JP6449374B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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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 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.
このMRIの分野においる高速撮像法の１つに、エコープラナーイメージング(EPI: echo planar imaging)と呼ばれる撮像法がある。EPIは、１回の核磁気励起に対して傾斜磁場を高速で連続的に反転させ、連続的にエコーを生じさせてスキャンを行うものである。 One of the high-speed imaging methods in the field of MRI is an imaging method called echo planar imaging (EPI). EPI performs scanning by continuously reversing the gradient magnetic field at a high speed with respect to one nuclear magnetic excitation and continuously generating echoes.
より具体的には、EPIでは、90°励起パルスを印加した後、xy平面内の磁化が横緩和(T2緩和)により減衰して消滅する前に位相エンコード(PE: phase encode)のステップに合わせて読出し(RO: readout)用傾斜磁場が繰返し高速で反転させて印加される。これにより、連続的なグラジエントエコーが発生し、画像再構成に必要な全てのデータを収集することができる。 More specifically, in EPI, after applying a 90 ° excitation pulse, before the magnetization in the xy plane decays and disappears due to transverse relaxation (T2 relaxation), it matches the phase encode (PE) step. Thus, a gradient magnetic field for readout (RO) is repeatedly applied at high speed. Thereby, a continuous gradient echo is generated, and all data necessary for image reconstruction can be collected.
EPIには、90°励起パルスおよび180°励起パルスの後に発生するスピンエコー信号を収集するスピンエコー法(SE: spin echo)を用いたSE EPIと90°励起パルスの印加後に発生するエコー信号を収集するフィールドエコー法(FE: field echo)を用いたFE EPIやFFE (Fast FE)法を用いたFFE EPIがある。また、複数回に亘る90°励起パルスを印加して得られるエコートレインのデータを合わせて１枚分の画像データを作成するEPIがマルチショットEPIと呼ばれるのに対して、１回の励起パルスの印加のみで画像を再構成するEPIは、シングルショット(SS: single shot) EPIと呼ばれる。 In EPI, SE EPI using spin echo method (SE: spin echo) that collects spin echo signals generated after 90 ° excitation pulse and 180 ° excitation pulse and echo signal generated after application of 90 ° excitation pulse. There are FE EPI using the field echo (FE) field to collect and FFE EPI using the FFE (Fast FE) method. In addition, EPI, which creates image data for one sheet by combining the echo train data obtained by applying 90 ° excitation pulses over multiple times, is called multi-shot EPI. EPI that reconstructs an image only by application is called single shot (SS) EPI.
一方、首などの血流の影響を受ける撮像部位の撮像を行う場合に、血液の流れの影響によって生じるMR信号の位相ずれを補正するためにフロー補償(FC: flow compensation)傾斜磁場パルスを印加する技術が知られている。すなわちFC傾斜磁場パルスの印加によって、血液の他、脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)等の流体の流れや呼吸等の動きによって生じる位相ずれをキャンセルすることができる。 On the other hand, when imaging an imaging region affected by blood flow such as the neck, a flow compensation (FC) gradient magnetic field pulse is applied to correct the phase shift of the MR signal caused by the effect of blood flow The technology to do is known. That is, by applying the FC gradient magnetic field pulse, it is possible to cancel the phase shift caused by the flow of fluid such as cerebrospinal fluid (CSF) and the movement of respiration, etc. in addition to blood.
しかしながら、3D-FEシーケンスにおいて、コントラスト及びSNR (signal to noise ratio)を改善するためにTRを延長してマルチエコー収集を行うと、撮像時間が増加するという問題がある。 However, in the 3D-FE sequence, if multi-echo acquisition is performed by extending TR in order to improve contrast and SNR (signal to noise ratio), there is a problem that imaging time increases.
一方、3D-FE EPIシーケンスでマルチエコー収集を行えば、高速撮像を行うことが可能であるが、EPIシーケンスでは正極及び負極の双方の極性を有するエコー信号が収集される。このため、フローや動きが存在すると、フローや動きに起因してMR信号の位相ずれが増加し、画質が劣化するという問題がある。 On the other hand, if multi-echo acquisition is performed using the 3D-FE EPI sequence, high-speed imaging can be performed. However, in the EPI sequence, echo signals having both positive and negative polarities are acquired. For this reason, when there is a flow or motion, there is a problem that the phase shift of the MR signal increases due to the flow or motion, and the image quality deteriorates.
そこで、本発明は、フローや動きの有無に依らず良好な画質を維持し、かつ短時間でイメージングを行うことが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of maintaining good image quality regardless of the presence or absence of flow or movement and performing imaging in a short time.
本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、波形設定手段及びイメージング手段を備える。波形設定手段は、イメージング用の磁気共鳴信号の収集タイミングにおいて傾斜磁場モーメントをゼロにする、若しくはゼロに近づけるための補償傾斜磁場であって、前記イメージング用の磁気共鳴信号の読み出し方向に印加される補償傾斜磁場の波形を設定する。イメージング手段は、励起パルスの印加に続いて前記波形設定手段により設定された補償傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記読み出し方向に印加することによって前記イメージング用の磁気共鳴信号を収集し、収集された前記イメージング用の磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成する。前記波形設定手段は、前記イメージング用の傾斜磁場の印加期間に対する比率が異なる複数の印加期間から前記補償傾斜磁場の印加期間を選択可能である。 A magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention includes a waveform setting unit and an imaging unit. The waveform setting means is a compensating gradient magnetic field for making the gradient magnetic field moment zero or close to zero at the acquisition timing of the magnetic resonance signal for imaging, and is applied in the reading direction of the magnetic resonance signal for imaging Sets the compensation gradient magnetic field waveform. The imaging means collects the magnetic resonance signals for imaging by applying a gradient magnetic field including a compensation gradient magnetic field set by the waveform setting means following the application of the excitation pulse in the readout direction. Image data is generated based on the magnetic resonance signal for imaging. The waveform setting means can select the application period of the compensation gradient magnetic field from a plurality of application periods having different ratios to the application period of the gradient magnetic field for imaging .
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
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
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、必要に応じて被検体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。
Furthermore, the magnetic
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。
Further, the
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。
FIG. 2 is a functional block diagram of the
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及びデータ処理部４１として機能する。撮像条件設定部４０は、傾斜磁場波形選択部４０Ａ、プレスキャン条件設定部４０Ｂ及び位相差取得部４０Ｃを有する。また、記憶装置３６は、ｋ空間データ記憶部４２、画像データ記憶部４３及び傾斜磁場波形記憶部４４として機能する。
The
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マルチエコーデータ収集用の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３１に出力する機能を有する。より具体的には、撮像条件設定部４０は、励起パルスの印加に続いて読出し(RO: readout)方向への所定の波形を有する傾斜磁場パルスの印加を周期的に繰返すことによって、連続的に複数のMRエコー信号を収集するシーケンスを設定する機能を備えている。
The imaging
傾斜磁場波形選択部４０Ａは、予め励起パルスの印加に続いて連続的に収集された複数のMRエコー信号の位相差情報又は励起パルスの印加に続いて連続的に収集されるイメージング用の複数のMRエコー信号の位相差に影響を与える条件に基づいて、イメージング用の複数のMRエコー信号のRO方向に繰返し印加される傾斜磁場パルスの波形を、複数のMRエコー信号の位相差情報又はイメージング用の複数のMRエコー信号の位相差に影響を与える条件に対応する適切な波形に設定する機能を有する。
The gradient magnetic field
RO用傾斜磁場のスイッチングによって発生させるMRマルチエコー信号間の位相差は、主として撮像部位におけるフローや動きの度合いに依存して変化する。すなわち、撮像部位に血液等の流速の速いフローが存在すればMR信号の位相差は大きくなる。一方、撮像部位が静止していれば、MR信号の位相差は小さくなる。従って、撮像部位は、MR信号の位相差に影響を与える条件の１つである。 The phase difference between MR multi-echo signals generated by switching the RO gradient magnetic field changes mainly depending on the flow and the degree of movement in the imaging region. That is, if a flow having a high flow velocity such as blood exists in the imaging region, the phase difference of the MR signal becomes large. On the other hand, if the imaging region is stationary, the phase difference of the MR signal becomes small. Therefore, the imaging region is one of the conditions that affect the phase difference of the MR signal.
