are suppressed. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲイメージング装置に関し、とくに高速スピンエコー法とよばれる撮像スキャン法により画像を高速に得るＭＲイメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、ＭＲイメージング装置の撮像スキャン法として高速スピンエコー法（以下、ＦＳＥ（　Ｆａｓｔ　Ｓｐｉｎ　Ｅｃｈｏ　の略）法と称する）が知られている（　下記非特許文献１を参照）。このＦＳＥ法では、まず、９０°パルス（励起パルス）を印加した後、複数個の１８０゜パルス（リフォーカスパルス）を加えるとともに、これらのＲＦパルスの各々と同時にスライス選択用傾斜磁場パルスを加える。そして、読み出し（および周波数エンコード）用傾斜磁場パルスを加えて、複数個のスピンエコーの信号を各々の１８０゜パルスの後に発生させる。これらの信号の発生直前に位相エンコード用傾斜磁場パルスをそれぞれ加えて所定の一軸方向の位置情報に関して位相エンコードを施す。その各々の位相エンコード用傾斜磁場パルスの印加量を、それらの信号から得たデータがＫスペース（生データ空間）上で位相方向の異なる場所に配置されるものとなるような位相エンコード量に対応させる。なお、これら３つの傾斜磁場は、磁場強度の傾斜方向が任意の直交３軸の各方向となっている。
【０００３】
【非特許文献１】
”　ＲＡＲＥ　Ｉｍａｇｉｎｇ　：　　Ａ　Ｆａｓｔ　Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｍｅｔｈｏｄ　ｆｏｒ　Ｃｌｉｎｉｃａｌ　ＭＲ　”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，　３，ｐｐ８２３−８３３，　１９８６
【０００４】
このＦＳＥ法によると、１ＴＲ（パルスシーケンスの１繰り返し時間）でＫスペース上の異なる多数のラインに配置すべきデータを得ることができるため、ＴＲ数を少なくできて高速撮像が可能となる。ここでは、所望のコントラストを有するエコーがＫスペースの中央付近（低周波領域）に配置され、他のエコーは、その中央付近に配置されたエコーと時間的に接近したものが順次Ｋスペースにおいて隣接して配置されるような、位相エンコード量が各エコーに与えられる。
【０００５】
また、つぎの特許文献１および非特許文献２に示されたＧＲＡＳＥ（ＧＲａｄｉｅｎｔＡｎｄ　Ｓｐｉｎ　Ｅｃｈｏ）法ではつぎのようなパルスシーケンスを採用する。９０゜パルス（励起パルス）を印加した後、複数個の１８０゜パルス（リフォーカスパルス）を加えるとともに、これらのＲＦパルスの各々と同時にスライス選択用の傾斜磁場Ｇｓのパルスを加え、そのＲＦパルスの間隔内で読み出し（および周波数エンコード）用の傾斜磁場Ｇｒのパルスを加えるとともに、このＧｒパルスを各々の１８０゜パルスの後で複数回スイッチングさせて、スピンエコーの信号に加えて、その前後にグラジェントエコーの信号を発生させ、そして、これらの信号の発生直前に位相エンコード用の傾斜磁場Ｇｐのパルスをそれぞれ加えて、その各々のＧｐパルスの印加量を、それらの信号から得たデータがＫスペース（生データ空間）上で位相方向に順に配置されるものとなるような位相エンコード量に対応させる、というものである。
【０００６】
【特許文献１】
米国特許第５２７０６５４号
【０００７】
【非特許文献２】
Ｋ．Ｏｓｈｉｏ　ａｎｄ　Ｄ．　Ａ．　Ｆｅｉｎｂｅｒｇ　”ＧＲＡＳＥ　（Ｇｒａｄｉｅｎｔ−ａｎｄ　Ｓｐｉｎ−Ｅｃｈｏ）　Ｉｍａｇｉｎｇ：　Ａ　Ｎｏｖｅｌ　Ｆａｓｔ　ＭＲＩ　Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ”　　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　２０，　３４４−３４９，　１９９１
【０００８】
このようなＦＳＥ法やＧＲＡＳＥ法では、ＴＲとエコーのＫスペースへの配置関係とを制御することで任意のコントラストの画像を得ることができ、たとえばプロトン密度強調画像やＴ２強調画像などを得ることができる。
【０００９】
また、これらの方法以外に、パルスシーケンスの前にＩＲ（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　Ｒｅｃｏｖｅｒｙ）パルスを加えることによって特定の組織の信号を減衰させた画像を得ることも知られている。その例としてはたとえばＦＬＡＩＲ（ＦＬｕｉｄ　Ａｔｔｅｎｕａｔｅｄ　ＩＲ）法をあげることができる。これは、ＩＲパルスと９０°パルス（励起パルス）との時間間隔を調整し、ＩＲパルスの後、特定組織の縦磁化が０付近にまで回復してきた時点で励起パルスを加えることによってその組織の信号を抑制しようというものである。さらに　Ｄｒｉｖｅｎ　Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　パルスをプリパレーションパルスとして用い、選択的に特定組織の信号を減衰させる方法もつぎの非特許文献３で提案されている。
【００１０】
【非特許文献３】
”Ｃｏｏｐｅｒａｔｉｖｅ　Ｔ１　ａｎｄ　Ｔ２　ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏｎ　ｃｏｎｔｒａｓｔ　ｕｓｉｎｇ　ａ　ｎｅｗ　ｄｒｉｖｅｎ　ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　ｓｐｉｎ　ｅｃｈｏ　（ＤＩＳＥ）　ＭＲＩ　ｐｕｌｓｅ　ｓｅｑｕｅｎｃｅ”　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　Ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　１５，　３９７−４１７，　１９９０
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の方法によると、いずれも特定組織たとえば脳脊髄液（以下ＣＳＦ）を含む画像に問題が生じる。ＦＳＥ法やＧＲＡＳＥ法でプロトン強調密度画像を収集する場合、通常のＳＥ法と比べてＣＳＦが高信号を示す傾向があり、そのため、脳実質とＣＳＦの境界が不明確になってしまう。ＦＳＥ法やＧＲＡＳＥ法では複数エコーを一つのＫスペース上に配置する関係から、リフォーカスを繰り返してＴＲのなかで遅く発生したエコーも収集することとなり、Ｔ１、Ｔ２ともに長いＣＳＦからの信号が他の組織からの信号に比較して相対的に高くなるからである。
【００１２】
ＦＬＡＩＲ法は、ＣＳＦからの信号を抑制して皮質近傍や脳室近傍の脳実質病巣を観察するために用いる。しかし、ＦＬＡＩＲ法や　Ｄｒｉｖｅｎ　Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　パルスを用いる方法では、十分な回復時間が必要なため撮像時間が大幅に延長したり、ＣＳＦ以外の実質部分のＳ／Ｎが低下する問題がある。
【００１３】
この発明は、上記に鑑み、ＦＳＥ法やＧＲＡＳＥ法を用いて高速にプロトン密度強調画像やＴ２強調画像を得る場合に、ＣＳＦなどのＴ１、Ｔ２とも長い組織からの信号を抑えた画像を得ることができるように改善したＭＲイメージング装置を提供することを目的とする。
【００１４】
上記の目的を達成するため、特許請求の範囲の請求項１記載の発明によるＭＲイメージング装置においては、
被検体が置かれる空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
第１軸、第２軸および第３軸を任意の直交３軸の各軸としたとき、上記空間内に第１軸方向のスライス選択用傾斜磁場パルス、第２軸方向の位相エンコード用傾斜磁場パルスおよび第３軸方向の読み出し用傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場パルス印加手段と、
