JP2007190114A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置において、プリサチレーションパルスを印加して撮像対象の核磁化を変調し、ＭＲＩ画像上にストライプ状あるいは格子状のタグを付与した後、撮像を行う装置に関するものである。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus that applies a pre-saturation pulse to modulate nuclear magnetization of an imaging target, adds a striped or grid-like tag on the MRI image, and then performs imaging. Is.
ＭＲＩ画像上にストライプ状のタグを付与するシーケンス（タギングシーケンス）は、例えば非特許文献１に記載されているものが知られている。具体的には、例えば図９（ａ）のように、フリップ角度が９０度である２回の高周波磁場（ＲＦ）パルス９１１と、１回のＸ方向傾斜磁場パルス９１２とで構成される。タギングシーケンス実行後に、スライス方向をＺ方向、位相エンコード方向をＹ方向、リードアウト方向をＸ軸方向とする撮像シーケンスを実行すると、図９（ｂ）のＭＲＩ画像に示す様に、Ｘ軸に直交するストライプ状のタグが付与される。このストライプは、信号が抑圧された領域（図９（ｂ）における黒線部）と抑圧されていない領域とが交互に並んだ構成であり、タギングシーケンスのＲＦパルスのフリップ角、および傾斜磁場パルス９１２の印加量により、抑圧の割合やストライプの間隔を調整することができる。
As a sequence (tagging sequence) for adding a striped tag on an MRI image, for example, one described in Non-Patent
また、タギングシーケンスとシネ撮像シーケンスとを実行して心壁の変形挙動を画像化する技術は、例えば非特許文献２に記載されている。例えば、図１０に示すように、Ｘ軸に直交するタグとＹ軸に直交するタグとを作成するタギングシーケンス９０１をプリパルスとし、シネ撮像シーケンス９０２により心臓のシネ画像を撮像する。図１０のタギングシーケンス９０１は、図９（ａ）のパルス系列を２回実施することを基本とし、傾斜磁場方向をＸ方向・Ｙ方向に変更し、アーチファクトを低減するためにスポイラー用の傾斜磁場をＺ方向に印加している。また、図１０のシネ撮像シーケンス９０２は、核磁化を定常状態にしてエコー信号を取得する撮像法を適用している。このため、シネ撮像シーケンス９０２は、タギングシーケンス９０１直後の空打ち期間９０３と、所定の心時相数の画像再構成に使用するエコー信号の取得期間９０４とで構成される。
A technique for imaging the deformation behavior of the heart wall by executing a tagging sequence and a cine imaging sequence is described in Non-Patent
図１０のようなタギングシーケンス９０１を適用した場合、Ｘ軸に直交するストライプ状のタグと、Ｙ軸に直交するストライプ状のタグが交わることにより、信号強度の高い部分は格子点状に分布する（図１１）。よって、シネ撮像シーケンス９０２で取得したシネ画像上で特定の格子点に着目し、その位置の遷移を検出することにより、心壁の変形挙動を把握することができる。
When the
また、図１０の空打ち期間９０３は、核磁化を定常状態にするまでの準備期間であり、空打ち期間９０３中のＲＦパルスと傾斜磁場パルスの印加タイミングは、画像再構成に使用するエコー信号を取得するシーケンスとほぼ同じである。したがって、空打ち期間９０３においてもエコー信号は発生するが、非定常状態のエコー信号を画像再構成に用いると画質が劣化することが知られているため、空打ち期間９０３のエコー信号はサンプリングされない。 Also, the idle period 903 in FIG. 10 is a preparation period until the nuclear magnetization is brought into a steady state, and the application timing of the RF pulse and the gradient magnetic field pulse in the idle period 903 is an echo signal used for image reconstruction. Is almost the same sequence as Accordingly, an echo signal is generated even in the idle period 903, but it is known that the image quality deteriorates when an unsteady state echo signal is used for image reconstruction, and thus the echo signal in the idle period 903 is not sampled. .
図１０に示したシーケンスのように、タギングシーケンス９０１とシネ撮像シーケンス９０２とを行う撮像方法は、１回の息止めで心臓全体の撮像を終了することが最善である。しかし、心臓全体を所定の空間分解能で撮像するためには、シネ撮像シーケンス９０２に所定の時間が必要であり、１回の息止めで行おうとすると、息止め期間が約１分にも及ぶ場合がある。そのため、１０秒前後の息止めを４〜６回程度繰り返して心臓全体の撮像を行うのが一般的である。
図１０に示した撮像パルスシーケンスを１０秒前後の息止めを４〜６回程度繰り返して心臓全体の撮像を行う場合、良好な画質を実現するためには、呼吸性体動等の体動の影響を除去する必要があり、各息止め期間中の体動モニタリングが重要である。呼吸性体動をモニタする手法としては、横隔膜ナビゲート法が知られており、心臓の位置は横隔膜の位置に依存していることも知られている。しかしながら、タギングシーケンスとシネ撮像シーケンスに加えてナビゲートシーケンスを行うと、撮像時間のさらなる延長につながる。 When imaging the whole heart by repeating the imaging pulse sequence shown in FIG. 10 about 4 to 6 times for about 10 seconds to hold the whole heart, in order to achieve good image quality, Effects need to be removed and body movement monitoring during each breath-holding period is important. As a method for monitoring respiratory body movement, the diaphragm navigation method is known, and it is also known that the position of the heart depends on the position of the diaphragm. However, when the navigation sequence is performed in addition to the tagging sequence and the cine imaging sequence, the imaging time is further extended.
