JP2011067696A - Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、医用の磁気共鳴イメージングにおいて高周波の選択励起用インバージョン(反転回復:IR)パルスを用いて被検体の血管像やCSF(脳脊髄液)をイメージングするイメージング法に係る。特に、造影剤を投与しないが、あたかも造影剤を投与したかの如く、血流やCSFの動態を擬似的に表示できる非造影磁気共鳴イメージングに関する。 The present invention relates to an imaging method for imaging a blood vessel image or CSF (cerebrospinal fluid) of a subject using a high frequency selective excitation inversion (inversion recovery: IR) pulse in medical magnetic resonance imaging. In particular, the present invention relates to non-contrast magnetic resonance imaging in which a contrast medium is not administered but blood flow and CSF dynamics can be displayed in a pseudo manner as if a contrast medium was administered.
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するFID(自由誘導減衰)信号やエコー信号から画像を得る手法である。 In magnetic resonance imaging, the nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field is magnetically excited with a high-frequency signal of Larmor frequency, and an image is generated from an FID (free induction decay) signal or echo signal generated by this excitation. It is a technique to obtain.
この磁気共鳴イメージングの一つのカテゴリーとして、血液の動態を画像化するMRアンギオグラフィ(MRA)が注目されている。 As one category of this magnetic resonance imaging, MR angiography (MRA) for imaging blood dynamics has attracted attention.
このMRAでは、一般には、MRIにおける信号強度を大きく変化させる性質を有する造影剤を血管内が投与され、同一条件のスキャンを連続して行ない、血流の移動の様子を画像化する、造影ダイナミックMRアンギオグラフィ(以下、CE−DMRA:contrast enhanced dynamic MRAと呼ばれる)が採用されている(例えば非特許文献1参照)。 In this MRA, in general, a contrast medium having the property of greatly changing the signal intensity in MRI is administered inside the blood vessel, scanning under the same conditions is continuously performed, and the movement of blood flow is imaged. MR angiography (hereinafter referred to as “CE-DMRA”) is adopted (for example, see Non-Patent Document 1).
このCE−DMRAの撮像手順の概念的に図12に示す。まず、造影剤を静脈に注入し、撮像領域に在る血管に造影剤が到達する時期から連続的にスキャンを行なう。同図(a)の曲線CBは、撮像対象内の1点の位置における信号強度の時間変化を示す。同図(b)に示す如く、造影剤注入時刻t0から造影剤の到達点が撮像領域を横切り、全ての血管が描出されるのは、部位や撮像領域の大きさにも依り、一概には定義できないが、およそ30秒から2分程度である。同図(b)の期間PD1、PD2、…は、第1番目、第2番目、…のスキャン期間を表している。また、このスキャン期間PD1、PD2、…では所望の、例えば3次元パルスシーケンスが実行され、この実行に応じて発生するエコー信号が収集される。エコー信号は、そのスキャン毎に再構成して、同図(c)に概念的に表す如く、例えば3次元画像データD1、D2、…に生成される。この画像データD1、D2、…は、例えばある視点からみたときの最大値を投影する処理(最大値投影処理)に付され、同図(d)に概念的に表す如く、最大値投影像IMmax1、IMmax2、…に処理され、表示される。 This CE-DMRA imaging procedure is conceptually shown in FIG. First, a contrast medium is injected into a vein, and scanning is continuously performed from the time when the contrast medium reaches a blood vessel in the imaging region. A curve CB in FIG. 5A shows a time change of the signal intensity at the position of one point in the imaging target. As shown in FIG. 6B, the arrival point of the contrast agent crosses the imaging region from the contrast agent injection time t0, and all blood vessels are drawn depending on the size of the region and the imaging region. Although it cannot be defined, it is about 30 seconds to 2 minutes. In FIG. 7B, periods PD1, PD2,... Represent first, second,. In the scan periods PD1, PD2,..., A desired, for example, three-dimensional pulse sequence is executed, and echo signals generated in response to the execution are collected. The echo signal is reconstructed for each scan, and is generated, for example, as three-dimensional image data D1, D2,... As conceptually shown in FIG. These image data D1, D2,... Are subjected to, for example, a process of projecting a maximum value when viewed from a certain viewpoint (maximum value projection process), and as shown conceptually in FIG. , IMmax2, ... are processed and displayed.
このCE−DMRAで使用されるスキャン法は、主に、FE(フィールドエコー)法に基づくパルスシーケンスである。この一例を図13に示す。同図に示す如く、高調波励起パルスPextがスライス選択励起傾斜磁場Gsselと共に印加され、エコー信号Sechoがリード方向傾斜磁場Grの印加と共に受信される。図中、傾斜磁場Gsrewはスライス方向のリワインド傾斜磁場を示す。この一連の励起及び収集は、位相エンコード傾斜磁場Geの例えば強度を変更しながら、画像再構成に必要なエコーデータが揃うまで所定回数、繰返し時間TR毎に繰り返される。繰返し時間TRは通常、3−10ms程度である。 The scan method used in the CE-DMRA is a pulse sequence mainly based on the FE (field echo) method. An example of this is shown in FIG. As shown in the figure, the harmonic excitation pulse P ext is applied together with the slice selective excitation gradient magnetic field Gs sel , and the echo signal S echo is received together with the application of the read direction gradient magnetic field Gr. In the figure, a gradient magnetic field Gs rew indicates a rewind gradient magnetic field in the slice direction. This series of excitation and acquisition is repeated a predetermined number of times for each repetition time TR until echo data necessary for image reconstruction is completed while changing, for example, the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Ge. The repetition time TR is usually about 3-10 ms.
なお、図13は2次元フーリエ法に基づく画像再構成に必要なパルスシーケンスで説明しているが、撮像目的によっては、3次元フーリエ法に基づく画像再構成であってもよい。その場合、各励起の繰返しにより位相エンコード傾斜磁場Geの強度を変化させて一連のデータが収集されると、今度はスライス方向のリワインド傾斜磁場Gsrewの強度を変化させる。そして、再び位相エンコード傾斜磁場Geの強度変化に伴う一連のデータを収集する、という操作が、スライス方向のマトリクス数分、実行される。これにより、3次元フーリエ法に拠る画像再構成に必要な全データが収集される。 Note that FIG. 13 illustrates the pulse sequence necessary for image reconstruction based on the two-dimensional Fourier method, but image reconstruction based on the three-dimensional Fourier method may be used depending on the imaging purpose. In that case, when a series of data is collected by changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Ge by repetition of each excitation, the intensity of the rewind gradient magnetic field Gs rew in the slice direction is changed. Then, the operation of collecting a series of data associated with the intensity change of the phase encoding gradient magnetic field Ge is performed again for the number of matrices in the slice direction. As a result, all data necessary for image reconstruction based on the three-dimensional Fourier method is collected.
このようにCE−DMRAにおいて、再構成された時系列に沿った画像D1、D2、…、又は、その画像を最大値投影した画像IMmax1、IMmax2、…を時系列に表示・観察することで、血管BVを流れる血液BDの動的な挙動を把握することができる。この手法は、撮像対象において動きのある対象物、例えば撮像対象が人体のときには、CSF(脳脊髄液)などの撮像に適用可能で、同様な処理を経てその挙動を観察可能である。なお、CSFを撮像対象とするときには、ハイドログラフィ(hydrography)と呼ばれる。 Thus, in the CE-DMRA, the images D 1 , D 2 ,... Along the reconstructed time series, or the images IM max1 , IM max2,. By doing so, it is possible to grasp the dynamic behavior of the blood BD flowing through the blood vessel BV. This method can be applied to imaging of a moving object in the imaging target, for example, a CSF (cerebrospinal fluid) when the imaging target is a human body, and the behavior can be observed through similar processing. In addition, when CSF is taken as an imaging target, it is called hydrography.
一方、造影剤を投与しないで、インバージョン(IR)パルスにより局所的に動きのあるスピンに標識を付け、血管像を得る従来法が、非特許文献2で提案されている。この従来法に係るアンギオグラフィの概要を図14に示す。同図(a)はECG(心電図)同期法を併用するときのパルスシーケンスを、同図(b)は撮像対象の各部におけるスピンの縦磁化の時間変化の様子を、同図(c)は撮像断面と標識付け用(タグ用)インバージョンパルスPinv−Aで励起される領域RGAとの位置関係を示す。
On the other hand, Non-Patent
同図(a)に示す如く、ECG信号のR波から一定の時間経過後(但し、同図ではR波の直後に記載)に、フリップ角が180度のインバージョンパルスPinv−Aが印加される。このとき、関心のある血管の撮像断面CSへの流入元と思われる領域RGAが選択的に励起されるように、インバージョンパルスPinv−AのRF周波数がその中心周波数からオフセット量Dfだけシフトされ、このインバージョンパルスPinv−Aと共に選択励起傾斜磁場Geが印加される。インバージョンパルスPinv−Aが印加された後、300〜1000ms程度の一定時間を置いた後、エコー信号を収集するためのパルスシーケンスPseqが実行される。このシーケンスは例えばSE(スピンエコー)法で構成される。この一連の操作が1画面の再構成に必要な全てのエコーデータが収集できるまで繰り返される。エコーデータは再構成処理されて、血管像に生成される。このアンギオグラフィに使用可能なパルスシーケンスは、SE法に限らず、セグメント分割されたFE法であってもよい。このセグメンティドFE法は、一例として、非特許文献3で提案されている。
As shown in FIG. 6A, an inversion pulse P inv-A having a flip angle of 180 degrees is applied after a lapse of a certain time from the R wave of the ECG signal (however, immediately after the R wave in the same figure). Is done. At this time, the RF frequency of the inversion pulse P inv-A is offset from the center frequency by the offset amount Df so that the region RG A considered to be the source of the flow into the imaging section CS of the blood vessel of interest is selectively excited. The selective excitation gradient magnetic field Ge is applied together with the inversion pulse P inv-A . After the inversion pulse P inv-A is applied, after a certain time of about 300 to 1000 ms, a pulse sequence P seq for collecting echo signals is executed. This sequence is constituted by, for example, the SE (spin echo) method. This series of operations is repeated until all echo data necessary for reconstruction of one screen can be collected. The echo data is reconstructed and generated into a blood vessel image. The pulse sequence that can be used for this angiography is not limited to the SE method, but may be a segmented FE method. This segmented FE method is proposed in
なお、非特許文献2には、インバージョンパルスPinv−Aで励起される一部領域RGAの位置や幅を変更した複数の画像を収集し、それぞれの画像から差画像を作成する手法が述べられている。この差分演算により、血管以外の部分の信号を抑制し、血管の描出能を上げる、というものである。 Non-Patent Document 2 discloses a method of collecting a plurality of images in which the position and width of the partial region RG A excited by the inversion pulse P inv-A are changed, and creating a difference image from each image. It is stated. By this difference calculation, signals other than the blood vessel are suppressed, and the blood vessel rendering ability is improved.
