JP6192371B2 - Magnetic resonance imaging apparatus and non-imaging region excitation method - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus and non-imaging region excitation method Download PDF

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Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特にプリサチュレーション(非撮像領域の励起/以下プリサチと略記する)用のRFパルスの印加技術に関する。
The present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as `` NMR '') signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. More particularly, the present invention relates to an RF pulse application technique for presaturation ( excitation of non-imaging region / hereinafter abbreviated as presati ).

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。   The MRI device measures NMR signals generated by the spins of the subject, especially the tissues of the human body, and visualizes the form and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions Device. In imaging, the NMR signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field, frequency-encoded, and measured as time series data. The measured NMR signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.

上記MRI装置を用いた撮像において、撮像領域の外部の影響により画像に偽像が発生する場合がある。たとえば、被検体の呼吸動や血流の影響などで、これらが関心領域の外側にあっても、関心領域に流入したり偽像として関心領域の画像に写り込んだりする場合がある。このような場合には、画像に悪影響を与える関心領域外のスピンを予め飽和させる手法であるプリサチュレーション(以下、プリサチと略記する)が頻繁に使われている。   In imaging using the MRI apparatus, a false image may occur in the image due to the influence of the outside of the imaging region. For example, due to the respiratory movement of the subject or the influence of blood flow, even if these are outside the region of interest, they may flow into the region of interest or appear as a false image in the image of the region of interest. In such a case, presaturation (hereinafter abbreviated as “presachi”), which is a technique for presaturating spins outside the region of interest that adversely affects an image, is frequently used.

このプリサチを実行するには、一般的には、撮像用のパルスシーケンス(以下撮像シーケンスと略記する)の前にプリサチ用のRFパルス(以下、プリサチRFパルスと略記する)をスライス傾斜磁場パルスと共に印加してプリサチを行う領域(以下、プリサチ領域と略記する)のスピンを励起し、その直後にスポイル傾斜磁場パルスなどを追加して励起したスピンの位相を分散させる。これにより、撮像シーケンスの前にプリサチ領域のスピンを飽和させて画像に悪影響を与えないようにしている。   In order to execute this pre-saturation, in general, an RF pulse for pre-saturation (hereinafter abbreviated as pre-saturation RF pulse) is combined with a slice gradient magnetic field pulse before a pulse sequence for imaging (hereinafter abbreviated as imaging sequence). A spin in a region where the pre-saturation is performed by application (hereinafter abbreviated as a pre-sachi region) is excited, and immediately after that, a spoil gradient magnetic field pulse or the like is added to disperse the phase of the excited spin. As a result, the spin in the pre-sat region is saturated before the imaging sequence so as not to adversely affect the image.

しかしながら、一般的に、マルチスライス撮像などの為に、撮像シーケンスにおいてRFパルスや傾斜磁場パルスを印加しない空き時間は非常に僅かであるため、このような撮像シーケンスに付加的な各種パルスを追加するためには、撮像条件を変更しなければならないことが多い。上述のようにプリサチを行うためには、撮像シーケンスにプリサチRFパルスやスポイル傾斜磁場パルスを追加する必要があることから、空き時間の少ない撮像シーケンスで各種パルスによるプリサチを行おうとすると、例えば撮像シーケンスの繰り返し時間(TR)の延長及びその結果としての撮像時間の延長、マルチスライス数の減少などの撮像条件の変更が必要となり、撮像条件に制約を受ける場合がある。   However, generally, for multi-slice imaging and the like, there is very little idle time in which no RF pulse or gradient magnetic field pulse is applied in the imaging sequence, so various additional pulses are added to such an imaging sequence. In order to achieve this, it is often necessary to change imaging conditions. In order to perform pre-saturation as described above, it is necessary to add a pre-saturation RF pulse and a spoiling gradient magnetic field pulse to the imaging sequence. Therefore, if pre-saturation with various pulses is performed in an imaging sequence with little free time, for example, the imaging sequence It is necessary to change the imaging conditions such as extending the repetition time (TR) and the resulting imaging time, and reducing the number of multi-slices, and may be restricted by the imaging conditions.

そこで、特許文献1では、撮像シーケンスに複数の先行パルスを追加する場合に、これら複数の先行パルスを合成して、一つの合成先行パルスとして印加することで、繰り返し時間(TR)の延長を低減している。   Therefore, in Patent Document 1, when adding a plurality of preceding pulses to the imaging sequence, the plurality of preceding pulses are combined and applied as one combined preceding pulse, thereby reducing the repetition time (TR) extension. doing.

特開2012-147920号公報JP 2012-147920A 米国特許第5280245号明細書U.S. Pat.No. 5,280,245

しかしながら、特許文献1に開示の技術であっても、一つの合成先行パルスが撮像シーケンスに追加されることには変わりなく、合成先行パルスの追加に伴う撮像条件の変更が必要となり、撮像条件に制約を受ける場合がある。   However, even the technique disclosed in Patent Document 1 does not change that one combined preceding pulse is added to the imaging sequence, and it is necessary to change the imaging conditions accompanying the addition of the combined preceding pulse. There may be restrictions.

そこで本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、撮像条件を殆ど変更することなくプリサチ（非撮像領域の励起）を行えるようにすることを目的とする。
Therefore, the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to enable pre - saturation (excitation of a non-imaging region) with almost no change in imaging conditions.

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置及び非撮像領域の励起法は以下のように構成される。即ち、非撮像RFパルスと撮像RFパルスとを合成して印加することにより、これら2つのRFパルスを略同時に印加する。その際、スライス選択傾斜磁場を印加し終えたときのスライス方向のスピンの位相分散がスライス領域と非撮像領域で異なるように各RFパルスの波形および相対的な印加タイミングを調整して2つのRFパルスを合成する。そこで、スライス選択傾斜磁場後のリフェーズ傾斜磁場の印加量を、撮像領域のスピンの位相が収束し、非撮像領域のスピンの位相が分散するように調整する。
In order to achieve the above object, the MRI apparatus and the non-imaging region excitation method of the present invention are configured as follows. That is, by combining and applying the non-imaging RF pulse and the imaging RF pulse, these two RF pulses are applied substantially simultaneously. At that time, two RF pulses are adjusted by adjusting the waveform of each RF pulse and the relative application timing so that the spin phase dispersion in the slice direction when the slice selective gradient magnetic field is completely applied differs between the slice region and the non-imaging region. Synthesize the pulse. Therefore, the application amount of the rephase gradient magnetic field after the slice selection gradient magnetic field is adjusted so that the spin phase of the imaging region converges and the spin phase of the non-imaging region is dispersed.

具体的には、本発明のMRI装置及び非撮像領域の励起法は、被検体の非撮像領域の位置と幅に応じて非対称非撮像RFパルスを生成し、被検体の撮像領域の位置と幅に応じて非対称撮像RFパルスを生成する。そして、生成した非対称非撮像RFパルスと非対称撮像RFパルスとを合成して合成RFパルスを生成する。さらに、スライス選択傾斜磁場パルスと共に印加された合成RFパルスによって励起された、撮像領域のスピンの位相が収束し、非撮像領域のスピンの位相が分散して飽和するように、リフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定する。最後に、生成された合成RFパルスと調整されたリフェーズ傾斜磁場パルスとを用いて撮像を行う。
Specifically, the MRI apparatus and the non-imaging area excitation method of the present invention generate asymmetric non-imaging RF pulses according to the position and width of the non-imaging area of the subject, and the position and width of the imaging area of the subject. Asymmetric imaging RF pulses are generated according to Then, the generated asymmetric non-imaging RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse are synthesized to generate a synthesized RF pulse. Further, the phase of the rephase gradient magnetic field pulse excited by the synthetic RF pulse applied together with the slice selective gradient magnetic field pulse is converged and the phase of the spin in the non-imaging area is dispersed and saturated. Set the applied amount. Finally, imaging is performed using the generated synthesized RF pulse and the adjusted rephase gradient magnetic field pulse.

本発明の MRI装置及びプ非撮像領域の励起法によれば、撮像条件を殆ど変更することなく非撮像領域の励起を行えるようになる。
According to the MRI apparatus and the non-imaging area excitation method of the present invention, the non-imaging area can be excited with almost no change in imaging conditions.

