JP2023021768A - Magnetic resonance imaging apparatus and control method of the same - Google Patents

Abstract

To suppress the occurrence of an artifact due to an FID signal when parallel imaging is applied to imaging using a spin echo system pulse sequence.SOLUTION: After application of an excitation RF pulse in imaging using a spin echo system pulse sequence including application of an inversion RF pulse that inverts the applied and excited nuclear spin of the excitation RF pulse for exciting the nuclear spin, the application of the inversion RF pulse is performed twice and a phase encoding gradient magnetic field pulse is applied for each of the two inversion RF pulses, and imaging is performed by using a pulse sequence that collects each of two sets of phase-encoded nuclear magnetic-resonance signals. An image with only a spin echo excluding FID is obtained with a difference between the two sets of nuclear magnetic-resonance signals.SELECTED DRAWING: Figure 5

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関し、特にＦＩＤ（自由誘導減衰）信号に起因するアーチファクトが低減された画像を取得する技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter abbreviated as an MRI apparatus), and more particularly to a technique for acquiring images with reduced artifacts caused by FID (free induction decay) signals.

ＭＲＩ装置の典型的な撮像方法としてスピンエコー系のパルスシーケンスがある。スピンエコー系パルスシーケンスでは、励起用ＲＦパルス（９０度パルス）を印加した後、反転ＲＦパルス（１８０度パルス）を印加してスピンを拡散させ、再度収束したスピンからのＮＭＲ信号をエコー信号として収集する。このようなスピンエコー系パルスシーケンスでは、９０度パルスで励起されたスピンからのエコー信号とは別に１８０度パルスによってもスピンは励起され、その自由誘導減衰によって生じる信号（ＦＩＤ信号）が生成している。スピンエコー信号は、９０度パルス印加後に印加される位相エンコード傾斜磁場によりエンコードされているが、ＦＩＤ信号はエンコードされていない信号であるため、ゼロエンコードの信号としてスピンエコーに重畳して収集される。このためスピンエコー系シーケンスで得たｋ空間データを再構成した画像には、画像の中心に周波数エンコード方向と平行なジッパー状アーチファクト（ＦＩＤ信号に起因するアーチファクト：以下、ＦＩＤアーチファクトという）が現われる。 A spin-echo pulse sequence is a typical imaging method of an MRI apparatus. In the spin echo system pulse sequence, after applying an excitation RF pulse (90-degree pulse), an inversion RF pulse (180-degree pulse) is applied to diffuse the spins, and the NMR signal from the refocused spins is used as an echo signal. collect. In such a spin echo system pulse sequence, spins are also excited by a 180-degree pulse in addition to the echo signal from the spins excited by the 90-degree pulse, and a signal (FID signal) generated by the free induction decay is generated. there is The spin echo signal is encoded by the phase-encoding gradient magnetic field applied after the 90-degree pulse is applied, but the FID signal is a signal that is not encoded, so it is superimposed on the spin echo and collected as a zero-encoded signal. . For this reason, in an image reconstructed from k-space data obtained by a spin echo sequence, a zipper artifact (an artifact caused by the FID signal: hereinafter referred to as an FID artifact) parallel to the frequency encoding direction appears in the center of the image.

スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像では、通常、このＦＩＤアーチファクトを除去するために、１８０度パルスの位相をシーケンスの繰り返し毎に反転させて印加する。これによりＦＩＤアーチファクトを画像の両側に移動させることができる（例えば非特許文献１）。 In imaging using a spin echo pulse sequence, a 180-degree pulse is normally applied with the phase inverted each time the sequence is repeated in order to remove the FID artifact. This allows the FID artifact to be moved to both sides of the image (for example, Non-Patent Document 1).

Ｍｉｃｈａｅｌ Ｎ． Ｈｏｆｆ 他 「Ａｒｔｉｆａｃｔｓ ｉｎ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」、Ｃａｐｔｅｒ ９， ｐｐ１６５－１９０，Ｉｍａｇｅ Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ，Ｎｅｃｋ， ａｎｄ ｔｈｅ Ｂｒａｉｎ，ＲｅｓｅａｒｃｈＧａｔｅ（２０１６）Michael N. Hoff et al., Artifacts in Magnetic Resonance Imaging, Capter 9, pp165-190, Image Principles, Neck, and the Brain, Research Gate (2016)

ＭＲＩの高速撮像法として、計測データ数を減らして計測を行い、再構成時に受信コイルの感度分布情報を利用して未計測データを推定して、計測データを減らしたことで画像に発生する折り返しを展開し、画像を再構成する手法（パラレルイメージング）が一般的になっている。このパラレルイメージングをスピンエコー系パルスシーケンスに適用すると、上述した従来のＦＩＤアーチファクト回避技術が機能しないという問題がある。これは、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合、折り返しを展開する前の画像で、画像の両側にＦＩＤアーチファクトをずらしたとしても、これを展開した後の画像では、画像の端部ではなく、被検体画像と重複する位置にＦＩＤアーチファクトが現われるためである。しかも倍速数を高くするほどＦＩＤアーチファクトが多くなるため、倍速数を高くして計測時間の短縮化を図ることが困難であった。 As a high-speed imaging method of MRI, the number of measurement data is reduced and measurement is performed, and unmeasured data is estimated using the sensitivity distribution information of the receiving coil at the time of reconstruction. , and reconstructing an image (parallel imaging) has become common. If this parallel imaging is applied to a spin echo pulse sequence, there is a problem that the conventional FID artifact avoidance technique described above does not work. This is because, when parallel imaging is applied to imaging using a spin-echo pulse sequence, even if the FID artifact is shifted to both sides of the image before unfolding the aliasing, the image after unfolding this is: This is because the FID artifact appears not at the edge of the image but at the position overlapping the object image. In addition, since the higher the multiple speed, the more FID artifacts are generated, it is difficult to shorten the measurement time by increasing the multiple speed.

本発明は、スピンエコー系パルスシーケンスを用いた撮像にパラレルイメージングを適用した場合にもアーチファクトが除去された画像を取得することが可能なＭＲＩ装置を提供することを課題とする。 SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of acquiring an image with artifacts removed even when parallel imaging is applied to imaging using a spin-echo pulse sequence.