但し、撮像部位に血流等のフローや動きが存在しても描出対象が静止している組織や器官であれば、撮像パラメータの調整によってフローや動きのある部分からのMR信号を抑制することができる。この場合には、撮像部位にフローや動きが存在してもイメージング用に収集されるMR信号の位相差への影響は低減される。つまり、撮像部位よりもむしろイメージング用のMR信号の収集対象の速度がMR信号の位相差に支配的となる場合がある。従って、血液や組織等の強調対象となる物質の種類、強調対象となる物質の想定される速度範囲及び撮像目的もMR信号の位相差に影響を与える重要なファクタとなる。 However, if the imaging target is a stationary tissue or organ even if there is a flow or movement such as blood flow in the imaging region, MR signals from the part with flow or movement can be suppressed by adjusting the imaging parameters. Can do. In this case, the influence on the phase difference of the MR signal collected for imaging is reduced even if there is a flow or movement in the imaging region. That is, rather than the imaging region, the speed at which the MR signals for imaging are collected may be dominated by the phase difference of the MR signals. Therefore, the type of substance to be emphasized such as blood and tissue, the assumed speed range of the substance to be emphasized, and the imaging purpose are also important factors that influence the phase difference of MR signals.
加えて、描出対象及び撮像目的に応じて決定されるRO用傾斜磁場のスイッチングによって発生させるエコー信号列の間隔(ETS: echo train space)、フリップ角(FA: flip angle)、繰返し時間(TR: repetition time)、エコー時間(TE: echo time)、プレパルスの種類等の撮像パラメータにも依存してMR信号の位相差が変化する。従って、撮像パラメータもMR信号の位相差に影響を与える条件の１つである。 In addition, the interval between echo signal sequences (ETS: echo train space), flip angle (FA), repetition time (TR: TR: The phase difference of the MR signal changes depending on imaging parameters such as repetition time), echo time (TE), and type of prepulse. Therefore, the imaging parameter is one of the conditions that affect the phase difference of the MR signal.
以上より、イメージング用の複数のMRエコー信号の位相差に影響を与える条件としては、撮像パラメータ、撮像部位、強調対象となる物質の種類、強調対象の速度範囲等の撮像条件並びに撮像目的が挙げられる。従って、撮像パラメータ、撮像部位、強調対象の種類、強調対象の速度範囲及び撮像目的の少なくとも１つをイメージング用の複数のMRエコー信号の位相差に影響を与える条件として、RO方向に繰返し印加される傾斜磁場パルスの波形を決定することができる。 From the above, the conditions that affect the phase difference of the plurality of MR echo signals for imaging include the imaging parameters, the imaging region, the type of substance to be enhanced, the imaging conditions such as the speed range of the enhancement target, and the imaging purpose. It is done. Therefore, it is repeatedly applied in the RO direction as a condition that affects at least one of the imaging parameter, the imaging region, the type of enhancement target, the speed range of the enhancement target, and the imaging purpose, which affects the phase difference of a plurality of MR echo signals for imaging. The waveform of the gradient magnetic field pulse can be determined.
RO方向に繰返し印加される傾斜磁場パルスの波形は、予め複数の選択肢として準備し、傾斜磁場波形記憶部４４に保存しておくことができる。すなわち、上述したようなMRエコー信号の位相差に影響を与える異なる複数の条件に対応する複数の適切な傾斜磁場パルスの波形を傾斜磁場波形記憶部４４に保存することができる。
The waveform of the gradient magnetic field pulse repeatedly applied in the RO direction can be prepared in advance as a plurality of options and stored in the gradient magnetic field
従って、傾斜磁場波形選択部４０は、入力装置３３の操作によってイメージング用の撮像条件として指定されたMR信号の位相差に影響を与える条件に対応する適切な波形を、傾斜磁場波形記憶部４４に保存された傾斜磁場パルスの波形の選択肢から選択することによって、イメージング用の複数のMR信号のRO方向に印加される傾斜磁場パルスの波形を自動的に設定することができる。
Therefore, the gradient magnetic field
図３は、図２に示す撮像条件設定部４０において設定されるパルスシーケンス及び傾斜磁場波形選択部４０Ａにおいて選択されるRO方向における傾斜磁場の波形の選択肢の一例を示す図である。
FIG. 3 is a diagram illustrating an example of a pulse sequence set in the imaging
図３において横軸は時間を示す。図３において(A)はRO方向における傾斜磁場パルスの波形の選択肢の１つを組み込んで得られるEPIシーケンスを、(B), (C)及び(D)はそれぞれRO方向における傾斜磁場パルスの選択肢の１つを組み込んで得られるシーケンス(TUNE1, TUNE2及びTUNE3)を示す。 In FIG. 3, the horizontal axis indicates time. In Fig. 3, (A) is an EPI sequence obtained by incorporating one of the gradient magnetic field pulse options in the RO direction, and (B), (C) and (D) are gradient magnetic field pulse options in the RO direction. The sequence (TUNE1, TUNE2, and TUNE3) obtained by incorporating one of the following is shown.
また、図３(A), (B), (C), (D)においてRFはRFパルス及びMRエコー信号を、Gssはスライス選択(SS: slice selection)方向における傾斜磁場パルスを、Gro1, Gro2及びGro3はRO方向における傾斜磁場パルスを、Gpeは位相エンコード(PE: phase encode) 方向における傾斜磁場パルスを、φはMRエコー信号の位相を、それぞれ示す。但し、図３(B), (C)及び(D)では、SS方向における傾斜磁場パルスGssが、図３(A)と同様であることから省略されている。 3 (A), (B), (C), and (D), RF represents an RF pulse and an MR echo signal, Gss represents a gradient magnetic field pulse in the slice selection (SS) direction, Gro1, Gro2 And Gro3 indicate the gradient magnetic field pulse in the RO direction, Gpe indicates the gradient magnetic field pulse in the phase encode (PE) direction, and φ indicates the phase of the MR echo signal. However, in FIGS. 3B, 3C, and 3D, the gradient magnetic field pulse Gss in the SS direction is omitted because it is the same as that in FIG.
更に直線φ0は速度がゼロのMRエコー信号の位相変化を、曲線φ1は一定の速度で移動するMRエコー信号の位相変化を、それぞれ示す。従って、直線φ0はゼロ次の傾斜磁場モーメントの変化も表しており、曲線φ1は１次の傾斜磁場モーメントの変化も表している。 Further, the straight line φ0 shows the phase change of the MR echo signal with zero speed, and the curve φ1 shows the phase change of the MR echo signal moving at a constant speed. Accordingly, the straight line φ0 also represents a change in the zero-order gradient magnetic field moment, and the curve φ1 represents a change in the first-order gradient magnetic field moment.