上記空間内に励起ＲＦパルスおよびリフォーカスＲＦパルスを印加するＲＦ送信手段と、
エコー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／Ｄ変換してデータを得る受信手段と、
上記ＲＦ送信手段、傾斜磁場パルス印加手段および受信手段を制御し、１個の励起ＲＦパルスを印加した後複数個のリフォーカスＲＦパルスを順次印加して信号を発生させる信号発生用パルス系列を行い、それぞれの信号からのデータをＫスペース上の各ラインに配置すべく各信号についての位相エンコード量を定め、かつ上記パルス系列の後にリフォーカスＲＦパルスを印加し続いて励起パルスを印加する強制励起用パルス列を付加した、パルスシーケンスを繰り返し行なう制御手段と、
データが配列されたＫスペースより画像を再構成する画像再構成手段と
を備えることが特徴となっている。
【００１５】
１個の励起ＲＦパルスを印加した後複数個のリフォーカスＲＦパルスを順次印加して信号を発生させる信号発生用パルス系列（たとえばＳＦＥ法やＧＲＡＳＥ法などによる）を行い、それぞれの信号からのデータをＫスペース上の各ラインに配置すべく各信号についての位相エンコード量を定める。これにより、通常のＳＦＥ法やＧＲＡＳＥ法などによるパルスシーケンスと同様に、１繰り返し期間内で位相エンコード量の異なる複数のデータを得ることができる。すなわち、励起パルスによってプロトンの磁気モーメントを倒して横磁化とし、位相がばらばらになってくるところリフォーカスパルスによって再び位相を揃えてスピンエコー信号を発生させ、その後位相がばらばらになってくるときリフォーカスパルスを加えて位相を揃えて信号発生させることを複数回繰り返す。このようにリフォーカスを繰り返すためＴ２の長いプロトンからの信号が相対的に大きくなる。さらにその後、強制励起用パルス列を付加して１ＴＲを構成する。この強制励起用パルス列は、リフォーカスパルスを印加し続いて励起パルスを印加するというものとなっており、上記信号発生用パルス系列の最後のリフォーカスパルスの後、リフォーカスパルスを与え、ばらばらになってきた位相が再び揃ってきたときに励起パルスを与えるので、この励起パルスによって横磁化がさらに倒されて最初の縦磁化とは反対方向の縦磁化となる。そのため、Ｔ１が長くてこの時点で未だ回復していないプロトンは、反対方向の縦磁化から回復するので、つぎのＴＲの開始までには飽和状態に戻っていず、つぎのＴＲでの信号強度が小さくなる。これに対して短いＴ１のプロトンは、強制励起用パルス列の励起パルス印加時には十分に回復していて励起パルスによって励起されるが、つぎのＴＲの開始までには回復してしまうため、信号抑圧はない。その結果、Ｔ１およびＴ２とも長い組織からの信号が減衰させられることとなり、たとえばＣＦＳが再構成画像上で高輝度となる不都合を改善できる。
【００１６】
請求項２のように、上記パルスシーケンスの信号発生用パルス系列においてリフォーカスパルスが奇数個である場合に、ダミーの奇数個のリフォーカスパルスを加えた後上記の強制励起用パルス列を加えると、トータルのリフォーカスパルスの個数が奇数個となるので、強制励起用パルス列の励起パルスで、完全な反対方向の縦磁化を実現できる。信号発生用パルス系列の励起パルスで、９０°ではなくたとえば８０°倒されたとすると、１回のリフォーカスパルスで１００°となり、つぎのリフォーカスパルスで８０°にもどる。このようにリフォーカスパルスのトータルの回数が偶数であれば最初に倒されたフリップ角α°が維持されるが、奇数であれば｛９０＋（９０−α）｝°＝（１８０−α）°となるため、強制励起用パルス列の最後の励起パルスでさらにα°倒されることにより１８０°反対方向の縦磁化となる。
【００１７】
請求項３のように、上記パルスシーケンスの強制励起用パルス列において、第１軸方向の傾斜磁場パルスと第３軸方向の傾斜磁場パルスとをリフェーズ用パルスとして加えれば、強制励起用パルス列の励起パルスを印加する時点での第１軸方向および第３軸方向で分散した位相をより揃えることができる。
【００１８】
請求項４のように、１ＴＲ内において上記パルスシーケンスを複数回、時間をずらして順次行い、励起ＲＦパルスおよびリフォーカスパルスの周波数を各回のパルスシーケンスごとに異ならせて、各回のパルスシーケンスで異なるスライスについての信号を得られるため、１ＴＲで複数の異なるスライスの撮像が可能となる。
【００１９】
つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。この発明にかかるＭＲイメージング装置は、図１で示すように構成されている。図１において主マグネット１１は強力な静磁場を発生するもので、この静磁場空間内に図示しない被検体が配置される。また、傾斜磁場コイル１２は、Ｘ，Ｙ，Ｚの直交３軸方向に磁場強度が傾斜する３つの傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを、上記静磁場に重畳するようにして発生するよう３組設けられている。被検体には送信用のＲＦコイル１３と、ＮＭＲ信号の受信用ＲＦコイル１４とが取り付けられる。
【００２０】
ホストコンピュータ２１はシステム全体の制御を行い、シーケンサ２２はこのホストコンピュータ２１の制御の下で、被検体の所望の断面での画像を再構成するためのデータを収集するシーケンス（後に図２を参照しながら説明する）を行うのに必要な種々の命令を送信系、受信系および傾斜磁場発生系に送る。傾斜磁場発生については、波形発生器１５からＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚに関する所定のパルス波形を所定のタイミングで発生させて、傾斜磁場電源１６に送らせ、傾斜磁場コイル１２からその波形・タイミングのＧｘ、Ｇｙ、Ｇｚを発生させる。図２のパルスシーケンスで示すスライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、読み出し用（周波数エンコード用）傾斜磁場Ｇｒ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐは、任意の直交３軸のそれぞれ一つの方向に磁場強度が傾斜している傾斜磁場であって、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚのいずれか１つをそれぞれ用たり、あるいはいくつかずつを組み合わせて任意方向のものとして作られる。
【００２１】
また、波形発生器１５は、シーケンサ２２の制御の下でＲＦパルスの波形を所定のタイミングで発生して振幅変調器２４に送る。この振幅変調器２４には、ＲＦ信号発生器２３からのＲＦ信号がキャリアとして送られてきており、このキャリアが波形発生器１５からの波形信号に応じて振幅変調される。このＲＦ信号発生器２３は、被検体の共鳴周波数に相当する周波数のＲＦ信号を発生するようにホストコンピュータ２１によってセットされている。振幅変調器２４の出力はＲＦパワーアンプ２５を経てＲＦコイル１３に送られる。こうして、ＲＦコイル１３から送信されるＲＦ信号の波形とタイミングとがシーケンサ２２によって定められることにより、図２に示す９０°パルスや１８０°パルスが被検体に照射されることになる。
【００２２】
被検体から発生したＮＭＲ信号は受信用のＲＦコイル１４で受信され、プリアンプ２６を経て位相検波器２７に送られる。位相検波器２７には、送信ＲＦパルスのキャリアとなっているＲＦ信号が、ＲＦ信号発生器２３から送られてきており、この信号が参照信号として用いられて位相検波が行われる。Ａ／Ｄ変換器２８は、シーケンサ２２によってタイミングや周波数などが制御されたサンプリングパルス発生器２９からのサンプリングパルスに応じて、位相検波器２７からの検波信号をサンプリングし、デジタルデータに変換する。このデジタルデータはホストコンピュータ２１に取り込まれ、画像再構成装置３３によってフーリエ変換処理される。これによって再構成された画像はディスプレイ装置３２によって表示される。指示器３１は、オペレータ等がホストコンピュータ２１に必要な指示を与えるためのキーボードやマウスなどである。
