JP5377838B2

JP5377838B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP5377838B2
Application number: JP2007159292A
Authority: JP
Inventors: 博幸板垣; 崇西原
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2007-06-15
Filing date: 2007-06-15
Publication date: 2013-12-25
Anticipated expiration: 2027-06-15
Also published as: JP2008307287A

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）に係り、特に呼吸モニタ併用撮影技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus), and more particularly, to a respiratory monitor combined imaging technique.

ＭＲＩ装置を用いた胸部・腹部の撮影において、モニタ信号を用いて呼吸周期を検出することにより、呼吸周期と同期して撮影を実施する技術が適用されている。この呼吸同期撮影を適用する撮影法の例として、例えば、特許文献１に記載された技術がある。 In imaging of the chest and abdomen using an MRI apparatus, a technique is applied in which imaging is performed in synchronization with the respiratory cycle by detecting the respiratory cycle using a monitor signal. As an example of an imaging method to which this breathing synchronization imaging is applied, for example, there is a technique described in Patent Document 1.

特許文献１に記載された技術は、被検者の呼吸を検出する呼吸検出手段と、呼吸検出手段によって検出された呼吸状態を被検者に表示する手段とを備え、被検者が、表示された呼吸状態に基づいて自らの呼吸状態を調整できるようにし、呼吸同期撮影を能率よく行なうというものである。 The technique described in Patent Document 1 includes a respiration detection unit that detects the respiration of the subject, and a unit that displays the respiration state detected by the respiration detection unit to the subject. The breathing state can be adjusted based on the breathing state and the synchronized breathing imaging is efficiently performed.

呼吸動を検出するための技術としては、横隔膜ナビゲータシーケンスがあるが、これは、横隔膜を含む肝臓の上端からＭＲ信号（横隔膜ナビ信号）を発生させるものである。横隔膜ナビ信号は、代表的なモニタ信号であり、横隔膜ナビ信号に一次元フーリエ変換を施したプロジェクションデータを用いて、横隔膜の位置を同定することができる。そして、一定の時間間隔で横隔膜ナビゲータシーケンスを実行し、得られた上記プロジェクションデータによって横隔膜位置の時間変動を追尾することにより、呼吸周期が判断される。 A technique for detecting respiratory motion is a diaphragm navigator sequence, which generates an MR signal (diaphragm navigation signal) from the upper end of the liver including the diaphragm. The diaphragm navigation signal is a typical monitor signal, and the position of the diaphragm can be identified using projection data obtained by subjecting the diaphragm navigation signal to one-dimensional Fourier transform. Then, the diaphragm navigator sequence is executed at a constant time interval, and the time variation of the diaphragm position is tracked by the obtained projection data, thereby determining the respiratory cycle.

画像化シーケンスで取得されたＭＲ信号は、横隔膜位置に従って以下の様に処理される。 MR signals acquired in the imaging sequence are processed as follows according to the diaphragm position.

すなわち、横隔膜位置の有効範囲は予め定められ、逐次検出される横隔膜位置が有効範囲内の場合には、撮影シーケンスで取得されたＭＲ信号を画像再構成に適用し、範囲外の場合には取得されたＭＲ信号を画像再構成に適用しない。 That is, the effective range of the diaphragm position is determined in advance. When the sequentially detected diaphragm position is within the effective range, the MR signal acquired in the imaging sequence is applied to the image reconstruction, and is acquired when out of the range. The applied MR signal is not applied to image reconstruction.

特開２００６−１５８７６２号公報JP 2006-158762 A

従来より、胸部、腹部のＭＲ撮影において、横隔膜ナビゲータシーケンスを適用する場合は、モニタ信号取得のため肝臓上端にプリパルスを付与してしまう。そのため、肝臓の動きにより、画像が劣化する可能性があった。また、肝臓以外の部分が撮影対象であれば画質劣化の影響は少ないが、肝臓そのものを撮影対象とする場合には、画質が劣化してしまう。このため、肝臓の動きの影響を受けることのない呼吸同期撮影法の開発が望まれていた。 Conventionally, when applying the diaphragm navigator sequence in MR imaging of the chest and abdomen, a pre-pulse is applied to the upper end of the liver in order to obtain a monitor signal. Therefore, the image may be deteriorated due to the movement of the liver. In addition, if the part other than the liver is an object to be imaged, the influence of image quality deterioration is small. However, when the liver itself is an object to be imaged, the image quality is deteriorated. For this reason, it has been desired to develop a respiratory synchronized imaging method that is not affected by the movement of the liver.

本発明の目的は、画質劣化が抑制された呼吸同期撮影が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。 An object of the present invention is to realize a magnetic resonance imaging apparatus capable of respiratory synchronization imaging with suppressed image quality degradation.

本発明の磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波磁場発生手段と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、検出された核磁気共鳴信号に対して演算処理を行いプロジェクションデータを生成するとともに、画像を再構成する画像再構成手段と、上記傾斜磁場発生手段、上記高周波磁場発生手段、上記信号検出手段及び上記画像再構成手段の動作を制御する制御手段とを備え、上記制御手段は、プロジェクションデータを用いて被検体の所定領域の脂肪の位置変動量を算出し、算出した脂肪位置変動量に従って、被検体の呼吸周期を検出するための部位を決定し、この決定した部位の画像により検出した呼吸周期に基づいて、被検体の撮影動作を制御する。 The magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating means, a gradient magnetic field generating means, a high frequency magnetic field generating means, a signal detecting means for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject, and a detected nuclear magnetic resonance. Image reconstruction means for performing projection processing on the signal to generate projection data and reconstructing an image; operations of the gradient magnetic field generation means, the high-frequency magnetic field generation means, the signal detection means, and the image reconstruction means The control means calculates the position fluctuation amount of fat in a predetermined region of the subject using the projection data, and detects the breathing cycle of the subject according to the calculated fat position fluctuation amount. A region for this purpose is determined, and the imaging operation of the subject is controlled based on the respiratory cycle detected from the image of the determined region.