図３(A)は、励起パルスの印加に続いてRO方向に正極性のRO用傾斜磁場パルスと負極性のRO用傾斜磁場パルスを交互に繰返し印加することによって連続的にMRエコー信号を収集するシーケンスである。このシーケンスは、狭義のEPIシーケンスに相当する。狭義のEPIシーケンスを通常のEPIシーケンスと呼ぶことにすると、通常のEPIシーケンスは、RO方向に印加される傾斜磁場パルスが全てMR信号のRO用であるためデータ収集効率が良好である。また、RO用傾斜磁場パルスの長さの調整によって良好なSNRを得ることができる。 Fig. 3 (A) shows that MR echo signals are continuously collected by repeatedly applying a positive RO gradient magnetic field pulse and a negative RO gradient magnetic field pulse in the RO direction following application of the excitation pulse. It is a sequence to do. This sequence corresponds to an EPI sequence in a narrow sense. If the narrowly-defined EPI sequence is called a normal EPI sequence, the normal EPI sequence has good data collection efficiency because all gradient magnetic field pulses applied in the RO direction are for the RO of the MR signal. Moreover, a favorable SNR can be obtained by adjusting the length of the gradient magnetic field pulse for RO.
一方、通常のEPIシーケンスでは、正極側のRO用傾斜磁場パルスと負極側のRO用傾斜磁場パルスの双方によってMRエコー信号が収集される。このため、MRエコー信号の収集タイミングにおいて１次の傾斜磁場モーメントがゼロにならない。従って、フローや動き等によって無視できない速度でMR信号の収集対象が移動する場合には、移動する部分からのMRエコー信号の位相ずれが大きくなる。この結果、フローや動きの影響によって画像にアーチファクトが生じる恐れがある。 On the other hand, in a normal EPI sequence, MR echo signals are collected by both the positive-side RO gradient magnetic field pulse and the negative-side RO gradient magnetic field pulse. For this reason, the primary gradient magnetic field moment does not become zero at the collection timing of the MR echo signal. Therefore, when the MR signal acquisition target moves at a speed that cannot be ignored due to flow, movement, or the like, the phase shift of the MR echo signal from the moving part becomes large. As a result, there is a possibility that artifacts may occur in the image due to the influence of the flow or movement.
そこで、通常のEPIシーケンスを用いてフローや動きのある対象をイメージングする場合には、予めプレスキャンによって位相分布を測定し、測定した位相分布に基づいてMR信号の位相補正を行う等の対策が必要となる。 Therefore, when imaging an object with flow or movement using a normal EPI sequence, measures such as measuring the phase distribution in advance by pre-scanning and correcting the phase of the MR signal based on the measured phase distribution, etc. Necessary.
図３(B), (C)及び(D)に示すシーケンスは、いずれも励起パルスの印加に続いてRO方向に一方の極性を有するRO用傾斜磁場パルスを断続的に繰返し印加することによって連続的にMRエコー信号を収集するシーケンスである。従って、図３(B), (C)及び(D)に示すシーケンスは、広義のEPIシーケンスであると言うことができる。ここでは、一方の極性を有するRO用傾斜磁場パルスによってMRエコー信号を収集する広義のEPIシーケンスを片エコーEPIシーケンスと称する。 The sequences shown in FIGS. 3B, 3C, and 3D are all continuously applied by intermittently applying an RO gradient magnetic field pulse having one polarity in the RO direction following application of an excitation pulse. In this sequence, MR echo signals are collected. Therefore, it can be said that the sequences shown in FIGS. 3B, 3C, and 3D are EPI sequences in a broad sense. Here, an EPI sequence in a broad sense that collects MR echo signals with RO gradient magnetic field pulses having one polarity is referred to as a one-echo EPI sequence.
片エコーEPIシーケンスでは、隣接するRO用傾斜磁場パルスの間において、RO用傾斜磁場パルスの極性と異なる極性を有する傾斜磁場パルスがRO方向に印加される。このRO方向に断続的かつ繰返し印加されるRO用でない傾斜磁場パルスは、フローや動きの影響による位相シフトを低減するためのFC用傾斜磁場パルスGfcとして機能する。尚、FC用傾斜磁場パルスGfcの波形によっては、MRエコー信号が発生するがサンプリング対象としなければよい。 In the one-echo EPI sequence, a gradient magnetic field pulse having a polarity different from that of the RO gradient magnetic field pulse is applied in the RO direction between adjacent RO gradient magnetic field pulses. This non-RO gradient magnetic field pulse applied intermittently and repeatedly in the RO direction functions as an FC gradient magnetic field pulse Gfc for reducing a phase shift due to the influence of flow or motion. An MR echo signal may be generated depending on the waveform of the FC gradient magnetic field pulse Gfc, but it may not be a sampling target.
FC用傾斜磁場パルスGfcは、MRエコー信号の収集タイミングにおいて１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づけるための傾斜磁場パルスである。そのため、FC用傾斜磁場パルスGfcの波形を、フローや動きの速度に応じてチューニングすることができる。 The gradient magnetic field pulse Gfc for FC is a gradient magnetic field pulse for bringing the first gradient magnetic field moment close to zero at the acquisition timing of the MR echo signal. Therefore, the waveform of the FC gradient magnetic field pulse Gfc can be tuned according to the flow and the speed of movement.
但し、静止している物体からのMRエコー信号の位相を揃えて画像データを再構成できるようにするめには、MRエコー信号の収集タイミングにおいて０次の傾斜磁場モーメントをゼロにする必要がある。従って、FC用傾斜磁場パルスGfcの面積をRO用傾斜磁場パルスの面積と一致させる制御が必要である。つまり、RO用傾斜磁場パルスの面積と一致させつつ波形を変えるというFC用傾斜磁場パルスGfcのチューニングによって、MRエコー信号の収集タイミングにおける１次の傾斜磁場モーメントを調整することができる。 However, in order to reconstruct image data by aligning the phases of MR echo signals from a stationary object, it is necessary to make the zeroth-order gradient magnetic field moment zero at the acquisition timing of MR echo signals. Therefore, it is necessary to perform control so that the area of the FC gradient magnetic field pulse Gfc matches the area of the RO gradient magnetic field pulse. That is, the primary gradient magnetic field moment at the MR echo signal acquisition timing can be adjusted by tuning the FC gradient magnetic field pulse Gfc to change the waveform while matching the area of the RO gradient magnetic field pulse.
尚、０次、１次又は２次以上の傾斜磁場モーメントをゼロにする技術は、GMN (gradient moment nulling)と呼ばれる。０次の傾斜磁場モーメントは静止しているスピンの位相に対する傾斜磁場の効果を、１次の傾斜磁場モーメントは一定の速度で移動しているスピンの位相に対する傾斜磁場の効果を、２次の傾斜磁場モーメントは一定の加速度で移動しているスピンの位相に対する傾斜磁場の効果を、それぞれ示す。 Note that a technique for making zero-order, first-order, or second-order or higher gradient magnetic field moments zero is called GMN (gradient moment nulling). The zero-order gradient magnetic field moment is the effect of the gradient magnetic field on the phase of the stationary spin, and the first gradient magnetic field moment is the effect of the gradient magnetic field on the phase of the spin moving at a constant speed. The magnetic field moment shows the effect of a gradient magnetic field on the phase of a spin moving at a constant acceleration, respectively.
図３(B), (C)及び(D)は、いずれも正極性のRO用傾斜磁場パルスを印加する一方、負極性のFC用傾斜磁場パルスGfcを印加する片エコーEPIシーケンスの例を示している。そして、図３(B), (C)及び(D)に示す片エコーEPIシーケンスは、FC用傾斜磁場パルスGfcの波形をそれぞれチューニングして得られるシーケンスのバリエーション(TUNE1, TUNE2, TUNE3)を示している。 3 (B), (C) and (D) show examples of one-echo EPI sequences in which positive gradient magnetic field pulses for RO are applied while negative gradient magnetic field pulses for FC Gfc are applied. ing. The single-echo EPI sequences shown in FIGS. 3 (B), (C), and (D) show sequence variations (TUNE1, TUNE2, TUNE3) obtained by tuning the waveform of the FC gradient magnetic field pulse Gfc. ing.
