JPWO2005102162A1 - Magnetic resonance imaging apparatus and method - Google Patents

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哲彦 高橋
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Abstract

遅延造影画像の画質、及び横隔膜位置検出精度を両立する、横隔膜ナビ併用遅延造影撮影シーケンスを提供する事である。横隔膜ナビシーケンスをＩＲパルスに先行して実施する。横隔膜ナビシーケンスのＲＦに関して、フリップ角を低減し、かつ第２のＲＦパルスの位相を第１のＲＦパルスの位相と１８０度ずらす。The object is to provide a diaphragm navigation combined delay contrast imaging sequence that satisfies both the image quality of the delayed contrast image and the diaphragm position detection accuracy. A diaphragm navigation sequence is performed prior to the IR pulse. For the RF of the diaphragm navigation sequence, the flip angle is reduced and the phase of the second RF pulse is shifted 180 degrees from the phase of the first RF pulse.

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRIという。)装置及び方法に係り、特に、横隔膜ナビゲート技術(以下、横隔膜ナビという。)を併用した心筋等の遅延造影撮影法に関する。   The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus and method, and more particularly to a delayed contrast imaging method for a myocardium or the like using a diaphragm navigation technique (hereinafter referred to as diaphragm navigation).

MRI装置では、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに、被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴(NMR)現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号という。)を検出し、このNMR信号を使って画像を再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像(以下、MR画像という。)を得るものである。   The MRI system uses the nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon that occurs in the nuclei of the atoms that make up the subject when the subject is placed in a uniform static magnetic field and radiates electromagnetic waves. By detecting a resonance signal (hereinafter referred to as an NMR signal) and reconstructing an image using the NMR signal, a magnetic resonance image (hereinafter referred to as an MR image) representing the physical properties of the subject is obtained. It is.

MRIにおける心筋の好適な撮像方法の一つに、遅延造影撮影法がある。これは、壊死又は梗塞状態の心筋にGd-DTPA等の造影剤が凝集する性質を利用する撮像技術である。この撮像法では、造影剤投与から所定時間(例えば、15分)経過後の平衡状態において、Inversion Recovery画像(IRパルスを照射した後にグラディエントエコー法等でNMR信号を取得して得るT1強調画像。)を撮影する。そして、得られたT1強調画像において、壊死又は梗塞状態の心筋は正常心筋に対して高信号で描出される(例えば、非特許文献1参照。)。
Radiology 2001;218:215-223 One suitable method for imaging the myocardium in MRI is delayed contrast imaging. This is an imaging technique that utilizes the property that a contrast agent such as Gd-DTPA aggregates in necrotic or infarcted myocardium. In this imaging method, an Inversion Recovery image (a T1-weighted image obtained by acquiring an NMR signal by a gradient echo method or the like after irradiation with an IR pulse in an equilibrium state after a predetermined time (for example, 15 minutes) has elapsed since contrast agent administration. ). In the obtained T1-weighted image, the necrotic or infarcted myocardium is rendered with a high signal relative to the normal myocardium (see, for example, Non-Patent Document 1).
Radiology 2001; 218: 215-223

一方、画像上に現れる被検体の呼吸動に基づくアーチファクトを低減するために有効な手法に横隔膜ナビがある。この方法では、横隔膜の位置で交差する2つの断面を、個別に90°パルスと180°パルス等の高周波磁場パルス(Radio Frequency パルス、あるいはRFパルス)によって励起することにより、両パルスによって励起された断面の重畳領域から発生するNMR信号(以下、ナビエコー信号)を取得し、このNMR信号を基に、横隔膜の位置を検出する。そして、横隔膜の位置がある決められた範囲にある時に実行された撮影シーケンスにより得られたNMR信号のみを用いて画像作成をすることにより、呼吸動に基づくアーチファクトを低減するというものである(例えば、特許文献1参照。)。
米国特許4937526号公報 On the other hand, diaphragm navigation is an effective technique for reducing artifacts based on respiratory motion of a subject appearing on an image. In this method, two cross-sections intersecting at the position of the diaphragm were excited by both pulses by individually exciting them by a high-frequency magnetic field pulse (Radio Frequency pulse or RF pulse) such as a 90 ° pulse and a 180 ° pulse. An NMR signal (hereinafter referred to as a navigation echo signal) generated from the overlapping region of the cross section is acquired, and the position of the diaphragm is detected based on this NMR signal. Then, by creating an image using only the NMR signal obtained by the imaging sequence executed when the position of the diaphragm is within a predetermined range, artifacts based on respiratory motion are reduced (for example, , See Patent Document 1).
US Pat. No. 4,937,526