本発明によれば、画質劣化が抑制された呼吸同期撮影が可能な磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴信号処理方法を実現することができる。 According to the present invention, it is possible to realize a magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance signal processing method capable of performing respiratory synchronization imaging with suppressed image quality degradation.

以下、本発明の実施形態について添付図面を参照し説明する。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

なお、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。また、本発明の実施形態として、拡散強調イメージング（Diffusion Weighted Imaging: DWI）を例として説明する。 Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiments of the present invention, and the repetitive description thereof is omitted. Further, as an embodiment of the present invention, diffusion weighted imaging (DWI) will be described as an example.

図１は、本発明が適用される磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の概略構成図である。図１において、１０１は静磁場を発生する磁石、１０２は患者などの被検体、１０３は被検体１０２を載せるベッド、１０４は高周波磁場（ＲＦパルス）を被検体１０２に照射しエコー信号を検出するＲＦコイル（高周波磁場の送信とＭＲ信号の受信を兼ねる）、１０５、１０６、１０７はそれぞれＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向のいずれかの方向にスライス選択、位相エンコード、周波数エンコードのいずれかの傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生コイルである。 FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) to which the present invention is applied. In FIG. 1, 101 is a magnet that generates a static magnetic field, 102 is a subject such as a patient, 103 is a bed on which the subject 102 is placed, and 104 is irradiated with a high-frequency magnetic field (RF pulse) to the subject 102 to detect an echo signal. RF coil (which serves as both high-frequency magnetic field transmission and MR signal reception), 105, 106, and 107 are inclined in any of the slice selection, phase encoding, and frequency encoding directions in the X, Y, and Z directions, respectively. A gradient magnetic field generating coil for generating a magnetic field.

また、１０８はＲＦコイル１０４に電源を供給するためのＲＦ電源、１０９、１１０、１１１は、それぞれ各傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７に電流を供給するための傾斜磁場電源である。１１６はシーケンサであり、傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、ＲＦ電源１０８、シンセサイザ１１２、変調装置１１３、増幅器１１４、エコー受信器１１５などの周辺装置に命令を送信しＭＲＩ装置の動作を制御する。 Reference numeral 108 denotes an RF power source for supplying power to the RF coil 104, and reference numerals 109, 110, and 111 denote gradient magnetic field power sources for supplying current to the gradient magnetic field generating coils 105, 106, and 107, respectively. A sequencer 116 transmits commands to peripheral devices such as the gradient magnetic field power sources 109, 110, and 111, the RF power source 108, the synthesizer 112, the modulator 113, the amplifier 114, and the echo receiver 115 to control the operation of the MRI apparatus.

また、１１７は撮影条件などのデータを格納する記憶媒体である。１１８は計算機であり、受信器１１５から入力されたエコー信号と記憶媒体１１７内のデータを参照して画像再構成を行う。そして、１１９は計算機１１８で行った画像再構成結果を表示するディスプレイである。 Reference numeral 117 denotes a storage medium for storing data such as shooting conditions. Reference numeral 118 denotes a computer that performs image reconstruction with reference to an echo signal input from the receiver 115 and data in the storage medium 117. A display 119 displays the result of image reconstruction performed by the computer 118.

なお、図１において、簡便化のためにＲＦコイルを送受信兼用として図示したが、送信用コイルと受信用コイルとをそれぞれを別個の物として搭載してもよい。また、受信コイルは、複数の受信コイルを並列化したマルチプルコイルとしてもよい。 In FIG. 1, the RF coil is illustrated as a transmitter / receiver for simplification, but the transmitting coil and the receiving coil may be mounted as separate objects. Further, the receiving coil may be a multiple coil in which a plurality of receiving coils are arranged in parallel.

次に、図１に示したＭＲＩ装置を用いて被検体１０２の撮影を行う場合の、動作手順の一例を説明する。 Next, an example of an operation procedure when imaging the subject 102 using the MRI apparatus shown in FIG. 1 will be described.

まず、オペレータにより指定された撮影条件に従い、シーケンサ１１６は、所定のパルスシーケンスに則り、傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１に命令を送信し、傾斜磁場コイル１０５、１０６、１０７により各方向の傾斜磁場を発生させる。これと同時に、シーケンサ１１６は、シンセサイザ１１２、変調装置１１３に命令を送信してＲＦ波形を生成し、ＲＦ電源１０８により増幅されたＲＦパルスをＲＦコイル１０４より発生し、被検体１０２に照射する。 First, in accordance with the imaging conditions specified by the operator, the sequencer 116 transmits a command to the gradient magnetic field power sources 109, 110, and 111 in accordance with a predetermined pulse sequence, and the gradient magnetic field coils 105, 106, and 107 use gradient magnetic fields in each direction. Is generated. At the same time, the sequencer 116 transmits an instruction to the synthesizer 112 and the modulation device 113 to generate an RF waveform, generates an RF pulse amplified by the RF power supply 108 from the RF coil 104, and irradiates the subject 102.