本発明に係るMRI装置の一実施例における全体基本構成の斜視図。The perspective view of the whole basic composition in one example of the MRI apparatus concerning the present invention. 実施例1に係る左右非対称なRFパルス波形について説明する図である。(a)は、一般的な左右対称なSINC波形のRFパルスを示し、(b)は、抽出ウィンドウを右側(正側)に移動させて、波形ピーク位置から右側部分の時間幅を左側部分の時間幅よりも長くしたRFパルスの例を示し、(c)は、抽出ウィンドウを左側(負側)に移動させて、波形ピーク位置から左側部分の時間幅を右側部分の時間幅よりも長くしたRFパルスの例を示す。FIG. 6 is a diagram for explaining an asymmetrical RF pulse waveform according to the first embodiment. (a) shows an RF pulse of a general symmetric SINC waveform, (b) moves the extraction window to the right (positive side), and sets the time width of the right part from the waveform peak position to the left part. An example of an RF pulse that is longer than the time width is shown. (C) moves the extraction window to the left side (negative side), making the time width on the left side longer than the time width on the right side from the waveform peak position. An example of an RF pulse is shown. 実施例1の合成RFパルスを用いた撮像シーケンスの一例を示すシーケンスチャートである。3 is a sequence chart illustrating an example of an imaging sequence using a synthetic RF pulse according to the first embodiment. (a)は実施例1の機能ブロック図を示し、(b)は実施例1の処理フローを表すフローチャートを示す。(a) shows a functional block diagram of the first embodiment, and (b) shows a flowchart showing a processing flow of the first embodiment. 実施例2に係るRFパルス波形について説明する図である。(a)は、通常のSINC型RFパルスの一例を示し、(b)は、自己収束型RFパルスの一例を示す。FIG. 6 is a diagram for explaining an RF pulse waveform according to the second embodiment. (a) shows an example of a normal SINC type RF pulse, and (b) shows an example of a self-focusing type RF pulse. 実施例3に係るRFパルスのシーケンスチャートと撮像領域及びプリサチ領域との関係を示す図。FIG. 6 is a diagram illustrating a relationship between an RF pulse sequence chart, an imaging region, and a pre-sachi region according to the third embodiment.

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施例について詳説する。なお、発明の実施例を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。   Hereinafter, preferred embodiments of the MRI apparatus of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In all the drawings for explaining the embodiments of the invention, those having the same function are given the same reference numerals, and their repeated explanation is omitted.

最初に、本発明に係るMRI装置を図1に基づいて説明する。図1は、本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック図である。   First, an MRI apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus according to the present invention.

このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体101の断層画像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石102と、傾斜磁場コイル103及び傾斜磁場電源109と、RF送信コイル104及びRF送信部110と、RF受信コイル105及び信号処理部107と、計測制御部111と、全体制御部112と、表示・操作部118と、被検体101を搭載する天板を静磁場発生磁石102の内部に出し入れするベッド106と、を備えて構成される。   This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject 101. As shown in FIG. 1, a static magnetic field generating magnet 102, a gradient magnetic field coil 103, a gradient magnetic field power supply 109, and an RF transmission coil 104 and RF transmitter 110, RF receiver coil 105 and signal processor 107, measurement control unit 111, overall control unit 112, display / operation unit 118, and top plate on which the subject 101 is mounted generates a static magnetic field. And a bed 106 to be taken in and out of the magnet 102.

静磁場発生磁石102は、垂直磁場方式であれば被検体101の体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば体軸方向に、それぞれ均一な静磁場を発生させるもので、被検体101の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。   The static magnetic field generating magnet 102 generates a uniform static magnetic field in the direction perpendicular to the body axis of the subject 101 in the vertical magnetic field method and in the body axis direction in the horizontal magnetic field method. A permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source is arranged around the.

傾斜磁場コイル103は、MRI装置の実空間座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれたコイルであり、それぞれの傾斜磁場コイルは、それを駆動する傾斜磁場電源109に接続され電流が供給される。具体的には、各傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源109は、それぞれ後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、それぞれの傾斜磁場コイルに電流を供給する。これにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzが発生する。この傾斜磁場コイル103と傾斜磁場電源109とを含めて傾斜磁場発生部となる。   The gradient magnetic field coil 103 is a coil wound in the three-axis directions of X, Y, and Z that are the real space coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus, and each gradient magnetic field coil is a gradient magnetic field that drives it. A current is supplied to the power source 109. Specifically, the gradient magnetic field power supply 109 of each gradient coil is driven according to a command from the measurement control unit 111 described later, and supplies a current to each gradient coil. Thereby, gradient magnetic fields Gx, Gy, and Gz are generated in the three-axis directions of X, Y, and Z. The gradient magnetic field coil 103 and the gradient magnetic field power supply 109 are included in the gradient magnetic field generator.

2次元スライス面の撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス傾斜磁場パルス(Gs)が印加されて被検体101に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)が印加されて、核磁気共鳴信号(エコー信号)にそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。   When imaging a two-dimensional slice plane, a slice gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 101, orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other. Phase encoding gradient magnetic field pulse (Gp) and frequency encoding (reading) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in the remaining two directions, and position information in each direction is encoded in the nuclear magnetic resonance signal (echo signal). The

RF送信コイル104は、被検体101にRFパルスを照射するコイルであり、RF送信部110に接続され高周波パルス電流が供給される。これにより、被検体101の生体組織を構成する原子のスピンにNMR現象が誘起される。具体的には、RF送信部110が、後述の計測制御部111からの命令に従って駆動されて、高周波パルスを振幅変調し、増幅した後に被検体101に近接して配置されたRF送信コイル104に供給することにより、RFパルスが被検体101に照射される。このRF送信コイル104とRF送信部110とを含めてRFパルス発生部となる。   The RF transmission coil 104 is a coil that irradiates the subject 101 with an RF pulse, and is connected to the RF transmission unit 110 and supplied with a high-frequency pulse current. As a result, an NMR phenomenon is induced in the spins of atoms constituting the living tissue of the subject 101. Specifically, the RF transmission unit 110 is driven in accordance with a command from the measurement control unit 111 (to be described later), amplitude-modulates and amplifies the high-frequency pulse, and then the RF transmission unit 104 is placed near the subject 101 after being amplified. By supplying, the subject 101 is irradiated with the RF pulse. The RF transmitter coil 104 and the RF transmitter 110 are included in the RF pulse generator.

RF受信コイル105は、被検体101の生体組織を構成するスピンのNMR現象により放出されるエコー信号を受信するコイルであり、信号処理部107に接続されて受信したエコー信号が信号処理部107に送られる。   The RF receiving coil 105 is a coil that receives an echo signal emitted by the NMR phenomenon of spin that constitutes the living tissue of the subject 101, and is connected to the signal processing unit 107 so that the received echo signal is sent to the signal processing unit 107. Sent.

信号処理部107は、RF受信コイル105で受信されたエコー信号の検出処理を行う。具体的には、後述の計測制御部111からの命令に従って、信号処理部107が、受信されたエコー信号を増幅し、直交位相検波により直交する二系統の信号に分割し、それぞれを所定数(例えば128、256、512等)サンプリングし、各サンプリング信号をA/D変換してディジタル量に変換する。従って、エコー信号は所定数のサンプリングデータからなる時系列のデジタルデータ(以下、エコーデータという)として得られる。そして、信号処理部107は、エコーデータに対して各種処理を行い、処理したエコーデータを計測制御部111に送る。   The signal processing unit 107 performs detection processing of the echo signal received by the RF receiving coil 105. Specifically, in accordance with a command from the measurement control unit 111 described later, the signal processing unit 107 amplifies the received echo signal and divides it into two orthogonal signals by quadrature detection, For example, 128, 256, 512, etc.) are sampled, and each sampling signal is A / D converted into a digital quantity. Therefore, the echo signal is obtained as time-series digital data (hereinafter referred to as echo data) composed of a predetermined number of sampling data. Then, the signal processing unit 107 performs various processes on the echo data, and sends the processed echo data to the measurement control unit 111.

計測制御部111は、被検体101の断層画像の再構成に必要なエコーデータ収集のための種々の命令を、主に、傾斜磁場電源109と、RF送信部110と、信号処理部107に送信してこれらを制御する制御部である。   The measurement control unit 111 mainly transmits various commands for collecting echo data necessary for reconstruction of the tomographic image of the subject 101 to the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal processing unit 107. And a control unit for controlling them.

具体的には、計測制御部111は、後述する全体制御部112の制御で動作し、ある所定のパルスシーケンスの制御データに基づいて、傾斜磁場電源109、RF送信部110及び信号処理部107を制御して、被検体101へのRFパルスの照射及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体101からのエコー信号の検出と、を繰り返し実行し、被検体101の撮像領域についての画像の再構成に必要なエコーデータの収集を制御する。繰り返しの際には、2次元撮像の場合には位相エンコード傾斜磁場の印加量を、3次元撮像の場合には更にスライスエンコード傾斜磁場の印加量も、変えて行なう。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれ、スライスエンコードの数は、通常16、32、64等の値が選ばれる。これらの制御により信号処理部107からのエコーデータを全体制御部112に出力する。   Specifically, the measurement control unit 111 operates under the control of the overall control unit 112 described later, and the gradient magnetic field power source 109, the RF transmission unit 110, and the signal processing unit 107 are controlled based on control data of a predetermined pulse sequence. Control to repeatedly perform the irradiation of the RF pulse and the application of the gradient magnetic field pulse to the subject 101 and the detection of the echo signal from the subject 101 to reconstruct an image of the imaging region of the subject 101 Control the collection of required echo data. In the repetition, the application amount of the phase encoding gradient magnetic field is changed in the case of two-dimensional imaging, and the application amount of the slice encoding gradient magnetic field is further changed in the case of three-dimensional imaging. Values such as 128, 256, and 512 are normally selected as the number of phase encodings, and values such as 16, 32, and 64 are normally selected as the number of slice encodings. With these controls, echo data from the signal processing unit 107 is output to the overall control unit 112.

