JP5624376B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents

Magnetic resonance imaging system Download PDF

Info

Publication number
JP5624376B2
JP5624376B2 JP2010130329A JP2010130329A JP5624376B2 JP 5624376 B2 JP5624376 B2 JP 5624376B2 JP 2010130329 A JP2010130329 A JP 2010130329A JP 2010130329 A JP2010130329 A JP 2010130329A JP 5624376 B2 JP5624376 B2 JP 5624376B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic resonance
resonance imaging
tissue
pulse
longitudinal magnetization
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2010130329A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2011254905A (en
Inventor
徳典 木村
徳典 木村
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2010130329A priority Critical patent/JP5624376B2/en
Publication of JP2011254905A publication Critical patent/JP2011254905A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP5624376B2 publication Critical patent/JP5624376B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N24/00—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects
    • G01N24/08—Investigating or analyzing materials by the use of nuclear magnetic resonance, electron paramagnetic resonance or other spin effects by using nuclear magnetic resonance

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング(MRI: Magnetic Resonance Imaging)装置に関する。   Embodiments described herein relate generally to a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus.

MRIは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF: radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴(NMR: nuclear magnetic resonance)信号から画像を再構成する撮像法である。MRIでは、血液、脂肪、脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)等の特定の成分や組織を選択的に抑制又は強調することが望ましい場合がある。   MRI magnetically excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a radio frequency (RF) signal of Larmor frequency, and nuclear magnetic resonance (NMR) generated by this excitation. This is an imaging method for reconstructing an image from a signal. In MRI, it may be desirable to selectively inhibit or enhance certain components and tissues such as blood, fat, and cerebrospinal fluid (CSF).

そのために、反転回復(IR: inversion recovery)法において反転時間(TI inversion time)を脂肪からの信号が抑制されるように設定するSTIR (short TI inversion recovery)法やCSFからの信号が抑制されるように設定するFLAIR (fluid attenuated IR)法が知られている。IR法は、180°IRパルスを印加して縦磁化Mzを反転させ、TI経過後に90°パルスを印加してデータ収集を行う手法である。STIR法やFLAIR法では、180°IRパルスの印加後において脂肪やCSFにおける反転した磁化が回復によりゼロとなるタイミングでイメージングデータが収集されるようにTIが設定される。例えばFLAIR法では、TIが2000ms程度に設定される。そして、通常は収集されたイメージングデータの絶対値を信号値として画像再構成が行われる。   Therefore, in the inversion recovery (IR) method, the inversion time (TI inversion time) is set so that the signal from fat is suppressed, and the signal from STIR (short TI inversion recovery) method and CSF is suppressed The FLAIR (fluid attenuated IR) method is set as follows. The IR method is a method of applying a 180 ° IR pulse to invert the longitudinal magnetization Mz, and applying a 90 ° pulse after TI has passed to collect data. In the STIR method and the FLAIR method, the TI is set so that imaging data is collected at a timing when the reversed magnetization in fat or CSF becomes zero by recovery after application of a 180 ° IR pulse. For example, in the FLAIR method, TI is set to about 2000 ms. Usually, image reconstruction is performed using the absolute value of the collected imaging data as a signal value.

また、磁気共鳴血管撮影法(MRA: magnetic resonance angiography)において、血液を高信号領域として高輝度で白く描出するWB (white blood)法や逆に低信号領域として低輝度で黒く描出するBB (black blood)法がある。例えば、縦緩和(T1)強調画像(T1W: T1 weighted image)としてWB画像を収集する方法や横緩和スター(T2*)強調画像(T2*W: T2* weighted image)としてBB画像を収集する方法が知られている。   Also, in magnetic resonance angiography (MRA), the WB (white blood) method that renders blood white with high luminance as a high signal region and the BB (black) with low luminance as a low signal region. blood) method. For example, a method of collecting WB images as longitudinal relaxation (T1) weighted images (T1W: T1 * weighted images) or a method of collecting BB images as lateral relaxation star (T2 *) weighted images (T2 * W: T2 * weighted images) It has been known.

さらにBB法において、ディフェーズ(diphase)傾斜磁場パルスとしてMPG (motion probing gradient)パルスを印加することによって関心領域(ROI: region of interest)における血液からの信号を選択的に低下させるFS-BB (flow-sensitive black-blood)法がある。FS-BB法では、ディフェーズ傾斜磁場パルスを伴うグラジエントエコー(GRE: gradient echo)系のパルスシーケンスでイメージングデータが収集される。このため、ボクセル(voxel)内において動きのある血液の横磁化の位相が積極的に分散、すなわちdephasingされ、血液は低信号部として描出される。ディフェーズ量はMPGパルスのb値(b-factor)をパラメータとして制御することができる。   Furthermore, in the BB method, by applying a MPG (motion probing gradient) pulse as a diphase gradient magnetic field pulse, the signal from blood in the region of interest (ROI) is selectively reduced. There is a flow-sensitive black-blood method. In the FS-BB method, imaging data is collected by a gradient echo (GRE) pulse sequence with a dephase gradient magnetic field pulse. For this reason, the phase of transverse magnetization of blood in motion in the voxel is actively dispersed, that is, dephasinged, and the blood is rendered as a low signal part. The dephase amount can be controlled by using the b-factor of the MPG pulse as a parameter.

さらに、FS-BB法に併用される手法として、磁化率強調イメージング(SWI: susceptibility-weighted imaging)やコサインフィルタ(COS filter)による信号処理が挙げられる。SWIは、信号の位相情報を用いた画像処理によって血管と背景との間におけるコントラストを改善する技術である。COS filterは、背景信号の位相をゼロにする一方、血管信号の位相を±180°に近づけることにより、背景信号と血管信号間の位相差を最大にするフィルタである。   Further, as a method used in combination with the FS-BB method, there is a signal processing by susceptibility-weighted imaging (SWI) or a cosine filter (COS filter). SWI is a technique for improving contrast between a blood vessel and a background by image processing using phase information of a signal. The COS filter is a filter that maximizes the phase difference between the background signal and the blood vessel signal by making the phase of the background signal zero while bringing the phase of the blood vessel signal close to ± 180 °.

特開２００８−９３４１８号公報JP 2008-93418 A 特開２００８−２７２２４８号公報JP 2008-272248 A 特開２０１０−４６４７３号公報JP 2010-46473 A 特開２０１０−４６４７５号公報JP 2010-46475 A

上述したような特定の成分や組織を選択的に抑制又は強調するイメージングでは、コントラストの向上が重要な課題である。   In imaging that selectively suppresses or emphasizes specific components and tissues as described above, improvement of contrast is an important issue.

本発明は、磁化の緩和時間の違いを利用して血液やCSF等の流体や脂肪を含む組織をより良好なコントラストで描出させることを目的とする。   An object of the present invention is to draw a tissue having fluid and fat such as blood and CSF and fat with a better contrast by utilizing the difference in relaxation time of magnetization.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段及び画像データ生成手段を備える。データ収集手段は、磁気共鳴イメージングデータの収集タイミングにおいて流体の縦磁化と前記流体と異なる組織の縦磁化の符号が互いに逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集する。画像データ生成手段は、複素信号として収集された前記磁気共鳴イメージングデータの実部を用いて画像再構成処理を行うことによって前記流体及び前記組織が描出された画像データを生成する。   A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes data collection means and image data generation means. The data collection means collects the magnetic resonance imaging data under imaging conditions in which the longitudinal magnetization of the fluid and the longitudinal magnetization of the tissue different from the fluid are opposite to each other at the collection timing of the magnetic resonance imaging data. The image data generation means generates image data in which the fluid and the tissue are depicted by performing an image reconstruction process using a real part of the magnetic resonance imaging data collected as a complex signal.

また、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、データ収集手段及び画像データ生成手段を備える。データ収集手段は、磁気共鳴イメージングデータの収集タイミングにおいて脂肪の縦磁化と前記脂肪と異なる組織の縦磁化の符号が互いに逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集する。画像データ生成手段は、複素信号として収集された前記磁気共鳴イメージングデータの実部を用いて画像再構成処理を行うことによって少なくとも前記組織が描出された画像データを生成する。   In addition, the magnetic resonance imaging apparatus according to the embodiment of the present invention includes data collection means and image data generation means. The data collection means collects the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the signs of the longitudinal magnetization of fat and the longitudinal magnetization of a tissue different from the fat are opposite to each other at the collection timing of the magnetic resonance imaging data. The image data generation means generates image data in which at least the tissue is depicted by performing an image reconstruction process using a real part of the magnetic resonance imaging data collected as a complex signal.

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図。1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. 図１に示すコンピュータの機能ブロック図。The functional block diagram of the computer shown in FIG. データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において１つのIRパルスの印加を設定した例を示す図。The figure which shows the example which set application of one IR pulse in a longitudinal magnetization preparation part so that the longitudinal magnetization in two structures | tissue may become a positive / negative value in data collection timing. 図３に示すパルスシーケンスを実行した場合に収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図。The figure which shows the change of the amplitude and phase of a complex echo signal acquired when the pulse sequence shown in FIG. 3 is performed. 画像化領域外部の血液の上流側に領域選択IRパルスを印加する例を示す図。The figure which shows the example which applies an area | region selection IR pulse to the upstream of the blood outside an imaging area | region. 図５に示すIRパルスの印加による画像化領域における縦磁化の変化を示す図。The figure which shows the change of the longitudinal magnetization in the imaging area | region by application of IR pulse shown in FIG. 画像化領域を含む領域に領域選択IRパルスを印加する例を示す図。The figure which shows the example which applies an area | region selection IR pulse to the area | region containing an imaging area | region. 図７に示すIRパルスの印加による画像化領域における縦磁化の変化を示す図。The figure which shows the change of the longitudinal magnetization in the imaging area | region by application of IR pulse shown in FIG. データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において２つのIRパルスの印加を設定した例を示す図。The figure which shows the example which set application of two IR pulses in the longitudinal magnetization preparation part so that the longitudinal magnetization in two structure | tissue may become a positive / negative value in data collection timing. データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において３つのRFパルスの印加を設定した例を示す図。The figure which shows the example which set application of three RF pulses in a longitudinal magnetization preparation part so that the longitudinal magnetization in two structures | tissue may become a positive / negative value in a data collection timing. 図１０に示すパルスシーケンスの実行による磁化の変化を示す図。The figure which shows the change of the magnetization by execution of the pulse sequence shown in FIG. データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において３つのRFパルス及び２つのMPGパルスの印加を設定した例を示す図。The figure which shows the example which set application of three RF pulses and two MPG pulses in a longitudinal magnetization preparation part so that the longitudinal magnetization in two structures | tissue may become a positive / negative value in data collection timing. 図１２に示すパルスシーケンスにより収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図。The figure which shows the change of the amplitude and phase of a complex echo signal acquired by the pulse sequence shown in FIG. ０次のGMNを行う際のフローディフェーズパルスの一例を示す図。The figure which shows an example of the flow dephase pulse at the time of performing 0th-order GMN. １次のGMNを行う際のフローリフェーズパルスの一例を示す図。The figure which shows an example of the flow rephase pulse at the time of performing primary GMN. フローリフェーズパルスを印加して収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図。The figure which shows the change of the amplitude and phase of a complex echo signal acquired by applying a flow rephase pulse. 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体のイメージングを行う際の流れを表すフローチャートを示す図。The figure which shows the flowchart showing the flow at the time of imaging a subject by the magnetic resonance imaging apparatus shown in FIG.

本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置について添付図面を参照して説明する。   A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

図１は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図である。   FIG. 1 is a configuration diagram of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３及びRFコイル２４を備えている。   The magnetic resonance imaging apparatus 20 includes a cylindrical static magnetic field magnet 21 that forms a static magnetic field, a shim coil 22, a gradient magnetic field coil 23, and an RF coil 24 provided inside the static magnetic field magnet 21.

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１及びコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５及び記憶装置３６が備えられる。   In addition, the magnetic resonance imaging apparatus 20 includes a control system 25. The control system 25 includes a static magnetic field power supply 26, a gradient magnetic field power supply 27, a shim coil power supply 28, a transmitter 29, a receiver 30, a sequence controller 31, and a computer 32. The gradient magnetic field power source 27 of the control system 25 includes an X-axis gradient magnetic field power source 27x, a Y-axis gradient magnetic field power source 27y, and a Z-axis gradient magnetic field power source 27z. In addition, the computer 32 includes an input device 33, a display device 34, an arithmetic device 35, and a storage device 36.

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。   The static magnetic field magnet 21 is connected to a static magnetic field power supply 26 and has a function of forming a static magnetic field in the imaging region by a current supplied from the static magnetic field power supply 26. In many cases, the static magnetic field magnet 21 is composed of a superconducting coil, and is connected to the static magnetic field power supply 26 at the time of excitation and supplied with current. It is common. In some cases, the static magnetic field magnet 21 is composed of a permanent magnet and the static magnetic field power supply 26 is not provided.

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。   A cylindrical shim coil 22 is coaxially provided inside the static magnetic field magnet 21. The shim coil 22 is connected to the shim coil power supply 28, and is configured such that a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22 to make the static magnetic field uniform.

傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。   The gradient magnetic field coil 23 includes an X-axis gradient magnetic field coil 23 x, a Y-axis gradient magnetic field coil 23 y, and a Z-axis gradient magnetic field coil 23 z, and is formed in a cylindrical shape inside the static magnetic field magnet 21. A bed 37 is provided inside the gradient magnetic field coil 23 as an imaging region, and the subject P is set on the bed 37. The RF coil 24 includes a whole body coil (WBC) for transmitting and receiving an RF signal built in the gantry, a bed 37 and a local coil for receiving an RF signal provided near the subject P.

また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。   The gradient magnetic field coil 23 is connected to a gradient magnetic field power supply 27. The X-axis gradient magnetic field coil 23x, the Y-axis gradient magnetic field coil 23y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 23z of the gradient magnetic field coil 23 are respectively an X-axis gradient magnetic field power supply 27x, a Y-axis gradient magnetic field power supply 27y, and a Z-axis gradient magnetic field coil 27z. It is connected to the magnetic field power supply 27z.

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。   The X-axis gradient magnetic field power source 27x, the Y-axis gradient magnetic field power source 27y, and the Z-axis gradient magnetic field power source 27z are supplied with currents supplied to the X-axis gradient magnetic field coil 23x, the Y-axis gradient magnetic field coil 23y, and the Z-axis gradient magnetic field coil 23z, respectively. In the imaging region, a gradient magnetic field Gx in the X-axis direction, a gradient magnetic field Gy in the Y-axis direction, and a gradient magnetic field Gz in the Z-axis direction can be formed, respectively.

RFコイル２４は、送信器２９及び受信器３０の少なくとも一方と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、被検体Ｐ内部の原子核スピンのRF信号による励起に伴って発生したNMR信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。   The RF coil 24 is connected to at least one of the transmitter 29 and the receiver 30. The transmission RF coil 24 has a function of receiving an RF signal from the transmitter 29 and transmitting it to the subject P, and the reception RF coil 24 is accompanied by excitation of the nuclear spin inside the subject P by the RF signal. It has a function of receiving the NMR signal generated in this way and giving it to the receiver 30.

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ及びRF信号を発生させる機能を有する。   On the other hand, the sequence controller 31 of the control system 25 is connected to the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30. The sequence controller 31 is control information necessary for driving the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29, and the receiver 30, for example, operation control information such as the intensity, application time, and application timing of the pulse current to be applied to the gradient magnetic field power supply 27. And the gradient magnetic field power supply 27, the transmitter 29 and the receiver 30 are driven according to the stored predetermined sequence to drive the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient magnetic field. It has the function of generating Gz and RF signals.

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるNMR信号の検波及びA/D (analog to digital)変換により得られた複素データである生データ(raw data)を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。   The sequence controller 31 is configured to receive raw data, which is complex data obtained by detection of an NMR signal and A / D (analog to digital) conversion in the receiver 30, and supply the received raw data to the computer 32. The

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてRF信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたNMR信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。   For this reason, the transmitter 29 is provided with a function of applying an RF signal to the RF coil 24 based on the control information received from the sequence controller 31, while the receiver 30 detects the NMR signal received from the RF coil 24. Then, by executing required signal processing and A / D conversion, a function of generating raw data that is digitized complex data and a function of supplying the generated raw data to the sequence controller 31 are provided.

さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのECG (electro cardiogram)信号を取得するECGユニット３８が備えられる。ECGユニット３８により取得されたECG信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。   Further, the magnetic resonance imaging apparatus 20 includes an ECG unit 38 that acquires an ECG (electro cardiogram) signal of the subject P. The ECG signal acquired by the ECG unit 38 is configured to be output to the computer 32 via the sequence controller 31.

尚、拍動を心拍情報として表すECG信号の代わりに拍動を脈波情報として表す脈波同期(PPG: peripheral pulse gating)信号を取得することもできる。PPG信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。PPG信号を取得する場合には、PPG信号検出ユニットが設けられる。   A pulse wave synchronization (PPG: peripheral pulse gating) signal that represents pulsation as pulse wave information can be acquired instead of an ECG signal that represents pulsation as heart rate information. The PPG signal is, for example, a signal obtained by detecting a fingertip pulse wave as an optical signal. When acquiring the PPG signal, a PPG signal detection unit is provided.

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムの少なくとも一部に代えて、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。
図２は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。 Further, the computer 32 is provided with various functions by executing the program stored in the storage device 36 of the computer 32 by the arithmetic unit 35. However, a specific circuit having various functions may be provided in the magnetic resonance imaging apparatus 20 instead of at least a part of the program.
FIG. 2 is a functional block diagram of the computer 32 shown in FIG.

コンピュータ３２の演算装置３５は、記憶装置３６に保存されたプログラムを実行することにより撮像条件設定部４０、シーケンスコントローラ制御部４１、位相補正部４３、画像再構成部４４及び画像処理部４６として機能する。また、記憶装置３６は、ｋ空間データベース４２及び画像データベース４５として機能する。   The computing device 35 of the computer 32 functions as an imaging condition setting unit 40, a sequence controller control unit 41, a phase correction unit 43, an image reconstruction unit 44, and an image processing unit 46 by executing a program stored in the storage device 36. To do. The storage device 36 functions as a k-space database 42 and an image database 45.

撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４１に与える機能を有する。   The imaging condition setting unit 40 has a function of setting imaging conditions including a pulse sequence based on instruction information from the input device 33 and providing the set imaging conditions to the sequence controller control unit 41.

特に、撮像条件設定部４０は、イメージングデータの収集タイミングにおいて着目する２つの組織からの信号の符号が互いに逆（正負の値）となるような撮像条件を設定する機能を備えている。２つの組織からの信号の符号を逆にするためには、２つの組織における縦磁化Mzの符号を逆にすればよい。そのために、撮像条件設定部４０は、縦磁化プリパレーション(Mz preparation)部に続いてイメージングシーケンスを有するパルスシーケンスを設定する機能を備えている。   In particular, the imaging condition setting unit 40 has a function of setting imaging conditions such that the signs of signals from two tissues of interest at the imaging data collection timing are opposite (positive and negative values). In order to reverse the signs of the signals from the two tissues, the signs of the longitudinal magnetization Mz in the two tissues may be reversed. Therefore, the imaging condition setting unit 40 has a function of setting a pulse sequence having an imaging sequence following the longitudinal magnetization preparation (Mz preparation) unit.

イメージングシーケンスは、画像再構成処理に用いるイメージングデータとしてNMRエコー信号を収集するパルスシーケンスである。イメージングシーケンスとしては、FE (field echo)シーケンス、FSE(fast spin echo)シーケンス、FFE(fast spin echo)シーケンス、SSFP(steady state free precession)シーケンス、EPI(echo planar imaging)シーケンス等の所望のシーケンスを用いることができる。縦磁化プリパレーション部は、T1, T2や動き等の組織の性質の違いを利用してイメージングデータの収集タイミングにおいて着目する２つの組織の縦磁化Mzの符号が逆となるように、イメージングシーケンスに先立って縦磁化Mzの大きさを調整する部分である。   The imaging sequence is a pulse sequence for collecting NMR echo signals as imaging data used for image reconstruction processing. As an imaging sequence, a desired sequence such as FE (field echo) sequence, FSE (fast spin echo) sequence, FFE (fast spin echo) sequence, SSFP (steady state free precession) sequence, EPI (echo planar imaging) sequence, etc. Can be used. Prior to the imaging sequence, the longitudinal magnetization preparation unit uses the difference in tissue properties such as T1, T2 and motion so that the signs of the longitudinal magnetization Mz of the two tissues focused on at the timing of acquiring the imaging data are reversed. This is a part for adjusting the size of the longitudinal magnetization Mz.

図３は、データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において１つのIRパルスの印加を設定した例を示す図である。   FIG. 3 is a diagram illustrating an example in which application of one IR pulse is set in the longitudinal magnetization preparation unit so that longitudinal magnetization in two tissues has positive and negative values at the data acquisition timing.

図３において横軸は時間tを、縦軸のRFはRF信号を示し、Mzは縦磁化を示す。また、縦磁化Mzの時間変化を示すプロットにおいて一点鎖線は強調対象となる組織(Enhanced tissue)の縦磁化を示し、二点鎖線は抑制対象となる組織(Suppressed tissue)の縦磁化を示す。   In FIG. 3, the horizontal axis represents time t, the vertical axis RF represents an RF signal, and Mz represents longitudinal magnetization. In the plot showing the time change of the longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be enhanced (Enhanced tissue), and the alternate long and two short dashes line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed (Suppressed tissue).

図３に示すように縦磁化プリパレーション部において少なくとも１つのIRパルスを印加し、IRパルスの印加タイミングからTI後にイメージングシーケンスが開始するパルスシーケンスを設定することができる。イメージングシーケンスでは、RF励起パルスの印加タイミングからエコー時間(TE: echo time)後にNMRエコー信号が収集される。   As shown in FIG. 3, at least one IR pulse is applied in the longitudinal magnetization preparation unit, and a pulse sequence in which an imaging sequence starts after TI from the application timing of the IR pulse can be set. In the imaging sequence, an NMR echo signal is collected after an echo time (TE) from the application timing of the RF excitation pulse.

尚、図３はイメージングシーケンスがSEシーケンスである例を示している。イメージングシーケンスがFSEシーケンス、FFEシーケンス又はSSFPシーケンス等のシーケンスである場合には、ｋ空間の中心部におけるエコー信号が収集される直前に印加されるRFパルスとIRパルスとの間における期間がTIとなる。   FIG. 3 shows an example in which the imaging sequence is an SE sequence. When the imaging sequence is a sequence such as an FSE sequence, an FFE sequence, or an SSFP sequence, the period between the RF pulse and the IR pulse applied immediately before the echo signal at the center of the k space is collected is TI. Become.

そして、イメージング用のNMRエコー信号の収集タイミングにおいて強調対象となる組織の縦磁化が正の値となる一方、抑制対象となる組織の縦磁化が負の値となるようにTI及びIRパルスのフリップ角(FA: flip angle)が調整される。例えば、IRパルスのFAを180°としてt=TIにおいて２つの組織の縦磁化が正負に分離するようにTIを設定することができる。   Flip TI and IR pulses so that the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized has a positive value at the acquisition timing of the NMR echo signal for imaging, while the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed has a negative value. The angle (FA: flip angle) is adjusted. For example, TI can be set so that the longitudinal magnetization of two tissues is separated into positive and negative at t = TI when the FA of the IR pulse is 180 °.

但し、IRパルスのFAが90°より大きければ組織の縦磁化は負値となるため、FA≠180°でもT1の異なる２つの組織の縦磁化が正負に分かれるようなTIは存在する。また、TIは繰り返し時間(TR: repetition time)等の撮像パラメータにも応じた値となる。この場合、IRパルスはT1緩和を利用してイメージングデータの収集タイミングにおいて２つの組織の縦磁化が正負の値となるように縦磁化を制御するプリパレーションパルス(T1 prepared pulse)として機能する。   However, if the FA of the IR pulse is greater than 90 °, the longitudinal magnetization of the tissue has a negative value. Therefore, even if FA ≠ 180 °, there exists a TI in which the longitudinal magnetization of two tissues having different T1 is divided into positive and negative. TI also takes a value corresponding to an imaging parameter such as a repetition time (TR). In this case, the IR pulse functions as a preparation pulse (T1 prepared pulse) for controlling the longitudinal magnetization so that the longitudinal magnetizations of the two tissues have positive and negative values at the imaging data collection timing using T1 relaxation.

図３に示す撮像条件でデータを収集すると、強調対象となる組織からは正値のエコー信号が収集される一方、抑制対象となる組織からは負値のエコー信号が収集される。このため、複素信号であるエコー信号の実部を用いて負の値をとる縦磁化も考慮するREAL画像再構成処理(Real Imaging)を行えば、エコー信号の絶対値を用いて画像再構成を行うMagnitude Imagingを行う場合に比べてコントラストを向上させることができる。例えば、Magnitude Imagingでは、符号が逆でも絶対値が同じエコー信号間に対応するコントラストはゼロとなるのに対して、Real Imagingでは、絶対値の２倍に相当するコントラストとなる。   When data is collected under the imaging conditions shown in FIG. 3, a positive echo signal is collected from the tissue to be emphasized, while a negative echo signal is collected from the tissue to be suppressed. For this reason, if REAL image reconstruction processing (Real Imaging) that considers longitudinal magnetization taking a negative value using the real part of the echo signal that is a complex signal is performed, image reconstruction is performed using the absolute value of the echo signal. The contrast can be improved as compared with the case of performing Magnitude Imaging. For example, in Magnitude Imaging, the contrast corresponding to echo signals having the same absolute value even when the signs are reversed is zero, whereas in Real Imaging, the contrast corresponds to twice the absolute value.

強調対象となる組織の例としては背景となる静止組織が挙げられ、抑制対象となる組織の例としては、血液やCSF等の流体が挙げられる。CSFを抑制対象とする場合にはFLAIRが実施されることとなる。   Examples of the tissue to be emphasized include a stationary tissue as a background, and examples of the tissue to be suppressed include fluids such as blood and CSF. When CSF is targeted for suppression, FLAIR will be implemented.

図４は、図３に示すパルスシーケンスを実行した場合に収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図である。   FIG. 4 is a diagram showing changes in the amplitude and phase of the complex echo signal collected when the pulse sequence shown in FIG. 3 is executed.

図４において、(A)はt=TIにおいて収集される複素信号の振幅及び位相を示し、(B)はt=TI+TEにおいて収集される複素信号の振幅及び位相を示す。また、(A), (B)の各縦軸は回転座標系の虚軸を、各横軸は回転座標系の実軸を、実線で示すベクトルは強調対象となる背景信号を、点線で示すベクトルは抑制対象となる血液信号を、それぞれ示す。   4A shows the amplitude and phase of the complex signal collected at t = TI, and FIG. 4B shows the amplitude and phase of the complex signal collected at t = TI + TE. Each vertical axis in (A) and (B) indicates the imaginary axis of the rotating coordinate system, each horizontal axis indicates the real axis of the rotating coordinate system, and the vector indicated by the solid line indicates the background signal to be emphasized by the dotted line The vector indicates each blood signal to be suppressed.

t=TIにおいて90°RF励起パルスが印加されると、背景組織の縦磁化及び血液の縦磁化はそれぞれ横磁化となる。このため、図４(A)に示すように、背景信号Sbackを表すベクトルは実軸上で正方向となる一方、血液信号Svesselを表すベクトルは実軸上で負方向となる。また、血液信号Svesselの振幅は、動きやT2緩和の影響により背景信号Sbackの振幅より小さい。 When a 90 ° RF excitation pulse is applied at t = TI, the longitudinal magnetization of the background tissue and the longitudinal magnetization of blood become transverse magnetization. For this reason, as shown in FIG. 4A, the vector representing the background signal S back is positive on the real axis, while the vector representing the blood signal S vessel is negative on the real axis. Further, the amplitude of the blood signal S vessel is smaller than the amplitude of the background signal S back due to the influence of movement and T2 relaxation.

従って、背景組織と血液間におけるコントラストCvessel-to-backは、血液信号Svesselの実部Re(Svessel)と背景信号Sbackの実部Re(Sback)との差|Re(Svessel)- Re(Sback)|、つまり血液信号Svesselの振幅と背景信号Sbackの振幅の和となる。 Therefore, the contrast C vessel-to-back between background tissue and blood, the difference between the real part Re (S back) of the real part Re (S vessel) and background signal S back of the blood signal S vessel | Re (S vessel )-Re (S back ) |, that is, the sum of the amplitude of the blood signal S vessel and the amplitude of the background signal S back .

しかし、背景組織及び血液の縦磁化がRF励起により横磁化になった瞬間から磁場の不均一性及び血液の流れの影響によりボクセル内における位相がばらける。このため、t=TI+TEでは、図４(B)に示すように、血液信号Svesselの位相Φflow及び背景信号Sbackの位相Φbackはシフトする。また、T2緩和によって血液信号Svesselの振幅及び背景信号Sbackの振幅は小さくなる。従って、実際には背景組織と血液間におけるコントラストCvessel-to-backは、図４(B)に示すように、T2緩和によって振幅が小さくなった血液信号Svesselの実部Re(Svessel)と背景信号Sbackの実部Re(Sback)との差|Re(Svessel)- Re(Sback)|となる。 However, from the moment when the longitudinal magnetization of the background tissue and blood becomes transverse magnetization by RF excitation, the phase in the voxel varies due to the influence of magnetic field inhomogeneity and blood flow. Therefore, at t = TI + TE, as shown in FIG. 4B, the phase Φ flow of the blood signal S vessel and the phase Φ back of the background signal S back are shifted. In addition, the amplitude of the blood signal S vessel and the amplitude of the background signal S back are reduced by T2 relaxation. Therefore, in reality, the contrast C vessel-to-back between the background tissue and the blood is, as shown in FIG. 4B, the real part Re (S vessel ) of the blood signal S vessel whose amplitude is reduced by T2 relaxation. And the real part Re (S back ) of the background signal S back | Re (S vessel )-Re (S back ) |.

そこで、背景組織と血液間におけるコントラストCvessel-to-backを最大にするために背景信号Sbackの位相シフト分だけ信号を表すベクトルの向きを実軸上の正方向にシフトさせる背景位相補正処理及び血液信号Svesselを表すベクトルの向きのみを選択的に実軸上の負方向にシフトさせるCOS filter処理を行うことが好適である。背景位相補正処理及びCOS filter処理の詳細については後述する。 Therefore, in order to maximize the contrast C vessel-to-back between the background tissue and blood, the background phase correction processing is performed to shift the direction of the vector representing the signal in the positive direction on the real axis by the phase shift of the background signal S back. It is also preferable to perform COS filter processing that selectively shifts only the direction of the vector representing the blood signal S vessel in the negative direction on the real axis. Details of the background phase correction process and the COS filter process will be described later.

抑制対象となる組織が流体である場合、IRパルスの印加後に画像化領域に外部から流入する流体の縦磁化も反転する必要がある。そこで、IRパルスを印加するスラブ厚を十分に厚く設定するか、或いはIRパルスを領域非選択パルスとすれば、画像化の対象となるスラブ内に外部から流入する流体からの信号も負値にすることができる。IRパルスを領域選択パルスとする場合には、IRパルスの印加時からイメージングデータの収集時までに画像化領域に流入する流体を少なくとも含む空間領域をIRパルスの印加領域とすればよい。   When the tissue to be suppressed is a fluid, it is necessary to reverse the longitudinal magnetization of the fluid flowing from the outside into the imaging region after application of the IR pulse. Therefore, if the slab thickness to which the IR pulse is applied is set sufficiently thick, or if the IR pulse is set as a region non-selection pulse, the signal from the fluid flowing from the outside into the slab to be imaged also becomes a negative value. can do. When the IR pulse is used as the region selection pulse, a spatial region including at least a fluid flowing into the imaging region from the time of applying the IR pulse to the time of collecting the imaging data may be set as the IR pulse application region.