被検体１０２から発生したエコー信号は、ＲＦコイル１０４により受信された後、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５で検波とＡ／Ｄ変換が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測され、その値が記憶媒体１１７に保持されているので、シーケンサ１１６により読み出し、受信器１１５にセットされている。Ａ／Ｄ変換されたエコー信号は、計算機１１８に送られて画像再構成処理が行なわれる。像再構成等の結果はディスプレイ１１９に表示される。 The echo signal generated from the subject 102 is received by the RF coil 104, amplified by the amplifier 114, and detected and A / D converted by the receiver 115. The center frequency used as a reference for detection is measured in advance and the value is held in the storage medium 117, so that it is read out by the sequencer 116 and set in the receiver 115. The A / D converted echo signal is sent to the computer 118 for image reconstruction processing. Results such as image reconstruction are displayed on the display 119.

図２は本発明の一実施形態における、撮影処理手順を示すフローチャートである。図２において、まず、複数のスライス位置の指定を含む撮影条件入力を行う（工程１）。次に、スタートボタン操作を行い、第１のプリスキャンを実行する（工程２）。この第１のプリスキャンは、マルチスライス型パルスシーケンスを用いて各スライスのＲＦ照射強度や受信ゲインを調整するために行なわれる。 FIG. 2 is a flowchart showing a photographing processing procedure in one embodiment of the present invention. In FIG. 2, first, imaging condition input including designation of a plurality of slice positions is performed (step 1). Next, a start button operation is performed to execute a first prescan (step 2). This first prescan is performed to adjust the RF irradiation intensity and reception gain of each slice using a multi-slice pulse sequence.

本発明においては、更に、第２のプリスキャンを実行して呼吸モニタシーケンスを実行する際のモニタ信号の検出位置が決定される（工程３）。この工程３における具体的な手順は次のとおりである。 In the present invention, the detection position of the monitor signal when the second pre-scan is executed to execute the respiratory monitor sequence is determined (step 3). The specific procedure in Step 3 is as follows.

この第２のプリスキャンも、第１のプリスキャンと同様に、マルチスライス型パルスシーケンスを用いて、工程１で設定した複数のスライス位置において、スライス毎の信号取得間隔が１００ｍｓ〜１秒程度となる様に各スライスからのＭＲ信号を受信する（工程３−１）。この際、各スライスのリードアウト方向はＡＰ方向（図３参照）が望ましい。工程３−１で受信した受信信号を一次元フーリエ変換してプロジェクションデータを作成し（工程３−２）、作成したプロジェクションデータの信号強度から、撮影対象のエッジを抽出する（工程３−３）。 Similarly to the first prescan, the second prescan also uses a multi-slice pulse sequence, and at a plurality of slice positions set in step 1, the signal acquisition interval for each slice is about 100 ms to about 1 second. In this manner, the MR signal from each slice is received (step 3-1). At this time, the lead-out direction of each slice is preferably the AP direction (see FIG. 3). The reception signal received in step 3-1 is subjected to one-dimensional Fourier transform to create projection data (step 3-2), and an edge to be imaged is extracted from the signal intensity of the created projection data (step 3-3). .

同一スライスのエッジの情報がモニタシーケンスの繰り返し時間ＴＲ間隔で得られるで、呼吸によるエッジの変動量を検出し（工程３−４）、エッジ変動量の大きな（最大の）スライスを特定する（工程３−５）。 Since information on the edge of the same slice is obtained at the repetition time TR interval of the monitor sequence, the variation amount of the edge due to respiration is detected (step 3-4), and the slice having the large (maximum) edge variation amount is identified (step) 3-5).

工程３−５で特定されたスライスの位置情報が呼吸モニタシーケンスにおけるスライス選択条件となる（工程４）。本条件は、プリスキャン後に行われる本撮影において、呼吸モニタシーケンス実行時に適用される。次に、本撮影が実行される（工程５）。撮影実行時には、呼吸モニタシーケンスとそれに引き続いて画像化シーケンスが実行される。呼吸モニタシーケンスではモニタ信号が取得され、取得したモニタ信号を用いてエッジ位置を検出する。以下、検出された位置が範囲内の場合をアクセプト、範囲外の場合をリジェクトと表現する。 The slice position information specified in step 3-5 is a slice selection condition in the respiratory monitor sequence (step 4). This condition is applied when the respiratory monitor sequence is executed in the main imaging performed after the pre-scan. Next, actual photographing is performed (step 5). When imaging is performed, a respiratory monitor sequence and an imaging sequence are subsequently executed. In the respiration monitor sequence, a monitor signal is acquired, and an edge position is detected using the acquired monitor signal. Hereinafter, a case where the detected position is within the range is expressed as accept, and a case where the detected position is out of the range is expressed as reject.

アクセプト・リジェクトの結果に基づき、後続する画像化シーケンスでの制御を決定する。この制御に関する典型的な例は、受信コイルを選択して画像再構成に使用するＭＲ信号を選択することである。画像再構成に必要なＭＲ信号の取得が完了したかを判断し（工程６）、完了した場合、撮影を終了する。 Based on the result of the accept rejection, control in the subsequent imaging sequence is determined. A typical example for this control is to select a receiving coil and select an MR signal to be used for image reconstruction. It is determined whether acquisition of MR signals necessary for image reconstruction is completed (step 6). If completed, imaging is terminated.

以下、図２で示したフローに関して、更に詳細に説明する。 Hereinafter, the flow shown in FIG. 2 will be described in more detail.