全体制御部112は、計測制御部111の制御、及び、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等の制御を行うものであって、演算処理部(CPU)114と、メモリ113と、磁気ディスク等の内部記憶部115と、外部ネットワークとのインターフェースを行うネットワークIF116と、を有して成る。また、全体制御部112には、光ディスク等の外部記憶部117が接続されていても良い。   The overall control unit 112 controls the measurement control unit 111 and controls various data processing and processing result display and storage, and includes an arithmetic processing unit (CPU) 114, a memory 113, and a magnetic disk. And the like, and a network IF 116 that interfaces with an external network. Further, an external storage unit 117 such as an optical disk may be connected to the overall control unit 112.

具体的には、計測制御部111に撮像シーケンスの実行によりエコーデータを収集させ、計測制御部111からのエコーデータが入力されると、演算処理部114がそのエコーデータに印加されたエンコード情報に基づいて、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させる。以下、エコーデータをk空間に配置する旨の記載は、エコーデータをメモリ113内のk空間に相当する領域に記憶させることを意味する。また、メモリ113内のk空間に相当する領域に記憶されたエコーデータ群をk空間データともいう。   Specifically, when the measurement control unit 111 collects echo data by executing an imaging sequence and the echo data is input from the measurement control unit 111, the arithmetic processing unit 114 converts the encoded information applied to the echo data. Based on this, it is stored in an area corresponding to the k space in the memory 113. Hereinafter, the statement that the echo data is arranged in the k space means that the echo data is stored in an area corresponding to the k space in the memory 113. A group of echo data stored in an area corresponding to the k space in the memory 113 is also referred to as k space data.

そして演算処理部114は、このk空間データに対して信号処理やフーリエ変換による画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体101の画像を、後述の表示・操作部118に表示させ、内部記憶部115や外部記憶部117に記録させたり、ネットワークIF116を介して外部装置に転送したりする。   Then, the arithmetic processing unit 114 performs processing such as signal processing and image reconstruction by Fourier transform on the k-space data, and displays the resulting image of the subject 101 on the display / operation unit 118 described later. The data is recorded in the internal storage unit 115 or the external storage unit 117, or transferred to an external device via the network IF 116.

表示・操作部118は、再構成された被検体101の画像を表示する表示部と、MRI装置の各種制御情報や上記全体制御部112で行う処理の制御情報を入力するトラックボール又はマウス及びキーボード等の操作部と、から成る。この操作部は表示部に近接して配置され、操作者が表示部を見ながら操作部を介してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。   The display / operation unit 118 includes a display unit for displaying the reconstructed image of the subject 101, a trackball or a mouse and a keyboard for inputting various control information of the MRI apparatus and control information for processing performed by the overall control unit 112. Etc., and an operation unit. The operation unit is disposed in the vicinity of the display unit, and an operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit while looking at the display unit.

現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。   At present, the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject as being widely used clinically. By imaging information on the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of relaxation time in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.

＜本発明のプリサチュレーション法の概要＞
本発明のプリサチュレーション法は、プリサチRFパルスを撮像用のRFパルス(以下、撮像RFパルスと略記する)に合成(重畳加算)して照射することで、プリサチRFパルスの無い元の撮像シーケンスをほとんど変更することなく、プリサチを行う。 <Outline of Presaturation Method of the Present Invention>
The presaturation method of the present invention synthesizes (superimposes and adds) a presaturated RF pulse to an imaging RF pulse (hereinafter abbreviated as an imaging RF pulse) and irradiates the original imaging sequence without the presaturated RF pulse. Presachi with little change.

異なる周波数のRFパルスは異なる位置のスライスを励起する。そこで、各々が異なる周波数の複数のRFパルスを合成した合成RFパルスを用いて複数のスライスを略同時に励起することが可能であり、この手法の一例としてデュアルスライス法が知られている。本発明では、プリサチ領域を励起する周波数のプリサチRFパルスと、撮像領域を励起する周波数の撮像RFパルスとを合成して一つの合成RFパルスとする。そして、一つの合成RFパルスを用いてプリサチ領域と撮像領域とを略同時に励起する。混合させる異なる周波数のRFパルスは3つ以上でも可能で、一つの撮像領域と複数のプリサチ領域を略同時に励起するために、周波数の異なる一つの撮像RFパルスと複数のプリサチRFパルスとを合成してもよいし、複数の撮像領域と一つのプリサチ領域を略同時に励起するために周波数の異なる複数の撮像RFパルスと一つのプリサチRFパルスとを合成してもよい。   Different frequency RF pulses excite slices at different positions. Therefore, it is possible to excite a plurality of slices almost simultaneously using a synthesized RF pulse obtained by synthesizing a plurality of RF pulses each having a different frequency, and a dual slice method is known as an example of this method. In the present invention, a pre-saturated RF pulse having a frequency for exciting the pre-satisfied region and an imaging RF pulse having a frequency for exciting the imaging region are combined into one synthesized RF pulse. Then, the pre-saturation region and the imaging region are excited almost simultaneously using one synthetic RF pulse. Three or more RF pulses with different frequencies can be mixed, and in order to excite one imaging region and multiple pre-satisfied regions almost simultaneously, one imaging RF pulse and multiple pre-sat RF pulses with different frequencies are synthesized. Alternatively, a plurality of imaging RF pulses having different frequencies and a single presatis RF pulse may be combined in order to excite a plurality of imaging regions and a presachi region substantially simultaneously.

さらに、一般的な2つの対称RFパルス波形のピーク位置を合わせて合成すると、各RFパルスでスライス選択励起されたスピンの位相分散量は同程度となるので、撮像RFパルスによるエコー信号取得のための信号励起とプリサチRFパルスによる信号抑制のための飽和とを分離することができなくなってしまう。そこで、本発明は、撮像RFパルスによる信号励起とプリサチRFパルスによる飽和とを分離できるように、撮像RFパルスとプリサチRFパルスとをそれぞれ生成し、生成した各RFパルスを合成して合成RFパルスを生成する。さらに、合成RFパルスの印加に伴うリフォーカス傾斜磁場パルスの印加量を制御する。以下、これらの各RFパルスの生成と合成、及びリフォーカス傾斜磁場パルスの印加制御に関する各実施例を詳細に説明する。   Furthermore, if the peak positions of two general symmetric RF pulse waveforms are combined and combined, the phase dispersion of the spins that are slice-selectively excited by each RF pulse will be approximately the same. Signal excitation and saturation for signal suppression by presatisf RF pulses cannot be separated. Therefore, the present invention generates an imaging RF pulse and a presatisf RF pulse so that signal excitation by an imaging RF pulse and saturation by a presatisf RF pulse can be separated, and synthesizes the generated RF pulses to produce a synthesized RF pulse. Is generated. Further, the application amount of the refocusing gradient magnetic field pulse accompanying the application of the synthetic RF pulse is controlled. Hereinafter, embodiments relating to generation and synthesis of these RF pulses and application control of refocusing gradient magnetic field pulses will be described in detail.

なお、本発明では、SINC関数又はSINC関数に変形を施した波形を纏めてSINCとして、各実施例を以下に説明する。   In the present invention, each example will be described below with the SINC function or a waveform obtained by modifying the SINC function as a SINC.

本発明のMRI装置及びプリサチュレーション法の実施例1を説明する。本実施例1は、撮像RFパルスとプリサチRFパルスのピーク位置を離して(一致させずに)合成する。もしくは、撮像RFパルスとプリサチRFパルスをそれぞれ波形ピーク位置に関して左右非対称な波形にするとともに左右対称率を互いに異ならせ、これら左右対称率が互いに異なる非対称撮像RFパルスと非対称プリサチRFパルスとを合成する。これにより、撮像領域でのスピンの位相分散量が最小で信号励起されたときには、プリサチ領域でのスピンの位相分散量を十分大きく飽和状態にすることができ、撮像RFパルスによる信号励起とプリサチRFパルスによる飽和とを分離できるようになる。以下、本実施例1を図2〜4に基づいて詳細に説明する。   Example 1 of the MRI apparatus and presaturation method of the present invention will be described. In the first embodiment, the peak positions of the imaging RF pulse and the presachi RF pulse are separated (not matched) to be combined. Alternatively, the imaging RF pulse and the pre-saturated RF pulse are made asymmetrical with respect to the waveform peak position, and the left-right symmetry rate is made different from each other, and the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric pre-saturated RF pulse having different left-right symmetry rates are synthesized. . As a result, when the phase excitation amount of the spin in the imaging region is minimized and the signal excitation is performed, the phase dispersion amount of the spin in the presaturation region can be sufficiently large and saturated. The saturation due to the pulse can be separated. Hereinafter, the first embodiment will be described in detail with reference to FIGS.