しかしながら、本発明者らは上記従来技術を検討した結果以下の問題点を見出した。
すなわち、上記従来技術では特許文献1記載の横隔膜ナビを併用して非特許文献1記載の心筋の遅延造影撮影法を行う場合についての技術は開示されておらず、IRパルスの印加と横隔膜ナビのためのシーケンスをどのような順序で実行するか等に関する技術は開示されていない。However, the present inventors have found the following problems as a result of examining the above prior art.
That is, the above-described prior art does not disclose a technique for performing delayed myocardial imaging of the myocardium described in Non-Patent Document 1 in combination with the diaphragm navigation described in Patent Document 1, and the application of IR pulses and diaphragm navigation However, there is no disclosure of a technique relating to the order in which the sequence for executing the sequence is executed.

本発明の目的は、横隔膜ナビゲート技術(以下、横隔膜ナビという。)を併用した心筋等の遅延造影撮影法において、磁場の印加手順等を最適化した磁気共鳴イメージング装置及び方法を提供することである。   An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and method in which a procedure for applying a magnetic field and the like is optimized in a delayed contrast imaging method for a myocardium or the like using diaphragm navigation technology (hereinafter referred to as diaphragm navigation). is there.

上記目的を解決するために、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、被検体の体動情報を得る体動モニターシーケンスと、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得る撮影シーケンスをこの順序で実行する手段を備えたことを特徴としている。   In order to solve the above-mentioned object, the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention emphasizes the difference between the body movement monitoring sequence for obtaining the body movement information of the subject and the longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject, and displays the magnetic resonance image. The present invention is characterized by comprising means for executing the obtained imaging sequence in this order.

上記本発明によれば、前記体動モニターシーケンスにより得られる体動情報がより正確になる。
また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得るために、前記撮影シーケンスでは最初にプレサチュレーションパルスを印加することを特徴としている。
これによって、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させることができる。According to the present invention, body motion information obtained by the body motion monitoring sequence becomes more accurate.
According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, in order to obtain a magnetic resonance image by emphasizing the difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject, a presaturation pulse is first applied in the imaging sequence. It is characterized by applying.
Thereby, the difference in the longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject can be emphasized.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスは、前記被検体内の周期的に運動する部分の所定の位相のタイミングで実行されることを特徴としている。
これによって、前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスの実行のタイミングが好適になる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the body motion monitoring sequence and the imaging sequence are executed at a predetermined phase timing of a periodically moving portion in the subject. It is characterized by.
Thereby, the execution timing of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence is suitable.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニタシーケンスは、第1のRFパルスの印加とその次に印加される第2のRFパルスと、それらに伴い印加されるスライス選択の傾斜磁場により、交差する方向の2つのスライスの領域を励起して、その後に前記2つのスライスの領域の重なる部分より発生するエコー信号を検出することにより前記被検体の体動情報を得ることを特徴としている。
これによって、前記体動モニターシーケンスがより具体化される。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the body motion monitoring sequence is applied along with the application of the first RF pulse, the second RF pulse applied next, and the second RF pulse. The body motion information of the subject is detected by exciting an area of two slices in an intersecting direction with a gradient magnetic field of slice selection, and then detecting an echo signal generated from an overlapping portion of the two slice areas It is characterized by obtaining.
As a result, the body movement monitoring sequence is made more specific.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を異ならせて印加する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記エコー信号の発生するようになる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, there is provided a means for applying the first RF pulse and the second RF pulse with different phases.
As a result, the echo signal is generated.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を180°異ならせて印加する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記エコー信号の発生が大きくなる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, there is provided a means for applying the first RF pulse and the second RF pulse with a phase difference of 180 °.
This increases the generation of the echo signal.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記第1のRFパルスのフリップ角より前記第2のRFパルスのフリップ角を大きくして印加する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記エコー信号の発生が更に大きくなる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the magnetic resonance imaging apparatus further comprises means for applying the flip angle of the second RF pulse larger than the flip angle of the first RF pulse. Yes.
This further increases the generation of the echo signal.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記第2のRFパルスのフリップ角を前記第1のRFパルスのフリップ角の２倍として印加する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記エコー信号の発生が更に大きくなる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, there is provided a means for applying the flip angle of the second RF pulse as twice the flip angle of the first RF pulse. Yes.
This further increases the generation of the echo signal.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記第1のRFパルスのフリップ角を60°より小さくして印加する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。Further, a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is characterized by comprising means for applying the first RF pulse with a flip angle smaller than 60 °.
As a result, a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニタシーケンスと前記撮影シーケンスの実行の間に、前記第1のRFパルス及び前記第2のRFパルスによって励起された磁化をキャンセルするための第3のRFパルス及び第4のRFパルスを印加することを特徴としている。
これによって、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the magnetization excited by the first RF pulse and the second RF pulse between the body motion monitoring sequence and the imaging sequence. The third RF pulse and the fourth RF pulse for canceling the above are applied.
As a result, a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニタシーケンスを実行してエコー信号を得てから前記プレサチュレーションシーケンスを実行するまでの時間を調節する手段を備えたことを特徴としている。
これによって、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, there is provided means for adjusting a time from when the body motion monitoring sequence is executed to obtain an echo signal until the presaturation sequence is executed. It is characterized by.
As a result, a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記プレサチュレーションパルスは、フリップ角が180°であるIRパルスであることを特徴としている。
これによって、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the presaturation pulse is an IR pulse having a flip angle of 180 °.
As a result, a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニターシーケンス及び撮影シーケンスは、前記被検体内の周期的に運動する部分の運動を検出するための信号強度が所定の強度より大きくなっている隣合うタイミング間で実行されることを特徴としている。
これによって、前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスの実行のタイミングがより好適になる。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the body motion monitoring sequence and the imaging sequence have a signal intensity for detecting a motion of a periodically moving portion in the subject. It is characterized by being executed between adjacent timings that are greater than the intensity.
Thereby, the execution timing of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence becomes more suitable.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニターシーケンスは、前記被検体の呼吸による横隔膜等の動きを検出することを特徴としている。
これによって、呼吸動に伴うアーチファクトを低減できる。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the body motion monitoring sequence is characterized by detecting movement of a diaphragm or the like due to respiration of the subject.
This can reduce artifacts associated with respiratory motion.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記各シーケンスの実行に先立って前記被検体に造影剤を投与する手段と組み合わせて使われることを特徴としている。
これによって、前記撮影シーケンスにより前記被検体のT1強調画像を得ることができる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the magnetic resonance imaging apparatus is used in combination with a means for administering a contrast medium to the subject prior to execution of each sequence.
Thereby, a T1-weighted image of the subject can be obtained by the imaging sequence.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記撮影シーケンスは、複数のNMR信号を発生させるものであり、前記複数のNMR信号は、それぞれに異なる位相エンコードが付与されて計測されることを特徴としている。
これによって、磁気共鳴画像を生成することができる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the imaging sequence generates a plurality of NMR signals, and the plurality of NMR signals are measured with different phase encodings assigned thereto. It is characterized by being.
Thereby, a magnetic resonance image can be generated.