【００２３】
このようなＭＲイメージング装置において、ホストコンピュータ２１およびシーケンサ２２の制御の下に図２に示すようなパルスシーケンスが行なわれる。図２において、１ＴＲ内には、信号発生用パルス系列Ａと、その後の強制励起用パルス列Ｂとが含まれる。信号発生用パルス系列ＡはＦＳＥ法によるものである。
【００２４】
まず１個の９０゜パルス（励起ＲＦパルス）５１を印加した後、複数個（ここでは２個）の１８０゜パルス（リフォーカスＲＦパルス）５２、５２を加えるとともに、これらのＲＦパルス５１、５２、５２の各々と同時にスライス選択用の傾斜磁場Ｇｓのパルス６１、６３、６３を加える。反対極性のＧｓパルス６２はＧｓパルス６１によって乱された位相を揃えるためのリフェーズパルスである。Ｇｓパルス６３は１８０°パルス５２の前後にかかるため、その前後で互いに位相への影響を打ち消し合う。読み出し用（および周波数エンコード用）の傾斜磁場Ｇｒのパルス８１を９０°パルス５１の後で加え、さらに１８０°パルス５２の後でＧｒパルス８２を与えて、１８０°パルス５２、５２の各々の後でスピンエコーの信号を発生させる。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｐパルス７１を各々の信号発生前に加えるとともに、信号発生後にその影響を打ち消すよう反対極性で同じ積分値のリフェーズ用のＧｐパルス７２を加える。このＧｐパルス７１は１ＴＲ内の各信号ごとに異なるものとするとともに、ＴＲごとに少しずつ矢印に示すように変化させていき、Ｋスペースを順次埋めるようなデータがすべて得られるまでＴＲを繰り返す。
【００２５】
９０°パルス５１からエコーがフォーカスするまでの時間をＥＳＰ（Ｅｃｈｏ　ＳＰａｃｅ）とすると、９０°パルス５１からＥＳＰ／２の時点で１８０°パルス５２を加え、この１８０°パルス５２からＥＳＰの時間間隔でつぎの１８０°パルス５２を加えるというように何回か繰り返す（ここでは２回繰り返している）。
【００２６】
信号発生用パルス系列Ａの最後の１８０°パルス５２よりＥＳＰが経過した時点で、強制励起パルス列Ｂの１８０°パルス５３を、Ｇｓパルス６４と同時に加える。さらにそのＥＳＰ／２後の時点で９０°パルス５４をＧｓパルス６６とともに加える。その直前のＧｓパルス６５は、Ｇｓパルス６６によってスライス方向（スライス厚さ方向）での位相が分散するので、その位相分散をキャンセルして位相を揃えるために、あらかじめ与えるリフェーズ用のパルスである。Ｇｒパルス８３も同様にリフェーズパルスであって、エコーフォーカス時点より後で加わるＧｒパルス８２（Ｇｒパルス８２の後半部）による位相の乱れを回復させるものである。最後にＧｓパルス６７、Ｇｐパルス７３、Ｇｒパルス８４が印加され、残留磁化のスポイリングがなされる。
【００２７】
ここで、プロトンのスピンの磁気モーメントの振る舞いを図３を参照しながら説明すると、９０°パルス５１の前では緩和しているため、図３（ａ）の太線矢印で示すように静磁場の方向Ｚに向いた縦磁化となっている。９０°パルス５１、５４、１８０°パルス５２、５３などのＲＦパルスはＣＰＭＧ条件ないしＣＰ条件によるものであり、Ｘ方向から照射される９０°パルス５１によって、Ｚ方向の縦磁化がＸ軸の回りに９０°回転して図３（ｂ）に示すようにＹ方向に向いた横磁化となる。つぎに時間が経過して横磁化の位相が図３（ｃ）に示すようにばらばらになってきた時点（ＥＳＰ／２の経過時点）で、１８０°パルス５２をＹ方向から照射すると、図３（ｄ）に示すように横磁化がＹ軸回りに１８０°回転するので、分散方向に向かっていた横磁化が再び揃う方向に集束し始め、さらにＥＳＰ／２の経過時点で図３（ｅ）に示すようにＹ軸に集束する（フォーカスする）。位相が集束するこの時点で大きな信号が発生する。さらに時間が経過すれば再び図３（ｃ）に示すように位相が分散するので、図３（ｄ）に示すようにＹ方向からの１８０°パルス５２によってＹ方向の回りに１８０°回転させ、図３（ｅ）に示すようにＹ軸に集束させる。ここでは図３（ｃ）〜（ｅ）を２回繰り返す。
【００２８】
信号発生用パルス系列Ａの最後の１８０°パルス５２から時間が経過すると図３（ｆ）に示すように横磁化が分散してくるので、ＥＳＰ／２の経過時点でＹ方向からの１８０°パルス５３を加え、横磁化をＹ軸回りに回転させ、さらに時間ＥＳＰ／２が経過した時点で図３（ｈ）のようにＹ軸にフォーカスさせる。このとき再び９０°パルス５４がＸ軸方向から印加されるので、コヒレントな横磁化がＸ軸回りにさらに９０°回転してＺ方向とは反対の方向（−Ｚ方向）の縦磁化となる。
【００２９】
負の縦磁化となるスピンは、この時点で横磁化が減衰していないスピンであり、ＥＴＬ（Ｅｃｈｏ　Ｔｒａｉｎ　Ｌｅｎｇｔｈ）に依存する。ＥＴＬとは９０°パルス５１から最後の１８０°パルス５３までの時間であり、ＥＴＬが長いときは、長いＴ２値を持つ物質のスピンが−Ｚの縦磁化において支配的となる。人体では長いＴ２値を持つ物質としてＣＳＦをあげることができるが、ＣＳＦはＴ１値も長い。そのため、このＣＳＦなどのＴ１、Ｔ２ともに長い物質のスピンは、負に励起され次のＴＲの開始時点までに十分に回復できないので、次のＴＲの開始時点で与えられる９０°パルス５１によって励起される磁化の大きさが抑制されることになる。これに対してＴ１、Ｔ２とも短い物質の磁化は９０°パルス５４の印加時点では回復してしまっているので、９０°パルス５４の印加によって再度励起されて９０°倒されＹ軸方向に向くことになるが、Ｔ１、Ｔ２とも短いため、次のＴＲが始まるまでには回復しており、信号抑制はない。Ｔ２が長くＴ１が短い物資のスピンも同様であり、次のＴＲが始まるまでには回復し、信号が抑制されることはない。したがって、ＥＴＬを長くすることによってＴ１、Ｔ２ともに長い物質からの信号のみを選択的に、他の組織からの信号に比較して、減少させることができる。
【００３０】
図４は、信号発生用パルス系列Ａの１８０°パルス５２の個数が奇数のときに、ダミーのパルス列Ｃを、強制励起パルス列Ｂの前に加える例を示す。このダミーパルス列Ｃは、Ｙ方向から照射する１個の１８０°パルス（リフォーカスパルス）５５と、これと同時に印加するスライス選択用傾斜磁場Ｇｓパルス６８と、読み出し軸のリフェーズ用の傾斜磁場Ｇｒパルス８５とからなる。１８０°パルス５５は、信号発生用パルス系列Ａの最後の１８０°パルス５２からＥＳＰの間隔で与える。このダミーのパルス列ＣではＧｒパルス印加時での信号サンプリングは行なわない。
【００３１】
仮にダミーのパルス列Ｃがないとすると、信号発生用パルス系列Ａの１８０°パルス５２の個数が奇数のときは、強制励起パルス列Ｂの１８０°パルス５３の個数１を加えて、偶数個の１８０°パルスが９０°パルス５４の前に印加されることになる。このとき、９０°パルス５１、５４の波形に誤差があるなどの理由により、９０°パルス５１、５４によっては正確に９０°磁化を倒すことができない場合に、最後の９０°パルス５４で−Ｚの縦磁化を実現できない。たとえば、９０°パルス５１、５４によって実際は８０°しか倒れなかったとすると、最初の９０°パルス５１で８０°倒れるので、１番目の１８０°パルス５２で１００°となり、２番目の１８０°パルス５２で８０°、３番目の１８０°パルス５２で１００°となる。このように、１８０°パルス５２、５３の総個数が偶数であれば、８０°となっていて、最後に加える９０°パルス５４によってさらに８０°倒すことができるだけなので、１６０°にしかならず、−Ｚとはならない。これに対して、１８０°パルス５２、５３の総個数が奇数であれば、１００°から８０°倒すことができるので、−Ｚを実現できる。
【００３２】