図５は、画像化領域外部の血液の上流側に領域選択IRパルスを印加する例を示す図である。図６は、図５に示すIRパルスの印加による画像化領域における縦磁化の変化を示す図である。   FIG. 5 is a diagram illustrating an example in which a region selection IR pulse is applied to the upstream side of blood outside the imaging region. FIG. 6 is a diagram showing changes in longitudinal magnetization in the imaging region due to application of the IR pulse shown in FIG.

図５の一点鎖線で示すように被検体Ｐの頭部に画像化領域としてイメージングスラブを設定し、イメージングスラブ内の血液をイメージングする場合には、イメージングスラブに流入する血液(Inflow blood)が流れる血管を含む二点鎖線で示す領域をIRパルスの印加領域とすればよい。この場合、IRパルスは、ASL (Arterial Spin Labeling)パルス（タグ付けパルスとも称する）として機能し、IRパルスの印加領域はラベリング領域(Labeled region)（タグ付け領域とも称する）ということになる。   When an imaging slab is set as an imaging region on the head of the subject P as shown by the one-dot chain line in FIG. 5 and blood in the imaging slab is imaged, blood flowing into the imaging slab flows (Inflow blood). A region indicated by a two-dot chain line including a blood vessel may be an IR pulse application region. In this case, the IR pulse functions as an ASL (Arterial Spin Labeling) pulse (also referred to as a tagging pulse), and the application region of the IR pulse is a labeled region (also referred to as a tagging region).

図６(A)において横軸は時間tを、縦軸は縦磁化Mzを、一点鎖線はイメージングスラブ内における背景組織である脳実質の縦磁化を、二点鎖線はイメージングスラブ内に流入する血液の縦磁化を、点線はイメージングスラブ内に流入する血液の縦磁化の絶対値を、それぞれ示す。また、図６(B)において横軸は図５に示すイメージングスラブ内において血管を横切る位置xを、縦軸は縦磁化Mzを、実線は縦磁化Mzのプロファイルを、それぞれ示す。   6A, the horizontal axis represents time t, the vertical axis represents longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line represents the longitudinal magnetization of the brain parenchyma, which is the background tissue in the imaging slab, and the alternate long and two short dashes line represents blood flowing into the imaging slab. The dotted line indicates the absolute value of the longitudinal magnetization of blood flowing into the imaging slab. In FIG. 6B, the horizontal axis indicates the position x across the blood vessel in the imaging slab shown in FIG. 5, the vertical axis indicates the longitudinal magnetization Mz, and the solid line indicates the profile of the longitudinal magnetization Mz.

イメージングスラブの上流において縦磁化M0の血液を180°IRパルス等のFA>90°のIRパルスを用いてラベリングすると、血液の縦磁化は最小でMz=-M0となる。その後、緩和により血液の縦磁化は時間とともにMz=M0に近づく。そこで、血液の縦磁化がゼロとなる前のMz<0となっている期間にTIを設定してイメージングデータを収集すれば血液からの信号は負値となる。一方、背景組織の位相はほぼゼロと考えられるため背景組織からの信号は正値となる。従って図６(B)に示すように、t=TIにおいて血管を横切る位置xにおける縦磁化のプロファイルは、背景組織部分において大きく、血管部分において小さくなる。 When blood with longitudinal magnetization M 0 is labeled upstream of the imaging slab using an IR pulse of FA> 90 °, such as a 180 ° IR pulse, the longitudinal magnetization of blood becomes Mz = −M 0 at a minimum. Thereafter, the longitudinal magnetization of blood approaches Mz = M 0 with time due to relaxation. Therefore, if imaging data is collected by setting TI during a period in which Mz <0 before the longitudinal magnetization of blood becomes zero, the signal from the blood becomes a negative value. On the other hand, since the phase of the background tissue is considered to be almost zero, the signal from the background tissue has a positive value. Therefore, as shown in FIG. 6B, the longitudinal magnetization profile at the position x crossing the blood vessel at t = TI is large in the background tissue portion and small in the blood vessel portion.

この場合、血液の縦磁化がゼロとなるTIlimitにおいてイメージングデータを収集し、信号の絶対値を用いて画像再構成を行う場合における背景組織と血液間のコントラストClimitよりも、血液の縦磁化が負値となる0≦TI<TIlimitにおいてイメージングデータを収集し、信号の実部を用いて画像再構成を行う場合における背景組織と血液間のコントラストCvessel-backの方が大きくなる。 In this case, when the imaging data is collected at the TI limit where the longitudinal magnetization of the blood is zero, and the image reconstruction is performed using the absolute value of the signal, the longitudinal magnetization of the blood is greater than the contrast C limit between the background tissue and the blood. The contrast C vessel-back between the background tissue and blood becomes larger when imaging data is collected at 0 ≦ TI <TI limit where N is a negative value and image reconstruction is performed using the real part of the signal.

そこで、磁気共鳴イメージング装置２０では、0≦TI<TIlimitに設定してReal Imagingが行われる。特に、血液のT1は脳実質のT1より長いため、血液の縦磁化が反転してからゼロになるまでのTIlimitは比較的長くなる。このため、TIの設定が容易である。 Therefore, in the magnetic resonance imaging apparatus 20, Real Imaging is performed by setting 0 ≦ TI <TI limit . In particular, since T1 of blood is longer than T1 of brain parenchyma, TI limit from when the longitudinal magnetization of blood is reversed to zero is relatively long. For this reason, setting of TI is easy.

信号の絶対値を用いて画像再構成を行う従来のMRAの場合には、血液をASLパルスでラベリングして収集されたイメージングデータData_labeledと血液をラベリングせずに同一のTIにおいて収集されたコントラスト制御用のイメージングデータData_controlとの間で複素差分処理が行われる。尚、血液をラベリングし、かつMTC (magnetization transfer contrast)効果をキャンセルするためのRFパルスを印加してコントラスト制御用のイメージングデータData_controlが収集される場合もある。そして、差分処理により、背景組織からの信号がキャンセルされ、血管流や組織血流のみならず、CSF等の流体のマップ画像を得ることができる。   In the case of conventional MRA that performs image reconstruction using the absolute value of the signal, contrast control collected at the same TI without labeling the imaging data Data_labeled collected by labeling blood with ASL pulses Complex difference processing is performed with the imaging data Data_control. Note that imaging data Data_control for contrast control may be collected by applying an RF pulse for labeling blood and canceling the MTC (magnetization transfer contrast) effect. Then, the signal from the background tissue is canceled by the difference processing, and a map image of a fluid such as CSF as well as a vascular flow and a tissue blood flow can be obtained.

このため、信号の絶対値を用いて画像再構成を行う場合には、図６の一点鎖線で示す背景組織からの信号と点線で示す血液からの信号の絶対値との差がコントラストとなる。従って、血液における縦磁化がゼロとなるTI= TIlimitに設定すれば、最大のコントラストを得ることができる。この場合、TIにおいて背景組織の縦磁化をほぼゼロにするために複数の非選択IRパルスを印加する手法も考えられる。 For this reason, when image reconstruction is performed using the absolute value of the signal, the difference is the difference between the signal from the background tissue indicated by the alternate long and short dash line in FIG. 6 and the absolute value of the signal from the blood indicated by the dotted line. Therefore, the maximum contrast can be obtained by setting TI = TI limit where longitudinal magnetization in blood is zero. In this case, a method of applying a plurality of non-selective IR pulses in order to make the longitudinal magnetization of the background tissue almost zero in TI is also conceivable.

これに対して、磁気共鳴イメージング装置２０のように、信号の実部を用いて画像再構成を行えば、差分処理や複数のIRパルスの印加を行うことなく背景組織と血液との間におけるコントラストを絶対値再構成を行う場合や複数のIRパルスを印加する場合に比べて良好にすることができる。すなわち、血管像を良好なコントラストでマッピングすることができる。加えて、差分処理を行って絶対値画像再構成を行う場合に比べて、撮像時間を理想的には半分程度まで短縮することができる。   On the other hand, when the image reconstruction is performed using the real part of the signal as in the magnetic resonance imaging apparatus 20, the contrast between the background tissue and the blood is not performed without performing difference processing or applying a plurality of IR pulses. Can be made better than when absolute value reconstruction is performed or when a plurality of IR pulses are applied. That is, the blood vessel image can be mapped with a good contrast. In addition, the imaging time can be ideally shortened to about half compared to the case where absolute value image reconstruction is performed by performing difference processing.

ASLパルスによるラベリング領域は、画像化領域の外部ではなく、画像化領域を含む領域に設定することもできる。すなわち、ASLパルスによって、画像化する領域に流入する流体又は画像化領域の縦磁化を反転すれば、流体と背景組織とが良好なコントラスト差で描出される画像データを得ることができる。尚、イメージング対象が動きの小さいCSFや脂肪等の静止部しかない対象である場合には、少なくとも画像化領域を含む領域が領域選択的IRパルスの印加領域として設定される。   The labeling area by the ASL pulse can be set not to the outside of the imaging area but to an area including the imaging area. That is, if the longitudinal magnetization of the fluid flowing into the region to be imaged or the imaging region is reversed by the ASL pulse, image data in which the fluid and the background tissue are depicted with a good contrast difference can be obtained. When the imaging target is a target having only a stationary part such as CSF or fat with small motion, at least a region including the imaging region is set as a region-selective IR pulse application region.

図７は、画像化領域を含む領域に領域選択IRパルスを印加する例を示す図である。図８は、図７に示すIRパルスの印加による画像化領域における縦磁化の変化を示す図である。   FIG. 7 is a diagram illustrating an example in which a region selection IR pulse is applied to a region including an imaging region. FIG. 8 is a diagram showing changes in longitudinal magnetization in the imaging region due to application of the IR pulse shown in FIG.

図７の一点鎖線で示すように被検体Ｐの頭部に画像化領域としてイメージングスラブを設定し、イメージングスラブ内の血液をイメージングする場合には、イメージングスラブを含む二点鎖線で示す領域を領域選択的IRパルスの印加領域、つまりASLパルスによるラベリング領域とすることができる。   When an imaging slab is set as an imaging region on the head of the subject P as shown by a one-dot chain line in FIG. 7 and blood in the imaging slab is imaged, the region indicated by the two-dot chain line including the imaging slab is a region. A selective IR pulse application region, that is, a labeling region by an ASL pulse can be used.

図８(A)において横軸は時間tを、縦軸は縦磁化Mzを、一点鎖線はイメージングスラブ内における背景組織である脳実質の縦磁化を、二点鎖線はイメージングスラブ内に流入する血液の縦磁化を、点線はイメージングスラブ内における背景組織の縦磁化の絶対値を、それぞれ示す。また、図８(B)において横軸は図７に示すイメージングスラブ内において血管を横切る位置xを、縦軸は縦磁化Mzを、実線は縦磁化Mzのプロファイルを、それぞれ示す。   In FIG. 8A, the horizontal axis represents time t, the vertical axis represents longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line represents the longitudinal magnetization of the brain parenchyma, which is the background tissue in the imaging slab, and the alternate long and two short dashes line represents blood flowing into the imaging slab. The dotted line indicates the absolute value of the longitudinal magnetization of the background tissue in the imaging slab. In FIG. 8B, the horizontal axis indicates the position x crossing the blood vessel in the imaging slab shown in FIG. 7, the vertical axis indicates the longitudinal magnetization Mz, and the solid line indicates the profile of the longitudinal magnetization Mz.

図７に示すようなイメージングスラブを含むラベリング領域にIRパルスを印加すると、背景組織及びIRパルスの印加時にラベリング領域内に存在する血液の双方の縦磁化が反転して負の値-M0となる。そして、図８(A)に示すように時間とともに背景組織及び血液の縦磁化が緩和する。一方、ラベリング領域に外部から流入する血液の縦磁化は、IRパルスの影響を受けていないため、正の値M0である。 When an IR pulse is applied to a labeling region including an imaging slab as shown in FIG. 7, the longitudinal magnetization of both the background tissue and the blood existing in the labeling region at the time of application of the IR pulse is reversed, and a negative value −M 0 Become. As shown in FIG. 8A, the longitudinal magnetization of the background tissue and blood relaxes with time. On the other hand, the longitudinal magnetization of the blood flowing from the outside into the labeling region is a positive value M 0 because it is not affected by the IR pulse.

従って、背景組織の縦磁化がゼロとなるTIlimitよりも前のTI (0≦TI<TIlimit)を設定すれば、t=TIにおける背景組織と血液間のコントラストCvessel-backは、t= TIlimitにおける背景組織と血液間のコントラストClimitよりも大きくなる。また、図８(B)に示すように、t=TIにおいて血管を横切る位置xにおける縦磁化のプロファイルは、背景組織部分において小さく、血管部分において大きくなる。そして、図８(B)に示す縦磁化のプロファイルが得られる場合にReal imagingを行うと、WB画像データが得られる。 Therefore, if TI before the TI limit where the longitudinal magnetization of the background tissue becomes zero (0 ≦ TI <TI limit ) is set, the contrast C vessel-back between the background tissue and blood at t = TI is t = It becomes larger than the contrast C limit between background tissue and blood at TI limit . Further, as shown in FIG. 8B, the longitudinal magnetization profile at the position x crossing the blood vessel at t = TI is small in the background tissue portion and large in the blood vessel portion. When Real imaging is performed when the longitudinal magnetization profile shown in FIG. 8B is obtained, WB image data is obtained.

このように、IRパルスは画像化領域の外部及び内部のいずれにも印加することができる。ただし、図６(A)及び図８(A)から分かる通り、流体のT1が背景組織のT1よりも長い場合には、画像化領域の外部にIRパルスを印加する方が、縦磁化の緩和がなだらかとなるためTIの設定が容易となる。   Thus, the IR pulse can be applied both outside and inside the imaging region. However, as can be seen from FIGS. 6 (A) and 8 (A), when the fluid T1 is longer than the T1 of the background tissue, applying an IR pulse outside the imaging region reduces longitudinal magnetization. Since it becomes gentle, setting of TI becomes easy.

例えば、画像化領域の内部の脳組織に画像化領域の外部から血液が流入する場合には、TIの設定対象となる縦磁化が負値となる期間が長くなるように画像化領域の外部にIRパルスを印加することが望ましい。逆に、液体のT1が静止部分のT1よりも短い場合には、画像化領域を少なくとも含む領域にIRパルスを印加することが望ましい。   For example, when blood flows into the brain tissue inside the imaging area from the outside of the imaging area, outside of the imaging area so that the period during which the longitudinal magnetization to be set for TI is negative becomes longer. It is desirable to apply an IR pulse. Conversely, when the liquid T1 is shorter than the T1 of the stationary part, it is desirable to apply an IR pulse to a region including at least the imaging region.

このようにASLパルスとしてIRパルスを印加する手法は、血液をイメージングするMRAのみならず、CSF等の流体のイメージングにも適用できる。また、ASLパルスにはパルス波、連続波及びパルス波と連続波とを組み合わせた波があるが、いずれの波であってもよい。   Thus, the technique of applying an IR pulse as an ASL pulse can be applied not only to MRA for imaging blood but also to imaging of fluids such as CSF. In addition, the ASL pulse includes a pulse wave, a continuous wave, and a wave obtained by combining a pulse wave and a continuous wave, and any wave may be used.

ただし、静止組織を含むボクセル内が血液で充満されることによる部分容積効果(partial volume effects)がないことが条件である。仮に、部分容積効果がある場合には正の信号と負の信号とが互いにキャンセルしあってコントラストが小さくなる。   However, the condition is that there is no partial volume effect due to the filling of the voxel including the stationary tissue with blood. If there is a partial volume effect, the positive signal and the negative signal cancel each other and the contrast becomes small.

また、縦磁化プリパレーション部において複数のIRパルスを印加することによって、異なるT1を有する３つ以上の組織の縦磁化を制御することもできる。具体的には、３つ以上の組織の縦磁化をt=TIにおいてゼロ、正の値及び負の値にすることもできる。実用的な例としては、脂肪の縦磁化をゼロ、筋組織の縦磁化を正の値、血液の縦磁化を負の値とするように複数のTIを設定する場合が挙げられる。IRパルスは、２〜３回程度印加することが適切な場合が多い。   In addition, longitudinal magnetization of three or more tissues having different T1 can be controlled by applying a plurality of IR pulses in the longitudinal magnetization preparation unit. Specifically, the longitudinal magnetization of three or more tissues can be zero, a positive value, and a negative value at t = TI. As a practical example, there are cases where a plurality of TIs are set so that the longitudinal magnetization of fat is zero, the longitudinal magnetization of muscle tissue is a positive value, and the longitudinal magnetization of blood is a negative value. It is often appropriate to apply the IR pulse about 2 to 3 times.