最初に、左右非対称なRFパルス波形について説明する。図2(a)に示すように、選択励起を行うための一般的なRFパルスは、SINC関数又はSINC関数に基づいて最適化処理を施した波形のピーク位置に関して左右対称に抽出ウィンドウ部分を抜き出した波形を有し、抽出ウィンドウにおける波形ピーク位置から右側部分と左側部分とは、波形ピーク位置に関して波形と時間幅が対称となっている。この抽出ウィンドウ部分の波形が実際にRFパルスとして被検体に照射される。   First, an asymmetrical RF pulse waveform will be described. As shown in Fig. 2 (a), the general RF pulse for selective excitation extracts the extraction window part symmetrically with respect to the peak position of the waveform that has been optimized based on the SINC function or SINC function. The right portion and the left portion from the waveform peak position in the extraction window are symmetrical in waveform and time width with respect to the waveform peak position. The waveform in the extraction window is actually irradiated to the subject as an RF pulse.

これに対して、本実施例1では、図2(b)(c)に示すように、抽出ウィンドウをSINC関数のピーク位置に関して右側(正側)或いは左側(負側)に移動させることで、抽出ウィンドウにおける波形ピーク位置から右側部分と左側部分とが、SINC関数を変えずに時間幅のみが異なる非対称なRFパルスを用いる。即ち、抽出ウィンドウにおける波形ピーク位置から右側部分と左側部分の内のいずれか一方の時間幅が他方の時間幅より長いか或いは短いRFパルスとする。   In contrast, in the first embodiment, as shown in FIGS. 2 (b) and 2 (c), by moving the extraction window to the right (positive side) or the left side (negative side) with respect to the peak position of the SINC function, An asymmetrical RF pulse in which the right part and the left part from the waveform peak position in the extraction window differ only in the time width without changing the SINC function is used. That is, an RF pulse whose time width in either the right part or the left part is longer or shorter than the other time width from the waveform peak position in the extraction window.

図2(b)は、抽出ウィンドウを右側(正側)に移動させて、波形ピーク位置から右側部分の時間幅を左側部分の時間幅よりも長くしたRFパルスであり、図2(c)は、抽出ウィンドウを左側(負側)に移動させて、波形ピーク位置から左側部分の時間幅を右側部分の時間幅よりも長くしたRFパルスである。ここで、抽出ウィンドウの時間幅(T)に対する、抽出ウィンドウの中心とSINC関数のピーク位置との時間間隔(ΔT)の比をRFパルスの非左右対称率(R；−0.5≦R≦0.5)とすると、図2(a)の対称波形のRFパルスは、R＝0となるが、図2(b)の非対称波形のRFパルスではR＞0となり、図2(c)の非対称波形のRFパルスではR＜0となる。この様に、本発明では、波形ピーク位置に関して左右部分の時間幅が異なることを「非対称」と称し、そのような波形を非対称波形と称することにする。   Fig. 2 (b) is an RF pulse in which the extraction window is moved to the right (positive side) and the time width of the right part from the waveform peak position is longer than the time width of the left part, and Fig. 2 (c) This is an RF pulse in which the extraction window is moved to the left side (negative side) and the time width of the left portion from the waveform peak position is longer than the time width of the right portion. Here, the ratio of the time interval (ΔT) between the center of the extraction window and the peak position of the SINC function with respect to the time width (T) of the extraction window is defined as the non-lateral symmetry rate of the RF pulse (R; −0.5 ≦ R ≦ 0.5) Then, the symmetric waveform RF pulse in FIG. 2 (a) is R = 0, but the asymmetric waveform RF pulse in FIG. 2 (b) is R> 0, and the asymmetric waveform RF pulse in FIG. For pulses, R <0. In this way, in the present invention, the difference between the time widths of the left and right portions with respect to the waveform peak position is referred to as “asymmetric”, and such a waveform is referred to as an asymmetric waveform.

具体的には、非対称撮像RFパルスは、撮像領域のスライス位置に対応した中心周波数(fｉ)のSIN波を、撮像領域のスライス幅に対応した周波数帯域となるSINC関数から非左右対称率Riの抽出ウィンドウ部分を抜き出した波形で振幅変調した非対称RFパルスとする。一方、非対称プリサチRFパルスは、プリサチ領域のスライス位置に対応した中心周波数(fp)のSIN波を、プリサチ領域のスライス幅に対応した周波数帯域となるSINC関数から非左右対称率Rp(≠Ri)の抽出ウィンドウ部分を抜き出した波形で振幅変調した非対称RFパルスとする。ここで、撮像RFパルスの周波数帯域とスライス選択傾斜磁場パルスの印加強度は撮像領域のスライス厚により決定される。   Specifically, the asymmetric imaging RF pulse generates a sine wave having a center frequency (fi) corresponding to the slice position of the imaging region from a SINC function having a frequency band corresponding to the slice width of the imaging region, and a non-symmetric factor Ri. The asymmetric RF pulse is amplitude-modulated with the waveform extracted from the extraction window. On the other hand, the asymmetric Presachi RF pulse is a non-symmetrical ratio Rp (≠ Ri) from the SINC function of the sine wave of the center frequency (fp) corresponding to the slice position of the Presati region and the frequency band corresponding to the slice width of the Presachi region. It is assumed that the asymmetrical RF pulse is amplitude-modulated with the waveform extracted from the extraction window. Here, the frequency band of the imaging RF pulse and the application intensity of the slice selective gradient magnetic field pulse are determined by the slice thickness of the imaging region.

従って、撮像領域のスライス厚に応じて決定されたスライス選択傾斜磁場パルスの印加強度の下で、プリサチ領域のスライス厚に応じた周波数帯域のSINC関数を設定して、その内から抽出ウィンドウ部分を抜き出して非対称プリサチRFパルスを設定することになる。つまり、設定順序(計算順序)は、
撮像領域のスライス厚
→ 撮像RFパルスのSINC関数、スライス選択傾斜磁場パルスの印加強度
→ プリサチRFパルスのSINC関数
となる。従って、各スライス厚が異なると撮像RFパルス用のSINC関数とプリサチRFパルス用のSINC関数の形状は異なることになる。 Therefore, under the applied intensity of the slice selective gradient magnetic field pulse determined according to the slice thickness of the imaging region, the SINC function of the frequency band corresponding to the slice thickness of the presati region is set, and the extraction window portion is selected from that. Extract and set asymmetric pre-saturated RF pulse. In other words, the setting order (calculation order) is
Slice thickness of imaging area
→ SINC function of imaging RF pulse, applied intensity of slice selective gradient magnetic field pulse → SINC function of presaturated RF pulse. Therefore, when the slice thickness is different, the shape of the SINC function for the imaging RF pulse and the SINC function for the presatisf RF pulse are different.

なお、非対称撮像RFパルスと非対称プリサチRFパルスの非左右対称率はそれぞれ所定の値を用いてよいし、操作者により設定されてもよい。   Note that the non-lateral symmetry rates of the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric pre-saturated RF pulse may each use a predetermined value or may be set by the operator.

さらに、本実施例1では、図2(b)(c)に示すような、非左右対称率が異なる複数のRFパルスのいずれいか一つのRFパルスを上記のように生成した撮像RFパルスとし、他のRFパルスを上記の様に生成したプリサチRFパルスとして合成して、図2(d)に示すような合成RFパルスとする。この合成RFパルスは、その時間幅が抽出ウィンドウの時間幅と同じであるが、この抽出ウィンドウの時間幅内に複数のピーク位置を有する波形となる。それ故、非左右対称率が異なる波形を有する各RFパルスの合成は、各RFパルスの波形ピーク位置を離して合成することにもなる。   Further, in the first embodiment, as shown in FIGS. 2 (b) and 2 (c), any one RF pulse of a plurality of RF pulses having different non-symmetric ratios is set as an imaging RF pulse generated as described above, The other RF pulses are synthesized as the pre-satisf RF pulse generated as described above to obtain a synthesized RF pulse as shown in FIG. The synthesized RF pulse has the same time width as that of the extraction window, but has a waveform having a plurality of peak positions within the time width of the extraction window. Therefore, the synthesis of the RF pulses having waveforms with different non-symmetric ratios is also performed by separating the waveform peak positions of the RF pulses.