さらに、造影剤を使用しないアンギオグラフィの他の例として、図15(a)〜(c)に説明する手法も知られている。同図の手法は、前述した図14に示す手法と、非特許文献4に記載の手法とを組合せたものである。エコー信号を得るためのスキャン用パルスシーケンスPseqとしては、例えば高速SE(FSE)法が用いられる。この図15記載の手法は、図14記載のものと同様であるが、インバージョンパルスの印加の点で異なる。つまり、撮像したい断面CS全体を励起するインバージョンパルスPinv−Aを最初に選択的に印加し、この直後(例えば2〜10ms後)に、図14と同様に関心血管の流入元と思われる一部領域RGAが選択励起されるように2番目のインバージョンパルスPinv−Bが印加される。この第1番目及び第2番目のインバージョンパルスPinv−A及びPinv−Bの間の時間は、血流速度に比して極めて短いので、血管の原子核スピンからみた場合、ほぼ同じと見なすことができる。したがって、関心血管の原子核スピンは極めて短時間の内に、180度パルスの印加を2回受けるので、同図(b)に示すように、縦磁化はほぼ初期状態に戻された状態で一部領域RGAから撮像断面CSに流れ出るから、組織よりも高信号の部分として描出される。なお、前述した図14の手法が、血管の信号は組織のそれよりも低い値として画像化されることと対称を成す。 Further, as another example of angiography that does not use a contrast agent, a technique described in FIGS. 15A to 15C is also known. The technique shown in FIG. 14 is a combination of the technique shown in FIG. 14 described above and the technique described in Non-Patent Document 4. As the scan pulse sequence P seq for obtaining the echo signal, for example, a fast SE (FSE) method is used. The method shown in FIG. 15 is the same as that shown in FIG. 14, but differs in the application of an inversion pulse. That is, the inversion pulse P inv-A that excites the entire cross section CS to be imaged is first selectively applied, and immediately after this (for example, after 2 to 10 ms), it is considered that the inflow source of the blood vessel of interest is the same as in FIG. The second inversion pulse P inv-B is applied so that the partial region RG A is selectively excited. Since the time between the first and second inversion pulses P inv-A and P inv-B is extremely short compared to the blood flow velocity, it is considered to be almost the same when viewed from the nuclear spin of the blood vessel. be able to. Therefore, since the nuclear spin of the blood vessel of interest receives the application of the 180-degree pulse twice within a very short time, as shown in FIG. 5B, the longitudinal magnetization is partially returned to the initial state. Since it flows from the region RG A to the imaging section CS, it is rendered as a portion having a higher signal than the tissue. Note that the above-described method of FIG. 14 is symmetric to that the blood vessel signal is imaged as a value lower than that of the tissue.
しかしながら、上述した造影剤を用いた従来のCE−DMRA法の場合、造影剤は1回の検査中に1回(或は2回程度)しか注入できないため、注入された造影剤に拠り信号強度が変化している30秒から2分程度の限られた時間内に全てのスキャンを完了させなければならない。原則として、十分な時間分解能を確保するには、1回のスキャン時間はなるべく短くする必要がある。その一方で、画像のS/Nはスキャン時間の平方根に比例するので、スキャン時間を短くすればするほど、S/Nは低下する。このため、従来法に拠れば、スキャンの時間分解能と空間分解能とはトレードオフの関係にあり、両者を共に飛躍的に高くすることはできない。 However, in the case of the conventional CE-DMRA method using the above-described contrast agent, since the contrast agent can be injected only once (or twice) during one examination, the signal intensity depends on the injected contrast agent. All scans must be completed within a limited time of 30 seconds to 2 minutes, where the change is. In principle, in order to ensure a sufficient time resolution, it is necessary to shorten a scan time as much as possible. On the other hand, since the S / N of the image is proportional to the square root of the scanning time, the shorter the scanning time, the lower the S / N. For this reason, according to the conventional method, the temporal resolution and the spatial resolution of the scan are in a trade-off relationship, and both cannot be increased dramatically.
一方、前述した造影剤を投与しないMRアンギオグラフィの場合、前述した図14又は図15記載のパルスシーケンスの実行を通して得た複数の血管像の差分を演算し、背景となる血管以外の部分の信号を抑制することは述べられている。これにより、血管の描出能を上げることはできるが、血流の動態をダイナミックに捉える表示や観察の手法は提示されていない。血流の場合には、その描出能もさることながら、経時的にどのような挙動をとるかについての情報も極めて重要である。 On the other hand, in the case of MR angiography without administration of the contrast agent, the difference between a plurality of blood vessel images obtained through the execution of the pulse sequence shown in FIG. 14 or FIG. Suppressing is stated. Thereby, the ability to depict blood vessels can be improved, but no display or observation technique for dynamically capturing the dynamics of blood flow has been presented. In the case of blood flow, in addition to its ability to depict, information on how it behaves over time is extremely important.
本発明は、上述の従来課題に鑑みてなされたもので、従来法のスキャンに因る時間分解能と空間分解能とのトレードオフの関係を打破し、造影剤を投与することなく、時間分解能と空間分解能を共に非常に高いレベルまで引き上げた画像を提供することを、1つの目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described conventional problems, and overcomes the trade-off relationship between the temporal resolution and the spatial resolution caused by the conventional scanning method, so that the temporal resolution and the spatial can be obtained without administering a contrast medium. One object is to provide an image with both resolutions raised to very high levels.
また、造影剤を投与することなく、時間分解能と空間分解能を共に非常に高いレベルまで引き上げ、かつ、動く対象物の動態観察を可能にする画像を提供することを、別の目的とする。 Another object of the present invention is to provide an image that allows both temporal and spatial resolutions to be very high without administering a contrast agent and enables dynamic observation of a moving object.
本発明の原理は、被検体の撮像したい領域の少なくとも一部の領域に局所的に高周波のインバージョン(IR)パルスを印加し、その少なくとも一部の領域内に在るスピンの縦磁化を反転励起することでタグ(標識)付けする(ラベリングとも呼ばれる)。その一部領域の内、タグ付けされた静止部のスピンはそのままの位置に留まるが、動きのある対象物としての例えば血液のタグ付けされたスピンは、その後も血管に沿って流れ続ける。スキャンとしては、上述のインバージョンパルスを印加した後、一定時間が経過すると、撮像領域に対して所望のパルスシーケンスに拠るスキャンが開始され、エコー信号が収集される。このエコー信号に基づき撮像領域の画像を得る。この画像には、タグ付けされたまま撮像領域まで流れ出た血液などの信号がその他の部位とは異なるコントラストで反映されるので、血液などの動態情報を提供することができる。 The principle of the present invention is that a high-frequency inversion (IR) pulse is locally applied to at least a part of a region to be imaged of a subject, and the longitudinal magnetization of spins in the at least part of the region is reversed. Tag (label) by excitation (also called labeling). Of the partial area, the tagged spin of the stationary part remains in the same position, but the tagged spin of blood as a moving object continues to flow along the blood vessel thereafter. As a scan, after a certain time has elapsed after applying the above-described inversion pulse, a scan based on a desired pulse sequence is started with respect to the imaging region, and an echo signal is collected. An image of the imaging region is obtained based on this echo signal. In this image, a signal such as blood flowing out to the imaging region while being tagged is reflected with a contrast different from that of other parts, so that dynamic information such as blood can be provided.
以下の発明の構成で説明するように、一例として、タグ付けを行なってからエコー信号を収集するまでの時間、或いは、タグ付けを行なう一部領域の位置を撮像領域にて徐々に変更しながら、エコー信号が収集され、画像に生成される。かかる時間や位置の変更に対応して生成された複数枚の画像を順に観察することで、血液などの動きのある対象物の動態を擬似的に把握できる。 As described in the following configuration of the invention, as an example, while gradually changing the time from tagging to collecting echo signals, or the position of a partial area to be tagged in the imaging region The echo signal is collected and generated into an image. By observing a plurality of images generated in response to such changes in time and position in order, the dynamics of a moving object such as blood can be grasped in a pseudo manner.
本発明に係る磁気共鳴イメージング方法は、被検体内の動きのある撮像対象を標識付けするためのパルスとして、選択励起傾斜磁場と共に印加されるインバージョンパルスを複数回連続的に発信させる第1の工程と、前記第1の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して、前記スピンのエコー信号を収集する第2の工程と、前記エコー信号を用いて、前記撮像対象が標識付けされた撮像領域の画像を生成し、前記撮像領域の画像を表示する第3の工程とを有することを特徴とする。 In the magnetic resonance imaging method according to the present invention, a first inversion pulse that is applied together with a selective excitation gradient magnetic field is continuously transmitted a plurality of times as a pulse for labeling a moving imaging target in a subject. A second step of starting a pulse sequence after a predetermined time has elapsed since the execution of the first step and collecting the echo signal of the spin, and using the echo signal, the imaging object is labeled And a third step of generating an image of the attached imaging area and displaying the image of the imaging area.
例えば、標識付けとして、前記撮像領域全体に印加するための別のインバージョンパルスを最初に発信し、その直後にタグ付けインバージョンパルスを発信してもよい。 For example, as a labeling, another inversion pulse to be applied to the entire imaging region may be transmitted first, and a tagging inversion pulse may be transmitted immediately thereafter.
また、撮像領域の一部の領域の空間位置の変更を伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像を所定の順に連続的に表示できる。例えば、前記複数の画像は、前記一部の領域の空間位置の変更順に応じて連続的に表示される。 Further, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times with a change in the spatial position of a part of the imaging region, and the plurality of images are arranged in a predetermined order. Can be displayed continuously. For example, the plurality of images are continuously displayed according to the change order of the spatial position of the partial area.
さらに例えば、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像から一定値の画素を投影した複数の投影画像を作成し、この複数の投影画像を所定の順に連続的に表示できる。 Further, for example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and pixels having a constant value are generated from the plurality of images. Can be created, and the plurality of projection images can be continuously displayed in a predetermined order.
さらに、一例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像上で、前記一部の領域に対応する画像上の位置を求めて当該位置にマスキング処理を施し、このマスキング処理後の複数の画像から一定値の画素を投影した1つ又は複数の投影画像を作成し、この投影画像に表示するようにしてもよい。この場合、例えば、前記投影画像は複数作成され、この複数の投影画像が所定の順に連続表示される。 Furthermore, as an example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and on the plurality of images, Obtaining a position on the image corresponding to the partial area, performing a masking process on the position, and creating one or a plurality of projection images in which pixels of a certain value are projected from the plurality of images after the masking process; You may make it display on this projection image. In this case, for example, a plurality of projection images are created, and the plurality of projection images are continuously displayed in a predetermined order.
さらに、好適には、前記一定値の画素を投影する処理は、画素値の最大値又は最小値を投影する処理である。 Further preferably, the process of projecting the pixels having the constant value is a process of projecting the maximum value or the minimum value of the pixel values.
さらに、別の例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像のそれぞれにおける前記一部の領域により2分割される分割領域の内の一方のみを連続的に表示してもよい。 Furthermore, as another example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and Only one of the divided areas divided into two by the partial area in each may be displayed continuously.
さらに、別の例として、前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回実行される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー信号から、複数の画像を生成し、この複数の画像のそれぞれにおける前記一部の領域により2分割される分割領域の内の一方のみにマスキング処理を施すこともできる。このとき、好適には、前記マスキング処理を施した複数の画像を連続的に表示する。また、前記マスキング処理を施した複数の画像のそれぞれの少なくとも一部から一定値の画素を投影した1つ又は複数の投影画像を作成し、この投影画像を表示してもよい。例えば、前記マスキング処理は、前記撮像対象の動きの方向の上流側の分割領域に施される。 Furthermore, as another example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and Masking processing can also be performed on only one of the divided areas divided into two by the partial areas. At this time, preferably, a plurality of images subjected to the masking process are continuously displayed. Further, one or a plurality of projection images obtained by projecting pixels having a constant value from at least a part of each of the plurality of images subjected to the masking process may be created and displayed. For example, the masking process is performed on the upstream divided area in the direction of movement of the imaging target.