本発明の目的は、タギングシーケンスとシネ画像シーケンスとを併用して撮像対象の変形挙動等を画像化する撮像シーケンスを実行するＭＲＩ装置であって、撮像時間を殆ど延長せず、撮像対象の位置変動をモニタすることのできるＭＲＩ装置を提供することにある。 An object of the present invention is an MRI apparatus that executes an imaging sequence that images a deformation behavior or the like of an imaging target by using a tagging sequence and a cine image sequence together, and does not extend the imaging time almost without increasing the position of the imaging target. An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of monitoring fluctuations.
上記課題を解決するために、本発明では、以下のようなＭＲＩ装置が提供される。静磁場を発生する静磁場発生手段と、複数の軸方向についての傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、撮像対象に高周波磁場を照射する高周波磁場発生手段と、撮像対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、検出された核磁気共鳴信号に対して演算処理を適用し、画像再構成を行う演算処理手段と、傾斜磁場発生手段と高周波磁場発生手段と信号検出手段との動作を制御して所定の撮像パルスシーケンスを実行させる制御手段とを有するＭＲＩ装置において、撮像パルスシーケンスは、撮像対象から取得した生体信号に同期して、核磁気共鳴信号強度の空間分布を変調するタギングシーケンスと、生体信号からの時間経過の異なる複数の画像を撮像するシネ撮像シーケンスとを、複数心拍の期間実行する。このとき、タギングシーケンスは、信号強度の空間分布の変調のための、高周波磁場および少なくとも一つの軸方向についての傾斜磁場パルスを印加するとともに、傾斜磁場パルスとは極性の異なる傾斜磁場パルスを印加して核磁気共鳴信号を発生させる。演算処理手段は、異なる心拍において実行したタギングシーケンスで取得した核磁気共鳴信号から、撮像対象の位置変動を求める。このように、タギングシーケンスにおいて傾斜磁場パルスを追加して核磁気共鳴信号発生を発生させることにより、撮像パルスシーケンスを延長させることなく、撮像対象の位置変動のモニタを行うことができる。 In order to solve the above problems, the present invention provides the following MRI apparatus. Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in a plurality of axial directions, high-frequency magnetic field generating means for irradiating a high-frequency magnetic field to an imaging target, and nuclear magnetic resonance generated from the imaging target A signal detecting means for detecting a signal, an arithmetic processing means for applying image processing to the detected nuclear magnetic resonance signal to perform image reconstruction, a gradient magnetic field generating means, a high-frequency magnetic field generating means, and a signal detecting means In an MRI apparatus having control means for controlling operation to execute a predetermined imaging pulse sequence, the imaging pulse sequence modulates the spatial distribution of nuclear magnetic resonance signal intensity in synchronization with a biological signal acquired from an imaging target A tagging sequence and a cine imaging sequence for imaging a plurality of images having different time lapses from a biological signal are executed for a period of a plurality of heartbeats. At this time, the tagging sequence applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field pulse in at least one axial direction for modulation of the spatial distribution of signal intensity, and a gradient magnetic field pulse having a polarity different from that of the gradient magnetic field pulse. To generate a nuclear magnetic resonance signal. The arithmetic processing means obtains the position variation of the imaging target from the nuclear magnetic resonance signals acquired by the tagging sequence executed at different heartbeats. As described above, by adding a gradient magnetic field pulse in the tagging sequence to generate a nuclear magnetic resonance signal, it is possible to monitor the position variation of the imaging target without extending the imaging pulse sequence.
上述のタギングシーケンスは、核磁気共鳴信号強度の空間分布を２方向に変調するために、２以上の高周波磁場の照射と２つの軸方向についての傾斜磁場パルスの印加を行う構成にすることができ、この場合には、２つの軸方向についての傾斜磁場パルスについて、それぞれ極性の異なる傾斜磁場パルスを追加することにより、それぞれ核磁気共鳴信号を発生させることが可能である。これにより、演算処理手段は、２つの核磁気共鳴信号から、２つの軸方向についての撮像対象の位置変動をそれぞれ求めることができる。よって、２方向についての位置変動をモニタすることができる。 The above tagging sequence can be configured to irradiate two or more high-frequency magnetic fields and apply gradient magnetic field pulses in two axial directions in order to modulate the spatial distribution of the nuclear magnetic resonance signal intensity in two directions. In this case, it is possible to generate nuclear magnetic resonance signals by adding gradient magnetic field pulses having different polarities to gradient magnetic field pulses in two axial directions. Thereby, the arithmetic processing means can obtain the position fluctuations of the imaging object in the two axial directions from the two nuclear magnetic resonance signals. Therefore, it is possible to monitor position fluctuations in two directions.
タギングシーケンスは、前述の極性の異なる傾斜磁場パルスを、信号強度の空間分布変調のための傾斜磁場パルスの前に印加し、該傾斜磁場パルスの後には、前述の極性の異なる傾斜磁場パルスと磁化回転量が等しく極性が逆向きの傾斜磁場パルスをさらに印加する構成にすることができる。これにより、核磁気共鳴信号発生のための傾斜磁場パルスによる磁化回転を打ち消すことができる。 In the tagging sequence, the above-described gradient magnetic field pulses having different polarities are applied before the gradient magnetic field pulse for spatial distribution modulation of the signal intensity, and after the gradient magnetic field pulses, the gradient magnetic field pulses and the magnetizations having different polarities are magnetized. A configuration in which a gradient magnetic field pulse with the same rotation amount and opposite polarity is further applied can be employed. Thereby, the magnetization rotation by the gradient magnetic field pulse for generating the nuclear magnetic resonance signal can be canceled.