したがって、信号発生用パルス系列Ａの１８０°パルス５２の個数が奇数のときに、奇数個（少なくとも１個）の１８０°パルス５５（およびＧｓパルス６８、Ｇｒパルス８５）を印加することとすれば、強制励起パルス列Ｂの１個の１８０°パルス５３を足して、総個数を奇数にすることができて、−Ｚ磁化を確実化できる。なお、奇数個（３個以上）の１８０°パルス５５（およびＧｓパルス６８、Ｇｒパルス８５）を印加する場合は、ＥＳＰ間隔で印加することとし、最後の１８０°パルス５５からＥＳＰ後に強制励起パルス列Ｂの１８０°パルス５３を印加する。
【００３３】
このようにダミーパルス列Ｃを加えることによって、−Ｚ磁化を確実に実現でき、このことは、９０°パルス５１、５４の誤差を許容できるだけでなく、任意のフリップ角を選んで縦磁化の緩和状態を変化させることが可能であることをも意味する。また、ダミーパルス列Ｃを加えることによって、ＥＴＬの長さも任意に長くできる。
【００３４】
このような図２、図４のパルスシーケンスでマルチスライスの撮像を行なうこともできる。図５のように、３つのスライスＳＬ１、ＳＬ２、ＳＬ３の撮像を行なう場合、図６の（ａ）に示すように図２または図４のパルスシーケンスを１ＴＲ内で３回繰り返す。これらのパルスシーケンスを順にＰＳ１、ＰＳ２、ＰＳ３とし、ＰＳ１でスライスＳＬ１のデータを収集し、ＰＳ２でスライスＳＬ２のデータを収集し、ＰＳ３でスライスＳＬ３のデータを収集するものとした場合、ＰＳ１ではＲＦパルス（９０°パルス５１、５４、１８０°パルス５２、５３など）のキャリアの周波数をスライス方向（スライス厚さ方向）でのＳＬ１の位置に応じたものとし、ＰＳ２ではＲＦパルスのキャリアの周波数をＳＬ２の位置に応じたものとし、ＰＳ３ではＲＦパルスのキャリアの周波数をＳＬ３の位置に応じたものとする。すると、これらＲＦパルスのキャリアの周波数と傾斜磁場Ｇｓとの関係からＰＳ１ではＳＬ１のみが選択的に励起され、ＰＳ２ではＳＬ２のみが、ＰＳ３ではＳＬ３のみがそれぞれ選択的に励起されるので、これらスライスＳＬ１、ＳＬ２、ＳＬ３の各々では図６（ｂ）に示すようにＴＲに１回だけ励起され、他のスライスへ影響を与えない。
【００３５】
なお、上記のパルスシーケンス（図２、図４）では、信号発生用パルス系列ＡとしてＳＦＥ法によるものを用いているが、ＧＲＡＳＥ法によるものを用いることができることはもちろんである。また、ＥＴＬは上記のパルスシーケンス（図２、図４）に制限されないこともいうまでもない。その他、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々に変更可能である。
【００３６】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明のＭＲイメージング装置によれば、リフォーカスパルスと励起パルスとを含む強制励起パルス列を信号発生用パルス系列の後に付加することにより、Ｔ１およびＴ２の長い組織からの信号を抑制することができ、Ｔ１およびＴ２の長いＣＳＦなどの組織の信号を抑えたプロトン密度強調画像やＴ２強調画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態にかかるＭＲイメージング装置を示すブロック図。
【図２】同実施形態において行うパルスシーケンスを示すタイムチャート。
【図３】同実施形態における磁化の振る舞いの各々を示す概念図。
【図４】他の実施形態において行うパルスシーケンスを示すタイムチャート。
【図５】マルチスライス時の各スライスの位置関係を示す模式図。
【図６】マルチスライス時のシーケンスを示すタイムチャート。
【符号の説明】
１１　　　　　　　静磁場発生用主マグネット
１２　　　　　　　傾斜磁場コイル
１３　　　　　　　送信用ＲＦコイル
１４　　　　　　　受信用ＲＦコイル
１５　　　　　　　波形発生器
１６　　　　　　　傾斜磁場電源
２１　　　　　　　ホストコンピュータ
２２　　　　　　　シーケンサ
２３　　　　　　　ＲＦ信号発生器
２４　　　　　　　振幅変調器
２５　　　　　　　ＲＦパワーアンプ
２６　　　　　　　プリアンプ
２７　　　　　　　位相検波器
２８　　　　　　　Ａ／Ｄ変換器
２９　　　　　　　サンプリングパルス発生器
３１　　　　　　　指示器
３２　　　　　　　ディスプレイ装置
３３　　　　　　　画像再構成装置
Ａ　　　　　　　　信号発生用パルス系列
Ｂ　　　　　　　　強制励起パルス列
Ｃ　　　　　　　　ダミーパルス列
５１、５４　　　　９０°パルス
５２、５３、５５　１８０°パルス[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an MR imaging apparatus that performs imaging using an NMR (nuclear magnetic resonance) phenomenon, and more particularly to an MR imaging apparatus that obtains an image at a high speed by an imaging scan method called a fast spin echo method.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art Conventionally, a high-speed spin echo method (hereinafter referred to as FSE (Fast Spin Echo) method) has been known as an imaging scan method of an MR imaging apparatus (see Non-Patent Document 1 below). In the FSE method, first, after applying a 90 ° pulse (excitation pulse), a plurality of 180 ° pulses (refocus pulse) are applied, and a slice selection gradient magnetic field pulse is applied simultaneously with each of these RF pulses. . Then, a readout (and frequency encoding) gradient magnetic field pulse is applied to generate a plurality of spin echo signals after each 180 ° pulse. Immediately before the generation of these signals, a phase encoding gradient magnetic field pulse is added, and phase encoding is performed with respect to predetermined uniaxial position information. The amount of application of each phase encoding gradient magnetic field pulse corresponds to the amount of phase encoding such that data obtained from these signals is arranged at different places in the phase direction on the K space (raw data space). Let it. In these three gradient magnetic fields, the gradient directions of the magnetic field strength are in any three orthogonal axes.
