JP4733825B2

JP4733825B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method

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Publication number: JP4733825B2
Application number: JP2000331437A
Authority: JP
Inventors: 康利石原
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Priority date: 2000-10-30
Filing date: 2000-10-30
Publication date: 2011-07-27
Anticipated expiration: 2020-10-30
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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象に基づいて撮像対象内部を画像化する磁気共鳴（ＭＲ）イメージング（ＭＲＩ）装置及び磁気共鳴イメージング方法に係り、とくに、インターラクティブＭＲＩと呼ばれ、撮像スライス（断面）を連続的に変更しながらそのスライスの画像をほぼリアルタイムに表示でき、これにより、所望撮像スライスをその場で決定したり、撮像画像を動的に観察することができる撮像法を実施する磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、医療面における撮像法の１つとして、磁気共鳴イメージングが既に多用されている。この磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた撮像対象の原子核スピンをその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信号から撮像対象内部の画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
磁気共鳴イメージングには各種のタイプのものが在り、磁気的励起及び信号収集に用いるパルスシーケンスに拠っても、そのタイプは分かれる。
【０００４】
この磁気共鳴イメージング法の１つとして、近年、撮像対象の同一スライス内の磁化を繰り返して励起することにより、このスライスの画像データを連続的に収集して、そのスライスの画像の変化を観察したり、また、寝台を動かすことにより、装置側からみて同一位置に設定したスライスを通過する被検体部分を連続的に可視化する、所謂、フルオロスコピーと呼ばれる撮像法が使用されている。
【０００５】
更に、このフルオロスコピーを改善した撮像法として、インターラクティブ撮像法（又は、インターラクティブＭＲＩ）と呼ばれる手法が提案されている。この手法は、フルオロスコピーのように撮像スライスを同一面に限定するものではなく、ＭＲ撮像を行いながら撮像スライスを任意の位置及び／又は方向に連続的に設定・変更でき、これにより、被検体内部の所望の撮像スライスを短時間に設定し且つ可視化するものである。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のインターラクティブ撮像法にあっては、通常、ＦＥ（ＦｉｅｌｄＥｃｈｏ）タイプ又はＦＩＳＰ（ＦａｓｔＩｍａｇｉｎｇｗｉｔｈＳｔｅａｄｙＰｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）タイプのパルスシーケンスが使用され、短時間で画像データが収集されることから、撮像対象の形態の概略を把握するには役立つ反面、撮像対象の内部の詳細な構造を観察するにはコントラストや信号対雑音比（ＳＮＲ）が不足するという問題があった。
【０００７】
このため、従来のインターラクティブ撮像法の場合、この撮像法で得た概略の形態画像から撮像スライスを決定した後、高コントラスト画像収集用のパルスシーケンスを起動させ、そのスライスの静止画像を観察していた。
【０００８】
このため、所望の撮像スライスの位置決めは勿論のこと、その所望撮像スライスの画像を得るまでの撮像時間が長くなるとともに、高コントラストのパルスシーケンスの起動を伴うことから操作上の手間も増える。これにより、トータルの診断時間が長くなり、患者スループットが低下するとともに、操作上の負担が大きいという未解決の問題があった。
【０００９】
本発明は、このような従来技術が直面する現状を打破するためになされたもので、インターラクティブ撮像法を実施するときに、従来の撮像に比べて、撮像スライスの位置決めから画像化までに要する時間を短縮させるともに手間を著しく軽減させ、これにより診断の効率化を図り、且つ操作上の負担を減らすことを、その目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得るように構成し、撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集する信号収集手段と、このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成する画像生成手段とを備えたことを特徴とする。
【００１１】
好適な一例によれば、前記複数のパルス列は、前記インターラクティブ撮像法に拠り高速スキャン性を重視したパルス列と、前記ＭＲ画像の画質を重視したパルス列とを含む。
【００１２】
これにより、撮像対象の同一位置における又は近接した２枚以上のスライスのうち、少なくとも一方のスライスの画像のコントラストが他のスライスのそれとは異なる。従って、従来のインターラクティブ撮像法と同様に、短時間で連続的に画像データを収集できる一方で、高コントラストな画像をほぼ同時に連続的に得ることができる。これにより、所望の撮像スライスを短時間で迅速に設定できるとともに、従来のように高コントラストのパルスシーケンスを別に起動させる必要性も無く、全体として撮像時間を短縮させ、また操作上の負担を軽減できる。
【００１３】
例えば、前記撮像パラメータは前記複数のパルス列の繰返し時間及びこのパルス列に含まれる高周波パルスのフリップ角のうちの少なくとも一方である。このように、繰返し時間及び／又はフリップ角を変えることで画像のコントラスト及び分解能を変えることができる。
【００１４】
また例えば、前記撮像パラメータは前記複数のパルス列の種類そのものである。
【００１５】
また別の好適な例によれば、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスを任意の位置及び方向に設定可能なスライス設定手段を設ける、ことである。これにより、コントラストが異なるスライスを同時に或は各別に位置・方向変更できるため、所望スライスを迅速に決定することができる。
【００１６】
さらに別の好適な例によれば、前記画像生成手段は、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスの前記ＭＲ信号を各別に再構成して、再構成毎に連続して表示する手段を含む、ことである。これにより、コントラストの異なる画像が連続的に表示され、所望スライスを迅速に決定できるとともに、スライス決定後の撮像対象内部の画像を、新たなシーケンス起動操作を要すること無く、観察することができる。
【００１７】
さらに、上述した各構成において、例えば、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、同一位置から得られる複数のスライスである。
【００１８】
また、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、異なるスライス位置であるが、それらの位置の一部が相互に重なる複数のスライスであってもよい。これにより、コントラストが互いに異なる複数のスライスは、ほぼ同一スライス位置から収集されたと見なすことができる。
【００１９】
さらに、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、互いに隣接して位置する複数のスライスであってもよい。
【００２０】
また、一例として、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、前記高速スキャン性を重視したパルス列を印加するスライスを、前記画質を重視したパルス列を印加する２枚のスライスが両隣から挟むように位置した３枚のスライスであってもよい。これにより、コントラストが互いに異なる複数のスライスは、ほぼ同一スライス位置から収集されたと見なすことができる。
【００２１】
また例えば、前記複数のパルス列は時間軸上で互いにインターリーブされて配置されていてもよい。これにより、スキャン時間をより短くすることができる。また、このインターリーブにより、あるスライスに対するＲＦ励起を間引くようにシーケンスを設定すると、他のスライスとは大きく異なる繰返し時間ＴＲを設定でき、その分、コントラストも大きく変えることができる。
【００２２】
さらに、本発明の磁気共鳴イメージング方法によれば、撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得る方法において、撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを用意し、このパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集し、このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成することを特徴とする。これにより、上述と同様に、所望の撮像スライスを短時間で迅速に設定できるとともに、従来のように高コントラストのパルスシーケンスを別に起動させる必要性も無く、全体として撮像時間を短縮させ、また操作上の負担を軽減したインターラクティブ撮像法を提供できる。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施形態を図面を参照して説明する。
【００２４】
（第１の実施形態）
第１の実施の形態を、図１〜４を参照して説明する。
【００２５】
この実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を図１に示す。
【００２６】
この磁気共鳴イメージング装置は、略円筒状の静磁場磁石１を有し、この磁石１がそのボア内の撮像領域に静磁場を発生させる。この磁石１のボア内には、シムコイル２、傾斜磁場コイル３、及びＲＦ（高周波）プローブ４が配置されている。
【００２７】
シムコイル２は、シムコイル電源５により駆動され、静磁場の不均一性を補正するための磁場を発生する。なお、便宜上、静磁場の方向を直交座標Ｘ、Ｙ、Ｚ系のＺ軸の方向に採る。
【００２８】
傾斜磁場コイル３は、傾斜磁場電源６により駆動され、直交３軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ軸）の方向に制御値に応じた線形の傾斜磁場パルスを発生させる。この傾斜磁場は静磁場に重畳され、各軸方向の空間位置情報を与える。
【００２９】
ＲＦプローブ４は、傾斜磁場コイル３の内側に設けられ、ＲＦコイル自体と、このＲＦコイルの共振周波数の同調をとるためのチューニング・マッチング回路部とを備え、これにより、撮像対象の対象核種、例えばプロトンの共鳴周波数で同調を採ることができる。このＲＦプローブ４は、図示しないデュプレクサを介して送信器７及び受信器８に接続されている。このためＲＦプローブ４は、デュプレクサを切替制御することで、送信時には送信器７に接続され、受信時には受信器８に接続される。なお、本実施形態では、このＲＦプローブ４は送受兼用のプローブであるが、送信専用プローブと受信専用プローブとに分離した構成のものを装備してもよい。
【００３０】
さらに、この磁気共鳴イメージング装置は、送受信及びシステム制御のための構成要素として、送信器７、受信器８、データ収集器９、計算機システム１０、ディスプレイ１１Ａ、コンソール１１Ｂ、シーケンス制御器１２、及びパラメータ制御器１３を備える。
【００３１】
送信器７は、高周波の電流パルスをＲＦプローブ４に供給する。これにより、ＲＦプローブ４は対象核種の共鳴周波数に合った周波数の高周波磁場（回転磁場）を、撮像領域を含む磁石１のボア空間に発生させる。
【００３２】
受信器８は、撮像対象としての被検体のプロトンスピンから生じる磁気共鳴信号を、ＲＦプローブ４を介して受信し、この信号を増幅し、検波し、さらにＡ／Ｄ変換する。これにより、受信器８はデジタル量のエコーデータを出力する。
【００３３】
データ収集器９は、エコーデータを一時的に記憶し、この記憶データを収集単位毎、或は、一括して計算機システム１０に転送する。
【００３４】
計算機システム１０は、システム全体の制御中枢機能のほかに、エコーデータに基づいて被検体のＭＲ画像を再構成する機能と、インターラクティブ撮像法の元で撮像スライスを変更するためのインターフェース機能とを有する。このインターフェース機能は、例えば特開平２０００−１８９４００号公報記載の構成によって実現される。
【００３５】
ディスプレイ１１Ａには、計算機システム１０の機能に関わる画像やデータが表示される。また、オペレータはコンソール１１Ｂを介して、必要な情報やデータを計算機システム１０に入力させることができる。
【００３６】
シーケンス制御器（シーケンサとも呼ばれる）１２は、ＭＲデータを収集するためのパルスシーケンスを実行し、その結果として、シムコイル電源５、傾斜磁場電源６、送信器７、受信器８、及びデータ収集器９の動作を制御する。パルスシーケンスの一例を図３に示す。
【００３７】
計算機システム１０のインターフェース機能によって設定されたスライスの回転情報は、シーケンス制御器１２に送られる。計算機システム１０は、パラメータ制御器１３にこの回転情報を与え、スライス（断面）回転量に応じた傾斜磁場強度に変換させる。この傾斜磁場強度は傾斜磁場電源６に出力され、これより傾斜磁場コイル３が発生する傾斜磁場パルスの強度が所望量のスライス回転を得るように変更制御される。
【００３８】
また、計算機システム１０のインターフェース機能によって設定された、スライスのシフト量に応じたオフセット周波数の情報は、シーケンス制御器１２に送られる。シーケンス制御器１２は、このオフセット周波数に応じた制御信号を送信器７に送るので、送信器７が発生する高周波磁場の周波数はそのオフセット周波数分だけ変更制御される。
【００３９】
これら回転量及びシフト量は、計算機システム１０で設定する場合に限定されず、シーケンス制御器１２で設定するようにしてもよい。また、回転量及びシフト量に応じた制御信号に呼応したオフセットを出力可能な回転マトリクス作用モジュール及び断面シフト作用モジュールを別体として設け、これらのモジュールが直接、回転量及びシフト量の設定を行うように構成することもできる。これにより、処理時間の高速化が図られる。
【００４０】
図２に、インターラクティブ撮像法を実行するときに、計算機システム１０及びシーケンス制御器１２が協働して実行する概略手順を示す。
【００４１】
まず、スライス（断面）変更を伴うインターラクティブ撮像法を実行するためのパルスシーケンスが選択され（手順（ａ））、実行されてエコーデータが収集される（手順（ｂ））。
【００４２】
このパルスシーケンスは図３に示す如く、データ収集時間の有利さなどの観点からＦＥ系のパルス列を用いて設定される。具体的には、繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ１を成すように時系列的に配置されたＮ組の第１のＦＥ系パルス列Ａ１，Ａ２，…ＡＮ（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ１）と、繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ２（＞ＴＲ１）を成すように時系列的に配置されたＭ組の第２のＦＥ系パルス列Ｂ１，Ｂ２，…ＢＭ（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ２）とが更に時系列に並べられている。各１組のＦＥ系パルス列Ａ１（ＡＮ，Ｂ１〜ＢＭ）は、励起ＲＦパルス、選択励起のスライス用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びエコー読出し（周波数エンコード）用の読出し傾斜磁場Ｇｒから成る。
【００４３】
ここで、繰返し時間ＴＲ１は画像データ高速収集性を重視すべく短い時間に設定され、且つ、フリップ角θ１は小さい値（浅め）に設定されている。これに対し、繰返し時間ＴＲ２及びフリップ角θ２は、高速収集性よりも、画質向上を目指した長め及び深めの値に設定されている。
【００４４】