撮像シーケンスにおいては、図3に示すように、上記のようにして生成した合成RFパルス301をスライス選択傾斜磁場パルス302と共に印加することで、プリサチ領域と撮像領域を一つの合成RFパルスで略同時に励起する。そして、スライス選択傾斜磁場302の後で、撮像領域でのスピンの位相分散量を最小にし、プリサチ領域でのスピンの位相分散量を十分大きく飽和状態にするための、リフェーズ傾斜磁場パルス303を印加する。なお、図3は、RFパルス(RF)とスライス選択傾斜磁場(Gs)のみのシーケンスチャートを示し、他の傾斜磁場等の表示は省略してある。   In the imaging sequence, as shown in FIG. 3, the synthesized RF pulse 301 generated as described above is applied together with the slice selective gradient magnetic field pulse 302, so that the presati region and the imaging region are substantially simultaneously formed by one synthesized RF pulse. Excited. Then, after the slice selection gradient magnetic field 302, a rephase gradient magnetic field pulse 303 is applied to minimize the spin phase dispersion amount in the imaging region and to sufficiently saturate the spin phase dispersion amount in the pre-saturation region. To do. FIG. 3 shows a sequence chart of only the RF pulse (RF) and the slice selection gradient magnetic field (Gs), and the display of other gradient magnetic fields and the like is omitted.

リフェーズ傾斜磁場パルス303の印加量は、合成RFパルス301の元となった非対称撮像RFパルスの非左右対称率に応じて制御する。例えば、リフェーズ傾斜磁場パルス303の印加量は、合成RFパルス301の元となった非対称撮像RFパルスと非対称プリサチRFパルスの非左右対称率に基づいて計算により求めてもよい。或いは、撮像シーケンスによる撮像前のプリスキャンにおいて、非対称撮像RFパルスと非対称プリサチパルスをそれぞれ独立に印加して、撮像領域のからの信号(FID信号又はエコー信号のいずれでもよい)が最大となり、プリサチ領域からの信号が最小となるようにリフェーズ傾斜磁場パルス303の印加量を調整して、その調整により求めた印加量を撮像シーケンスで用いてもよい。   The application amount of the rephase gradient magnetic field pulse 303 is controlled according to the non-lateral symmetry rate of the asymmetric imaging RF pulse that is the source of the synthesized RF pulse 301. For example, the application amount of the rephase gradient magnetic field pulse 303 may be obtained by calculation based on the non-symmetrical ratio of the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric presatisf RF pulse that are the basis of the combined RF pulse 301. Alternatively, in the pre-scan before imaging by the imaging sequence, the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric pre-saturation pulse are respectively applied independently, and the signal from the imaging area (which may be either an FID signal or an echo signal) is maximized, and the pre-saturation area The amount of application of the rephase gradient magnetic field pulse 303 may be adjusted so that the signal from is minimized, and the amount of application obtained by the adjustment may be used in the imaging sequence.

＜実施例1に係る各機能＞
次に、本実施例1のプリサチュレーション法を実現するための演算処理部114の各機能を、図4(a)に示す機能ブロック図に基づいて説明する。本実施例1に係る演算処理部114は、撮像条件設定部401と、RFパルス波形設定部402と、RFパルス合成部403と、リフェーズ量設定部404と、撮像シーケンス生成部405と、を有して成る。 <Each function according to the first embodiment>
Next, each function of the arithmetic processing unit 114 for realizing the pre-saturation method of the first embodiment will be described based on the functional block diagram shown in FIG. The arithmetic processing unit 114 according to the first embodiment includes an imaging condition setting unit 401, an RF pulse waveform setting unit 402, an RF pulse synthesis unit 403, a rephase amount setting unit 404, and an imaging sequence generation unit 405. It consists of

撮像条件設定部401は、表示部に撮像条件の設定入力を受け付けるためのGUI(Graphical User Interface)を表示し、各種撮像条件の設定入力を受け付ける。特に、事前に取得した位置決め画像に基づいて、プリサチ領域と撮像領域についての位置とスライス幅との設定入力を受け付ける。また、操作者による各非対称RFパルスの非左右対称率の設定を受け付ける場合には、そのためのGUIを表示して操作者による各非左右対称率の設定入力を受け付ける。そして、入力設定されたプリサチ領域と撮像領域についての位置とスライス幅の各値(及び、非左右対称率の設定入力を受け付ける場合にはその入力設定された非左右対称率の値)をRFパルス波形設定部402に通知する。   The imaging condition setting unit 401 displays a GUI (Graphical User Interface) for receiving an imaging condition setting input on the display unit, and accepts various imaging condition setting inputs. In particular, based on the positioning image acquired in advance, setting input of the position and slice width for the pre-satisfaction region and the imaging region is accepted. In addition, when accepting the setting of the non-symmetrical rate of each asymmetrical RF pulse by the operator, a GUI for that is displayed and the setting input of each non-symmetrical factor by the operator is accepted. Then, the position and slice width values for the pre-set region and the imaging region that have been set for input (and the non-right-symmetry rate value that was set when accepting non-left-right symmetry rate setting input) are RF pulses. Notify the waveform setting unit 402.

RFパルス波形設定部402は、撮像条件設定部401から通知されたプリサチ領域と撮像領域についての位置とスライス幅の各値、及び各非対称RFパルスの非左右対称率に基づいて、前述したように、非対称プリサチRFパルスと非対称撮像RFパルスの制御データをそれぞれ生成する。非左右対称率については、操作者の設定入力を受け付ける場合には撮像条件設定部401から通知された値を用い、所定の非左右対称率を用いる場合には、内部記憶部115から読み出して用いる。そして、生成した各非対称RFパルスの制御データをRFパルス合成部403とリフェーズ量設定部404とに通知する。   As described above, the RF pulse waveform setting unit 402 is based on the non-lateral symmetry rate of each position and slice width of the presati region and the imaging region notified from the imaging condition setting unit 401 and the asymmetric RF pulse. The control data for the asymmetric pre-saturated RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse are respectively generated. For the non-lateral symmetry rate, the value notified from the imaging condition setting unit 401 is used when accepting the operator's setting input, and when the predetermined non-lateral symmetry rate is used, it is read from the internal storage unit 115 and used. . Then, the generated control data of each asymmetric RF pulse is notified to the RF pulse synthesis unit 403 and the rephase amount setting unit 404.

RFパルス合成部403は、RFパルス波形設定部402から通知された非対称プリサチRFパルスと非対称撮像RFパルスの制御データに基づいて、これらを合成(加算)した合成RFパルスの制御データを生成する。生成した合成RFパルスの制御データは撮像シーケンス生成部405に通知する。   Based on the control data of the asymmetric presaturated RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse notified from the RF pulse waveform setting unit 402, the RF pulse synthesizing unit 403 generates control data of a synthesized RF pulse obtained by synthesizing (adding) these. The control data of the generated synthetic RF pulse is notified to the imaging sequence generation unit 405.

リフェーズ量設定部404は、RFパルス波形設定部402から通知された非対称プリサチRFパルスと非対称撮像RFパルスの非左右対称率を含む制御データに基づいて、撮像領域でのスピンの位相分散量を最小とし、プリサチ領域でのスピンの位相分散量を十分大きく飽和状態にするためのリフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定する。設定の仕方は前述したように、リフェーズ量設定部404が計算により求めてもよいし、撮像シーケンス生成部405にプリスキャンを実行させて得られた信号強度に基づいて設定してもよい。そして、炉フェーズ量設定部404は、設定したリフェーズ傾斜磁場パルスの印加量データを撮像シーケンス生成部405に通知する。   The rephase amount setting unit 404 minimizes the spin phase dispersion amount in the imaging region based on the control data including the asymmetric pre-satisf RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse non-symmetrical ratio notified from the RF pulse waveform setting unit 402. Then, the application amount of the rephase gradient magnetic field pulse for setting the phase dispersion amount of the spin in the presachi region to a sufficiently large saturation state is set. As described above, the setting method may be obtained by the rephase amount setting unit 404 by calculation, or may be set based on the signal intensity obtained by causing the imaging sequence generation unit 405 to perform pre-scanning. Then, the furnace phase amount setting unit 404 notifies the imaging sequence generation unit 405 of the set application amount data of the rephase gradient magnetic field pulse.

撮像シーケンス生成部405は、RFパルス合成部403から通知された合成RFパルスの制御データと、リフェーズ量設定部404から通知されたリフェーズ傾斜磁場パルスの印加量データに基づいて、撮像シーケンスの制御データを生成し、計測制御部111に通知して、計測制御部111に撮像シーケンスを実行させる。   The imaging sequence generation unit 405 is configured to control the imaging sequence based on the control data of the synthesized RF pulse notified from the RF pulse synthesizing unit 403 and the application amount data of the rephase gradient magnetic field pulse notified from the rephase amount setting unit 404. Is generated and notified to the measurement control unit 111 to cause the measurement control unit 111 to execute an imaging sequence.