ただし、複数のIRパルスを印加してもT1が異なる全ての組織の縦磁化をゼロにすることはできない。従って、イメージング対象となる臓器を構成する複数の組織のT1値が大きく異なる場合には、複数の組織からの信号を抑制するために多数のIRパルスが必要となる。しかし、IRパルスの数を多くするほど縦磁化の反転が不完全となり、結果としてSNRの劣化が生じる場合がある。従って、SNRを向上させる観点からは、複数のIRパルスを印加しない方がよい場合もある。   However, even when a plurality of IR pulses are applied, the longitudinal magnetization of all tissues having different T1 cannot be made zero. Therefore, when the T1 values of a plurality of tissues constituting the organ to be imaged are greatly different, a large number of IR pulses are required to suppress signals from the plurality of tissues. However, as the number of IR pulses increases, the longitudinal magnetization reversal becomes incomplete, and as a result, the SNR may deteriorate. Therefore, it may be better not to apply a plurality of IR pulses from the viewpoint of improving the SNR.

一方、背景組織に対して血液等の流体の縦磁化の絶対値が小さすぎるとReal imagingであっても流体の画像化が困難となる場合がある。そのような場合には、背景組織の縦磁化が正又は負となる一方、流体の縦磁化が負又は正となり（つまり、背景の縦磁化と流体の縦磁化が互いに異なる符号となり）、かつ背景組織の縦磁化が流体の縦磁化と同程度の大きさか又はそれ以下に低下するようにTIを設定して複数のIRパルスを印加してもよい。そうすることにより、単一のIRパルスを印加する場合に生じやすい上述した部分容積効果を軽減することができる。   On the other hand, if the absolute value of longitudinal magnetization of a fluid such as blood is too small with respect to the background tissue, imaging of the fluid may be difficult even with Real imaging. In such a case, the longitudinal magnetization of the background tissue is positive or negative, while the longitudinal magnetization of the fluid is negative or positive (that is, the longitudinal magnetization of the background and the longitudinal magnetization of the fluid have different signs), and the background A plurality of IR pulses may be applied by setting TI so that the longitudinal magnetization of the tissue decreases to the same magnitude as or lower than the longitudinal magnetization of the fluid. By doing so, it is possible to reduce the above-described partial volume effect that is likely to occur when a single IR pulse is applied.

複数のIRパルスを印加する場合、縦磁化を負値に反転するのは流体及び背景組織のいずれであってもよい。すなわち、単一又は複数のIRパルスを印加することによって、流体の縦磁化の符号及び背景組織の縦磁化の符号が互いに反転されればよい。画像化した場合に所望の輝度と逆になる場合には、画像データに対してモノクロ反転処理を実行することができる。例えば、図６(B)に示す縦磁化のプロファイルが得られる場合には、BB画像データが収集されるため白黒反転処理を行えば、WB画像データを生成することができる。   When applying a plurality of IR pulses, it is possible to reverse the longitudinal magnetization to a negative value in either the fluid or the background tissue. That is, by applying a single or a plurality of IR pulses, the sign of the longitudinal magnetization of the fluid and the sign of the longitudinal magnetization of the background tissue may be reversed. When the image is converted into the desired luminance, the monochrome inversion process can be executed on the image data. For example, when the longitudinal magnetization profile shown in FIG. 6 (B) is obtained, BB image data is collected, and therefore WB image data can be generated by performing black and white inversion processing.

図９は、データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において２つのIRパルスの印加を設定した例を示す図である。   FIG. 9 is a diagram illustrating an example in which application of two IR pulses is set in the longitudinal magnetization preparation unit so that longitudinal magnetization in two tissues has positive and negative values at the data acquisition timing.

図９において横軸は時間tを、RFはRF信号を示す。また、縦磁化Mzの時間変化を示すプロットにおいて一点鎖線は強調対象となる組織の縦磁化を示し、二点鎖線は抑制対象となる組織の縦磁化を示す。   In FIG. 9, the horizontal axis indicates time t, and RF indicates the RF signal. In the plot showing the time change of the longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized, and the alternate long and two short dashes line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed.

図９に示すように縦磁化プリパレーション部において２つのIRパルスを印加し、最初のIRパルスの印加タイミングからTI後にイメージングシーケンスが開始するパルスシーケンスを設定することができる。イメージングシーケンスでは、RF励起パルスの印加タイミングからTE後にNMRエコー信号が収集される。   As shown in FIG. 9, two IR pulses are applied in the longitudinal magnetization preparation unit, and a pulse sequence in which an imaging sequence starts after TI from the application timing of the first IR pulse can be set. In the imaging sequence, NMR echo signals are collected after TE from the application timing of the RF excitation pulse.

そして、イメージング用のNMRエコー信号の収集タイミングにおいて強調対象となる組織の縦磁化が正の値となる一方、抑制対象となる組織の縦磁化が負の値となるようにTI、最初のIRパルスと最後のIRパルスとの間隔ΔTI及び２つのIRパルスの各FAが調整される。尚、各IRパルスのFAは180°又は90°より大きい角度に設定される。FA>90°であれば、T1の異なる２つの組織の縦磁化が正の値及び負の値に分かれるTIが存在する。   The TI, first IR pulse so that the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized has a positive value while the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed has a negative value at the acquisition timing of the NMR echo signal for imaging. And the last IR pulse interval ΔTI and each FA of the two IR pulses are adjusted. Note that the FA of each IR pulse is set to an angle greater than 180 ° or 90 °. If FA> 90 °, there exists TI in which the longitudinal magnetization of two tissues with different T1 is divided into a positive value and a negative value.

また、縦磁化プリパレーション部は、IRパルス以外のパルスで構成することもできる。   In addition, the longitudinal magnetization preparation unit can be configured by a pulse other than the IR pulse.

図１０は、データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において３つのRFパルスの印加を設定した例を示す図である。   FIG. 10 is a diagram illustrating an example in which application of three RF pulses is set in the longitudinal magnetization preparation unit so that longitudinal magnetization in two tissues has positive and negative values at the data acquisition timing.

図１０において横軸は時間tを、RFはRF信号を示す。また、縦磁化Mzの時間変化を示すプロットにおいて一点鎖線は強調対象となる組織の縦磁化を示し、二点鎖線は抑制対象となる組織の縦磁化を示す。   In FIG. 10, the horizontal axis represents time t, and RF represents the RF signal. In the plot showing the time change of the longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized, and the alternate long and two short dashes line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed.

図１０に示すように縦磁化プリパレーション部において90°(+X)RFパルス、180°(+Y)RFパルス又は180°(-Y)RFパルス、90°(+X)RFパルスをδtの間隔で順次印加し、最後の90°(+X)RFパルスの印加タイミングからTI後にイメージングシーケンスが開始するパルスシーケンスを設定することができる。尚、()内の記号X及びYはX軸及びY軸を回転軸として磁化を回転させることを意味しており、回転軸の正方向からみて時計周りを+方向と定義している。イメージングシーケンスでは、RF励起パルスの印加タイミングからTE後にNMRエコー信号が収集される。   As shown in FIG. 10, 90 ° (+ X) RF pulse, 180 ° (+ Y) RF pulse or 180 ° (-Y) RF pulse, 90 ° (+ X) RF pulse is spaced by δt in the longitudinal magnetization preparation unit. The pulse sequence in which the imaging sequence starts after TI from the application timing of the last 90 ° (+ X) RF pulse can be set. Symbols X and Y in () mean that the magnetization is rotated with the X axis and the Y axis as rotation axes, and the clockwise direction is defined as the positive direction when viewed from the positive direction of the rotation axis. In the imaging sequence, NMR echo signals are collected after TE from the application timing of the RF excitation pulse.

図１１は図１０に示すパルスシーケンスの実行による磁化の変化を示す図である。   FIG. 11 is a diagram showing a change in magnetization due to the execution of the pulse sequence shown in FIG.

図１１の各XYZ座標系において(A)は、１番目の90°(+X)RFパルスの印加直前における２つの組織の磁化を、(B)は１番目の90°(+X)RFパルスの印加直後における２つの組織の磁化を、(C)は２番目の90°(+X)RFパルスの印加直前における２つの組織の磁化を、(D)は２番目の90°(+X)RFパルスの印加直後における２つの組織の磁化を、(E)はt=TIにおいてRF励起パルスが印加される直前における２つの組織の磁化を、それぞれ示す。尚、180°(+Y)RFパルス又は180°(-Y)RFパルスの印加による磁化の回転方向は、Y軸周りであるため磁化ベクトルの向きの変化はない。このため、図１１では、180°(+Y)RFパルス又は180°(-Y)RFパルスの印加前後における磁化ベクトルの変化の図を省略している。   In each XYZ coordinate system of FIG. 11, (A) shows the magnetization of two tissues immediately before the application of the first 90 ° (+ X) RF pulse, and (B) shows the first 90 ° (+ X) RF pulse. (C) shows the magnetization of the two tissues immediately before the application of the second 90 ° (+ X) RF pulse, and (D) shows the magnetization of the second 90 ° (+ X). (E) shows the magnetization of two tissues immediately before application of the RF excitation pulse at t = TI. Note that the rotation direction of magnetization by applying a 180 ° (+ Y) RF pulse or a 180 ° (−Y) RF pulse is around the Y-axis, so there is no change in the direction of the magnetization vector. For this reason, in FIG. 11, the illustration of the change of the magnetization vector before and after the application of the 180 ° (+ Y) RF pulse or the 180 ° (−Y) RF pulse is omitted.

また、(A), (B), (C), (D), (E)において、実線で示すベクトルは強調対象となる組織の磁化を示し、点線で示すベクトルは抑制対象となる組織の磁化を示す。尚、実線で示すベクトルと点線で示すベクトルは実際には重なるが、説明容易化のためずらして表示してある。   In (A), (B), (C), (D), and (E), the vector indicated by the solid line indicates the magnetization of the tissue to be emphasized, and the vector indicated by the dotted line indicates the magnetization of the tissue to be suppressed. Indicates. The vector indicated by the solid line and the vector indicated by the dotted line are actually overlapped, but are displayed in a shifted manner for ease of explanation.

図１１(A)に示すように１番目の90°(+X)RFパルスの印加直前には、静磁場の作用によって強調対象となる組織の磁化及び抑制対象となる組織の磁化はいずれもZ軸の正方向を向いている。１番目の90°(+X)RFパルスが印加されると強調対象となる組織の磁化及び抑制対象となる組織の磁化はいずれもX軸を中心に90°だけ時計周りに回転する。そして、２δtの時間が経過すると、T2緩和によって磁化の絶対値が小さくなる。この結果、２番目の90°(+X)RFパルスの印加直前には図１０(C)に示すように、強調対象となるT2の短い組織の磁化は、抑制対象となるT2の長い組織の磁化よりも絶対値が小さくなる。次に、２番目の90°(+X)RFパルスを印加すると図１０(D)に示すように、強調対象となる組織の磁化及び抑制対象となる組織の磁化はいずれもX軸を中心に90°だけ時計周りに回転し、-Z方向を向く。   As shown in FIG. 11 (A), immediately before the application of the first 90 ° (+ X) RF pulse, the magnetization of the tissue to be emphasized and the magnetization of the tissue to be suppressed are both Z due to the action of the static magnetic field. It faces the positive direction of the axis. When the first 90 ° (+ X) RF pulse is applied, the magnetization of the tissue to be emphasized and the magnetization of the tissue to be suppressed rotate by 90 ° clockwise about the X axis. When the time of 2δt elapses, the absolute value of magnetization decreases due to T2 relaxation. As a result, immediately before the application of the second 90 ° (+ X) RF pulse, as shown in FIG. 10 (C), the magnetization of the tissue having a short T2 to be emphasized is that of the tissue having a long T2 to be suppressed. The absolute value is smaller than the magnetization. Next, when the second 90 ° (+ X) RF pulse is applied, as shown in FIG. 10D, the magnetization of the tissue to be emphasized and the magnetization of the tissue to be suppressed are both centered on the X axis. Rotate 90 ° clockwise and face -Z direction.

つまり、２番目の90°(+X)RFパルスの印加直後をt=0とすると、t=0では強調対象となる組織の縦磁化及び抑制対象となる組織の縦磁化はいずれも負の値となり、かつ強調対象となる組織の縦磁化の絶対値は抑制対象となる組織の縦磁化の絶対値よりも小さくなる。換言すれば、t=0において強調対象となる組織の縦磁化及び抑制対象となる組織の縦磁化がいずれも負の値となるように90°RFパルスの位相が制御される。   In other words, if t = 0 immediately after the second 90 ° (+ X) RF pulse is applied, the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized and the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed are both negative at t = 0. And the absolute value of the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized is smaller than the absolute value of the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed. In other words, the phase of the 90 ° RF pulse is controlled so that both the longitudinal magnetization of the tissue to be enhanced and the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed have negative values at t = 0.

そして、t=TIでは、T1緩和によって強調対象となる組織の縦磁化が正値となる一方、抑制対象となる組織の縦磁化は負値となる。換言すれば、t=TIにおいて強調対象となる組織の縦磁化が正値となる一方、抑制対象となる組織の縦磁化は負値となるようにTIが調整される。   At t = TI, the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized has a positive value due to T1 relaxation, while the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed has a negative value. In other words, TI is adjusted so that the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized has a positive value at t = TI, while the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed has a negative value.

この場合、90°(+X)RFパルス、180°(+Y)RFパルス又は180°(-Y)RFパルス、90°(+X)RFパルスは、T1緩和及びT2を利用してイメージングデータの収集タイミングにおいて２つの組織の縦磁化が正負の値となるように縦磁化を制御するプリパレーションパルスであるT1&T2 prepared pulseとして機能する。そして、組織間におけるT1及びT2の双方の差を利用してコントラストを制御することができる。   In this case, 90 ° (+ X) RF pulse, 180 ° (+ Y) RF pulse or 180 ° (-Y) RF pulse, 90 ° (+ X) RF pulse is used for imaging data using T1 relaxation and T2. Functions as a T1 & T2 prepared pulse that is a preparation pulse for controlling the longitudinal magnetization so that the longitudinal magnetizations of the two tissues have positive and negative values at the collection timing. The contrast can be controlled using the difference between T1 and T2 between tissues.

例えば、強調対象となる組織が筋であり、抑制対象となる組織が血液である場合に縦磁化プリパレーション部においてT1&T2 prepared pulseを印加すれば、縦磁化プリパレーション部においてIRパルスのみを印加する場合に比べてコントラストの差を大きくすることができる。すなわち、筋のT2は血液のT2よりも短いため、t=0において筋の縦磁化の絶対値は血液の縦磁化の絶対値よりも小さくなる。従って、t=TIにおいて筋の縦磁化が大きい正の値となる一方、血液の縦磁化が負値となるようにTIを設定すれば、筋及び血液間のコントラスト差を大きくすることができる。   For example, if the tissue to be emphasized is a muscle and the tissue to be suppressed is blood, applying a T1 & T2 prepared pulse in the longitudinal magnetization preparation unit will compare to applying only an IR pulse in the longitudinal magnetization preparation unit The difference in contrast can be increased. That is, since the muscle T2 is shorter than the blood T2, the absolute value of the longitudinal magnetization of the muscle is smaller than the absolute value of the longitudinal magnetization of the blood at t = 0. Therefore, when TI is set so that the longitudinal magnetization of the muscle has a large positive value at t = TI and the longitudinal magnetization of the blood has a negative value, the contrast difference between the muscle and the blood can be increased.

尚、T1&T2 prepared pulseには、90°(+X)RFパルス、180°(+X)RFパルス又は180°(-X)RFパルス、90°(-X)RFパルスで構成する場合のように、様々なバリエーションがある。   The T1 & T2 prepared pulse has 90 ° (+ X) RF pulse, 180 ° (+ X) RF pulse, 180 ° (-X) RF pulse, 90 ° (-X) RF pulse. There are various variations.