上述のシネ撮像シーケンスは、核磁化を定常状態にするために、高周波磁場パルスと傾斜磁場パルスを所定のシーケンスで繰り返し印加する空打ち期間を有する構成とすることができ、この場合には、空打ち期間の少なくとも１つの繰り返しで、位相エンコード用傾斜磁場パルスを印加せず、核磁気共鳴信号を発生させて信号検出手段により取得することができる。演算処理手段は、異なる心拍において実行した空打ち期間で取得した核磁気共鳴信号から、撮像対象の位置変動を求めることが可能である。これにより、空打ち期間に取得した核磁気共鳴信から撮像対象の位置変動をモニタすることができる。 The cine imaging sequence described above can be configured to have a blanking period in which a high-frequency magnetic field pulse and a gradient magnetic field pulse are repeatedly applied in a predetermined sequence in order to make the nuclear magnetization steady. A magnetic resonance signal can be generated and acquired by the signal detecting means without applying a phase encoding gradient magnetic field pulse in at least one repetition of the striking period. The arithmetic processing means can determine the position variation of the imaging target from the nuclear magnetic resonance signals acquired during the idle period executed at different heartbeats. Thereby, the position fluctuation | variation of an imaging target can be monitored from the nuclear magnetic resonance signal acquired in the idle period.
上述の空打ち期間では、核磁気共鳴信号を取得する際に所定の軸方向の読み出し用傾斜磁場パルスを印加する場合、読み出し用傾斜磁場パルスの軸方向は、タギングシーケンスにおいて印加する前述の極性の異なる傾斜磁場パルスの軸方向とは、異なる方向に設定することができる。これにより、タギングシーケンスおよび空打ち期間でそれぞれ得た核磁気共鳴信号から、異なる２方向について位置変動をモニタすることができる。 In the above-described idle period, when a readout gradient magnetic field pulse in a predetermined axial direction is applied when acquiring a nuclear magnetic resonance signal, the axial direction of the readout gradient magnetic field pulse is of the above-described polarity applied in the tagging sequence. The axial direction of different gradient magnetic field pulses can be set in a different direction. Thereby, position fluctuations can be monitored in two different directions from the nuclear magnetic resonance signals respectively obtained in the tagging sequence and the idle period.
上述のシネ撮像シーケンスにおいて、空打ち期間のエコー信号の取得を、空打ち期間の前半に行う構成にすることができる。これにより、空打ち期間の後半では、空打ち後の最初の繰り返し時間での位相エンコード量と同量の傾斜磁場を印加することができるため、渦電流の影響を抑制することができる。 In the above-described cine imaging sequence, it is possible to obtain an echo signal during the idle period in the first half of the idle period. Thereby, in the second half of the idle period, a gradient magnetic field of the same amount as the phase encoding amount in the first repetition time after the idle period can be applied, so that the influence of eddy current can be suppressed.
本発明では、タギングシーケンスとシネ画像シーケンスとを併用する撮像パルスシーケンスにおいて、タギングシーケンスにおいてエコー信号を取得することにより、位置変動をモニタすることができる。よって、撮像時間を殆ど延長せず、撮像対象の位置をモニタすることができる。 In the present invention, in an imaging pulse sequence that uses a tagging sequence and a cine image sequence in combination, the position variation can be monitored by acquiring an echo signal in the tagging sequence. Therefore, it is possible to monitor the position of the imaging target without substantially extending the imaging time.
本発明の実施の形態のＭＲＩ装置について説明する。
まず、ＭＲＩ装置の機器構成を図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置１０１、患者などの撮像対象１０２を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド１０３、高周波磁場（ＲＦ）パルスを撮像対象１０２に印加し、核磁気共鳴（NMR）信号を検出するためのＲＦコイル１０４、ならびに、撮像空間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７を有している。
An MRI apparatus according to an embodiment of the present invention will be described.