繰返し時間ＴＲとフリップ角θは互いに独立した撮像パラメータであり、フリップ角θ＝θ１，θ２はデフォルトで設定してもよいが、オペレータが撮像の度に、手動で設定したり、切替可能に構成することが好適である。このため、θ１＝θ２の値を採ることもある。
【００４５】
図３に示すパルスシーケンスを繰返し実行すると、第１のＦＥパルス列Ａ１，Ａ２，…ＡＮは位相エンコード分繰り返され、第２のＦＥパルス列Ｂ１，Ｂ２，…ＢＭは位相エンコード分繰り返される。これらのＦＥパルス列Ａ１〜ＡＮ，Ｂ１〜ＢＭそれぞれにおいて選択励起するスライスは、本実施形態では、撮像対象の同一スライス位置になるようにスライス傾斜磁場Ｇｓ及び励起ＲＦ波の搬送周波数が設定されている。このため、第１のＦＥパルス列Ａ１〜ＡＮが総計でｎ位相エンコード分繰り返して印加され、これにより、１枚のスライスの画像データに必要なエコーデータが収集される。また、残りの第２のＦＥパルス列Ｂ１〜ＢＭが総計でｍ位相エンコード分繰り返して印加され、これにより、上述のスライスと同位置に位置する、もう１枚のスライスの画像データに必要なエコーデータが時間的に合い前後して収集される。
【００４６】
このパルスシーケンスに従って収集された２つのスライス（但しスライス位置は同じ）のエコーデータは計算機システム１０により別々に再構成される（手順（ｃ））。これにより、再構成画像データはディスプレイ１１Ａに例えば図４に示す如く表示される（手順（ｄ））。この表示モードの場合、同一スライス位置からＮ（Ｍ）位相エンコード分ずつ交互にデータ収集して生成された、２枚のスライスの画像ＩＭ１，ＩＭ２がディスプレイ１１Ａに並置して表示される。
【００４７】
この表示によれば、一方のスライス画像ＩＭ１は従来のインターラクティブ撮像と同様に、繰返し時間ＴＲを短くし（＝ＴＲ１）且つフリップ角θを浅め（＝θ１）に設定して収集の高速性に主眼を置いた、主にプロトン密度強調画像である。この画像ＩＭ１により、短時間で撮像されており、撮像部位の概略を知ることができるが、部位によっては軟部組織のコントラストが不足したり、分解能が低下することがある。
【００４８】
これを補完すべく、上述の画像ＩＭ１と並行してデータ収集された、もう一方の画像ＩＭ２が同時に表示されている。この画像ＩＭ２の方は、画質を優先しているので、上述の画像ＩＭ１よりはコントラスト及び分解能に優れており、画像ＩＭ１では観察し難かった部位をより明瞭に表すことができる。
【００４９】
このため、オペレータは両方の画像ＩＭ１，ＩＭ２を見ながら計算機システム１０に実現されているスライス変更のインターフェース機能を用いて、撮像スライスを変更する指令を出す（手順（ｅ））。この変更に応じて、変更スライスを反映させた回転マトリクス及びスライスオフセット量がシーケンス制御器１２に送出される（手順（ｆ））。
【００５０】
この後、処理手順は手順（ｂ）に戻り、上述した処理が繰り返して実行される。これにより、インターラクティブ撮像法が実行される。
【００５１】
このため、本実施形態によれば、従来のインターラクティブ撮像の場合には単独の短い繰返し時間ＴＲのシーケンスを用いるのみであったため、コントラスト比の低い画像しか得られなかったことに因る問題を改善することができる。
【００５２】
すなわち、インターラクティブ撮像を行うときに、パルス列の繰返し時間ＴＲ及びフリップ角θを違えた複数組ずつのＦＥパルス列Ａ１〜ＡＮ（Ｂ１〜ＢＭ）を時系列に順次、繰返して実行するので、同一位置の複数のスライスについて複数枚のコントラスト及び分解能の異なるスライス画像を得ることができる。従って、従来の高速性だけを重視したインターラクティブ撮像とは異なり、インターラクティブにスライス位置・角度の変更を行いながらも、画質を重視したより明瞭な画像も同時に得られる。このため、医師は目的とする断面（スライス）を高速に撮像し観測しながら、コントラスト比の高い画像が得られるので、病巣の位置をより正確に捉えたスライス位置を迅速に設定できる。医師は、従来のように、わざわざ高コントラストのパルスシーケンスを起動させる必要も無い。
【００５３】
従って、所望スライスの位置決めを容易に且つ短時間で行うことができ、また撮像スライスの位置決めから画像化までに要する時間及び手間を著しく軽減させる。これにより診断の効率化を図り、且つ操作上の負担を減らすことができる。また、動的な病態を見逃すことなく診断可能になる。
【００５４】
なお、この第１の実施形態において、更に種々の変形が可能である。
【００５５】
第１の変形例に拠れば、上述した２組ずつのＦＥパルス列Ａ１〜Ａ２（Ｂ１〜ＢＭ）において、ｋ（周波数）空間上の零エンコード量付近のエコーデータは、ＦＥパルス列Ａ１〜ＡＮ（Ｂ１〜ＢＭ）における時間的な最後尾に位置させることが望ましい。それにより、繰返し時間ＴＲがＴＲ１からＴＲ２に、またＴＲ２からＴＲ１に切り替わる部分で磁化の励起条件が不連続となり、時間的にずれて収集される同一スライス位置における２枚のスライスに対するコントラストの独立性を保持することができる。
【００５６】
また第２の変形例によれば、前述した図３に記載のＮ（Ｍ）組ずつ、合計２Ｎ（Ｍ＝Ｎ）組のパルス列Ａ１〜ＡＮ，Ｂ１〜ＢＭの内、前半又は後半の２組のパルス列Ａ１〜ＡＮ（Ｂ１〜ＢＭ）をＦＥ系以外の、例えばＳＥ系のパルス列を置いてもよい。これにより、時間分解能は若干犠牲になるものの、コントラストや空間分解能などの画質が異なった複数種のＭＲ像を同時に表示させることができる。
【００５７】
さらに、第３の変形例は、上述した第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置において、インターラクティブ撮像中に、撮像パラメータとして例えばフリップ角θを変更可能にする構成が好適である。この構成の一例を実現する手順を図５に示す。同図では、図２と同一の手順において、フリップ角θを変更するか否かの判定及びフリップ角θを変更入力をする処理から成る手順（ｅ´）が、手順（ｅ）と（ｆ）との間に介挿されている。これにより変更したフリップ角の制御パラメータは、手順（ｆ）の処理において送信器７に伝えられ、励起ＲＦ波のフリップ角が更新される。
【００５８】
（第２の実施形態）
図６を参照して、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を説明する。
【００５９】
この装置は、データ収集領域近傍の互いに隣接した複数のスライス（例えば２枚のスライス）の画像を、画質を相互に違えて収集することを特徴とする。なお、この装置及びこれ以降の実施形態で実施する装置のハードウエア構成は図１と同一である。
【００６０】
この特徴を実現するため、シーケンス制御器１２は、図６（ａ）に示すパルスシーケンスを実行する。
【００６１】
このパルスシーケンスは、図６（ａ）に示す如く、繰返し時間ＴＲを成すように時系列的に配置された２組の第１のＦＥ系パルス列Ａ１，Ａ２（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ１）と、同じ繰返し時間ＴＲを成すように時系列的に配置された２組の第２のＦＥ系パルス列Ｂ１，Ｂ２（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ２）とが時系列にインターリーブ方式で並べられている。
【００６２】
各１組のＦＥ系パルス列Ａ１（Ａ２，Ｂ１，Ｂ２）は、励起ＲＦパルス、選択励起のスライス用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅ、及びエコー読出し（周波数エンコード）用の読出し傾斜磁場Ｇｒから成る。この内、図６（ｂ）に示す如く、一方の組のＦＥパルス列Ａ１，Ａ２は、一方のスライスＳＬ１を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定され、他方の組のＦＥパルス列Ｂ１，Ｂ２は、もう一方のスライスＳＬ２を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定されている。
【００６３】
一例として、一方の組のＦＥパルス列Ｂ１，Ｂ２に拠るフリップ各θ＝θ２は画像データ高速収集性を重視すべく小さい値（浅め）に設定されている。これに対し、もう一方の組のＦＥパルス列Ａ１，Ａ２に拠るフリップ角θ＝θ１は高速収集性よりも、画質向上を目指した深めの値に設定されている。
【００６４】
この結果、ディスプレイ１１Ａには、第１の実施形態のときと同様に、２枚のスライスＳＬ１、ＳＬ２の画像を異なるコントラストで連続的に得ることができる。従って、この第２の実施形態によれば、第１の実施形態のときと同様の作用効果を得ることができる。とくに、ほぼ同一の撮像領域であると見なすことができる範囲でありながら、コントラストを違える複数のスライスＳＬ１、ＳＬ２の位置を違えた隣接位置としている。
【００６５】
このため、同一位置から２枚のスライス画像を得る場合とは異なり、各画像に対するデータ収集時のスピン平衡までの時間にとらわれる必要が無くなる。従って、図６（ａ）に示す如く、フリップ角を違えた２種類のパルスシーケンスをインターリーブ方式で組むことができるので、パルスシーケンス全体の各繰返しに要する時間を短くすることができ、従ってスキャン時間をより短縮させることができる。
【００６６】
なお、この第２の実施形態において、前述した図５に示す如く、エコーデータ収集の最中に、フリップ角（励起角）θ（θ１、θ２）を任意に変更できるように構成することもできる。これにより、複数種のコントラストを更に、リアルタイムに調整することができる。
【００６７】
（第３の実施形態）
図７を参照して、第３の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を説明する。
【００６８】
この装置も、上述した第２の実施形態と同様に、データ収集領域近傍の互いに隣接した複数のスライス（例えば２枚のスライス）の画像を、画質を相互に違えて収集することを特徴とする。
【００６９】
この特徴を実現するため、シーケンス制御器１２は図７（ａ）に示すパルスシーケンスを実行する。
【００７０】
このパルスシーケンスは、図７（ａ）に示す如く、繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ１を成すように時系列的に配置された３組の第１のＦＥ系パルス列Ａ１〜Ａ３（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ１）と、２倍の繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ２＝２・ＴＲ１を成すように時系列的に配置された２組の第２のＦＥ系パルス列Ｂ１，Ｂ２（それぞれのＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ２）とが時系列にインターリーブ方式で並べられている。つまり、第１のＦＥ系パルス列Ａ１，Ａ２の繰返し時間ＴＲ１の間に、第２のＦＥ系パルス列Ｂ１，Ｂ２のうちの最初のパルス列Ｂ１を印加するようにするとともに、パルス列Ａ２の後の印加を１回間引いた形に設定している。
【００７１】
この内、図７（ｂ）に示す如く、一方の組のＦＥパルス列Ａ１〜Ａ３は、一方のスライスＳＬ１を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定され、他方の組のＦＥパルス列Ｂ１，Ｂ２は、もう一方のスライスＳＬ２を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定されている。なお、スライスＳＬ１、ＳＬ２は互いにフレームレートが異なる。
【００７２】
一例として、一方の組のＦＥパルス列Ｂ１，Ｂ２に拠るフリップ各θ＝θ２は画像データ高速収集性を重視すべく小さい値（浅め）に設定されている。これに対し、もう一方の組のＦＥパルス列Ａ１〜Ａ３に拠るフリップ角θ＝θ１は高速収集性よりも、画質向上を目指した深めの値に設定されている。
【００７３】
この結果、第２の実施形態と同様の作用効果を得ることができる。
【００７４】
なお、この第３の実施形態において、前述した図５に示す如く、エコーデータ収集の最中に、フリップ角（励起角）θ（θ１、θ２）を任意に変更できるように構成することが好適である。これにより、複数種のコントラストを更に、リアルタイムに調整することができる。
【００７５】
（第４の実施形態）
図８を参照して、第４の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置を説明する。
【００７６】
この装置も、データ収集領域又はその近傍における複数のスライス（例えば２枚のスライス）の画像を、パルスシーケンスの種別を違えることで画質を相互に変えて収集することを特徴とする。
【００７７】
この特徴を実現するため、シーケンス制御器１２は図８に示すパルスシーケンスを実行する。
【００７８】
このパルスシーケンスは、図８に示す如く、繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ１を成すように時系列的に配置された２組のＦＥ系パルス列Ｃ１，Ｃ２（それぞれの励起ＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ１）と、繰返し時間ＴＲ２（ＴＲ１に等しいか又は異なる）を成すように時系列的に配置された２組のＳＥ系パルス列Ｄ１，Ｄ２（それぞれの励起ＲＦ周波数のフリップ角θ＝θ２）とが時系列にインターリーブ方式で並べられている。
【００７９】
この内、一方のＦＥ系パルス列Ｃ１，Ｃ２は、一方のスライスＳＬ１を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定され、他方のＳＥ系パルス列Ｂ１，Ｂ２は、もう一方のスライスＳＬ２を選択励起するように励起ＲＦパルスの搬送周波数とスライス用傾斜磁場Ｇｓとが設定されている。
【００８０】
このとき、両方のスライスＳＬ１、ＳＬ２は前述した実施形態のように互いに隣接するように設定してもよいが（例えば図７（ｂ）参照）、図９に示す如く、両スライスＳＬ１、ＳＬ２の一部が互いに重なるように設定することが望ましい。これにより、単なる隣接スライスのときに比べて、両スライスＳＬ１，ＳＬ２から得られる画像の関連性が高くなる。
【００８１】
このようにパルスシーケンスの種別を変えることで、一方のスライスＳＬ１をＦＥ法により高速に撮像できる一方で、もう一方のスライスＳＬ２をＳＥ法によって高コントラストに画像をできる。このため、両スライスＳＬ１、ＳＬ２の画像のコントラストを変えることができ、前述した実施形態と同様に、高速撮像と高コントラスト撮像を両立させたインターラクティブＭＲＩを行うことができる。この場合、フリップ角θ（θ１、θ２）を変えてコントラスト差別化の自由度を更に上げるようにしてもよい。
【００８２】
さらに、このＦＥ法とＳＥ法のパルス列を用いたインターラクティブ撮像の他の例として図１０に示す例が挙げられる。同図のパルスシーケンスは、スライスＳＬ２を収集するＳＥ系パルス列Ｄのエコー時間ＴＥの間に、スライスＳＬ１からＦＥ系パルス列Ｃ１〜Ｃ３によりデータ収集を行うようにしている。この場合、ＦＥ法及びＳＥ法のパルス系列間の磁化巻戻しを考慮して、リワインド（ｒｅｗｉｎｄ）パルスを入れている。なお、オブリーク断面のときには、スライス用傾斜磁場Ｇｓにもリワインドパルスが印加される。
【００８３】
このように、磁化の巻戻しを考慮した上で、ＳＥ法のパルス列にＦＥ法のそれを入れ込むことで、ＳＥ法による繰返し時間ＴＲ＝ＴＲ２をより長く設定でき、ＳＥ法とＦＥ法の相違を更に積極的に利用した異なるコントラストの画像を得ることができる。
【００８４】
なお、この図１０の構成において、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅの磁化巻戻しを行うことで、分解能をも異ならせることができる。但し、この場合、両画像のフレームレートは異なる。
【００８５】
上述した第２〜第４の実施形態及びその変形例により得られる２枚の画像のスライス位置は、ほぼ同一位置と見なすことはできるものの、完全には一致していない。この位置ずれに因る画像間の関連性の低下を抑えるには、その一つの例として、基本となるスライス（例えば、コントラストの高い高精細さを重視したスライス）のスライス厚に対し、他のスライス（例えば、高速撮像性を重視したスライス）の厚さを薄くなるように設定すればよい。
【００８６】
また、図１１（ａ），（ｂ）に示す如く、基本スライスＳＬ１（例えば、コントラストの高い高精細さを重視したスライス）を挟む２つのスライスＳＬ２（例えば、高速撮像性を重視したスライス）を選択的に励起する特性を有する励起パルス（同図（ａ）参照）を用い、上記の画像間の関連性低下を抑えることができる。この場合、それぞれのスライス厚を調整することが重要であり、通常、スライスＳＬ１，ＳＬ２間の位置ずれの影響を最小にするには、両サイドのスライスＳＬ２を薄く設定することが有効である。このスライスＳＬ２の周波数選択特性は、単一のスライス特性を提供するパルス波形に周波数オフセットを与える方法や、そのようなパルス波形に振幅変調を施す手法が知られている。
