JP2008017925A - Nuclear magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an MRI apparatus capable of suppressing a degradation in image quality due to table movement, in an imaging pulse sequence. <P>SOLUTION: A nuclear magnetic resonance imaging apparatus is further provided with a B0 coil for applying magnetic field pulses (B0 pulses) of uniform space distribution to an imaging space. In the pulse sequence of continuously moving a table, the BO pulses are applied to the imaging space in synchronism with the applying of gradient magnetic field pulses to the imaging space for the moving direction of the table. Thus, A change in an amount of a gradient magnetic field applied to an excitation area attending the table movement is corrected by the BO pulses. Thus, acquired nuclear magnetic resonance (NMR) signals are not affected by the change in the amount of the gradient magnetic field due to the table movement and the degradation in the image quality is suppressed. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置に関し、特に、被検体を搭載したテーブルを連続的に移動させながら被検体を励起しＮＭＲデータを取得することにより、広い部位を撮像する連続ムービングベッド撮像法を行うＭＲＩ装置に関する。   The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as “NMR”) signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject, and visualizes nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc., and nuclear magnetic resonance imaging (MRI). More particularly, the present invention relates to an MRI apparatus that performs a continuous moving bed imaging method for imaging a wide region by exciting a subject and acquiring NMR data while continuously moving a table on which the subject is mounted.

ＭＲＩ装置では、位相エンコード量を変えながらシーケンスを繰り返し実行し、１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、画像の取得時間は繰り返し回数が大きく影響する。高速撮像を行う場合には、一般的には、１回の繰り返し内に複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスが用いられている。たとえば、ＦＳＥシーケンスやＥＰＩシーケンスがそれに当たる。また、脳梗塞や、全身の腫瘍診断には、拡散強調撮像（ＤＷＩ）方法が用いられる。   In the MRI apparatus, the sequence is repeatedly executed while changing the phase encoding amount, and an echo signal necessary for reconstruction of one image is acquired. Therefore, the number of repetitions greatly affects the image acquisition time. When performing high-speed imaging, a multi-echo type sequence that generates a plurality of echo signals within one iteration is generally used. For example, an FSE sequence or an EPI sequence corresponds to this. A diffusion weighted imaging (DWI) method is used for cerebral infarction and whole body tumor diagnosis.

全身の腫瘍を診断するために全身ＭＲＩという撮影方法が開発されつつある。全身ＭＲＩの公知技術としては、種々の技術があるが、例えば非特許文献１が知られている。非特許文献１記載の技術では、ベッド移動方向と読み出し傾斜磁場方向をそろえ、２Ｄもしくは３Ｄ撮像を行う。ベッド移動に伴い被検体が移動するのに合わせて、励起周波数を変化させることにより、装置座標系での撮像領域をベッド移動に併せて移動させる。これにより、被検体座標系での被検***置を固定したまま撮影を行う。   An imaging method called whole body MRI is being developed to diagnose whole body tumors. There are various known techniques for whole body MRI. For example, Non-Patent Document 1 is known. In the technique described in Non-Patent Document 1, 2D or 3D imaging is performed by aligning the bed moving direction and the readout gradient magnetic field direction. The imaging region in the apparatus coordinate system is moved along with the bed movement by changing the excitation frequency as the subject moves along with the bed movement. Thereby, imaging is performed while the subject position in the subject coordinate system is fixed.

ムービングベッド撮像法は、マルチステーション撮像と比べて、ステーション間でベッドを移動する時間（３−５ｓ）が不要なため、撮像が高速化できるメリットがある。ベッドを動かしながら撮像することに伴う画質劣化は、信号処理で回復する方法や、ベッド移動速度を、画質劣化が起きない範囲に低速にすることで抑制できることが報告されている。これらの撮像方法では、体軸方向の折り返しアーチファクトを避けるために、非特許文献１のように体軸方向を読み出し傾斜磁場方向とする方法の他に、体軸方向を２次元撮像のスライス方向とする方法がある。   Compared with multi-station imaging, the moving bed imaging method does not require time (3-5 s) for moving the bed between stations, and thus has an advantage that imaging can be performed at high speed. It has been reported that image quality degradation accompanying imaging while moving the bed can be suppressed by a method of recovering by signal processing and by lowering the bed moving speed within a range where image quality degradation does not occur. In these imaging methods, in order to avoid folding artifacts in the body axis direction, in addition to the method in which the body axis direction is read and the gradient magnetic field direction is used as in Non-Patent Document 1, the body axis direction is set as the slice direction for two-dimensional imaging. There is a way to do it.

従来の連続テーブル移動撮影の一例の概要を簡単に説明する。被検体と撮影空間との関係を図９に示す。図９中の領域１００１は撮影空間を表し、被検体４０１はテーブル１００２上に載置されている。テーブル１００２はＸ方向に自由に移動する。テーブル１００２を移動させることにより撮影空間１００１と被検体４０１との位置関係が変わるので、異なる部位の画像を取得できる。   An outline of an example of conventional continuous table moving imaging will be briefly described. FIG. 9 shows the relationship between the subject and the imaging space. An area 1001 in FIG. 9 represents an imaging space, and the subject 401 is placed on the table 1002. The table 1002 moves freely in the X direction. Since the positional relationship between the imaging space 1001 and the subject 401 is changed by moving the table 1002, images of different parts can be acquired.

例えば、テーブル１００２に対して水平に撮影断面が設定された場合（つまり、Ｚ方向がスライス方向である場合）は、図１０（ａ）、（ｂ）のようになる。図１０（ａ）は、テーブル１００２を真上から見た場合であり、図１０（ｂ）は真横から見た場合である。この場合、撮影中のテーブル１００２の＋（−）Ｘ方向への移動に伴って、撮影領域５０１も被検体に対して相対的に−（＋）Ｘ方向に移動する。   For example, when an imaging section is set horizontally with respect to the table 1002 (that is, when the Z direction is the slice direction), the results are as shown in FIGS. FIG. 10A shows a case where the table 1002 is viewed from directly above, and FIG. In this case, as the table 1002 being imaged moves in the + (−) X direction, the imaging region 501 also moves in the − (+) X direction relative to the subject.

このとき、テーブル移動方向と読み出し傾斜磁場の方向を同一方向に設定して、テーブル１００２の移動に連動して、パルスシーケンスの位相エンコード量を再帰的に変化させながらエコー信号を計測する。そして、パルスシーケンスの１回の繰り返し時間で計測されたエコー信号を読み出し方向（Ｋｘ）に１次元フーリエ変換すると、図１１（ａ）に示す様なハイブリッドデータを取得できる。図１０（ａ）は横軸は、位置（Ｘ）を表し、縦軸が印加された位相エンコード量（Ｋｙ）を表す。撮影の進行に伴い、テーブル１００２の位置が移動しているので、取得されたデータの位置（Ｘ）が移動するが、位相エンコード量を再帰的に繰り返しているので、同じ位相エンコード量で取得されたハイブリッドデータを配置すると、Ｘ方向の位置が連続につながる（即ち、５０２−１と５０２−９、５０２−２と５０２−１０、等）。このようにＸ方向の位置が合わされるようにして結合された結果が図１０（ｂ）である。それぞれのライン５０３−１〜５０３−８では、エコー信号の計測時に印加された位相エンコード量が異なるので、Ｋｙ方向にフーリエ変換することで最終画像となる。   At this time, the table movement direction and the read gradient magnetic field direction are set to the same direction, and the echo signal is measured while recursively changing the phase encoding amount of the pulse sequence in conjunction with the movement of the table 1002. Then, when the echo signal measured at one repetition time of the pulse sequence is subjected to one-dimensional Fourier transform in the readout direction (Kx), hybrid data as shown in FIG. 11A can be acquired. In FIG. 10A, the horizontal axis represents the position (X), and the vertical axis represents the phase encoding amount (Ky) applied. As the position of the table 1002 moves as the shooting progresses, the position (X) of the acquired data moves. However, since the phase encoding amount is recursively repeated, it is acquired with the same phase encoding amount. If the hybrid data is arranged, the positions in the X direction are continuously connected (that is, 502-1 and 502-9, 502-2 and 502-10, etc.). FIG. 10B shows the result of combining the X-direction positions in this way. In each of the lines 503-1 to 503-8, the phase encoding amount applied at the time of echo signal measurement is different, so that a final image is obtained by performing Fourier transform in the Ky direction.

上記のようなテーブルを連続移動させながら行う撮影では、１枚の撮影スライス内で被検体のテーブル移動方向の広範囲な情報を得ることができる。一方、テーブル移動速度をパルスシーケンスの実行時間（例えば、繰り返し時間）に対応して制御、あるいは逆に、パルスシーケンスの実行時間（例えば、繰り返し時間ＴＲ）をテーブル移動速度に対応して制御することによって、撮影領域が断絶されることなく上記ハイブリッドデータの結合ができるようにする必要がある。   In imaging performed while continuously moving the table as described above, a wide range of information on the table moving direction of the subject can be obtained within one imaging slice. On the other hand, the table movement speed is controlled corresponding to the execution time (for example, repetition time) of the pulse sequence, or conversely, the execution time of the pulse sequence (for example, repetition time TR) is controlled corresponding to the table movement speed. Therefore, it is necessary to be able to combine the hybrid data without disconnecting the shooting area.