図１２は、データ収集タイミングにおいて２つの組織における縦磁化が正負の値となるように縦磁化プリパレーション部において３つのRFパルス及び２つのMPGパルスの印加を設定した例を示す図である。   FIG. 12 is a diagram illustrating an example in which application of three RF pulses and two MPG pulses is set in the longitudinal magnetization preparation unit so that longitudinal magnetization in two tissues has positive and negative values at the data acquisition timing.

図１２において横軸は時間tを、RFはRF信号を、Gは傾斜磁場を、それぞれ示す。また、縦磁化Mzの時間変化を示すプロットにおいて一点鎖線は強調対象となる組織の縦磁化を示し、二点鎖線は抑制対象となる組織の縦磁化を示す。   In FIG. 12, the horizontal axis represents time t, RF represents the RF signal, and G represents the gradient magnetic field. In the plot showing the time change of the longitudinal magnetization Mz, the alternate long and short dash line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be emphasized, and the alternate long and two short dashes line indicates the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed.

図１２に示すパルスシーケンスは、図１０に示すT1&T2 prepared pulseの２つのδtの間隔にそれぞれMPGパルスを印加するようにしたものである。従ってMPGパルスの作用以外については説明を省略する。   The pulse sequence shown in FIG. 12 is such that MPG pulses are applied at intervals of two δt of the T1 & T2 prepared pulse shown in FIG. Therefore, the description other than the action of the MPG pulse is omitted.

MPGパルスを印加するとスピンの拡散(diffusion)を強調することができる。すなわち、２δtの期間においてT2緩和に加えて動きによる緩和(dephase)が起こる。このため、流体のように動きが大きくかつT2が短い組織ほどt=0において縦磁化が小さくなる。そこで、T1緩和及びT2緩和に加えて拡散を利用するプリパレーションパルスとしてT1&T2 prepared pulseにMPGパルスを付加したT1&T2&Diffusion prepared pulseを用いることもできる。T1&T2&Diffusion prepared pulseを用いると、縦磁化プリパレーション部におけるパラメータを調整することによって流体の速度に応じて信号強度を制御することが可能となる。   The application of MPG pulses can enhance spin diffusion. That is, in the period of 2δt, in addition to T2 relaxation, dephasing due to motion occurs. For this reason, the longitudinal magnetization becomes smaller at t = 0 for a tissue having a large movement and a short T2 like a fluid. Therefore, in addition to T1 relaxation and T2 relaxation, T1 & T2 & Diffusion prepared pulse in which MPG pulse is added to T1 & T2 prepared pulse can be used as a preparation pulse using diffusion. When T1 & T2 & Diffusion prepared pulse is used, the signal intensity can be controlled according to the fluid velocity by adjusting the parameters in the longitudinal magnetization preparation unit.

例えば、強調対象となる組織が筋であり、抑制対象となる組織が血液である場合にMPGパルスを印加すれば、図１０に示すようなMPGパルスを印加しない場合に比べて、t=TIにおける筋の縦磁化は変わらないが流速の速い血液の縦磁化の絶対値は小さくなる。このため、MPGパルスを印加した場合には、t=TIにおいて筋と流速の速い血液との間におけるコントラスト差が、MPGパルスを印加しない場合に比べて小さくなる。そこで、図１２に示すようにt=TIにおいて、ある速度以上の血液からの信号の強度がほぼゼロとなるようにTIを設定することもできる。   For example, when the MPG pulse is applied when the tissue to be emphasized is a muscle and the tissue to be suppressed is blood, compared to the case where the MPG pulse as shown in FIG. 10 is not applied, at t = TI. Although the longitudinal magnetization of the muscle does not change, the absolute value of longitudinal magnetization of blood with a high flow velocity becomes small. For this reason, when the MPG pulse is applied, the contrast difference between the muscle and the blood having a high flow velocity at t = TI is smaller than that when the MPG pulse is not applied. Therefore, as shown in FIG. 12, at t = TI, TI can be set so that the intensity of a signal from blood at a certain speed or higher is substantially zero.

さらに、T1&T2&Diffusion prepared pulseにおいてMPGパルスの強度を一定にしつつδtを小さくすれば、T2緩和の寄与度を小さくすることができる。一方、MPGパルスの強度を調整すれば、拡散の寄与度を調整することができる。これらのT1&T2&Diffusion prepared pulseのパラメータは、組織の種類、要求されるコントラスト、傾斜磁場強度特性等の条件に応じて経験的又はシミュレーション等の任意の手段によって決定することができる。   Furthermore, the contribution of T2 relaxation can be reduced by reducing Δt while keeping the intensity of the MPG pulse constant in T1 & T2 & Diffusion prepared pulse. On the other hand, if the intensity of the MPG pulse is adjusted, the contribution of diffusion can be adjusted. The parameters of these T1 & T2 & Diffusion prepared pulses can be determined by any means such as empirical or simulation according to conditions such as tissue type, required contrast, gradient magnetic field strength characteristics, and the like.

このように、抑制対象となる組織の拡散係数(ADC: apparent diffusion coefficient)が強調対象となる組織のADCよりも大きい場合には、横磁化が残る弱いMPGパルスを印加することによって、ある速度以上の血液等の流体からの信号を選択的に強調又は抑制することが可能となる。この場合、MPGパルスは、フローディフェーズパルス(flow dephase pulse)として機能している。   In this way, when the diffusion coefficient (ADC: apparent diffusion coefficient) of the tissue to be suppressed is larger than the ADC of the tissue to be emphasized, by applying a weak MPG pulse in which transverse magnetization remains, a certain speed or more It is possible to selectively emphasize or suppress signals from fluids such as blood. In this case, the MPG pulse functions as a flow dephase pulse.

図１３は、図１２に示すパルスシーケンスにより収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図である。   FIG. 13 is a diagram showing changes in amplitude and phase of a complex echo signal collected by the pulse sequence shown in FIG.

図１３において、(A)はt=TIにおいて収集される複素信号の振幅及び位相を示し、(B)はt=TI+TEにおいて収集された位相補正後の複素信号の振幅及び位相を示す。また、(A), (B)の各縦軸は回転座標系の虚軸を、各横軸は回転座標系の実軸を、実線で示すベクトルは強調対象となる背景信号を、点線で示すベクトルは抑制対象となる血液信号を、それぞれ示す。   In FIG. 13, (A) shows the amplitude and phase of the complex signal collected at t = TI, and (B) shows the amplitude and phase of the complex signal after phase correction collected at t = TI + TE. Each vertical axis in (A) and (B) indicates the imaginary axis of the rotating coordinate system, each horizontal axis indicates the real axis of the rotating coordinate system, and the vector indicated by the solid line indicates the background signal to be emphasized by the dotted line The vector indicates each blood signal to be suppressed.

t=TIでは、図４(A)と同様に図１３(A)に示すように背景信号Sbackを表すベクトルは実軸上で正方向となる一方、血液信号Svesselを表すベクトルは実軸上で負方向となる。 At t = TI, the vector representing the background signal S back is positive on the real axis as shown in FIG. 13A, as in FIG. 4A, while the vector representing the blood signal S vessel is the real axis. Negative direction above.

t=TI+TEでは、磁場の不均一性及び血液の流れの影響により背景信号Sbackの位相及び血液信号Svesselの位相Φflowがばらける。そこで、磁場の不均一性による位相シフト分を補正する背景位相補正を行うと、背景信号Sbackを表すベクトルは実軸上の正方向に戻すことができる。しかし、MPGパルスによるdephasingが行われているため、図１３(B)に示すように、血液の流れの影響によって血液信号Svesselを表すベクトルは実軸から依然としてシフトした状態となる。さらに、血液信号Svesselの振幅もボクセル内における血液の流れによる位相分散の影響を受けて小さくなる。 At t = TI + TE, the phase of the background signal S back and the phase Φ flow of the blood signal S vessel vary due to the inhomogeneity of the magnetic field and the influence of blood flow . Therefore, when background phase correction is performed to correct the phase shift due to magnetic field inhomogeneity, the vector representing the background signal S back can be returned to the positive direction on the real axis. However, since dephasing by the MPG pulse is performed, as shown in FIG. 13B, the vector representing the blood signal S vessel is still shifted from the real axis due to the influence of the blood flow. Furthermore, the amplitude of the blood signal S vessel is also reduced by the influence of phase dispersion due to blood flow in the voxel.

従って、背景組織と血液間におけるコントラストCvessel-to-backは、図１３(B)に示すように、振幅が小さくなった血液信号Svesselの実部Re(Svessel)と背景信号Sbackの振幅に相当する実部Re(Sback)との差|Re(Svessel)- Re(Sback)|となる。そこで、血液信号Svesselを表すベクトルの向きを実軸上の負方向にシフトさせるCOS filter処理を行うことが好適である。 Therefore, the contrast C vessel-to-back between the background tissue and the blood is the difference between the real part Re (S vessel ) of the blood signal S vessel with the reduced amplitude and the background signal S back as shown in FIG. The difference from the real part Re (S back ) corresponding to the amplitude is | Re (S vessel )-Re (S back ) |. Therefore, it is preferable to perform COS filter processing for shifting the direction of the vector representing the blood signal S vessel in the negative direction on the real axis.

尚、図４及び図１３は、抑制対象が血液である場合の例を示しているが抑制対象がCSFである場合にも同様となる。   4 and 13 show an example in which the suppression target is blood, but the same applies when the suppression target is CSF.

また、T2緩和を利用せずにT1緩和及び拡散のみを利用するT1&Difusion preparationで縦磁化プリパレーション部を構成してもよい。   Further, the longitudinal magnetization preparation unit may be configured by T1 & Difusion preparation that uses only T1 relaxation and diffusion without using T2 relaxation.

さらに、縦磁化プリパレーション部において、IRパルスのみでなく、T1&T2 prepared pulse及びT1&T2&Diffusion prepared pulseの一方又は双方を適切なタイミングで複数回印加することも可能である。例えば、MPGパルスの強度を変えて磁気モーメントが異なる２つのT1&T2&Diffusion prepared pulseを印加すると、速度が上限値と下限値との間にある流体のみを選択的に描出することが可能となる。すなわち、１番目に弱い強度のMPGパルスを付加したT1&T2&Diffusion prepared pulseを印加し、２番目に強い強度のMPGパルスを付加したT1&T2&Diffusion prepared pulseを印加すれば、ある速度範囲のみの流体を選択的に画像化することができる。つまり、MPGパルスの強度を２段階に変化させることによって流体イメージングにおける速度選択性を得ることができる。   Further, in the longitudinal magnetization preparation unit, not only the IR pulse but also one or both of T1 & T2 prepared pulse and T1 & T2 & Diffusion prepared pulse can be applied multiple times at an appropriate timing. For example, by applying two T1 & T2 & Diffusion prepared pulses having different magnetic moments by changing the intensity of the MPG pulse, it is possible to selectively depict only the fluid whose speed is between the upper limit value and the lower limit value. In other words, if T1 & T2 & Diffusion prepared pulse with the first weakest MPG pulse is applied and T1 & T2 & Diffusion prepared pulse with the second strongest MPG pulse is applied, fluid in a certain speed range is selectively imaged. Can be That is, velocity selectivity in fluid imaging can be obtained by changing the intensity of the MPG pulse in two stages.

ところで、イメージングシーケンスにおいて、１次以上のグラジエントモーメントヌリング(GMN: gradient moment nulling)を行うことが望ましい。GMNは、傾斜磁場を印加した場合に磁場不均一性、流速、加速、その他の運動によって生じるスピンの位相ずれが修正されるように傾斜磁場パルスの波形を決定することである。傾斜磁場を印加することによるスピンの位相シフト量ベクトルΦGは式(1)で表される。 By the way, it is desirable to perform gradient moment nulling (GMN: gradient moment nulling) in the imaging sequence. GMN is to determine the waveform of a gradient magnetic field pulse so that the phase shift of spin caused by magnetic field inhomogeneity, flow velocity, acceleration, and other motions is corrected when a gradient magnetic field is applied. A spin phase shift vector Φ G by applying a gradient magnetic field is expressed by Equation (1).

ΦG=-γ{r0∫G(t)dt+ν0∫G(t)・tdt+(a0/2)∫G(t)・t2dt+ ...} (1) Φ G = -γ {r 0 ∫G (t) dt + ν 0 ∫G (t) · tdt + (a 0/2) ∫G (t) · t 2 dt + ...} (1)

式(1)においてγは磁気回転比、G(t)は傾斜磁場波形ベクトル、r0は時刻t=0におけるスピンの位置ベクトル、ν0は時刻t=0におけるスピンの速度ベクトル、a0は時刻t=0におけるスピンの加速度ベクトルである。∫G(t)dtの項は０次の磁気モーメント、∫G(t)・tdtの項は１次の磁気モーメント、∫G(t)・t2dtの項は２次の磁気モーメントと呼ばれる。 In Equation (1), γ is the magnetic rotation ratio, G (t) is the gradient magnetic field waveform vector, r 0 is the spin position vector at time t = 0, ν 0 is the spin velocity vector at time t = 0, and a 0 is This is the acceleration vector of the spin at time t = 0. The term ∫G (t) dt is called the zero-order magnetic moment, the term ∫G (t) · tdt is called the first-order magnetic moment, and the term ∫G (t) · t 2 dt is called the second-order magnetic moment. .

０次のGMNは、０次の磁気モーメントをゼロにして磁場不均一性に起因する位相ずれを修正すること、１次のGMNは１次の磁気モーメントをゼロにして組織の動きや流体の流速に起因する信号のスピンの位相ずれを修正すること、２次のGMNは２次の磁気モーメントをゼロにして流体の加速に起因する信号の位相ずれを修正することに相当する。１次のGMN用に印加される傾斜磁場パルスは、フローリフェーズ(flow rephrase)パルス又はフロー補償(flow compensation)パルスと呼ばれる。   Zero-order GMN corrects phase shift caused by magnetic field inhomogeneity by setting zero-order magnetic moment to zero, and first-order GMN zeroes first-order magnetic moment to make tissue movement and fluid flow velocity. Correcting the phase shift of the spin caused by the signal is equivalent to correcting the phase shift of the signal caused by the acceleration of the fluid by making the second-order magnetic moment zero. The gradient pulse applied for the primary GMN is called a flow rephrase pulse or a flow compensation pulse.

図１４は、０次のGMNを行う際のフローディフェーズパルスの一例を示す図である。また、図１５は、１次のGMNを行う際のフローリフェーズパルスの一例を示す図である。   FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a flow dephase pulse when performing 0th-order GMN. FIG. 15 is a diagram illustrating an example of a flow rephase pulse when primary GMN is performed.

図１４及び図１５において横軸は時間を、RFはRF励起パルスを、G(X)は傾斜磁場波形を、ECHOはエコー信号を、それぞれ示す。   14 and 15, the horizontal axis represents time, RF represents an RF excitation pulse, G (X) represents a gradient magnetic field waveform, and ECHO represents an echo signal.

図１４及び図１５に示すようにRF励起パルスの印加後に傾斜磁場パルスG(t)が印加され、RF励起パルスの印加タイミング（パルス中心）からTE後にエコー信号が収集される。０次の磁気モーメントは傾斜磁場パルス波形の面積で表される。従って、図１４及び図１５に示す数字の面積比となるように傾斜磁場パルス波形を設定すれば、傾斜磁場パルスの０次の磁気モーメントはいずれもゼロとなる。一方、１次の磁気モーメントは、図１４に示す傾斜磁場波形ではゼロとなるのに対して図１５に示す傾斜磁場波形ではゼロとならない。従って、図１４に示す傾斜磁場パルスは１次のGMNを行うフローリフェーズパルスとなり、図１５に示す傾斜磁場パルスは０次のGMNのみを行うフローディフェーズパルスとなる。   As shown in FIGS. 14 and 15, the gradient magnetic field pulse G (t) is applied after application of the RF excitation pulse, and echo signals are collected after TE from the application timing (pulse center) of the RF excitation pulse. The zero-order magnetic moment is represented by the area of the gradient magnetic field pulse waveform. Therefore, if the gradient magnetic field pulse waveform is set so that the area ratio of the numbers shown in FIGS. 14 and 15 is set, the zeroth-order magnetic moment of the gradient magnetic field pulse becomes zero. On the other hand, the primary magnetic moment is zero in the gradient magnetic field waveform shown in FIG. 14, whereas it is not zero in the gradient magnetic field waveform shown in FIG. Therefore, the gradient magnetic field pulse shown in FIG. 14 is a flow rephase pulse that performs the first-order GMN, and the gradient magnetic field pulse shown in FIG. 15 is a flow dephase pulse that performs only the zero-order GMN.