【００８７】
また、上述した複数のスライスのデータを収集するときに、それぞれのスライスの方向を異ならせることもできる。この場合、計算機システム１０に用意されている断面設定変更インターフェースは、各スライスについて方向の指定及びパルスシーケンスの指定を行うための設定ボタンを備えることが望ましい。
【００８８】
さらに、上述の各実施形態において各スライスの位置情報を交換することが有効なことがある。これに対処するため、計算機システム１０には、各スライスの位置情報を記憶・交換して、シーケンス制御器１２に送出する機能を持たせることが望ましい。
【００８９】
さらに、本発明は上述した実施形態及びその変形形態の構成に限定されることなく、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で更に別の形態で実施可能なものである。
【００９０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、インターラクティブ撮像において、撮像対象の同一位置又は近接した２枚以上のスライスの画像が並行して収集され、その内の少なくとも一方のスライスは他のスライスとは違って、高いコントラストに保持される。つまり、時間分解能に優れた画像を短時間に連続して得るとともに、高いコントラストの画像をほぼ同時に連続して得ることができる。この結果、所望の撮像スライスを短時間で設定することができ、一方、従来のように新たに高コントラストのパルスシーケンスを起動させるといった手間や時間が不要になり、全体として、撮像スライスの位置決めから画像化までに要する時間及び手間を著しく軽減させ、これにより診断の効率化を図り、且つ操作上の負担を減らすことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】インターラクティブ撮像の手順の概要を説明するフローチャート。
【図３】第１の実施形態で使用されるパルスシーケンスの図。
【図４】コントラストの異なる２画像の表示態様を例示する図。
【図５】第１の実施形態の１つの変形例で使用されるパルスシーケンスの図。
【図６】第２の実施形態で使用されるパルスシーケンス及びスライス位置を示す図。
【図７】第３の実施形態で使用されるパルスシーケンス及びスライス位置を示す図。
【図８】第４の実施形態で使用されるパルスシーケンスを示す図。
【図９】第４の実施形態で実施されるインターラクティブ撮像における２枚のスライス位置を説明する図。
【図１０】第４の実施形態の１つの変形例で使用されるパルスシーケンスを示す図。
【図１１】第２〜第４の実施形態及びその変形例に適用可能なスライス位置の設定法の説明図。
【符号の説明】
１磁石
３傾斜磁場コイル
４ＲＦプローブ
６傾斜磁場電源
７送信器
８受信器
９データ収集器
１０計算機システム
１１Ａディスプレイ
１１Ｂコンソール
１２シーケンス制御器
１３パラメータ制御器[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance (MR) imaging (MRI) apparatus and a magnetic resonance imaging method for imaging the inside of an imaging target based on a magnetic resonance phenomenon. In particular, the present invention is called interactive MRI, and imaging slices (sections) are continuously formed. A magnetic resonance imaging apparatus that can display an image of the slice while changing the image in real time, thereby determining the desired imaging slice on the spot or dynamically observing the captured image And a magnetic resonance imaging method.
[0002]
[Prior art]
Currently, magnetic resonance imaging is already widely used as one of imaging methods in the medical field. In this magnetic resonance imaging, the nuclear spin of the imaging target placed in a static magnetic field is magnetically excited with a high-frequency signal of its Larmor frequency, and the image inside the imaging target is reconstructed from the MR signal generated by this excitation. This is an imaging method.
[0003]
There are various types of magnetic resonance imaging, and the types differ depending on the pulse sequence used for magnetic excitation and signal acquisition.
[0004]
As one of the magnetic resonance imaging methods, in recent years, by repeatedly exciting the magnetization in the same slice to be imaged, the image data of this slice is continuously collected and the change in the image of the slice is observed. In addition, a so-called fluoroscopy imaging method is used in which a subject portion passing through a slice set at the same position as viewed from the apparatus side is continuously visualized by moving a bed.
[0005]
Furthermore, a technique called an interactive imaging method (or interactive MRI) has been proposed as an imaging method with improved fluoroscopy. This technique does not limit the imaging slice to the same plane as in the case of fluoroscopy, and the imaging slice can be continuously set and changed to an arbitrary position and / or direction while performing MR imaging. A desired imaging slice inside is set in a short time and visualized.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional interactive imaging method, a pulse sequence of FE (Field Echo) type or FISP (Fast Imaging with Steady Precision) type is usually used, and image data is collected in a short time. While it is useful for grasping the outline of the target form, there is a problem that the contrast and the signal-to-noise ratio (SNR) are insufficient to observe the detailed structure inside the imaging target.
[0007]
For this reason, in the case of the conventional interactive imaging method, after determining an imaging slice from a schematic morphological image obtained by this imaging method, a pulse sequence for collecting a high-contrast image is activated and a still image of the slice is observed. It was.
[0008]
For this reason, not only the positioning of the desired imaging slice but also the imaging time until obtaining the image of the desired imaging slice is increased, and the operation time is increased due to the activation of the high-contrast pulse sequence. As a result, the total diagnosis time becomes longer, the patient throughput is lowered, and there is an unsolved problem that the operational burden is large.
[0009]
The present invention has been made to break down the current situation faced by such conventional techniques, and when performing an interactive imaging method, the time required from the positioning of an imaging slice to imaging compared to conventional imaging. The purpose of this is to reduce the burden on the operation and to reduce the burden on the operation.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is configured to continuously obtain MR images to be imaged based on an interactive imaging method, and has a plurality of imaging parameters that are different and scan slices separately. A signal acquisition unit that applies a pulse sequence including the pulse train to the object to be imaged to acquire an MR signal, and an image generation unit that generates the MR image from the MR signal.
[0011]
According to a preferred example, the plurality of pulse trains include a pulse train emphasizing high-speed scanning performance based on the interactive imaging method and a pulse train emphasizing the image quality of the MR image.
[0012]
Accordingly, the contrast of the image of at least one of the two or more slices at or near the same position of the imaging target is different from that of the other slices. Therefore, as with the conventional interactive imaging method, image data can be collected continuously in a short time, while a high-contrast image can be obtained continuously almost simultaneously. As a result, the desired imaging slice can be set quickly in a short time, and there is no need to separately start a high-contrast pulse sequence, reducing the overall imaging time and reducing the operational burden. it can.
[0013]
For example, the imaging parameter is at least one of a repetition time of the plurality of pulse trains and a flip angle of a high-frequency pulse included in the pulse trains. Thus, the contrast and resolution of the image can be changed by changing the repetition time and / or the flip angle.
[0014]
For example, the imaging parameter is the type of the plurality of pulse trains.
[0015]
According to another preferred example, there is provided slice setting means capable of setting a plurality of slices to which the plurality of pulse trains are individually applied at arbitrary positions and directions. As a result, slices having different contrasts can be changed simultaneously in position or in different directions, so that a desired slice can be quickly determined.
[0016]
According to still another preferred example, the image generating means reconstructs the MR signals of a plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied individually, and continuously displays the MR signals for each reconstruction. Including means. As a result, images with different contrasts are continuously displayed, a desired slice can be determined quickly, and an image inside the imaging target after the slice determination can be observed without requiring a new sequence activation operation.