さらに、別の例として、前記タグ付けインバージョンパルスは、前記撮像対象の動きに比較して同時と見なすことができる微小時間毎に連続して発信する複数のインバージョンパルスから成り、これにより、各回のスキャン毎に、前記少なくとも一部の領域が複数設定される。このときの好適な一例として、前記複数のインバージョンパルス及びこのパルスと同時に発信する前記選択励起傾斜磁場の発信条件は、前記少なくとも一部の領域が前記撮像領域上に空間的に一定間隔で並び且つ各回のスキャン毎に相互にずれた位置になるように設定される。 Furthermore, as another example, the tagging inversion pulse is composed of a plurality of inversion pulses that are continuously transmitted every minute time that can be regarded as simultaneous compared to the movement of the imaging target, For each scan, a plurality of the at least partial areas are set. As a preferred example at this time, the transmission conditions of the plurality of inversion pulses and the selective excitation gradient magnetic field transmitted simultaneously with the pulses are such that at least a part of the regions are arranged at regular intervals on the imaging region. And it sets so that it may become a position mutually shifted for every scan.
また、選択励起傾斜磁場と共にタグ付けインバージョン(IR)パルスの条件を変更しながら被検体の撮像領域に当該傾斜磁場及びパルスを印加して当該撮像領域の一部の領域のスピンを反転後、一定時間が経過してからパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を受信する処理を複数回繰り返し、前記エコー信号から前記撮像領域内の動きのある撮像対象を各回毎に画像化し、この複数の画像上での撮像対象の表示具体から前記一部の領域の最適な位置及び大きさを決める前工程を含む態様を採ることもできる。例えば、前記前工程は、前記複数の画像を、変更される前記一部領域の大きさの順に連続表示する処理を含む。 In addition, after changing the conditions of the tagging inversion (IR) pulse together with the selective excitation gradient magnetic field, applying the gradient magnetic field and pulse to the imaging region of the subject and inverting the spin of a part of the imaging region, After a certain time has elapsed, a pulse sequence is started and a process of receiving the echo signal of the spin is repeated a plurality of times, and an imaging target with movement in the imaging region is imaged from the echo signal each time. It is also possible to adopt a mode including a pre-process for determining the optimum position and size of the partial area from the display details of the imaging target on the image. For example, the pre-process includes a process of continuously displaying the plurality of images in the order of the size of the partial area to be changed.
さらに、被検体の撮像領域全体のスピンを反転させるために選択励起傾斜磁場と共に1個のインバージョンパルスを発信後、一定時間が経過してからパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を受信し、このエコー信号から前記撮像領域内の動きのある撮像対象を画像化するようにしてもよい。 Furthermore, in order to invert the spin of the entire imaging region of the subject, a single inversion pulse is transmitted together with a selective excitation gradient magnetic field, and then a pulse sequence is started after a certain time has elapsed to receive the echo signal of the spin. Then, an imaging target having movement in the imaging area may be imaged from the echo signal.
また、被検体の撮像領域の少なくとも一部のスピンを反転させるタグ付けを行なうために選択励起傾斜磁場と共にインバージョンパルスの発信を含む処理を行い、このタグ付けに伴う前記撮像領域のエコー信号の変化を検出し、この信号変化に基づいて前記撮像領域内の動きのある撮像対象を画像化するようにしてもよい。例えば、前記撮像対象は、前記撮像領域を通る血流である。 In addition, in order to perform tagging that inverts the spin of at least a part of the imaging region of the subject, processing including transmission of an inversion pulse together with the selective excitation gradient magnetic field is performed, and the echo signal of the imaging region associated with the tagging is processed. A change may be detected, and a moving imaging target in the imaging area may be imaged based on the signal change. For example, the imaging target is blood flow that passes through the imaging region.
本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体内の動きのある撮像対象に標識付けするためのパルスとして、選択励起傾斜磁場と共に印加されるインバージョンパルスを複数回連続的に発信させる第1の工程を行う手段と、前記第1の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して、前記スピンのエコー信号を収集する第2の工程を行う手段と、前記エコー信号を用いて、前記撮像対象が標識付けされた撮像領域の画像を生成し、前記撮像領域の画像を表示する第3の工程を行う手段とを備えたことを特徴とする。 The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is a first step of continuously transmitting an inversion pulse applied together with a selective excitation gradient magnetic field a plurality of times as a pulse for labeling a moving imaging target in a subject. A means for performing a second step of starting a pulse sequence after a predetermined time has elapsed since the execution of the first step and collecting the echo signal of the spin, and using the echo signal, And a means for performing a third step of generating an image of the imaging region labeled with the imaging target and displaying the image of the imaging region.
本発明のMRイメージングによれば、従来のMRAで問題となっていた、時間分解能と空間分解能との両立が図られ、共に高いレベルに保持でき、血液やCSFのような流体の動態に関する詳細な情報を得ることができる。 According to the MR imaging of the present invention, both temporal resolution and spatial resolution, which are problems in conventional MRA, can be achieved, both can be maintained at a high level, and detailed information on the dynamics of fluids such as blood and CSF can be obtained. Information can be obtained.
さらに、本発明のMRイメージングの手法では、従来のCE−DMRAで必須であった造影剤の投与が不要になるので、非侵襲となり、被検者の精神的、物理的な負担を著しく軽減することができる。また、造影剤投与時のような撮像タイミングの認識に伴う煩わしさも不要で、検査の準備や手間が大幅に軽減される。しかも、造影剤を使用していないので、検査のやり直しにも容易に対応できる。 Furthermore, the MR imaging method of the present invention eliminates the need for administration of a contrast agent, which is essential in conventional CE-DMRA, so that it is non-invasive and significantly reduces the mental and physical burden on the subject. be able to. Moreover, the troublesomeness associated with the recognition of the imaging timing, such as when a contrast agent is administered, is unnecessary, and the preparation and labor of the examination are greatly reduced. In addition, since no contrast agent is used, it is possible to easily cope with re-inspection.
さらに、本発明によるMRイメージングの手法によれば、インバージョンパルスによってタグ付けする領域の位置は自在に設定できるため、流入血管を限定して検査することもでき、精度及び確実性の高い検査が可能になる。 Furthermore, according to the MR imaging method of the present invention, the position of the region to be tagged with the inversion pulse can be set freely, so that the inflowing blood vessel can be limited and the inspection can be performed with high accuracy and certainty. It becomes possible.
以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づき説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
(第1の実施形態)
第1の実施形態に係るMRI(磁気共鳴イメージング)装置を、図1〜3を参照して説明する。
(First embodiment)
An MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIGS.
このMRI装置は、特徴的には、造影剤を使用することなく、被検体内の動く対象物としての例えば血流の動態を表す擬似的なダイナミック画像を例えばシネモード画像として提示する非造影MRアンギオグラフィ(MRA)を実行する機能を有する。この非造影MRAを行なうパルスシーケンスには、選択励起の高調波反転回復(IR)パルスを用いる。 Characteristically, this MRI apparatus is a non-contrast MR angiography that presents, for example, a cine-mode image as a quasi-dynamic image representing the dynamics of blood flow as a moving object in a subject without using a contrast agent. It has a function of executing the graphic (MRA). The pulse sequence for performing this non-contrast MRA uses a harmonic inversion recovery (IR) pulse of selective excitation.
このMRI装置の概略構成を図1に示す。この装置構成は、後述する各実施形態で共通に使用可能なものである。 A schematic configuration of this MRI apparatus is shown in FIG. This apparatus configuration can be used in common in each embodiment described later.
このMRI装置は、被検体としての患者Pを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Pの心時相を表す信号としてのECG信号を計測する心電計測部と、患者Pに息止めを指令するための息止め指令部とを備えている。 This MRI apparatus includes a bed unit on which a patient P as a subject is placed, a static magnetic field generating unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating unit for adding position information to the static magnetic field, and transmission and reception for transmitting and receiving high-frequency signals. Unit, a control / arithmetic unit responsible for overall system control and image reconstruction, an electrocardiogram measurement unit that measures an ECG signal as a signal representing the cardiac time phase of the subject P, and commands the patient P to hold his / her breath And a breath-hold command unit.
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石1と、この磁石1に電流を供給する静磁場電源2とを備え、被検体Pが遊挿される円筒状の開口部(診断用空間)の軸方向(Z軸方向)に静磁場H0 を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられている。このシムコイル14には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源15から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Pを載せた天板を磁石1の開口部に退避可能に挿入できる。
The static magnetic field generation unit includes, for example, a
傾斜磁場発生部は、磁石1に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット3を備える。この傾斜磁場コイルユニット3は、互いに直交するX、Y及びZ軸方向の傾斜磁場を発生させるための3組(種類)のx,y,zコイル3x〜3zを備える。傾斜磁場部はまた、x,y,zコイル3x〜3zに電流を供給する傾斜磁場電源4を備える。この傾斜磁場電源4は、後述するシーケンサ5の制御のもと、x,y,zコイル3x〜3zに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
The gradient magnetic field generator includes a gradient magnetic
傾斜磁場電源4からx,y,zコイル3x〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である3軸X,Y,Z方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Gs、位相エンコード方向傾斜磁場Ge、および読出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場Grの各論理軸方向を任意に設定・変更できる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場H0に重畳される。 By controlling the pulse current supplied from the gradient magnetic field power source 4 to the x, y, z coils 3x to 3z, the gradient magnetic fields in the three axes X, Y, and Z, which are physical axes, are synthesized and slices orthogonal to each other. The logical axis directions of the direction gradient magnetic field Gs, the phase encoding direction gradient magnetic field Ge, and the readout direction (frequency encoding direction) gradient magnetic field Gr can be arbitrarily set and changed. Slice direction, phase encoding direction, and gradient magnetic fields in the readout direction are superimposed on the static magnetic field H 0.
送受信部は、磁石1内の撮影空間にて被検体Pの近傍に配設されるRFコイル7と、このコイル7に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。この送信器8T及び受信器8Rは、後述するシーケンサ5の制御のもとで動作する。送信器8Tは、核磁気共鳴(NMR)を起こさせるためのラーモア周波数のRF電流パルスをRFコイル7に供給する。受信器8Rは、RFコイル7が受信したエコー信号(高周波信号)を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、A/D変換してエコー信号に応じたデジタル量のエコーデータ(原データ)を生成する。
The transmission / reception unit includes an
さらに、制御・演算部は、シーケンサ(シーケンスコントローラとも呼ばれる)5、ホスト計算機6、演算ユニット10、記憶ユニット11、表示器12、入力器13、および音声発生器16を備える。この内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順により、シーケンサ5にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
The control / arithmetic unit further includes a sequencer (also referred to as a sequence controller) 5, a
ホスト計算機6は、位置決め用スキャンなどの準備作業に引き続いて、図2に示すパルスシーケンスに基づいてイメージングスキャンを実施する。このイメージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデータの組を収集するスキャンであり、ここでは2次元スキャンに設定されている。イメージングスキャンは、ECG信号に依るECGゲート法を併用して行われる。なお、このECGゲート法は場合によっては併用しなくてもよい。
The
このパルスシーケンスとしては、3次元(3D)スキャンまたは2次元(2D)スキャン)である。そのパルス列の形態としては、SE(スピンエコー)法、FSE(高速SE)法、FASE(高速 Asymmetric SE)法(すなわち、高速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法)、EPI(エコープラナーイメージング)法、などが用いられる。 This pulse sequence is a three-dimensional (3D) scan or a two-dimensional (2D) scan. The pulse trains include SE (spin echo) method, FSE (fast SE) method, FASE (fast asymmetric SE) method (that is, imaging method combining the fast SE method with the half Fourier method), EPI (echo planar imaging). ) Method, etc. are used.