テーブル連続移動撮影では、テーブル移動速度が遅い場合は、被検***置の変化が画像に与える影響が少ないが、テーブル移動速度が速くなるにつれ、エコー信号間の被検***置の変化が大きくなり、正しく画像が再構成できない問題がある。図１０のように撮像断面を設定する場合では、テーブル１００２の移動速度Ｖは、シーケンスの繰り返し時間ＴＲと読み出し傾斜磁場方向の撮影視野ＦＯＶｘ、位相エンコード方向のデータ取得点数Ｎ、繰り返し時間ＴＲを用いて、
Ｖ＝ＦＯＶｘ／（Ｎ×ＴＲ）・・・（式１）
と計算される。典型的なテーブル速度は、１ｃｍ／ｓ〜３ｃｍ／ｓであり、これ以上の速度になると画質が劣化するという研究報告がある。 In table continuous movement imaging, if the table moving speed is slow, the change in the subject position has little effect on the image, but as the table moving speed increases, the change in the subject position between echo signals increases, and There is a problem that the image cannot be reconstructed. When the imaging section is set as shown in FIG. 10, the moving speed V of the table 1002 uses the sequence repetition time TR, the field of view FOVx in the readout gradient magnetic field direction, the number N of data acquisition points in the phase encoding direction, and the repetition time TR. And
V = FOVx / (N × TR) (Formula 1)
Is calculated. A typical table speed is 1 cm / s to 3 cm / s, and it has been reported that the image quality deteriorates at a speed higher than this.

このため、従来のテーブル連続移動撮像では、テーブルの移動速度は、パルスシーケンスの励起と信号検出との時間間隔において実質的に移動が無視できる程度の低速に設定されている。たとえば、ベッド移動速度２ｃｍ／ｓで、典型的なパルスシーケンス（ＳＥ，ＧｒＥ）の読み出し傾斜磁場印加時間を１０ｍｓとすると、読み出し傾斜磁場印加時間に移動する距離は、０．２ｍｍである。ＭＲＩの画素サイズは、典型的には１〜２ｍｍ、スライス厚さは、２〜５ｍｍであるので、０．２ｍｍというパルスシーケンス実行中の移動距離は、画素サイズの１０〜２０％程度であり無視しうる変動である。よって、ベッド移動に伴う画質劣化が無視できる。このため従来例では、非特許文献１のように、ＲＦ励起パルス間でのみ励起周波数を変えることで画質劣化を抑制しており、励起と信号検出の時間間隔でのテーブル移動については考慮していない。   For this reason, in the conventional table continuous moving imaging, the moving speed of the table is set to a low speed at which the movement can be substantially ignored in the time interval between the excitation of the pulse sequence and the signal detection. For example, assuming that the read gradient magnetic field application time of a typical pulse sequence (SE, GrE) is 10 ms at a bed moving speed of 2 cm / s, the distance moved to the read gradient magnetic field application time is 0.2 mm. Since the MRI pixel size is typically 1 to 2 mm and the slice thickness is 2 to 5 mm, the movement distance during execution of the pulse sequence of 0.2 mm is about 10 to 20% of the pixel size and ignored. This is a possible variation. Therefore, image quality deterioration accompanying bed movement can be ignored. Therefore, in the conventional example, as in Non-Patent Document 1, image quality degradation is suppressed by changing the excitation frequency only between RF excitation pulses, and table movement at the time interval between excitation and signal detection is considered. Absent.

一方、特許文献１では、テーブルを体軸方向に移動させながら取得したｋ空間データの位相を体軸方向について補正することにより、ｋ空間データ取得中のテーブル位置の変化により、取得データに含まれる位相量を除去する方法を開示している。
Yodong Zhu et al. Extended field-of-view imaging with table translation and frequency sweeping, Magnetic Resonance in Medicine 49:1106-1112,2003. 特表２００５−５０３８７４号公報（ＷＯ２００３／０２７７０１） On the other hand, in Patent Document 1, the phase of k-space data acquired while moving the table in the body axis direction is corrected in the body axis direction, so that it is included in the acquired data due to the change in the table position during k-space data acquisition. A method for removing the phase amount is disclosed.
Yodong Zhu et al. Extended field-of-view imaging with table translation and frequency sweeping, Magnetic Resonance in Medicine 49: 1106-1112,2003. JP 2005-503874 A (WO2003 / 027701)

全身をＭＲＩ装置で撮像する場合には、従来は２５０〜５００ｓ程度の撮影時間が必要であるが、Ｘ線ＣＴのように、１５ｓ〜３０ｓ程度の高速撮像が潜在的に望まれている。そのためには、マルチエコーシーケンスを適用し、ベッド移動速度を５−１０倍に上げる必要がある。しかしながら、例えばベッド移動速度を２０ｃｍ／ｓまで大きくした場合、典型的なパルスシーケンス（ＳＥ，ＧｒＥ）の読み出し傾斜磁場印加時間は１０ｍｓ程度であるため、その間にベッドが移動する距離が２ｍｍになる。ＭＲＩ装置の一般的な画素サイズは１−２ｍｍなので、シーケンス実行中のこの移動距離は、対画素サイズで１００％となり無視できない。このため、従来は、ベッド移動に伴う画質劣化が大きく実用には供されていない。   When an entire body is imaged with an MRI apparatus, an imaging time of about 250 to 500 s is conventionally required, but high-speed imaging of about 15 to 30 s is potentially desired like X-ray CT. For this purpose, it is necessary to apply a multi-echo sequence and increase the bed moving speed 5-10 times. However, for example, when the bed moving speed is increased to 20 cm / s, the reading gradient magnetic field application time of a typical pulse sequence (SE, GrE) is about 10 ms, and the distance that the bed moves during that time is 2 mm. Since the general pixel size of the MRI apparatus is 1-2 mm, this moving distance during sequence execution is 100% in terms of the pixel size and cannot be ignored. For this reason, conventionally, the image quality deterioration accompanying the movement of the bed is large and has not been put to practical use.

また、全身ＭＲＩの臨床適用のひとつに腫瘍検出のために全身ＤＷＩがあるが、連続テーブル移動ＭＲＩ、特に高速テーブル移動でのＤＷＩは提案されていない。   One of the clinical applications of whole body MRI is whole body DWI for tumor detection, but continuous table movement MRI, especially DWI for high speed table movement, has not been proposed.

また、取得したデータを補正することにより、テーブル移動の影響を除去する手法は、特許文献１に提案されているが、テーブル移動の影響が抑制されたデータを取得する手法については提案されていない。   Moreover, although the method of removing the influence of table movement by correcting the acquired data is proposed in Patent Document 1, a technique for acquiring data in which the influence of table movement is suppressed is not proposed. .

本発明の目的は、テーブル移動に伴う画質劣化を、撮像パルスシーケンスにおいて抑制することのできるＭＲＩ装置を提供することにある。   An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of suppressing image quality deterioration due to table movement in an imaging pulse sequence.

上記課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、被検体を搭載して撮像空間に配置するテーブルと、テーブルを連続的に移動させる駆動部と、撮像空間に傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場発生部と、撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、駆動部、高周波照射部および傾斜磁場発生部の動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有する。このＭＲＩ装置には、撮像空間に空間分布が一様な磁場パルス（Ｂ0パルス）を印加するためのＢ0コイルをさらに備えられている。パルスシーケンスは、テーブルを連続的に移動させながら、高周波磁場パルスの照射および傾斜磁場パルスの印加を行うものである。制御部は、パルスシーケンスにおいて、テーブルの移動方向について傾斜磁場パルスを印加するのと同期して、Ｂ0パルスを印加する。これにより、テーブル移動に伴って励起領域に印加される傾斜磁場量が変化するのを、Ｂ0パルスで補正することができる。よって、取得される核磁気共鳴（NMR）信号は、テーブル移動による傾斜磁場量の変化の影響を受けず、画質劣化を抑制できる。   In order to solve the above-described problems, an MRI apparatus of the present invention continuously moves a table, a static magnetic field generator that generates a static magnetic field in an imaging space, a table on which an object is mounted and placed in the imaging space. A drive unit, a gradient magnetic field generation unit that applies a gradient magnetic field pulse to the imaging space, a high-frequency irradiation unit that irradiates the imaging space with a high-frequency magnetic field pulse, a detection unit that acquires a nuclear magnetic resonance signal generated by the subject, and a detection A signal processing unit that performs arithmetic processing on the detection signal of the unit to generate an image, and a control unit that controls the operations of the driving unit, the high-frequency irradiation unit, and the gradient magnetic field generation unit to execute a predetermined pulse sequence. The MRI apparatus further includes a B0 coil for applying a magnetic field pulse (B0 pulse) having a uniform spatial distribution to the imaging space. In the pulse sequence, high-frequency magnetic field pulses are applied and gradient magnetic field pulses are applied while the table is continuously moved. In the pulse sequence, the control unit applies the B0 pulse in synchronization with the application of the gradient magnetic field pulse in the moving direction of the table. As a result, the change in the amount of the gradient magnetic field applied to the excitation region as the table moves can be corrected with the B0 pulse. Therefore, the acquired nuclear magnetic resonance (NMR) signal is not affected by the change in the gradient magnetic field amount due to table movement, and image quality deterioration can be suppressed.