図１６は、フローリフェーズパルスを印加して収集される複素エコー信号の振幅及び位相の変化を示す図である。   FIG. 16 is a diagram illustrating changes in amplitude and phase of a complex echo signal acquired by applying a flow rephase pulse.

図１６において、(A)はt=TIにおいて収集される複素信号の振幅及び位相を示し、(B)はt=TI+TEにおいて収集された位相補正後の複素信号の振幅及び位相を示す。また、(A), (B)の各縦軸は回転座標系の虚軸を、各横軸は回転座標系の実軸を、実線で示すベクトルは強調対象となる背景信号を、点線で示すベクトルは抑制対象となる血液信号を、それぞれ示す。   In FIG. 16, (A) shows the amplitude and phase of the complex signal collected at t = TI, and (B) shows the amplitude and phase of the complex signal after phase correction collected at t = TI + TE. Each vertical axis in (A) and (B) indicates the imaginary axis of the rotating coordinate system, each horizontal axis indicates the real axis of the rotating coordinate system, and the vector indicated by the solid line indicates the background signal to be emphasized by the dotted line The vector indicates each blood signal to be suppressed.

t=TIでは、図４(A)及び図１３(A)と同様に図１１(A)に示すように背景信号Sbackを表すベクトルは実軸上で正方向となる一方、血液信号Svesselを表すベクトルは実軸上で負方向となる。つまり、背景組織及び血液の縦磁化がRF励起により横磁化になった直後では、背景信号Sbackの位相と血液信号Svesselの位相との差は180°である。従って、イメージングシーケンスの実行中において背景信号Sbackの位相と血液信号Svesselの位相との差を180°のまま維持させることができれば背景組織と血液とのコントラスト差を最大にすることができる。 At t = TI, the vector representing the background signal S back is positive on the real axis as shown in FIG. 11 (A) as in FIGS. 4 (A) and 13 (A), while the blood signal S vessel The vector representing is negative on the real axis. That is, immediately after the longitudinal magnetization of the background tissue and blood becomes transverse magnetization by RF excitation, the difference between the phase of the background signal S back and the phase of the blood signal S vessel is 180 °. Therefore, if the difference between the phase of the background signal S back and the phase of the blood signal S vessel can be maintained at 180 ° during the execution of the imaging sequence, the contrast difference between the background tissue and blood can be maximized.

ここで、イメージングシーケンスにおいて０次のGMNのみを行うものとすると、静止している背景組織の位相ずれのみが修正される。このため、背景組織及び血液の縦磁化が横磁化になった直後からは時間の経過とともに背景組織の動き、拍動による動き、血液の流れ等の要因によってスピンの位相シフトが生じる。   Here, if only the 0th order GMN is performed in the imaging sequence, only the phase shift of the stationary background tissue is corrected. For this reason, immediately after the longitudinal magnetization of the background tissue and blood becomes transverse magnetization, a phase shift of the spin occurs due to factors such as the movement of the background tissue, movement due to pulsation, blood flow and the like with time.

そこで、イメージングシーケンスにおいてフローリフェーズパルスを印加して１次以上のGMNを行えば、組織の動きや血液の流れによる横磁化の位相シフトを低減させることができる。従って、背景信号Sbackの位相と血液信号Svesselの位相との差を180°に維持することができる。更に、背景信号Sbackの位相シフト分だけ信号の位相をシフトさせる背景位相補正を背景信号Sback及び血液信号Svesselに施せば、背景信号Sbackの位相を0°にする一方、血液信号Svesselの位相を180°にすることができる。 Therefore, if a primary or higher order GMN is performed by applying a flow rephase pulse in an imaging sequence, the phase shift of transverse magnetization due to tissue movement or blood flow can be reduced. Therefore, the difference between the phase of the background signal S back and the phase of the blood signal S vessel can be maintained at 180 °. Furthermore, Hodokose background phase correction for shifting the phase of the phase shift amount corresponding to the background signal the signal S back to the background signal S back and blood signal S vessel, while the 0 ° phase of the background signal S back, the blood signal S The vessel phase can be 180 °.

すなわち、t=TI+TEにおいて図１６(B)に示すように、背景信号Sbackを表すベクトルの向きを実軸上の正方向に、１次以上のGMNにより位相シフトが修正されている血液信号Svesselを表すベクトルの向きを実軸上の負方向に、それぞれ戻すことができる。この場合、背景信号Sback及び血液信号Svesselの振幅は、動きや流れによっては低下せず、T2緩和又はT2*緩和により低下するのみとなる。従って、背景組織と血液との間におけるコントラストを最大にすることができる。 That is, as shown in FIG. 16 (B) at t = TI + TE, the direction of the vector representing the background signal S back is set to the positive direction on the real axis, and the phase shift is corrected by the first-order or higher GMN. The direction of the vector representing the signal S vessel can be returned to the negative direction on the real axis. In this case, the amplitudes of the background signal S back and the blood signal S vessel are not reduced by movement or flow, but only by T2 relaxation or T2 * relaxation. Therefore, the contrast between the background tissue and blood can be maximized.

特に、イメージング対象となる組織が血液やCSF等の流体を含む場合には、動きが大きいため、１次以上のGMNは効果的である。例えば、脳梗塞や心筋梗塞の原因として近年重要視されている血管内プラークのイメージングを行う場合には、筋等の血管壁と血液との分離が重要である。このため、リフェーズパルスを印加することにより、血管壁の情報をより高精度で得ることが期待できる。   In particular, when the tissue to be imaged includes a fluid such as blood or CSF, since the movement is large, the primary or higher GMN is effective. For example, when imaging intravascular plaque, which has recently been regarded as important as a cause of cerebral infarction or myocardial infarction, it is important to separate a blood vessel wall such as a muscle from blood. For this reason, it can be expected that the information of the blood vessel wall can be obtained with higher accuracy by applying the rephase pulse.

また、撮像部位が頚部や心臓である場合には、血液以外の血管壁や周囲の実質組織であっても心拍や呼吸性の拍動による動きが大きいため、リフェーズパルスの印加は良好なコントラストで画像を収集するために有効である。特に頚部の頚動脈や心臓の冠状動脈などに蓄積される血管内のプラークイメージングを行う場合にリフェーズパルスを印加すれば、拍動に依らず血液の信号抑制効果を安定的に得ることができる。   In addition, when the imaging site is the cervix or heart, even if it is a blood vessel wall other than blood or the surrounding real tissue, movement due to heartbeat or respiratory pulsation is large, so rephase pulses are applied with good contrast. It is effective for collecting images. In particular, if a rephase pulse is applied when performing plaque imaging in blood vessels accumulated in the carotid artery of the cervix or the coronary artery of the heart, a blood signal suppression effect can be stably obtained regardless of the pulsation.

尚、イメージングシーケンスがFSEシーケンス、FFEシーケンス、SSFPシーケンス又はEPIシーケンス等の複数のエコー信号を収集するシーケンスである場合には、少なくともコントラストに支配的である低周波領域におけるエコー信号を収集するための傾斜磁場波形をリフェーズ波形とすることが好適である。   When the imaging sequence is a sequence that collects a plurality of echo signals such as an FSE sequence, FFE sequence, SSFP sequence, or EPI sequence, it is necessary to collect echo signals in the low frequency region that is dominant at least in contrast. The gradient magnetic field waveform is preferably a rephase waveform.

このように、着目する２つの組織からの信号がｋ空間の中心におけるエコー信号の収集タイミング(TI+TE)において正の値と負の値となるように、縦磁化プリパレーション部の種類、数、FA及びTI並びにイメージングシーケンスのGMN、TR及びTE等の撮像パラメータを設定する機能が、撮像条件設定部４０に備えられる。   In this way, the type, number, and number of longitudinal magnetization preparation units are set so that the signals from the two tissues of interest have a positive value and a negative value at the echo signal collection timing (TI + TE) at the center of k-space. The imaging condition setting unit 40 has a function of setting imaging parameters such as FA and TI and imaging sequences GMN, TR, and TE.

抑制すべき組織のTIが強調すべき組織のTIよりも短い場合には、TIは、抑制又は分離すべき組織の縦磁化がゼロとなる時間よりも短く、かつ強調すべき組織の縦磁化がゼロとなる時間よりも長くなるように設定することが望ましい。更に、TIは縦磁化が正の値となる組織と縦磁化が負の値となる組織とのコントラスト差がより大きくなるように設定されることが望ましい。従って、分離すべき２つの組織のT1の差が大きい場合には縦磁化の符号が互いに逆となるようなTIを容易に決定することができる。   If the TI of the tissue to be suppressed is shorter than the TI of the tissue to be emphasized, the TI is shorter than the time when the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed or separated is zero, and the longitudinal magnetization of the tissue to be enhanced is It is desirable to set so that it is longer than the time when it becomes zero. Further, TI is desirably set so that the contrast difference between the tissue having a positive longitudinal magnetization and the tissue having a negative longitudinal magnetization becomes larger. Therefore, when the difference in T1 between the two tissues to be separated is large, the TI can be easily determined such that the signs of longitudinal magnetization are opposite to each other.

縦磁化プリパレーション部が１つのT1 prepared pulse (IRパルス)である場合には、抑制すべき組織の縦磁化がゼロとなる時間が、静磁場強度やIRパルスのFAによって変化する。例えば、静磁場強度が1.5テスラでTR=3000msである場合に抑制すべき組織が脂肪であればTI=100-150ms、血液であればTI=500-600ms、CSFであればTI=1800-2000ms程度となる。また、TRが短い程又はIRパルスのFAが180°より浅い程、IRパルスの印加タイミングt=0において負値となる縦磁化の絶対値が小さくなるため最適なTIは短くなる。   When the longitudinal magnetization preparation unit is one T1 prepared pulse (IR pulse), the time during which the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed becomes zero varies depending on the static magnetic field strength and the FA of the IR pulse. For example, when the static magnetic field strength is 1.5 Tesla and TR = 3000 ms, if the tissue to be suppressed is fat, TI = 100-150 ms, if blood, TI = 500-600 ms, if CSF, TI = 1800-2000 ms It will be about. Also, the shorter the TR or the shallower the FA of the IR pulse, the smaller the absolute value of the longitudinal magnetization that becomes a negative value at the IR pulse application timing t = 0, and the optimal TI becomes shorter.

一方、分離すべき２つの組織のT1の差が小さい場合には、t=TIにおいて縦磁化が同符号とならざるを得ない場合がある。そのような場合には、縦磁化の符号が同符号となるTIが撮像条件として設定される。この場合、２つの組織から得られる信号を用いてReal imagingを行って画像を再構成すると、２つの組織間におけるコントラストは、Magnitude Imagingを行って再構成した画像のコントラストと差異がなくなる。しかし、SNR (signal to noise ratio)が低い部位においてSNRがMagnitude Imagingの場合よりも改善されたり、T1値及びT2値と信号強度との間における線形性が維持されるといったReal Imagingの特長を画像に反映させることができる。   On the other hand, when the difference in T1 between the two tissues to be separated is small, the longitudinal magnetization may have to have the same sign at t = TI. In such a case, TI having the same sign of longitudinal magnetization is set as the imaging condition. In this case, when real imaging is performed using signals obtained from two tissues and an image is reconstructed, the contrast between the two tissues is no different from the contrast of an image reconstructed by performing Magnitude Imaging. However, Real Imaging features that SNR is improved compared to Magnitude Imaging in regions where the signal to noise ratio (SNR) is low, and that linearity between T1 and T2 values and signal intensity is maintained. Can be reflected.

縦磁化プリパレーション部の種類の決定方法の例としては、T1 prepared pulseを用いた場合に適切なTIを設定することが困難な場合にT1&T2 prepared pulse、T1&T2&Diffusion prepared pulse又は複数のプリパレーションパルスの組み合わせを用いるという決定法が挙げられる。例えば、TIを固定値にすることが望ましい場合にはT1 prepared pulseを用いるとTIが適切な値とならない恐れがある。そこで、T1&T2 prepared pulseのδtやT1&T2&Diffusion prepared pulseにおけるMPGパルスの強度等のパラメータを調整して用いることができる。   As an example of the method for determining the type of longitudinal magnetization preparation part, use T1 & T2 prepared pulse, T1 & T2 & Diffusion prepared pulse or a combination of multiple preparation pulses when it is difficult to set an appropriate TI when using T1 prepared pulse The determination method is mentioned. For example, when it is desirable to set TI to a fixed value, using T1 prepared pulse may cause the TI not to be an appropriate value. Therefore, parameters such as Δt of T1 & T2 prepared pulse and intensity of MPG pulse in T1 & T2 & Diffusion prepared pulse can be used.

また、静磁場強度、T1値、T2値及びプロトン密度等の組織パラメータ並びに流体の速度等の諸条件が既知であれば、シミュレーションによる解析によって組織別の信号強度を予測することができる。このため、撮像条件設定部４０が、組織ごとの信号強度を予測し、予測した組織ごとの信号強度に基づいてFA、TR及びTI等のパルスシーケンスの設定パラメータを自動的に設定するようにすることもできる。
次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。 In addition, if various conditions such as static magnetic field strength, T1 value, T2 value, proton parameters, and other tissue parameters and fluid velocity are known, the signal strength for each tissue can be predicted by analysis by simulation. For this reason, the imaging condition setting unit 40 predicts the signal intensity for each tissue, and automatically sets the setting parameters of the pulse sequence such as FA, TR, and TI based on the predicted signal intensity for each tissue. You can also.
Next, other functions of the computer 32 will be described.

シーケンスコントローラ制御部４１は、入力装置３３からの情報に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４１は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。   The sequence controller control unit 41 has a function of controlling driving by giving an imaging condition including a pulse sequence to the sequence controller 31 based on information from the input device 33. The sequence controller control unit 41 has a function of receiving raw data from the sequence controller 31 and arranging it in the k space formed in the k space database 42.

位相補正部４３は、ｋ空間データベース４２に保存されたｋ空間データに必要に応じて位相補正処理を行う機能を有する。位相補正処理には、背景位相補正処理とCOS filter処理とがある。背景位相補正処理は、磁場不均一性によるスピンの位相シフト分を補正する処理である。COS filter処理は、血液やCSF等の流体からの信号の位相を等価的に最大で180°に強調するフィルタ処理である。   The phase correction unit 43 has a function of performing phase correction processing on the k-space data stored in the k-space database 42 as necessary. Phase correction processing includes background phase correction processing and COS filter processing. The background phase correction process is a process for correcting a spin phase shift due to magnetic field inhomogeneity. The COS filter process is a filter process that equivalently emphasizes the phase of a signal from a fluid such as blood or CSF up to 180 °.

イメージングシーケンスがGRE系のシーケンスである場合には、静磁場によるスピンの位相シフトや分散がある。スピンの分散を補正することはできないが、位相シフトについては補正することが良好なコントラストを得るために望ましい。このため、背景位相補正を行うことが好適である。背景位相補正は、ｋ空間データの位相から背景信号の位相を差し引くことによって行うことができる。   When the imaging sequence is a GRE-based sequence, there is a spin phase shift and dispersion due to a static magnetic field. Although the spin dispersion cannot be corrected, it is desirable to correct the phase shift in order to obtain a good contrast. For this reason, it is preferable to perform background phase correction. Background phase correction can be performed by subtracting the phase of the background signal from the phase of the k-space data.

イメージング対象が実質臓器と血管である場合には、homodyne filter等の空間フィルタをｋ空間データに掛けることにより、背景信号と血液信号とを周波数的に分離することができる。そして、低周波成分である背景信号の位相をｋ空間データの位相から差し引くことにより、高周波成分である血液信号からも静磁場による位相シフト分を補正することができる。   When the imaging target is a real organ and a blood vessel, the background signal and the blood signal can be separated in frequency by applying a spatial filter such as a homodyne filter to the k-space data. Then, by subtracting the phase of the background signal, which is a low frequency component, from the phase of the k-space data, the phase shift due to the static magnetic field can be corrected from the blood signal, which is a high frequency component.