図３(B)に示すTUNE1の片エコーEPIシーケンスは、FC用傾斜磁場パルスGfcの印加期間をRO用傾斜磁場パルスの印加期間の1/4に設定したシーケンスである。このTUNE1の片エコーEPIシーケンスでは、MRエコー信号の収集に寄与しないFC用傾斜磁場パルスGfcの印加期間が比較的短い。このため、MR信号の収集効率を向上させることができる。 The TUNE1 single echo EPI sequence shown in FIG. 3B is a sequence in which the application period of the FC gradient magnetic field pulse Gfc is set to 1/4 of the application period of the RO gradient magnetic field pulse. In the one-echo EPI sequence of TUNE1, the application period of the FC gradient magnetic field pulse Gfc that does not contribute to acquisition of MR echo signals is relatively short. For this reason, the collection efficiency of MR signals can be improved.
但し、MRエコー信号の収集タイミングにおいて１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づける効果が小さい。従って、MRエコー信号の収集タイミングにおいて速度がゼロのMRエコー信号の位相φ0をゼロにすることはできるが、一定の速度で移動するMRエコー信号の位相φ1はゼロになっていない。一方、図３(A)に示す通常のEPIシーケンスと比べれば、フローや動きの影響によるMRエコー信号の位相ずれを低減させることができる。 However, the effect of bringing the primary gradient magnetic field moment close to zero at the acquisition timing of the MR echo signal is small. Therefore, the phase φ0 of the MR echo signal whose velocity is zero can be made zero at the MR echo signal acquisition timing, but the phase φ1 of the MR echo signal moving at a constant velocity is not zero. On the other hand, as compared with the normal EPI sequence shown in FIG. 3A, the phase shift of the MR echo signal due to the influence of the flow or motion can be reduced.
従って、TUNE1の片エコーEPIシーケンスは、速度が比較的小さい対象からMRエコー信号を効率的に収集する場合に好適と考えられる。すなわち、MRエコー信号の収集対象の移動速度が十分に小さければ、MRエコー信号の位相補正を省略することができる。また、少なくとも図３(A)に示す通常のEPIシーケンスに比べれば、フローや動きの影響によるMR信号の位相ずれ及びMR信号の位相ずれに起因する画質劣化を低減することができる。 Therefore, the one-echo EPI sequence of TUNE1 is considered suitable for efficiently collecting MR echo signals from an object with a relatively low speed. That is, if the moving speed of the MR echo signal collection target is sufficiently low, the phase correction of the MR echo signal can be omitted. In addition, as compared with at least the normal EPI sequence shown in FIG. 3A, MR signal phase shift due to flow and motion effects and image quality degradation due to MR signal phase shift can be reduced.
図３(C)に示すTUNE2の片エコーEPIシーケンスは、FC用傾斜磁場パルスGfcの印加期間をRO用傾斜磁場パルスの印加期間の1/2に設定したシーケンスである。このTUNE2の片エコーEPIシーケンスでは、１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づけるFC用傾斜磁場パルスGfcの効果を良好に発揮させることができる。 The TUNE2 one-echo EPI sequence shown in FIG. 3C is a sequence in which the application period of the FC gradient magnetic field pulse Gfc is set to ½ of the application period of the RO gradient magnetic field pulse. In the TUNE2 one-echo EPI sequence, the effect of the FC gradient magnetic field pulse Gfc for bringing the primary gradient magnetic field moment close to zero can be exhibited well.
すなわち、FC用傾斜磁場パルスGfcの印加によって、MRエコー信号の収集タイミングにおいて０次の傾斜磁場モーメントのみならず、１次の傾斜磁場モーメントもゼロに近づけることができる。従って、MRエコー信号の収集タイミングにおいて速度がゼロのMRエコー信号の位相φ0とともに一定の速度で移動するMRエコー信号の位相φ1もゼロにすることができる。 In other words, by applying the FC gradient magnetic field pulse Gfc, not only the zeroth-order gradient magnetic field moment but also the first-order gradient magnetic field moment can be brought close to zero at the acquisition timing of the MR echo signal. Accordingly, the phase φ1 of the MR echo signal that moves at a constant speed together with the phase φ0 of the MR echo signal whose speed is zero at the acquisition timing of the MR echo signal can be made zero.
従って、TUNE2の片エコーEPIシーケンスは、血液のフローが多い場合など速度が速い対象からMRエコー信号を収集する場合に好適と考えられる。すなわち、MRエコー信号の収集対象の移動速度が大きい場合であっても、FC用傾斜磁場パルスGfcによる位相シフトの抑制効果によって、フローや動きの影響によるMR信号の位相ずれ及びMR信号の位相ずれに起因する画質劣化を低減することができる。また、MRエコー信号の位相補正を省略することができる。 Therefore, the one-echo EPI sequence of TUNE2 is considered suitable for collecting MR echo signals from a subject with a high speed, such as when there is a lot of blood flow. In other words, even when the movement speed of the MR echo signal collection target is high, the phase shift of the MR signal and the phase shift of the MR signal due to the influence of the flow and motion are suppressed by the effect of suppressing the phase shift by the FC gradient magnetic field pulse Gfc. It is possible to reduce image quality degradation caused by the image quality. Further, the phase correction of the MR echo signal can be omitted.
図３(D)に示すTUNE3の片エコーEPIシーケンスは、FC用傾斜磁場パルスGfcの波形をV字状にしたものである。このTUNE3の片エコーEPIシーケンスでは、他の片エコーEPIシーケンスに比べてMRエコー信号の時間的な時間効率を一層向上させることができる。加えて、RO用傾斜磁場パルスの印加期間を確保することができる。このため、SNRを向上させることができる。 The TUNE3 one-echo EPI sequence shown in FIG. 3D is a V-shaped waveform of the FC gradient magnetic field pulse Gfc. In the TUNE3 single-echo EPI sequence, the temporal efficiency of the MR echo signal can be further improved as compared with other single-echo EPI sequences. In addition, the application period of the RO gradient magnetic field pulse can be secured. For this reason, SNR can be improved.
従って、TUNE3の片エコーEPIシーケンスは、速度が比較的小さい対象をMRエコー信号の収集対象とし、特にSNR及びデータ収集効率を優先する場合に好適と考えられる。 Therefore, the one-echo EPI sequence of TUNE3 is considered to be suitable when a target with a relatively low speed is set as a target for collecting MR echo signals, and particularly when priority is given to SNR and data collection efficiency.
