JP3688795B2

JP3688795B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP3688795B2
Application number: JP04880396A
Authority: JP
Inventors: 徳典木村
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1996-03-06
Filing date: 1996-03-06
Publication date: 2005-08-31
Anticipated expiration: 2016-03-06
Also published as: JPH09238912A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に係り、とくに、スピンの位相分散を強調した画像を得る、ディフュージョン（diffusion）イメージングまたはＩＶＩＭ（Intra Voxel Incoherent Motion）イメージングと呼ばれるイメージング技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は一般に、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ＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを得たりする装置である。
【０００３】
ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングと呼ばれるイメージング法は、微小な水分子の動きに因る位相拡散を強調するために、高強度で印加時間の長いＭＰＧ（Motion Probing Gradient）と呼ばれる傾斜磁場パルスが用いられる。このＭＰＧパルスを使ったパルスシーケンスとしては、これまでＳＥ法、ＥＰＩ法、ＳＳＦＰ法、ＦａｓｔＦＥ法、およびＦａｓｔＳＥ法（対称サンプリングに拠る）をベースにしたものが知られている。
【０００４】
ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングにおける技術的課題は、従来から指摘されていることではあるが、生体（被検体）のマクロな動きに起因したモーションアーチファクトを低減させること、および、スキャン時間を短縮させることである。
【０００５】
例えば、"Stejskal-Tanner"のパルスシーケンスに代表される、最も基本的なＳＥ法ベースのパルスシーケンスでは、上記２点が一番の問題となっている。この問題を解決しようとして、高速スキャンであるＥＰＩ法、ＳＳＦＰ法、ＦａｓｔＦＥ法（Turbo FLASH 法）、対称ＦａｓｔＳＥ法のそれぞれをベースにしたシーケンスが報告されている。さらには、ソフトウエアによる信号処理法として、ナビゲーションエコー（Navigation Echo）と呼ばれる、動きに因る位相ずれを補正するためのエコーを繰返し時間ＴＲ毎に用いて位相補正する手法も報告されている。またさらには、近年、ｋ空間をライン状にエコー収集するのではなく、ｋ空間を渦巻き状に収集するスパイラルスキャンと呼ばれる手法も報告されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した種々のスキャン法には、ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングを実施する上で以下のような問題が在る。
【０００７】
まず、ＳＥ法をベースにしたシーケンスの場合、上述したようにモーションアーチファクトが最も大きく、スキャン時間も長く掛かるので、拡散強調像を得るには実用上、困難である。
【０００８】
また、ＥＰＩ法をベースにしたシーケンスの場合、高頻度で多重エコーを発生させる必要があるため、グラジェント系、静磁場系などのハードウエア的な制約が大きくなり設計が複雑化、困難化し、また製造コストも高くなるのみならず、グラジェントエコーが含まれるため、磁場不均一性やケミカルシフトに弱いという欠点がある。
【０００９】
さらに、ＳＳＦＰ法をベースにしたシーケンスの場合、拡散強調因子であるｂファクタの計算が複雑になり、演算負荷が大きいという問題がある。
【００１０】
さらにまた、ＦａｓｔＦＥ法（Turbo FLASH 法）にＭＰＧパルスを載せたシーケンスは、例えば特開平６−１３３９４４号公報に示されているが、プリパレーションパルスを用いることになるので、Ｔ１緩和（縦緩和）の影響に因る誤差が出るという問題がある。
【００１１】
さらにまた、ＦａｓｔＳＥ法をベースにしたシーケンスでは、スティミュレーテッドエコー（stimulated echo）の拡散強調因子（ｂファクタ）を定量的に求めるのが難しいことから、定量性に劣る。また、実効ＴＥのエコーの時間の若い側に半分のエコー信号を発生させる必要があるため、エコー時間ＴＥを長くせざるを得ないことから、ＳＮＲが低下するという問題もある。
【００１２】
さらに、スパイラルスキャン法は、現状では未だ特殊なシーケンスとして取り扱われており、再構成のアルゴリズムも複雑で、演算時間が長く、演算負荷も大きいことから、ディフュージョンイメージングまたはＩＶＩＭイメージングの抱える従来の問題を解決することは困難である。
【００１３】
この発明は、このような従来技術が有する問題に鑑みてなされたもので、スキャン時間を短縮し、演算時間の長期化、演算量の増大化を極力回避し、かつ画像精度を向上させた拡散強調画像を得ることを、その目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体に１個の励起ＲＦパルスと複数のリフォーカスＲＦパルスとを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスの印加と並行して位相エンコード用傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場印加手段とを備える。前記傾斜磁場印加手段は、前記複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心となるエコー信号よりも早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号を前記ｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように前記位相エンコード用傾斜磁場を制御する制御手段を含む。さらに、前記複数のエコー信号の内の前記ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加するＭＰＧパルス印加手段を備える。
【００１５】
好適には、前記ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施する再構成手段を備える。
【００１６】
また好適には、前記制御手段は、繰返し時間毎に少なくとも１個の前記エコー信号に対して位相エンコード用傾斜磁場を零に設定する手段を含み、前記再構成手段は、前記少なくとも１個のエコー信号の位相誤差の情報を検出し、その検出情報から前記各エコー信号の位相を補正する位相補正手段を含む。
【００１７】
さらに好適には、前記ｋ空間の分割領域それぞれのデータに対して当該ｋ空間の残りの空間領域に零を補填することで前記エコー信号それぞれに対応した複数組のｋ空間データを形成して、この複数組のｋ空間データに基づいて複数枚の実空間画像データを再構成する再構成手段と、この複数枚の実空間画像データそれぞれの絶対値画像データを演算するともにその複数枚の絶対値画像データを画素毎に加算または加算平均する絶対値加算手段とを備える。
【００１８】
さらに好適には、前記ｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号は、最初に発生する第１のエコー信号である。
【００１９】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２０】
（第１の実施の形態）
第１の実施形態を図１〜図３に基づいて説明する。
【００２１】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００２２】
磁石部は、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１次のシミング用のシムコイル１４が設けられている。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ようになっている。
【００２３】
傾斜磁場部は、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、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＦＡＳＥ（Fast Asymmetric ＳＥ（非対称Fast Asymmetric ＳＥ））法に係るデータ収集用のパルスシーケンスの指令信号を受ける。
【００２４】
このＦＡＳＥ法は、図２に示す如く、１つの励起ＲＦパルスとそれに続く複数のリフォーカスＲＦパルスのほか、スピン位相の拡散強調用のＭＰＧパルスを使用する。さらに、ＦＡＳＥ法の位相エンコード用傾斜磁場は、エコー信号がｋ空間上で位相エンコード方向の中心部からその一方の空間領域に非対称に配されるように決定してある。
【００２５】
傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場ＧSとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場ＧRとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用傾斜磁場ＧEとする。
【００２６】