[0017]
Further, in each configuration described above, for example, the plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are a plurality of slices obtained from the same position.
[0018]
Further, the plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are at different slice positions, but may be a plurality of slices in which some of these positions overlap each other. Thereby, a plurality of slices having different contrasts can be regarded as collected from substantially the same slice position.
[0019]
Further, the plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately may be a plurality of slices positioned adjacent to each other.
[0020]
Also, as an example, the plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are the slices to which the pulse train emphasizing high-speed scanning is applied, and the two slices to which the pulse train emphasizing the image quality is applied from both sides. Three slices positioned so as to be sandwiched may be used. Thereby, a plurality of slices having different contrasts can be regarded as collected from substantially the same slice position.
[0021]
For example, the plurality of pulse trains may be arranged to be interleaved with each other on the time axis. Thereby, the scanning time can be further shortened. In addition, when a sequence is set so as to thin out RF excitation for a certain slice by this interleaving, a repetition time TR that is greatly different from that of other slices can be set, and the contrast can be greatly changed accordingly.
[0022]
Furthermore, according to the magnetic resonance imaging method of the present invention, in the method of continuously obtaining MR images to be imaged based on the interactive imaging method, a pulse consisting of a plurality of pulse trains having different imaging parameters and for scanning a slice separately. A sequence is prepared, an MR signal is collected by applying this pulse sequence to the imaging target, and the MR image is generated from the MR signal. As described above, this makes it possible to quickly set a desired imaging slice in a short time, and there is no need to separately start a high-contrast pulse sequence as in the prior art. An interactive imaging method that reduces the above burden can be provided.
[0023]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0024]
(First embodiment)
A first embodiment will be described with reference to FIGS.
[0025]
A schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to this embodiment is shown in FIG.
[0026]
This magnetic resonance imaging apparatus has a substantially cylindrical static magnetic field magnet 1, and this magnet 1 generates a static magnetic field in an imaging region in the bore. In the bore of the magnet 1, a shim coil 2, a gradient magnetic field coil 3, and an RF (high frequency) probe 4 are arranged.
[0027]
The shim coil 2 is driven by a shim coil power supply 5 and generates a magnetic field for correcting non-uniformity of the static magnetic field. For the sake of convenience, the direction of the static magnetic field is taken as the direction of the Z axis of the orthogonal coordinates X, Y, Z system.
[0028]
The gradient coil 3 is driven by a gradient power supply 6 and generates linear gradient magnetic field pulses corresponding to control values in directions of three orthogonal axes (X, Y, and Z axes). This gradient magnetic field is superimposed on the static magnetic field to give spatial position information in each axial direction.
[0029]
The RF probe 4 is provided inside the gradient magnetic field coil 3 and includes the RF coil itself and a tuning and matching circuit unit for tuning the resonance frequency of the RF coil. For example, tuning can be performed at the resonance frequency of protons. The RF probe 4 is connected to a transmitter 7 and a receiver 8 through a duplexer (not shown). For this reason, the RF probe 4 is connected to the transmitter 7 at the time of transmission and connected to the receiver 8 at the time of reception by switching control of the duplexer. In this embodiment, the RF probe 4 is a probe for both transmission and reception. However, a probe having a configuration in which a probe dedicated to transmission and a probe dedicated to reception are separated may be provided.
[0030]
Furthermore, this magnetic resonance imaging apparatus includes a transmitter 7, a receiver 8, a data collector 9, a computer system 10, a display 11A, a console 11B, a sequence controller 12, and parameters as components for transmission and reception and system control. A controller 13 is provided.
[0031]
The transmitter 7 supplies a high-frequency current pulse to the RF probe 4. Thereby, the RF probe 4 generates a high-frequency magnetic field (rotating magnetic field) having a frequency matching the resonance frequency of the target nuclide in the bore space of the magnet 1 including the imaging region.
[0032]
The receiver 8 receives a magnetic resonance signal generated from the proton spin of the subject to be imaged via the RF probe 4, amplifies, detects, and further A / D converts this signal. As a result, the receiver 8 outputs a digital amount of echo data.
[0033]
The data collector 9 temporarily stores the echo data, and transfers the stored data to the computer system 10 for each collection unit or collectively.
[0034]
The computer system 10 has a function of reconstructing an MR image of a subject based on echo data, and an interface function for changing an imaging slice under an interactive imaging method, in addition to a control central function of the entire system. . This interface function is realized by, for example, a configuration described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-189400.
[0035]
Images and data related to the functions of the computer system 10 are displayed on the display 11A. The operator can input necessary information and data to the computer system 10 via the console 11B.
[0036]
A sequence controller (also called a sequencer) 12 executes a pulse sequence for collecting MR data, and as a result, a shim coil power supply 5, a gradient magnetic field power supply 6, a transmitter 7, a receiver 8, and a data collector 9. To control the operation. An example of the pulse sequence is shown in FIG.
[0037]
The slice rotation information set by the interface function of the computer system 10 is sent to the sequence controller 12. The computer system 10 gives this rotation information to the parameter controller 13 and converts it to a gradient magnetic field intensity corresponding to the amount of slice (cross-section) rotation. The gradient magnetic field strength is output to the gradient magnetic field power source 6, and the gradient magnetic field pulse generated by the gradient magnetic field coil 3 is changed and controlled so as to obtain a desired amount of slice rotation.
[0038]
Further, the information on the offset frequency corresponding to the slice shift amount set by the interface function of the computer system 10 is sent to the sequence controller 12. Since the sequence controller 12 sends a control signal corresponding to the offset frequency to the transmitter 7, the frequency of the high-frequency magnetic field generated by the transmitter 7 is changed and controlled by the offset frequency.