また、図３(B), (C)及び(D)に例示される片エコーEPIシーケンスに限らず、様々なFC用傾斜磁場パルスGfcの波形を有する片エコーEPIシーケンスを選択肢として予め準備しておくことができる。FC用傾斜磁場パルスGfcの波形及びRO用傾斜磁場パルスの波形の組合せは、上述したようにRO方向に印加される傾斜磁場パルスの波形の選択肢として撮像条件及び撮像目的の一方又は双方と関連付けて傾斜磁場波形記憶部４４に保存することができる。
Further, not only the single echo EPI sequence illustrated in FIGS. 3B, 3C and 3D but also single echo EPI sequences having waveforms of various gradient magnetic field pulses Gfc for FC are prepared in advance as options. I can leave. As described above, the combination of the gradient magnetic field pulse Gfc for FC and the waveform of the gradient magnetic field pulse for RO is associated with one or both of the imaging condition and the imaging purpose as options of the waveform of the gradient magnetic field pulse applied in the RO direction. It can be stored in the gradient magnetic field
例えば、撮像部位が首であれば、血流の影響によるMR信号の位相ずれを抑制することが重要となる。従って、１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づける効果が良好となるTUNE2の傾斜磁場波形を、撮像部位を首とする撮像に適切な波形として関連付けることができる。同様に、血管をイメージングする磁気共鳴血管撮像 (MRA: magnetic resonance angiography)の場合も、血流の影響によるMR信号の位相ずれを抑制することが重要となる。従って、１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づける効果が良好となるTUNE2の傾斜磁場波形を、撮像目的がMRAである場合の適切な波形とすることができる。 For example, if the imaging region is the neck, it is important to suppress the phase shift of the MR signal due to the influence of blood flow. Therefore, the gradient magnetic field waveform of TUNE2, which has a good effect of bringing the primary gradient magnetic field moment close to zero, can be associated as an appropriate waveform for imaging with the imaging region as a neck. Similarly, in the case of magnetic resonance angiography (MRA) for imaging blood vessels, it is important to suppress the phase shift of MR signals due to the influence of blood flow. Therefore, the gradient magnetic field waveform of TUNE2 that has an excellent effect of bringing the primary gradient magnetic field moment close to zero can be made an appropriate waveform when the imaging purpose is MRA.
一方、撮像領域に血流が存在する場合であっても、水抑制法や撮像パラメータの調整等によって血液からの信号を抑制して血液以外の実質部を強調する場合には、静止する部位がMR信号の収集対象となる。この場合、１次の傾斜磁場モーメントをゼロに近づける１次のGMNは重要ではない。換言すれば、FC用傾斜磁場パルスGfcの印加は重要ではない。従って、撮像部位が静止する部位である場合の適切な傾斜磁場の波形として通常のEPIシーケンスの波形を関連付けることができる。 On the other hand, even when blood flow is present in the imaging region, if a substantial part other than blood is emphasized by suppressing a signal from the blood by a water suppression method, adjustment of imaging parameters, or the like, MR signal is collected. In this case, the primary GMN that brings the primary gradient magnetic field moment close to zero is not important. In other words, the application of the FC gradient magnetic field pulse Gfc is not important. Therefore, a waveform of a normal EPI sequence can be associated as an appropriate gradient magnetic field waveform when the imaging region is a stationary region.
具体例として、膝のイメージングを行う場合には、血流の影響を低減することが重要となる。そこで、TRの調整によって血液からのMR信号を抑制できれば、撮像部位及びMR信号の収集対象は、静止する物体とみなすことができる。この場合、血液からのMR信号を抑制するためのTRの値及び撮像部位を膝とする撮像条件に、適切な傾斜磁場の波形として通常のEPIシーケンスの波形を関連付けることができる。 As a specific example, when imaging a knee, it is important to reduce the influence of blood flow. Therefore, if the MR signal from the blood can be suppressed by adjusting the TR, the imaging site and the MR signal collection target can be regarded as a stationary object. In this case, the waveform of a normal EPI sequence can be associated as an appropriate gradient magnetic field waveform with the TR value for suppressing the MR signal from blood and the imaging condition with the imaging region as the knee.
逆に、膝のイメージングにおいて撮像パラメータの調整によっても血液からのMR信号を十分に抑制できない場合には、血流の影響を低減することが重要となる。そこで、膝における血流の速度に応じたFC用傾斜磁場パルスGfcの波形を、撮像部位を膝とする撮像条件に関連付けることもできる。 On the other hand, if the MR signal from the blood cannot be sufficiently suppressed even by adjusting the imaging parameters in the knee imaging, it is important to reduce the influence of the blood flow. Thus, the waveform of the FC gradient magnetic field pulse Gfc corresponding to the blood flow velocity at the knee can be associated with the imaging condition with the imaging region as the knee.
また、脊椎や骨盤部等の骨や関節には、殆どフローや動きがない。また、骨や関節を撮像部位とするDiffusion画像やPerfusion画像等の機能画像のイメージングは通常実施されない。従って、骨や関節を撮像部位とする撮像条件には、MR信号の時間的な収集効率が良好なEPIシーケンスの傾斜磁場波形又はTUNE3の傾斜磁場波形を、適切な波形として関連付けることができる。 Also, bones and joints such as the spine and pelvis have almost no flow or movement. In addition, imaging of functional images such as diffusion images and perfusion images using bones and joints as imaging regions is not usually performed. Therefore, an EPI sequence gradient magnetic field waveform or a TUNE3 gradient magnetic field waveform with good MR signal temporal collection efficiency can be associated as an appropriate waveform with an imaging condition using a bone or a joint as an imaging region.
更に、頭部のイメージングを行う場合には、撮像目的に応じて適切な傾斜磁場の波形を変えることができる。例えば、脳組織の縦緩和(T1)強調画像データや横緩和(T2)強調画像データを収集する場合には、拍動の影響を抑制することが重要である。一方、静止する部位がMR信号の収集対象である。そこで、FC用傾斜磁場パルスGfcの効果が得られ、かつデータ収集効率が良好なTUNE3の傾斜磁場波形を、撮像部位を脳組織とする撮像条件と関連付けることができる。 Furthermore, when imaging the head, an appropriate gradient magnetic field waveform can be changed according to the imaging purpose. For example, when collecting longitudinal relaxation (T1) weighted image data and lateral relaxation (T2) weighted image data of brain tissue, it is important to suppress the influence of pulsation. On the other hand, the stationary part is the MR signal collection target. Therefore, the gradient magnetic field waveform of TUNE3 that can obtain the effect of the gradient magnetic field pulse Gfc for FC and has good data collection efficiency can be associated with the imaging condition in which the imaging region is the brain tissue.
一方、頭部におけるDiffusion画像やPerfusion画像等の機能画像をイメージングする場合には、動きを有する部位の撮像に該当するか否かの画一的な判断が困難である。但し、TRの調整によって動きの影響を低減することができる。そこで、TRの値及び頭部のDiffusion画像又はPerfusion画像という撮像条件及び撮像目的を、通常のEPIシーケンスの傾斜磁場波形を関連付けることができる。 On the other hand, when imaging a functional image such as a Diffusion image or a Perfusion image on the head, it is difficult to make a uniform determination as to whether or not it corresponds to imaging of a portion having movement. However, the effect of motion can be reduced by adjusting TR. Therefore, the gradient value magnetic field waveform of the normal EPI sequence can be associated with the imaging condition and imaging purpose of the TR value and the diffusion image or perfusion image of the head.