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高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００２７】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを入力し、画像データを演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は、具体的には、メモリで形成されるｋ空間への実測データの配置、画像再構成の処理などを行う。この画像再構成処理として、ここではハーフフーリエ変換法としてのＡＦＩ（Asymmetric Fourier Imaging）処理を採用している。コントローラ６は傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００２８】
次に、この実施例の動作を説明する。
【００２９】
コントローラ６は所定メインプログラムを実行することに伴い、シーケンサ５（傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂ）に図２に示すＦＡＳＥ法のパルスシーケンス開始を指令する。具体的には、傾斜磁場シーケンサ５ａが、同図のシーケンスに基づいてスライス用傾斜磁場ＧS、読出し用傾斜磁場ＧR、位相エンコード用傾斜磁場ＧE、およびＭＰＧ（motion probing gradient）パルスを制御する。これと並行して、ＲＦシーケンサ５ｂが、被検体Ｐに９０゜ＲＦパルス及び１８０゜ＲＦパルスを印加させる。
【００３０】
なお、本実施形態では、異方性拡散（anisotropic diffusion）を測定することを目的としている。異方性拡散を測定する場合、ＭＰＧパルスは、読出し方向、位相エンコード方向、スライス方向の３軸の内のいずれかに印加すればよい。ここでは、図２に示すように、ＭＰＧパルスを読出し方向に印加するようにしている。これに対し、単に拡散強調画像を得る場合、ＭＰＧパルスは読出し方向、位相エンコード方向、スライス方向の３軸全てまたはその内の２軸に印加するようにすればよい。
【００３１】
図２のパルスシーケンスを説明する。最初に、スライス用傾斜磁場ＧSが傾斜磁場電源４からｚコイル３ｚ、３ｚを介して印加され、この傾斜磁場ＧSの印加と並行して送信機８Ｔ及び高周波コイル７を介して励起用の９０゜ＲＦパルスが印加される。これにより、被検体の所定スライス幅の領域が選択されるとともに、その面内の原子核スピンが選択的に励起され、ｙ´軸（回転座標系）までフリップする。
【００３２】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSは極性反転され、さらに読出し用傾斜磁場ＧRがｘコイル３ｘ、３ｘを介して印加される。これはスライス面内の読出し用傾斜磁場ＧR方向に並んだスピンの位相が各エコーの中心時刻において揃うようにするための印加である。
【００３３】
一方、読出し方向については、ｘコイル３ｘ，３ｘを介して、例えば９０°ＲＦパルスの印加後に、ディフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRが印加される。この後、第１回目のＭＰＧパルスが印加される。ＭＰＧパルスは大きなパルス面積に設定されており、これによりスピンの拡散に拠る位相分散が強調される。
【００３４】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSとともに、リフォーカス用の１８０゜ＲＦパルスが印加される。このため、原子核スピンが１８０度、ｙ´軸の回りに回転する。つまり、原子核スピンの位相が反転する。
【００３５】
この後、読出し方向では、第２回目のＭＰＧパルスがｘコイル３ｘ，３ｘを介して印加される。第１回目、第２回目のＭＰＧパルスは共に、同極性および同量に設定されている。
【００３６】
この第２回目のＭＰＧパルス印加と並行して又はその後に、位相エンコード方向では、傾斜磁場ＧEが印加される。ここで印加する位相エンコード用傾斜磁場ＧEの強度（またはパルス面積）は、その後に収集される第１のエコー信号Ｅ０を、ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部（図３参照）に配置できるように設定されている。
【００３７】
次いで、１回目の位相反転に因るエコー信号を収集するため、エコー時間ＴＥに達する時間に対応させて、リフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRがｘコイル３ｘ、３ｘを介して印加される。このため、リフォーカスに拠り発生する１個目のエコー信号Ｅ０が高周波コイル７により受信され、受信機６Ｔに送られる。
【００３８】
この後、位相エンコード方向では、リワインド用の傾斜磁場ＧEが印加される。これにより、リフォーカス用の１８０°ＲＦパルスを印加するとき、ｋ空間内の位相エンコード位置をその中心位置（ｋｅ＝０）に戻し、スティミュレーティドエコーに起因した画質劣化の影響を極力排除するようになっている。
【００３９】
次いで、スライス用傾斜磁場ＧSとともに、２番目のリフォーカス用の１８０゜ＲＦパルスが印加される。これにより、再びスピンの位相が反転する。
【００４０】
さらに、２回目の位相エンコード用傾斜磁場ＧEが印加される。この傾斜磁場の強度（またはパルス面積）は、その後に収集される第２のエコー信号Ｅ１を、ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部の一方の高周波側（図３参照）に配置できるように設定されている。
【００４１】
その後、２回目の位相反転に因るエコー信号を収集するため、リフェーズ用の読出し用傾斜磁場ＧRが再び印加される。このため、リフォーカスに拠り発生する２個目のエコー信号Ｅ１が受信される。そして、リワインド用の位相エンコード用傾斜磁場ＧEが再び印加される。
【００４２】
以下、同様のパルス印加が１つの繰り返し時間内で繰り返される。これにより、合計でｎ＋１個のリフォーカス用の１８０°ＲＦパルスに呼応するｎ＋１個のエコー信号Ｅ０〜Ｅｎが収集される。この一連の収集において、位相エンコード用傾斜磁場ＧEはエコー信号収集が進むにつれて、エコー信号を配するｋ空間の位相エンコードＮy方向の位置が高周波側に移行するように、その強度（パルス面積）が設定されている。
【００４３】
以上の処理は繰り返し時間ＴＲ毎に繰り返され、ｋ空間をその位相エンコード方向中心部からその一方（片側）の半分の領域に充填するエコー信号が収集される。
【００４４】
受信機８Ｒに送られたエコー信号は、増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの処理が施される。このエコー信号は受信機８ＲでさらにＡ／Ｄ変換によりデジタル量のエコーデータに変換される。このエコーデータは演算ユニット１０に送られ、ｋ空間に対応したメモリ領域に配置される。位相エンコード用傾斜磁場ＧEは前述の如くその強度（パルス面積）が設定されているため、図３に示す如く、第１エコーデータＥ０はｋ空間上の画像コントラストに支配的な、位相エンコード方向の中心領域に位相エンコード量に応じて配置される。続く第２エコーデータＥ１は本実施形態の場合、第１エコーデータＥ０の配置領域の一方の側（高周波側）の隣接領域に位相エンコード量に応じて配置される。第３エコーデータＥ３〜第ｎ＋１番目のエコーＥｎも図３に示す如く順次、その高周波側の領域に配置される。この結果、収集したｎ＋１個のエコーデータＥ０〜Ｅｎは、図３に示す如く、２次元ｋ空間の約半分の領域に非対称に配置される。
【００４５】
ｋ空間に非対称に配置されたエコーデータは、演算ユニット１０によりＡＦＩ処理により実空間の画像データに再構成される。ＡＦＩ処理はハーフフーリエ変換法の一種である。ＡＦＩ処理は、ｋ空間上の位相エンコード方向または周波数エンコード方向の約半分のエコーデータを基に、ｋ空間データの複素共役対称性を利用して残りの約半分の空間領域のエコーデータを補い、フーリエ変換により再構成する手法である。この一例として、例えば、Ｃ．Ｈ．Ｏｈ等に依る「ＳＭＲＭ１９８７年抄録、＃４５５、“Faster Magnetic Resonance Imaging by Use of 3D-Quarter Matrix Data”」が知られている。なお、ＡＦＩ処理ではｋ空間上または実空間上で位相補正を行ってから再構成することが望ましいが、位相エラーが小さい場合は位相補正を必ずしも行わなくてもよい。
【００４６】
再構成された画像データは記憶ユニット１３に記憶されるとともに、必要に応じて表示器１４にＭＲ画像として表示される。
【００４７】
このように本実施形態では、第１エコーデータＥ０はｋ空間の中心領域に配置しているため、実効エコー時間ＴＥeffを短くすることができるとともに、スティミュレーティド（疑似）エコーが実効エコー時間ＴＥeff内のエコーに入ることを防止できる。スティミュレーティドエコーは、傾斜磁場やＲＦパルスの間隔次第でサンプルウインドウ内に入り込んでくることがある。ｋ空間の位相エンコード方向の中心領域に配置するエコーデータは、第２エコー、第３エコーなど、時間的に後の方のエコーデータでも構わないが、上述の有利さを考慮すると、本実施形態のように第１エコーデータＥ０を中心領域に配置することが最も有利である。
【００４８】
ここで、さらに、このスティミュレーティドエコーに関して従来例の１つである特開平６−１３３９４４号記載の手法との違い（利点）を説明する。
【００４９】
前述の如く、この特開平６−１３３９４４号はＦａｓｔＳＥ法を拡散強調画像の撮影に応用した従来技術を開示している。この従来手法によれば、スティミュレーティドエコー（ＳＴＥ）がマルチエコー内に入り込まない条件として、ＭＰＧパルスが十分に大きいことを挙げている。ＭＰＧパルスが十分に大きいとい条件を常に維持できる場合はそれでよいが、ディフュージョンイメージングにおいてその条件を常に維持できないこともある。例えば、ディフュージョンイメージングにおいて、とくに、ＡＤＣ（Apparent Diffusion Coefficient）像を測定する場合が、かかる条件を維持できない場合に該当する。
【００５０】
このＡＤＣ像を測定するには、ＭＰＧパルス≠０の場合とＭＰＧパルス＝０の場合との対のシーケンスを利用して２以上の画像を得る必要がある。つまり、ＡＤＣ像は、
【数１】