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、励起ＲＦパルスと反転ＲＦパルスとを含むスピンエコー系のパルスシーケンスに、追加的な反転ＲＦパルスを加え、この反転ＲＦパルスにより生じるＦＩＤ信号を計測する。この際、最初の反転ＲＦパルスによる生じるＦＩＤ信号が混入したスピンエコーと、追加の反転ＲＦパルスによるＦＩＤ信号とを位相エンコードする。これによりｋ空間データ間或いは再構成画像間の差分演算により、ＦＩＤの影響を排除したスピンエコーのみの画像を得る。 In order to solve the above problems, the MRI apparatus of the present invention adds an additional inversion RF pulse to a spin echo pulse sequence including an excitation RF pulse and an inversion RF pulse, and generates an FID signal generated by this inversion RF pulse. measure. At this time, the spin echo mixed with the FID signal generated by the first inversion RF pulse and the FID signal by the additional inversion RF pulse are phase-encoded. Thus, an image of only spin echoes excluding the influence of the FID is obtained by difference calculation between k-space data or between reconstructed images.

すなわち本発明のＭＲＩ装置は、静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体にＲＦパルスを照射する高周波送信部と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、核磁気共鳴信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、高周波送信部、受信部及び傾斜磁場発生部を動作させるパルスシーケンスを制御する制御部と、核磁気共鳴信号を用いて画像を生成する演算部と、を備える。制御部は、励起ＲＦパルス及び反転ＲＦパルスを含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、パルスシーケンスとして、励起ＲＦパルス印加後に、反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いる。 That is, the MRI apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating magnet that generates a static magnetic field, a high frequency transmitter that irradiates an object placed in the static magnetic field space with an RF pulse, and a nuclear magnetic resonance signal that is generated from the object. a gradient magnetic field generator that generates a gradient magnetic field that encodes a nuclear magnetic resonance signal; a controller that controls a pulse sequence that operates the high-frequency transmitter, the receiver, and the gradient magnetic field generator; and a nuclear magnetic resonance signal and a computing unit that generates an image using In imaging using a spin-echo pulse sequence including an excitation RF pulse and an inversion RF pulse, the control unit applies an excitation RF pulse and then applies an inversion RF pulse twice and applies two inversion RF pulses as a pulse sequence. A pulse sequence is used in which a phase-encoding gradient magnetic field pulse is applied for each pulse and two sets of phase-encoded nuclear magnetic resonance signals are respectively acquired.

本発明によれば、反転ＲＦパルスを追加し、各反転ＲＦパルス後に位相エンコードされたエコー信号を収集することで、スピンエコーにＦＩＤ信号が含まれるデータとＦＩＤ信号のみからなるデータとが得られ、これらデータ間の差分によりＦＩＤ成分を除いたスピンエコーのみのデータが得られる。これによりＦＩＤ信号に起因するアーチファクトの発生を抑制できる。 According to the present invention, by adding an inverted RF pulse and acquiring a phase-encoded echo signal after each inverted RF pulse, data containing the FID signal in the spin echo and data consisting only of the FID signal are obtained. , data of only the spin echo excluding the FID component is obtained by the difference between these data. This can suppress the occurrence of artifacts caused by the FID signal.

また差分後のデータには、ＦＩＤ成分が含まれないので、パラレルイメージングによって空間的に重複する信号が含まれるデータであっても、また倍速率によってＦＩＤの位置が変化するデータであっても、ＦＩＤ成分を分離する必要がなく、通常のパラレルイメージング演算によりＦＩＤに起因するアーチファクトのない画像再構成が可能となる。 Further, since the data after subtraction does not contain the FID component, even if the data contains spatially overlapping signals due to parallel imaging, or the data changes the position of the FID depending on the speed ratio, There is no need to separate the FID components, and normal parallel imaging operations enable image reconstruction without artifacts caused by the FID.

本発明によればＦＩＤ成分を含まないデータが得られるので、スピンエコー系パルスシーケンスを用いる撮像であれば、パラレルイメージング以外の全ての撮像に適用できる。 According to the present invention, since data not containing FID components can be obtained, it can be applied to all types of imaging other than parallel imaging as long as it uses a spin echo pulse sequence.

ＭＲＩ装置の全体概要を示す機能ブロック図。FIG. 1 is a functional block diagram showing the overall outline of an MRI apparatus; 図１のＭＲＩ装置の撮像部の詳細を示す図。FIG. 2 is a diagram showing details of an imaging unit of the MRI apparatus in FIG. 1; 実施形態１の撮像の流れを示す図。4A and 4B are diagrams showing the flow of imaging according to the first embodiment; FIG. 典型的なスピンエコー系シーケンスを示す図。FIG. 3 shows a typical spin-echo system sequence; 実施形態１のパルスシーケンスを図。FIG. 4 shows a pulse sequence of Embodiment 1; 差分処理を説明する図。The figure explaining difference processing. （Ａ）、（Ｂ）は、それぞれ、実施形態２のスライス選択の例を示す図。8A and 8B are diagrams each showing an example of slice selection according to the second embodiment; FIG.

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を、図面を参照して説明する。 An embodiment of the MRI apparatus of the present invention will be described below with reference to the drawings.

ＭＲＩ装置１は、図１に示すように、主な構成として、静磁場発生部１１、高周波送信部１３、受信部１４及び傾斜磁場発生部１２を含む撮像部１０と、撮像部１０を所定のパルスシーケンスに従って制御する制御部３０と、撮像部１０が収集したエコー信号を用いて画像再構成する演算部２０とを備える。 As shown in FIG. 1, the MRI apparatus 1 mainly includes an imaging unit 10 including a static magnetic field generating unit 11, a high frequency transmitting unit 13, a receiving unit 14, and a gradient magnetic field generating unit 12, and an imaging unit 10 having a predetermined It includes a control unit 30 that performs control according to a pulse sequence, and a calculation unit 20 that reconstructs an image using echo signals collected by the imaging unit 10 .

撮像部１０は、静磁場発生部１１と、傾斜磁場発生部１２と、送信部１３と、受信部１４と、信号処理部１５とを備えている。さらに図１には示していないが、これらを一定の手順（パルスシーケンス）で動作させるシーケンサを備えている。撮像部１０の詳細を、図２を用いて説明する。 The imaging unit 10 includes a static magnetic field generator 11 , a gradient magnetic field generator 12 , a transmitter 13 , a receiver 14 and a signal processor 15 . Furthermore, although not shown in FIG. 1, it has a sequencer that operates them in a certain procedure (pulse sequence). Details of the imaging unit 10 will be described with reference to FIG.