[0039]
These rotation amount and shift amount are not limited to those set by the computer system 10, but may be set by the sequence controller 12. In addition, a rotation matrix action module and a cross-section shift action module capable of outputting an offset corresponding to a control signal corresponding to the rotation amount and the shift amount are separately provided, and these modules directly set the rotation amount and the shift amount. It can also be configured as follows. As a result, the processing time can be increased.
[0040]
FIG. 2 shows a schematic procedure executed by the computer system 10 and the sequence controller 12 in cooperation when the interactive imaging method is executed.
[0041]
First, a pulse sequence for executing an interactive imaging method with a slice (cross-section) change is selected (procedure (a)) and executed to collect echo data (procedure (b)).
[0042]
As shown in FIG. 3, this pulse sequence is set using an FE pulse train from the viewpoint of the advantage of data collection time. Specifically, N sets of first FE pulse trains A1, A2,... AN (respectively RF frequency flip angles θ = θ1) arranged in time series so as to form a repetition time TR = TR1; M sets of second FE pulse trains B1, B2,... BM (flip angles θ = θ2 of the respective RF frequencies) arranged in time series so as to form a repetition time TR = TR2 (> TR1). They are arranged in time series. Each set of FE pulse trains A1 (AN, B1 to BM) includes an excitation RF pulse, a selective excitation slice magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and an echo readout (frequency encoding) readout gradient magnetic field Gr. Consists of.
[0043]
Here, the repetition time TR1 is set to a short time in order to place importance on high-speed image data collection, and the flip angle θ1 is set to a small value (shallow). On the other hand, the repetition time TR2 and the flip angle θ2 are set to longer and deeper values aiming at improving the image quality than the high-speed collection property.
[0044]
The repetition time TR and the flip angle θ are imaging parameters independent from each other, and the flip angles θ = θ1 and θ2 may be set by default, but the operator can manually set or switch each time imaging is performed. It is preferable to do. For this reason, the value of θ1 = θ2 may be taken.
[0045]
When the pulse sequence shown in FIG. 3 is repeatedly executed, the first FE pulse trains A1, A2,... AN are repeated for the phase encoding, and the second FE pulse trains B1, B2,. In this embodiment, the slice gradient magnetic field Gs and the carrier frequency of the excitation RF wave are set so that the slices selectively excited in each of these FE pulse trains A1 to AN and B1 to BM are in the same slice position as the imaging target. . For this reason, the first FE pulse trains A1 to AN are repeatedly applied for a total of n phase encodings, thereby collecting echo data necessary for the image data of one slice. Further, the remaining second FE pulse trains B1 to BM are repeatedly applied for a total of m phase encodings, so that echo data necessary for the image data of another slice located at the same position as the above-described slice is obtained. Are collected around the time.
[0046]
The echo data of two slices (but the same slice position) acquired according to this pulse sequence is reconstructed separately by the computer system 10 (procedure (c)). Thereby, the reconstructed image data is displayed on the display 11A as shown in FIG. 4, for example (procedure (d)). In this display mode, images IM1 and IM2 of two slices generated by alternately collecting N (M) phase encode data from the same slice position are displayed side by side on the display 11A.
[0047]
According to this display, as in the conventional interactive imaging, one slice image IM1 is set to shorten the repetition time TR (= TR1) and set the flip angle θ to a shallow value (= θ1). This is mainly a proton density-weighted image. Although this image IM1 has been imaged in a short time and the outline of the imaging region can be known, the contrast of the soft tissue may be insufficient or the resolution may be reduced depending on the region.
[0048]
In order to complement this, the other image IM2 whose data has been collected in parallel with the image IM1 is displayed at the same time. Since the image IM2 gives priority to the image quality, the image IM2 is superior in contrast and resolution to the image IM1 described above, and the portion that is difficult to observe in the image IM1 can be expressed more clearly.
[0049]
Therefore, the operator issues a command to change the imaging slice by using the slice change interface function implemented in the computer system 10 while viewing both the images IM1 and IM2 (procedure (e)). In accordance with this change, the rotation matrix reflecting the changed slice and the slice offset amount are sent to the sequence controller 12 (procedure (f)).
[0050]
Thereafter, the processing procedure returns to the procedure (b), and the above-described processing is repeatedly executed. Thereby, the interactive imaging method is executed.
[0051]
For this reason, according to this embodiment, in the case of conventional interactive imaging, since only a single sequence with a short repetition time TR is used, the problem caused by the fact that only an image with a low contrast ratio was obtained was improved. can do.
[0052]
That is, when performing interactive imaging, a plurality of sets of FE pulse trains A1 to AN (B1 to BM) with different pulse train repetition times TR and flip angles θ are sequentially and repeatedly executed in time series. A plurality of slice images with different contrast and resolution can be obtained for a plurality of slices. Therefore, unlike the conventional interactive imaging in which only the high speed is emphasized, a clearer image in which the image quality is emphasized can be simultaneously obtained while the slice position / angle is changed interactively. For this reason, since a doctor can obtain an image with a high contrast ratio while imaging and observing a target cross section (slice) at high speed, it is possible to quickly set a slice position that captures the position of the lesion more accurately. The doctor does not have to bother to activate a high-contrast pulse sequence as is conventional.
[0053]
Therefore, the positioning of the desired slice can be performed easily and in a short time, and the time and labor required from the positioning of the imaging slice to the imaging can be significantly reduced. As a result, the efficiency of diagnosis can be improved and the operational burden can be reduced. Moreover, it becomes possible to diagnose without missing a dynamic disease state.
[0054]
Note that various modifications can be made in the first embodiment.
[0055]
According to the first modification, in the above-described two sets of FE pulse trains A1 to A2 (B1 to BM), the echo data near the zero encoding amount in the k (frequency) space is the FE pulse trains A1 to AN (B1). It is desirable to be located at the end of time in BM). As a result, the excitation condition of the magnetization becomes discontinuous at the portion where the repetition time TR changes from TR1 to TR2 and from TR2 to TR1, and the independence of contrast with respect to two slices at the same slice position collected with a time shift. Can be held.