シーケンサ5は、CPUおよびメモリを備えており、ホスト計算機6から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源4、送信器8T、受信器8Rの動作を制御するとともに、受信器8Rが出力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット10に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、送信器8Tおよび受信器8Rを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばx,y,zコイル3x〜3zに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
The
また、演算ユニット10は、受信器8Rが出力したエコーデータ(原データ又は生データ)をシーケンサ5を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間(k空間または周波数空間とも呼ばれる)にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に2次元又は3次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理、差分演算処理などを行うことができる。
The
この合成処理には、2次元の複数フレームの画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、3次元データに対して視線方向の最大値又は最小値を選択する最大値投影(MIP)又は最小値(MIP)投影処理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコーデータのまま1フレームのエコーデータに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。 In this synthesis process, two-dimensional image data of a plurality of frames are added for each corresponding pixel, and maximum value projection (MIP) or minimum for selecting the maximum value or minimum value in the line-of-sight direction for three-dimensional data Value (MIP) projection processing and the like are included. As another example of the synthesis process, the axes of a plurality of frames may be matched in the Fourier space and synthesized into one frame of echo data as it is. The addition processing includes simple addition processing, addition averaging processing, weighted addition processing, and the like.
記憶ユニット11は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器12は画像を表示する。また入力器13を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機6に入力できる。
The
また、息止め指令部の一要素として音声発生器16を備える。この音声発生器16は、ホスト計算機6から指令があったときに、息止め開始及び息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
Moreover, the
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてECG信号を電気信号として検出するECGセンサ17と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機6およびシーケンサ5に出力するECGユニット18とを備える。この心電計測部による計測信号は、イメージングスキャンを実行するときにシーケンサ5により用いられる。これにより、ECGゲート法(心電同期法)による同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づくECGゲート法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
Further, the electrocardiogram measurement unit attaches to the body surface of the subject and detects an ECG signal as an electrical signal, and performs various processing including digitization processing on the sensor signal to perform the
次に、図2〜3を参照して、本実施形態に係るMRI装置の動作を説明する。
図2には、本実施形態に係る非造影MRアンギオグラフィで用いるパルスシーケンスを、図3には、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明する図を示す。なお、理解を容易にするため、この実施形態で行なう非造影MRアンギオグラフィは、3回の2次元スキャンを行なって、連続する3枚の最終的な画像を得て、これらをシネ表示する。また、実際の画像では信号値が低い画素ほど暗く表示されるが、図2(b)〜(d)では、高信号に描出される部分ほど濃いハッチングで表し、低信号の描出領域は薄いハウジングで表す。
Next, the operation of the MRI apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIGS.
FIG. 2 shows a pulse sequence used in non-contrast-enhanced MR angiography according to this embodiment, and FIG. 3 shows a diagram for explaining a processing process from scanning to display image generation. In order to facilitate understanding, the non-contrast MR angiography performed in this embodiment performs three two-dimensional scans to obtain three consecutive final images and displays them in cine display. In an actual image, a pixel having a lower signal value is displayed darker. In FIGS. 2B to 2D, a portion rendered as a high signal is represented by darker hatching, and a rendering region of a low signal is a thin housing. Represented by
最初にパルスシーケンスを説明する。図2(a)〜(c)に示すパルスシーケンスは、非常に短い時間(2〜10ms)の間に2つのインバージョンパルスを印加する前述した図15の手法に基づくパルス列である。具体的には、ECG信号のR波に同期して(R波に対する遅延時間は任意)1回目のインバージョンパルスPinv−Aが撮像したい領域CS(図3(a)参照)を含むように非選択的に印加される。 First, the pulse sequence will be described. The pulse sequence shown in FIGS. 2A to 2C is a pulse train based on the above-described method of FIG. 15 in which two inversion pulses are applied in a very short time (2 to 10 ms). Specifically, in synchronization with the R wave of the ECG signal (the delay time with respect to the R wave is arbitrary), the first inversion pulse P inv-A includes a region CS (see FIG. 3A) to be imaged. Applied non-selectively.
この後、血流速度から見た場合、同時であると見なすことができる、極めて短い時間が経過した後で、2回目のインバージョンパルスPinv−Bが選択励起傾斜磁場Geと共に印加される。この後、予め定めた一定のTI時間(例えば600ms)が経過すると、例えばFSE法に拠るパルスシーケンスに基づくイメージングスキャンが撮像領域CSに対して実行される。 Thereafter, when viewed from the blood flow velocity, the second inversion pulse P inv-B is applied together with the selective excitation gradient magnetic field Ge after an extremely short time that can be regarded as simultaneous. Thereafter, when a predetermined TI time (for example, 600 ms) elapses, an imaging scan based on a pulse sequence based on, for example, the FSE method is performed on the imaging region CS.
なお、図2(a)〜(c)の各パルスシーケンスは、2回目のインバージョンパルスPinv−Bに拠る選択励起位置、すなわち撮像領域CSに対するタグ領域RGA(スピン反転領域)の空間的位置を変えるように構成されている点が相互に異なる。具体的には、インバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数のオフセット量Dfが互いに変更されている。 Each of the pulse sequences in FIGS. 2A to 2C is a selective excitation position based on the second inversion pulse P inv-B , that is, the spatial area of the tag region RG A (spin inversion region) with respect to the imaging region CS. They are different from each other in that they are configured to change positions. Specifically, the carrier frequency offset amount Df of the inversion pulse P inv-B is mutually changed.
そこで、2回目のインバージョンパルスPinv−Bによって選択的に励起されるタグ領域RGA(:RGA1〜RGA3)は、選択励起傾斜磁場Geと周波数オフセット量Dfの調整によって、最初には、図3(a)左欄の点線で如く、撮像対象である患者(被検体)における、撮像する領域CS(例えば断面)に流入する血液BDの上流部分に設定される。 Therefore, the tag region RG A (: RG A1 to RG A3 ) selectively excited by the second inversion pulse P inv-B is first adjusted by adjusting the selective excitation gradient magnetic field Ge and the frequency offset amount Df. As shown by the dotted line in the left column of FIG. 3 (a), it is set in the upstream portion of the blood BD flowing into the imaging region CS (for example, a cross section) in the patient (subject) to be imaged.
撮像時には、ホスト計算機6は、かかるタグ領域RGAの設定位置の情報を含むパルシーケンス情報をシーケンサ5に送る。これに応答し、シーケンサ5は、与えられたパルスシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源4及び送信器8Tを駆動する。これにより、図2(a)のパルスシーケンスのパルス列を構成するパルスが時系列に印加される。
During imaging, the
これにより、前述の図15で説明した如く、最初のインバージョンパルスPinv−Aにより撮像領域CS全体のスピンが180度、反転される。しかし、その後直ぐに印加される2回目のインバージョンパルスPinv−Bにより、選択されたタグ領域RGAのスピンのみが再び180度反転(タグ付け)されて、ほぼ初期状態に戻される(図15(b)参照)。このスピンのフリップ角の戻り、すなわちタグ付けに拠り、前述の図15(c)に模式的に示す如く、両方のインバージョンパルスPinv−A及びPinv−Bで励起された部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生する。 Accordingly, as described with reference to FIG. 15 described above, the spin of the entire imaging region CS is inverted by 180 degrees by the first inversion pulse P inv-A . However, by the second inversion pulse P inv-B applied immediately thereafter, only the spin of the selected tag region RG A is inverted 180 degrees again (tagging), and almost returned to the initial state (FIG. 15). (See (b)). Based on the return of the flip angle of the spin, that is, the tagging, as schematically shown in FIG. 15C, the blood of the portion excited by both inversion pulses P inv-A and P inv-B is shown. The echo signal is generated with the highest intensity.
この血液からのエコー信号を含む全体のエコー信号は、RFコイル7を介して受信器8Rで受信され、エコーデータとしてシーケンサ5を介して演算ユニット10に送られる。
The entire echo signal including the echo signal from the blood is received by the receiver 8R via the
演算ユニット10は、このエコーデータを適宜な処理に付して2次元k空間に配置する。このk空間全部がエコーデータで埋まると、演算ユニット10は、そのエコーデータを2次元フーリエ変換し、図3(b)左欄に示す如くの2次元の再構成画像IMrec1を得る。
The
この再構成画像IMrec1から分かるように、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを印加するときにタグ領域RGA内にあった血液BDは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域CS上において、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを印加した後、イメージング用のパルスシーケンスPseqを印加するまでの間にタグ領域から流れ出た分だけ部分的に高信号に描出される。また、タグ領域RGAのうち、背景となる動きの無い組織の部分は、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスPinv−Aが印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。 As can be seen from this reconstructed image IM rec1, the blood BD that was in the tag region RG A when the second inversion pulse P inv-B was applied has almost returned to its initial state in the magnetization spin. Therefore, on the imaging area CS, after applying the second inversion pulse P inv-B , the high signal partially flows from the tag area until the imaging pulse sequence P seq is applied. It is drawn in. Further, in the tag region RG A , the portion of the tissue that does not move as a background is almost in the initial state spin after receiving the second inversion pulse P inv-B , so the first inversion pulse P The image is drawn with a contrast different from that of the non-moving part to which inv-A is applied.
この再構成が終わると、演算ユニット10により、再構成画像IMrec1の内、コントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図中、クロスハッチング部分MG1はマスキング領域を示す。マスキング処理は、画像上のある範囲の画像値をある一定の画素値に書き換える処理である。マスキング処理により、図3(c)左欄のように表される中間画像IMint1が得られる。
When the reconstruction is completed, the
上述した第1回目のスキャンと同様にして第2回目及び第3回目のスキャンも行なわれる。そして、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処理されて、図3(c)の真中欄及び右欄に示す如く、マスキング処理を行った中間画像IMint2及びIMint3が得られる。 Similarly to the first scan described above, the second and third scans are also performed. The echo signals obtained by these scans are processed in the same manner, and intermediate images IM int2 and IM int3 subjected to masking processing are obtained as shown in the middle and right columns of FIG.
ただし、第2回目及び第3回目のスキャンの場合には、2回目に選択的に印加するインバージョンパルスPinv−Bの印加位置は図3(a)〜(c)の真中欄及び右欄に示す如く、血液の流れ方向に沿って少しずつ移動させるように、選択励起傾斜磁場Ge及びインバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数(高周波)のオフセット量が変更されて、前述したパルスシーケンスが実行される。 However, in the case of the second and third scans, the application position of the inversion pulse P inv-B selectively applied for the second time is the middle column and the right column in FIGS. As shown in FIG. 4, the offset amount of the carrier frequency (high frequency) of the selective excitation gradient magnetic field Ge and the inversion pulse P inv-B is changed so as to move little by little along the blood flow direction, and the above-described pulse sequence is changed. Executed.