[0003]
[Non-patent document 1]
"RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR", Magnetic Resonance in Medicine, 3, pp 823-833, 1986.
[0004]
According to this FSE method, data to be arranged on many different lines in the K space can be obtained in one TR (one repetition time of a pulse sequence), so that the number of TRs can be reduced and high-speed imaging can be performed. Here, an echo having a desired contrast is arranged near the center (low-frequency region) of the K space, and other echoes that are temporally close to the echo arranged near the center are sequentially adjacent to the K space. The amount of phase encoding, which is arranged in such a manner, is given to each echo.
[0005]
In the GRASE (GRadian And Spin Echo) method shown in the following Patent Document 1 and Non-Patent Document 2, the following pulse sequence is adopted. After applying a 90 ° pulse (excitation pulse), a plurality of 180 ° pulses (refocusing pulse) are applied, and simultaneously with each of these RF pulses, a pulse of a gradient magnetic field Gs for slice selection is applied. A pulse of the readout (and frequency encoding) gradient magnetic field Gr is applied within the interval of, and this Gr pulse is switched a plurality of times after each 180 ° pulse, and added to the signal of the spin echo before and after the pulse. Gradient echo signals are generated, and pulses of the gradient magnetic field Gp for phase encoding are respectively added immediately before the generation of these signals, and the application amount of each Gp pulse is determined by data obtained from those signals. Corresponds to the amount of phase encoding that is arranged sequentially in the phase direction on the K space (raw data space) Is that.
[0006]
[Patent Document 1]
US Pat. No. 5,270,654
[Non-patent document 2]
K. Oshio and D.S. A. Feinberg “GRASE (Gradient and Spin-Echo) Imaging: A Novel Fast MRI Technology” Magnetic Resonance in Medicine 20, 344-349, 1991
[0008]
In such an FSE method or a GRASE method, an image having an arbitrary contrast can be obtained by controlling the relationship between the TR and the arrangement of the echoes in the K space. For example, a proton-density-weighted image or a T2-weighted image can be obtained. Can be.
[0009]
In addition to these methods, it is also known to obtain an image in which a signal of a specific tissue is attenuated by adding an IR (Inversion Recovery) pulse before a pulse sequence. An example thereof is the FLAIR (FLuid Attenuated IR) method. This is because the time interval between the IR pulse and the 90 ° pulse (excitation pulse) is adjusted, and the excitation pulse is applied when the longitudinal magnetization of the specific tissue has recovered to near zero after the IR pulse. The idea is to suppress the signal. Further, a method of selectively attenuating a signal of a specific tissue using a Driven Inversion pulse as a preparation pulse has been proposed in Non-Patent Document 3 below.
[0010]
[Non-Patent Document 3]
"Cooperative T1 and T2 effects on contrast using a new drive inversion spin echo (DISE) MRI pulse sequence", Magnetic Resonance, Canada, Canada
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
However, according to the conventional methods, problems occur in images including a specific tissue, for example, cerebrospinal fluid (CSF). When a proton-enhanced density image is acquired by the FSE method or the GRASE method, the CSF tends to show a high signal as compared with the normal SE method, and thus the boundary between the brain parenchyma and the CSF becomes unclear. In the FSE method and the GRASE method, since a plurality of echoes are arranged in one K space, refocusing is repeated and echoes that occur later in the TR are also collected. This is because the signal is relatively higher than the signal from the tissue.
[0012]
The FLAIR method is used for suppressing signals from the CSF to observe a parenchymal lesion near the cortex or near the ventricle. However, the FLAIR method and the method using the Driven Inversion pulse require a sufficient recovery time, so that the imaging time is significantly extended, and the S / N of a substantial portion other than the CSF is reduced.
[0013]
In view of the above, an object of the present invention is to obtain an image in which a signal from a tissue such as CSF, which has a long T1 and T2, is suppressed when a proton density weighted image or a T2 weighted image is obtained at high speed using the FSE method or the GRASE method. It is an object of the present invention to provide an MR imaging apparatus improved so as to be able to perform.
[0014]
In order to achieve the above object, in the MR imaging apparatus according to the first aspect of the present invention,
Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in the space where the subject is placed,
When the first axis, the second axis, and the third axis are three arbitrary orthogonal axes, a slice selection gradient magnetic field pulse in the first axis direction and a phase encoding gradient magnetic field in the second axis direction are provided in the space. Gradient magnetic field pulse applying means for applying a pulse and a readout gradient magnetic field pulse in the third axis direction;
RF transmitting means for applying an excitation RF pulse and a refocus RF pulse in the space,
Receiving means for receiving an echo signal, performing phase detection, sampling and A / D converting the data to obtain data;
The RF transmission means, the gradient magnetic field pulse applying means, and the receiving means are controlled to perform a signal generation pulse sequence for generating a signal by applying one excitation RF pulse and then sequentially applying a plurality of refocus RF pulses. Forced excitation in which the amount of phase encoding for each signal is determined so that data from each signal is arranged in each line on the K space, and a refocus RF pulse is applied after the pulse sequence, and then an excitation pulse is applied. Control means for repeating a pulse sequence, to which a pulse train is added,
Image reconstruction means for reconstructing an image from a K space in which data is arranged.