First, the device configuration of the MRI apparatus will be described with reference to FIG. The MRI apparatus according to the present embodiment includes a static
ＲＦコイル１０４には、ＲＦパルスを発生させるための高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したNMR信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、変調器１１３と、高周波信号を発振する発振器１１２が接続されている。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したNMR信号は、計算機１１８に受け渡される。計算機１１８は、内蔵するＣＰＵが記憶媒体１１７に格納されている画像再構成プログラムを読み込んで実行することにより、受信器１１５から受け取ったNMR信号と、接続されている記憶媒体１１７に格納されている撮像条件などのデータ等とを参照して画像再構成を行う。再構成した画像は、計算機に接続されているディスプレイ１１９に表示される。
The
傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１が接続されている。傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、発振器１１２、高周波電源１０８、増幅器１１４および受信器１１５は、これらの動作を制御するシーケンサ１１６が接続されている。計算機１１８は、入力部１２１を介してオペレーターから受け付けた所望の撮像方法を所望の撮像条件で実現するために、所定のタイミングで各部を動作させる撮像パルスシーケンスを作成し、シーケンサ１１６に受け渡す。シーケンサ１１６は、計算機１１８から受け取った撮像パルスシーケンスに従って、制御信号を出力して各部を動作させる。本実施の形態では、タギングシーケンスとシネ画像シーケンスとを併用して撮像対象の変形挙動を画像化する撮像パルスシーケンスを実行することができる。なお、シーケンサ１１６には、撮像対象１０２である患者に取り付けられた心電計１２０が接続され、その出力信号を受け取っており、心拍周期に同期させて撮像パルスシーケンスを行うことが可能である。
Gradient magnetic
本実施の形態では、タギングシーケンスとシネ画像シーケンスとを併用する撮像パルスシーケンスを実行する際、撮像時間を殆ど延長せず、心臓の位置をモニタすることを可能にする。具体的には、第１の手法として、タギングシーケンスを利用してNMR信号（エコー信号）を発生させ、心臓の位置をモニタする。あるいは、第２の手法として、シネ撮像シーケンスにおける空打ち期間に発生するエコー信号を、心臓の位置のモニタに使用する。これら第１および第２の手法は、いずれか一方のみを採用することも、併用することも可能である。タギングシーケンスおよび空打ち期間はいずれも心電計１２０の心電図Ｒ波直後に実行するため、心臓の位置を毎心拍でモニタすることが可能である。
（第１の実施の形態）
In the present embodiment, when an imaging pulse sequence using both a tagging sequence and a cine image sequence is executed, it is possible to monitor the position of the heart without substantially extending the imaging time. Specifically, as a first method, an NMR signal (echo signal) is generated using a tagging sequence, and the position of the heart is monitored. Alternatively, as a second method, an echo signal generated during the idle period in the cine imaging sequence is used for monitoring the position of the heart. Only one of these first and second methods can be adopted or used in combination. Since both the tagging sequence and the idle period are executed immediately after the electrocardiogram R wave of the
(First embodiment)
まず、第１の実施の形態として、タギングシーケンスを利用して、位置変動モニタ用のエコー信号を取得する撮像パルスシーケンスについて図２を用いて説明する。 First, as a first embodiment, an imaging pulse sequence for acquiring an echo signal for position variation monitoring using a tagging sequence will be described with reference to FIG.
図２に示した撮像パルスシーケンスは、心電図Ｒ波２００に同期して、Ｘ軸に直交するタグとＹ軸に直交するタグとを作成するタギングシーケンス２０１を実施した後、シネ撮像シーケンス２０２により心臓のシネ画像を撮像するものである。１０秒前後の息止めを４〜６回程度繰り返しながら、息止め期間中に図２に示したシーケンスを繰り返し実行して心臓全体の撮像を行う。
The imaging pulse sequence shown in FIG. 2 performs a tagging sequence 201 that creates a tag orthogonal to the X axis and a tag orthogonal to the Y axis in synchronization with the
タギングシーケンス２０１は、タギングをＸ軸方向とＹ軸方向にそれぞれ実施するため、Ｘ軸方向のタギング用の２回のＲＦパルス２１１およびＸ軸方向の傾斜磁場パルス２１２と、Ｙ軸方向のタギング用の２回のＲＦパルス２１３およびＹ軸方向の傾斜磁場パルス２１４とを含む。さらに核磁化の乱れを低減するためにスポイラー用の傾斜磁場パルス２１５，２１６をＺ軸方向に印加する。
The tagging sequence 201 performs tagging in the X-axis direction and the Y-axis direction, respectively, so that two