なお、演算ユニット10において実行される画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成の処理のタイミングは任意でよい。
Note that the timing of the intermediate image generation processing by the image reconstruction and masking processing executed in the
このようにして中間画像IMint1,IMint2,IMint3が得られると、演算ユニット10は、この画像を適宜に組み合わせて最大値投影処理を実行し、複数枚の最終画像IMfin1,IMfin2,IMfin3が生成される。この最大値投影処理の際、最初の中間画像IMint1については、そのままマスキング領域を外して1番目の最終画像IMfin1として再記憶し、1番目及び2番目の中間画像IMint1,IMint2については、それら画像間の対応する2つの画素を相互に比較して大きい方を採ることで2番目の最終画像IMfin2が生成され、さらに、1番目、2番目、及び3番目の中間画像IMint1,IMint2,IMint3については、それらの対応する3画素を互いに比較して最大値を採ることで3番目の最終画像IMfin3が生成される。
When the intermediate images IM int1 , IM int2 , and IM int3 are obtained in this way, the
この3枚の最終画像IMfin1,IMfin2,IMfin3は、表示器12によって、シネモードの元に連続的に動画表示される。これにより、関心領域に流入する血液の流入状況(動態)をダイナミックに観察し、把握することができる。
The three final images IM fin1 , IM fin2 , and IM fin3 are continuously displayed as moving images under the cine mode by the
とくに、血液の動態が時間的により短い場合でも同様のダイナミック観察を行うことができる。この場合、全体のスキャン時間は長くなるが、インバージョンパルスPinv−Bを印加するタグ領域RGAの空間的位置の移動量を小さくして、より多くの画像を収集すればよい。さらに、各画像の空間分解能を更に向上させたい場合、インバージョンパルスPinv−Bを印加するタグ領域RGAの空間的位置を変えずに、繰り返してスキャンすればよい。これにより、マトリクス数の多い、すなわち空間分解能が高い画像を得ることができる。さらに、S/Nの高い画像を得たい場合も同様に、インバージョンパルスPinv−Bを印加する空間的位置を変えずにスキャンを繰り返し、加算回数の多いスキャンを行なえばよい。 In particular, even when the dynamics of blood are shorter in time, the same dynamic observation can be performed. In this case, the entire scan time becomes long, but the amount of movement of the spatial position of the tag region RG A to which the inversion pulse P inv-B is applied may be reduced to collect more images. Furthermore, when it is desired to further improve the spatial resolution of each image, scanning may be repeated without changing the spatial position of the tag region RG A to which the inversion pulse P inv-B is applied. As a result, an image having a large number of matrices, that is, a high spatial resolution can be obtained. Further, when it is desired to obtain an image with a high S / N, the scan may be repeated without changing the spatial position to which the inversion pulse P inv-B is applied, and a scan with a large number of additions may be performed.
つまり、前述した従来のCE−DMRAの場合(図12参照)、造影剤に因って関心領域にて信号変化が起こる時間は一定であるため、スキャンの繰返し数などの撮像条件を変更すると、時間分解能が低下するという問題があったが、本実施形態によれば、インバージョンパルスによる反転励起を繰返し実行可能であるため、従来のような制約は無い。したがって、許される時間内で、空間分解能、時間分解能を自由に変更でき、かつ、その両方を共に向上させることができる。
この実施形態は、以下のように種々の変形が可能である。
That is, in the case of the above-described conventional CE-DMRA (see FIG. 12), since the signal change time in the region of interest due to the contrast agent is constant, changing the imaging conditions such as the number of scan repetitions, There is a problem that the time resolution is lowered. However, according to the present embodiment, the inversion excitation by the inversion pulse can be repeatedly executed, and thus there is no restriction as in the prior art. Therefore, the spatial resolution and the temporal resolution can be freely changed within the allowable time, and both can be improved.
This embodiment can be variously modified as follows.
例えば、上述のダイナミック表示法の他の例として、表示器12に3枚の最終画像IMfin1,IMfin2,IMfin3を単純に同時表示させ、読影者が目視によりそれらの画像を相互に比較するようにしてもよい。これにより、目視による血行動態の観察が可能になる。
For example, as another example of the above-described dynamic display method, the final image IM fin1 , IM fin2 , and IM fin3 are simply displayed simultaneously on the
また、本実施形態は血液を画像化するMRAについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばCSFなどについても同様に画像化できる。このCSFの場合、インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜変更すればよい。 Moreover, although this embodiment demonstrated MRA which images the blood, it can image similarly about the object which has another motion as an imaging target, for example, CSF. In the case of this CSF, the time width from the application of the inversion pulse to the imaging scan may be changed as appropriate.
また、図2に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、2回目のインバージョンパルスPinv−BとイメージングスキャンPseqとの間にて、撮像する断面に在る脂肪からの信号を抑える脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。 In addition, in the pulse sequence shown in FIG. 2, fat suppression that suppresses signals from fat in the cross section to be imaged between the second inversion pulse P inv-B and the imaging scan P seq as necessary. A pulse may be applied.
さらに、本実施形態は、前述した図15の手法と同様にインバージョンパルスを2つ用いる手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図14に示すように、インバージョンパルスを1つだけ用いる手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合の後処理は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を行なえばよい。 Furthermore, in the present embodiment, an embodiment based on a technique using two inversion pulses as in the technique of FIG. 15 described above has been described, but instead of this, as shown in FIG. The above-described embodiment may be performed on the basis of a method using only one. In this case, post-processing may be performed by performing minimum value projection processing instead of the above-described maximum value projection processing.
また、本実施形態で使用可能なパルスシーケンスは、上述したようにFSE法を使用する例に限らず、FE法、セグメンティドFE法、SE法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成についても、上述した2次元スキャン及び2次元再構成に限定されるものでは無く、それらを3次元で行なってもよい。 Further, the pulse sequence usable in the present embodiment is not limited to the example using the FSE method as described above, and various methods such as the FE method, the segmented FE method, the SE method, and the echo planar method can be adopted. Further, data collection and image reconstruction are not limited to the above-described two-dimensional scan and two-dimensional reconstruction, and they may be performed in three dimensions.
さらに、上述した実施形態では、中間画像IMint1〜IMint3から最大値投影処理を行なって最終画像IMfin1〜IMfin3を生成するようにしたが、これについても各種の変形が可能である。例えば、最大値投影処理を実行しないで、複数枚の中間画像をシネモードで順に表示させるだけであっても、血流の動態を観察することができる。また、中間画像を作成するためのマスキング処理を省いてもよい。 Furthermore, in the embodiment described above it has been to generate a final image IM fin1 to IM FIN3 by performing maximum value projection processing from the intermediate image IM int1 to IM int3, which will be also various modifications. For example, blood flow dynamics can be observed even if a plurality of intermediate images are displayed in order in the cine mode without executing the maximum value projection process. Further, the masking process for creating the intermediate image may be omitted.
(第2の実施形態)
第2の実施形態に係るMRI装置を、図4,5を参照して説明する。なお、これ以降の実施形態において、前述した第1の実施形態におけるのと同一又は同等の構成要素には同一符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。
(Second Embodiment)
An MRI apparatus according to the second embodiment will be described with reference to FIGS. In the following embodiments, the same or equivalent components as those in the first embodiment described above are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted or simplified.
この実施形態のMRI装置は、前述の図15記載の手法に基づくMRAを実施するものであるが、とくに、インバージョンパルスの印加からスキャンまで、すなわちイメージング用のスキャンを実行するまでの時間内に血液が移動する距離よりも広い範囲の血管像又は血流動態を表すシネ画像を収集することに特徴を有する。
このMRI装置のハードウエア的な構成は第1の実施形態のものと同一である。
The MRI apparatus according to this embodiment performs MRA based on the technique shown in FIG. 15 described above, and in particular, within the time from the application of the inversion pulse to the scan, that is, the time until the scan for imaging is executed. It is characterized by collecting vascular images or cine images representing blood flow dynamics in a wider range than the distance traveled by blood.
The hardware configuration of this MRI apparatus is the same as that of the first embodiment.
図4には、本実施形態に係る非造影MRアンギオグラフィ撮像で用いるパルスシーケンスを、図5には、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明する図を示す。この実施形態で行なう非造影MRアンギオグラフィは、3回の2次元スキャンを行なって、1枚の広い範囲の最終的な血管像を得ものとする。 FIG. 4 shows a pulse sequence used in non-contrast-enhanced MR angiography according to the present embodiment, and FIG. 5 shows a diagram for explaining a processing process from scanning to display image generation. In the non-contrast MR angiography performed in this embodiment, three final two-dimensional scans are performed to obtain a single wide-range final blood vessel image.
なお、図5(b)〜(d)では画素値の大小をハッチングの濃さで表しており、高信号に描出される部分ほど濃いハッチングで表している。 Note that in FIGS. 5B to 5D, the magnitude of the pixel value is represented by the hatching density, and the portion rendered as a high signal is represented by the darker hatching.
最初にパルスシーケンスを説明する。図4(a)〜(c)に示すパルスシーケンスは、非常に短い時間(2〜10ms)の間隔で4つのインバージョンパルスを印加する。具体的には、ECG信号のR波に同期して(R波に対する遅延時間は任意)1回目のインバージョンパルスPinv−Aが撮像したい領域CS(図5(a)参照)を含むように非選択的に印加される。この後、血流速度から見た場合、同時であると見なすことができる、極めて短い時間間隔で、2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dが順次、選択励起傾斜磁場Geと共に印加される。このインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの印加位置は、図5(a)左欄に示す如く、撮像領域CSに流入する血液の上流部分から下流方向に向かって一定間隔で並ぶように、選択励起傾斜磁場Geとそれらのパルスの周波数のオフセット量Dfが設定されている。このタグ領域間の血流走行方向における空間間隔は、第1の実施形態の場合とは異なり、インバージョンパルスが印加されてからスキャンが開始されるまでの間に血液が進む距離よりもやや長くなるように設定されている。なお、インバージョンパルス間の時間間隔は非常に短いので、これらの4個のインバージョンパルスは血流から見て同時と見なすことができる。 First, the pulse sequence will be described. The pulse sequence shown in FIGS. 4A to 4C applies four inversion pulses at very short time intervals (2 to 10 ms). Specifically, in synchronization with the R wave of the ECG signal (the delay time with respect to the R wave is arbitrary), the first inversion pulse P inv-A includes the region CS (see FIG. 5A) to be imaged. Applied non-selectively. Thereafter, when viewed from the blood flow velocity, the second to fourth inversion pulses P inv-B to P inv-D can be sequentially selected at extremely short time intervals, which can be regarded as simultaneous. Applied with magnetic field Ge. The application positions of the inversion pulses P inv-B to P inv-D are arranged at regular intervals in the downstream direction from the upstream portion of the blood flowing into the imaging region CS as shown in the left column of FIG. Further, an offset amount Df of the selective excitation gradient magnetic field Ge and the frequency of those pulses is set. Unlike the case of the first embodiment, the space interval between the tag regions in the direction of blood flow is slightly longer than the distance traveled by blood after the inversion pulse is applied until the scan is started. It is set to be. In addition, since the time interval between inversion pulses is very short, these four inversion pulses can be regarded as simultaneous when viewed from the blood flow.
この一連のインバージョンパルスの印加の後、予め定めた一定のTI時間(例えば600ms)が経過すると、例えばFSE法に拠るパルスシーケンスに基づくイメージングスキャンが撮像領域CSに対して実行される。 When a predetermined fixed TI time (for example, 600 ms) elapses after the application of the series of inversion pulses, an imaging scan based on a pulse sequence based on, for example, the FSE method is performed on the imaging region CS.
なお、図4(a)〜(c)の各パルスシーケンスにおいて、周波数のオフセット量Dfがシーケンス毎に調整されている。これにより、2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dに拠る3個の選択励起位置、すなわち撮像領域CSに対するタグ領域RGA〜RGCの空間的位置が図5(a)〜(c)の左欄、真中欄、右欄に示す如く、互いに変更されている。 In each pulse sequence shown in FIGS. 4A to 4C, the frequency offset amount Df is adjusted for each sequence. Thereby, three selective excitation positions based on the second to fourth inversion pulses Pinv-B to Pinv-D, that is, the spatial positions of the tag areas RGA to RGC with respect to the imaging area CS are shown in FIGS. As shown in the left column, middle column, and right column of c), they are mutually changed.