このように撮像条件や撮像目的等のMR信号の位相シフトに影響を与える多種多様な条件に対応する適切なRO方向の傾斜磁場パルスの波形を、図３に示す各波形及び他の提案されている様々な波形から予め選択して関連付けることができる。そして、互いに異なる複数の条件に対応するRO方向における傾斜磁場パルスの複数の波形が傾斜磁場波形記憶部４４に保存されると、入力装置３３から入力された条件の特定情報に基づくRO方向における傾斜磁場パルスの波形の自動設定が可能となる。
As described above, the waveforms of the gradient magnetic field pulses in the appropriate RO direction corresponding to various conditions that affect the phase shift of the MR signal such as the imaging conditions and the imaging purpose are shown in FIG. Various waveforms can be selected in advance and associated with each other. Then, when a plurality of gradient magnetic field pulse waveforms in the RO direction corresponding to a plurality of different conditions are stored in the gradient magnetic field
すなわち、傾斜磁場波形選択部４０Ａおいて、フローや動きによるMR信号の位相ずれの度合いの指標となる撮像部位や撮像パラメータ等の撮像条件及び撮像目的に応じたFC用傾斜磁場パルスGfcの波形を傾斜磁場波形記憶部４４から自動選択することが可能となる。換言すれば、傾斜磁場波形選択部４０Ａによる、撮像条件及び撮像目的の一方又は双方に基づくFC用傾斜磁場パルスGfcの波形のチューニングが可能となる。
That is, in the gradient magnetic field
具体的には、表示装置３４に表示されたパルスシーケンス等の撮像条件の編集画面を通じて、入力装置３３の操作によって撮像部位等の撮像条件や撮像目的を撮像条件設定部４０に入力すると、傾斜磁場波形選択部４０Ａが撮像条件及び撮像目的に対応するRO方向における傾斜磁場パルスの波形を自動設定するように構成できる。
Specifically, when an imaging condition such as an imaging region and an imaging purpose are input to the imaging
この場合、例えばRO方向における傾斜磁場パルスの波形のデフォルト値を通常のEPIシーケンスの波形とし、フローや動きの影響がある特定の撮像条件や撮像目的が撮像条件設定部４０に入力された場合に傾斜磁場波形選択部４０Ａが傾斜磁場パルスの波形を、傾斜磁場波形記憶部４４から取得した撮像条件や撮像目的に応じたFC用傾斜磁場パルスGfcの印加を伴う傾斜磁場パルスの波形に切換えるようにすることができる。或いは、RO方向における傾斜磁場パルスの波形のデフォルト値を定めずに、撮像条件や撮像目的が撮像条件設定部４０に入力された場合に傾斜磁場波形選択部４０Ａが撮像条件や撮像目的に応じた傾斜磁場パルスの波形を傾斜磁場波形記憶部４４から選択してイメージング用の撮像条件として設定するようにしてもよい。
In this case, for example, when the default value of the waveform of the gradient magnetic field pulse in the RO direction is the waveform of a normal EPI sequence, and a specific imaging condition or imaging purpose that is affected by flow or motion is input to the imaging
ここまでは、RO方向における傾斜磁場パルスの波形を、イメージング用の複数のMRエコー信号の位相差に影響を与える条件に基づいて自動設定する場合について説明したが、前述のように、予め収集された複数のMR信号の位相差情報に基づいてRO方向における傾斜磁場パルスの波形を自動設定することもできる。 Up to this point, the description has been given of the case where the gradient magnetic field pulse waveform in the RO direction is automatically set based on the condition that affects the phase difference of a plurality of MR echo signals for imaging. Further, the gradient magnetic field pulse waveform in the RO direction can be automatically set based on the phase difference information of a plurality of MR signals.
プレスキャン条件設定部４０Ｂは、位相差情報の取得対象となる複数のMRエコー信号を収集するためのプレスキャンの条件を設定する機能を有する。また、位相差取得部４０Ｃは、プレスキャンによって収集された複数のMR信号の位相差を位相差情報として取得する機能を有する。更に、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、位相差取得部４０ＣからMR信号の位相差情報を取得した場合には、位相差情報に基づいてRO方向における傾斜磁場パルスの波形を自動設定するように構成されている。
The pre-scan
ここでは、プレスキャンの条件及びプレスキャンによって取得される位相差情報として２通りの条件及び位相差情報を例示する。 Here, two conditions and phase difference information are illustrated as pre-scan conditions and phase difference information acquired by pre-scanning.
図４は、図２に示すプレスキャン条件設定部４０Ｂにおいて設定されるプレスキャン用の撮像条件の一例を示す図である。
FIG. 4 is a diagram showing an example of prescan imaging conditions set in the prescan
図４(A)及び(B)において各横軸は時間を示す。また、図４(A)は簡易なプレスキャンの条件の例を、図４(B)は位相差情報を高精度に取得するためのプレスキャンの条件の例を、それぞれ示す。 In FIGS. 4A and 4B, each horizontal axis represents time. 4A shows an example of simple pre-scan conditions, and FIG. 4B shows an example of pre-scan conditions for acquiring phase difference information with high accuracy.
図４(A)に示すようにプレスキャンは、PE用傾斜磁場パルスの印加を行わない通常のEPIシーケンス、つまり励起パルスの印加に続いてRO用傾斜磁場を繰返し反転して印加することによって複数のMR信号を収集するパルスシーケンスによるスキャンとすることができる。PE用傾斜磁場パルスの印加を行わない通常のEPIシーケンスによりプレスキャンを行うと、ｋ空間の中心軸に投影されたMR信号のプロジェクションデータが得られる。そして、位相差取得部４０Ｃは、収集されたｋ空間における複数のMR信号の位相差を位相差情報として取得することができる
As shown in FIG. 4 (A), the pre-scan is performed in a normal EPI sequence in which the gradient magnetic field pulse for PE is not applied, that is, by applying the gradient magnetic field for RO repeatedly and repeatedly after applying the excitation pulse. It is possible to scan by a pulse sequence that collects MR signals. When pre-scanning is performed using a normal EPI sequence in which no gradient magnetic field pulse for PE is applied, MR signal projection data projected on the central axis of k-space is obtained. Then, the phase
位相差を取得するためには、少なくとも２つのMR信号がプロジェクションデータとして収集されることが必要である。３つ以上のMR信号を収集する場合には、基準となるMR信号に対する各MR信号の位相差を求める方法と、時間的に隣接する２つのMR信号間における位相差を順次求める方法とがある。２次以上の傾斜磁場モーメントの効果が反映される点などを考慮すると、時間的に隣接する２つのMR信号間における位相差を順次求める方法が精度上好適である。３つ以上のMR信号を収集する場合には、複数の位相差の平均値や中間値等の代表値をMR信号の位相差と定義することができる。そして、収集対象となるMR信号の数を増やすことによって、位相差の算出精度を向上させることができる。 In order to acquire the phase difference, it is necessary that at least two MR signals are collected as projection data. When collecting three or more MR signals, there are a method for obtaining a phase difference of each MR signal with respect to a reference MR signal and a method for sequentially obtaining a phase difference between two MR signals that are temporally adjacent to each other. . In consideration of the fact that the effect of the second or higher gradient magnetic field moment is reflected, the method of sequentially obtaining the phase difference between two MR signals that are temporally adjacent is preferable in terms of accuracy. When collecting three or more MR signals, a representative value such as an average value or an intermediate value of a plurality of phase differences can be defined as the phase difference of the MR signals. Then, the calculation accuracy of the phase difference can be improved by increasing the number of MR signals to be collected.
図４(A)に示すプレスキャンによってMR信号の位相差が取得された場合には、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、位相差の値に応じてイメージング用の複数のMR信号のRO方向に繰返し印加される傾斜磁場の波形を設定することができる。
When the phase difference of the MR signal is acquired by the pre-scan shown in FIG. 4A, the gradient magnetic field
例えば、閾値処理によって位相差の値が十分に小さいと判定される場合には、動きやフローの影響による位相シフトが小さいということになる。従って、イメージングスキャンも通常のEPIシーケンスで実行することができる。このため、イメージング用に印加される傾斜磁場の波形は、通常のEPIシーケンスにおける傾斜磁場の波形に設定することができる。 For example, when it is determined that the value of the phase difference is sufficiently small by the threshold processing, the phase shift due to the influence of motion or flow is small. Therefore, an imaging scan can also be executed with a normal EPI sequence. For this reason, the waveform of the gradient magnetic field applied for imaging can be set to the waveform of the gradient magnetic field in a normal EPI sequence.