ここで、Ｓ０（ｘ，ｙ，ｚ）は、ＭＰＧパルス＝０のときの画像データで、その拡散強調因子（ｂファクタ）をｂ０とし、一方、Ｓｎ（ｘ，ｙ，ｚ）はＭＰＧパルス≠０のときの画像データで、その拡散強調因子をｂｎとする、ことで求められる。なお、拡散強調因子ｂｎは、
【数２】

で求められる。
【００５１】
このＡＤＣ像を測定する場合、ＭＰＧパルスを零にしたときの画像データを使う必要があるので、特開平６−１３３９４４号記載の手法を使ったとしても、スティミュレーティドエコーは第２エコーよりも後のエコーに入り込むことが多く、スティミュレーティドエコーの影響を良好に回避することはできない。
【００５２】
これに対し、本実施形態によれば、第１エコーをｋ空間の位相エンコード方向中心部に配しているので、少なくとも、スティミュレーティドエコーがコントラストに支配的に影響してしまうという事態を回避できる。つまり、ディフュージョンイメージングにおいてスティミュレーティドエコーの影響を常に良好に低減させることができる。
【００５３】
さらに、スティミュレーティドエコーを全てのエコーから排除することもできる。それは傾斜磁場波形にスポイリング用の波形を加えることで達成でき、スティミュレーティドエコーがサンプリングウインド内に入り込まないようにすることができる。
【００５４】
（第２の実施の形態）
第２の実施形態を図４に基づき説明する。
【００５５】
この実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、モーションアーチファクトを低減するための位相補正を行うことを主眼としている。なお、本装置のハードウエアは第１の実施形態のものと同一であり、そのシーケンサ５はＦＡＳＥ法に基づく図４のパルスシーケンスを実行する。
【００５６】
かかる位相補正にはナビゲータエコー（navigator echo）を用いる。この方法は、本実施形態によるＦＡＳＥ法に限らず、対称型のＦａｓｔＳＥ法のディフュージョンイメージング（ＩＶＩＭイメージング）でも同様に実施できる。
【００５７】
具体的には、ＦＡＳＥ法に拠って発生するマルチエコーの内の一つのエコーをナビゲータエコーとして指定し、このナビゲータエコーは位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０の状態で収集する。そして、このエコーデータに基づいて一つの繰返し時間ＴＲ内の全エコーの位相を補正するものである。
【００５８】
体動（拍動や患者自身の動き）があるとスピンには位相シフトが生じる。一つの繰返し時間ＴＲ内の第１〜第ｎ番目までのマルチエコーの時間はたかだか１００msec程度のオーダであるから、これらのマルチエコーには同程度の位相誤差（エラー）が含まれると考えられるが、繰返し時間ＴＲ毎では２〜３msecと長いので、実際には各エコーに含まれる位相誤差は異なると考えられる。そこで、繰返し時間ＴＲ毎に計測したＬ個の位相誤差データを基に、その繰返し時間ＴＲ内のｎ個のマルチエコーの位相誤差を補正するという処理を、全部の繰返し時間ＴＲのエコーのＬ組のそれぞれのエコーに対して行う。
【００５９】
位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０としてエコーデータを１次元フーリエ変換した実空間のデータは、図５に示すように、位相エンコードｙ方向に、リードｘ軸上へのプロジェクションデータＰ（ｘ）になる。その位相をａｒｇＰｉ（ｘ）として、ｉ＝１，２，…，ＬのＬ個分の各エコーデータＥｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）（ｉ＝０，１，…，ｎ）を次式で位相補正する。
【００６０】
【数３】