撮像が開始されると、第1の実施形態と同様に、シーケンサ5により、与えられたパルスシーケンス情報にしたがって図4(a)のパルスシーケンスが実行される。これにより、前述の如く、最初のインバージョンパルスPinv−A及び2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの何れかで励起された部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生する。このエコー信号はエコーデータとして演算ユニット10に送られる。演算ユニット10は、このエコーデータを適宜な処理に付して2次元k空間に配置し、このデータを2次元フーリエ変換する。これにより、図5(b)左欄に示す如くの2次元の再構成画像IMrec1を得る。
When imaging is started, the pulse sequence shown in FIG. 4A is executed by the
この再構成画像IMrec1から分かるように、2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dを印加するときにタグ領域RGA〜RGC内にあった血液BDは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域CS上において、2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dを印加した後、イメージング用のパルスシーケンスPseqを印加するまでの間にタグ領域から流れ出た分だけ部分的に高信号に描出される。また、タグ領域RGA〜RGCのうち、背景の動きの無い組織の部分は、2回目〜4回目のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの何れかを受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスPinv−Aが印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。 The reconstruction as seen from the image IM rec1, blood BD was in the tag area RG A ~RG C when applying the second to fourth th inversion pulse P inv-B ~P inv-D , its Since the magnetization spin is almost returned to the initial state, after applying the second to fourth inversion pulses P inv-B to P inv-D on the imaging region CS, the imaging pulse sequence P seq A portion corresponding to the flow out of the tag area before applying is partially rendered as a high signal. Also, among the tag area RG A ~RG C, without tissue motion of the background portion, to 4-th second inversion pulse P inv-B ~P inv-D or receiving most of the initial state of the Since it is in a spin, the image is depicted with a contrast different from that of the non-motion portion where the first inversion pulse P inv-A is applied.
この再構成が終わると、演算ユニット10により、再構成画像IMrec1の内、コントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図中、クロスハッチング部分MG11〜MG21はマスキング領域を示す。このマスキング処理により、図5(c)左欄のように表される中間画像IMint1が得られる。
When the reconstruction is completed, the
上述した第1回目のスキャンと同様にして第2回目及び第3回目のスキャンも行なわれる。そして、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処理されて、図5(c)の真中欄及び右欄に示す如く、マスキング処理を行った中間画像IMint2及びIMint3が得られる。 Similarly to the first scan described above, the second and third scans are also performed. The echo signals obtained by these scans are processed in the same manner, and intermediate images IM int2 and IM int3 subjected to the masking process are obtained as shown in the middle column and the right column of FIG. 5C .
ただし、第2回目及び第3回目のスキャンの場合には、2回目〜4回目に選択的に印加するインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの印加位置は図5(a)〜(c)の真中欄及び右欄に示す如く、血液の流れ方向に沿って少しずつ下流に移動させるように、選択励起傾斜磁場Ge及びインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの周波数オフセット量Dfが変更されて、前述したパルスシーケンスが実行される。 However, in the case of the second and third scans, the application positions of the inversion pulses P inv-B to P inv-D selectively applied for the second to fourth times are shown in FIGS. As shown in the middle column and the right column of c), the frequency offset amount of the selective excitation gradient magnetic field Ge and the inversion pulses P inv-B to P inv-D so as to move gradually along the blood flow direction. Df is changed and the above-described pulse sequence is executed.
なお、演算ユニット10において実行される画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成の処理のタイミングは任意でよい。
Note that the timing of the intermediate image generation processing by the image reconstruction and masking processing executed in the
このように得られた中間画像IMint1,IMint2,IMint3は、演算ユニット10により、最大値投影処理に付され、1枚の最終画像IMfinが生成される。この最終画像IMfinは表示器12によって表示される。これにより、関心領域に流入する血液の流入状況(動態)を観察することができる。
The thus obtained intermediate image IM int1, IM int2, IM int3 is by
このように、複数回行う各回のスキャンにおいて、2回目〜4回目のインバージョンパルスの印加時に複数のタグ領域RGA〜RGCに在った血液の移動分を同時に検出して、インバージョンパルス印加からスキャンまでの間に血流が移動する距離以上に広い範囲の血管像が得られる。これにより、1回のスキャンで設定する複数個のタグ領域の数(つまり2回目以降のインバージョンの印加数)、その幅(選択励起幅)、全体のスキャン回数などの条件を適宜に選択することにより、血流速度が遅い場合でも、少ないスキャン回数で、血流の全走行路を網羅した広い領域にわたって精細な血管像を提供できる。
この実施形態は、以下の変形も可能である。
Thus, in each round of scanning a plurality of times, and detects the moving amount of the second to fourth th inversion pulse blood lies at a plurality of tag area RG A ~RG C upon application of the same time, inversion pulse A blood vessel image in a wider range than the distance that the blood flow moves between the application and the scan can be obtained. Accordingly, conditions such as the number of a plurality of tag areas set in one scan (that is, the number of inversion applied after the second time), its width (selective excitation width), and the total number of scans are appropriately selected. As a result, even when the blood flow velocity is low, a fine blood vessel image can be provided over a wide area covering the entire blood flow traveling path with a small number of scans.
This embodiment can be modified as follows.
上述した実施形態において得られた複数の中間画像IMint1〜IMint3から、マスキング処理を施していない残りの部分の画像R1〜R9を切り出し、例えばこの順に表示してもよい。 From the plurality of intermediate images IMint1 to IMint3 obtained in the above-described embodiment, the remaining images R1 to R9 that are not subjected to the masking process may be cut out and displayed, for example, in this order.
また、前述した図3(d)に示した如く、最大値投影処理に付す元画像(ここでは中間画像)を増やしながら、複数枚の最大値投影画像を作成し、それらを適宜な順番に表示するようにしてもよい。これにより、擬似的に血流動態のダイナミック画像を提供することができ、血流の挙動の把握が容易化される。 Further, as shown in FIG. 3D described above, while increasing the original image (here, the intermediate image) to be subjected to the maximum value projection processing, a plurality of maximum value projection images are created and displayed in an appropriate order. You may make it do. Thereby, a dynamic image of blood flow dynamics can be provided in a pseudo manner, and blood flow behavior can be easily grasped.
さらに、本実施形態は血液を画像化するMRAについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばCSFなどについても同様に画像化できる。このCSFの場合、インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜に変更すればよい。 Furthermore, although the present embodiment has been described with respect to MRA for imaging blood, other moving objects such as CSF can be similarly imaged as imaging targets. In the case of this CSF, the time width from the application of the inversion pulse to the imaging scan may be appropriately changed.
また、図4に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、4回目のインバージョンパルスPinv−DとイメージングスキャンPseqとの間で脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。 In the pulse sequence shown in FIG. 4, a fat suppression pulse may be applied between the fourth inversion pulse P inv-D and the imaging scan P seq as necessary.
さらに、本実施形態は、前述した図15の手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図14に示す手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を行なえばよい。 Furthermore, although this embodiment demonstrated embodiment based on the method of FIG. 15 mentioned above, it may replace with this and may perform above-mentioned embodiment based on the method shown in FIG. 14 mentioned above. In this case, instead of the above-described maximum value projection process, a minimum value projection process may be performed.
一方、本実施形態では、イメージング用のパルスシーケンスは、FE法、セグメンティドFE法、SE法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成は3次元で行なってもよい。 On the other hand, in the present embodiment, various methods such as the FE method, the segmented FE method, the SE method, and the echo planar method can be employed for the imaging pulse sequence. Furthermore, data collection and image reconstruction may be performed in three dimensions.
(第3の実施形態)
次に、本発明の第3の実施形態を図6〜8に基づき説明する。この実施形態に係るMRI装置は、流れの方向を分離して表す血管像を表示する機能に特徴を有する。
(Third embodiment)
Next, the 3rd Embodiment of this invention is described based on FIGS. The MRI apparatus according to this embodiment is characterized by the function of displaying a blood vessel image representing the flow direction separately.
図6は、このMRAで使用するパルスシーケンスを、図7は、紙面上方に流れる血流(例えば静脈BDV)を描出する手法を、さらに、図8は、紙面下方に流れる血流(例えば動脈BDA)を描出する手法を夫々示す。 FIG. 6 shows a pulse sequence used in this MRA, FIG. 7 shows a technique for rendering a blood flow flowing upward (for example, vein BD V ), and FIG. 8 shows a blood flow flowing downward (for example, an artery). BD A ) are depicted respectively.
図6に示すパルスシーケンスは、2回目に印加するインバージョンパルスPinv−Bの周波数オフセット量Dfの設定を除いて、前述した図2のものと同様に設定される。すなわち、一例としての合計3回のスキャンにおいて印加される2回目のインバージョンパルスPinv−Bのオフセット量Dfは+極性の所定値、零、及び−極性の所定値に設定される。これにより、この3回のスキャンによって選択的に励起されるタグ領域RGA1〜RGA3の空間的位置は、図7(a)及び図8(a)に示す如く、撮像領域CS上で血流の流れ方向において対称的に上部、中間、及び下部の所定部位に位置し、且つ、相互に所定距離ずつ離して設定される。 The pulse sequence shown in FIG. 6 is set in the same manner as that in FIG. 2 described above, except for the setting of the frequency offset amount Df of the inversion pulse P inv-B applied for the second time. That is, the offset amount Df of the second inversion pulse P inv-B applied in a total of three scans as an example is set to a predetermined value of + polarity, zero, and a predetermined value of −polarity. As a result, the spatial positions of the tag regions RG A1 to RG A3 selectively excited by the three scans are shown in FIG. 7A and FIG. Are symmetrically positioned in the upper, middle, and lower predetermined portions and are set a predetermined distance apart from each other.
いま、図7,8に示す如く、左右1本ずつ上下方向にて相互に反対向きに流れている2本の血管を含む撮像部位CSの動静脈分離をしたMR像を得るものとする。 Now, as shown in FIGS. 7 and 8, it is assumed that MR images obtained by performing arterial and vein separation of the imaging region CS including two blood vessels flowing in the opposite directions in the vertical direction one by one on the left and right are obtained.
最初に、静脈BDVを画像化する場合を図6,7に基づき説明する。図6(a)〜(c)に示すパルスシーケンスがそれぞれ実行される。これにより、図7(a)の左欄、中央欄、右に示す如く、2回目のインバージョンパルスPinv−Bに拠る選択励起によって、血流走行方向に等距離ずつ離れ、且つ、対称な位置に在るタグ領域RGA1〜RGA3が励起される(タグ付けされる)。この選択励起を反映したエコー信号がそれぞれ収集される。 First, based on FIGS explaining a case of imaging a vein BD V. Each of the pulse sequences shown in FIGS. 6A to 6C is executed. As a result, as shown in the left column, the central column, and the right in FIG. 7A, by the selective excitation based on the second inversion pulse P inv-B , they are separated equidistantly in the direction of blood flow and symmetrical. The tag regions RG A1 to RG A3 in position are excited (tagged). Each echo signal reflecting this selective excitation is collected.
このエコー信号は、前述と同様に、デジタル量のエコーデータに処理され、演算ユニット10により再構成される。この再構成画像を図7(b)の画像IMrec1,IMrec2,IMrec3として示す。
This echo signal is processed into digital amount of echo data and reconstructed by the
この再構成画像IMrec1,IMrec2,IMrec3から分かるように、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを印加するときにタグ領域RGA1〜RGA3内にあった動脈BDA及び静脈BDVは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域CS上において、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを印加した後、イメージング用のパルスシーケンスPseqを印加するまでの間にそのタグ領域から流れ出た分(符号A1〜A3及びV1〜V3参照)だけ部分的に高信号に描出される。このとき流れ出る距離は、動脈及び静脈の流速に応じて差が生じる。 The reconstructed image IM rec1, IM rec2, as can be seen from the IM rec3, 2 nd inversion pulse P inv-B arteries were in the tag area RG A1 ~RG A3 when applying the BD A and veins BD V Since the magnetization spin is almost returned to the initial state, after applying the second inversion pulse P inv-B on the imaging region CS, until applying the imaging pulse sequence P seq A part corresponding to the flow from the tag area in between (see reference signs A1 to A3 and V1 to V3) is partially rendered as a high signal. At this time, the flow-out distance varies depending on the flow velocity of the artery and vein.