一方、２つの組織からの信号を周波数的に分離することが困難である場合には、予め任意の手段で取得した背景信号の位相分布をｋ空間データから差し引くことにより背景位相補正処理を行うことができる。背景信号の位相分布マップは、例えば、静磁場のシミング用のプレスキャンにおいてシミング用シーケンスを実行して磁場の空間分布を測定することによって取得することができる。すなわち、測定した磁場の空間分布に基づいて公知の方法でTEに応じた背景位相分布を求めることができる。   On the other hand, when it is difficult to separate the signals from the two tissues in terms of frequency, the background phase correction processing is performed by subtracting the phase distribution of the background signal acquired in advance by any means from the k-space data. Can do. The phase distribution map of the background signal can be obtained, for example, by executing a shimming sequence in a pre-scan for static magnetic field shimming and measuring the spatial distribution of the magnetic field. That is, the background phase distribution corresponding to TE can be obtained by a known method based on the measured spatial distribution of the magnetic field.

また、イメージングシーケンスがSE系のシーケンスである場合には、傾斜磁場に由来するMaxwell term分の位相シフト分布は比較的小さい。このため、撮影視野(FOV: field of view)が十分に小さい場合には背景位相補正を省略することができる。一方、背景位相補正を行う場合には、１次〜２次の位相シフト分布を補正すれば精度上十分と考えられる。位相補正処理に必要な位相シフト分布は、エンコードを行わないシーケンスを用いたプレスキャンによって十分な精度で予め測定することができる   Further, when the imaging sequence is an SE system sequence, the phase shift distribution for Maxwell term derived from the gradient magnetic field is relatively small. For this reason, the background phase correction can be omitted when the field of view (FOV) is sufficiently small. On the other hand, when the background phase correction is performed, it is considered sufficient in terms of accuracy to correct the primary to secondary phase shift distribution. The phase shift distribution required for the phase correction process can be measured in advance with sufficient accuracy by pre-scanning using a sequence without encoding.

そしてこのような背景位相補正処理によって図１３(B)及び図１６(B)に示すように、背景信号の位相を０°(in-phase)にすることができる。   By such background phase correction processing, as shown in FIGS. 13B and 16B, the phase of the background signal can be set to 0 ° (in-phase).

一方、リフェーズパルスを印加せずに0次のGMNのみを行う場合には、背景位相補正処理を行っても流体信号の位相が図１３(B)に示すように実軸上とならない。そこで、位相が０°(in-phase)以外の信号成分の位相を選択的に180°に近づける強調処理、すなわちCOS filter処理を行うことがコントラスト改善に繋がる。例えば、位相が＋90°から+270°の範囲にある血液信号成分を表すベクトルの向きを実軸の負方向に向けるCOS filter処理によって血液信号の実部成分を最大値である血液信号の振幅と同じ値にすることができる。   On the other hand, when only the 0th-order GMN is performed without applying the rephasing pulse, the phase of the fluid signal is not on the real axis as shown in FIG. 13B even if the background phase correction process is performed. Therefore, performing enhancement processing that selectively brings the phase of a signal component other than a phase of 0 ° (in-phase) close to 180 °, that is, COS filter processing leads to improvement in contrast. For example, the real part component of the blood signal is set to the maximum value of the blood signal amplitude by COS filter processing in which the direction of the vector representing the blood signal component whose phase is in the range of + 90 ° to + 270 ° is directed to the negative direction of the real axis Can be the same value.

画像再構成部４４は、位相補正部４３から位相補正後のｋ空間データを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像データベース４５に書き込む機能を有する。特に、画像再構成部４４は、複素データであるｋ空間データの実部を用いて負値も考慮するREAL画像再構成を行うように構成されている。   The image reconstruction unit 44 has a function of reconstructing image data by taking in k-space data after phase correction from the phase correction unit 43 and performing image reconstruction processing including Fourier transform (FT). It has a function of writing the image data obtained by the configuration into the image database 45. In particular, the image reconstruction unit 44 is configured to perform REAL image reconstruction that takes into account negative values using the real part of k-space data that is complex data.

画像処理部４６は、画像データベース４５から画像データを取り込んで必要な画像処理を行って表示用の画像データを生成する機能と、生成した表示用の画像データを表示装置３４に表示させる機能を有する。   The image processing unit 46 has a function of acquiring image data from the image database 45 and performing necessary image processing to generate display image data, and a function of causing the display device 34 to display the generated display image data. .

例えば、画像処理部４６では２つの組織が描出された画像データを組織ごとの画像データに分離する組織分離処理を行うことができる。組織別の画像を表示させることが撮像目的である場合には、信号値に閾値を設定し、閾値を用いて二つの組織が描出されている画像データを各組織が描出されている２つの画像データに分離することができる。   For example, the image processing unit 46 can perform tissue separation processing that separates image data in which two tissues are depicted into image data for each tissue. If the purpose of imaging is to display an image for each tissue, a threshold value is set for the signal value, and two images in which each tissue is rendered image data in which two tissues are rendered using the threshold value Can be separated into data.

２つの組織からの信号が正と負に分かれるように撮像条件を設定した場合には、ゼロや中間値を閾値にして画像データを分離することができる。閾値Sthを２つの組織からの信号S1, S2の中間値とする場合には、Sth=(S1+S2)/2となる。２つの組織からの信号S1, S2は、例えば任意に設定したROI内において測定すればよい。或いは、同一の撮像部位を同一の撮像条件で撮像する場合には、予め決定した閾値を経験的に用いることもできる。尚、閾値の経験値を用いる場合には、撮像間における信号強度のばらつきを補正するゲイン補正を信号に対して行うことが望ましい。   When the imaging conditions are set so that signals from the two tissues are separated into positive and negative, the image data can be separated using zero or an intermediate value as a threshold value. When the threshold value Sth is an intermediate value between the signals S1 and S2 from the two tissues, Sth = (S1 + S2) / 2. The signals S1 and S2 from the two tissues may be measured, for example, within an arbitrarily set ROI. Alternatively, when the same imaging region is imaged under the same imaging conditions, a predetermined threshold value can be used empirically. When the threshold experience value is used, it is desirable to perform gain correction on the signal to correct the variation in signal intensity between the imaging operations.

分離後の画像データの輝度値は、T1Wのコントラストの大小関係と一致する。更に必要に応じて信号値が負値となる側の画像データに対して輝度値反転処理を施すこともできる。これにより、２種類の組織を別々に描出した２フレーム分の画像データが生成される。   The luminance value of the separated image data matches the magnitude relationship of the T1W contrast. Further, if necessary, the luminance value inversion processing can be performed on the image data having a negative signal value. As a result, image data for two frames in which two types of tissues are depicted separately is generated.

一方、特定の組織を抑制した１フレームの画像データを生成することもできる。この場合でも閾値を用いた分離処理や輝度値反転処理を行うことが望ましい場合がある。例えば脂肪と脳実質等の実質臓器を含む画像データにおいて脂肪のT1は実質臓器のT1よりも短いため脂肪が高信号部位として描出される。このため、脂肪を抑制する場合には、輝度値を反転して表示させることが有効である。或いは、T1Wのコントラストに対応させた画像データにおいて脂肪を抑制する場合には、閾値を用いて脂肪を含む高信号値側の信号を抽出し、高信号値側の信号をゼロにする処理を行って白黒反転させずに表示させればよい。   On the other hand, one frame of image data in which a specific tissue is suppressed can be generated. Even in this case, it may be desirable to perform separation processing using a threshold or luminance value inversion processing. For example, in image data including fat and a parenchymal organ such as brain parenchyma, the fat T1 is shorter than the T1 of the parenchymal organ, so that the fat is rendered as a high-signal part. For this reason, in order to suppress fat, it is effective to display the luminance value by inverting it. Alternatively, when fat is suppressed in image data corresponding to the contrast of T1W, a signal on the high signal value side including fat is extracted using a threshold value, and the signal on the high signal value side is set to zero. Thus, it is only necessary to display without reversing black and white.

また、CSF又は血液と実質臓器とを含む画像データにおいてCSF又は血液を抑制する場合には、CSF及び血液のT1が実質臓器のT1より長いため、輝度値を反転させずにそのまま表示させればよい。或いは、閾値を用いて信号値の小さい側の信号をゼロにする処理を行って画像データを表示させることもできる。
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作及び作用について説明する。 In addition, when suppressing CSF or blood in image data including CSF or blood and a real organ, since T1 of CSF and blood is longer than T1 of the real organ, the luminance value should be displayed as it is without being inverted. Good. Alternatively, the image data can be displayed by performing a process of making the signal having the smaller signal value zero using a threshold value.
Next, the operation and action of the magnetic resonance imaging apparatus 20 will be described.

図１７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により被検体Ｐのイメージングを行う際の流れを表すフローチャートを示す図である。   FIG. 17 is a flowchart illustrating a flow when the subject P is imaged by the magnetic resonance imaging apparatus 20 illustrated in FIG. 1.

まずステップＳ１において、撮像条件設定部４０は、例えば図３、図１０又は図１２に示すような縦磁化プリパレーション部に続いてイメージングシーケンスを有するパルスシーケンスを撮像条件として設定する。すなわち、イメージングデータの収集タイミングにおいて強調対象となる組織からの信号が正の値となる一方、抑制対象となる組織からの信号が負の値となるようにTI等の撮像条件が設定される。   First, in step S1, the imaging condition setting unit 40 sets, for example, a pulse sequence having an imaging sequence as an imaging condition following the longitudinal magnetization preparation unit as shown in FIG. 3, FIG. 10, or FIG. That is, the imaging conditions such as TI are set so that the signal from the tissue to be emphasized has a positive value at the imaging data collection timing, while the signal from the tissue to be suppressed has a negative value.

また、ディフェーズパルス又はリフェーズパルスの印加が設定される。例えば、ある速度以上の血液又はCSF等の流体からの信号を選択的に強調又は抑制する場合には、ディフェーズパルスとしてMPGパルスの印加が設定される。一方、流体と背景組織とのコントラスト差を向上させる場合には、リフェーズパルスの印加が設定される。   In addition, application of a dephasing pulse or a rephasing pulse is set. For example, when a signal from blood or fluid such as CSF at a certain speed is selectively emphasized or suppressed, application of an MPG pulse is set as a dephase pulse. On the other hand, in order to improve the contrast difference between the fluid and the background tissue, application of a rephase pulse is set.

次にステップＳ２において、シーケンスコントローラ３１や静磁場用磁石２１等のスキャンを実行するための磁気共鳴イメージング装置２０の構成要素は、設定された撮影条件に従ってデータ収集を行う。   Next, in step S2, the constituent elements of the magnetic resonance imaging apparatus 20 for executing the scan of the sequence controller 31, the static magnetic field magnet 21 and the like collect data according to the set imaging conditions.

そのために予め寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。   For this purpose, the subject P is set on the bed 37 in advance, and a static magnetic field is formed in the imaging region of the static magnetic field magnet 21 (superconducting magnet) excited by the static magnetic field power supply 26. Further, a current is supplied from the shim coil power supply 28 to the shim coil 22, and the static magnetic field formed in the imaging region is made uniform.

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にスキャン開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４１から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４からRF信号を発生させる。   When a scan start instruction is given from the input device 33 to the sequence controller control unit 41, the sequence controller control unit 41 gives the imaging condition including the pulse sequence acquired from the imaging condition setting unit 40 to the sequence controller 31. The sequence controller 31 drives the gradient magnetic field power source 27, the transmitter 29, and the receiver 30 according to the pulse sequence received from the sequence controller control unit 41 to form a gradient magnetic field in the imaging region where the subject P is set, An RF signal is generated from the RF coil 24.

このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたNMR信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からNMR信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、A/D変換することにより、デジタルデータのNMR信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、生データをシーケンスコントローラ制御部４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。   Therefore, an NMR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is received by the RF coil 24 and given to the receiver 30. The receiver 30 receives the NMR signal from the RF coil 24, performs necessary signal processing, and then performs A / D conversion to generate raw data that is an NMR signal of digital data. The receiver 30 gives the generated raw data to the sequence controller 31. The sequence controller 31 provides the raw data to the sequence controller control unit 41, and the sequence controller control unit 41 arranges the raw data as k-space data in the k-space formed in the k-space database 42.

ｋ空間データは、強調対象となる組織からの信号が正の値となる一方、抑制対象となる組織からの信号が負の値となるタイミングで収集されている。しかし、磁場の不均一性により強調対象となる組織及び抑制対象となる組織からの信号の位相シフト量が無視できない場合がある。また、１次以上のGMNが実行されない場合には、組織の動きによる位相シフトが生じる。   The k-space data is collected at a timing when the signal from the tissue to be emphasized has a positive value while the signal from the tissue to be suppressed has a negative value. However, the phase shift amount of the signal from the tissue to be emphasized and the tissue to be suppressed may not be negligible due to the non-uniformity of the magnetic field. In addition, when the first-order or higher-order GMN is not executed, a phase shift occurs due to tissue movement.

そこで、ステップＳ３において、必要に応じて位相補正部４３は、ｋ空間データベース４２からｋ空間データを読み込んで位相補正処理を行う。すなわち、ｋ空間データに対して静止している組織の位相シフト量をキャンセルする背景位相補正が実行される。更に、組織の動きによる位相シフト量が無視できない場合には、動きのある抑制対象となる組織からの信号の位相を選択的に180°とするCOS filer処理が実行される。   Therefore, in step S3, the phase correction unit 43 reads the k-space data from the k-space database 42 and performs phase correction processing as necessary. That is, background phase correction for canceling the phase shift amount of a stationary tissue with respect to k-space data is executed. Further, when the amount of phase shift due to tissue movement cannot be ignored, COS filer processing is performed in which the phase of the signal from the tissue to be suppressed with motion is selectively set to 180 °.

尚、リフェーズパルスが印加される場合には、組織の動きや流れによる信号の位相シフトが低減されるため、COS filter処理を省略できる場合が多い。従って、信号処理の簡易化及びSNRを向上させる観点からリフェーズパルスを印加することが効果的である。   When a rephase pulse is applied, the signal phase shift due to tissue movement or flow is reduced, so the COS filter processing can often be omitted. Therefore, it is effective to apply a rephase pulse from the viewpoint of simplifying signal processing and improving SNR.

そして、このような位相補正処理によって強調対象となるエコー信号を表すベクトルの向きは実軸上の正方向となる一方、抑制対象となるエコー信号を表すベクトルの向きは実軸上の負方向となる。つまり、強調対象となる信号の位相と抑制対象となる信号の位相との差が概ね180°となる。   The direction of the vector representing the echo signal to be emphasized by such phase correction processing is the positive direction on the real axis, while the direction of the vector representing the echo signal to be suppressed is the negative direction on the real axis. Become. That is, the difference between the phase of the signal to be emphasized and the phase of the signal to be suppressed is approximately 180 °.

次にステップＳ４において、画像再構成部４４は、位相補正後のｋ空間データの実部を用いるREAL PART画像再構成処理を実行することにより、画像データを生成する。このため、信号値が正の値をとる組織と信号値が負の値をとる組織とのコントラスト差が強調された画像データが生成される。生成された画像データは、画像データベース４５に保存される。   Next, in step S4, the image reconstruction unit 44 generates image data by executing a REAL PART image reconstruction process using the real part of the k-space data after phase correction. For this reason, image data in which the contrast difference between the tissue having a positive signal value and the tissue having a negative signal value is enhanced is generated. The generated image data is stored in the image database 45.

次にステップＳ５において、画像処理部４６は、画像データベース４５から画像データを読み込んで必要な画像処理を行って表示用の画像データを生成する。例えば、強調対象となる組織が描出された画像データと抑制対象となる組織が描出された画像データを別々に生成すべき場合には、信号値に対する閾値処理によって画像データが２つの組織画像データに分離される。また、撮像目的に応じて画像データの輝度値反転処理や抑制対象となる信号をゼロとする処理が実行される。   In step S5, the image processing unit 46 reads image data from the image database 45 and performs necessary image processing to generate image data for display. For example, when the image data depicting the tissue to be emphasized and the image data depicting the tissue to be suppressed should be generated separately, the image data is converted into two tissue image data by threshold processing on the signal value. To be separated. Also, luminance value inversion processing of image data and processing for setting the signal to be suppressed to zero are executed according to the imaging purpose.