上記制御部は、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、同期する傾斜磁場パルスの強度に対応した強度に設定する構成にすることができる。また、Ｂ0パルスの磁場強度を、１パルス内で時間に線形に変化させる構成にすることも可能である。これにより、１パルス時間内におけるテーブル移動に対応することができる。また、制御部は、Ｂ0パルスの強度を、同期する傾斜磁場パルスの強度と、高周波磁場パルスの照射から傾斜磁場パルスの印加までのテーブル移動距離との積に設定する構成にすることもできる。   The control unit may be configured such that the control unit sets the magnetic field intensity of the B0 pulse to an intensity corresponding to the intensity of the synchronized gradient magnetic field pulse. It is also possible to adopt a configuration in which the magnetic field strength of the B0 pulse is changed linearly with time within one pulse. Thereby, it is possible to cope with table movement within one pulse time. The control unit can also be configured to set the intensity of the B0 pulse to the product of the intensity of the synchronized gradient magnetic field pulse and the table moving distance from the irradiation of the high-frequency magnetic field pulse to the application of the gradient magnetic field pulse.

パルスシーケンスは、９０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスの前後に、所定の方向に印加される拡散強調用傾斜磁場パルスとを含む拡散強調画像撮像シーケンスを用いることができる。特に、拡散強調用傾斜磁場パルスが、テーブルの移動方向に印加される場合、Ｂ0パルスを拡散強調用傾斜磁場パルスと同期して印加することにより、特に有効である。拡散強調用傾斜磁場パルスは、強度が大きいため、テーブル移動に伴う画質劣化が生じやすいが、Ｂ0パルスを印加することにより、画質劣化を抑制することが可能である。   The pulse sequence includes a diffusion including a 90 ° excitation high-frequency magnetic field pulse, a 180 ° excitation high-frequency magnetic field pulse, and a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse applied in a predetermined direction before and after the 180 ° excitation high-frequency magnetic field pulse. An enhanced image capture sequence can be used. In particular, when the diffusion emphasis gradient magnetic field pulse is applied in the moving direction of the table, it is particularly effective to apply the B0 pulse in synchronization with the diffusion emphasis gradient magnetic field pulse. The diffusion-enhanced gradient magnetic field pulse has a high intensity, so that image quality deterioration easily occurs due to table movement. However, application of the B0 pulse can suppress the image quality deterioration.

以下、本発明の核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置について、図面を参照して詳述する。
（第１の実施の形態）
まず、図１を用いて、第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成について説明する。ＭＲＩ装置は、被検体４０１の周囲の撮像空間に静磁場を発生する磁石４０２と、撮像空間に空間分布がフラット（０次成分）な磁場を発生するＢ0コイル４１５、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、撮像空間に高周波磁場を発生するＲＦ（高周波）コイル４０４と、被検体４０１が発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦプローブ４０５とを備えている。この他に、被検体４０１を搭載するベッド（テーブル）４１２、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６、傾斜磁場電源４０９、Ｂ0コイル電源４１６、モニタ機器４１５、ベッド制御部４１４、信号処理部４０７、制御部４１１および画像表示部４０８を備えている。 Hereinafter, the nuclear magnetic resonance imaging (MRI) apparatus of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
(First embodiment)
First, the configuration of the MRI apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. The MRI apparatus generates a magnetic field in the imaging space around the subject 401, a B0 coil 415 that generates a magnetic field with a flat spatial distribution (zeroth order component) in the imaging space, and a gradient magnetic field in the imaging space. A gradient magnetic field coil 403, an RF (high frequency) coil 404 that generates a high frequency magnetic field in the imaging space, and an RF probe 405 that receives an NMR signal generated by the subject 401. In addition, a bed (table) 412 on which the subject 401 is mounted, an RF transmission unit 410, a signal detection unit 406, a gradient magnetic field power source 409, a B0 coil power source 416, a monitor device 415, a bed control unit 414, a signal processing unit 407, A control unit 411 and an image display unit 408 are provided.

Ｂ0コイル５１５は、空間分布がフラット（０次成分）な磁場を発生するように構成されたコイルを含み、Ｂ0コイル電源４１６からの信号に応じて強度分布が均一な磁場を発生する。傾斜磁場コイル４０３は、ｘ、ｙ、ｚの３方向の傾斜磁場コイルを含み、傾斜磁場電源４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。なお、傾斜磁場コイル４０３は、撮像空間の中心（ｘ＝０，ｙ＝０，ｚ＝０）で傾斜磁場の磁場強度が０となるように設計されている。   The B0 coil 515 includes a coil configured to generate a magnetic field having a flat spatial distribution (zero-order component), and generates a magnetic field having a uniform intensity distribution in accordance with a signal from the B0 coil power supply 416. The gradient magnetic field coil 403 includes gradient magnetic field coils in three directions of x, y, and z, and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 409. The gradient magnetic field coil 403 is designed so that the magnetic field strength of the gradient magnetic field becomes 0 at the center of the imaging space (x = 0, y = 0, z = 0).

Ｂ0コイル４１５および傾斜磁場コイル４０３は、高速な制御（典型的には１ｍｓ以下のパルス制御）を可能とするために渦電流を抑える必要があるため、アクティブシールド型であることが望ましい。具体的には、Ｂ0コイル４１５および傾斜磁場コイル４０３はそれぞれ所定の磁場を発生するメインコイルと、漏れ磁場を打ち消す磁場をアクティブに発生するシールドコイルとを備えるように構成する。   Since the B0 coil 415 and the gradient magnetic field coil 403 need to suppress eddy currents in order to enable high-speed control (typically pulse control of 1 ms or less), it is desirable that they are active shield types. Specifically, each of the B0 coil 415 and the gradient magnetic field coil 403 is configured to include a main coil that generates a predetermined magnetic field and a shield coil that actively generates a magnetic field that cancels the leakage magnetic field.

ＲＦコイル４０４は、ＲＦ送信部４１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。一方、ＲＦプローブ４０５で受信されたNMR信号は、信号検出部４０６で検出された後、信号処理部４０７で信号処理され、さらに画像再構成処理により画像信号に変換される。再構成された画像は、画像表示部４０８に表示される。   The RF coil 404 generates a high-frequency magnetic field according to the signal from the RF transmitter 410. On the other hand, the NMR signal received by the RF probe 405 is detected by the signal detection unit 406, then signal processed by the signal processing unit 407, and further converted into an image signal by image reconstruction processing. The reconstructed image is displayed on the image display unit 408.

Ｂ0コイル電源４１６、傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６は制御部４１１で制御される。一般に、傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６の制御は、撮像パルスシーケンスと呼ばれているが、本実施の形態ではＢ0コイル電源４１６の制御も含めて、撮像パルスシーケンスと呼ぶ。   The B0 coil power supply 416, the gradient magnetic field power supply 409, the RF transmission unit 410, and the signal detection unit 406 are controlled by the control unit 411. In general, the control of the gradient magnetic field power source 409, the RF transmission unit 410, and the signal detection unit 406 is called an imaging pulse sequence. In this embodiment, the control including the control of the B0 coil power source 416 is called an imaging pulse sequence. .

ベッド４１２は、被検体４０１を搭載し、撮像空間に配置するためのものである。ベッド４１２は、被検体４０１のＨＦ（頭頂−足）方向（図１中矢印４１３）に移動させる駆動部を内蔵する。ベッド制御部４１４は、撮像パルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、ベッド４１２を駆動して、被検体４０１の位置を移動させる。本実施の形態のベッド４１２の移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度ｖ＝２．０ｃｍ／ｓ−２０．０ｃｍ／ｓである。   The bed 412 is for mounting the subject 401 and arranging it in the imaging space. The bed 412 incorporates a drive unit that moves the subject 401 in the HF (top-to-foot) direction (arrow 413 in FIG. 1). The bed control unit 414 drives the bed 412 and moves the position of the subject 401 while matching the execution of the imaging pulse sequence. The moving speed of the bed 412 of this embodiment is a moving speed v = 2.0 cm / s-20.0 cm / s from the top of the head toward the foot.

生体のモニタ機器４１５は生体の拍動もしくは脈波、心電波、呼吸動をモニタし、それらは電気信号もしくは光信号に変換され、制御部４１１ヘリアルタイムで送る。   The living body monitoring device 415 monitors the pulsation or pulse wave, cardiac radio wave, and respiratory movement of the living body, which are converted into an electric signal or an optical signal and sent to the control unit 411 in real time.