図３（ａ）はサジタル画像をスカウト画像として用いてスライス位置を指定した一例を示す図であり、図では１０枚の撮影スライス面が指定されている。図２中の工程３で説明したモニタ信号の検出位置決定に関わる第２のプリスキャンでは、プリスキャンを実施するスライスを、図３（ａ）中の画像化シーケンスでのスライス位置に一致させる。かつ、プリスキャンでのリードアウト方向をＡＰ方向にする。 FIG. 3A is a diagram showing an example in which a slice position is designated using a sagittal image as a scout image. In the figure, ten photographing slice planes are designated. In the second pre-scan related to determination of the detection position of the monitor signal described in step 3 in FIG. 2, the slice to be pre-scanned is matched with the slice position in the imaging sequence in FIG. In addition, the lead-out direction in the pre-scan is set to the AP direction.

モニタ信号検出位置決定のための第２のプリスキャンシーケンスの例を図３（ｂ）に示す。本シーケンスは、グラディエント・エコーのマルチスライスシーケンスであり、縦軸に示すＲＦは高周波磁場を、Ｇｓはスライス選択傾斜磁場、Ｇｐは位相エンコード傾斜磁場、Ｇｒはリードアウト傾斜磁場である。高周波磁場ＲＦ波形の横に表記したFreq.1、Freq.2等は、各スライスに対する励起周波数を表現している。第２のプリスキャンでは、リードアウト傾斜磁場Ｇｒの方向をＡＰ方向とし、図３（ｂ）に示すように位相エンコード傾斜磁場Ｇｐを印加せずにＭＲ信号が計測される。ｆｒｅｑ．１、ｆｒｅｑ．２、・・・で示される各スライスから計測されたＭＲ信号は、一次元フーリエ変換され、ＡＰ方向のプロジェクションデータとされる。 An example of the second pre-scan sequence for determining the monitor signal detection position is shown in FIG. This sequence is a multi-slice sequence of gradient echo, where RF shown on the vertical axis is a high frequency magnetic field, Gs is a slice selection gradient magnetic field, Gp is a phase encoding gradient magnetic field, and Gr is a readout gradient magnetic field. Freq.1, Freq.2, and the like shown beside the high-frequency magnetic field RF waveform represent the excitation frequency for each slice. In the second pre-scan, the direction of the readout gradient magnetic field Gr is the AP direction, and the MR signal is measured without applying the phase encode gradient magnetic field Gp as shown in FIG. freq. 1, freq. MR signals measured from the slices indicated by 2,... Are subjected to a one-dimensional Fourier transform to be projection data in the AP direction.

プロジェクションデータの解析処理の一例を図４に示す。図４（ａ）はある特定スライスについて取得されたプロジェクションデータを時系列に配列したもので、横軸は時間、縦軸はＡＰ方向の位置を示す。図４（ａ）に示す棒グラフは一般にプロファイルと呼ばれ、その濃淡は信号強度を反映している。各プロジェクションデータにおいて、被検者の背中側の脂肪と胸部・腹部側の脂肪のＭＲ信号が高強度で示され、エッジとして検出することができる。 An example of projection data analysis processing is shown in FIG. FIG. 4A shows a time series of projection data acquired for a specific slice, where the horizontal axis indicates time and the vertical axis indicates the position in the AP direction. The bar graph shown in FIG. 4A is generally called a profile, and the shading reflects the signal intensity. In each projection data, MR signals of the fat on the back side of the subject and the fat on the chest / abdominal side are shown with high intensity and can be detected as an edge.

図４（a）のように、ある特定スライスについてプロジェクションデータを１０〜２０程度取得し、そのプロファイルを観察することにより、そのスライスにおける呼吸による胸部・腹部の動きを、胸部・腹部側エッジの上下限として検出できる。胸部・腹部側エッジの上下限の検出には、各計測時刻の胸部・腹部側脂肪層の最高輝度点を抽出し、その上限と下限を求める方法を採用することができる。その上限と下限の差分が胸部・腹部側エッジの位置変動量であり、この位置変動量の大きいスライスほど、呼吸周期のモニタに適したスライスである。 As shown in FIG. 4 (a), about 10 to 20 projection data is acquired for a specific slice, and the profile is observed, so that the movement of the chest and abdomen due to breathing in the slice can be detected on the chest / abdomen side edge. It can be detected as the lower limit. For detection of the upper and lower limits of the chest / abdominal side edge, a method of extracting the highest luminance point of the chest / abdominal side fat layer at each measurement time and obtaining the upper and lower limits can be adopted. The difference between the upper limit and the lower limit is the position fluctuation amount of the chest / abdominal side edge, and a slice having a larger position fluctuation quantity is a slice suitable for monitoring the respiratory cycle.

図４（ｂ）は胸部・腹部側エッジの位置変動量をスライス毎に導出した結果をスライス順に配置したものである。図４（ｂ）において、横軸はスライス番号、縦軸はＡＰ方向の位置である。図４（ｂ）の２本の曲線は、それぞれ、プロジェクションデータ取得期間における、胸部・腹部側エッジの上限と下限である。図４（ｂ）に示す２曲線から当該スライスにおける位置変動量を導出すること、並びに導出された位置変動量をスライス間で比較し、位置変動量が最大となるスライスを特定することが可能である。 FIG. 4B shows the result of deriving the position fluctuation amount of the chest / abdominal side edge for each slice in the order of the slices. In FIG. 4B, the horizontal axis represents the slice number, and the vertical axis represents the position in the AP direction. The two curves in FIG. 4B are the upper and lower limits of the chest / abdomen side edge, respectively, in the projection data acquisition period. It is possible to derive the position fluctuation amount in the slice from the two curves shown in FIG. 4B and compare the derived position fluctuation amounts between slices to identify the slice with the maximum position fluctuation amount. is there.

なお、以上のプロジェクションデータの処理解析は計算機１１８において、予め組み込まれたソフトウエアにより実行される。 It should be noted that the projection data processing analysis described above is executed by software preinstalled in the computer 118.