この結果、組織抑制画像データ又は組織分離画像データが表示用の画像データとして生成される。   As a result, tissue suppression image data or tissue separation image data is generated as display image data.

次にステップＳ６において、画像処理部４６は、表示用の画像データを表示装置３４に出力する。これにより、表示装置３４は、表示用の組織抑制画像又は組織分離画像を表示させる。   In step S <b> 6, the image processing unit 46 outputs display image data to the display device 34. Thereby, the display device 34 displays a tissue suppression image or tissue separation image for display.

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、イメージングデータの収集タイミングにおいて強調対象となる組織からの信号が正の値となる一方、抑制対象となる組織からの信号が負の値となるようにTI等の撮像条件を設定し、かつREAL-PART画像再構成を行うことによりコントラストが良好な２つの組織を含む画像を収集できるようにしたものである。さらに、磁気共鳴イメージング装置２０は、ディフェーズパルス又はリフェーズパルスを印加することによって流体のコントラストを所望のコントラストに制御できるようにしたものである。   That is, in the magnetic resonance imaging apparatus 20 as described above, the signal from the tissue to be emphasized has a positive value at the imaging data collection timing, while the signal from the tissue to be suppressed has a negative value. By setting imaging conditions such as TI and performing REAL-PART image reconstruction, an image including two tissues with good contrast can be collected. Further, the magnetic resonance imaging apparatus 20 can control the contrast of the fluid to a desired contrast by applying a dephase pulse or a rephase pulse.

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、良好なコントラストで特定の組織を抑制した組織抑制画像のみならず組織ごとに分離した２つの組織分離画像を得ることができる。また、コントラストを改善するための適切な撮像条件の設定が容易となる。   For this reason, according to the magnetic resonance imaging apparatus 20, not only the tissue suppression image in which a specific tissue is suppressed with good contrast but also two tissue separation images separated for each tissue can be obtained. In addition, it is easy to set appropriate imaging conditions for improving contrast.

すなわち、IR法において信号の絶対値を用いるMagnitude Imagingを行うと最小値がゼロとなる。このため、抑制対象となる組織の縦磁化Mzがゼロとなるタイミング(null point)で信号が収集されるようにTI等のパラメータを設定することが重要となる。従って、TIの設定が難しく、縦磁化Mzのnull point以外のタイミングにTIが設定されると信号の絶対値強度が正の値となる。このため、組織の抑制効果が不十分となる場合がある。特に、心電(ECG: electro cardiogram)同期イメージングや呼吸同期イメージングの場合には、TRがばらつくため、適切なTIが安定しない。このため、TIを一定にすると対象組織の抑制効果が不十分となる場合がある。   That is, when performing Magnitude Imaging using the absolute value of the signal in the IR method, the minimum value becomes zero. For this reason, it is important to set parameters such as TI so that signals are collected at a timing (null point) when the longitudinal magnetization Mz of the tissue to be suppressed becomes zero. Therefore, setting of TI is difficult, and when TI is set at a timing other than the null point of longitudinal magnetization Mz, the absolute value intensity of the signal becomes a positive value. For this reason, the suppression effect of a structure | tissue may become inadequate. In particular, in the case of electrocardiogram (ECG) -synchronized imaging and respiratory-synchronized imaging, TR varies, and appropriate TI is not stable. For this reason, if TI is made constant, the suppression effect of the target tissue may be insufficient.

また、位相強調技術であるSWI位相マスクを用いると、抑制対象となる組織からの信号がゼロとなる。このため、抑制対象となる組織を観察することができず、観察するためには別途スキャンが必要になる。つまり、SWI位相マスクを用いてもT1値が異なる複数の組織を識別表示させることができず、特定の組織を選択的に抽出できるに過ぎない。   Further, when the SWI phase mask that is a phase enhancement technique is used, the signal from the tissue to be suppressed becomes zero. For this reason, the tissue to be suppressed cannot be observed, and a separate scan is required for observation. That is, even if the SWI phase mask is used, a plurality of tissues having different T1 values cannot be identified and displayed, and only a specific tissue can be selectively extracted.

これに対して、磁気共鳴イメージング装置２０では、Real Part Imagingを行うため抑制対象となる組織の縦磁化が負値となるようにTIを設定すればよい。このため、撮像条件の設定が容易であるのみならず、TRや最適なTIが変動してもロバストに組織抑制画像や組織分離画像を生成することができる。   On the other hand, in the magnetic resonance imaging apparatus 20, TI may be set so that the longitudinal magnetization of the tissue to be suppressed has a negative value in order to perform Real Part Imaging. For this reason, not only the setting of imaging conditions is easy, but also a tissue suppression image and a tissue separation image can be generated robustly even if TR and optimum TI fluctuate.

また、磁気共鳴イメージング装置２０では、抑制対象となる組織からの信号がゼロではないため、１回のイメージングでT1, T2及び動きの少なくとも１つが異なる２つの組織が描出された画像を得ることができる。このため、異なる組織が選択的に描出された２つの組織分離画像を得ることができる。更に、組織抑制画像が生成対象である場合には、抑制対象となる不要な組織の信号抑制効果(CNR: contrast to noise ratio)が向上する。   Further, in the magnetic resonance imaging apparatus 20, since the signal from the tissue to be suppressed is not zero, it is possible to obtain an image in which two tissues having different T1, T2, and at least one motion are depicted by one imaging. it can. For this reason, two tissue separation images in which different tissues are selectively depicted can be obtained. Furthermore, when a tissue suppression image is a generation target, a signal suppression effect (CNR: contrast to noise ratio) of an unnecessary tissue that is a suppression target is improved.

更に、磁気共鳴イメージング装置２０では、フローリフェーズパルスを印加することによって動きや流れがある組織からの信号強度を最大化するとともに動きによるアーチファクトを抑制することができる。   Furthermore, in the magnetic resonance imaging apparatus 20, by applying a flow rephase pulse, it is possible to maximize the signal intensity from a tissue with motion or flow and to suppress artifacts due to motion.

また、磁気共鳴イメージング装置２０では、CSFからの信号を負値として収集することができるため、１回の撮像で脳表の表示手法であるSAS (Surface Anatomical Scanning)とFLAIRを実施することができる。   In addition, since the magnetic resonance imaging apparatus 20 can collect a signal from the CSF as a negative value, SAS (Surface Anatomical Scanning) and FLAIR, which are display methods of the brain surface, can be performed with one imaging. .

２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
３２ コンピュータ
３７ 寝台
Ｐ 被検体 DESCRIPTION OF SYMBOLS 20 Magnetic resonance imaging apparatus 21 Magnet for static magnetic field 22 Shim coil 23 Gradient magnetic field coil 24 RF coil 25 Control system 26 Static magnetic field power supply 27 Gradient magnetic field power supply 32 Computer 37 Sleeper P Subject

Claims (16)

磁気共鳴イメージングデータの収集タイミングにおいて流体の縦磁化と前記流体と異なる組織の縦磁化の符号が互いに逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するデータ収集手段と、
複素信号として収集された前記磁気共鳴イメージングデータの実部を用いて画像再構成処理を行うことによって前記流体及び前記組織が描出された画像データを生成する画像データ生成手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。 Data collection means for collecting the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the longitudinal magnetization of the fluid and the longitudinal magnetization of the tissue different from the fluid have opposite signs at the collection timing of the magnetic resonance imaging data;
Image data generation means for generating image data in which the fluid and the tissue are depicted by performing image reconstruction processing using a real part of the magnetic resonance imaging data collected as a complex signal;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: 前記データ収集手段は、１次以上のグラジエントモーメントヌリングを行って前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data by performing first-order or higher gradient moment nulling. 前記データ収集手段は、前記流体と前記組織の間におけるT1及びT2の差を利用して前記縦磁化の符号が逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which a sign of the longitudinal magnetization is reversed using a difference between T1 and T2 between the fluid and the tissue. The magnetic resonance imaging apparatus according to 1. 前記データ収集手段は、更に前記流体と前記組織の間における拡散の差を利用して前記縦磁化の符号が逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。 4. The data collection means is further configured to collect the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the sign of the longitudinal magnetization is reversed using a diffusion difference between the fluid and the tissue. The magnetic resonance imaging apparatus described. 前記データ収集手段は、複数の反転回復パルスを印加して前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data by applying a plurality of inversion recovery pulses. 前記データ収集手段は、前記流体と前記組織の間におけるT1の差を利用して前記縦磁化の符号を逆にするための反転回復パルス、前記流体と前記組織の間におけるT1及びT2の差を利用して前記縦磁化の符号を逆にするための複数の高周波パルスで構成されるパルス及びmotion probing gradientパルスの少なくとも２つを印加して前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The data collection means uses an inversion recovery pulse for reversing the sign of the longitudinal magnetization using the difference in T1 between the fluid and the tissue, and the difference in T1 and T2 between the fluid and the tissue. The magnetic resonance imaging data is collected by applying at least two of a pulse composed of a plurality of high frequency pulses and a motion probing gradient pulse for reversing the sign of the longitudinal magnetization using the magnetic resonance imaging data. Item 2. The magnetic resonance imaging apparatus according to Item 1. 前記データ収集手段は、領域選択的反転回復パルスを印加して前記磁気共鳴イメージングデータを収集し、前記領域選択的反転回復パルスの印加時から前記磁気共鳴イメージングデータの収集時までに画像化領域に流入する前記流体を少なくとも含む空間領域を前記領域選択的反転回復パルスの印加領域とするように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The data collection means collects the magnetic resonance imaging data by applying a region-selective inversion recovery pulse and applies the region-selective inversion recovery pulse to the imaging region between the application of the region-selective inversion recovery pulse and the collection of the magnetic resonance imaging data. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a spatial region including at least the fluid flowing in is configured to be an application region of the region selective inversion recovery pulse. 前記画像データ生成手段は、前記磁気共鳴イメージングデータの位相補正を行い、前記位相補正後の磁気共鳴イメージングデータの実部を用いて前記画像データを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 2. The magnetism according to claim 1, wherein the image data generation unit is configured to perform phase correction of the magnetic resonance imaging data and generate the image data using a real part of the magnetic resonance imaging data after the phase correction. Resonance imaging device. 前記画像データ生成手段は、前記磁気共鳴イメージングデータの低周波成分の位相を前記磁気共鳴イメージングデータから減算することにより前記位相補正を行うように構成される請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein the image data generation unit is configured to perform the phase correction by subtracting a phase of a low frequency component of the magnetic resonance imaging data from the magnetic resonance imaging data. 前記画像データ生成手段は、予め測定された位相分布マップを前記磁気共鳴イメージングデータから減算することにより前記位相補正を行うように構成される請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein the image data generation unit is configured to perform the phase correction by subtracting a phase distribution map measured in advance from the magnetic resonance imaging data. 前記画像データ生成手段は、前記流体からの信号を表すベクトルの向きを実軸の負方向にシフトさせる位相補正を行うように構成される請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 8, wherein the image data generation unit is configured to perform phase correction for shifting a direction of a vector representing a signal from the fluid in a negative direction of a real axis. 前記画像データ生成手段は、前記画像データに対する閾値処理によって前記画像データから前記流体が描出された第１の画像データ及び前記組織が描出された第２の画像データを生成するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The image data generating means is configured to generate first image data in which the fluid is drawn from the image data and second image data in which the tissue is drawn from the image data by threshold processing on the image data. Item 2. The magnetic resonance imaging apparatus according to Item 1. 前記データ収集手段は、血液の縦磁化が負となる一方、実質組織の縦磁化が正となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the longitudinal magnetization of blood is negative while the longitudinal magnetization of the parenchyma is positive. . 前記データ収集手段は、脳脊髄液の縦磁化が負となる一方、実質組織の縦磁化が正となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 2. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the longitudinal magnetization of cerebrospinal fluid is negative while the longitudinal magnetization of parenchymal tissue is positive. Imaging device. 前記データ収集手段は、流体の縦磁化が負となる一方、脂肪を含む組織の縦磁化が正となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。 2. The magnetic resonance according to claim 1, wherein the data collection unit is configured to collect the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which the longitudinal magnetization of the fluid is negative while the longitudinal magnetization of the tissue containing fat is positive. Imaging device. 磁気共鳴イメージングデータの収集タイミングにおいて脂肪の縦磁化と前記脂肪と異なる組織の縦磁化の符号が互いに逆となる撮像条件で前記磁気共鳴イメージングデータを収集するデータ収集手段と、
複素信号として収集された前記磁気共鳴イメージングデータの実部を用いて画像再構成処理を行うことによって少なくとも前記組織が描出された画像データを生成する画像データ生成手段と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。 Data collection means for collecting the magnetic resonance imaging data under an imaging condition in which signs of longitudinal magnetization of fat and longitudinal magnetization of tissue different from the fat are opposite to each other at the time of collection of magnetic resonance imaging data;
Image data generating means for generating image data in which at least the tissue is depicted by performing image reconstruction processing using a real part of the magnetic resonance imaging data collected as a complex signal;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising:
JP2010130329A 2010-06-07 2010-06-07 Magnetic resonance imaging system Active JP5624376B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010130329A JP5624376B2 (en) 2010-06-07 2010-06-07 Magnetic resonance imaging system

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010130329A JP5624376B2 (en) 2010-06-07 2010-06-07 Magnetic resonance imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2011254905A JP2011254905A (en) 2011-12-22
JP5624376B2 true JP5624376B2 (en) 2014-11-12

Family

ID=45471792

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2010130329A Active JP5624376B2 (en) 2010-06-07 2010-06-07 Magnetic resonance imaging system

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP5624376B2 (en)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20130241552A1 (en) * 2010-12-07 2013-09-19 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and contrast-enhanced image acquisition method
US9435871B2 (en) 2011-01-17 2016-09-06 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and fluid-enhanced image acquisition method
WO2014168033A1 (en) * 2013-04-08 2014-10-16 国立大学法人京都大学 Magnetic resonance imaging apparatus
WO2014197423A1 (en) * 2013-06-03 2014-12-11 The Johns Hopkins University Functional magnetic resonance imaging (fmri) methodology using transverse relaxation preparation and non-echo-planar imaging (epi) pulse sequences
JP6169909B2 (en) * 2013-07-08 2017-07-26 株式会社日立製作所 Magnetic resonance imaging apparatus and real number component image acquisition method
US9498139B2 (en) * 2014-02-03 2016-11-22 Toshiba Medical Systems Corporation Background suppression by time dependent flip angle of saturation pulses
KR101582415B1 (en) 2014-06-18 2016-01-04 가천대학교 산학협력단 Simultaneous acquisition method of T2* and angiogram in magnetic resonance imaging
KR101852112B1 (en) * 2016-11-18 2018-04-25 성균관대학교산학협력단 Device and method for contrast enhanced magnetic resonance imaging
KR102074397B1 (en) * 2018-04-19 2020-02-06 광운대학교 산학협력단 Method and apparatus for generating quantitative magnetic resonance image

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3576069B2 (en) * 2000-04-27 2004-10-13 株式会社東芝 MRI equipment

Also Published As

Publication number Publication date
JP2011254905A (en) 2011-12-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5624376B2 (en) Magnetic resonance imaging system
EP2309286B1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus for contrast enhancement of blood vessel images
US9201129B2 (en) Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same
US8344730B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP4342809B2 (en) MRI equipment
JP5917077B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP4574791B2 (en) MRI apparatus and MR imaging method
JP5395332B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JPWO2012098955A1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and fluid weighted image acquisition method
JP2010022813A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5417050B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2011183152A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP2013070765A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5395941B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP5526168B2 (en) Magnetic resonance imaging system
Liu et al. Multiple contrast fast spin-echo approach to black-blood intracranial MRA: use of complementary and supplementary information
JP6449374B2 (en) Magnetic resonance imaging system
JP2016040024A (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP5658312B2 (en) Magnetic resonance imaging system

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20130515

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20131225

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20140121

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20140902

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20140926

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5624376

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350