ここで、Ｆ［］はフーリエ変換演算子を示す。
【００６１】
つまり、演算ユニット１０は、上式に基づき実空間上の画像データを再構成した後、位相補正する。
【００６２】
このように、本実施形態のパルスシーケンス（図４）によればＭＰＧパルスを読出し方向に印加したので、読出し方向の動きによる位相シフトが強調される。この強調後に、位相エンコード用傾斜磁場ＧE＝０としたナビゲーションエコーＥnavが得られる。そして、演算ユニット１０の演算により、ナビゲーションエコーＥnavのエコーデータを使って、読出し方向軸上へのプロジェクションデータが求められ、位相補正される。
【００６３】
なお、再構成前の生データのまま位相補正することもできる。また、上式によれば、ｘ方向の全てのｘ値について位相補正することを示しているが、近似的には、空間的に０次、１次程度の特定の位相誤差成分のみの位相補正でもよい。なお、上記実施形態ではＭＰＧパルスを読出し方向に印加する場合を説明したが、このＭＰＧパルスを位相エンコード方向またはスライス方向に印加する場合、それぞれ、エンコード軸上またはスライス軸上へのプロジェクションデータを求めることができるように、ナビゲーションエコーを対応する軸上でサンプリングすればよい。
【００６４】
さらに、位相補正をさらに簡便に行う場合、空間的に０次および１次の成分のみを位相補正することでも相当の補正効果が見込まれる。その場合、ナビゲーションエコー用の傾斜磁場パルス（図４の＊印のパルス）を印加しないで、エコーを収集する。そのエコーピークから０次の位相成分を求め、位相補正すればよい。
【００６５】
続いて、上述した位相補正法の別の形態を、前述した図２、図３を流用して説明する。
【００６６】
この位相補正法は、「絶対値加算法」という手法に適用したものである。この絶対値加算法は、ｋ空間分割（セグメント）スキャン法における位相補正法である（例えば、先に本出願人が出願している特願平７−１５４６４６号がある）。すなわち、図２のＦＡＳＥ法のパルスシーケンスを実行することで、繰返し時間ＴＲ毎に得られるｋ空間上のｎ＋１組の分割領域毎のエコーデータそれぞれについてｋ空間のマトリクスサイズを同一に設定するため、エコーデータの無いセグメント部分には零が補填（ゼロフィリング）される。この後、ゼロフィリングにより形成された分割領域毎の複数組のエコーデータについてそれぞれハーフフーリエ変換法を加味したフーリエ変換により実空間画像データが再構成される。さらに、複数枚の実空間画像データそれぞれにて画像データの絶対値成分が画素毎に演算される。この後、ｎ＋１組の実空間画像データが相互に加算または加算平均されて最終的な再構成像が得られる。
【００６７】
これを数式で概念的に表すと、最終画像Ｖａは、
【数４】