以上の処理により、モニタ信号を取得するスライスを決定することができる。 The slice from which the monitor signal is acquired can be determined by the above processing.

更には、決定されたスライスにおける胸部・腹部側エッジの上限と下限を含む領域（脂肪領域）を、モニタ信号取得のための励起部位とする。決定されたスライスから励起部位を指定する処理は、例えば、胸部・腹部側エッジの上限・下限の中間位置を中心点とし、円柱状、或いは直方体状のボリュームの体積を設定すれば良い。或いは、決定されたスライスにおけるプロジェクションの時間変動データ（図４（ａ）に相当）に対し、時間軸方向にフーリエ変換を施して周波数スペクトルを導出し、一般的な呼吸周期０．２〜０．３Ｈｚにピークの存在するＡＰ方向位置を抽出し、モニタ信号励起部位としても良い。 Furthermore, a region (fat region) including the upper and lower limits of the chest / abdominal side edge in the determined slice is set as an excitation site for monitor signal acquisition. The process of designating the excitation site from the determined slice may be performed by setting the volume of a cylindrical or rectangular parallelepiped volume with the center point between the upper and lower limits of the chest / abdominal side edges as the center point, for example. Alternatively, the time variation data of the projection in the determined slice (corresponding to FIG. 4A) is subjected to Fourier transform in the time axis direction to derive a frequency spectrum, and a general respiratory cycle of 0.2-0. The AP direction position where a peak is present at 3 Hz may be extracted and used as a monitor signal excitation site.

上述した様に、モニタ信号取得部位決定に関わる処理は簡便なので、自動的に部位を決定することが可能である。或いは、図４（ａ）と図4（ｂ）のグラフをディスプレイ１１９により操作者に提示し、操作者が部位を指定しても良い。 As described above, since the process related to determination of the monitor signal acquisition part is simple, the part can be automatically determined. Alternatively, the graphs of FIG. 4A and FIG. 4B may be presented to the operator on the display 119, and the operator may specify the part.

以上の様に指定されたモニタ信号の取得部位は、呼吸モニタシーケンスで適用されるＲＦ波形テーブルなどを考慮し、呼吸モニタシーケンスの撮影条件に変換される。 The monitor signal acquisition site designated as described above is converted into the imaging condition of the respiratory monitor sequence in consideration of the RF waveform table applied in the respiratory monitor sequence.

本発明に関わる撮影シーケンスの第一の例を図５（ａ）に示す。本シーケンスは、呼吸モニタシーケンス１と、後続する画像化シーケンスの撮影スライス面の核磁化、特に脂肪のＭＲ信号を抑圧する反転パルスで構成されるプリパルスシーケンス２と、画像化シーケンス３とで構成される。 A first example of a shooting sequence according to the present invention is shown in FIG. This sequence is composed of a respiration monitor sequence 1, a pre-pulse sequence 2 including an inversion pulse that suppresses nuclear magnetization of the imaging slice plane of the subsequent imaging sequence, particularly a fat MR signal, and an imaging sequence 3. The

プリパルスシーケンス２を実施後、反転時間ＴＩ経過後に画像化シーケンス３が実行される。 After the pre-pulse sequence 2 is performed, the imaging sequence 3 is executed after the inversion time TI has elapsed.

図５（ａ）に示す画像化シーケンス３は、スピンエコー（ＳＥ）型のシングルショットEcho Planar Imaging（ＥＰＩ）法をベースの撮影法とし、その中にＭＰＧパルスを付与したものである。一般的なＤＷＩＢＳでは、診断には不要な脂肪の信号を除去するために、ケミカルシフトを利用して脂肪を選択的に励起するＣＨＥＳＳ、或いは反転パルスのどちらか一方を適用する。静磁場均一度が低い場合は、断熱反転パルスに代表される反転パルスが、静磁場均一度が良好な場合はＣＨＥＳＳを適用する例が多い。 An imaging sequence 3 shown in FIG. 5 (a) is based on a spin echo (SE) type single shot Echo Planar Imaging (EPI) method, and MPG pulses are added thereto. In general DWIBS, in order to remove fat signals unnecessary for diagnosis, either CHESS for selectively exciting fat using chemical shift or inversion pulses is applied. In many cases, the inversion pulse typified by the adiabatic inversion pulse is applied when the static magnetic field uniformity is low, and CHESS is applied when the static magnetic field uniformity is good.

本発明に関わるシーケンスの第一の例では、図５（ａ）に示した呼吸モニタシーケンス１において、図２中の工程３で導出したモニタ信号計測部位に含まれる脂肪からＭＲ信号を発生させ、呼吸による位置変動を検出する。 In the first example of the sequence according to the present invention, in the respiratory monitor sequence 1 shown in FIG. 5 (a), an MR signal is generated from fat contained in the monitor signal measurement site derived in step 3 in FIG. Detects position changes due to breathing.

呼吸モニタシーケンスとしては、モニタ信号計測部位の脂肪を選択的に励起するspectral-spatial法を適用することが望ましい。spectral-spatial法による励起の後、ＡＰ方向をリードアウト方向として傾斜磁場を印加してＭＲ信号を取得する。 As the respiratory monitor sequence, it is desirable to apply a spectral-spatial method that selectively excites fat at a monitor signal measurement site. After excitation by the spectral-spatial method, an MR signal is acquired by applying a gradient magnetic field with the AP direction as the readout direction.