[0015]
After a single excitation RF pulse is applied, a plurality of refocusing RF pulses are sequentially applied to generate a signal to generate a signal (for example, by the SFE method or the GRASE method), and a data from each signal is generated. Is arranged in each line on the K space, and the amount of phase encoding for each signal is determined. This makes it possible to obtain a plurality of pieces of data having different phase encode amounts within one repetition period, similarly to a pulse sequence based on a normal SFE method, GRASE method, or the like. That is, the magnetic moment of the protons is defeated by the excitation pulse to produce transverse magnetization, and when the phases are separated, the phase is realigned by the refocusing pulse to generate a spin echo signal. The generation of signals with the same phase by adding the focus pulse is repeated a plurality of times. Since refocusing is repeated in this manner, a signal from a proton having a long T2 becomes relatively large. Thereafter, a pulse train for forced excitation is added to form 1TR. This forced excitation pulse train is to apply a refocusing pulse followed by an excitation pulse.After the last refocusing pulse of the above-described signal generation pulse sequence, a refocusing pulse is given, and the pulse is separated. Since the excitation pulse is applied when the phase has been realigned, the transverse magnetization is further defeated by this excitation pulse, and the longitudinal magnetization is in the opposite direction to the initial longitudinal magnetization. For this reason, protons having a long T1 and not yet recovered at this point recover from the longitudinal magnetization in the opposite direction, and therefore do not return to the saturated state by the start of the next TR, and the signal intensity at the next TR becomes lower. Become smaller. On the other hand, the short T1 proton is sufficiently recovered when the excitation pulse of the pulse train for forced excitation is applied and is excited by the excitation pulse, but is recovered by the start of the next TR. Absent. As a result, a signal from a tissue that is long in both T1 and T2 is attenuated, and for example, the inconvenience of CFS having high luminance on the reconstructed image can be improved.
[0016]
As in claim 2, when the number of refocusing pulses in the pulse sequence for signal generation of the pulse sequence is an odd number, when the pulse train for forced excitation is added after adding an odd number of refocusing pulses for dummy, Since the total number of refocusing pulses is an odd number, longitudinal magnetization in a completely opposite direction can be realized by the excitation pulse of the pulse train for forced excitation. If the excitation pulse of the signal generation pulse sequence is tilted by, for example, 80 ° instead of 90 °, one refocusing pulse becomes 100 ° and returns to 80 ° by the next refocusing pulse. In this way, if the total number of refocusing pulses is even, the flip angle α ° that was first defeated is maintained, but if it is odd, {90+ (90−α)} ° = (180−α) °. Therefore, when the pulse is further tilted by α ° at the last excitation pulse of the pulse train for forced excitation, longitudinal magnetization in the opposite direction by 180 ° is obtained.
[0017]
If the gradient magnetic field pulse in the first axis direction and the gradient magnetic field pulse in the third axis direction are added as rephasing pulses in the pulse sequence for forced excitation of the pulse sequence as in claim 3, the excitation pulse of the pulse sequence for forced excitation is added. , The phases dispersed in the first axis direction and the third axis direction at the time of applying are more uniform.
[0018]
As described in claim 4, the pulse sequence is sequentially performed a plurality of times at different times within one TR, and the frequencies of the excitation RF pulse and the refocus pulse are made different for each pulse sequence, so that the pulse sequence is different for each pulse sequence. Since a signal for a slice can be obtained, a plurality of different slices can be imaged in one TR.
[0019]
Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The MR imaging apparatus according to the present invention is configured as shown in FIG. In FIG. 1, a main magnet 11 generates a strong static magnetic field, and a subject (not shown) is arranged in the static magnetic field space. Further, the gradient magnetic field coils 12 are provided in three sets so as to generate three gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz whose magnetic field strengths incline in three orthogonal axes of X, Y, Z so as to be superimposed on the static magnetic field. Have been. An RF coil 13 for transmission and an RF coil 14 for receiving NMR signals are attached to the subject.
[0020]
The host computer 21 controls the entire system, and the sequencer 22 under the control of the host computer 21 collects data for reconstructing an image of a desired cross section of the subject (see FIG. 2 later). Are transmitted to the transmission system, the reception system, and the gradient magnetic field generation system. As for the gradient magnetic field generation, a predetermined pulse waveform relating to Gx, Gy, Gz is generated at a predetermined timing from the waveform generator 15 and sent to the gradient magnetic field power supply 16, and the gradient magnetic field coil 12 generates Gx, Gy and Gz are generated. The gradient magnetic field Gs for slice selection, the gradient magnetic field Gr for reading (for frequency encoding), and the gradient magnetic field Gp for phase encoding shown in the pulse sequence of FIG. 2 have their magnetic field inclines in one direction of each of three arbitrary orthogonal axes. This is a gradient magnetic field that can be made in any direction by using any one of Gx, Gy, and Gz, or by combining some of them.
[0021]
Further, the waveform generator 15 generates an RF pulse waveform at a predetermined timing under the control of the sequencer 22 and sends the RF pulse waveform to the amplitude modulator 24. The RF signal from the RF signal generator 23 is sent to the amplitude modulator 24 as a carrier, and the carrier is amplitude-modulated according to the waveform signal from the waveform generator 15. The RF signal generator 23 is set by the host computer 21 so as to generate an RF signal having a frequency corresponding to the resonance frequency of the subject. The output of the amplitude modulator 24 is sent to the RF coil 13 via the RF power amplifier 25. In this manner, the waveform and timing of the RF signal transmitted from the RF coil 13 are determined by the sequencer 22, so that the subject is irradiated with the 90 ° pulse and the 180 ° pulse shown in FIG.
[0022]
The NMR signal generated from the subject is received by the receiving RF coil 14 and sent to the phase detector 27 via the preamplifier 26. An RF signal, which is a carrier of a transmission RF pulse, is sent from the RF signal generator 23 to the phase detector 27, and the signal is used as a reference signal to perform phase detection. The A / D converter 28 samples the detection signal from the phase detector 27 and converts it into digital data according to the sampling pulse from the sampling pulse generator 29 whose timing, frequency, and the like are controlled by the sequencer 22. This digital data is taken into the host computer 21 and subjected to Fourier transform processing by the image reconstruction device 33. The image thus reconstructed is displayed on the display device 32. The indicator 31 is a keyboard, a mouse, and the like for an operator or the like to give necessary instructions to the host computer 21.
[0023]
In such an MR imaging apparatus, a pulse sequence as shown in FIG. 2 is performed under the control of the host computer 21 and the sequencer 22. In FIG. 2, 1TR includes a pulse sequence A for signal generation and a subsequent pulse train B for forced excitation. The pulse sequence A for signal generation is based on the FSE method.
[0024]
First, one 90 ° pulse (excitation RF pulse) 51 is applied, and then a plurality of (here, two) 180 ° pulses (refocus RF pulses) 52, 52 are added, and these RF pulses 51, 52 are added. , 52, pulses 61, 63, 63 of the gradient magnetic field Gs for slice selection are applied. The Gs pulse 62 of the opposite polarity is a rephase pulse for aligning the phase disturbed by the Gs pulse 61. Since the Gs pulse 63 is applied before and after the 180 ° pulse 52, the influence on the phase is canceled out before and after the 180 ° pulse 52. A pulse 81 of a gradient magnetic field Gr for reading (and for frequency encoding) is applied after the 90 ° pulse 51, and a Gr pulse 82 is given after the 180 ° pulse 52, and after each of the 180 ° pulses 52, 52. Generates a spin echo signal. A phase encoding gradient magnetic field Gp pulse 71 is applied before each signal is generated, and after a signal is generated, a rephasing Gp pulse 72 having the same integral value and opposite polarity is added so as to cancel the effect. The Gp pulse 71 is made different for each signal in one TR, and is changed little by little for each TR as indicated by an arrow, and the TR is repeated until all the data that sequentially fills the K space is obtained.