により求められる。ここで、Ｆ［］はフーリエ変換演算子、｜｜は絶対値を意味する。これらの処理は演算ユニット１０（図１）で実施される。
【００６８】
以上説明したように本実施形態によれば、１つの繰返し時間内でマルチエコーを収集し、かつ、ｋ空間のエンコード方向の約半分の領域のみに非対称にデータ配置すれば足りる。したがって、スキャン時間を短縮でき、同一スキャン時間に設定する場合、スキャンのマトリクスを増やすことができる。同時に、ディフュージョンイメージング（ＩＶＩＭイメージング）を実施する際、第１エコーをｋ空間のエンコード方向の中心部に配置できるから、スティミュレーティドエコーに因る画質低下の影響を良好に回避できる。同時に、拡散強調因子（ｂファクタ）はｋ空間の中心エコーのみに対する値を計算すれば十分であるから、演算負荷が軽減される。
【００６９】
また、プリパレーションパルスを用いていないから、Ｔ１緩和の影響が少ないという利点も得られる。さらに、静磁場不均一性の影響を殆ど排除できる利点もある。
【００７０】
そのほかの効果として、拡散強調画像（ＤＷＩ：Diffusion Weighted Image）およびＡＤＣ画像の分解能、解像度を向上させることもできる。さらには、エコー時間ＴＥを短縮できるから、拡散強調画像やＡＤＣ画像のＳ／Ｎ比を向上させることもできる。さらにスキャン時間が短いことに拠って、撮影を迅速化でき、オペレータの負担を軽減できる。さらには、スパイラルスキャンに比較して、画像再構成処理は簡単なアルゴリズムで済むので、コンピュータのソフトウエア上の負荷がこの点からも軽くなるという利点がある。
【００７１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置では、複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心に位置するエコー信号よりも時間的に早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号をｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように位相エンコード用傾斜磁場を制御する（ＦＡＳＥ法）とともに、複数のエコー信号の内のｋ空間上の位相エンコード方向中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加し、ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施するようにしたため、従来のディフュージョンイメージング法（ＩＶＩＭイメージング）に比べて、スキャン時間を短縮させ、演算時間の長期化、演算量の増大化を抑制でき、かつ画像精度および品質を向上させた拡散強調画像または拡散計算画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態に係るＦＡＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。
【図３】ＦＡＳＥ法によるｋ空間上の非対称なデータ配置例を示す図。
【図４】第２の実施形態に係るＦＡＳＥ法の一例を示すパルスシーケンス。
【図５】別の実施形態に係る位相誤差の補正データの形成を説明するための図。
【符号の説明】
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コントローラ
７高周波コイル
８Ｔ送信機
８Ｒ受信機
１０演算ユニット
１１記憶ユニット[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention relates to magnetic resonance imaging (MRI) using the magnetic resonance phenomenon of nuclear spin in a subject, and more particularly to diffusion imaging or IVIM (Intra Voxe) for obtaining an image in which spin phase dispersion is emphasized.l Incoherent Motion) relates to an imaging technique called imaging.
[0002]
[Prior art]
  In general, an MRI apparatus magnetically excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a high-frequency signal having a Larmor frequency, and reconstructs an image based on an MR signal generated along with this excitation. TheGetDevice.
[0003]
  In an imaging method called diffusion imaging or IVIM imaging, a gradient magnetic field pulse called MPG (Motion Probing Gradient) having a high intensity and a long application time is used to emphasize phase diffusion caused by the movement of minute water molecules. As the pulse sequence using the MPG pulse, those based on the SE method, the EPI method, the SSFP method, the Fast FE method, and the Fast SE method (based on symmetric sampling) have been known so far.
[0004]
  Although technical problems in diffusion imaging or IVIM imaging have been pointed out in the past, it is possible to reduce motion artifacts caused by macroscopic movement of the living body (subject) and to shorten the scan time. is there.
[0005]
  For example, in the most basic SE method-based pulse sequence represented by the “Stejskal-Tanner” pulse sequence, the above two points are the most problematic. In order to solve this problem, sequences based on the EPI method, SSFP method, Fast FE method (Turbo FLASH method), and symmetric Fast SE method, which are high-speed scans, have been reported. Furthermore, as a signal processing method using software, a method of correcting a phase by using an echo called a navigation echo (Navigation Echo) for correcting a phase shift caused by motion at each repetition time TR has been reported. Furthermore, in recent years, a technique called spiral scan that collects the k space in a spiral shape instead of collecting the echo in the k space in a line shape has been reported.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
  However, the various scanning methods described above have the following problems when performing diffusion imaging or IVIM imaging.
[0007]
  First, in the case of a sequence based on the SE method, since the motion artifact is the largest and the scan time is long as described above, it is practically difficult to obtain a diffusion weighted image.
[0008]
  In addition, in the case of a sequence based on the EPI method, since it is necessary to generate multiple echoes at a high frequency, hardware restrictions such as a gradient system and a static magnetic field system increase, making the design complicated and difficult. Further, not only the manufacturing cost increases, but also includes gradient echoes, so that there is a disadvantage that it is weak against magnetic field inhomogeneity and chemical shift.
[0009]
  Further, in the case of a sequence based on the SSFP method, there is a problem that calculation of the b factor which is a diffusion weighting factor becomes complicated and the calculation load is large.
[0010]
  Furthermore, a sequence in which an MPG pulse is mounted on the Fast FE method (Turbo FLASH method) is disclosed in, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 6-133944.Shown in the gazetteHowever, since a preparation pulse is used, there is a problem that an error due to the influence of T1 relaxation (longitudinal relaxation) occurs.
[0011]
  Furthermore, in the sequence based on the Fast SE method, it is difficult to quantitatively obtain the diffusion enhancement factor (b factor) of the stimulated echo, so that the quantitativeness is inferior. In addition, since it is necessary to generate half the echo signal on the younger side of the effective TE echo time, the echo time TE must be lengthened, so that there is also a problem that the SNR is lowered.
[0012]
  Furthermore, the spiral scan method is still handled as a special sequence at present, and the reconstruction algorithm is complicated, the calculation time is long, and the calculation load is large. Therefore, the conventional problems of diffusion imaging or IVIM imaging have been encountered. It is difficult to solve.
[0013]
  The present invention has been made in view of such problems of the prior art, and is a diffusion that shortens the scan time, avoids a long calculation time and an increase in the calculation amount as much as possible, and improves the image accuracy. The purpose is to obtain an enhanced image.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
  In order to achieve the above object, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention comprises an RF pulse applying means for applying one excitation RF pulse and a plurality of refocus RF pulses to a subject placed in a static magnetic field, And a gradient magnetic field applying means for applying a gradient magnetic field including a phase encoding gradient magnetic field to the subject in parallel with the application of the RF pulse. The gradient magnetic field applying means generates an echo signal generated earlier than an echo signal that is centered in time among the plurality of echo signals generated in response to the plurality of refocus RF pulses, in a phase encoding direction in the k space. And the other echo signal in either the positive or negative direction of the phase encoding axis in the k spaceOnlyControl means for controlling the phase encoding gradient magnetic field so as to be arranged for each of the divided regions. Further, a phase encoding method in the k space of the plurality of echo signals.InsideMPG pulse applying means for applying a motion probing gradient (MPG) pulse before the generation of an echo signal arranged in the heart is provided.
[0015]
  Preferably, from the data of the echo signals arranged asymmetrically in the k space, the data in the data non-arranged region is supplemented using the complex conjugate symmetry of the k space, and the image reconstruction to the real space is performed. Reconfiguring means to implement is provided.
[0016]
  Preferably, the control means includes means for setting a phase encoding gradient magnetic field to zero for at least one echo signal for each repetition time, and the reconstruction means includes the at least one echo. Phase correction means for detecting phase error information of the signal and correcting the phase of each echo signal from the detected information is included.
[0017]
  More preferably, a plurality of sets of k-space data corresponding to each of the echo signals are formed by filling the remaining space area of the k space with zero for each of the divided areas of the k space, Reconstructing means for reconstructing a plurality of real space image data based on the plurality of sets of k space data, and calculating the absolute value image data of each of the plurality of real space image data, and the plurality of absolute values Absolute value addition means for adding or averaging the image data for each pixel.
[0018]
  More preferably,The echo signal arranged at the center of the phase encoding direction of the k space is the first echo signal generated first.
[0019]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
  Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0020]
  (First embodiment)
  A first embodiment will be described with reference to FIGS.
[0021]
  A schematic configuration of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to this embodiment is shown in FIG. The MRI apparatus includes a bed unit on which a subject P is placed, a magnet unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field unit for adding position information to the static magnetic field, a transmission / reception unit that transmits and receives a high-frequency signal, system control, and And a control / arithmetic unit for image reconstruction.
[0022]
  The magnet unit includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power source 2 that supplies current to the magnet 1, and an axial direction (Z) of a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. A static magnetic field H0 is generated in the axial direction). The magnet portion is provided with a shim coil 14 for primary shimming. The bed portion can be removably inserted into the opening of the magnet 1 with the top plate on which the subject P is placed.
[0023]
  The gradient magnetic field unit includes a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient magnetic field coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z coils 3x to 3z in the X, Y, and Z axis directions. The gradient magnetic field unit further includes a gradient magnetic field power supply 4 for supplying current to the x, y, z coils 3x to 3z, and a gradient magnetic field sequencer 5a in the sequencer 5 for controlling the power supply 4. The gradient magnetic field sequencer 5a includes a computer and receives a command signal of a pulse sequence for data collection according to the FASE (Fast Asymmetric SE) method from a controller 6 (equipped with a computer) that manages the entire apparatus.
[0024]
  As shown in FIG. 2, this FASE method uses one excitation RF pulse and a plurality of subsequent refocus RF pulses, as well as an MPG pulse for spin phase diffusion enhancement. Further, the phase encoding gradient magnetic field of the FASE method is determined so that the echo signal is asymmetrically arranged from the central portion in the phase encoding direction to one space region in the k space.
[0025]