[0056]
In addition, according to the second modification, two sets of the first half or the second half of the pulse trains A1 to AN and B1 to BM in total of 2N (M = N) sets, each of N (M) sets shown in FIG. The pulse trains A1 to AN (B1 to BM) may be other than the FE system, for example, an SE system pulse train. Thereby, although some time resolution is sacrificed, a plurality of types of MR images having different image quality such as contrast and spatial resolution can be displayed simultaneously.
[0057]
Furthermore, the third modification is preferably configured such that, for example, the flip angle θ can be changed as an imaging parameter during the interactive imaging in the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment described above. A procedure for realizing an example of this configuration is shown in FIG. In the same figure, in the same procedure as in FIG. 2, the procedure (e ′) comprising the process of determining whether or not to change the flip angle θ and inputting the change of the flip angle θ is the procedure (e) and (f). It is inserted between. The flip angle control parameter thus changed is transmitted to the transmitter 7 in the process of step (f), and the flip angle of the excitation RF wave is updated.
[0058]
(Second Embodiment)
With reference to FIG. 6, a magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment will be described.
[0059]
This apparatus is characterized by collecting images of a plurality of adjacent slices (for example, two slices) adjacent to each other in the vicinity of the data collection area with different image quality. Note that the hardware configuration of this apparatus and the apparatus implemented in the following embodiments is the same as in FIG.
[0060]
In order to realize this feature, the sequence controller 12 executes a pulse sequence shown in FIG.
[0061]
As shown in FIG. 6A, this pulse sequence includes two sets of first FE pulse trains A1 and A2 arranged in time series so as to form a repetition time TR (flip angle θ = RF of each RF frequency). θ1) and two sets of second FE pulse trains B1 and B2 (time-series flip angles θ = θ2) arranged in time series so as to form the same repetition time TR are interleaved in time series. Are lined up.
[0062]
Each set of FE pulse trains A1 (A2, B1, B2) includes an excitation RF pulse, a selective excitation slice gradient magnetic field Gs, a phase encoding gradient magnetic field Ge, and an echo readout (frequency encoding) readout gradient magnetic field Gr. Consists of. Among these, as shown in FIG. 6B, in one set of FE pulse trains A1 and A2, the carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite one slice SL1. In the other set of FE pulse trains B1 and B2, the carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite the other slice SL2.
[0063]
As an example, each of the flips θ = θ2 based on one set of FE pulse trains B1 and B2 is set to a small value (shallow) in order to emphasize high-speed image data collection. On the other hand, the flip angle θ = θ1 based on the other set of FE pulse trains A1 and A2 is set to a deeper value aimed at improving the image quality rather than the high-speed collection property.
[0064]
As a result, as in the first embodiment, the image of the two slices SL1 and SL2 can be continuously obtained on the display 11A with different contrasts. Therefore, according to the second embodiment, it is possible to obtain the same operational effects as in the first embodiment. In particular, the positions of the plurality of slices SL1 and SL2 having different contrasts are set to adjacent positions in a range that can be regarded as substantially the same imaging region.
[0065]
For this reason, unlike the case where two slice images are obtained from the same position, it is not necessary to take into account the time until spin equilibrium at the time of data collection for each image. Therefore, as shown in FIG. 6 (a), two types of pulse sequences with different flip angles can be assembled in an interleaved manner, so that the time required for each repetition of the entire pulse sequence can be shortened, and therefore the scan time. Can be further shortened.
[0066]
In the second embodiment, as shown in FIG. 5 described above, the flip angle (excitation angle) θ (θ1, θ2) can be arbitrarily changed during the collection of echo data. . Thereby, multiple types of contrast can be further adjusted in real time.
[0067]
(Third embodiment)
A magnetic resonance imaging apparatus according to the third embodiment will be described with reference to FIG.
[0068]
Similarly to the second embodiment described above, this apparatus also collects images of a plurality of adjacent slices (for example, two slices) adjacent to each other in the vicinity of the data collection area with different image quality. .
[0069]
In order to realize this feature, the sequence controller 12 executes the pulse sequence shown in FIG.
[0070]
As shown in FIG. 7 (a), this pulse sequence includes three sets of first FE pulse trains A1 to A3 (respective RF frequency flip angles) arranged in time series so as to form a repetition time TR = TR1. θ = θ1) and two sets of second FE pulse trains B1 and B2 arranged in time series so as to form twice the repetition time TR = TR2 = 2 · TR1 (flip angles θ of the respective RF frequencies) = Θ2) are arranged in a time series in an interleaved manner. That is, the first pulse train B1 of the second FE pulse trains B1 and B2 is applied during the repetition time TR1 of the first FE pulse trains A1 and A2, and the subsequent application of the pulse train A2 is applied. It is set to be thinned once.
[0071]
Among these, as shown in FIG. 7B, in one set of FE pulse trains A1 to A3, the carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite one slice SL1, In the other set of FE pulse trains B1 and B2, the carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite the other slice SL2. Note that the slices SL1 and SL2 have different frame rates.
[0072]
As an example, each of the flips θ = θ2 based on one set of FE pulse trains B1 and B2 is set to a small value (shallow) in order to emphasize high-speed image data collection. On the other hand, the flip angle θ = θ1 based on the other set of FE pulse trains A1 to A3 is set to a deeper value aiming at improving the image quality than the high-speed collection property.
[0073]
As a result, the same effect as the second embodiment can be obtained.
[0074]
In the third embodiment, as shown in FIG. 5 described above, it is preferable that the flip angles (excitation angles) θ (θ1, θ2) can be arbitrarily changed during echo data collection. It is. Thereby, multiple types of contrast can be further adjusted in real time.
[0075]
(Fourth embodiment)
A magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth embodiment will be described with reference to FIG.
[0076]
This apparatus is also characterized in that images of a plurality of slices (for example, two slices) in or near the data collection area are collected with different image quality by changing the type of pulse sequence.
[0077]
In order to realize this feature, the sequence controller 12 executes the pulse sequence shown in FIG.
[0078]