また、タグ領域RGA1〜RGA3のうち、背景の動きの無い組織の部分は、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを受けて殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバージョンパルスPinv−Aが印加されただけの動きの無い部分とは異なるコントラストで描出される。 Further, in the tag areas RG A1 to RG A3 , the tissue portion without background movement is almost in the initial state after receiving the second inversion pulse P inv-B , so the first inversion is performed. The image is depicted with a contrast different from that of the non-moving part to which the pulse Pinv-A is applied.
この再構成が終わると、演算ユニット10により、再構成画像IMrec1,IMrec2,IMrec3の内、背景のコントラストが異なる部分についてマスキング処理が実行される。すなわち、図7(c)に示す如く、撮像領域CSを二分するタグ領域RGA1〜RGA3のそれぞれを境にして、この各タグ領域RGA1(〜RGA3)を含む静脈上流側の部分がそれぞれマスキングされる。同図中、クロスハッチング部分MG1〜MG3はマスキング領域を示す。このマスキング処理により、図7(c)左欄、中央欄、右欄のように表される中間画像IMint1〜IMint3が得られる。
When this reconstruction is completed, the
このように得られた中間画像IMint1,IMint2,IMint3は、演算ユニット10により、最大値投影処理に付され、1枚の最終画像IMfin−Vが図7(d)に示す如く生成される。この最終画像IMfin−Vは表示器12によって表示される。これにより、関心領域を流れる静脈BDVのMRA像を得ることができる。
The thus obtained intermediate image IM int1, IM int2, IM int3 is by
一方、動脈BDAを画像化する場合を図6,8に基づき説明する。このときも図6(a)〜(c)に示すパルスシーケンスがそれぞれ実行される。これにより、静脈BDVのときと同様に、再構成画像画IMrec1,IMrec2,IMrec3が得られ(図8(b))、次いでマスキング処理に付される。この場合のマスキング処理は、静脈の場合とは反対に、図8(c)に示す如く、撮像領域CSを二分するタグ領域RGA1〜RGA3のそれぞれを境にして、この各タグ領域RGA1(〜RGA3)を含む動脈上流側の部分がそれぞれマスキングされる。 On the other hand, the case where the artery BD A is imaged will be described with reference to FIGS. Also at this time, the pulse sequences shown in FIGS. 6A to 6C are executed. Thereby, reconstructed image images IM rec1 , IM rec2 , and IM rec3 are obtained as in the case of the vein BD V (FIG. 8B), and then subjected to masking processing. In the masking process in this case, contrary to the case of veins, as shown in FIG. 8C, the tag areas RG A1 to RG A3 that bisect the imaging area CS are used as boundaries, and the tag areas RG A1 are separated. The upstream part of the artery including (˜RG A3 ) is masked.
これにより作成された中間画像IMint1,IMint2,IMint3は次いで最大値投影処理に付され、動脈BDAのみが現われたMRA像を表示することができる。 The intermediate images IM int1 , IM int2 , and IM int 3 thus created are then subjected to maximum value projection processing, and an MRA image in which only the artery BD A appears can be displayed.
このように本実施形態によれば、エコー信号収集後の後処理において、マスキング処理の位置を変えるだけの簡単な方法により、動静脈を分離したMRA像を簡単に提供することができる。また、このMRA像を利用して、単純に、動静脈の走行方向を調べることもできる。 As described above, according to the present embodiment, an MRA image obtained by separating the arteriovenous vein can be simply provided by a simple method of changing the position of the masking process in the post-processing after collecting the echo signals. In addition, by using this MRA image, it is possible to simply check the running direction of the arteriovenous vein.
なお、この実施形態にあっても、マスキングされてできた残りの動静脈別の画像R1,R2,R3を順に連続表示してもよいし、再構成画像IMrec1,IMrec2,IMrec3を順に連続表示してもよい。これにより、動静脈の擬似的なダイナミック画像を観察することができる。 Even in this embodiment, the remaining arteriovenous images R1, R2, and R3 that have been masked may be sequentially displayed in sequence, or the reconstructed images IM rec1 , IM rec2 , and IM rec3 may be sequentially displayed . You may display continuously. Thereby, a pseudo dynamic image of the arterial vein can be observed.
(第4の実施形態)
次に、本発明の第4の実施形態を図9,10に基づき説明する。この実施形態に係るMRI装置は、イメージングスキャン(本スキャン)を行うときにパルスシーケンスに用いるインバージョン(IR)より選択的に励起する厚さ(スライス厚又はスラブ厚)を最適値に設定するためのスキャン(プリスキャン)に関する。
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The MRI apparatus according to this embodiment sets the thickness (slice thickness or slab thickness) that is selectively excited from the inversion (IR) used for the pulse sequence when performing an imaging scan (main scan) to an optimum value. This relates to scanning (pre-scan).
前述した第2の実施形態に係る図4,5、又は、前述した図14,15に係るMRアンギオグラフィを実施するときに、撮像する断面や動態を観察しようとする血管に応じて血流の流入速度が変わることから、インバージョンパルスによって高信号化する部分の距離が短かったり、反対に長過ぎて別のインバージョンで励起されたタグ領域に高信号部分が残ったりして、画像合成やシネ画像表示に適さない場合もあり得る。本実施形態では、このような事態を確実に排除できるプリスキャンの手法を教示する。 When the MR angiography according to FIGS. 4 and 5 according to the second embodiment described above or FIGS. 14 and 15 described above is performed, the blood flow of the blood flow depending on the blood vessel to be observed is observed. Since the inflow speed changes, the distance of the high signal portion due to the inversion pulse is short, or on the contrary, the high signal portion remains in the tag area excited by another inversion, and image synthesis or It may not be suitable for cine image display. In the present embodiment, a pre-scan technique that can reliably eliminate such a situation is taught.
このプリスキャンでは、インバージョンパルスによる励起厚さを段階的に変えながら連続的にスキャンを行って、最適な励起厚さ及び励起位置が求められる。 In this pre-scan, the optimum excitation thickness and excitation position are obtained by continuously scanning while changing the excitation thickness by the inversion pulse stepwise.
図9には、このプリスキャンに使用するパルスシーケンスの例を、図10には、プリスキャンの手順を模式的に示す。 FIG. 9 schematically shows an example of a pulse sequence used for this prescan, and FIG. 10 schematically shows a prescan procedure.
図9(a)〜(c)は、1回目〜3回目までの3回のスキャンに用いるパルスシーケンスをそれぞれ表している。これらのパルスシーケンスにおいて、スキャンの度に、2回目のインバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数のオフセット量Df及び選択励起傾斜磁場Geの強度の内、少なくとも一方が調整されている。これにより、図10(a)の左欄、中央欄、及び右欄に示す如く、撮像する領域CSに対して設定するタグ領域RGA(RGA1〜RGA3)の厚さが徐々に厚くなるとともに、1回目〜3回目の何れのスキャンであっても、帯状のタグ領域RGA1〜RGA3の血流下流側における境界位置が同じになるように位置選択される。つまり、スキャン回数が増えるにつれて、タグ領域RGA1〜RGA3の血流上流側における境界位置のみが変化して厚くなるように励起位置が設定されている。図9(a)〜(c)のパルスシーケンスにおいて、その他のパルス列は前述したもとの同等である。 9A to 9C show pulse sequences used for three scans from the first to the third time, respectively. In these pulse sequences, at each scan, at least one of the carrier frequency offset amount Df and the intensity of the selective excitation gradient magnetic field Ge of the second inversion pulse P inv-B is adjusted. Accordingly, as shown in the left column, the central column, and the right column in FIG. 10A, the thickness of the tag region RG A (RG A1 to RG A3 ) set for the imaging region CS is gradually increased. At the same time, in any of the first to third scans, the position of the band-like tag regions RG A1 to RG A3 is selected so that the boundary positions on the downstream side of the blood flow are the same. That is, as the number of scans increases, the excitation position is set so that only the boundary position on the bloodstream upstream side of the tag regions RG A1 to RG A3 changes and becomes thicker. In the pulse sequences of FIGS. 9A to 9C, the other pulse trains are the same as described above.
なお、このプリスキャンにおけるスキャンの回数、血流上流側の境界位置の変動幅などの条件は、撮像部位の血流速度とかかる変化幅の所望値とを含む条件を考慮して決定される。 Note that conditions such as the number of scans in this pre-scan and the fluctuation range of the boundary position on the upstream side of the blood flow are determined in consideration of conditions including the blood flow velocity at the imaging region and the desired value of the change width.
プリスキャンとして、これらのパルスシーケンスを順次実行することにより、図10(a)〜(c)に示す如く、シーケンス毎に再構成画像IMrec1〜IMrec3が得られる。 By sequentially executing these pulse sequences as a pre-scan, reconstructed images IM rec1 to IM rec3 are obtained for each sequence as shown in FIGS .
そこで、例えば、操作者は、この一連の画像IMrec1〜IMrec3を目視観察して、目的とする撮像部位に最適と思われる、インバージョンパルスによる励起厚さ及び空間位置を決定する。このとき、かかる決定を容易にするため、一連の画像IMrec1〜IMrec3をタグ領域の厚さの順に連続表示するようにしてもよい。なお、上述の決定は、操作者のよる人為的判断に拠る手法のほか、血流の輪活抽出法など、適宜なアルゴリズムを用いて自動的に行うようにしてもよい。 Therefore, for example, the operator, the series of image IM rec1 to IM rec3 by visual observation, seems to be ideal for imaging sites of interest, determines the excitation thickness and spatial position by inversion pulse. In this case, such determinations to facilitate, may be continuously displaying a series of images IM rec1 to IM rec3 in the order of the thickness of the tag area. The above-described determination may be automatically performed using an appropriate algorithm such as a blood flow extraction method in addition to a method based on an artificial judgment by an operator.
以上のプリスキャンにより得られた励起厚さ及び空間位置の情報は、本スキャンのパルスシーケンスにおいて印加される2回目のインバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数及びこれと同時に印加される選択励起傾斜磁場の例えば強度に反映される。この結果、本スキャンにより得られるMRA像において、インバージョンパルスPinv−Bによりタグ付けされた血流部分の撮像長さと血流速度との関係が適正になり、的確な画像合成やシネ画像表示を行うことができる。 The information on the excitation thickness and spatial position obtained by the above pre-scan is obtained by using the carrier frequency of the second inversion pulse P inv-B applied in the pulse sequence of the main scan and the selective excitation gradient applied at the same time. This is reflected, for example, in the strength of the magnetic field. As a result, in the MRA image obtained by the main scan, the relationship between the imaging length of the blood flow portion tagged with the inversion pulse P inv-B and the blood flow velocity is appropriate, and accurate image synthesis and cine image display are performed. It can be performed.
なお、上述の実施形態は血液を画像化するMRAについて説明したが、撮像対象としてその他の動きのある対象物、例えばCSFなどについても同様に画像化できる。このCSFの場合、タグ付け用インバージョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜に変更すればよい。 In the above-described embodiment, MRA that images blood is described. However, other moving objects such as CSF can be similarly imaged. In the case of this CSF, the time width from the application of the inversion pulse for tagging to the imaging scan may be appropriately changed.
また、図9に示すパルスシーケンスにおいて、必要に応じて、2回目のインバージョンパルスPinv−BとイメージングスキャンPseqとの間で脂肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。 In the pulse sequence shown in FIG. 9, a fat suppression pulse may be applied between the second inversion pulse P inv-B and the imaging scan P seq as necessary.