  The gradient magnetic field sequencer 5a controls the application and strength of each gradient magnetic field in the X, Y, and Z axis directions according to the commanded pulse sequence, and these gradient magnetic fields can be superimposed on the static magnetic field H0. . In this embodiment, the gradient magnetic field in the Z-axis direction among the three axes X, Y, and Z orthogonal to each other is the slicing gradient magnetic field GS, that in the X-axis direction is the readout gradient magnetic field GR, and further in the Y-axis direction. This is the gradient magnetic field GE for phase encoding.
[0026]
  The transmission / reception unit includes a high-frequency coil 7 disposed in the vicinity of the subject P in the imaging space in the magnet 1, a transmitter 8T and a receiver 8R connected to the coil 7, and the transmitter 8T and the receiver. And an RF sequencer 5b (equipped with a computer) in the sequencer 5 for controlling the operation of 8R. The transmitter 8T and the receiver 8R supply an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) to the high frequency coil 7 under the control of the RF sequencer 5b, while the high frequency coil 7 receives the RF current pulse. The received MR signal (high-frequency signal) is received and subjected to various signal processing to form a corresponding digital signal.
[0027]
  In addition to the controller 6 described above, the control / arithmetic unit inputs the digital data of the MR signal formed by the receiver 8R, calculates the image data, and the storage unit that stores the calculated image data. 11, a display device 12 for displaying an image, and an input device 13. Specifically, the arithmetic unit 10 performs arrangement of measured data in the k space formed by the memory, image reconstruction processing, and the like. As this image reconstruction processing, AFI (Asymmetric Fourier Imaging) processing as a half Fourier transform method is employed here. The controller 6 controls the operation content and operation timing of the gradient magnetic field sequencer 5a and the RF sequencer 5b while synchronizing them.
[0028]
  Next, the operation of this embodiment will be described.
[0029]
  The controller 6 instructs the sequencer 5 (the gradient magnetic field sequencer 5a and the RF sequencer 5b) to start the pulse sequence of the FASE method shown in FIG. 2 as it executes the predetermined main program. Specifically, the gradient magnetic field sequencer 5a controls the slice gradient magnetic field GS, the read gradient magnetic field GR, the phase encoding gradient magnetic field GE, and the MPG (motion probing gradient) pulse based on the sequence shown in FIG. In parallel with this, the RF sequencer 5b applies a 90 ° RF pulse and a 180 ° RF pulse to the subject P.
[0030]
  Note that the purpose of this embodiment is to measure anisotropic diffusion. When measuring anisotropic diffusion, the MPG pulse may be applied to any one of the three axes of the reading direction, the phase encoding direction, and the slicing direction. Here, as shown in FIG. 2, the MPG pulse is applied in the reading direction. On the other hand, when simply obtaining a diffusion-weighted image, the MPG pulse may be applied to all three axes in the readout direction, the phase encoding direction, and the slice direction or two of them.
[0031]
  The pulse sequence of FIG. 2 will be described. First, the slicing gradient magnetic field GS is applied from the gradient magnetic field power source 4 via the z coils 3z and 3z, and in parallel with the application of the gradient magnetic field GS, 90 ° for excitation is transmitted via the transmitter 8T and the high frequency coil 7. An RF pulse is applied. As a result, a region having a predetermined slice width of the subject is selected, and nuclear spins in the plane are selectively excited and flipped to the y ′ axis (rotating coordinate system).
[0032]
  Next, the polarity of the slicing gradient magnetic field GS is reversed, and the read gradient magnetic field GR is applied via the x coils 3x and 3x. This is an application for making the phases of the spins aligned in the read gradient magnetic field GR in the slice plane align at the center time of each echo.
[0033]
  On the other hand, in the readout direction, a readout gradient magnetic field GR for dephasing is applied through the x coils 3x and 3x after application of, for example, a 90 ° RF pulse. Thereafter, the first MPG pulse is applied. The MPG pulse has a large pulse area, which emphasizes the phase dispersion due to spin diffusion.
[0034]
  Next, a 180 ° RF pulse for refocusing is applied together with the slicing gradient magnetic field GS. For this reason, the nuclear spin rotates around the y ′ axis by 180 degrees. That is, the phase of the nuclear spin is reversed.
[0035]
  Thereafter, in the reading direction, the second MPG pulse is applied via the x coils 3x and 3x. Both the first and second MPG pulses are set to the same polarity and the same amount.
[0036]
  In parallel with or after the second MPG pulse application, a gradient magnetic field GE is applied in the phase encoding direction. As for the intensity (or pulse area) of the phase encoding gradient magnetic field GE applied here, the first echo signal E0 collected thereafter can be arranged at the center (see FIG. 3) in the phase encoding direction on the k space. Is set to
[0037]
  Next, in order to collect echo signals resulting from the first phase inversion, a rephasing read gradient magnetic field GR is applied via the x coils 3x and 3x in correspondence with the time to reach the echo time TE. For this reason, the first echo signal E0 generated due to refocusing is received by the high frequency coil 7 and sent to the receiver 6T.
[0038]
  Thereafter, a rewind gradient magnetic field GE is applied in the phase encoding direction. As a result, when a 180 ° RF pulse for refocusing is applied, the phase encoding position in the k-space is returned to the center position (ke = 0), and the influence of image quality deterioration caused by the stimulated echo is eliminated as much as possible. It is supposed to be.
[0039]
  Next, a second refocusing 180 ° RF pulse is applied together with the slicing gradient magnetic field GS. As a result, the spin phase is inverted again.
[0040]
  Further, a second phase encoding gradient magnetic field GE is applied. The intensity (or pulse area) of this gradient magnetic field is such that the second echo signal E1 collected thereafter can be arranged on one high frequency side (see FIG. 3) of the central portion in the phase encoding direction on the k space. Is set.
[0041]
  Thereafter, in order to collect echo signals resulting from the second phase inversion, the rephasing gradient magnetic field GR is applied again. For this reason, the second echo signal E1 generated due to refocusing is received. Then, the rewinding phase encoding gradient magnetic field GE is applied again.
[0042]
  Thereafter, the same pulse application is repeated within one repetition time. As a result, a total of n + 1 echo signals E0 to En corresponding to n + 1 refocusing 180 ° RF pulses are collected. In this series of acquisitions, the intensity (pulse area) of the phase encoding gradient magnetic field GE is such that the position in the phase encoding Ny direction of the k space in which the echo signals are arranged shifts to the high frequency side as the echo signal acquisition proceeds. Is set.
[0043]
  The above processing is repeated every repetition time TR, and echo signals that fill the k space from the central portion of the phase encoding direction to one half (one side) of the k space are collected.
[0044]
  The echo signal sent to the receiver 8R is subjected to processing such as amplification, intermediate frequency conversion, phase detection, and low frequency amplification. This echo signal is further converted into digital echo data by A / D conversion in the receiver 8R. This echo data is sent to the arithmetic unit 10 and arranged in a memory area corresponding to the k space. Since the intensity (pulse area) of the phase encoding gradient magnetic field GE is set as described above, as shown in FIG. 3, the first echo data E0 is in the phase encoding direction, which is dominant in the image contrast in the k space. Arranged in the center area according to the phase encoding amount. In the case of the present embodiment, the subsequent second echo data E1 is arranged in an adjacent area on one side (high frequency side) of the arrangement area of the first echo data E0 according to the phase encoding amount. The third echo data E3 to the (n + 1) th echo En are also sequentially arranged in the high frequency region as shown in FIG. As a result, the collected n + 1 pieces of echo data E0 to En are asymmetrically arranged in an approximately half region of the two-dimensional k-space as shown in FIG.
[0045]
  The echo data arranged asymmetrically in the k space is reconstructed into real space image data by the AFI processing by the arithmetic unit 10. AFI processing is a kind of half Fourier transform method. AFI processing uses the complex conjugate symmetry of k-space data based on about half of the echo data in the phase encoding direction or frequency encoding direction in k-space, and supplements the remaining half-space echo data. This is a method of reconstruction by Fourier transform. As an example of this, for example, C.I. H. “SMRM 1987 Abstract, # 455,“ Faster Magnetic Resonance Imaging ”by Use of 3D-Quarter Matrix Data ”” is known. In the AFI processing, it is desirable to perform reconstruction after performing phase correction in the k space or the real space. However, when the phase error is small, the phase correction is not necessarily performed.
[0046]
  The reconstructed image data is stored in the storage unit 13 and displayed as an MR image on the display unit 14 as necessary.
[0047]
  As described above, in the present embodiment, since the first echo data E0 is arranged in the central region of the k space, the effective echo time TEeff can be shortened and the stimulated (pseudo) echo is effective echo time. It is possible to prevent the echo from entering TEeff. Stimulated echoes may enter the sample window depending on the gradient field and RF pulse interval. The echo data arranged in the center region in the phase encoding direction of the k space may be echo data later in time such as the second echo and the third echo. However, in consideration of the above advantages, the present embodiment As described above, it is most advantageous to arrange the first echo data E0 in the central region.
[0048]
  Here, further, differences (advantages) of the stimulated echo from the technique described in Japanese Patent Laid-Open No. 6-133944, which is one of conventional examples, will be described.
[0049]
  As described above, Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-133944 discloses a conventional technique in which the Fast SE method is applied to photographing a diffusion weighted image. According to this conventional method, the MPG pulse is sufficiently large as a condition that the stimulated echo (STE) does not enter the multi-echo. If the MPG pulse can maintain the condition that the pulse is sufficiently large, it is sufficient. However, the condition may not always be maintained in diffusion imaging. For example, in diffusion imaging, particularly when an ADC (Apparent Diffusion Coefficient) image is measured, this is the case when such conditions cannot be maintained.
[0050]
  In order to measure this ADC image, it is necessary to obtain two or more images by using a paired sequence of MPG pulse ≠ 0 and MPG pulse = 0. That is, the ADC image is
[Expression 1]