＜実施例1に係る処理フロー＞
次に、前述の各機能部が連携して行なう本実施例1の処理フローを図4(b)に示すフローチャートに基づいて説明する。本処理フローは、予めプログラムとして内部記憶部115に記憶されており、演算処理部114が内部記憶部115からそのプログラムを読み込んで実行することにより実施される。以下、各処理ステップの処理内容を詳細に説明する。なお、以下に説明する処理フローは、所定の非左右対称率を用いる場合の例を説明する。 <Processing Flow According to Example 1>
Next, a processing flow of the first embodiment performed in cooperation with the above-described functional units will be described based on a flowchart shown in FIG. This processing flow is stored in advance in the internal storage unit 115 as a program, and is executed by the arithmetic processing unit 114 reading the program from the internal storage unit 115 and executing it. Hereinafter, the processing contents of each processing step will be described in detail. In addition, the process flow demonstrated below demonstrates the example in the case of using a predetermined non-lateral symmetry rate.

ステップ451で、撮像条件設定部401は、表示部に撮像条件の設定入力を受け付けるためのGUIを表示し、操作者による各種撮像条件の設定入力を受け付ける。特に、事前に取得した位置決め画像を表示して、撮像領域とプリサチ領域の位置とスライス幅の設定入力を受け付ける。操作者は、各種撮像条件の値を設定入力するとともに、マウス等を操作して位置決め画像上で撮像領域とプリサチ領域の位置とスライス幅を設定入力する。そして、撮像条件設定部401は、撮像領域とプリサチ領域の位置とスライス幅をRFパルス波形設定部402に通知する。   In step 451, the imaging condition setting unit 401 displays a GUI for accepting imaging condition setting input on the display unit, and accepts various imaging condition setting inputs by the operator. In particular, the positioning image acquired in advance is displayed, and the setting input of the positions and slice widths of the imaging region and the presachi region is accepted. The operator sets and inputs values of various imaging conditions and operates the mouse or the like to set and input the positions and slice widths of the imaging area and the pre-saturation area on the positioning image. Then, the imaging condition setting unit 401 notifies the RF pulse waveform setting unit 402 of the positions and slice widths of the imaging region and the presachi region.

ステップ452で、RFパルス波形設定部402は、ステップ451で設定された撮像領域とプリサチ領域の位置とスライス幅と、内部記憶部115から読み出した各非対称RFパルスの非左右対称率に基づいて、非対称撮像RFパルスと非対称プリサチRFパルスの制御データを生成する。そして、RFパルス波形設定部402は、生成した各非対称RFパルスの制御データをRFパルス合成部403とリフェーズ量設定部404とに通知する。   In step 452, the RF pulse waveform setting unit 402, based on the non-lateral symmetry rate of each asymmetric RF pulse read from the internal storage unit 115, the position and slice width of the imaging region and the presati region set in step 451, Control data of the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric pre-saturated RF pulse is generated. Then, the RF pulse waveform setting unit 402 notifies the generated control data of each asymmetric RF pulse to the RF pulse synthesis unit 403 and the rephase amount setting unit 404.

ステップ453で、RFパルス合成部403は、ステップ452で生成された各非対称RFパルスの制御データに基づいて、前述したように各非対称RFパルスを合成(加算)した合成RFパルスの制御データを生成する。そして、RFパルス合成部403は、生成した合成RFパルスの制御データを撮像シーケンス生成部405に通知する。   In step 453, based on the control data of each asymmetric RF pulse generated in step 452, the RF pulse synthesis unit 403 generates control data of the synthesized RF pulse by synthesizing (adding) each asymmetric RF pulse as described above. To do. Then, the RF pulse synthesizing unit 403 notifies the imaging sequence generating unit 405 of the control data of the generated synthetic RF pulse.

ステップ454で、リフェーズ量設定部404は、ステップ452で生成された非対称RFパルスの制御データに基づいて、前述したようにリフェーズ傾斜磁場パルスのリフェーズ量を設定する。そして、リフェーズ量設定部404は設定したリフェーズ量を撮像シーケンス生成部405に通知する。   In step 454, the rephase amount setting unit 404 sets the rephase amount of the rephase gradient magnetic field pulse as described above based on the control data of the asymmetric RF pulse generated in step 452. Then, the rephase amount setting unit 404 notifies the imaging sequence generation unit 405 of the set rephase amount.

ステップ455で、撮像シーケンス生成部405は、ステップ453で生成された合成RFパルスの制御データと、ステップ454で設定されたリフェーズ傾斜磁場パルスのリフェーズ量に基づいて、前述した撮像シーケンスの制御データを生成し、計測制御部111に通知して撮像シーケンスを実行させる。   In step 455, the imaging sequence generation unit 405 generates the above-described imaging sequence control data based on the composite RF pulse control data generated in step 453 and the rephase amount of the rephase gradient magnetic field pulse set in step 454. Generate and notify the measurement control unit 111 to execute the imaging sequence.

以上説明したように、本実施例1のMRI装置及びプリサチュレーション法は、撮像RFパルスとプリサチRFパルスのピーク位置を離して合成する。もしくは、撮像RFパルスとプリサチRFパルスをそれぞれ波形ピーク位置に関して非対称波形にするとともに左右対称率を互いに異ならせる。そして、これら左右対称率が互いに異なる非対称撮像RFパルスと非対称プリサチRFパルスとを合成する。さらに、撮像領域でのスピンの位相分散量を最小とし、プリサチ領域でのスピンの位相分散量を十分大きく飽和状態にするためのリフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定する。その結果、撮像条件を殆ど変更することなくプリサチを行えるようになる。   As described above, the MRI apparatus and the pre-saturation method of the first embodiment synthesize the imaging RF pulse and the pre-saturated RF pulse by separating the peak positions. Alternatively, the imaging RF pulse and the presachi RF pulse are made asymmetrical with respect to the waveform peak position, and the left-right symmetry rate is made different from each other. Then, the asymmetric imaging RF pulse and the asymmetric pre-saturated RF pulse having different left-right symmetry rates are combined. Further, the amount of spin phase dispersion in the imaging region is minimized, and the amount of application of the rephase gradient magnetic field pulse for setting the phase dispersion amount of the spin in the pre-sachi region to a sufficiently large saturation state is set. As a result, pre-saturation can be performed with almost no change in imaging conditions.

次に、本発明のMRI装置及びプリサチュレーション法の実施例2を説明する。本実施例2は、プリサチRFパルスと撮像RFパルスの内のいずれか一方を自己再収束(Self Refocus)型のRFパルスとし、他方を通常のSINC波形のRFパルスとして、これらのRFパルスを合成して合成RFパルスとする。   Next, a second embodiment of the MRI apparatus and presaturation method of the present invention will be described. In the second embodiment, one of the pre-saturated RF pulse and the imaging RF pulse is a self-refocusing RF pulse, and the other is an ordinary SINC waveform RF pulse, and these RF pulses are synthesized. To obtain a synthesized RF pulse.

撮像RFパルスを自己再収束型のRFパルスとし、プリサチRFパルスを通常のSINC波形のRFパルス(以下SINC型RFパルスと略記する)とすると、スライス選択傾斜磁場パルスの後のリフェーズ傾斜磁場パルスは必要なく、その印加量をゼロにすることができる。これにより、撮像領域のスピンの位相分散量は最小の自己収束状態となるが、プリサチ領域のスピンの位相が収束されることなく位相分散量が十分大きい飽和状態とすることができる。逆に、撮像RFパルスを通常のSINC型RFパルスとし、プリサチRFパルスを自己再収束型RFパルスとして、スライス選択傾斜磁場パルスの後にリフェーズ傾斜磁場パルスを印加してもよい。これにより、撮像RFパルスにより励起されたスピンの位相を収束させ、プリサチRFパルスにより励起され自己収束されたスピンの位相を分散させて位相分散量が十分大きい飽和状態とすることができる。   If the imaging RF pulse is a self-refocusing RF pulse and the pre-saturated RF pulse is a normal SINC waveform RF pulse (hereinafter abbreviated as a SINC RF pulse), the rephase gradient magnetic field pulse after the slice selection gradient magnetic field pulse is The application amount can be made zero without necessity. Thereby, the phase dispersion amount of the spin in the imaging region becomes the minimum self-convergence state, but the saturation state of the phase dispersion amount can be made sufficiently large without converging the spin phase in the presati region. Conversely, the imaging RF pulse may be a normal SINC type RF pulse, the pre-saturated RF pulse may be a self-refocusing type RF pulse, and the rephase gradient magnetic field pulse may be applied after the slice selection gradient magnetic field pulse. Thereby, the phase of the spin excited by the imaging RF pulse can be converged, and the phase of the spin excited by the pre-saturated RF pulse and self-converged can be dispersed to achieve a saturated state with a sufficiently large phase dispersion amount.