このとき、本実施の形態では、図３（ａ）に示したように、Ｘ軸方向傾斜磁場パルス２１２の直前と直後に、ディフェイズ用傾斜磁場パルス３０１と、ディフェイズ用傾斜磁場パルス３０１と強度と印加時間が等しく極性の異なる調整用傾斜磁場パルス３０２をそれぞれ追加している。傾斜磁場パルス３０１を追加したことにより、傾斜磁場パルス２１２の印加時に、Ｘ方向傾斜磁場の印加量の時間積分が０となる時間が生じ、エコー信号２１７が発生する。この信号をＲＦコイル１０４により取得し、計算機１１８がＸ軸方向について、一次元フーリエ変換を施しプロジェクションデータを作成する演算を行う。さらに、プロジェクションデータから指標となる部位の位置を検出し、各心拍のプロジェクションデータ間を比較することにより、呼吸等の体動によるＸ方向の心臓位置の変動をモニタすることができる。なお、指標となる部位としては、心臓そのもの、または、横隔膜等心臓位置と相関することが明らかな部位を用いることができる。指標部位は、予めオペレータが入力部１２１を介して指定するか、もしくは、所定のプログラムにしたがってプロジェクションデータから自動検出することができる。
At this time, in the present embodiment, as shown in FIG. 3A, immediately before and immediately after the X-axis direction gradient
また、傾斜磁場パルス３０２を印加することにより、２回のＲＦパルス２１１の間に印加されるＸ軸方向の傾斜磁場量は、従来のタギング（図９（ａ）参照）と等しいので、従来と同様にＸ軸方向のタグを付与できる。また、Ｙ軸方向については、従来と同様のＲＦパルス２１３とＹ軸方向傾斜磁場パルス２１４の組み合わせであるので、Ｙ軸方向にもタグが付与される。よって、図１のタギングシーケンス２０１により、従来と同様に図１１のようにＸ軸に直交するストライプ状のタグと、Ｙ軸に直交するストライプ状のタグが交わることにより、信号強度の高い部分が格子点状に分布する。
Further, by applying the gradient
一方、図２のシネ撮像シーケンス２０２は、核磁化を定常状態にした後、エコー信号を取得する撮像法を実現するものであり、タギングシーケンス２０１直後の空打ち期間２０３と、所定の心時相数の画像再構成に使用するエコー信号の取得期間２０４とを含んでいる。エコー信号取得期間２０４は、ここでは定常状態でグラディエントエコー法により繰り返し時間（ＴＲ）毎にエコー信号を取得する。具体的には、スライス選択のためのＺ方向傾斜磁場パルス２４５と同時にＲＦパルス２４１を印加した後、位相エンコード用のＹ軸方向の傾斜磁場パルス２４３を印加し、読み出し用のＸ軸方向傾斜磁場パルス２４２の印加により発生したエコー信号２４６を取得する。その後、リワインド用傾斜磁場パルス２４４をＹ軸方向に印加する。これをＴＲ毎に位相エンコード量を変えながら繰り返す。
On the other hand, the cine imaging sequence 202 of FIG. 2 realizes an imaging method of acquiring an echo signal after setting the nuclear magnetization to a steady state, and includes an idle period 203 immediately after the tagging sequence 201 and a predetermined cardiac phase. And an echo
空打ち期間２０５では、エコー信号取得期間２０４のＲＦパルス２４１と傾斜磁場パルス２４２〜２４５と同様に、ＲＦパルス２３１と傾斜磁場パルス２３２〜２３５を印加する。エコー信号は、発生するが取得しない。ここでは２ＴＲの空打ちにより、磁化を定常状態にする。
In the idling period 205, the
このように、本実施の形態では、タギングシーケンス２０１においてエコー信号を発生させることができるため、呼吸等の体動によるＸ方向の心臓位置の変動をモニタすることが可能である。検出した心臓位置変動量は、種々の用途に利用することができる。例えば、その心拍のシネ撮像シーケンス２０２で取得したエコー信号２４６に対して、検出された位置変動量だけ位置を補正する補正処理を施した後、画像再構成を実行することができる。これにより、心臓位置が変動している場合であっても、補正により位置合わせをして画像を再構成することができるという効果が得られる。また、検出した心臓位置変動量が、所定量を超える場合には、その心拍に取得したエコー信号２４６を破棄し、画像再構成に適用しないというゲーティングを行うことも可能である。
As described above, in the present embodiment, since an echo signal can be generated in the tagging sequence 201, it is possible to monitor the fluctuation of the heart position in the X direction due to body movement such as respiration. The detected heart position fluctuation amount can be used for various purposes. For example, the image reconstruction can be executed after performing the correction process for correcting the position by the detected position variation amount on the
このように、呼吸性体動等の撮像対象の位置変動をモニタすることにより、１０秒前後の息止めを４〜６回程度繰り返して心臓全体の撮像を行う場合であっても、体動から受ける影響を除去することができる。これにより、シネ撮像シーケンス９０２で取得したシネ画像上で特定の格子点に着目し、その位置の遷移を精度よく検出することができ、心壁の変形挙動等を精度良く把握することができる。 As described above, even if the entire heart is imaged by monitoring the position fluctuation of the imaging target such as respiratory body movement, etc., by holding the breath hold for about 10 seconds about 4 to 6 times. The influence received can be removed. Thereby, focusing on a specific lattice point on the cine image acquired in the cine imaging sequence 902, the transition of the position can be detected with high accuracy, and the deformation behavior of the heart wall can be grasped with high accuracy.
また、第１の実施の形態の撮像パルスシーケンスでは、タギングシーケンス２０１を利用して体動モニタを行うため、体動モニタのために撮像時間を延長する必要がない。 Further, in the imaging pulse sequence of the first embodiment, since the body motion monitoring is performed using the tagging sequence 201, it is not necessary to extend the imaging time for the body motion monitoring.