As shown in FIG. 8, this pulse sequence includes two sets of FE system pulse trains C1 and C2 (flip angles θ = θ1 of the respective excitation RF frequencies) arranged in time series so as to form a repetition time TR = TR1. And two sets of SE pulse trains D1 and D2 (flip angles θ = θ2 of the respective excitation RF frequencies) arranged in time series so as to form repetition time TR2 (equal to or different from TR1) in time series They are arranged in an interleaved manner.
[0079]
Among these, in one FE pulse train C1, C2, the carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite one slice SL1, and in the other SE pulse train B1, B2, The carrier frequency of the excitation RF pulse and the slice gradient magnetic field Gs are set so as to selectively excite the other slice SL2.
[0080]
At this time, both slices SL1 and SL2 may be set so as to be adjacent to each other as in the above-described embodiment (see, for example, FIG. 7B), but as shown in FIG. 9, both slices SL1 and SL2 It is desirable to set so that parts overlap each other. As a result, the relevance of images obtained from both slices SL1 and SL2 is higher than in the case of simple adjacent slices.
[0081]
By changing the type of the pulse sequence in this manner, one slice SL1 can be imaged at high speed by the FE method, while the other slice SL2 can be imaged with high contrast by the SE method. For this reason, the contrast of the images of both slices SL1 and SL2 can be changed, and interactive MRI in which high-speed imaging and high-contrast imaging are compatible can be performed as in the above-described embodiment. In this case, the degree of freedom for contrast differentiation may be further increased by changing the flip angle θ (θ1, θ2).
[0082]
Further, another example of interactive imaging using the pulse trains of the FE method and SE method is shown in FIG. In the pulse sequence shown in FIG. 8, data collection is performed from the slice SL1 to the FE pulse trains C1 to C3 during the echo time TE of the SE pulse train D for collecting the slice SL2. In this case, a rewind pulse is inserted in consideration of the magnetization rewinding between the pulse sequences of the FE method and the SE method. In the oblique section, the rewind pulse is also applied to the slicing gradient magnetic field Gs.
[0083]
In this way, the repetitive time TR = TR2 by the SE method can be set longer by inserting that of the FE method into the pulse train of the SE method in consideration of the unwinding of the magnetization, and the difference between the SE method and the FE method. It is possible to obtain images with different contrasts by more actively using the.
[0084]
In the configuration of FIG. 10, the resolution can be varied by performing the magnetization rewinding of the phase encoding gradient magnetic field Ge. However, in this case, the frame rates of both images are different.
[0085]
Although the slice positions of the two images obtained by the second to fourth embodiments and the modifications thereof described above can be regarded as substantially the same position, they are not completely coincident. In order to suppress the decrease in the relevance between images due to this misalignment, as one example, the slice thickness of a basic slice (for example, a slice with an emphasis on high definition with high contrast) is different from the slice thickness. What is necessary is just to set so that the thickness of a slice (for example, slice which attached importance to the high-speed imaging property) may become thin.
[0086]
Further, as shown in FIGS. 11A and 11B, two slices SL2 (for example, a slice with an emphasis on high-speed imaging) sandwiching a basic slice SL1 (for example, a slice with an emphasis on high definition with high contrast) are sandwiched. By using an excitation pulse having a characteristic of selectively exciting (see FIG. 5A), it is possible to suppress the above-described decrease in relevance between images. In this case, it is important to adjust the thickness of each slice, and it is usually effective to set the slice SL2 thin on both sides in order to minimize the influence of the positional deviation between the slices SL1 and SL2. As the frequency selection characteristics of the slice SL2, a method of giving a frequency offset to a pulse waveform that provides a single slice characteristic and a method of performing amplitude modulation on such a pulse waveform are known.
[0087]
In addition, when collecting data of a plurality of slices as described above, the direction of each slice can be made different. In this case, it is desirable that the cross-section setting change interface prepared in the computer system 10 includes a setting button for specifying a direction and a pulse sequence for each slice.
[0088]
Furthermore, in each of the above-described embodiments, it may be effective to exchange the position information of each slice. In order to cope with this, it is desirable that the computer system 10 has a function of storing and exchanging position information of each slice and sending it to the sequence controller 12.
[0089]
Furthermore, the present invention is not limited to the configurations of the above-described embodiments and modifications thereof, and can be implemented in still other forms without departing from the scope of the claims.
[0090]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, in interactive imaging, images of two or more slices at the same position or close to the imaging target are collected in parallel, and at least one of the slices is taken as another slice. The contrast is kept high. That is, it is possible to continuously obtain images with excellent time resolution in a short time and to obtain images with high contrast almost continuously at the same time. As a result, it is possible to set a desired imaging slice in a short time, and on the other hand, there is no need for time and labor for newly starting a high-contrast pulse sequence as in the prior art. The time and labor required for imaging can be remarkably reduced, thereby improving the efficiency of diagnosis and reducing the operational burden.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a functional block diagram showing an example of the configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart illustrating an outline of an interactive imaging procedure.
FIG. 3 is a diagram of a pulse sequence used in the first embodiment.
FIG. 4 is a diagram illustrating a display mode of two images having different contrasts.
FIG. 5 is a diagram of a pulse sequence used in one modification of the first embodiment.
FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence and a slice position used in the second embodiment.
FIG. 7 is a diagram showing a pulse sequence and a slice position used in the third embodiment.
FIG. 8 is a view showing a pulse sequence used in the fourth embodiment.
FIG. 9 is a diagram illustrating two slice positions in interactive imaging performed in the fourth embodiment.
FIG. 10 is a diagram showing a pulse sequence used in one modification of the fourth embodiment.
FIG. 11 is an explanatory diagram of a slice position setting method applicable to the second to fourth embodiments and modifications thereof.
[Explanation of symbols]
1 Magnet
3 Gradient field coil
4 RF probe
6 Gradient magnetic field power supply
7 Transmitter
8 Receiver
9 Data collector
10 Computer system
11A display
11B console
12 Sequence controller
13 Parameter controller