逆に、閾値処理によって位相差の値が中程度又は大きいと判定される場合には、動きやフローの影響による位相シフトを低減するためにFC用傾斜磁場パルスGfcの印加が望ましい。そこで、位相差の程度に応じたFC用傾斜磁場パルスGfcの印加を伴う片エコーEPIシーケンスにおける傾斜磁場の波形をイメージング用に印加される傾斜磁場の波形に設定することができる。つまり、位相差の結果に基づいて、通常のEPIシーケンスから片エコーEPIシーケンスへの切換え及びFC用傾斜磁場パルスGfcのチューニングを簡易に行うことができる。 On the other hand, when the phase difference value is determined to be medium or large by the threshold processing, it is desirable to apply the FC gradient magnetic field pulse Gfc in order to reduce the phase shift due to the influence of motion or flow. Therefore, the waveform of the gradient magnetic field in the one-echo EPI sequence with the application of the FC gradient magnetic field pulse Gfc corresponding to the degree of the phase difference can be set to the gradient magnetic field waveform applied for imaging. That is, based on the result of the phase difference, switching from the normal EPI sequence to the one-echo EPI sequence and tuning of the FC gradient magnetic field pulse Gfc can be easily performed.
一方、図４(B)に示すプレスキャンでは、RO方向に印加される傾斜磁場の波形が互いに異なる複数のEPIシーケンスが順次実行される。すなわち、通常のEPIシーケンス及びFC用傾斜磁場パルスGfcの波形が互いに異なるTUNE1からTUNEn(nは自然数)までの複数の片エコーEPIシーケンスがプレスキャン用のシーケンスに設定される。また、各EPIシーケンスにおいて、PE用傾斜磁場パルスの印加は設定されない。 On the other hand, in the pre-scan shown in FIG. 4B, a plurality of EPI sequences having different gradient magnetic field waveforms applied in the RO direction are sequentially executed. That is, a plurality of one-echo EPI sequences from TUNE1 to TUNEn (n is a natural number) having different waveforms of the normal EPI sequence and FC gradient magnetic field pulse Gfc are set as the prescan sequence. In each EPI sequence, the application of the PE gradient magnetic field pulse is not set.
従って、図４(B)に示すプレスキャンでは、互いに異なる波形を有する複数の傾斜磁場を、それぞれ励起パルスの印加に続いてRO方向に繰返し印加することによって異なる傾斜磁場の波形にそれぞれ対応する複数のMR信号がプロジェクションデータとして収集される。 Therefore, in the prescan shown in FIG. 4B, a plurality of gradient magnetic fields having different waveforms are applied in the RO direction following the application of the excitation pulse, respectively, so that the plurality of gradient magnetic fields respectively correspond to the waveforms of different gradient magnetic fields. MR signals are collected as projection data.
この場合、位相差取得部４０Ｃは、傾斜磁場の異なる波形ごとの複数のMR信号の位相差を位相差情報として取得することができる。すなわち、通常のEPIシーケンスによって収集されたMR信号の位相差及び各波形のFC用傾斜磁場パルスGfcを印加して収集されたMR信号の位相差が位相差情報として取得される。尚、位相差自体の算出方法については図４(A)に示すプレスキャンの場合と同様である。従って、各EPIシーケンスによって、それぞれ少なくとも２つのMR信号が収集される。
In this case, the phase
そして、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、位相差が最小となる傾斜磁場の波形を、イメージング用の複数のMR信号のRO方向に印加される傾斜磁場の波形に設定することができる。
The gradient magnetic field
このようなプレスキャンの実行によって位相差情報を取得するようにすれば、MR信号の位相に影響を与える多数のパラメータを考慮することなく、実際にパラメータが反映されたMR信号の位相差を確認することが可能である。従って、より確実に傾斜磁場の波形の最適化を行うことができる。 If phase difference information is acquired by executing such a pre-scan, the phase difference of the MR signal that actually reflects the parameter can be confirmed without considering many parameters that affect the phase of the MR signal. Is possible. Therefore, the gradient magnetic field waveform can be optimized more reliably.
上述したような傾斜磁場波形選択部４０Ａ、プレスキャン条件設定部４０Ｂ及び位相差取得部４０Ｃの各機能によって、撮像条件設定部４０には、複数のMR信号の位相差情報又はイメージング用に収集される複数のMR信号の位相差に影響を与える条件に対応する適切な波形を有する傾斜磁場を、励起パルスの印加に続いてRO方向に繰返し印加することによってイメージング用の複数のMR信号を収集する撮像条件を設定する機能が備えられる。
By the functions of the gradient magnetic field
一方、データ処理部４１は、イメージングスキャンによって収集されたイメージング用の複数のMR信号に基づいて画像データを生成する機能を有する。より具体的には、データ処理部４１は、イメージングスキャンによって収集されたMR信号をシーケンスコントローラ３１から取得してｋ空間データ記憶部４２に形成されたｋ空間に配置する機能、ｋ空間データ記憶部４２から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、再構成して得られた画像データを画像データ記憶部４３に書き込む機能、画像データ記憶部４３から取り込んだ画像データに必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。
On the other hand, the
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。
Next, the operation and action of the magnetic
図５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０によるイメージングの流れを示すフローチャートである。
FIG. 5 is a flowchart showing the flow of imaging by the magnetic
まず予め寝台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。
First, the subject P is set on the
そして、ステップＳ１において、入力装置３３の操作によってRO方向に印加される傾斜磁場Groの波形の決定方法が撮像条件設定部４０に入力される。すなわち、撮像条件の設定画面を通じて、RO方向に印加される傾斜磁場の波形Groを、プレスキャンの実行によって決定するのか或いは撮像条件や撮像目的に基づいて決定するのかを指示する情報が撮像条件設定部４０に入力される。
In step S <b> 1, a method for determining the waveform of the gradient magnetic field Gro applied in the RO direction by operating the
プレスキャンの実行によって決定する方法が選択された場合には、ステップＳ２の判定において撮像条件設定部４０はYESと判定する。そして、ステップＳ３において、プレスキャン条件設定部４０Ｂは、図４に示すようなプレスキャンの条件を設定し、設定された条件に従ってプレスキャンが実行される。この結果、プレスキャンのタイプに応じたMR信号の位相差が位相差取得部４０Ｃによって取得される。
When the method to be determined by executing the pre-scan is selected, the imaging
尚、図４(A)及び(B)に示すようなプレスキャンのタイプの選択も、撮像条件の設定画面を通じた入力装置３３の操作によって行うことができる。すなわち、プレスキャンのタイプの選択情報をプレスキャン条件設定部４０Ｂに入力することによって、所望のプレスキャンのタイプを選択することができる。
Note that selection of the pre-scan type as shown in FIGS. 4A and 4B can also be performed by operating the
次に、ステップＳ４において、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、プレスキャンよって取得されたMR信号の位相差に基づいて、MR信号の位相差がより小さくなるような傾斜磁場の波形Groをイメージング用の傾斜磁場の波形Groに設定する。
Next, in step S4, the gradient magnetic field
一方、ステップＳ１において、入力装置３３の操作によって撮像条件及び／又は撮像目的に基づく傾斜磁場の波形Groの設定が撮像条件設定部４０に指示された場合には、ステップＳ２の判定において撮像条件設定部４０はNOと判定する。
On the other hand, in step S1, when the imaging
そして、ステップＳ５において、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、撮像条件の設定画面を通じた入力装置３３の操作によって撮像条件設定部４０に入力された撮像条件及び撮像目的の少なくとも一方に対応する適切な傾斜磁場の波形Groを傾斜磁場波形記憶部４４から選択する。更に、傾斜磁場波形選択部４０Ａは、選択した傾斜磁場の波形Groをイメージング用の傾斜磁場の波形Groに設定する。
In step S5, the gradient magnetic field
次に、ステップＳ６において、撮像条件設定部４０は、イメージング用に設定された傾斜磁場の波形Groを組み込んだマルチエコーデータ収集用のパルスシーケンスを撮像条件として設定する。すなわち、イメージング用に設定された波形を有する傾斜磁場を繰返し印加することによってイメージングデータを収集する撮像条件が撮像条件設定部４０により設定される。更に、その他の撮像条件が撮像条件設定部４０により設定される。例えば、撮像目的によってはECG信号等の同期信号を用いた同期イメージングの撮像条件が設定される。
Next, in step S <b> 6, the imaging
次に、ステップＳ７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の構成要素によって、撮像条件に基づくイメージングスキャンが実行される。
Next, in step S <b> 7, an imaging scan based on the imaging conditions is executed by the components of the magnetic
より具体的には、入力装置３３から撮像条件設定部４０にスキャン開始指示が与えられると、撮像条件設定部４０は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に出力する。そうすると、シーケンスコントローラ３１は、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。
More specifically, when a scan start instruction is given from the