なお、図３（ａ）では、タギングシーケンス２０１において、Ｘ軸方向について位置変動をモニタする構成を示したが、図３（ｂ）のように傾斜磁場パルス３０３，３０４をＹ軸方向の傾斜磁場パルス２１４の直前、直後に追加し、エコー信号２１８を発生させることにより、Ｙ軸方向のプロジェクションデータを作成することも可能である。これにより、Ｘ軸方向のみならずＹ軸方向の位置変動も検出できる。また、図３（ｂ）のタギングシーケンス２０１において、Ｘ軸方向の傾斜磁場パルス３０１，３０２を追加せず、Ｙ軸方向の傾斜磁場パルス３０３、３０４のみを追加することにより、Ｙ軸方向の位置変動のみを検出する構成にすることも可能である。
3A shows a configuration in which the position variation is monitored in the X-axis direction in the tagging sequence 201. However, as shown in FIG. 3B, the gradient
また、タギングシーケンス２０１において、図４（ａ）に示したように、ＲＦパルス２１１、２１３の印加と同時にＺ方向傾斜磁場パルス４０１を印加し、図４（ｂ）のようにエコー信号２１７、２１８を生じるＺ軸方向のスライス４１１の厚さを限定することも可能である。例えば、スライス４１１を、心臓のＺ軸方向の幅に一致させることにより、エコー信号発生領域４１２（図４（ｂ）参照）をＺ軸方向に制限しない図３（ｂ）のシーケンスの場合と比較して、位置変動モニタに不要な背景部分（心臓以外の領域）の信号量を低減することが可能である。これにより、位置変動をさらに精度よくモニタすることができる。
Further, in the tagging sequence 201, as shown in FIG. 4A, the Z-direction gradient
なお、図４（ａ）のタギングシーケンスの様に、ＲＦパルス２１１、２１３と同時にＺ方向傾斜磁場パルス４０１を印加すると、傾斜磁場を印加しない図３（ｂ）の場合と比較して、タグが付与される領域も変化する。図３（ｂ）のようＺ軸方向傾斜磁場パルスを印加しないタギングシーケンスでは、タグが付与される領域は、全撮像領域（エコー信号発生領域４１２）であるのに対し、図４（ａ）のシーケンスでタグが付与されるのは傾斜磁場パルス４０１で限定されたスライス４１１に狭められる。よって、図４（ａ）のタギングシーケンスを用いてタグを付与する空間（スライス４１１）を限定する場合には、タグが付与されるスライス４１１が、シネ撮像シーケンス２０２におけるＺ方向傾斜磁場パルス２３５，２４５で定まる撮像スライスを含むように、傾斜磁場パルス４０１を設定する必要がある。すなわち、シネ画像の撮像対象となるスライスよりも、タギングシーケンス２０１におけるスライス範囲を広くする。これにより、特定スライスにおいてタグが付与されないことを防止でき、図３（ｂ）のタギングシーケンス適用時と同様のタグを、図４（ａ）のタギングシーケンス２０１により再構成画像上に付与することができる。
（第２の実施の形態）
As shown in the tagging sequence of FIG. 4A, when the Z-direction gradient
(Second Embodiment)
次に、第２の実施の形態として、核磁化を定常状態に移行するまでの期間（空打ち期間）に発生するエコー信号を用いて、心臓の位置変動をモニタする撮像パルスシーケンスについて図５を用いて説明する。 Next, as a second embodiment, FIG. 5 shows an imaging pulse sequence for monitoring the positional variation of the heart using echo signals generated during a period until the nuclear magnetization shifts to a steady state (idle period). It explains using.
図５に示した撮像パルスシーケンスは、心電図Ｒ波２００に同期して、タギングシーケンス５０１を実施した後、シネ撮像シーケンス５０２により心臓のシネ画像を撮像するものであり、第１の実施の形態で説明した図２の撮像パルスシーケンスと類似しているが、２ＴＲの空打ち期間５０３の１回目のＴＲにおいて、位相エンコード傾斜磁場パルス２３３，２３４を印加せずにエコー信号５３１を発生させる点が図２のシーケンスとは異なっている。また、図５では、タギングシーケンス５０１において傾斜磁場パルス３０１、３０２を追加せず、エコー信号を発生させない。
The imaging pulse sequence shown in FIG. 5 captures a cine image of the heart by the cine imaging sequence 502 after performing the tagging sequence 501 in synchronization with the
図５のシネ撮像シーケンス５０２を抜粋した図６を用いてさらに説明する。空打ち期間５０３は、Ｒ波直後に、タギングシーケンス５０１に続いて実行する２回のＴＲ分であり、エコー信号取得期間２０４と同様のパルスシーケンスあるが、本実施の形態では、２ＴＲのうちの１回で位相エンコード傾斜磁場２３３，２３４を印加せず、発生したエコー信号を取得して、心臓位置のモニタに用いる。すなわち、図６の例では、第１回目のＴＲで位相エンコード傾斜磁場（Ｇｙ）２３３，２３４を印加せず、発生するエコー信号を前記位置変動のモニタに適用する。エコー信号取得時にはＸ軸方向の傾斜磁場（Ｇｘ）２３２のみが印加されているので、取得したエコー信号をＸ軸方向について一次元フーリエ変換して、プロジェクションデータを作成することにより、Ｘ方向の位置変動のモニタが可能である。この他の条件については、第１の実施の形態と同様であるので説明を省略する。
This will be further described with reference to FIG. 6 excerpted from the cine imaging sequence 502 of FIG. The idle period 503 is two TRs that are executed immediately after the tagging sequence 501 immediately after the R wave, and has the same pulse sequence as the echo
このように、第２の実施の形態では、従来はエコー信号を取得していなかった空打ち期間５０３において、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧｙを印加せずにエコー信号を取得することにより、撮像時間を殆ど延長せず、心臓の位置をモニタすることができる。 As described above, in the second embodiment, the imaging time is acquired by acquiring the echo signal without applying the phase encoding gradient magnetic field pulse Gy in the idle period 503 in which the echo signal has not been acquired conventionally. It is possible to monitor the position of the heart with almost no extension.