[0025]
Assuming that the time from the 90 ° pulse 51 to the focus of the echo is ESP (Echo Space), a 180 ° pulse 52 is added at the point of ESP / 2 from the 90 ° pulse 51, and the time interval between the 180 ° pulse 52 and ESP is It repeats several times, such as applying the next 180 ° pulse 52 (here, it repeats twice).
[0026]
When ESP has elapsed from the last 180 ° pulse 52 of the signal generation pulse sequence A, the 180 ° pulse 53 of the forced excitation pulse train B is applied simultaneously with the Gs pulse 64. Further, at a point after the ESP / 2, a 90 ° pulse 54 is applied together with the Gs pulse 66. The Gs pulse 65 immediately before that is a re-phase pulse given in advance in order to cancel the phase dispersion and align the phases because the phase in the slice direction (slice thickness direction) is dispersed by the Gs pulse 66. The Gr pulse 83 is also a rephase pulse, and is used to recover the disorder of the phase due to the Gr pulse 82 (the latter half of the Gr pulse 82) applied after the echo focus time. Finally, the Gs pulse 67, the Gp pulse 73, and the Gr pulse 84 are applied, and the residual magnetization is spoiled.
[0027]
Here, the behavior of the magnetic moment of the proton spin will be described with reference to FIG. 3. Since the relaxation is reduced before the 90 ° pulse 51, the direction of the static magnetic field is indicated by the thick arrow in FIG. The longitudinal magnetization is oriented to Z. RF pulses such as 90 ° pulses 51, 54, 180 ° pulses 52, 53 are based on the CPMG condition or the CP condition, and the 90 ° pulse 51 irradiated from the X direction causes the longitudinal magnetization in the Z direction to rotate around the X axis. 3B, the magnetization becomes transverse magnetization oriented in the Y direction as shown in FIG. Next, at the time when the time has elapsed and the phase of the transverse magnetization has been separated as shown in FIG. 3C (at the time of ESP / 2), the 180 ° pulse 52 is irradiated from the Y direction. As shown in (d), the transverse magnetization is rotated by 180 ° around the Y axis, so that the transverse magnetization that has been heading in the dispersion direction starts to converge in a direction in which it is aligned again. As shown in (2), the light is focused (focused) on the Y axis. At this point where the phases converge, a large signal is generated. If the time further elapses, the phase is dispersed again as shown in FIG. 3 (c), and as shown in FIG. 3 (d), the phase is rotated 180 ° around the Y direction by the 180 ° pulse 52 from the Y direction. Focusing is performed on the Y axis as shown in FIG. Here, FIGS. 3C to 3E are repeated twice.
[0028]
When the time elapses from the last 180 ° pulse 52 of the pulse sequence A for signal generation, the transverse magnetization is dispersed as shown in FIG. 3 (f), so the 180 ° pulse from the Y direction at the time of ESP / 2 53, the transverse magnetization is rotated around the Y axis, and when the time ESP / 2 has elapsed, the Y axis is focused as shown in FIG. At this time, since the 90 ° pulse 54 is applied again in the X-axis direction, the coherent transverse magnetization is further rotated by 90 ° around the X-axis to become longitudinal magnetization in the direction opposite to the Z direction (−Z direction).
[0029]
Spins having negative longitudinal magnetization are spins in which transverse magnetization has not been attenuated at this time, and depend on ETL (Echo Train Length). The ETL is a time from the 90 ° pulse 51 to the last 180 ° pulse 53. When the ETL is long, the spin of a substance having a long T2 value becomes dominant in the longitudinal magnetization of −Z. In the human body, CSF can be cited as a substance having a long T2 value, but CSF also has a long T1 value. For this reason, the spin of a substance long in both T1 and T2 such as CSF is negatively excited and cannot be sufficiently recovered by the start time of the next TR, so that it is excited by the 90 ° pulse 51 given at the start time of the next TR. Thus, the magnitude of the magnetization is suppressed. On the other hand, since the magnetization of the substance having a shorter T1 and T2 has been recovered at the time of application of the 90 ° pulse 54, the material is excited again by the application of the 90 ° pulse 54, is tilted 90 °, and faces the Y-axis direction. However, since both T1 and T2 are short, they are recovered before the next TR starts, and there is no signal suppression. The same applies to a spin of a material having a long T2 and a short T1. The spin is recovered before the next TR starts, and the signal is not suppressed. Therefore, by increasing the ETL, it is possible to selectively reduce only signals from substances having long T1 and T2 compared to signals from other tissues.
[0030]
FIG. 4 shows an example in which a dummy pulse train C is added before a forced excitation pulse train B when the number of 180 ° pulses 52 of the signal generation pulse sequence A is odd. The dummy pulse train C is composed of one 180 ° pulse (refocus pulse) 55 irradiated from the Y direction, a slice selection gradient magnetic field Gs pulse 68 applied at the same time, and a gradient magnetic field Gr pulse for rephasing the readout axis. 85. The 180 ° pulse 55 is given at an ESP interval from the last 180 ° pulse 52 of the signal generation pulse sequence A. In the dummy pulse train C, signal sampling is not performed when a Gr pulse is applied.
[0031]
Assuming that there is no dummy pulse train C, if the number of 180 ° pulses 52 of the signal generation pulse sequence A is an odd number, the number of 180 ° pulses 53 of the forced excitation pulse train B is added, and an even number of 180 ° pulses 53 is added. A pulse will be applied before the 90 ° pulse 54. At this time, if the 90 ° pulses 51 and 54 cannot accurately defeat the 90 ° magnetization due to an error in the waveforms of the 90 ° pulses 51 and 54, the −Z signal is output at the last 90 ° pulse 54. Longitudinal magnetization cannot be realized. For example, if the 90 ° pulses 51 and 54 actually cause only 80 ° to fall, the first 90 ° pulse 51 falls by 80 °, so that the first 180 ° pulse 52 becomes 100 ° and the second 180 ° pulse 52 gives At 80 °, the third 180 ° pulse 52 becomes 100 °. In this way, if the total number of the 180 ° pulses 52 and 53 is even, it is 80 °, and it is only possible to defeat it by 80 ° by the 90 ° pulse 54 added last. Does not. On the other hand, if the total number of the 180 ° pulses 52 and 53 is an odd number, it is possible to incline from 100 ° to 80 °, and thus −Z can be realized.
[0032]
Therefore, when the number of 180 ° pulses 52 of the signal generation pulse sequence A is odd, an odd number (at least one) of 180 ° pulses 55 (and the Gs pulse 68 and the Gr pulse 85) are applied. By adding one 180 ° pulse 53 of the forced excitation pulse train B, the total number can be made an odd number, and -Z magnetization can be ensured. When an odd number (three or more) of 180 ° pulses 55 (and Gs pulses 68 and Gr pulses 85) are applied, the pulses are applied at ESP intervals, and a forced excitation pulse train is applied after the last 180 ° pulse 55 ESP. A 180 ° pulse 53 of B is applied.