図５（ａ）に示したプリパルスシーケンス２においても反転パルスを印加することにより脂肪のＭＲ信号を抑圧するため、呼吸モニタシーケンス１のフリップ角は、低フリップ角であることが望ましい。これは、脂肪中に存在するプロトンの核磁化に対して、呼吸モニタシーケンス１と後続するプリパルスシーケンス２とで、二重にＲＦパルスを印加する影響を低減するためである。 In the pre-pulse sequence 2 shown in FIG. 5A as well, in order to suppress fat MR signals by applying an inversion pulse, the flip angle of the respiratory monitor sequence 1 is preferably a low flip angle. This is to reduce the influence of applying RF pulses twice in the respiratory monitor sequence 1 and the subsequent pre-pulse sequence 2 on the nuclear magnetization of protons present in fat.

呼吸モニターシーケンス１において取得されたＭＲ信号は一次元フーリエ変換によりプロジェクションデータとされる。これにより、モニタ信号計測部位の呼吸による位置変動が検出できる。なお、本図は、画像化シーケンス３におけるＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向に合わせて符号を付けているため、呼吸モニタシーケンス１におけるリードアウト傾斜磁場はＧｐ方向になっている。 The MR signal acquired in the respiration monitor sequence 1 is converted into projection data by one-dimensional Fourier transform. Thereby, the position fluctuation | variation by respiration of a monitor signal measurement site | part is detectable. In this figure, since the reference numerals are attached according to the Gs, Gp, and Gr directions in the imaging sequence 3, the readout gradient magnetic field in the respiration monitor sequence 1 is in the Gp direction.

本発明に関わる撮影シーケンスの第二の例を図５（ｂ）に示す。本シーケンスは、プリパルスシーケンス４としてＣＨＥＳＳを適用し、脂肪抑圧とモニタ信号の取得を同時に行うものである。すなわち、本プリパルスシーケンス４においては、ＣＨＥＳＳのＲＦパルス印加後にリードアウト傾斜磁場を印加して呼吸モニタ用ＭＲ信号が取得されるが、その際、図２に示した工程３で決定したモニタ信号計測部位に近接する受信コイルを用いてＭＲ信号が取得される。 FIG. 5B shows a second example of the shooting sequence according to the present invention. In this sequence, CHESS is applied as the pre-pulse sequence 4, and fat suppression and monitor signal acquisition are performed simultaneously. That is, in this pre-pulse sequence 4, an MR signal for respiratory monitoring is acquired by applying a readout gradient magnetic field after applying a CHESS RF pulse. At this time, monitor signal measurement determined in step 3 shown in FIG. MR signals are acquired using a receiving coil close to the site.

これにより、モニタ信号計測部位からのＭＲ信号を選択的に取得できるので、第一のシーケンス例と同様に、呼吸変動の観察を行うことが可能になる。取得されたモニタ信号の処理、及び画像化シーケンス３に関しては、第一のシーケンスの場合と同様である。 As a result, MR signals from the monitor signal measurement site can be selectively acquired, so that it is possible to observe respiratory fluctuations as in the first sequence example. The processing of the acquired monitor signal and the imaging sequence 3 are the same as in the case of the first sequence.

上述した撮影シーケンスの第一又は第二の例を用いて、胸部・腹部の脂肪からのＭＲ信号を用いて呼吸性体動をモニタすることができる。モニタ信号のアクセプト・リジェクトの判断結果に応じて、画像化シーケンスを主な対象とした制御が行われる。本発明では、撮影シーケンス中の制御として、例えば以下の制御が行われる。 Using the first or second example of the imaging sequence described above, respiratory body motion can be monitored using MR signals from the fat in the chest and abdomen. Control mainly for the imaging sequence is performed in accordance with the determination result of the acceptance / rejection of the monitor signal. In the present invention, for example, the following control is performed as the control during the photographing sequence.

撮影シーケンス中の第一の制御例においては、モニタ信号を用いたアクセプト・リジェクトの判断結果に基づき、受信コイルのオン・オフに関わる制御を行う。ここで、オン・オフとは、ＭＲ信号を受信して画像再構成に使用するか否かを意味し、受信コイル毎にオン・オフを変更する。 In the first control example in the imaging sequence, control related to ON / OFF of the receiving coil is performed based on the determination result of the accept / reject using the monitor signal. Here, “on / off” means whether or not an MR signal is received and used for image reconstruction, and on / off is changed for each receiving coil.

呼吸による体動は、被検者の胸部・腹部領域で大きいのに対して、背中側では無視できる程度なので、胸部・腹部領域を対象部位とする受信コイルに対してオン・オフの制御を適用し、背中側に配置された受信コイルは常時オンとする。 The body movement due to breathing is large in the subject's chest and abdomen, but is negligible on the back side, so on / off control is applied to the receiving coil that targets the chest and abdomen. The receiving coil disposed on the back side is always turned on.

上記制御を行う場合、画像再構成に適用するＭＲ信号を受信した回数が、胸部・腹部側と背中側とで異なる。例えば、積算回数４回の計測において、リジェクトの割合が５０％の場合、胸部・腹部側の領域は計測回数４回、背中側の領域は計測回数８回となる。オン・オフが発生する胸部・腹部側の受信コイルでは撮影条件として指定された積算回数が、常時オンの背中側の受信コイルに関しては延べ計測数が、それぞれの計測回数となる。これに対しては、コイル別に取得・積算されたＭＲ信号を、各コイルの計測回数で割り算する。これにより、ＭＲ信号量が規格化され、計測回数の差異に起因するダイナミックレンジの違いが低減される。 When the above control is performed, the number of MR signals applied to image reconstruction is different between the chest / abdomen side and the back side. For example, in the measurement with the number of integrations of 4 times, when the rejection ratio is 50%, the chest / abdominal region has 4 measurement times and the back region has 8 measurement times. For the receiving coils on the chest and abdomen on which on / off occurs, the total number of times designated as the imaging condition is the total number of measurements for the receiving coil on the back side that is always on. For this, the MR signal acquired and integrated for each coil is divided by the number of measurements of each coil. Thereby, the MR signal amount is normalized, and the difference in the dynamic range due to the difference in the number of measurements is reduced.