静磁場発生部１１は、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生磁石（不図示）からなる。静磁場発生磁石が発生する静磁場の方向により垂直磁場方式と水平磁場方式など異なる方式があり、垂直磁場方式では、被検体２の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式では、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。 The static magnetic field generator 11 is composed of a static magnetic field generating magnet (not shown) of a permanent magnet system, a normal conducting system, or a superconducting system. There are different methods such as a vertical magnetic field method and a horizontal magnetic field method depending on the direction of the static magnetic field generated by the static magnetic field generating magnet. generates a uniform static magnetic field in the direction of the body axis.

傾斜磁場発生部１２は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１２１と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１２２とから成り、シ－ケンサ１６からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１２２を駆動することにより、静磁場に対し、Ｘ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを印加する。 The gradient magnetic field generator 12 includes gradient magnetic field coils 121 wound in three axial directions of X, Y, and Z, which are the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and a gradient magnetic field power supply 122 that drives each gradient magnetic field coil. By driving the gradient magnetic field power supply 122 of each coil according to the command from the sequencer 16, the gradient magnetic field Gx, Gy, Gz in the three axial directions of X, Y, Z is applied to the static magnetic field. do.

送信部１３は、被検体２の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体２に高周波磁場パルス（ＲＦパルス）を照射するもので、高周波発振器１３１、変調器１３２、高周波増幅器１３３及び送信側の高周波コイル（送信コイル）１３４を備えている。高周波発振器１３１から出力されたＲＦパルスをシーケンサ１６からの指令によるタイミングで変調器１３２により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３３で増幅した後に被検体２に近接して配置された送信コイル１３４に供給することにより、ＲＦパルスが被検体２に照射される。 The transmission unit 13 irradiates the subject 2 with a high-frequency magnetic field pulse (RF pulse) in order to induce nuclear magnetic resonance in the nuclear spins of atoms forming the biological tissue of the subject 2. The high-frequency oscillator 131, the modulation 132, a high-frequency amplifier 133, and a high-frequency coil (transmitting coil) 134 on the transmission side. The RF pulse output from the high-frequency oscillator 131 is amplitude-modulated by the modulator 132 at the timing according to the command from the sequencer 16, and after the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 133, it is placed close to the subject 2. The subject 2 is irradiated with the RF pulse by supplying it to the transmission coil 134 .

ＲＦパルスの強度と位相は、変調器１３２により制御され、強度の異なる９０度パルスや１８０度パルスを出力することができ、またそれら位相を制御することができる。 The intensity and phase of the RF pulse are controlled by the modulator 132 so that 90-degree pulses and 180-degree pulses with different intensities can be output and their phases can be controlled.

受信部１４は、被検体２の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）１４１、信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４を備えている。送信コイル１３４から照射された電磁波によって誘起された被検体２の応答のＮＭＲ信号が被検体２に近接して配置された受信コイル１４１で検出され、信号増幅器１４２で増幅された後、シーケンサ１６からの指令によるタイミングで直交位相検波器１４３により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがＡ／Ｄ変換器１４４でディジタル量に変換されて、信号処理部１５に送られる。受信コイル１４１として、複数のサブコイルを組み合わせたコイルを用いる場合は、サブコイルのそれぞれが信号増幅器１４２、直交位相検波器１４３、及びＡ／Ｄ変換器１４４に接続されており、信号処理部１５は、サブコイル毎に信号を収集する。 The receiving unit 14 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of atomic nuclear spins forming the living tissue of the subject 2, and includes a high-frequency coil (receiving coil) 141 and a signal amplifier 142 on the receiving side. , a quadrature phase detector 143 and an A/D converter 144 . The NMR signal of the response of the subject 2 induced by the electromagnetic wave emitted from the transmission coil 134 is detected by the receiving coil 141 arranged close to the subject 2, amplified by the signal amplifier 142, and then transmitted from the sequencer 16. is divided into two orthogonal systems by the quadrature phase detector 143 at the timing according to the command of , and each of them is converted into a digital quantity by the A/D converter 144 and sent to the signal processing section 15 . When a coil combining a plurality of subcoils is used as the receiving coil 141, each of the subcoils is connected to a signal amplifier 142, a quadrature phase detector 143, and an A/D converter 144, and the signal processing unit 15 A signal is collected for each subcoil.

信号処理部１５は、ＲＯＭやＲＡＭなどの記憶装置１５０、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置１５１、ディスプレイ１５２、トラックボール、マウス、キーボード等の入力デバイスからなる操作部１５３を備えている。信号処理部１５は信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体２の断層画像をディスプレイ１５２に表示すると共に、外部記憶装置１５１の磁気ディスク等に記録する。操作部１５３はディスプレイ１５２に近接して配置され、操作者がディスプレイ１５２を見ながら操作部１５３を通してインタラクティブにＭＲＩ装置の各種処理を制御する。 The signal processing unit 15 includes a storage device 150 such as a ROM or RAM, an external storage device 151 such as an optical disk or magnetic disk, a display 152, and an operation unit 153 including input devices such as a trackball, mouse and keyboard. The signal processing unit 15 executes processing such as signal processing and image reconstruction, displays the resulting tomographic image of the subject 2 on the display 152, and records it on a magnetic disk of the external storage device 151 or the like. The operation unit 153 is arranged close to the display 152 , and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit 153 while looking at the display 152 .

図２に示す例では、ＭＲＩ装置は、さらに、ＣＰＵ及びメモリを備えた計算機５０を備え、計算機５０は、上述の信号処理部１５の機能の一部と、図１に示すように、演算部２０及び制御部３０の機能とを実現する。 In the example shown in FIG. 2, the MRI apparatus further includes a computer 50 having a CPU and a memory. 20 and the functions of the control unit 30 are realized.

制御部３０は、装置全体の制御を行う機能に加えて、操作部１５３を介して入力された撮像条件などを受け付ける受付部３１、撮像に用いるパルスシーケンスをシーケンサ１６に設定し、シーケンサ１６を介して撮像を制御する撮像制御部３２、撮像を画像やＧＵＩをディスプレイに表示させる制御を行う表示制御部（不図示）などを含む。演算部２０は、受信部１４が収集した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する画像再構成部２１、及びデータ間の差分などの演算を行う差分算出部２２などを含む。これらの機能の詳細は後述する。 In addition to the function of controlling the entire apparatus, the control unit 30 has a reception unit 31 that receives imaging conditions and the like input via the operation unit 153 , and sets a pulse sequence used for imaging in the sequencer 16 . and a display control unit (not shown) that controls the display of captured images and a GUI on a display. The calculation unit 20 includes an image reconstruction unit 21 that reconstructs an image using the nuclear magnetic resonance signals collected by the reception unit 14, a difference calculation unit 22 that calculates differences between data, and the like. Details of these functions will be described later.