ＲＦプローブ４０５、信号検出部４０６、信号処理部４０７の一部を図２に示す。図２のように、ＲＦプローブ４０５は、ＲＦ受信コイル３０１と、それに接続されたプリアンプ３０２とを含み、ＲＦ受信コイル３０１が受信した信号をプリアンプ３０２により増幅する。信号検出部４０６は、ＡＤ変換・直交検波回路３０３を備え、プリアンプ３０２の出力をＡＤ変換した後直交検波する。ＡＤ変換・直交検波回路３０３で行われる直交検波は、撮像する信号の周波数に応じてチャンネル毎に変えることが望ましい。信号処理部４０７は、フーリエ変換部３０４と演算部３０５とを備え、直交検波後の信号をフーリエ変換部３０４によりフーリエ変換し、ＲＦ受信コイル３０１で検出したＭＲＩ画像を再構成する。この画像信号に対して、必要に応じて演算部３０５によってさらに演算処理（例えば複数チャンネルから並列に信号を検出した場合の画像合成演算など）をする。再構成画像や演算処理後の画像は、画像表示部４０８に表示される。   A part of the RF probe 405, the signal detection unit 406, and the signal processing unit 407 is shown in FIG. As shown in FIG. 2, the RF probe 405 includes an RF receiving coil 301 and a preamplifier 302 connected thereto, and a signal received by the RF receiving coil 301 is amplified by the preamplifier 302. The signal detection unit 406 includes an AD conversion / quadrature detection circuit 303, and performs quadrature detection after AD conversion of the output of the preamplifier 302. The quadrature detection performed by the AD conversion / quadrature detection circuit 303 is preferably changed for each channel in accordance with the frequency of the imaged signal. The signal processing unit 407 includes a Fourier transform unit 304 and a calculation unit 305, and Fourier transforms the signal after quadrature detection by the Fourier transform unit 304, thereby reconstructing the MRI image detected by the RF receiving coil 301. If necessary, the image signal is further subjected to calculation processing (for example, image composition calculation when signals are detected in parallel from a plurality of channels). The reconstructed image and the image after the arithmetic processing are displayed on the image display unit 408.

なお、現在ＭＲＩの形態的な撮像対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体４０１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、血管（血液、血流）などの機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。   It should be noted that the morphological imaging target of MRI is the main constituent substance of the subject 401, proton, which is widely used clinically. By imaging the spatial distribution of the proton density and the relaxation phenomenon of the excited state, the shape of the human head, abdomen, limbs, etc., or the function of blood vessels (blood, blood flow), etc., is two-dimensional or three-dimensional. Images.

次に、撮像パルスシーケンスについて説明する。本実施例に用いられる撮像パルスシーケンスとしては、一般的な各種のパルスシーケンスを用いることができるが、本実施の形態では３Ｄグラディエントエコーシーケンスを用いる場合について説明する。まず、一般的な３Ｄグラディエントエコーシーケンスの手順について図３を用いて説明する。図３のようにスライス選択傾斜磁場パルス６０２を印加するのと同時に、ＲＦパルス６０１を照射した後、スライスエンコード傾斜磁場パルス６０３と位相エンコード傾斜磁場パルス６０４を印加する。その後、ディフェイズパルス６０５および読み出し傾斜磁場パルス６０６を印加し、これによって所定のエコー時間ＴＥ６０８に生じるエコー信号６０７を検出する。これらのパルスシーケンスを繰り返し時間（ＴＲ）（高周波パルス６０１の間隔）６０９で繰り返す。なお、繰り返し時間ＴＲ６０９毎にスライスエンコードおよび位相エンコード傾斜磁場パルス６０３、６０４の量を変え、異なるスライス／位相エンコードを与え、それぞれのエンコードで得られるエコー信号６０７を検出する。   Next, the imaging pulse sequence will be described. Various general pulse sequences can be used as the imaging pulse sequence used in the present embodiment. In this embodiment, a case where a 3D gradient echo sequence is used will be described. First, a general 3D gradient echo sequence procedure will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 3, simultaneously with the application of the slice selective gradient magnetic field pulse 602, after the irradiation with the RF pulse 601, the slice encode gradient magnetic field pulse 603 and the phase encode gradient magnetic field pulse 604 are applied. Thereafter, a dephase pulse 605 and a readout gradient magnetic field pulse 606 are applied, and thereby an echo signal 607 generated at a predetermined echo time TE608 is detected. These pulse sequences are repeated at a repetition time (TR) (interval of the high frequency pulse 601) 609. Note that the slice encoding and phase encoding gradient magnetic field pulses 603 and 604 are changed for each repetition time TR609 to give different slice / phase encoding, and an echo signal 607 obtained by each encoding is detected.

以上の操作をエンコードの数だけ繰り返し、所定の画像取得時間で１枚の３Ｄ画像再構成に必要なエコー信号を取得する。スライスエンコードと位相エンコードの数は通常１枚の３Ｄ画像あたり３２、６４、１２８、２５６、５１２等の値の組み合わせが選ばれる。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３次元フーリエ変換して１枚の３ＤのＭＲ画像を作成する。高速撮像に特化した場合、ＴＥは、１ｍｓ、ＴＲは２ｍｓ、１エコーの周波数エンコード数は１２８、位相エンコードとスライスエンコード数は４０（ハーフスキャン適用）×１６に設定することができる。全エンコードのデータを取得するのに要する時間は１．２４ｓである。ベッド４１２の移動速度を１０ｃｍ／ｓに設定した場合、全エンコードのデータを取得する間に、ベッド４１２は１２．４ｃｍ移動する。   The above operation is repeated by the number of encodings, and an echo signal necessary for reconstruction of one 3D image is acquired in a predetermined image acquisition time. As the number of slice encodes and phase encodes, a combination of values such as 32, 64, 128, 256, 512, etc. is usually selected per one 3D image. Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data. These data are subjected to three-dimensional Fourier transform to create one 3D MR image. When specialized for high-speed imaging, TE can be set to 1 ms, TR is set to 2 ms, the number of frequency encoding of one echo is 128, and the number of phase encoding and slice encoding is 40 (half scan application) × 16. The time required to acquire all encoded data is 1.24 s. When the moving speed of the bed 412 is set to 10 cm / s, the bed 412 moves 12.4 cm while acquiring all encoded data.

本実施の形態では、ベッド４１２の移動量が大きいため、これに伴う画質劣化を抑制するために、図４のように所定のタイミングでＢ0パルスを印加を追加した撮像パルスシーケンスを実行する。なお、以下の説明において、（ｘ，ｙ，ｚ）は各領域内の位置を表し、図１のようにｘをＲＬ方向（被検体の左右方向）、ｙをＡＰ方向（被検体の前後方向）、ｚをＨＦ方向とする。ベッド４１２の移動方向は、ｚ方向とする。ここでは、ベッド移動方向（ｚ）を、リードアウト軸（Ｇｒ）と一致させている。ｘおよびｙ方向については、Ｇｓ方向およびＧｐ方向のいずれに設定してもよい。   In this embodiment, since the amount of movement of the bed 412 is large, an imaging pulse sequence in which application of a B0 pulse is added at a predetermined timing as shown in FIG. In the following description, (x, y, z) represents the position in each region, and as shown in FIG. ), Z is the HF direction. The moving direction of the bed 412 is the z direction. Here, the bed moving direction (z) is made to coincide with the lead-out axis (Gr). The x and y directions may be set to either the Gs direction or the Gp direction.

図４の撮像パルスシーケンスと一般的な図３の撮像パルスシーケンスとの相違点は、Ｇｒと連動して、Ｂ0コイル４１５からパルス磁場を印加する点である。Ｂ0パルス磁場の印加タイミングおよび波形について以下説明する。   The difference between the imaging pulse sequence of FIG. 4 and the general imaging pulse sequence of FIG. 3 is that a pulse magnetic field is applied from the B0 coil 415 in conjunction with Gr. The application timing and waveform of the B0 pulse magnetic field will be described below.

ＲＦパルス６０１の照射時を時間の原点（ｔ＝０）として考えると、ＲＦパルス６０１の照射から読み出し傾斜磁場パルスＧｒ６０６が印加されるまでに、ベッド４１２は移動する。ベッド４１２の移動速度をｖとして、時間をｔとすると、移動距離Ａ(ｔ)＝ｖ・ｔで表される。なお、傾斜磁場コイル４０３のｚ方向コイルは、撮像空間の中心（ｚ＝０）において磁場強度０の傾斜磁場を印加するように設計されているため、ｔ＝０において傾斜磁場パルスＧｒ(t)を印加すると撮像視野内の点（ｘ、ｙ、ｚ）（ｘ、ｙ、ｚは、装置座標系での位置）には、それぞれＧｒ(t)×ｚの強度の傾斜磁場が印加される。   Considering the time of irradiation of the RF pulse 601 as the origin of time (t = 0), the bed 412 moves from the irradiation of the RF pulse 601 until the read gradient magnetic field pulse Gr606 is applied. When the moving speed of the bed 412 is v and the time is t, the moving distance A (t) = v · t. Note that the z-direction coil of the gradient magnetic field coil 403 is designed to apply a gradient magnetic field with a magnetic field strength of 0 at the center of the imaging space (z = 0), and therefore, the gradient magnetic field pulse Gr (t) at t = 0. Is applied, a gradient magnetic field having an intensity of Gr (t) × z is applied to each point (x, y, z) in the imaging field (x, y, z is a position in the apparatus coordinate system).