なお、自己再収束型RFパルスは、例えば、特許文献2に記載されているものを用いればよく、ここでの詳細な説明は省略する。   For example, the self-refocusing RF pulse described in Patent Document 2 may be used, and detailed description thereof is omitted here.

自己収束型RFパルス及びSINC型RFパルスとの合成の例を図5に示す。図5(a)は、通常のSINC型RFパルスの一例であり、そのピーク位置に関して左右対称な波形を有する。このようなSINC型RFパルス501をスライス選択傾斜磁場と共に被検体に印加すると、印加終了直後における励起領域のスピンは、その位相が分散されたままとなるので、リフェーズ傾斜磁場パルスを印加することにより、スピンの位相を収束させる。これに対して図5(b)にその一例を示すように、自己収束型RFパルス502は左右非対称な波形を有している。このような自己収束型RFパルスをスライス選択傾斜磁場と共に被検体に印加すると、印加終了直後における励起領域のスピンは、その位相が収束された状態となるので、リフェーズ傾斜磁場パルスを印加する必要がない。なお、SINC型RFパルスと自己収束型RFパルスの中心周波数及び帯域は、対応する励起領域の位置及びスライス幅に応じて設定されることは前述の実施例1と同様である。   FIG. 5 shows an example of synthesis with a self-focusing type RF pulse and a SINC type RF pulse. FIG. 5 (a) is an example of a normal SINC type RF pulse, which has a symmetrical waveform with respect to its peak position. When such a SINC-type RF pulse 501 is applied to a subject together with a slice selective gradient magnetic field, the spin in the excitation region immediately after the application ends remains dispersed in phase, so by applying a rephase gradient magnetic field pulse , Converge the spin phase. On the other hand, as shown in FIG. 5 (b) as an example, the self-focusing RF pulse 502 has a left-right asymmetric waveform. When such a self-focusing type RF pulse is applied to the subject together with the slice selective gradient magnetic field, the spin in the excitation region immediately after the application ends is in a state in which the phase is converged, so it is necessary to apply a rephase gradient magnetic field pulse. Absent. Note that the center frequency and band of the SINC type RF pulse and the self-focusing type RF pulse are set according to the position and slice width of the corresponding excitation region, as in the first embodiment.

そして、SINC型RFパルス501と自己収束型RFパルス502とを合成(加算)した合成RFパルス551の例を図5(c)に示す。図5(c)は、RFとスライス選択傾斜磁場のシーケンスチャートを示し、他の傾斜磁場等の表示は省略してある。この合成RFパルス551は、撮像シーケンスにおいてスライス選択傾斜磁場パルス552と共に印加されるが、上述したように、合成RFパルス551の基となった撮像RFパルスがSINC型RFパルス501なのか自己収束型RFパルス502なのかに対応して、リフェーズ傾斜磁場パルス553が要・不要となる。   FIG. 5 (c) shows an example of a combined RF pulse 551 in which the SINC type RF pulse 501 and the self-focusing type RF pulse 502 are combined (added). FIG. 5 (c) shows a sequence chart of RF and slice selective gradient magnetic field, and other display of gradient magnetic field etc. is omitted. This synthesized RF pulse 551 is applied together with the slice selection gradient magnetic field pulse 552 in the imaging sequence. As described above, whether the imaging RF pulse that is the basis of the synthesized RF pulse 551 is the SINC type RF pulse 501 is a self-focusing type. Corresponding to the RF pulse 502, the rephase gradient magnetic field pulse 553 is necessary / unnecessary.

＜実施例2に係る各機能と処理フロー＞
前述の実施例1における左右対称率の異なる2つの非対称RFパルスが、本実施例2のSINC型RFパルスと自己収束型RFパルスに置き換わるのみで、他は前述の実施例1と同様なので、本実施例2の演算処理部114の各機能ブロック及び処理フローの詳細な説明を省略する。 <Functions and processing flow according to the second embodiment>
Since the two asymmetrical RF pulses having different left-right symmetry rates in the above-described first embodiment are simply replaced with the SINC type RF pulse and the self-converging type RF pulse in the second embodiment, and the others are the same as those in the first embodiment. A detailed description of each functional block and processing flow of the arithmetic processing unit 114 of the second embodiment is omitted.

以上説明したように、本実施例2のMRI装置及びプリサチュレーション法は、プリサチRFパルスと撮像RFパルスの内のいずれか一方を自己再収束(Self Refocus)型のRFパルスとし、他方を通常のSINC波形のRFパルスとして、これらのRFパルスを合成して合成RFパルスとする。その結果、撮像条件を殆ど変更することなくプリサチを行えるようになる。さらに、リフェーズ傾斜磁場パルスの印加量も低減することができる。   As described above, in the MRI apparatus and the presaturation method of the second embodiment, either one of the presatis RF pulse and the imaging RF pulse is a self-refocusing type RF pulse, and the other is a normal one. As RF pulses of SINC waveform, these RF pulses are combined into a combined RF pulse. As a result, pre-saturation can be performed with almost no change in imaging conditions. Furthermore, the application amount of the rephase gradient magnetic field pulse can also be reduced.

次に、本発明のMRI装置及びプリサチュレーション法の実施例3を説明する。本実施例3は、マルチスライス撮像における各スライスの励起に前述の実施例1又は実施例2で説明した合成RFパルスを用いる。   Next, a third embodiment of the MRI apparatus and presaturation method of the present invention will be described. In the third embodiment, the synthesized RF pulse described in the first embodiment or the second embodiment is used for excitation of each slice in multi-slice imaging.

一般的には、プリサチRFパルスは、撮像RFパルスより前に印加されて、本撮像時に撮像領域に流入等するスピンを予め飽和することに意味がある。   In general, the presatis RF pulse is applied before the imaging RF pulse, and it is meaningful to pre-saturate spins that flow into the imaging region during main imaging.

一方、本発明の合成RFパルスをマルチスライス撮像のスライス励起に用いると、プリサチRFパルスと撮像RFパルスが略同時に印加されることになるため、プリサチRFパルスの印加がプリサチではないように見えてしまう。しかしながら、一般的なマルチスライス撮像では、あるスライスを励起するRFパルスの前に他のスライスを励起するRFパルスが存在する場合が非常に多い。従って、前のスライス撮像の際の合成RFパルスのプリサチRFパルス成分によるプリサチ領域の励起は、次のスライス撮像におけるプリサチと見なすことも可能になる。このことを利用して本実施例3では、マルチスライス撮像のスライス励起に前述の実施例1又は実施例2の合成RFパルスを用いて、各スライスの撮像において、撮像領域の励起とプリサチ領域の励起とを略同時に行うとともに、撮像スライス位置の変更と共にこの合成RFパルスによる撮像領域とプリサチ領域の略同時励起を繰り返す。   On the other hand, when the synthesized RF pulse of the present invention is used for slice excitation of multi-slice imaging, the pre-sachi RF pulse and the imaging RF pulse are applied almost simultaneously, so it seems that the application of the pre-sachi RF pulse is not pre-sachi. End up. However, in general multi-slice imaging, there are very often RF pulses that excite other slices before RF pulses that excite one slice. Therefore, the excitation of the pre-satisfied region by the pre-satisfied RF pulse component of the synthesized RF pulse at the previous slice imaging can be regarded as a pre-satisfaction in the next slice imaging. Utilizing this fact, in this third embodiment, the excitation of the imaging region and the pre-satisfaction region in the imaging of each slice using the synthesized RF pulse of the above-described first or second embodiment for slice excitation of multi-slice imaging. Excitation is performed substantially simultaneously, and substantially simultaneous excitation of the imaging region and the presatih region by the synthetic RF pulse is repeated with the change of the imaging slice position.

なお、マルチスライス撮像における各スライスの励起タイミングを利用するために、通常のプリサチと比べてプリサチRFパルスと撮像RFパルスの印加間隔が長くなる場合がある。この場合には、この印加間隔を見積もり、組織のT1値を考慮して、各スライスの励起時にプリサチ領域のスピンの縦磁化がヌルポイントなるように、プリサチRFパルスのフリップ角を調整することも有効である。例えば、時間間隔に比例させてフリップ角を大きくすることができる。   Note that, in order to use the excitation timing of each slice in multi-slice imaging, the application interval between the pre-saturated RF pulse and the imaging RF pulse may be longer than that of a normal pre-satich. In this case, the application interval is estimated and the T1 value of the tissue is taken into consideration, and the flip angle of the presatis RF pulse can be adjusted so that the longitudinal magnetization of the spin in the presati region becomes a null point at the time of excitation of each slice. It is valid. For example, the flip angle can be increased in proportion to the time interval.