演算部２０の機能の一部又は全部は信号処理部１５に含まれ、記憶装置に格納された所定のプログラムをＣＰＵが読み込むことで実行される。計算機５０が行う機能の一部はＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）などのハードウェアで実現することも可能である。 Some or all of the functions of the calculation unit 20 are included in the signal processing unit 15 and executed by the CPU reading a predetermined program stored in the storage device. Some of the functions performed by the computer 50 can also be realized by hardware such as ASIC (Application Specific Integrated Circuit) and FPGA (Field Programmable Gate Array).

シーケンサ１６は、上述したＲＦパルスと傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、制御部３０の制御のもとで動作し、被検体２の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を高周波送信部１３、傾斜磁場発生部１２、および受信部１４に送る。 The sequencer 16 is control means for repeatedly applying the above-described RF pulse and gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence. is sent to the high-frequency transmitter 13, the gradient magnetic field generator 12, and the receiver 14.

パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のパルスシーケンスがあり、予め記憶装置１５０（１５１）内に格納されており、ユーザが操作部１５３を介して所望のパルスシーケンスを選択するとともにエコー時間（ＴＥ）や繰り返し時間（ＴＲ）、撮像視野（ＦＯＶ）、パラレルイメージングの際の倍速率などの撮像パラメータを設定することにより撮像シーケンスが確定する。本実施形態ではシーケンサ１６は、スピンエコー系のパルスシーケンスを実行する。 There are various pulse sequences depending on the imaging method, and they are stored in advance in the storage device 150 (151). An imaging sequence is determined by setting imaging parameters such as a repetition time (TR), an imaging field of view (FOV), and a magnification rate for parallel imaging. In this embodiment, the sequencer 16 executes a spin echo pulse sequence.

次に本実施形態のＭＲＩ装置の動作、主として制御部３０による撮像制御及び演算部２０による画像生成の実施形態を説明する。 Next, the operation of the MRI apparatus of this embodiment, mainly imaging control by the control unit 30 and image generation by the calculation unit 20, will be described.

＜実施形態１＞
本実施形態では、通常のスピンエコー系のパルスシーケンスに変更を加えたパルスシーケンスを実行し、画像再構成時に反転ＲＦパルスに起因するＦＩＤ信号を除去する処理を行う。 <Embodiment 1>
In the present embodiment, a pulse sequence obtained by modifying a normal spin echo pulse sequence is executed, and processing for removing FID signals caused by inversion RF pulses is performed during image reconstruction.

以下、図３を参照して、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を説明する。 The operation of the MRI apparatus of this embodiment will be described below with reference to FIG.

まず制御部３０は、受付部３１がパルスシーケンスや撮像パラメータなどの撮像条件を受け付け（Ｓ301）、撮像がスピンエコー系のパルスシーケンスである場合には、撮像パラメータをもとにパルスシーケンスを計算し、シーケンサ１６に設定する（Ｓ302）。また撮像パラメータがパラレルイメージングの倍速率を含む場合には、倍速率に応じた計測マトリクスサイズが設定される。 First, in the control unit 30, the receiving unit 31 receives imaging conditions such as a pulse sequence and imaging parameters (S301), and when the imaging is a spin echo pulse sequence, the pulse sequence is calculated based on the imaging parameters. , is set in the sequencer 16 (S302). Further, when the imaging parameters include the speed ratio of parallel imaging, the measurement matrix size is set according to the speed ratio.

本実施形態で用いるパルスシーケンスは、２つの反転ＲＦパルスを用いること、反転ＲＦパルス後に収集するエコー信号に、それぞれ、位相エンコードが付与されることが特徴である。本実施形態のパルスシーケンスと従来のパルスシーケンスとの違いを説明するために、まず簡単に従来のスピンエコー系パルスシーケンスについて説明する。 The pulse sequence used in this embodiment is characterized by the use of two inversion RF pulses and the addition of phase encoding to echo signals acquired after the inversion RF pulses. In order to explain the difference between the pulse sequence of this embodiment and the conventional pulse sequence, a conventional spin echo pulse sequence will be briefly described first.

典型的なスピンエコー系パルスシーケンス400は、図４に示すように、被検体２の所定の断面を選択するためのスライス傾斜磁場421とともに励起ＲＦパルス（90度パルスともいう）411を印加し所定断面内のスピンを励起する。ついで位相エンコード傾斜磁場431を印加し、エコー時間の１／２（ＴＥ／２）で反転ＲＦパルス（180度パルスともいう）412をスライス傾斜磁場422とともに印加する（傾斜磁場420はスピンの位相を戻す傾斜磁場である）。これによりエコー時間においてピークとなるエコー信号（ＮＭＲ信号）451が発生する。このエコー信号を、周波数エンコード傾斜磁場441を印加しながら所定のサンプリング時間収集する。所定の繰り返し時間ＴＲ経過後、上述したスピンの励起からエコー信号の収集までを、位相エンコード傾斜磁場431の強度を変化させながら繰り返し、設定された位相エンコード数のエコー信号を収集する。この際、図中点線で示すように、反転ＲＦパルス412によりＦＩＤ信号461が発生し、スピンエコー451に混入する。これが画像にＦＩＤアーチファクトを生じさせる。 A typical spin echo system pulse sequence 400, as shown in FIG. Excite the spins in the cross section. Then, a phase-encoding gradient magnetic field 431 is applied, and an inversion RF pulse (also called a 180-degree pulse) 412 is applied at half the echo time (TE/2) together with a slice gradient magnetic field 422 (the gradient magnetic field 420 changes the phase of the spins). gradient magnetic field to return). This generates an echo signal (NMR signal) 451 that peaks at the echo time. This echo signal is collected for a predetermined sampling time while applying a frequency-encoding gradient magnetic field 441 . After a predetermined repetition time TR has elapsed, the above-described process from spin excitation to echo signal collection is repeated while varying the strength of the phase-encoding gradient magnetic field 431, and the set number of phase-encoding echo signals are collected. At this time, an FID signal 461 is generated by the inversion RF pulse 412 and mixed into the spin echo 451, as indicated by the dotted line in the figure. This causes FID artifacts in the image.

本実施形態のスピンエコー系のパルスシーケンスは、このようなＦＩＤ信号461をスピンエコーとともに位相エコードされた信号として発生させて、画像再構成時に画像から除去可能にする。 The pulse sequence of the spin echo system of this embodiment causes such FID signal 461 to be generated as a signal phase-ecoded with the spin echo so that it can be removed from the image during image reconstruction.