さらに、本実施形態は、前述した図15の手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した図14に示す手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよい。この場合は、前述の最大値投影処理に代えて、最小値投影処理を後処理として行なえばよい。 Furthermore, although this embodiment demonstrated embodiment based on the method of FIG. 15 mentioned above, it may replace with this and may perform above-mentioned embodiment based on the method shown in FIG. 14 mentioned above. In this case, instead of the above-described maximum value projection processing, the minimum value projection processing may be performed as post-processing.
一方、本実施形態では、イメージング用パルスシーケンスは、FSE法に限らず、FE法、セグメンティドFE法、SE法、エコープラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構成は3次元で行なってもよい。 On the other hand, in the present embodiment, the imaging pulse sequence is not limited to the FSE method, and various methods such as the FE method, the segmented FE method, the SE method, and the echo planar method can be employed. Furthermore, data collection and image reconstruction may be performed in three dimensions.
(第5の実施形態)
本発明の第5の実施形態に係るMRI装置を説明する。この実施形態は、選択励起に拠るタグ付け領域の別の例に関する。
(Fifth embodiment)
An MRI apparatus according to the fifth embodiment of the present invention will be described. This embodiment relates to another example of a tagging region that relies on selective excitation.
図11(a)には、このMRI装置で使用するパルスシーケンスの一例を示し、同図(b)には、再構成画像の一例を示す。 FIG. 11A shows an example of a pulse sequence used in the MRI apparatus, and FIG. 11B shows an example of a reconstructed image.
このパルスシーケンスに拠れば、インバージョンパルスは1個のパルスPinv−Oのみを用いる。このパルスの搬送周波数と選択励起傾斜磁場Geは、インバージョンパルスPinv−Oにより励起される領域RGAは図11(b)に示す如く、撮像する領域CSと同じになるように設定される。つまり、このインバージョンパルスPinv−Oはスピンを180度、反転させてタグ付けする機能を有するが、このタグ付けは、スキャン時に流入する新しい血流による高信号に対してコントラストを付けるため、領域RGAのスピンを低信号化させる逆タグ付けの機能になる。図11(a)に示す如く、インバージョンパルスは、かかるタグ付けのパルスPinv−Oのみが単独で印加される。その他のパルス列は前述した各実施形態のものと同じである。 According to this pulse sequence, only one pulse P inv-O is used as the inversion pulse. The carrier frequency of this pulse and the selective excitation gradient magnetic field Ge are set so that the region RG A excited by the inversion pulse P inv-O is the same as the region CS to be imaged as shown in FIG. . In other words, this inversion pulse P inv-O has a function of tagging by reversing the spin by 180 degrees, but this tagging adds contrast to the high signal due to the new blood flow that flows during scanning. This is a reverse tagging function that lowers the spin of the region RG A. As shown in FIG. 11A, only the tagging pulse P inv-O is applied alone as the inversion pulse. Other pulse trains are the same as those of the above-described embodiments.
このパルスシーケンスを実行してエコー信号が収集され、このエコー信号から図11(b)に例示する再構成画像IMrecが得られる。 An echo signal is collected by executing this pulse sequence, and a reconstructed image IM rec illustrated in FIG. 11B is obtained from the echo signal.
したがって、インバージョンパルスPinv−Oにより撮像領域CSと同じ領域RGAが逆タグ付けされ、その後、反転時間TIの後に、スキャンが実行される。 Therefore, the same region RG A as the imaging region CS is reverse-tagged by the inversion pulse P inv-O , and then the scan is executed after the inversion time TI.
このため、スキャン時には、インバージョンパルスPinv−Oにより選択励起されなかった領域から、例えば動脈BDA及び静脈BDVが飽和されていないスピンとして撮像領域CSに流入する。したがって、動脈BDA及び静脈BDVから高信号を得て、それらを確実に描出することができる。 For this reason, at the time of scanning, for example, the artery BD A and the vein BD V flow from the region that is not selectively excited by the inversion pulse P inv-O into the imaging region CS as spins that are not saturated. Therefore, a high signal can be obtained from the artery BD A and the vein BD V , and they can be reliably depicted.
とくに、動静脈では流速に速度差があるので、スキャン時に撮像領域CSに流入する部分の長さは異なるのが通常である。このため、例えば静脈BDVの流入長さL分だけ、撮像領域CSよりも静脈上流側に入り込んだ領域を選択励起するように設定することで、動脈BDAのみを表示した画像を提示することができる。 In particular, since there is a speed difference in the flow velocity in the arteriovenous vein, the length of the portion flowing into the imaging region CS during scanning is usually different. For this reason, for example, by setting to selectively excite the region that has entered the vein upstream side of the imaging region CS by the inflow length L of the vein BD V , an image displaying only the artery BD A is presented. Can do.
なお、以上説明してきた全部の実施形態に共通の変形例として、同期法の手法がある。つまり、前述の各実施形態は心電同期法を前提としたMRイメージングを説明してきたが、この同期法に代えて、脳波同期法、呼吸同期法などを用いてもよい。また、同じ心電同期法であっても、脈波同期法(PPG)を用いることもできる。 As a modification common to all the embodiments described above, there is a synchronization method. In other words, each of the above-described embodiments has described MR imaging based on the electrocardiogram synchronization method, but instead of this synchronization method, an electroencephalogram synchronization method, a respiratory synchronization method, or the like may be used. Further, even with the same electrocardiographic synchronization method, the pulse wave synchronization method (PPG) can be used.
さらに、前述した各実施形態では、タグ付け用インバージョンパルスによる励起位置を変更することによって血液やCSFの動態を表示する手法を教示してきたが、同期法で使用するトリガの発生から一連のインバージョンパルスの印加までの時間幅(遅延時間)を適宜に変更しながらスキャンを行うようにしてもよい。これにより得られた画像を適宜な順に表示したり、複数の最大値投影画像を作成し表示したりすることにより、心拍や呼吸に同期した撮像対象の周期的な動きを観察することができる。 Further, in each of the above-described embodiments, a method for displaying the dynamics of blood or CSF by changing the excitation position by the inversion pulse for tagging has been taught. However, a series of inversions are generated from generation of a trigger used in the synchronization method. Scanning may be performed while appropriately changing the time width (delay time) until the application of the version pulse. By displaying the images thus obtained in an appropriate order or by creating and displaying a plurality of maximum value projection images, it is possible to observe the periodic movement of the imaging target synchronized with the heartbeat and respiration.
更に、上述した各実施形態は種々の形態に展開できる。第1に、タグ付けインバージョンパルスの印加に伴って画像化される血流部分の転置は、血流の流速に応じて異なるので、この対応関係に基づき血流の流速を測定することができる。 Furthermore, each embodiment described above can be developed in various forms. First, since the transposition of the blood flow portion imaged with the application of the tagging inversion pulse varies depending on the blood flow velocity, the blood flow velocity can be measured based on this correspondence. .
第2に、タグ付けインバージョンパルスの搬送周波数のオフセット量と選択励起傾斜磁場の強度を適宜に可変することで、タグ領域を任意のスライス位置(スラブ位置)、スライス厚(スラブ厚)、又はオブリーク励起位置に設定することができる。 Second, by appropriately varying the offset amount of the carrier frequency of the tagging inversion pulse and the intensity of the selective excitation gradient magnetic field, the tag region can be arbitrarily sliced (slab position), slice thickness (slab thickness), or The oblique excitation position can be set.
第3に、タグ付けインバージョンパルスによるスライス厚(スラブ厚)を可変することで、任意のスライス厚(スラブ厚)の血管を描出することができる。 Third, by varying the slice thickness (slab thickness) by the tagging inversion pulse, a blood vessel having an arbitrary slice thickness (slab thickness) can be depicted.
第4に、タグ付けインバージョンパルスのフリップ角の好適な一例は180度であるが、このフリップ角は必ずしもこれに限定されない。この角度を180度未満の適宜な値に設定することで、より短いTI時間で、信号低下させた領域の信号を収集して、スキャン時間全体を短縮させることができる。 Fourth, a suitable example of the flip angle of the tagged inversion pulse is 180 degrees, but the flip angle is not necessarily limited thereto. By setting this angle to an appropriate value of less than 180 degrees, it is possible to collect the signal of the signal-reduced region in a shorter TI time and shorten the entire scan time.
なお、本発明は、代表的に例示した上述の実施形態及び変形形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形でき、それらも本発明の権利範囲に属する。 It should be noted that the present invention is not limited to the above-described exemplary embodiments and modifications, and those skilled in the art will be within the scope of the gist of the present invention based on the description of the claims. Various modifications can be made and these are also within the scope of the present invention.
1 磁石
2 静磁場電源
3 傾斜磁場コイルユニット
4 傾斜磁場電源
5 シーケンサ
6 ホスト計算機
7 RFコイル
8T 送信器
8R 受信器
10 演算ユニット
11 記憶ユニット
12 表示器
13 入力器
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記第1の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して、前記スピンのエコー信号を収集する第2の工程と、
前記エコー信号を用いて、前記撮像対象が標識付けされた撮像領域の画像を生成し、前記撮像領域の画像を表示する第3の工程と
を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 A first step of continuously transmitting an inversion pulse applied together with a selective excitation gradient magnetic field a plurality of times as a pulse for labeling a moving imaging target in a subject;
A second step of collecting a echo signal of the spin by starting a pulse sequence after a predetermined time has elapsed since the execution of the first step;
A magnetic resonance imaging method comprising: a third step of generating an image of an imaging region in which the imaging target is labeled using the echo signal, and displaying the image of the imaging region.
前記撮像領域の画像に基づいて、前記撮像対象に対する測定を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The magnetic resonance imaging method according to claim 1.
A magnetic resonance imaging method, comprising: measuring an imaging target based on an image of the imaging region.
前記撮像領域の画像に基づいて、前記撮像対象の流速を測定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The magnetic resonance imaging method according to claim 1.
A magnetic resonance imaging method, comprising: measuring a flow velocity of the imaging target based on an image of the imaging region.
前記パルスシーケンスは、高速スピンエコー法であることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The magnetic resonance imaging method according to claim 1.
The magnetic resonance imaging method, wherein the pulse sequence is a fast spin echo method.
前記パルスシーケンスの前に、前記撮像領域に脂肪抑制パルスを印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The magnetic resonance imaging method according to claim 1.
A magnetic resonance imaging method, wherein a fat suppression pulse is applied to the imaging region before the pulse sequence.
前記標識付けするためのパルスの発信後、前記パルスシーケンスの前に、前記撮像領域に脂肪抑制パルスを印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。 The magnetic resonance imaging method according to claim 1.
A magnetic resonance imaging method, comprising: applying a fat suppression pulse to the imaging region after transmitting a pulse for labeling and before the pulse sequence.
前記第1の工程を実行してから所定時間経過後にパルスシーケンスを開始して、前記スピンのエコー信号を収集する第2の工程を行う手段と、
前記エコー信号を用いて、前記撮像対象が標識付けされた撮像領域の画像を生成し、前記撮像領域の画像を表示する第3の工程を行う手段と
を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Means for performing a first step of continuously transmitting an inversion pulse applied together with a selective excitation gradient magnetic field a plurality of times as a pulse for labeling a moving imaging target in a subject;
Means for starting a pulse sequence after elapse of a predetermined time after executing the first step, and performing a second step of collecting the echo signal of the spin;
Means for generating an image of an imaging region in which the imaging target is labeled using the echo signal and performing a third step of displaying the image of the imaging region. Imaging device.
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