次いで、規格化後のＭＲ信号を用いて画像再構成して受信コイル毎の再構成画像を作成し、その後、受信コイル毎の再構成画像をマージして最終的な再構成画像とする。 Next, an image is reconstructed using the normalized MR signal to create a reconstructed image for each receiving coil, and then the reconstructed image for each receiving coil is merged to form a final reconstructed image.

上記マージに関わる処理は、マルチプルアレイ受信コイルを用いた撮影で一般的に行われている処理である。 The process related to the merging is a process generally performed in photographing using a multiple array receiving coil.

撮影シーケンス中の第二の制御例においては、モニタ信号を用いたアクセプト・リジェクトの判断結果に基づき、再構成画像に適用する空間フィルタを変更する制御を行う。上述した第一の制御例が受信コイルのオン・オフにより胸部・腹部領域の信号から体動を除去したのに対し、第二の制御例では、受信コイルは常にオンとし、再構成後の画像に対してフィルタ処理を施し、胸部・腹部領域の信号を除去する。つまり、脂肪位置変動量が所定範囲内となった計測回数に従って空間フィルタが除去する信号を変更する。 In the second control example in the imaging sequence, control for changing the spatial filter applied to the reconstructed image is performed based on the result of the accept / reject determination using the monitor signal. In the first control example described above, body movement is removed from the signal of the chest and abdominal regions by turning on and off the receiving coil, whereas in the second control example, the receiving coil is always on and the image after reconstruction Is filtered to remove signals in the chest and abdominal regions. That is, the signal that the spatial filter removes is changed according to the number of times the fat position fluctuation amount is within the predetermined range.

上記フィルタは、例えば、図２に示した工程３に関わる処理で取得される図４（ａ）のデータを用いて、呼吸動が十分小さい領域を判断し、決定する。呼吸動の大小は、例えば、既に述べた様に、呼吸モニタ信号を時間軸方向にフーリエ変換して周波数スペクトルを導出して判断すれば良い。上記制御を行う場合、胸部・腹部側と背中側で空間フィルタの効果が異なるため、積算計測を行った場合には、単純な加算平均処理を適用することはできない。このため、空間フィルタの逆関数と、アクセプト・リジェクトの回数により重み付けし、加算平均処理を行う。 The filter determines and determines a region where respiratory motion is sufficiently small, for example, using the data of FIG. 4A acquired in the process related to step 3 shown in FIG. The magnitude of the respiratory motion may be determined by, for example, deriving a frequency spectrum by Fourier-transforming the respiratory monitor signal in the time axis direction as described above. When the above control is performed, the effect of the spatial filter is different between the chest / abdomen side and the back side, and therefore, a simple addition averaging process cannot be applied when integrated measurement is performed. For this reason, weighting is performed according to the inverse function of the spatial filter and the number of times of acceptance / rejection, and the averaging process is performed.

なお、上述した制御例は本発明を適用した場合の一例であり、本発明は説明した例に限定されるものではない。また、第一の制御例及び第二の制御例とも、モニタ信号を用いた判断でアクセプトの場合に後続する制御は同じである、例えば、位相エンコード印加量の変化、ＭＲ信号を保存するアドレス、ＭＰＧパルスの変更などが挙げられる。これらの制御については、従来技術と同様である。 The above-described control example is an example when the present invention is applied, and the present invention is not limited to the described example. Further, in both the first control example and the second control example, the subsequent control is the same in the case of accepting the judgment using the monitor signal, for example, the change in the phase encoding application amount, the address for storing the MR signal, For example, the MPG pulse can be changed. About these control, it is the same as that of a prior art.

以上のように、本発明によれば、被検者の胸部・腹部の脂肪により呼吸周期をモニタする技術を中心に、そのモニタ計測部位の自動設定技術、撮影シーケンス技術、モニタ信号のアクセプト・リジェクトの判断に後続する制御技術で構成されている。 As described above, according to the present invention, focusing on the technique of monitoring the respiratory cycle by the fat of the chest and abdomen of the subject, the monitor measurement part automatic setting technique, imaging sequence technique, monitor signal acceptance and rejection It consists of the control technology that follows the judgment.

これらの技術は、それぞれを単独に使用すること、併用することの何れも可能であり、単独使用の場合、或いは併用の場合に限定されるものではない。また、本発明の適用対象としてＤＷＩを例に用いたが、本発明は呼吸同期を行う全ての撮影に対して適用することが可能である。 These techniques can be used alone or in combination, and are not limited to single use or combined use. In addition, although DWI is used as an example of an application of the present invention, the present invention can be applied to all imaging that performs respiratory synchronization.

本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。1 is a schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied. 本発明の一実施形態における、撮影処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the imaging | photography process sequence in one Embodiment of this invention. スライス位置を指定した一例及びモニタ信号検出位置決定のためのプリスキャンシーケンスの例を示す図である。It is a figure which shows the example of the pre-scan sequence for an example which designated the slice position, and monitor signal detection position determination. 本発明におけるプロジェクションデータ及び胸部・腹部の変動量を示す図である。It is a figure which shows the projection data in this invention, and the variation | change_quantity of a chest and abdomen. 本発明における撮影シーケンスの第一例及び第二例を示す図である。It is a figure which shows the 1st example and 2nd example of the imaging | photography sequence in this invention.