一方、速度ｖで移動する被検体４０１内の特定の部位（励起部位）は、ベッド４１２の移動により時々刻々と移動し、その位置は、装置座標系では（ｘ、ｙ、ｚ＋ｖｔ）と記述される。従って、時刻ｔにおける被検体４０１内の特定の部位（ｘ、ｙ、ｚ＋ｖｔ）には、ｚ方向についてＧｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)の傾斜磁場が印加される。本実施の形態のようにベッド４１２の移動速度ｖ（ｖ＝２．０ｃｍ／ｓ−２０．０ｃｍ／ｓ）が高速な場合には、ヘッド４１２の移動によって特定の部位に印加される傾斜磁場の大きさの変化、すなわちＧｒ(t)×ｚと（Ｇｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)）との差（Ｇｒ(t)×ｖｔ）が無視できなくなる。そこで、本実施の形態では、ｚに線形な強度分布をもつＧｒ(t)パルスを印加するときに、Ｂ0コイルで（−Ｇｒ(t)×ｖｔ）の磁場を印加することにより高速移動の影響を除去する。   On the other hand, a specific part (excitation part) in the subject 401 that moves at the speed v moves momentarily by the movement of the bed 412, and the position is described as (x, y, z + vt) in the apparatus coordinate system. The Therefore, a gradient magnetic field of Gr (t) × (z + vt) in the z direction is applied to a specific part (x, y, z + vt) in the subject 401 at time t. When the moving speed v (v = 2.0 cm / s−20.0 cm / s) of the bed 412 is high as in the present embodiment, the gradient magnetic field applied to a specific part by the movement of the head 412. The change in size, that is, the difference (Gr (t) × vt) between Gr (t) × z and (Gr (t) × (z + vt)) cannot be ignored. Therefore, in this embodiment, when a Gr (t) pulse having a linear intensity distribution with respect to z is applied, the effect of high-speed movement is obtained by applying a magnetic field of (−Gr (t) × vt) with the B0 coil. Remove.

具体的な、Ｂ0パルス７０１，７０２の波形を図４に示す。Ｂ0パルスは、ｚ方向の傾斜磁場パルスＧｒ６０５、６０６の波形と、（−ｖｔ）とを掛け合わせた波形である。よって、Ｂ0パルス７０１，７０２は、傾斜磁場パルスＧｒ６０５、６０６と同期して印加され、そのパルス波形は、（−ｖｔ）の変化に依存して傾斜している。なお、時間ｔの原点は、ＲＦパルス６０１の照射時であるので、（−ｖｔ）は、ＲＦパルス６０１の照射ごとにゼロにリセットされる。   Specific waveforms of the B0 pulses 701 and 702 are shown in FIG. The B0 pulse is a waveform obtained by multiplying the waveform of the gradient magnetic field pulses Gr605 and 606 in the z direction by (-vt). Therefore, the B0 pulses 701 and 702 are applied in synchronization with the gradient magnetic field pulses Gr605 and 606, and the pulse waveform is inclined depending on the change of (−vt). Since the origin of time t is when the RF pulse 601 is irradiated, (−vt) is reset to zero every time the RF pulse 601 is irradiated.

このように、Ｂ0パルス７０１、７０２を印加することにより、上記特定部位に印加される傾斜磁場Ｇｒ（＝Ｇｚ）＝Ｇｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)に、Ｂ0＝（−Ｇｒ(t)×ｖｔ）が重畳して印加され、（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）の項を打ち消すことができる。よって、特定部位に本来印加すべき（Ｇｒ(t)×ｚ）の磁場を印加することができ、ベッド４１２の移動に起因する傾斜磁場の大きさの変化、（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）を補正することができる。これにより、ベッド移動による印加傾斜磁場の大きさの変化に起因して、取得されるデータに誤差が含まれることを抑制することができる。   In this manner, by applying the B0 pulses 701 and 702, the gradient magnetic field Gr (= Gz) = Gr (t) × (z + vt) applied to the specific part is set to B0 = (− Gr (t) × vt). ) Are applied in a superimposed manner, and the term (Gr (t) × (vt)) can be canceled. Therefore, a magnetic field of (Gr (t) × z) that should be originally applied can be applied to the specific part, and the change in the magnitude of the gradient magnetic field due to the movement of the bed 412 (Gr (t) × (vt)) ) Can be corrected. Thereby, it can suppress that the error is contained in the acquired data resulting from the change of the magnitude | size of the applied gradient magnetic field by bed movement.

なお、図４に示したように、Ｂ0パルス７０１，７０２のパルス波形は、ｖｔの変化に依存して傾斜しているが、ディフェイズパルス６０５の幅・振幅が十分に小さいときは、パルス７０１内でｖｔが一定という近似をし、矩形のパルス７０１を印加することも可能である。   As shown in FIG. 4, the pulse waveforms of the B0 pulses 701 and 702 are inclined depending on the change in vt. However, when the width and amplitude of the phase pulse 605 are sufficiently small, the pulse 701 It is also possible to apply a rectangular pulse 701 by approximating that vt is constant.

つぎに、図５（ａ）を用いて、ベッド４１２の位置と傾斜磁場強度の関係を模式的に示す。ＲＦパルス６０１の励起直後ｔ＝０の状態では、傾斜磁場Ｇｚ（＝Ｇｒ）は印加されないので、図５（ａ）に記載のグラフ９０１のように、Ｇｚは、全空間でゼロである。ディフェイズパルス６０５が印加される時間をｔａ、読み出し用傾斜磁場パルス６０６が印加される時間をｔｂ（＝ＴＥ）とすると、ＲＦパルス６０１で励起された核磁化は、時間ｔ＝ｔａでは、ｖ・ｔａ移動しているので、この核磁化が受ける傾斜磁場（Ｇｚ’（ｔａ）・ｚ）９０２は、Ｇｚ（ｔａ）（ｚ−ｖ・ｔａ）と表される。（なお、傾きＧｚ（ｔａ）は、ディフェイズパルス６０５の大きさＧｒ（ｔａ）と等しい。）したがって、Ｂ0コイル４１５から、グラフ９０２のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔａ）＝Ｇｚ（ｔａ）（−ｖｔａ）の大きさの空間分布が一様なＢ0磁場パルス７０１を印加すれば、ベッド４１２の移動により核磁化が移動していても実質的に移動していないのと同様の傾斜磁場を受けることができる。すなわち、
Ｇｚ’（ｔａ）・ｚ−Ｂ0（ｔａ）＝Ｇｚ(ｔａ)・ｚ
である。 Next, the relationship between the position of the bed 412 and the gradient magnetic field strength is schematically shown using FIG. In the state of t = 0 immediately after the excitation of the RF pulse 601, the gradient magnetic field Gz (= Gr) is not applied, so that Gz is zero in the entire space as in the graph 901 described in FIG. The time dephase pulse 605 is applied t a, the time readout gradient magnetic field pulse 606 is applied to t b (= TE), the nuclear magnetization excited by the RF pulse 601, the time t = t a in, since v · t a movement, the nuclear magnetization undergoes gradient (Gz '(t a) · z) 902 is expressed as Gz (t a) (z- v · t a). (The gradient Gz (t a ) is equal to the magnitude Gr (t a ) of the phase pulse 605.) Therefore, from the B 0 coil 415, B 0 (t a ) = corresponding to the value of the Gz intercept of the graph 902 gz (t a) - by applying a (vt a) of the spatial distribution of sizes is uniform B0 magnetic field pulse 701, not a not move substantially even if moving the nuclear magnetization by the movement of the bed 412 Can receive the same gradient magnetic field. That is,
Gz '(t a) · z -B0 (t a) = Gz (t a) · z
It is.

つぎに、時間ｔ＝ｔｂでは、ＲＦパルス６０１で励起された核磁化は、ｖ・ｔｂ移動しているので、この核磁化が受ける傾斜磁場Ｇｚ’（ｔｂ）９０３は、Ｇｚ（ｔｂ）（ｚ−ｖｔｂ）と表される。（なお、傾きＧｚ（ｔｂ）は、読み出し用傾斜磁場パルス６０６の大きさＧｒ（ｔｂ）である。）したがって、グラフ９０３のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔｂ）＝Ｇｚ（ｔｂ）（−ｖｔｂ）の大きさの空間分布が一定なＢ0磁場パルス７０２を印加すれば、ベッド４１２の移動により核磁化が移動していても実質的に、移動がしていないのと同様の傾斜磁場を受けることができる。すなわち、
Ｇｚ’（ｔｂ）・ｚ−Ｂ0（ｔｂ）＝Ｇｚ（ｔｂ）・ｚ
である。 Next, at time t = t b , the nuclear magnetization excited by the RF pulse 601 moves by v · t b, so that the gradient magnetic field Gz ′ (t b ) 903 received by this nuclear magnetization becomes Gz (t b ) (z-vt b ). (The gradient Gz (t b ) is the magnitude Gr (t b ) of the readout gradient magnetic field pulse 606.) Therefore, B 0 (t b ) = Gz (t corresponding to the value of the Gz intercept in the graph 903 b ) If the B0 magnetic field pulse 702 having a constant spatial distribution of (−vt b ) is applied, even if the nuclear magnetization is moved by the movement of the bed 412, it is substantially the same as if it has not moved. Can receive a gradient magnetic field. That is,
Gz ′ (t b ) · z−B 0 (t b ) = Gz (t b ) · z
It is.