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MR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、MR信号に所要の信号処理を実行した後、A/D (analog to digital)変換することにより、デジタルデータのMR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、生データをコンピュータ３２に出力する。そうすると、データ処理部４１は、イメージングスキャンによって収集されたイメージング用の複数のMR信号に基づいて画像データを生成する。
Therefore, an MR signal generated by nuclear magnetic resonance inside the subject P is received by the
ここで、画像データの生成に用いられたMR信号は、プレスキャンによって取得された位相差情報又は撮像条件や撮像目的等の位相に影響を与える条件に応じて適切にチューニングされたRO方向の傾斜磁場パルスの印加によって収集されたものである。従って、フローや動きの影響が低減された良好な画質を有する画像データを生成することができる。そして、生成された画像は表示装置３４に表示させて診断に供することができる。
Here, the MR signal used to generate the image data is the phase difference information acquired by pre-scanning, or the tilt in the RO direction that is appropriately tuned according to conditions that affect the phase, such as imaging conditions and imaging purposes. Collected by applying magnetic field pulses. Therefore, it is possible to generate image data having good image quality with reduced influence of flow and movement. The generated image can be displayed on the
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、フローや動きの影響を低減するために、プレスキャンによって取得された位相差情報又は撮像条件や撮像目的等の位相に影響を与える条件に応じてマルチエコーデータ収集シーケンスにおけるFC用傾斜磁場パルスGfcの波形をチューニングできるようにしたものである。より具体的には、磁気共鳴イメージング装置２０は、通常のEPIシーケンスと片エコーEPIシーケンスとの間における切換え及び片エコーEPIシーケンスにおいて印加されるFC用傾斜磁場パルスGfcの波形の切換えを、プレスキャンによって取得された位相差情報又は撮像条件や撮像目的等の位相に影響を与える条件に応じて自動的に行えるようにしたものである。
In other words, the magnetic
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、フローや動きの影響の抑制に重要なFC用傾斜磁場パルスGfcの波形を最適化することができる。すなわち、フローや動きの影響が大きい場合には、FC用傾斜磁場パルスGfcの効果が大きくなるようにFC用傾斜磁場パルスGfcの印加時間の割合を増加させる一方、フローや動きの影響が小さい場合には、FC用傾斜磁場パルスGfcの印加時間の割合を減少させることによってスキャン時間を短縮することができる。この結果、フローや動きの有無に依らず良好な画質を維持し、かつ短時間でイメージングを行うことが可能となる。
For this reason, the magnetic
以上、特定の実施形態について記載したが、記載された実施形態は一例に過ぎず、発明の範囲を限定するものではない。ここに記載された新規な方法及び装置は、様々な他の様式で具現化することができる。また、ここに記載された方法及び装置の様式において、発明の要旨から逸脱しない範囲で、種々の省略、置換及び変更を行うことができる。添付された請求の範囲及びその均等物は、発明の範囲及び要旨に包含されているものとして、そのような種々の様式及び変形例を含んでいる。 Although specific embodiments have been described above, the described embodiments are merely examples, and do not limit the scope of the invention. The novel methods and apparatus described herein can be implemented in a variety of other ways. Various omissions, substitutions, and changes can be made in the method and apparatus described herein without departing from the spirit of the invention. The appended claims and their equivalents include such various forms and modifications as are encompassed by the scope and spirit of the invention.
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
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ECGユニット
４０ 撮像条件設定部
４０Ａ 傾斜磁場波形選択部
４０Ｂ プレスキャン条件設定部
４０Ｃ 位相差取得部
４１ データ処理部
４２ ｋ空間データ記憶部
４３ 画像データ記憶部
４４ 傾斜磁場波形記憶部
Ｐ 被検体
20 Magnetic
Claims (5)
励起パルスの印加に続いて前記波形設定手段により設定された補償傾斜磁場を含む傾斜磁場を前記読み出し方向に印加することによって前記イメージング用の磁気共鳴信号を収集し、収集された前記イメージング用の磁気共鳴信号に基づいて画像データを生成するイメージング手段と、
を備え、
前記波形設定手段は、前記イメージング用の傾斜磁場の印加期間に対する比率が異なる複数の印加期間から前記補償傾斜磁場の印加期間を選択可能である、
磁気共鳴イメージング装置。 Compensation gradient magnetic field for making the gradient magnetic field moment zero or close to zero at the acquisition timing of the magnetic resonance signal for imaging, and the waveform of the compensation gradient magnetic field applied in the readout direction of the magnetic resonance signal for imaging Waveform setting means for setting
The imaging magnetic resonance signal is collected by applying a gradient magnetic field including a compensation gradient magnetic field set by the waveform setting means in the readout direction following application of the excitation pulse, and the collected magnetic field for imaging is collected. An imaging means for generating image data based on the resonance signal;
With
The waveform setting means is capable of selecting the compensation gradient magnetic field application period from a plurality of application periods having different ratios relative to the imaging gradient magnetic field application period.
Magnetic resonance imaging device.
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The plurality of compensation gradient magnetic field application periods having different ratios relative to the imaging gradient magnetic field application period are such that the imaging gradient magnetic field pulse area and the compensation gradient magnetic field pulse area are equal to each other. Set to
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 A plurality of compensation gradient magnetic field application periods having different ratios relative to the imaging gradient magnetic field application period are respectively the product of the application time and intensity of the imaging gradient magnetic field pulse, and the pulse of the compensation gradient magnetic field. The product of application time and intensity is set to be equal,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2 .
励起パルスの印加に続いて読み出し方向に連続的に印加されたイメージング用の傾斜磁場により収集された複数の磁気共鳴信号の位相差であって、撮像部位におけるフロー及び動きの少なくとも一方の度合いに依存して変化する前記複数の磁気共鳴信号の位相差の情報、に基づいて設定される、
請求項１ないし３のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The waveform of the compensating gradient magnetic field is
Phase difference of multiple magnetic resonance signals collected by a gradient magnetic field for imaging applied continuously in the readout direction following application of an excitation pulse, depending on at least one of flow and motion at the imaging site Is set based on the phase difference information of the plurality of magnetic resonance signals that change as
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 .
励起パルスの印加に続いて読み出し方向に連続的に印加されたイメージング用の傾斜磁場により収集された複数の磁気共鳴信号の位相差と関連性を有する、撮像パラメータ、強調対象の種類、強調対象の速度範囲及び撮像目的の少なくとも１つに基づいて設定される、
請求項１ないし４のうちいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The waveform of the compensating gradient magnetic field is
Imaging parameters, types of enhancement targets, and enhancement targets that are related to the phase difference of multiple magnetic resonance signals collected by the gradient magnetic field for imaging applied continuously in the readout direction following the application of the excitation pulse. Set based on at least one of speed range and imaging purpose;
The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4 .
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