符号の説明Explanation of symbols

１・・・呼吸モニタシーケンス、２・・・プリパルスシーケンス、３・・・画像化シーケンス、４・・・プリパルスシーケンス（他の例）、１０１・・・静磁場発生磁石、１０２・・・撮影対象、１０３・・・ベッド、１０４・・・高周波磁場コイル、１０５・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｙ方向傾斜磁場コイノレ、１０７・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｘ方向傾斜磁場コイル、１１０・・・Ｙ方向傾斜磁場コイル、１１１・・・Ｚ方向傾斜磁場コイル、１１２・・・シンセサイザ、１１３・・・変調装置、１１４・・・増幅器、１１５・・・エコー受信器、１６・・・シーケンサ、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Respiration monitor sequence, 2 ... Pre-pulse sequence, 3 ... Imaging sequence, 4 ... Pre-pulse sequence (other examples), 101 ... Static magnetic field generating magnet, 102 ... Imaging object , 103 ... bed, 104 ... high frequency magnetic field coil, 105 ... X direction gradient magnetic field coil, 106 ... Y direction gradient magnetic field coinore, 107 ... Z direction gradient magnetic field coil, 108 ... high frequency Magnetic field power supply, 109 ... X direction gradient coil, 110 ... Y direction gradient coil, 111 ... Z direction gradient coil, 112 ... synthesizer, 113 ... modulator, 114 ... Amplifier, 115 ... Echo receiver, 16 ... Sequencer, 117 ... Storage medium, 118 ... Computer, 119 ... Display

Claims

静磁場発生手段と、傾斜磁場発生手段と、高周波磁場発生手段と、被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する複数の受信コイルを含む信号検出手段と、
検出された核磁気共鳴信号に対して演算処理を行いプロジェクションデータの作成並びに画像を再構成する画像再構成手段と、
上記傾斜磁場発生手段、上記高周波磁場発生手段、上記信号検出手段及び上記画像再構成手段の動作を制御する制御手段と、
を備え、
上記制御手段は、
呼吸モニターシーケンスと画像化シーケンスとを含む撮影シーケンスに基づいて上記核磁気共鳴信号の検出を制御し、
複数のスライスの内で、プロジェクションデータにおける脂肪の呼吸による位置変動量が最大になるスライスを決定し、
上記決定したスライスから上記呼吸モニターシーケンスにより検出された上記核磁気共鳴信号のプロジェクションデータに基づいて、上記画像化シーケンスにおける上記受信コイルの選択と該選択した受信コイル毎に上記画像の再構成に使用する上記核磁気共鳴信号の選択を行い、
上記画像再構成手段は、上記選択された核磁気共鳴信号を用いて上記画像の再構成を行う
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generating means, a gradient magnetic field generating means, a high frequency magnetic field generating means, and a signal detecting means including a plurality of receiving coils for detecting a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject;
Image reconstruction means for performing calculation processing on the detected nuclear magnetic resonance signal to create projection data and reconstruct an image;
Control means for controlling operations of the gradient magnetic field generating means, the high-frequency magnetic field generating means, the signal detecting means, and the image reconstruction means;
With
The control means includes
Controlling the detection of the nuclear magnetic resonance signal based on an imaging sequence including a respiratory monitor sequence and an imaging sequence;
Among the multiple slices , determine the slice that maximizes the amount of positional variation due to fat respiration in the projection data.
Based on the projection data of the nuclear magnetic resonance signal detected by the respiratory monitor sequence from the determined slice, used to select the receiving coil in the imaging sequence and to reconstruct the image for each selected receiving coil Selecting the nuclear magnetic resonance signal to be
The image reconstruction means, a magnetic resonance imaging apparatus characterized by performing the reconstruction of the upper Symbol image using the selected nuclear magnetic resonance signals.

請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、上記決定したスライスのプロジェクションデータにより呼吸動の大小領域を判定し、該判定した呼吸動の大きい領域の信号を除去するように再構成画像の信号強度を重み付けする空間フィルタを決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The control means determines the size of the respiratory motion based on the projection data of the determined slice , and determines a spatial filter that weights the signal intensity of the reconstructed image so as to remove the signal of the determined region with the large respiratory motion. A magnetic resonance imaging apparatus.

請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、上記呼吸による位置変動が所定範囲内か否かを判断し、該位置変動が所定範囲内となった計測回数に基づいて、上記複数の受信コイルの内の一つ以上を選択して、該選択した受信コイル毎に上記画像の再構成に用いる核磁気共鳴信号の積算回数を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The control means determines whether or not the position variation due to respiration is within a predetermined range, and selects one or more of the plurality of receiving coils based on the number of times the position variation is within the predetermined range. Then, the number of integration of the nuclear magnetic resonance signal used for the reconstruction of the image is controlled for each selected receiving coil.

請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、表示手段を備え、
上記制御手段は、上記呼吸による位置変動を検出するためのスライスを決定するために、上記被検体の所定領域の脂肪を示す画像を上記表示手段に表示させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, further comprising display means,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the control means displays an image showing fat in a predetermined region of the subject on the display means in order to determine a slice for detecting a positional change due to respiration.

請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記画像再構成手段は、リードアウト方向をＡＰ方向として検出した核磁気共鳴信号を用いて上記プロジェクションデータを得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4,
The magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the image reconstruction means obtains the projection data using a nuclear magnetic resonance signal detected with the readout direction as the AP direction .