Here, S0 (x, y, z) is image data when MPG pulse = 0, and its diffusion enhancement factor (b factor) is b0, while Sn (x, y, z) is MPG pulse ≠. The image data at 0 is obtained by setting the diffusion enhancement factor to bn. The diffusion enhancement factor bn is
[Expression 2]

Is required.
[0051]
  When this ADC image is measured, it is necessary to use image data obtained when the MPG pulse is set to zero. Therefore, even if the technique described in Japanese Patent Laid-Open No. 6-133944 is used, the stimulated echo is less than the second echo. However, the effect of the stimulated echo cannot be avoided well.
[0052]
  On the other hand, according to the present embodiment, since the first echo is arranged at the center portion in the phase encoding direction of the k space, at least the situation where the stimulated echo has a dominant influence on the contrast. Can be avoided. That is, the influence of the stimulated echo can always be reduced satisfactorily in diffusion imaging.
[0053]
  Furthermore, the stimulated echo can be excluded from all echoes. This can be achieved by adding a spoiling waveform to the gradient magnetic field waveform, and it is possible to prevent the stimulated echo from entering the sampling window.
[0054]
  (Second Embodiment)
  A second embodiment will be described with reference to FIG.
[0055]
  The magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment is mainly intended to perform phase correction for reducing motion artifacts. The hardware of this apparatus is the same as that of the first embodiment, and its sequencer 5 executes the pulse sequence of FIG. 4 based on the FASE method.
[0056]
  For such phase correction, a navigator echo is used. This method is not limited to the FASE method according to the present embodiment, but can be similarly performed by diffusion imaging (IVIM imaging) of the symmetric type Fast SE method.
[0057]
  Specifically, one of the multi-echoes generated according to the FASE method is designated as a navigator echo, and this navigator echo is collected in a state where the phase encoding gradient magnetic field GE = 0. Based on this echo data, the phase of all echoes within one repetition time TR is corrected.
[0058]
  When there is body movement (beat or patient's own movement), a phase shift occurs in the spin. Since the first to nth multi-echo times within one repetition time TR are on the order of about 100 msec, these multi-echoes are considered to contain the same level of phase error (error). Since the repetition time TR is as long as 2 to 3 msec, it is considered that the phase error included in each echo is actually different. Therefore, based on the L phase error data measured at each repetition time TR, the process of correcting the phase error of n multi-echoes within the repetition time TR is performed as L sets of echoes of all repetition times TR. For each echo.
[0059]
  Real space data obtained by one-dimensional Fourier transform of echo data with the phase encoding gradient magnetic field GE = 0 as shown in FIG. 5 is projection data P (x) on the lead x axis in the phase encoding y direction. . The phase is argPi (x), and L echo data Ei (Kx, Ky) (i = 0, 1,..., N) of i = 1, 2,. .
[0060]
[Equation 3]

  Here, F [] represents a Fourier transform operator.
[0061]
  That is, the arithmetic unit 10 performs phase correction after reconstructing image data in real space based on the above equation.
[0062]
  As described above, according to the pulse sequence of the present embodiment (FIG. 4), the MPG pulse is applied in the reading direction, so that the phase shift due to the movement in the reading direction is emphasized. After this enhancement, the navigation echo Enav with the phase encoding gradient magnetic field GE = 0 is obtained. Then, by the calculation of the arithmetic unit 10, projection data on the readout direction axis is obtained using the echo data of the navigation echo Enav, and the phase is corrected.
[0063]
  Note that the phase can be corrected with the raw data before reconstruction. In addition, although the above equation shows that the phase correction is performed for all x values in the x direction, the phase correction is performed only for specific phase error components of about zero order and first order spatially. But you can. In the above embodiment, the case where the MPG pulse is applied in the reading direction has been described. However, when the MPG pulse is applied in the phase encoding direction or the slice direction, projection data on the encode axis or the slice axis is obtained, respectively. The navigation echo may be sampled on the corresponding axis so that it can.
[0064]
  Furthermore, when the phase correction is performed more simply, a considerable correction effect can be expected by spatially correcting only the zeroth-order and first-order components. In this case, echoes are collected without applying gradient magnetic field pulses (pulses marked with * in FIG. 4) for navigation echoes. A zero-order phase component may be obtained from the echo peak to correct the phase.
[0065]
  Subsequently, another embodiment of the above-described phase correction method will be described with reference to FIGS. 2 and 3 described above.
[0066]
  This phase correction method is applied to a method called “absolute value addition method”. This absolute value addition method is a phase correction method in the k-space division (segment) scanning method (for example, Japanese Patent Application No. 7-154646 filed earlier by the present applicant). That is, in order to set the same k-space matrix size for each of the n + 1 sets of divided areas in the k space obtained by executing the pulse sequence of the FASE method of FIG. 2 for each repetition time TR, Zero is filled in the segment portion without echo data (zero filling). After that, real space image data is reconstructed by Fourier transform with half Fourier transform method added to each of a plurality of sets of echo data for each divided region formed by zero filling. Further, the absolute value component of the image data is calculated for each pixel in each of the plurality of real space image data. Thereafter, n + 1 sets of real space image data are added or averaged with each other to obtain a final reconstructed image.
[0067]
  Expressing this conceptually with mathematical formulas, the final image Va is
[Expression 4]