なお、Ｂ0パルス７０２における磁場の大きさＢ0（ｔ）は、図４に示したように、Ｂ0パルス７０２内でもベッドが連続移動しているため、時間ｔに対して線形に変化している。これを、図５（ｂ）を用いて、具体的に説明する。図５（ｂ）は、図５(ａ）のグラフ９０３と、その時間ｔｂの前後の時間ｔ＝ｔｂ−α（ただし、αは微小時間）およびｔ＝ｔｂ＋αでの傾斜磁場Ｇｚのグラフ９０４、９０５を示している。ｔ＝ｔｂ−αにおける傾斜磁場Ｇｚ（ｔｂ−α）のグラフ９０４から、グラフ９０４のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔｂ−α）の大きさは、Ｂ０（ｔｂ）よりも小さいことがわかる。逆に、グラフ９０５のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔｂ＋α）の大きさは、Ｂ０（ｔｂ）よりも大きい。このように、Ｂ0パルス７０２における磁場の大きさＢ0（ｔ）は、Ｂ0パルス７０２内でも時間に対して線形に変化している。 Note that the magnitude B0 (t) of the magnetic field in the B0 pulse 702 changes linearly with respect to the time t because the bed moves continuously even in the B0 pulse 702 as shown in FIG. This will be specifically described with reference to FIG. 5 (b) is a graph 903 of FIG. 5 (a), before and after the time t = t b -α of the time t b (However, alpha is small time) gradient magnetic field Gz in and t = t b + α Graphs 904 and 905 are shown. From the graph 904 of the gradient magnetic field Gz (t b −α) at t = t b −α, the magnitude of B 0 (t b −α) corresponding to the value of the Gz intercept in the graph 904 is larger than B0 (t b ). I understand that it is small. On the contrary, the magnitude of B0 (t b + α) corresponding to the value of the Gz intercept in the graph 905 is larger than B0 (t b ). Thus, the magnetic field magnitude B 0 (t) in the B 0 pulse 702 changes linearly with respect to time even in the B 0 pulse 702.

なお、Ｂ0パルス７０２の時間幅が小さく、傾斜磁場強度Ｇｒがさほど大きくないときには、簡略的な考えとして、パルス内では平均的な値を用いることも可能である。   When the time width of the B0 pulse 702 is small and the gradient magnetic field strength Gr is not so large, as a simple idea, an average value can be used in the pulse.

上述してきたように、第１の実施の形態では、Ｂ0コイル４１５から所定のタイミングの所定の波形のＢ0パルスを印加することにより、テーブル移動に伴って励起領域に印加される傾斜磁場に生じる誤差を打ち消すことができ、テーブル移動がない場合と同等の傾斜磁場を励起領域に印加することができる。よって、取得されるNMR信号には、テーブル移動に伴う誤差成分は含まれないため、テーブル移動に伴う画質劣化を、撮像パルスシーケンスにおいて抑制することができる。   As described above, in the first embodiment, by applying a B0 pulse having a predetermined waveform at a predetermined timing from the B0 coil 415, an error generated in the gradient magnetic field applied to the excitation region as the table moves. And a gradient magnetic field equivalent to the case where there is no table movement can be applied to the excitation region. Therefore, since the acquired NMR signal does not include an error component associated with table movement, image quality deterioration associated with table movement can be suppressed in the imaging pulse sequence.

（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態のＭＲＩ装置として、典型的なＤＷＩ（拡散強調画像）撮像方法に、第１の実施の形態と同様のＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するＭＲＩ装置について説明する。高強度の傾斜磁場を印加するＤＷＩ等のパルスシーケンスは、高速でベッドを移動させる場合のみならず、低速でベッドを移動させる場合であっても、ベッド移動に伴う傾斜磁場印加強度の変化が大きくなるため、Ｂ０パルスを適用することによって画質劣化を抑制する効果が得られる。 (Second Embodiment)
Next, as an MRI apparatus according to the second embodiment, an MRI apparatus that executes an imaging pulse sequence in which the same B0 pulse as that in the first embodiment is applied to a typical DWI (diffusion-weighted image) imaging method. explain. A pulse sequence such as DWI that applies a high-intensity gradient magnetic field has a large change in gradient magnetic field application intensity associated with bed movement not only when moving the bed at high speed but also when moving the bed at low speed. Therefore, the effect of suppressing image quality deterioration can be obtained by applying the B0 pulse.

本実施の形態のＭＲＩ装置が実行する撮像パルスシーケンスは、図６のように、一般的な２Ｄ−ＳＥ−ＥＰＩに拡散傾斜磁場を付与したパルスシーケンスを用いる。図６のパルスシーケンスでは、拡散するプロトンの位相を分散させて信号を生じさせないようにするためのＭＰＧ（ｍｏｔｉｏｎ ｐｒｏｂｉｎｇ ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルス１０５，１０７が、Ｇｓ方向に印加されている。ここでは、Ｇｓ方向をベッド４１２移動方向（ｚ方向）とする。すなわち、撮像断面は体軸に直交する方向（ＴＲＳ）で、ＭＰＧの方向が体軸（ｚ）方向である。   The imaging pulse sequence executed by the MRI apparatus according to the present embodiment uses a pulse sequence obtained by applying a diffusion gradient magnetic field to general 2D-SE-EPI as shown in FIG. In the pulse sequence of FIG. 6, MPG (motion probing gradient) pulses 105 and 107 are applied in the Gs direction in order to disperse the phase of the diffusing protons so as not to generate a signal. Here, the Gs direction is the bed 412 moving direction (z direction). That is, the imaging section is a direction (TRS) orthogonal to the body axis, and the MPG direction is the body axis (z) direction.

以下、パルスシーケンスを具体的に説明する。９０度パルス１０１はスライス傾斜磁場パルス１０３と共に印加され、リフェイズパルス１０４のあとＭＰＧパルスの前半部分１０５が印加される。その後、スライス傾斜磁場パルス１０６と１８０度パルス１０２が同時に印加され、引き続き、ＭＰＧパルスの後半部分１０７が印加される。ＭＰＧパルスの印加が終わったら、位相エンコードパルスのプリパルス１０８と読み出し傾斜磁場パルスのディフェイズパルス１１１を印加する。次に、読み出し傾斜磁場パルス１１２、位相エンコードパルスのブリップ傾斜磁場１０９、反転読み出し傾斜磁場パルス１１３、ブリップ傾斜磁場１０９、読み出し傾斜磁場パルス１１４…と繰り返す。エコー信号１１７〜１２１は、読み出し傾斜磁場パルスの印加と同時に検出される。   The pulse sequence will be specifically described below. The 90-degree pulse 101 is applied together with the slice gradient magnetic field pulse 103, and the rephasing pulse 104 is followed by the first half portion 105 of the MPG pulse. Thereafter, the slice gradient magnetic field pulse 106 and the 180-degree pulse 102 are applied simultaneously, and then the latter half 107 of the MPG pulse is applied. When the application of the MPG pulse is finished, the pre-pulse 108 of the phase encode pulse and the phase pulse 111 of the readout gradient magnetic field pulse are applied. Next, the readout gradient magnetic field pulse 112, the blip gradient magnetic field 109 of the phase encode pulse, the inverted readout gradient magnetic field pulse 113, the blip gradient magnetic field 109, the readout gradient magnetic field pulse 114, and so on are repeated. The echo signals 117 to 121 are detected simultaneously with the application of the readout gradient magnetic field pulse.

典型的なＭＰＧパルス１０５、１０７の幅は、２０ｍｓ、２つのＭＰＧパルスの間隔は３０ｍｓ、エコータイム（ＴＥ）１２４は、６０ｍｓ、繰り返し時間（ＴＲ）１２５は、１００〜１５０ｍｓである。インターエコータイム１１０は、１ｍｓである。ブリップパルス１０９の数は、位相エンコード数から決められ、４０〜８０個程度である。   The width of typical MPG pulses 105 and 107 is 20 ms, the interval between two MPG pulses is 30 ms, the echo time (TE) 124 is 60 ms, and the repetition time (TR) 125 is 100 to 150 ms. The inter-echo time 110 is 1 ms. The number of blip pulses 109 is determined from the number of phase encodings and is about 40 to 80.