図５に本実施形態で採用するスピンエコー系のパルスシーケンス500の一例を示す。図４に示すパルスシーケンス400と同じ要素は同じ符号で示す。
図５に示すように、このパルスシーケンス500では、位相エンコード傾斜磁場531を反転ＲＦパルス412の後で印加する。つまり図４のパルスシーケンス400では、励起ＲＦ411印加後、反転ＲＦパルス412印加前に印加していた位相エンコード傾斜磁場431を、反転ＲＦパルス412の後に変更している。これにより、反転ＲＦパルス412によりＴＥ後に発生するスピンエコーと、反転ＲＦパルス412のＦＩＤとがともに位相エンコードされ、一つのエコー信号551として収集される。 FIG. 5 shows an example of a spin echo pulse sequence 500 employed in this embodiment. Elements that are the same as in the pulse sequence 400 shown in FIG. 4 are labeled with the same reference numerals.
As shown in FIG. 5, in this pulse sequence 500 a phase-encoding magnetic field gradient 531 is applied after the inversion RF pulse 412 . In other words, in the pulse sequence 400 of FIG. 4, the phase-encoding gradient magnetic field 431 applied after the application of the excitation RF 411 and before the application of the inversion RF pulse 412 is changed after the inversion RF pulse 412 . As a result, both the spin echo generated after TE by the inversion RF pulse 412 and the FID of the inversion RF pulse 412 are phase-encoded and collected as one echo signal 551 .

この位相エンコード傾斜磁場531の印加タイミングの変更に伴い、位相エンコード方向以外のスピンの回転の影響をなくすため、位相エンコード軸Ｇｐ以外の軸Ｇｓ、Ｇｒに一対のクラッシャ傾斜磁場523、543を追加する。その後、読み出し傾斜磁場441を印加してエコー信号551を収集することは図４のパルスシーケンス400と同様であるが、上述のとおり、このエコー信号551には、図４に示したＦＩＤ461が位相エンコードされて計測される。 Along with the change in the application timing of the phase-encoding gradient magnetic field 531, a pair of crusher gradient magnetic fields 523 and 543 are added to the axes Gs and Gr other than the phase-encoding axis Gp in order to eliminate the influence of spin rotation in directions other than the phase-encoding direction. . After that, applying the readout gradient magnetic field 441 and acquiring the echo signal 551 is the same as the pulse sequence 400 in FIG. measured by

さらにパルスシーケンス500は、エコー信号451計測後に２回目の反転ＲＦパルス512を印加する。２回目のＲＦパルス512の印加位相は、１回目のＲＦパルス412の印加位相と同じとする。また、２回目の反転ＲＦパルス印加に際しても、１回目と同様に位相エンコード軸Ｇｐ以外の軸Ｇｓ、Ｇｒに一対のクラッシャ傾斜磁場524、544を追加し、これによりスピンエコーが発生しないようにする。次いで、位相エンコード傾斜磁場532を印加した後、読み出し傾斜磁場542を印加し、エコー信号552を収集する。このエコー信号は、ＲＦ励起パルス411により励起されたスピンからのスピンエコーは含まず、2回目の反転ＲＦパルス512によりスピンが発生するＦＩＤであり、且つ位相エンコードされた信号である。最後にクラッシャ傾斜磁場525、535を印加し、スピンを元の状態に戻す。なお図５では、スライス軸Ｇｓと位相エンコード軸Ｇｐにクラッシャ傾斜磁場を印加しているが、３軸に印加してもよい。 Furthermore, the pulse sequence 500 applies a second inversion RF pulse 512 after measuring the echo signal 451 . The application phase of the second RF pulse 512 is the same as the application phase of the first RF pulse 412 . Also, when applying the second inversion RF pulse, a pair of crusher gradient magnetic fields 524 and 544 are added to the axes Gs and Gr other than the phase encoding axis Gp in the same manner as in the first time, thereby preventing the occurrence of spin echoes. . Then, after applying the phase encoding magnetic field gradient 532, the readout magnetic field gradient 542 is applied and the echo signal 552 is collected. This echo signal does not include spin echoes from the spins excited by the RF excitation pulse 411, but is the FID and phase-encoded signal generated by the spins generated by the second inversion RF pulse 512. FIG. Finally, crusher gradient magnetic fields 525 and 535 are applied to return the spins to their original state. Although the crusher gradient magnetic field is applied to the slice axis Gs and the phase encode axis Gp in FIG. 5, it may be applied to three axes.

以上のシーケンスをＴＲで繰り返し、予め設定された計測マトリクスに相当する数の信号551、552を収集する。ＴＲの繰り返し毎に、２つのＲＦ反転パルスの位相を０、πと交互に変化させてもよいことは、従来のスピンエコー系パルスシーケンスと同様である。 The above sequence is repeated in TR to collect the number of signals 551 and 552 corresponding to the preset measurement matrix. The fact that the phases of the two RF inversion pulses may be alternately changed between 0 and π each time TR is repeated is the same as in the conventional spin echo pulse sequence.

このパルスシーケンス500は、２回目の反転ＲＦパルスでは発生するエコー信号552がスピンエコーとして発生するものではない点、反転ＲＦパルスにより発生するＦＩＤ信号が位相エンコードされる点、及び反転ＲＦパルスは２回に限られる点で、従来の、複数の反転ＲＦパルスを連続して繰り返し印加し複数のスピンエコーを計測する高速スピンＦＳＥとは全く異なるパルスシーケンスである。 In this pulse sequence 500, the echo signal 552 generated by the second inversion RF pulse is not generated as a spin echo, the FID signal generated by the inversion RF pulse is phase-encoded, and two inversion RF pulses are used. This pulse sequence is completely different from the conventional fast spin FSE in which a plurality of inversion RF pulses are successively and repeatedly applied to measure a plurality of spin echoes.

なお図５では位相エンコード傾斜磁場531、532を一軸方向（Ｇｐ）に印加する２次元撮像シーケンスを示したが、二軸方向に印加する３次元撮像シーケンスでもよい。 Although FIG. 5 shows a two-dimensional imaging sequence in which the phase encoding gradient magnetic fields 531 and 532 are applied in one axial direction (Gp), a three-dimensional imaging sequence in which the phase encoding gradient magnetic fields are applied in two axial directions may also be used.