Claims

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得るようにした磁気共鳴イメージング装置において、
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集する信号収集手段と、
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成する画像生成手段と、
を備え、
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、異なるスライス位置であるが、それらの位置の一部が相互に重なる複数のスライスである、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。In a magnetic resonance imaging apparatus that continuously obtains MR images of an imaging target based on an interactive imaging method,
A signal acquisition unit for acquiring MR signals by applying a pulse sequence consisting of a plurality of pulse trains having different imaging parameters and scanning each slice to the imaging target;
Image generating means for generating the MR image from the MR signal ;
Equipped with a,
The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are different slice positions, but are a plurality of slices in which some of the positions overlap each other.
A magnetic resonance imaging apparatus.

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得るようにした磁気共鳴イメージング装置において、In a magnetic resonance imaging apparatus that continuously obtains MR images of an imaging target based on an interactive imaging method,
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集する信号収集手段と、A signal acquisition unit for acquiring MR signals by applying a pulse sequence consisting of a plurality of pulse trains having different imaging parameters and scanning each slice to the imaging target;
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成する画像生成手段と、Image generating means for generating the MR image from the MR signal;
を備え、With
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、互いに隣接して位置する複数のスライスである、The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are a plurality of slices positioned adjacent to each other.
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A magnetic resonance imaging apparatus.

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得るようにした磁気共鳴イメージング装置において、In a magnetic resonance imaging apparatus that continuously obtains MR images of an imaging target based on an interactive imaging method,
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集する信号収集手段と、A signal acquisition unit for acquiring MR signals by applying a pulse sequence consisting of a plurality of pulse trains having different imaging parameters and scanning each slice to the imaging target;
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成する画像生成手段と、Image generating means for generating the MR image from the MR signal;
を備え、With
前記複数のパルス列は、前記インターラクティブ撮像法に拠り高速スキャン性を重視したパルス列と、前記ＭＲ画像の画質を重視したパルス列とを含み、The plurality of pulse trains include a pulse train focusing on high-speed scanning performance based on the interactive imaging method, and a pulse train focusing on image quality of the MR image,
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、前記高速スキャン性を重視したパルス列を印加するスライスを、前記画質を重視したパルス列を印加する２枚のスライスが両隣から挟むように位置した３枚のスライスである、The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are positioned so that the slice to which the pulse train emphasizing high-speed scanning is applied is sandwiched between two slices to which the pulse train emphasizing the image quality is applied. 3 slices,
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。A magnetic resonance imaging apparatus.

請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記複数のパルス列は、前記インターラクティブ撮像法に拠り高速スキャン性を重視したパルス列と、前記ＭＲ画像の画質を重視したパルス列とを含む磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the plurality of pulse trains include a pulse train focusing on high-speed scanning performance based on the interactive imaging method and a pulse train focusing on image quality of the MR image.

請求項３または４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像パラメータは前記複数のパルス列の繰返し時間及びこのパルス列に含まれる高周波パルスのフリップ角のうちの少なくとも一方である磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3 or 4 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging parameter is at least one of a repetition time of the plurality of pulse trains and a flip angle of a high frequency pulse included in the pulse trains.

請求項３または４に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記撮像パラメータは前記複数のパルス列の種類そのものである磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3 or 4 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the imaging parameters are the types of the plurality of pulse trains themselves.

請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスを任意の位置及び方向に設定可能なスライス設定手段を設けた磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 ,
A magnetic resonance imaging apparatus provided with slice setting means capable of setting a plurality of slices to which the plurality of pulse trains are individually applied in arbitrary positions and directions.

請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記画像生成手段は、前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスの前記ＭＲ信号を各別に再構成して、再構成毎に連続して表示する手段を含む磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the image generating means includes means for reconstructing the MR signals of a plurality of slices to which the plurality of pulse trains are individually applied and displaying the MR signals continuously for each reconstruction.

請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記複数のパルス列は時間軸上で互いにインターリーブされて配置されている磁気共鳴イメージング装置。The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 ,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the plurality of pulse trains are arranged interleaved with each other on a time axis.

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得る磁気共鳴イメージング方法において、
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを用意し、
このパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集し、
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成し、
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、異なるスライス位置であるが、それらの位置の一部が相互に重なる複数のスライスである、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。In a magnetic resonance imaging method for continuously obtaining MR images of an imaging object based on an interactive imaging method,
Prepare a pulse sequence consisting of multiple pulse trains with different imaging parameters and for scanning slices separately,
Applying this pulse sequence to the imaging object to collect MR signals,
Generating the MR image from the MR signal ;
The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are different slice positions, but are a plurality of slices in which some of the positions overlap each other.
A magnetic resonance imaging method.

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得る磁気共鳴イメージング方法において、In a magnetic resonance imaging method for continuously obtaining MR images of an imaging object based on an interactive imaging method,
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを用意し、Prepare a pulse sequence consisting of multiple pulse trains with different imaging parameters and for scanning slices separately,
このパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集し、Applying this pulse sequence to the imaging object to collect MR signals,
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成し、Generating the MR image from the MR signal;
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、互いに隣接して位置する複数のスライスである、The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are a plurality of slices positioned adjacent to each other.
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。A magnetic resonance imaging method.

撮像対象のＭＲ画像をインターラクティブ撮像法に拠り連続的に得る磁気共鳴イメージング方法において、In a magnetic resonance imaging method for continuously obtaining MR images of an imaging object based on an interactive imaging method,
撮像パラメータが異なり且つスライスを各別にスキャンするための複数のパルス列から成るパルスシーケンスを用意し、Prepare a pulse sequence consisting of multiple pulse trains with different imaging parameters and for scanning slices separately,
このパルスシーケンスを前記撮像対象に印加してＭＲ信号を収集し、Applying this pulse sequence to the imaging object to collect MR signals,
このＭＲ信号から前記ＭＲ画像を生成し、Generating the MR image from the MR signal;
前記複数のパルス列は、前記インターラクティブ撮像法に拠り高速スキャン性を重視したパルス列と、前記ＭＲ画像の画質を重視したパルス列とを含み、The plurality of pulse trains include a pulse train focusing on high-speed scanning performance based on the interactive imaging method, and a pulse train focusing on image quality of the MR image,
前記複数のパルス列が各別に印加される複数のスライスは、前記高速スキャン性を重視したパルス列を印加するスライスを、前記画質を重視したパルス列を印加する２枚のスライスが両隣から挟むように位置した３枚のスライスである、The plurality of slices to which the plurality of pulse trains are applied separately are positioned so that the slice to which the pulse train emphasizing high-speed scanning is applied is sandwiched between two slices to which the pulse train emphasizing the image quality is applied. 3 slices,
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。A magnetic resonance imaging method.