ベッド速度を１０ｃｍ／ｓとすると、ＴＲ＝１００ｍｓの場合、１ＴＲ間にベッド４１２が移動する距離は１ｃｍであるので、１ＴＲ間でのベッド移動距離は無視できない。そこで、本実施の形態では、傾斜磁場パルスＧｓ１０３〜１０７に対応させてＢ0パルス１２６〜１３０を印加し、励起領域に印加される傾斜磁場を補正する。具体的には、Ｂ0パルス１２６〜１３０の強度（波形）は、図６のように、Ｇｓパルス１０３〜１０７波形にベッド移動量（−ｖｔ）１３１を掛けた（Ｇｓ(t)×(−ｖｔ)）である。   When the bed speed is 10 cm / s, when TR = 100 ms, the distance that the bed 412 moves between 1TR is 1 cm, so the bed moving distance between 1TR cannot be ignored. Therefore, in this embodiment, the B0 pulses 126 to 130 are applied in correspondence with the gradient magnetic field pulses Gs103 to 107 to correct the gradient magnetic field applied to the excitation region. Specifically, the intensity (waveform) of the B0 pulses 126 to 130 is obtained by multiplying the Gs pulses 103 to 107 waveform by the bed movement amount (−vt) 131 as shown in FIG. 6 (Gs (t) × (−vt )).

このように、第２の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）と傾斜磁場Ｇｓの方向とが一致しているため、傾斜磁場パルスＧｓ１０３〜１０７に対応させてＢ0パルス１２６〜１３０を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因する傾斜磁場Ｇｓの誤差（Ｇｓ(t)×(ｖｔ)）を打ち消す。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。ＤＷＩのパルスシーケンスは、高強度の傾斜磁場を印加するため、高速でベッドを移動させる場合のみならず、低速でベッドを移動させる場合であってもベッド移動に伴う傾斜磁場印加強度の変化が大きいが、本実施の形態のようにＢ０パルスを適用することによって画質劣化を抑制する効果が得られる。   Thus, in the second embodiment, since the moving direction (z direction) of the bed 412 and the direction of the gradient magnetic field Gs coincide with each other, the B0 pulses 126 to 130 correspond to the gradient magnetic field pulses Gs103 to 107, respectively. Is applied, the error (Gs (t) × (vt)) of the gradient magnetic field Gs caused by the movement of the bed 412 is canceled. Thereby, the error which arises in the data acquired by bed movement can be suppressed. Since the DWI pulse sequence applies a high-strength gradient magnetic field, not only when the bed is moved at a high speed, but also when the bed is moved at a low speed, the change in the gradient magnetic field application intensity accompanying the bed movement is large. However, by applying the B0 pulse as in the present embodiment, an effect of suppressing image quality deterioration can be obtained.

（第３の実施の形態）
つぎに、本発明の第３の実施の形態のＭＲＩ装置について図７を用いて説明する。
第３の実施の形態のＭＲＩ装置は、第２の実施の形態と同様に、ＤＷＩ撮像方法にＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するものであるが、第２の実施の形態と異なり、ベッド移動方向（ｚ方向）と読み出し傾斜磁場Ｇｒの方向が一致するように設定されている。すなわち、撮像断面は、ＳＡＧ（矢状断面）またはＣＯＲ（冠状断面）であり、ＭＰＧ１０５，１０７は、ＲＬ（左右）方向（図１のｘ方向）またはＡＰ（前後）方向（ｙ方向）に印加する。 (Third embodiment)
Next, an MRI apparatus according to a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
Similar to the second embodiment, the MRI apparatus of the third embodiment executes an imaging pulse sequence in which the B0 pulse is applied to the DWI imaging method, but unlike the second embodiment, The bed moving direction (z direction) and the direction of the readout gradient magnetic field Gr are set to coincide. That is, the imaging section is SAG (sagittal section) or COR (crown section), and MPGs 105 and 107 are applied in the RL (left and right) direction (x direction in FIG. 1) or AP (front and back) direction (y direction). To do.

この場合、図７に示したように、Ｂ0パルス２０１〜２０６をベッド移動方向であるＧｒ方向の傾斜磁場パルス１１１〜１１６に対応させて印加する。傾斜磁場パルスＧｒ１１１〜１１６は、読み出し傾斜磁場パルスのディフェイズパルス１１１と読み出し傾斜磁場パルス１１２〜１１６である。Ｂ0パルス２０１〜２０６のそれぞれの強度（波形）は、Ｇｒパルス１１１〜１１６の強度（Ｇｒ）にベッド移動量（−ｖｔ）２０７を掛けた（Ｇｒ(t)×(−ｖｔ)）である。   In this case, as shown in FIG. 7, the B0 pulses 201 to 206 are applied in correspondence with the gradient magnetic field pulses 111 to 116 in the Gr direction which is the bed moving direction. The gradient magnetic field pulses Gr111 to 116 are the phase pulse 111 of the read gradient magnetic field pulse and the read gradient magnetic field pulses 112 to 116, respectively. The intensity (waveform) of each of the B0 pulses 201 to 206 is (Gr (t) × (−vt)) obtained by multiplying the intensity (Gr) of the Gr pulses 111 to 116 by the bed movement amount (−vt) 207.

このように、第３の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）が読み出し傾斜磁場Ｇｒ方向であっても、傾斜磁場パルスＧｒ１１１〜１０７を補正するＢ0パルス２０１〜２０６を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因して、励起領域に印加される傾斜磁場Ｇｒの誤差（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）を打ち消すことができる。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。   As described above, in the third embodiment, the B0 pulses 201 to 206 for correcting the gradient magnetic field pulses Gr111 to 107 are applied even when the moving direction (z direction) of the bed 412 is the readout gradient magnetic field Gr direction. Thus, the error (Gr (t) × (vt)) of the gradient magnetic field Gr applied to the excitation region due to the movement of the bed 412 can be canceled. Thereby, the error which arises in the data acquired by bed movement can be suppressed.

（第４の実施の形態）
つぎに、本発明の第４の実施の形態のＭＲＩ装置について図８を用いて説明する。
第４の実施の形態のＭＲＩ装置は、第２の実施の形態と同様に、ＤＷＩ撮像方法にＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するものであるが、第２の実施の形態と異なり、ベッド移動方向（ｚ方向）と位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの方向が一致するように設定されている。すなわち、撮像断面は、ＳＡＧ（矢状断面）またはＣＯＲ（冠状断面）であり、ＭＰＧ１０５，１０７は、ＡＰ（前後）方向（ｙ方向）またはＲＬ（左右）方向（図１のｘ方向）に印加する。 (Fourth embodiment)
Next, an MRI apparatus according to a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
Similar to the second embodiment, the MRI apparatus of the fourth embodiment executes an imaging pulse sequence in which the B0 pulse is applied to the DWI imaging method, but unlike the second embodiment, The bed moving direction (z direction) and the direction of the phase encoding gradient magnetic field Gp are set to coincide with each other. That is, the imaging section is SAG (sagittal section) or COR (crown section), and MPGs 105 and 107 are applied in the AP (front-rear) direction (y direction) or RL (left-right) direction (x direction in FIG. 1). To do.

この場合、図８に示したように、Ｂ0パルス１１０１〜１１０２をベッド移動方向であるＧｐ方向の傾斜磁場パルス１０８〜１０９に対応させて印加する。Ｇｐ方向の傾斜磁場パルス１０８〜１０９は、位相エンコードパルスのプリパルス１０８と、複数のブリップ傾斜磁場１０９である。Ｂ0パルス１１０１〜１１０２のそれぞれの強度（波形）は、Ｇｐパルス１０８〜１０９の強度（Ｇｒ）にベッド移動量（−ｖｔ）１１０３を掛けた（Ｇｐ(t)×(−ｖｔ)）である。   In this case, as shown in FIG. 8, the B0 pulses 1101 to 1102 are applied corresponding to the gradient magnetic field pulses 108 to 109 in the Gp direction which is the bed moving direction. The gradient magnetic field pulses 108 to 109 in the Gp direction are a pre-pulse 108 of a phase encode pulse and a plurality of blip gradient magnetic fields 109. The intensity (waveform) of each of the B0 pulses 1101 to 1102 is (Gp (t) × (−vt)) obtained by multiplying the intensity (Gr) of the Gp pulses 108 to 109 by the bed movement amount (−vt) 1103.

このように、第４の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）が位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ方向であっても、傾斜磁場パルスＧｐ１０８〜１０９を補正するＢ0パルス１１０１〜１１０２を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因して、励起領域に印加される傾斜磁場Ｇｐの誤差（Ｇｐ(t)×(ｖｔ)）を打ち消すことができる。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。   Thus, in the fourth embodiment, the B0 pulses 1101 to 1102 for correcting the gradient magnetic field pulses Gp108 to 109 are applied even when the moving direction (z direction) of the bed 412 is the phase encode gradient magnetic field Gp direction. Thus, the error (Gp (t) × (vt)) of the gradient magnetic field Gp applied to the excitation region due to the movement of the bed 412 can be canceled out. Thereby, the error which arises in the data acquired by bed movement can be suppressed.