シーケンサ１６は、このようなパルスシーケンス500に従って撮像部１０を制御し、それにより受信部１４が２組の信号551、552を収集し、それぞれｋ空間データとする（図３：S303）。受信コイルが複数チャンネルの受信コイルの場合にはチャンネル毎に２組のｋ空間データが得られる。演算部２０は、各ｋ空間データを用いて画像再構成を行う（S304）。 The sequencer 16 controls the imaging unit 10 according to such a pulse sequence 500, whereby the receiving unit 14 acquires two sets of signals 551 and 552, and uses them as k-space data (FIG. 3: S303). If the receive coil is a multi-channel receive coil, two sets of k-space data are obtained for each channel. The calculation unit 20 performs image reconstruction using each k-space data (S304).

演算部２０における処理は、画像再構成処理（画像再構成部２１の処理）と差分処理（差分算出部２２の処理）とを含む。差分処理は計測空間での処理すなわち画像再構成前の処理、画像空間での処理（画像再構成後の差分）のいずれでもよく、それによって順番が異なる。 The processing in the calculation unit 20 includes image reconstruction processing (processing by the image reconstruction unit 21) and difference processing (processing by the difference calculation unit 22). The difference processing may be processing in the measurement space, that is, processing before image reconstruction, or processing in the image space (difference after image reconstruction), and the order differs depending on the processing.

計測空間で差分を行う場合には、図３にS3041、S3042で示すように、２組のｋ空間データ（複素データ）即ち１回目の反転ＲＦパルス後に収集した信号451のｋ空間データから、２回目の反転ＲＦパルス後に収集した信号452のｋ空間データを差し引く（S3041）。 When the difference is performed in the measurement space, as indicated by S3041 and S3042 in FIG. The k-space data of the signal 452 acquired after the second inversion RF pulse is subtracted (S3041).

パラレルイメージングの場合、各ｋ空間データは空間的に分離されていない信号を含んでいるが、スピンエコーと同様に位相エンコードされたＦＩＤ信号は、２組のデータにおいて同様の分布で配置されているので、両者を差分することでＦＩＤ信号の成分を除去したデータ、即ちスピンエコーのみのｋ空間データが得られる。 For parallel imaging, each k-space data contains signals that are not spatially separated, but the phase-encoded FID signals, similar to spin echoes, are similarly distributed in the two sets of data. Therefore, by subtracting the two, data from which the component of the FID signal is removed, that is, k-space data of only spin echoes can be obtained.

差分後のｋ空間データは、通常の画像再構成方法と同様に、例えば高速フーリエ変換を行って画像を生成する。またPI法の場合には、予め求めて置いた各受信コイル（受信コイルを構成するチャンネルに相当）の感度分布情報を用いて、パラレルイメージング演算により折り返しのない画像を得る（S3042）。パラレルイメージング演算は、SENSE法、GRAPPA法などの手法が知られておりここでは説明を省略する。また圧縮センシング等のL1ノルム最小化を含む画像再構成方法を適用してもよい。 The k-space data after the difference is subjected to, for example, fast Fourier transform to generate an image in the same manner as in a normal image reconstruction method. In the case of the PI method, an image without aliasing is obtained by parallel imaging calculation using the sensitivity distribution information of each receiving coil (corresponding to the channels constituting the receiving coil) obtained in advance (S3042). Methods such as the SENSE method and the GRAPPA method are known for the parallel imaging operation, and the description thereof is omitted here. An image reconstruction method including L1 norm minimization such as compressed sensing may also be applied.

一方、差分を画像空間で行う場合には、図３にS3043、S3044で示すように、まず２組のｋ空間データを、それぞれ、再構成し画像データとする（S3043）。画像再構成の手法は、ステップS3042と同様である。得られた画像データを複素差分する。すなわち、１回目の信号551を用いて再構成した画像から、２回目の信号552を用いて再構成した画像を引き、ＦＩＤ信号によって生じるアーチファクトを除去した画像を得る（S3044）。 On the other hand, when performing the difference in the image space, as indicated by S3043 and S3044 in FIG. 3, first, two sets of k-space data are respectively reconstructed and used as image data (S3043). The image reconstruction technique is the same as in step S3042. Complex subtraction is performed on the obtained image data. That is, the image reconstructed using the signal 552 for the second time is subtracted from the image reconstructed using the signal 551 for the first time to obtain an image in which the artifact caused by the FID signal is removed (S3044).

図６に、S3043、S3044の手法で得た画像を示す。図６中、左側が１回目の信号から作成した画像（スピンエコーとＦＩＤを含む）、中央が２回目の信号から作成した画像、左側が差分した画像である。中央の画像は両側の画像よりも信号強度がかなり低いものの、わずかながらＦＩＤの画像が認められ、この画像を差し引くことでスピンエコーのみの画像が得られることがわかる。 FIG. 6 shows images obtained by the methods of S3043 and S3044. In FIG. 6, the left side is the image created from the first signal (including spin echo and FID), the center is the image created from the second signal, and the left side is the difference image. Although the signal intensity of the central image is considerably lower than that of the images on both sides, a slight FID image is recognized, and by subtracting this image, it can be seen that an image of only spin echoes can be obtained.

以上、説明したように、本実施形態によれば、スピンエコー系のパルスシーケンスとして、ＦＩＤ信号をエコー信号と共に位相エンコードするとともに、２回目の反転ＲＦパルスを追加することによって、同様に位相エンコードしたＦＩＤ信号のみを発生させるパルスシーケンスを用いることにより、ＦＩＤ信号の影響を排除した信号、即ちエコー信号（スピンエコー）のみからなる画像を生成することができる。 As described above, according to the present embodiment, as a pulse sequence of the spin echo system, the FID signal is phase-encoded together with the echo signal, and the second inversion RF pulse is added to similarly phase-encode. By using a pulse sequence that generates only the FID signal, it is possible to generate an image consisting of only echo signals (spin echoes) from which the influence of the FID signal is eliminated.

＜実施形態２＞
実施形態１では、１回目及び２回目の反転ＲＦパルス印加後に収集した２組のデータ間の演算により、これらＲＦパルスで選択された領域の画像を得たが、本実施形態では、２回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスを、励起ＲＦパルス及び１回目の反転ＲＦパルスの印加時に選択したスライスとは、異ならせて、異なるスライスからエコー信号を収集する。このシーケンスを、選択するスライス位置を変更しながら繰り返し、複数スライスのデータを収集する。 <Embodiment 2>
In Embodiment 1, an image of a region selected by these RF pulses was obtained by calculation between two sets of data acquired after the application of the first and second inversion RF pulses. The slice selected by the inversion RF pulse is different from the slice selected when the excitation RF pulse and the first inversion RF pulse are applied, and echo signals are collected from different slices. This sequence is repeated while changing the selected slice position to collect data for multiple slices.