なお、空打ち期間５０３が複数ＴＲに及ぶ場合、少なくとも１つのＴＲにおいて、エコー信号を取得すれば心臓位置をモニタすることが可能であるが、エコー信号取得期間２０４で最適な状態でエコー信号を取得することを考慮して、モニタ用のエコー信号の取得時期を最適化することが可能である。例えば、エコー信号取得期間２０４の最初の心時相（心ｐｈａｓｅ１）において最初に印加されるｙ軸方向傾斜磁場パルス２４３によって付与される位相エンコード量がｋ空間の高周波成分に相当する場合、空打ち期間５０３のエコー信号５３１を、空打ち期間５０３の前半で取得することが望ましい。例えば、空打ち期間５０３の最初にモニタ用のエコー信号５３１を取得する。以後の空打ち期間５０３では、心ｐｈａｓｅ１にて最初に印加される位相エンコード量と同量の傾斜磁場を印加することが望ましい。これにより、心ｐｈａｓｅ１と最初のエコー信号取得時と同量の位相エンコード量を付与された状態で磁化を定常状態にすることができるため、渦電流の影響を抑制することが可能である。
（第３の実施の形態）
When the idle period 503 extends to a plurality of TRs, it is possible to monitor the heart position by acquiring an echo signal in at least one TR. In consideration of acquisition, it is possible to optimize the acquisition timing of the echo signal for monitoring. For example, when the phase encoding amount applied by the y-axis direction gradient
(Third embodiment)
上述した心臓の位置変動をモニタする２つの方法、すなわち、第１の実施の形態のようにタギングシーケンス２０１でモニタ用エコー信号を発生する方法と、第２の実施の形態のように空打ち期間５０３でエコー信号を取得する方法は、併用することが可能である。図７は前記２つの方法を併用する撮像シーケンスの一例であり、タギングシーケンス７０１中に位相エンコード方向（Ｙ軸方向）の位置ずれ検出用のエコー信号７１７を取得し、シネ撮像シーケンス７０２の空打ち期間７０３中にリードアウト方向（Ｘ軸方向）の位置ずれ検出用のエコー信号７３１を取得する。
The two methods of monitoring the heart position variation described above, that is, the method of generating a monitoring echo signal in the tagging sequence 201 as in the first embodiment and the idle period as in the second embodiment. The method of acquiring an echo signal at 503 can be used in combination. FIG. 7 shows an example of an imaging sequence using the above two methods together. An
図７に示した様に、グラディエントシーケンスを用いる空打ち期間７０３の場合、取得するエコー信号７３１で位置変動をモニタ可能な方向は、リードアウト方向（Ｘ軸方向）である。一方、タギングシーケンス７０１ではＸ軸，Ｙ軸のいずれの方向でもモニタ可能である。よって、タギングシーケンス７０１では位相エンコード方向の位置変動のモニタを、空打ち期間７０３でリードアウト方向の位置変動のモニタを実施することにより、リードアウト方向（Ｘ軸）および位相エンコード方向（Ｙ軸）の両方について位置変動をモニタするができる。また、スライス方向の位置変動をモニタする場合は、タギングシーケンス７０１にて位置変動をモニタすることが望ましい。 As shown in FIG. 7, in the case of the idle period 703 using a gradient sequence, the direction in which the position variation can be monitored by the acquired echo signal 731 is the readout direction (X-axis direction). On the other hand, in the tagging sequence 701, monitoring can be performed in any direction of the X axis and the Y axis. Therefore, by monitoring the position fluctuation in the phase encoding direction in the tagging sequence 701 and monitoring the position fluctuation in the lead-out direction in the idle period 703, the lead-out direction (X axis) and the phase encoding direction (Y axis). Position fluctuations can be monitored for both. In addition, when monitoring the position variation in the slice direction, it is desirable to monitor the position variation with the tagging sequence 701.
なお、第１〜第３の実施の形態で使用したタギングシーケンスは、２回のＲＦパルス２１１，２１３を１組として一次元方向のタグを付与するタギングシーケンスを例に説明したが、本発明は３回以上のＲＦパルスで一次元方向のタグを付与するタギングシーケンスに対しても適用可能である。
The tagging sequence used in the first to third embodiments has been described by taking the tagging sequence that gives a tag in a one-dimensional direction as a set of two
図８（ａ）は、４回のＲＦパルスを８０１〜８０４を一組として一次元方向のタグを付与する従来のタギングシーケンスである。各ＲＦパルス８０１〜８０４の間に３回の傾斜磁場パルス（Ｇｘ）８０５〜８０７を印加する。傾斜磁場パルス８０５〜８０７は、すべて同極性であり、その印加量（傾斜磁場強度と時間の積）も等しい。このように３以上のＲＦパルスを印加することにより、画像に現れるタグのストライプの境界がにじみにくく、明確になることが知られている。
FIG. 8A shows a conventional tagging sequence in which a tag in a one-dimensional direction is assigned with four
図８（ａ）のタギングシーケンスにおいて、第１および第３の実施の形態のようにエコー信号を発生させる場合には、図８（ｂ）に示すように、いずれかのＲＦパルス、例えば第１回目のＲＦパルス８０１の直後にディフェイズ用傾斜磁場パルス８１３を追加する。また、各ＲＦパルス８０１〜８０４間の傾斜磁場印加量が従来の図８（ａ）と等しくなるよう、調整用傾斜磁場パルス８１４を印加する。このように、３回以上のＲＦパルスを一組として一次元方向のタグを付与する場合も、傾斜磁場の極性反転を行うことにより、位置変動モニタ用のエコー信号８２１を発生させることが可能である。すなわち、２回のＲＦパルスを１組として一次元方向のタグを付与する場合について説明した第１および第３の実施の形態の場合と同様に、３回以上のＲＦパルスを一組として一次元方向のタグを付与するタギングシーケンスについても位置変動のモニタが可能である。
In the tagging sequence shown in FIG. 8A, when an echo signal is generated as in the first and third embodiments, as shown in FIG. A dephasing gradient
なお、図８（ｂ）では、第１のＲＦパルス８０１直後にエコー信号を取得したが、他の任意のＲＦパルス８０２〜８０４の後にエコー信号を発生させることも可能である。
In FIG. 8B, the echo signal is acquired immediately after the
以上、本発明によれば、タギングシーケンスとシネ画像シーケンスとを併用して心壁の変形挙動を画像化する撮像シーケンスにおいて、撮像時間を殆ど延長せず、心臓の位置をモニタすることが可能になる。 As described above, according to the present invention, it is possible to monitor the position of the heart without substantially extending the imaging time in the imaging sequence in which the deformation behavior of the heart wall is imaged by using the tagging sequence and the cine image sequence together. Become.