Sought byIt is done. Here, F [] means a Fourier transform operator, and || means an absolute value. These processes are performed by the arithmetic unit 10 (FIG. 1).
[0068]
  As described above, according to the present embodiment, it is sufficient to collect multi-echoes within one repetition time and to arrange data asymmetrically only in about half of the encoding direction of k-space. Therefore, the scan time can be shortened, and when the same scan time is set, the scan matrix can be increased. At the same time, when performing diffusion imaging (IVIM imaging), the first echo can be arranged in the center of the encoding direction of k-space, so that it is possible to satisfactorily avoid the influence of image quality degradation due to the stimulated echo. At the same time, it is sufficient to calculate a value for only the center echo in the k space for the diffusion emphasis factor (b factor), thereby reducing the calculation load.
[0069]
  Further, since the preparation pulse is not used, there is an advantage that the influence of T1 relaxation is small. Furthermore, there is an advantage that the influence of the static magnetic field inhomogeneity can be almost eliminated.
[0070]
  As another effect, it is possible to improve the resolution and resolution of a diffusion weighted image (DWI) and an ADC image. Furthermore, since the echo time TE can be shortened, the S / N ratio of the diffusion weighted image and the ADC image can be improved. Furthermore, due to the short scanning time, it is possible to speed up imaging and reduce the burden on the operator. Furthermore, compared to spiral scanning, the image reconstruction process can be performed with a simple algorithm, and thus there is an advantage that the load on the software of the computer is reduced in this respect.
[0071]
【The invention's effect】
  As described above, in the magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention, it is earlier in time than the echo signal located at the center in time among the plurality of echo signals generated in response to the plurality of refocus RF pulses. The generated echo signal is arranged at the center of the phase encode direction in k space, and the other echo signal is either positive or negative of the phase encode axis in k space.MisoThe gradient magnetic field for phase encoding is controlled so as to be arranged for each divided region (FASE method), and before the generation of the echo signal to be arranged in the center portion of the phase encoding direction on the k space among the plurality of echo signals, By applying a probing gradient (MPG) pulse, the data of the area where data is not arranged is supplemented from the data of the echo signal arranged asymmetrically in the k space using the complex conjugate symmetry of the k space. Since image reconstruction into space is performed, compared to the conventional diffusion imaging method (IVIM imaging), the scan time can be shortened, the calculation time can be prolonged, the calculation amount can be prevented from increasing, and the image accuracy can be suppressed. In addition, a diffusion weighted image or a diffusion calculation image with improved quality can be provided.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an example of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a pulse sequence showing an example of a FASE method according to the first embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing an example of asymmetric data arrangement in k space by FASE method.
FIG. 4 is a pulse sequence showing an example of a FASE method according to the second embodiment.
FIG. 5 is a view for explaining formation of phase error correction data according to another embodiment;
[Explanation of symbols]
1 Magnet
2 Static magnetic field power supply
3 Gradient magnetic field coil unit
4 Gradient magnetic field power supply
5 Sequencer
6 Controller
7 High frequency coil
8T transmitter
8R receiver
10 Arithmetic unit
11 Storage unit

Claims

静磁場中に置かれた被検体に１個の励起ＲＦパルスと複数のリフォーカスＲＦパルスとを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスの印加と並行して位相エンコード用傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場印加手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記傾斜磁場印加手段は、前記複数のリフォーカスＲＦパルスに呼応して発生する複数のエコー信号の内の時間的に中心となるエコー信号よりも早く発生するエコー信号をｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配しかつその他のエコー信号を前記ｋ空間上の位相エンコード軸の正または負のいずれかの方向にのみその分割領域毎に配するように前記位相エンコード用傾斜磁場を制御する制御手段を含むとともに、
前記複数のエコー信号の内の前記ｋ空間上の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号の発生前にモーション・プルービング・グラジェント（ＭＰＧ）パルスを印加するＭＰＧパルス印加手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。An RF pulse applying means for applying one excitation RF pulse and a plurality of refocus RF pulses to a subject placed in a static magnetic field, and a gradient including a phase encoding gradient magnetic field in parallel with the application of the RF pulse In a magnetic resonance imaging apparatus comprising a gradient magnetic field applying means for applying a magnetic field to the subject,
The gradient magnetic field applying means generates an echo signal generated earlier than an echo signal that is centered in time among the plurality of echo signals generated in response to the plurality of refocus RF pulses, in a phase encoding direction in the k space. controlling said phase-encoding gradient field to arrange the arranging and other echo signals in the heart for each divided region of miso in either positive or negative direction of the phase encoding axis on the k-space Including control means,
With a MPG pulse application means for applying a motion Purubingu-gradient (MPG) pulse before the occurrence of the echo signals disposed in eccentric part in the phase encoding Direction on the k-space of said plurality of echo signals A magnetic resonance imaging apparatus.

前記ｋ空間上で非対称に配置されたエコー信号のデータからこのｋ空間の複素共役対称性を利用してデータ未配置の領域のデータを補填するとともに実空間への画像再構成を実施する再構成手段を備える請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 Reconstruction that compensates for data in an unallocated region from the data of echo signals that are asymmetrically arranged in the k space by using the complex conjugate symmetry of the k space and performs image reconstruction in real space The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, comprising means.

前記制御手段は、繰返し時間毎に少なくとも１個の前記エコー信号に対して位相エンコード用傾斜磁場を零に設定する手段を含み、前記再構成手段は、前記少なくとも１個のエコー信号の位相誤差の情報を検出し、その検出情報から前記各エコー信号の位相を補正する位相補正手段を含む請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。 The control means includes means for setting a phase encoding gradient magnetic field to zero for at least one echo signal for each repetition time, and the reconstructing means includes a phase error of the at least one echo signal. 3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, further comprising phase correction means for detecting information and correcting the phase of each echo signal from the detected information.

前記ｋ空間の分割領域それぞれのデータに対して当該ｋ空間の残りの空間領域に零を補填することで前記エコー信号それぞれに対応した複数組のｋ空間データを形成して、この複数組のｋ空間データに基づいて複数枚の実空間画像データを再構成する再構成手段と、この複数枚の実空間画像データそれぞれの絶対値画像データを演算するともにその複数枚の絶対値画像データを画素毎に加算または加算平均する絶対値加算手段とを備える請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 A plurality of sets of k-space data corresponding to each of the echo signals is formed by filling the remaining space areas of the k-space with zeros for the data of the divided areas of the k-space. Reconstructing means for reconstructing a plurality of real space image data based on the spatial data, and calculating the absolute value image data of each of the plurality of real space image data, and converting the plurality of absolute value image data for each pixel The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising: an absolute value adding unit that adds or averages the values.

前記ｋ空間の位相エンコード方向の中心部に配するエコー信号は、最初に発生する第１のエコー信号である請求項１〜４の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein an echo signal arranged at a center portion in the phase encoding direction of the k space is a first echo signal generated first.