本実施形態のパルスシーケンスの形状は、図５に示すものとほぼ同様であるので、図５を参照して、違いを説明する。本実施形態でも、反転ＲＦパルス412によって発生するＦＩＤ信号にも位相エンコードを加えるとともに、スピンエコー551収集後に、反転ＲＦパルス512を印加して、反転ＲＦパルス512のＦＩＤ信号を位相エンコードしてエコー信号552を収集することは実施形態１と同じである。本実施形態では、反転ＲＦパルス512と同時に印加されるスライス選択傾斜磁場522の印加量を、スライス選択傾斜磁場422と異ならせて、スピンエコー551を得た断面とは異なる断面の信号552を得る。 Since the shape of the pulse sequence of this embodiment is almost the same as that shown in FIG. 5, the difference will be explained with reference to FIG. In this embodiment, the FID signal generated by the inversion RF pulse 412 is also phase-encoded, and after the spin echo 551 is acquired, the inversion RF pulse 512 is applied to phase-encode the FID signal of the inversion RF pulse 512 to obtain an echo. Acquisition of signal 552 is the same as in the first embodiment. In this embodiment, the application amount of the slice selection gradient magnetic field 522 applied simultaneously with the inversion RF pulse 512 is made different from the slice selection gradient magnetic field 422 to obtain a signal 552 of a cross section different from the cross section from which the spin echo 551 is obtained. .

１回目の反転ＲＦパルス412と２回目の反転ＲＦパルス512とでは選択するスライスが異なるため、原理的には１回目で選択したスライスからの核磁気共鳴信号が2回目のエコー信号552に入り込むことはないので、反転ＲＦパルスの前後のクラッシャ傾斜磁場524、544は省略できるが、ここでは１回目のエコーの影響を確実に遮断するため、クラッシャー傾斜磁場524、544を用いる。 Since the slices to be selected are different between the first inversion RF pulse 412 and the second inversion RF pulse 512, in principle, the nuclear magnetic resonance signal from the slice selected in the first time enters the second echo signal 552. Therefore, the crusher gradient magnetic fields 524 and 544 before and after the inversion RF pulse can be omitted, but here the crusher gradient magnetic fields 524 and 544 are used to reliably block the influence of the first echo.

最初のスピンエコー551と次のエコー信号552とで異ならせるスライスの順番は特に限定されないが、例えば、図７（Ａ）に示すように、最初にスライスＳ１、次にスライスＳ２を選択する撮像１と、最初にスライスＳ２、次にスライスＳ１を選択する撮像２とを１セットとして、２つのスライスＳ１、Ｓ２の撮像２とを、１ないし複数セット分繰り返し、マルチスライス撮像を行ってもよいし、図７（Ｂ）に示すように、最初にスライスＳ（ｎ）、次にスライスＳ（ｍ）（ｎ、ｍはスライス番号、但しｎ≠ｍ）を１セットとする撮像を、スライス位置を変えながら順次行ってもよい。いずれの場合にも最初に選択するスライスと次に選択するスライスは、隣接するスライスでもよいし、離れていてもよい。 Although the order of the slices to be made different between the first spin echo 551 and the next echo signal 552 is not particularly limited, for example, as shown in FIG. and imaging 2 for selecting slice S2 first and then slice S1 as one set, and imaging 2 for the two slices S1 and S2 may be repeated for one or more sets to perform multi-slice imaging. , as shown in FIG. 7(B), first slice S(n) and then slice S(m) (n and m are slice numbers, where n≠m) are taken as one set. You may go sequentially while changing. In any case, the slice selected first and the slice selected next may be adjacent slices or separated.

画像再構成においては、同じスライス同士のデータを用いて、実施形態１と同様に、差分演算を含む画像再構成を行う。即ち図７（Ａ）の例でいえば、撮像１で得たスピンエコー251のデータ（スライスＳ１のデータ）と、撮像２で得たエコー信号252のデータ（スライスＳ１のデータ）とを用いて、計測空間における複素差分後に画像再構成する或いは画像再構成後の画像を複素差分し、スライスＳ１についてスピンエコーのみの画像を得る。スライスＳ２についても同様に当該スライスのデータ同士を用いて画像を得る。 In image reconstruction, data of the same slices are used to perform image reconstruction including difference calculation, as in the first embodiment. That is, in the example of FIG. 7A, using the data of the spin echo 251 obtained in imaging 1 (data of slice S1) and the data of the echo signal 252 obtained in imaging 2 (data of slice S1), , image reconstruction is performed after complex subtraction in the measurement space, or complex subtraction is performed on the image after image reconstruction to obtain an image of only spin echoes for slice S1. For the slice S2, similarly, an image is obtained by using the data of the slice.

本実施形態では、１回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスと２回目の反転ＲＦパルスで選択するスライスを異ならせることで、２回目の反転ＲＦパルス後に収集されるエコーから１回目の信号の影響を確実に除くことができる。その結果、精度のよい差分画像を得ることができる。 In this embodiment, by making the slice selected by the first inversion RF pulse and the slice selected by the second inversion RF pulse different, the influence of the first signal from the echo collected after the second inversion RF pulse can be reliably removed. As a result, a highly accurate differential image can be obtained.

以上、本発明のＭＲＩ装置の２つの実施形態を説明したが、これらは、撮像条件を設定する際に、マルチスライス撮像か否かに応じて自動的に実施形態１又は実施形態２のいずれかを選択するようにしてもよいし、操作部（入力装置）１５３を介してユーザが選択してもよい。 The two embodiments of the MRI apparatus of the present invention have been described above. When the imaging conditions are set, either the first embodiment or the second embodiment is automatically selected depending on whether multi-slice imaging is performed. may be selected, or the user may select via the operation unit (input device) 153 .