第１〜第４の実施の形態において、Ｂ0パルスの印加は、視野内のすべての磁化の位相を早めたり遅らせたりする制御と等価であるので、本実施例で示した操作は、ＲＦ照射周波数、ＲＦ照射位相、ＲＦ受信位相の制御を行うことによって（部分的に適用することも含めて）、得られる作用と同等である。しかし、本実施の形態では、Ｂ０コイル４１５を傾斜磁場コイル４０３と同期して動作させることにより実施することができるため、パルスシーケンスの設計が簡便である、という大きな特徴がある。また、オブリーク撮像にも適用でき、さらに、ＥＰＩのようなマルチエコーシーケンスや、高強度のＭＰＧパルスを用いる拡散強調撮影にも適用できる。   In the first to fourth embodiments, the application of the B0 pulse is equivalent to a control for advancing or delaying the phase of all the magnetizations in the field of view. Therefore, the operation shown in this embodiment is performed at the RF irradiation frequency. By controlling the RF irradiation phase and the RF reception phase (including partial application), this is equivalent to the obtained effect. However, the present embodiment can be implemented by operating the B0 coil 415 in synchronization with the gradient magnetic field coil 403, and thus has a great feature that the design of the pulse sequence is simple. The present invention can also be applied to oblique imaging, and can also be applied to multi-echo sequences such as EPI and diffusion-weighted imaging using high-intensity MPG pulses.

上述してきたように、本発明は、テーブルを連続的に移動中に被検体を励起しＮＭＲデータを取得することにより、広い部位を撮像するムービングベッド全身撮像法において、高速でテーブル移動するＭＲＩ装置、もしくはＤＷＩのような高強度の傾斜磁場を印加するパルスシーケンスにおいて画質劣化を抑制する効果がある。   As described above, the present invention is an MRI apparatus that moves a table at high speed in a moving bed whole-body imaging method that images a wide region by exciting a subject and acquiring NMR data while moving the table continuously. Alternatively, there is an effect of suppressing image quality deterioration in a pulse sequence that applies a high-intensity gradient magnetic field such as DWI.

本発明の第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing a configuration of an MRI apparatus according to a first embodiment of the present invention. 図１のＭＲＩ装置の一部の構成を示すブロック図。The block diagram which shows the structure of a part of MRI apparatus of FIG. 第１の実施の形態で実施する３Ｄグラディエントエコーシーケンスの典型例を示す説明図。Explanatory drawing which shows the typical example of the 3D gradient echo sequence implemented in 1st Embodiment. 第１の実施の形態において実施する、図３のシーケンスにＢ0パルスを追加した本発明のパルスシーケンスを示す説明図。Explanatory drawing which shows the pulse sequence of this invention which implemented B0 pulse in the sequence of FIG. 3 implemented in 1st Embodiment. （ａ）第１の実施の形態において、ベッドの移動に伴い、励起領域に印加される傾斜磁場が移動しことを示すグラフ、（ｂ）Ｂ0パルス７０２内の時間ｔｂの前後において、傾斜磁場が移動し、印加すべきＢ0が変化することを示すグラフ。(A) In the first embodiment, a graph showing that the gradient magnetic field applied to the excitation region moves as the bed moves. (B) Before and after the time tb in the B0 pulse 702, the gradient magnetic field is changed. The graph which shows that B0 which should move and should be applied changes. 第２の実施の形態のベッド移動方向がＧｓ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図。Explanatory drawing which shows the pulse sequence which applied B0 pulse to the DWI imaging sequence whose bed moving direction is Gs direction of 2nd Embodiment. 第３の実施の形態のベッド移動方向がＧｒ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図本発明の他の実施例を示す図。Explanatory drawing which shows the pulse sequence which applied B0 pulse to the DWI imaging sequence whose bed moving direction is Gr direction of 3rd Embodiment The figure which shows the other Example of this invention. 第４の実施の形態のベッド移動方向がＧｐ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図。Explanatory drawing which shows the pulse sequence which applied B0 pulse to the DWI imaging sequence whose bed moving direction is Gp direction of 4th Embodiment. 従来のムービングベッド撮像方法の概要を示す説明図。Explanatory drawing which shows the outline | summary of the conventional moving bed imaging method. 従来のムービングベッド撮像方法において、テーブルに対して水平に撮像断面を設定した場合の撮像領域の移動を示すための、（ａ）上面図および（ｂ）側面図。In the conventional moving bed imaging method, (a) a top view and (b) a side view for showing movement of an imaging region when an imaging section is set horizontally with respect to a table. （ａ）従来のムービングベッド撮像方法において、ベッドの位置（撮像領域）と取得されるデータとの関係を示す説明図、（ｂ）取得データを連続的につなげた状態を示す説明図。(A) In the conventional moving bed imaging method, explanatory drawing which shows the relationship between the position of a bed (imaging area) and acquired data, (b) explanatory drawing which shows the state which connected acquired data continuously.

符号の説明Explanation of symbols

１２６〜１３０…Ｂ0パルス、４０１…被検体、４０２…磁石、４０３…傾斜磁場コイル、４０４…ＲＦコイル、４０５…ＲＦプローブ、４０６…信号検出部、４０７…信号処理部、４０８…画像表示部、４０９…傾斜磁場電源、４１０…ＲＦ送信部、４１１…制御部、４１２…ベッド、４１５…Ｂ0コイル、４１６…Ｂ0コイル電源、７０１、７０２…Ｂ0パルス。   126-130 ... B0 pulse, 401 ... subject, 402, magnet, 403 ... gradient coil, 404 ... RF coil, 405 ... RF probe, 406 ... signal detection unit, 407 ... signal processing unit, 408 ... image display unit, 409 ... Gradient magnetic field power supply, 410 ... RF transmission unit, 411 ... control unit, 412 ... bed, 415 ... B0 coil, 416 ... B0 coil power supply, 701, 702 ... B0 pulse.

Claims (6)

撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、被検体を搭載して前記撮像空間に配置するテーブルと、前記テーブルを連続的に移動させる駆動部と、前記撮像空間に傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、前記被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、前記検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、前記駆動部、前記高周波照射部および前記傾斜磁場発生部の動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有し、
前記撮像空間に空間分布が一様な磁場パルス（Ｂ0パルス）を印加するためのＢ0コイルをさらに備え、
前記パルスシーケンスは、前記テーブルを連続的に移動させながら、前記高周波磁場パルスの照射および前記傾斜磁場パルスの印加を行うものであり、
前記制御部は、前記パルスシーケンスにおいて、前記テーブルの移動方向について前記傾斜磁場パルスを印加するのと同期して、前記Ｂ0パルスを印加することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。 A static magnetic field generator for generating a static magnetic field in the imaging space, a table on which an object is mounted and placed in the imaging space, a driving unit for continuously moving the table, and a gradient magnetic field pulse applied to the imaging space A gradient magnetic field generating unit, a high-frequency irradiation unit that irradiates the imaging space with a high-frequency magnetic field pulse, a detection unit that acquires a nuclear magnetic resonance signal generated by the subject, and a detection signal of the detection unit is processed and processed. A signal processing unit that generates a control unit, and a control unit that controls operations of the driving unit, the high-frequency irradiation unit, and the gradient magnetic field generation unit to execute a predetermined pulse sequence,
A B0 coil for applying a magnetic field pulse (B0 pulse) having a uniform spatial distribution to the imaging space;
The pulse sequence is to perform irradiation of the high-frequency magnetic field pulse and application of the gradient magnetic field pulse while continuously moving the table,
The nuclear magnetic resonance imaging apparatus, wherein the controller applies the B0 pulse in synchronization with applying the gradient magnetic field pulse in the moving direction of the table in the pulse sequence. 請求項１に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、同期する前記傾斜磁場パルスの強度に対応した強度に設定することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。   2. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the control unit sets the magnetic field intensity of the B0 pulse to an intensity corresponding to the intensity of the gradient magnetic field pulse to be synchronized. apparatus. 請求項１または２に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、１パルス内で時間に線形に変化させることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。   3. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the controller changes the magnetic field intensity of the B 0 pulse linearly with time within one pulse. 4. 請求項１ないし３に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの強度を、同期する前記傾斜磁場パルスの強度と、前記高周波磁場パルスの照射から該傾斜磁場パルスの印加までのテーブル移動距離との積に設定することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。   4. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the control unit applies the gradient magnetic field pulse based on the intensity of the gradient magnetic field pulse synchronized with the intensity of the B 0 pulse and the irradiation of the high frequency magnetic field pulse. A nuclear magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that the product is set to the product of the table moving distance up to. 請求項１ないし４に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記パルスシーケンスは、９０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスと、該１８０°励起用高周波磁場パルスの前後に、所定の方向に印加される拡散強調用傾斜磁場パルスとを含む拡散強調画像撮像シーケンスであることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。   5. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the pulse sequence includes a 90 ° excitation high-frequency magnetic field pulse, a 180 ° excitation high-frequency magnetic field pulse, and before and after the 180 ° excitation high-frequency magnetic field pulse, A nuclear magnetic resonance imaging apparatus, characterized by a diffusion-weighted imaging sequence including a diffusion-weighted gradient magnetic field pulse applied in a predetermined direction. 請求項５に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記拡散強調用傾斜磁場パルスは、前記テーブルの移動方向に印加され、前記Ｂ0パルスは、前記拡散強調用傾斜磁場パルスと同期して印加されることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
6. The nuclear magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein the diffusion-weighted gradient magnetic field pulse is applied in the moving direction of the table, and the B0 pulse is applied in synchronization with the diffusion-weighted gradient magnetic field pulse. A nuclear magnetic resonance imaging apparatus.
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