本実施例3の一例を図6に示す。図6は、RFパルスのシーケンスチャートと撮像領域及びプリサチ領域との関係のみを示し、他の傾斜磁場等の表示は省略してある。なお、被検体の同一範囲を撮像領域とプリサチ領域に分けて上下に表示してある。   An example of the third embodiment is shown in FIG. FIG. 6 shows only the relationship between the sequence chart of the RF pulse, the imaging region, and the pre-saturation region, and the display of other gradient magnetic fields and the like is omitted. Note that the same range of the subject is divided into an imaging region and a presati region and displayed vertically.

マルチスライス撮像における各スライス611,612,613を励起する励起パルスをそれぞれ601,602,603とすると、本実施例3では、これら励起パルス601,602,603に、前述の実施例1又は実施例2で説明した合成RFパルスを用いる。このような合成RFパルスを励起パルスとして用いると、例えば、励起パルス601で撮像領域611とプリサチ領域621とを略同時に励起し、次の励起パルス602で撮像領域612とプリサチ領域622とを略同時に励起し、次の励起パルス603で撮像領域613とプリサチ領域623とを略同時に励起する。   Assuming that the excitation pulses for exciting the slices 611, 612, and 613 in multi-slice imaging are 601, 602, and 603, respectively, in the third embodiment, the synthesized RF pulse described in the first embodiment or the second embodiment is used as these excitation pulses 601, 602, and 603. When such a synthetic RF pulse is used as an excitation pulse, for example, the imaging region 611 and the presatih region 621 are excited substantially simultaneously with the excitation pulse 601, and the imaging region 612 and the presatih region 622 are substantially simultaneously excited with the next excitation pulse 602. Then, the imaging region 613 and the presachi region 623 are excited substantially simultaneously with the next excitation pulse 603.

このような場合では、励起パルス602で撮像領域612の励起時には、直前の励起パルス601によりプリサチ領域621の励起がプリサチになり、励起パルス603で撮像領域613の励起時には、直前の励起パルス602によりプリサチ領域622の励起がプリサチになる。図6は、3枚のスライスのマルチスライス撮像の場合を示したが、2枚又は4枚以上のマルチスライス撮像の場合も同様である。   In such a case, when the imaging region 612 is excited by the excitation pulse 602, the excitation of the pre-saturation region 621 is pre-saturated by the previous excitation pulse 601, and when the imaging region 613 is excited by the excitation pulse 603, the previous excitation pulse 602 The excitation of the presati region 622 becomes presachi. FIG. 6 shows the case of multi-slice imaging of three slices, but the same applies to the case of two or four or more multi-slice imaging.

以上説明したように、本実施例3のMRI装置及びプリサチュレーション法は、マルチスライス撮像における各スライスの励起に前述の実施例1又は実施例2で説明した合成RFパルスを用いる。その結果、マルチスライス撮像においても、撮像条件を殆ど変更することなくプリサチを行えるようになる。   As described above, the MRI apparatus and the pre-saturation method of the third embodiment use the synthesized RF pulse described in the first embodiment or the second embodiment for excitation of each slice in multi-slice imaging. As a result, even in multi-slice imaging, pre-saturation can be performed with almost no change in imaging conditions.

101 被検体、102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 送信RFコイル、105 RF受信コイル、106 寝台、107 信号処理部、108 全体制御部、109 傾斜磁場電源、110 RF送信部、111 計測制御部、112 全体制御部、113 メモリ、114 演算処理部(CPU)、115 内部記憶部、116 ネットワークIF、117 外部記憶部、118 表示・操作部   101 subject, 102 static magnetic field generating magnet, 103 gradient magnetic field coil, 104 transmitting RF coil, 105 RF receiving coil, 106 bed, 107 signal processing unit, 108 overall control unit, 109 gradient magnetic field power source, 110 RF transmitting unit, 111 measurement Control unit, 112 Overall control unit, 113 Memory, 114 Arithmetic processing unit (CPU), 115 Internal storage unit, 116 Network IF, 117 External storage unit, 118 Display / operation unit

Claims (5)

被検体の非撮像領域の位置と幅と、撮像領域の位置と幅との設定入力を受け付ける撮像条件設定部と、
前記非撮像領域の位置と幅に応じて非対称非撮像ＲＦパルスを生成し、前記撮像領域の位置と幅に応じて非対称撮像ＲＦパルスを生成するＲＦパルス設定部と、
前記ＲＦパルス設定部で生成された前記非対称非撮像ＲＦパルスと前記非対称撮像ＲＦパルスとを合成して合成ＲＦパルスを生成するＲＦパルス合成部と、
スライス選択傾斜磁場パルスと共に印加された前記合成ＲＦパルスによって励起された、前記撮像領域のスピンの位相が収束し、前記非撮像領域のスピンの位相が分散して飽和するように、リフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定するリフェーズ量設定部と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 An imaging condition setting unit that accepts setting input of the position and width of the non-imaging region of the subject and the position and width of the imaging region;
An RF pulse setting unit that generates an asymmetrical non-imaging RF pulse according to the position and width of the non-imaging region, and an asymmetrical imaging RF pulse according to the position and width of the imaging region;
An RF pulse synthesizing unit that synthesizes the asymmetric non-imaging RF pulse generated by the RF pulse setting unit and the asymmetric imaging RF pulse to generate a synthesized RF pulse;
A rephase gradient magnetic field pulse excited by the synthetic RF pulse applied together with the slice selective gradient magnetic field pulse so that the spin phase of the imaging region converges and the spin phase of the non-imaging region is dispersed and saturated. And a rephase amount setting unit for setting the application amount of the magnetic resonance imaging apparatus. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記ＲＦパルス設定部は、前記非対称非撮像ＲＦパルスと前記非対称撮像ＲＦパルスとを、互いに左右対称率が異なるように生成し、
前記ＲＦパルス合成部は、前記非対称非撮像ＲＦパルスと前記非対称撮像ＲＦパルスのピーク位置を離して前記合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The RF pulse setting unit generates the asymmetric non-imaging RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse so that the symmetry ratios are different from each other,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the RF pulse synthesizing unit synthesizes the asymmetric non-imaging RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse with a peak position apart from each other. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記ＲＦパルス設定部は、前記非対称非撮像ＲＦパルスと前記非対称撮像ＲＦパルスの一方をＳＩＮＣ型ＲＦパルスとし、他方を自己収束型ＲＦパルスとして生成し、
前記リフェーズ量設定部は、前記非対称撮像ＲＦパルスがいずれの型かに応じて前記リフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The RF pulse setting unit generates one of the asymmetric non-imaging RF pulse and the asymmetric imaging RF pulse as a SINC type RF pulse and the other as a self-focusing type RF pulse,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the rephase amount setting unit sets an application amount of the rephase gradient magnetic field pulse according to which type of the asymmetric imaging RF pulse is used. 請求項２又は３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記合成ＲＦパルスを各スライスの励起用ＲＦパルスとして用いるマルチスライス撮像を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 or 3,
A magnetic resonance imaging apparatus that performs multi-slice imaging using the synthesized RF pulse as an excitation RF pulse for each slice. 被検体の非撮像領域の位置と幅と、撮像領域の位置と幅との設定入力を受け付ける撮像条件設定ステップと、
前記非撮像領域の位置と幅に応じて非対称非撮像ＲＦパルスを生成し、前記撮像領域の位置と幅に応じて非対称撮像ＲＦパルスを生成するＲＦパルス設定ステップと、
前記ＲＦパルス設定ステップで生成された前記非対称非撮像ＲＦパルスと前記非対称撮像ＲＦパルスとを合成して合成ＲＦパルスを生成するＲＦパルス合成ステップと、
スライス選択傾斜磁場パルスと共に印加された前記合成ＲＦパルスによって励起された、前記撮像領域のスピンの位相が収束し、前記非撮像領域のスピンの位相が分散して飽和するように、リフェーズ傾斜磁場パルスの印加量を設定するリフェーズ量設定ステップと、
前記合成ＲＦパルスと前記リフェーズ傾斜磁場パルスとを用いて撮像を行う撮像ステップと、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置における非撮像領域の励起法。 An imaging condition setting step for accepting setting inputs of the position and width of the non-imaging area of the subject and the position and width of the imaging area;
RF pulse setting step for generating an asymmetric non-imaging RF pulse according to the position and width of the non-imaging region, and generating an asymmetric imaging RF pulse according to the position and width of the imaging region;
An RF pulse synthesizing step of synthesizing the asymmetric non-imaging RF pulse generated in the RF pulse setting step and the asymmetric imaging RF pulse to generate a synthesized RF pulse;
A rephase gradient magnetic field pulse excited by the synthetic RF pulse applied together with the slice selective gradient magnetic field pulse so that the spin phase of the imaging region converges and the spin phase of the non-imaging region is dispersed and saturated. A rephase amount setting step for setting the applied amount of
An imaging step of performing imaging using the synthetic RF pulse and the rephase gradient magnetic field pulse, and an excitation method for a non-imaging region in a magnetic resonance imaging apparatus.
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