１１：静磁場発生部、１２：傾斜磁場発生部、１３：送信部（高周波送信部）、１４：受信部、１５：信号処理部、１６：シーケンサ、２０：演算部、２１：画像再構成部、２２：差分算出部、３０：制御部、３１：受付部、３２：撮像制御部、５０：計算機 11: static magnetic field generator, 12: gradient magnetic field generator, 13: transmitter (high frequency transmitter), 14: receiver, 15: signal processor, 16: sequencer, 20: calculator, 21: image reconstructor , 22: difference calculation unit, 30: control unit, 31: reception unit, 32: imaging control unit, 50: computer

Claims (11)

静磁場を発生する静磁場発生磁石と、静磁場空間に置かれた被検体にＲＦパルスを照射する高周波送信部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記核磁気共鳴信号をエンコードする傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記高周波送信部、前記受信部及び前記傾斜磁場発生部を動作させるパルスシーケンスを制御する制御部と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像を生成する演算部と、を備え、
前記制御部は、核スピンを励起する励起ＲＦパルスの印加及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの印加を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、前記パルスシーケンスとして、前記励起ＲＦパルス印加後に、前記反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ前記２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 a static magnetic field generating magnet that generates a static magnetic field; a radio frequency transmitter that irradiates an object placed in the static magnetic field space with an RF pulse; a receiver that receives a nuclear magnetic resonance signal generated from the object; A gradient magnetic field generating unit that generates a gradient magnetic field that encodes a magnetic resonance signal, a control unit that controls a pulse sequence for operating the high-frequency transmission unit, the reception unit, and the gradient magnetic field generation unit, and uses the nuclear magnetic resonance signal and a computing unit that generates an image by
In imaging using a spin echo pulse sequence including application of an excitation RF pulse that excites nuclear spins and application of an inversion RF pulse that inverts the excited nuclear spins, the control unit controls, as the pulse sequence, the excitation After the application of the RF pulse, the inversion RF pulse is applied twice, and a phase-encoding gradient magnetic field pulse is applied for each of the two inversion RF pulses to acquire two sets of phase-encoded nuclear magnetic resonance signals. A magnetic resonance imaging apparatus using a sequence. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号を複素差分し、差分後のデータを用いて画像再構成を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
1. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the computing unit performs complex subtraction on the two sets of nuclear magnetic resonance signals, and reconstructs an image using data after the subtraction. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、エンコード数によって決まる計測マトリクスサイズが、画像のマトリクスサイズよりも小さいパラレルイメージング法のパルスシーケンスであり、
前記演算部は、前記差分後のデータに対し、パラレルイメージング演算を行って画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2,
The pulse sequence is a parallel imaging method pulse sequence in which the measurement matrix size determined by the encoding number is smaller than the image matrix size,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the computing unit reconstructs an image by performing parallel imaging computation on the data after the subtraction. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号から、それぞれ、画像を再構成し、再構成された２組の画像間の複素差分によって、前記核磁気共鳴信号のうちスピンエコーのみで再構成された画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The computing unit respectively reconstructs images from the two sets of nuclear magnetic resonance signals, and reconstructs only spin echoes among the nuclear magnetic resonance signals by a complex difference between the two sets of reconstructed images. 1. A magnetic resonance imaging apparatus, characterized in that it generates a distorted image. 請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、エンコード数によって決まる計測マトリクスサイズが、画像のマトリクスサイズよりも小さいパラレルイメージング法のパルスシーケンスであり、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号のそれぞれについて、パラレルイメージング演算を行って画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4,
The pulse sequence is a parallel imaging method pulse sequence in which the measurement matrix size determined by the encoding number is smaller than the image matrix size,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the computing unit reconstructs an image by performing parallel imaging computation on each of the two sets of nuclear magnetic resonance signals. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、前記パルスシーケンスを繰り返し時間ＴＲで繰り返し、同一繰り返し時間内の２回の反転ＲＦパルスの位相は同じであり、且つ繰り返し時間毎に当該位相を変化させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The control unit repeats the pulse sequence with a repetition time TR, the phases of two inversion RF pulses within the same repetition time are the same, and the phase is changed for each repetition time. imaging device. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、２回目の反転ＲＦパルスの印加前に、スピンを拡散させるクラッシャ傾斜磁場の印加を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the pulse sequence includes application of a crusher gradient magnetic field for diffusing spins before application of a second inversion RF pulse. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、励起ＲＦパルスの印加及び２回の反転ＲＦパルスの印加と同時に前記被検体の断面を選択するスライス選択傾斜磁場パルスの印加を含み、
２回目の反転ＲＦパルスの印加時に前記スライス選択傾斜磁場パルスで選択される断面は、励起ＲＦパルス及び１回目の反転ＲＦパルスの印加時に選択される断面とは異なる断面であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The pulse sequence includes applying a slice-selective gradient magnetic field pulse for selecting a cross section of the subject at the same time as applying an excitation RF pulse and applying two inversion RF pulses,
The cross section selected by the slice selection gradient magnetic field pulse when the second inversion RF pulse is applied is a cross section different from the cross section selected when the excitation RF pulse and the first inversion RF pulse are applied. Magnetic resonance imaging equipment. 請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算部は、前記２組の核磁気共鳴信号として、断面が同じである核磁気共鳴信号の組み合わせを用いて画像を生成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8,
A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the computing unit generates an image using a combination of nuclear magnetic resonance signals having the same cross section as the two sets of nuclear magnetic resonance signals. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
前記制御部は、撮像条件またはユーザ指定を受け付ける受付部を有し、前記受付部が受け付けた撮像条件またはユーザ指定に応じて、前記２組の核磁気共鳴信号を発生させる断面を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
The control unit has a reception unit that receives imaging conditions or user designation, and determines cross sections for generating the two sets of nuclear magnetic resonance signals according to the imaging conditions or user designation received by the reception unit. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by: 核スピンを励起する励起ＲＦパルスの印加及び励起された核スピンを反転する反転ＲＦパルスの印加を含むスピンエコー系のパルスシーケンスを用いた撮像において、前記パルスシーケンスとして、前記励起ＲＦパルス印加後に、前記反転ＲＦパルスの印加を２回行い且つ前記２回の反転ＲＦパルス毎に位相エンコード傾斜磁場パルスを印加し、位相エンコードされた２組の核磁気共鳴信号をそれぞれ収集するパルスシーケンスを用いて、磁気共鳴撮像装置の動作を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。 In imaging using a spin echo pulse sequence including application of an excitation RF pulse that excites nuclear spins and application of an inversion RF pulse that inverts the excited nuclear spins, the pulse sequence includes, after application of the excitation RF pulse, Using a pulse sequence in which the inversion RF pulse is applied twice, a phase-encoding gradient magnetic field pulse is applied for each of the two inversion RF pulses, and two sets of phase-encoded nuclear magnetic resonance signals are respectively acquired, A control method for a magnetic resonance imaging apparatus, comprising controlling the operation of the magnetic resonance imaging apparatus.

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