３０１・・・ディフェイズ用の傾斜磁場パルス、３０２・・・調整用の傾斜磁場パルス、３０３・・・ディフェイズ用の傾斜磁場パルス、３０４・・・調整用の傾斜磁場パルス、１０１・・・静磁場発生装置、１０２・・・撮像対象、１０３・・・ベッド、１０４・・・高周波磁場（ＲＦ）コイル、１０５・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１０７・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｘ方向傾斜磁場電源、１１０・・・Ｙ方向傾斜磁場電源、１１１・・・Ｚ方向傾斜磁場電源、１１２・・・発振器、１１３・‥変調器、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・シーケンサ、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ、１２１・・・入力部。 301 ... Gradient magnetic field pulse for dephasing, 302 ... Gradient magnetic field pulse for adjusting, 303 ... Gradient magnetic field pulse for dephasing, 304 ... Gradient magnetic field pulse for adjusting, 101 ... Static magnetic field generator, 102 ... imaging object, 103 ... bed, 104 ... high frequency magnetic field (RF) coil, 105 ... X direction gradient magnetic field coil, 106 ... Y direction gradient magnetic field coil, 107 ... Z direction gradient coil, 108 ... High frequency magnetic field power supply, 109 ... X direction gradient magnetic field power supply, 110 ... Y direction gradient magnetic field power supply, 111 ... Z direction gradient magnetic field power supply, 112 ... -Oscillator, 113-Modulator, 114-Amplifier, 115-Receiver, 116-Sequencer, 117-Storage medium, 118-Computer, 119-Display, 1 1 ... input section.
Claims (6)
前記撮像パルスシーケンスは、前記撮像対象から取得した生体信号に同期して、核磁気共鳴信号強度の空間分布を変調するタギングシーケンスと、前記生体信号からの時間経過の異なる複数の画像を撮像するシネ撮像シーケンスとを、複数心拍の期間実行するものであり、
前記タギングシーケンスは、前記信号強度の空間分布の変調のために、高周波磁場および少なくとも一つの軸方向についての傾斜磁場パルスを印加するとともに、該傾斜磁場パルスに極性の異なる傾斜磁場パルスを追加して核磁気共鳴信号を発生させ、
前記演算処理手段は、異なる心拍において実行した前記タギングシーケンスで取得した前記核磁気共鳴信号から、前記撮像対象の位置変動を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field in a plurality of axial directions, a high frequency magnetic field generating means for irradiating a high frequency magnetic field to an imaging target, and a nuclear magnetism generated from the imaging target A signal detection means for detecting a resonance signal; an arithmetic processing means for applying image processing to the detected nuclear magnetic resonance signal to perform image reconstruction; the gradient magnetic field generating means; the high-frequency magnetic field generating means; and the signal In a magnetic resonance imaging apparatus having control means for controlling the operation of the detection means and executing a predetermined imaging pulse sequence,
The imaging pulse sequence includes a tagging sequence that modulates the spatial distribution of nuclear magnetic resonance signal intensity in synchronization with a biological signal acquired from the imaging target, and a cine that captures a plurality of images with different time lapses from the biological signal. The imaging sequence is executed for a period of multiple heartbeats,
In the tagging sequence, a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field pulse in at least one axial direction are applied to modulate the spatial distribution of the signal intensity, and a gradient magnetic field pulse having a different polarity is added to the gradient magnetic field pulse. Generate a nuclear magnetic resonance signal,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the arithmetic processing unit obtains a position variation of the imaging target from the nuclear magnetic resonance signal acquired by the tagging sequence executed at different heartbeats.
前記演算処理手段は、前記２つの核磁気共鳴信号から、前記２つの軸方向についての前記撮像対象の位置変動を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the tagging sequence includes irradiation of two or more high-frequency magnetic fields and two axial directions in order to modulate the spatial distribution of the nuclear magnetic resonance signal intensity in two directions. Gradient magnetic field pulses are applied, and with respect to the gradient magnetic field pulses in the two axial directions, by adding gradient magnetic field pulses having different polarities, respectively, nuclear magnetic resonance signals are generated,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the arithmetic processing unit obtains a position variation of the imaging target in the two axial directions from the two nuclear magnetic resonance signals.
前記演算処理手段は、異なる心拍において実行した前記空打ち期間で取得した前記核磁気共鳴信号から、前記撮像対象の位置変動を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the cine imaging sequence repeats a high-frequency magnetic field pulse and a gradient magnetic field pulse in a predetermined sequence in order to set the nuclear magnetization in a steady state. 5. Including at least one idle period to be applied, and at least one repetition of the idle period, without applying a phase encoding gradient magnetic field pulse, generating a nuclear magnetic resonance signal, and obtaining it by the signal detecting means;
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the arithmetic processing unit obtains a position variation of the imaging target from the nuclear magnetic resonance signal acquired in the idle period executed at different heartbeats.
6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein in the cine imaging sequence, the echo signal of the idle period is acquired in the first half of the idle period.
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