[0033]
By adding the dummy pulse train C in this way, the -Z magnetization can be reliably realized. This means that not only the error of the 90 ° pulses 51 and 54 can be tolerated, but also the relaxation state of the longitudinal magnetization by selecting an arbitrary flip angle. Can also be changed. Further, by adding the dummy pulse train C, the length of the ETL can be arbitrarily increased.
[0034]
Multi-slice imaging can also be performed with such a pulse sequence as shown in FIGS. When imaging three slices SL1, SL2, and SL3 as shown in FIG. 5, the pulse sequence shown in FIG. 2 or FIG. 4 is repeated three times in 1TR as shown in FIG. If these pulse sequences are assumed to be PS1, PS2, and PS3 in order, the data of slice SL1 is collected by PS1, the data of slice SL2 is collected by PS2, and the data of slice SL3 is collected by PS3. The frequency of the carrier of the pulse (90 ° pulse 51, 54, 180 ° pulse 52, 53, etc.) depends on the position of SL1 in the slice direction (slice thickness direction), and the frequency of the carrier of the RF pulse in PS2 is The frequency of the carrier of the RF pulse is assumed to correspond to the position of SL3 in PS3. Then, from the relationship between the frequency of the carrier of the RF pulse and the gradient magnetic field Gs, only SL1 is selectively excited in PS1, only SL2 is selectively excited in PS2, and only SL3 is selectively excited in PS3. In each of SL1, SL2, and SL3, as shown in FIG. 6B, TR is excited only once and does not affect other slices.
[0035]
In the above-described pulse sequence (FIGS. 2 and 4), the pulse sequence A for signal generation is based on the SFE method, but it is needless to say that the pulse sequence A based on the GRASE method can be used. It goes without saying that the ETL is not limited to the above-described pulse sequence (FIGS. 2 and 4). In addition, various changes can be made without departing from the spirit of the present invention.
[0036]
【The invention's effect】
As described above, according to the MR imaging apparatus of the present invention, by adding the forced excitation pulse train including the refocusing pulse and the excitation pulse after the signal generation pulse sequence, the signal from the tissue having a long T1 and T2 can be obtained. Can be suppressed, and a proton density weighted image or a T2 weighted image in which a signal of a tissue such as CSF having a long T1 and T2 is suppressed can be obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an MR imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a time chart showing a pulse sequence performed in the embodiment.
FIG. 3 is a conceptual diagram showing each of the behaviors of magnetization in the embodiment.
FIG. 4 is a time chart showing a pulse sequence performed in another embodiment.
FIG. 5 is a schematic diagram showing a positional relationship between slices during multi-slice.
FIG. 6 is a time chart showing a sequence at the time of multi-slice.
[Explanation of symbols]
Reference Signs List 11 Main magnet for generating static magnetic field 12 Gradient magnetic field coil 13 RF transmitting coil 14 RF coil for receiving 15 Waveform generator 16 Gradient magnetic field power supply 21 Host computer 22 Sequencer 23 RF signal generator 24 Amplitude modulator 25 RF power amplifier 26 Preamplifier 27 Phase detector 28 A / D converter 29 Sampling pulse generator 31 Indicator 32 Display device 33 Image reconstruction device A Signal generation pulse sequence B Forced excitation pulse train C Dummy pulse train 51, 54 90 ° pulse 52, 53, 55 180 ° pulse

Claims (4)

被検体が置かれる空間内に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
第１軸、第２軸および第３軸を任意の直交３軸の各軸としたとき、上記空間内に第１軸方向のスライス選択用傾斜磁場パルス、第２軸方向の位相エンコード用傾斜磁場パルスおよび第３軸方向の読み出し用傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場パルス印加手段と、
上記空間内に励起ＲＦパルスおよびリフォーカスＲＦパルスを印加するＲＦ送信手段と、
エコー信号を受信し、位相検波した後サンプリングしてＡ／Ｄ変換してデータを得る受信手段と、
上記ＲＦ送信手段、傾斜磁場パルス印加手段および受信手段を制御し、１個の励起ＲＦパルスを印加した後複数個のリフォーカスＲＦパルスを順次印加して信号を発生させる信号発生用パルス系列を行い、それぞれの信号からのデータをＫスペース上の各ラインに配置すべく各信号についての位相エンコード量を定め、かつ上記パルス系列の後にリフォーカスＲＦパルスを印加し続いて励起パルスを印加する強制励起用パルス列を付加した、パルスシーケンスを繰り返し行なう制御手段と、
データが配列されたＫスペースより画像を再構成する画像再構成手段と
を備えることを特徴とするＭＲイメージング装置。Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field in the space where the subject is placed,
When the first axis, the second axis, and the third axis are three arbitrary orthogonal axes, a slice selection gradient magnetic field pulse in the first axis direction and a phase encoding gradient magnetic field in the second axis direction are provided in the space. Gradient magnetic field pulse applying means for applying a pulse and a readout gradient magnetic field pulse in the third axis direction;
RF transmitting means for applying an excitation RF pulse and a refocus RF pulse in the space,
Receiving means for receiving an echo signal, performing phase detection, sampling and A / D converting the data to obtain data;
The RF transmission means, the gradient magnetic field pulse applying means, and the receiving means are controlled to perform a signal generation pulse sequence for generating a signal by applying one excitation RF pulse and then sequentially applying a plurality of refocus RF pulses. Forced excitation in which the amount of phase encoding for each signal is determined so that data from each signal is arranged in each line on the K space, and a refocus RF pulse is applied after the pulse sequence, and then an excitation pulse is applied. Control means for repeating a pulse sequence, to which a pulse train is added,
An MR imaging apparatus comprising: image reconstruction means for reconstructing an image from a K space in which data is arranged. 上記パルスシーケンスの信号発生用パルス系列においてリフォーカスパルスが奇数個である場合に、ダミーの奇数個のリフォーカスパルスを加えた後上記の強制励起用パルス列を加えることを特徴とする請求項１記載のＭＲイメージング装置。2. The pulse sequence for forced excitation is added after adding an odd number of dummy refocusing pulses when the number of refocusing pulses in the pulse sequence for signal generation of the pulse sequence is odd. MR imaging apparatus. 上記パルスシーケンスの強制励起用パルス列において、第１軸方向の傾斜磁場パルスと第３軸方向の傾斜磁場パルスとをリフェーズ用パルスとして加えることを特徴とする請求項１または請求項２記載のＭＲイメージング装置。3. The MR imaging according to claim 1, wherein a gradient magnetic field pulse in a first axis direction and a gradient magnetic field pulse in a third axis direction are added as rephase pulses in the pulse train for forced excitation of the pulse sequence. apparatus. １繰り返し期間内において上記パルスシーケンスを複数回、時間をずらして順次行い、励起ＲＦパルスおよびリフォーカスパルスの周波数を各回のパルスシーケンスごとに異ならせて、各回のパルスシーケンスで異なるスライスについての信号を得ることを特徴とする請求項１、請求項２または請求項３記載のＭＲイメージング装置。In one repetition period, the above pulse sequence is sequentially performed a plurality of times at different times, and the frequencies of the excitation RF pulse and the refocus pulse are made different for each pulse sequence, so that signals for different slices in each pulse sequence are generated. 4. The MR imaging apparatus according to claim 1, wherein the MR imaging apparatus is obtained.

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