また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ましい実施例によれば、前記体動モニターシーケンスと前記撮影シーケンス実行は、前記周期的に運動する部分の複数の運動周期にわたって繰り返され、これにより前記磁気共鳴画像の画像再構成に必要なNMR信号がセットとして取得されることを特徴としている。
これによって、磁気共鳴画像を生成することができる。Also, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, the body motion monitoring sequence and the imaging sequence execution are repeated over a plurality of motion cycles of the periodically moving portion, whereby the magnetic resonance It is characterized in that NMR signals necessary for image reconstruction are acquired as a set.
Thereby, a magnetic resonance image can be generated.

上記目的は磁気共鳴イメージング方法によっても解決することが可能であり、本発明の磁気共鳴イメージング方法は、被検体の体動情報を得る体動モニターシーケンスと、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得る撮影シーケンスをこの順序で実行することを特徴とすることを特徴としている。
これによって、前記体動モニターシーケンスにより得られる体動情報がより正確になる。The above-described object can also be solved by a magnetic resonance imaging method. The magnetic resonance imaging method of the present invention includes a body motion monitoring sequence for obtaining body motion information of a subject, and a longitudinal relaxation time due to the tissue of the subject. It is characterized in that an imaging sequence for emphasizing the difference and obtaining a magnetic resonance image is executed in this order.
This makes the body motion information obtained by the body motion monitoring sequence more accurate.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得るために、前記撮影シーケンスでは最初にプレサチュレーションパルスを印加することを特徴としている。
これによって、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調するための方法がより具体化される。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, in order to obtain a magnetic resonance image by emphasizing the difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject, a presaturation pulse is first applied in the imaging sequence. It is characterized by applying.
As a result, a method for emphasizing the difference in the longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject is further embodied.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスは、前記被検体内の周期的に運動する部分の所定の位相のタイミングで実行されることを特徴としている。
これによって、前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスの実行のタイミングが好適になる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, the body motion monitoring sequence and the imaging sequence are executed at a predetermined phase timing of a periodically moving portion in the subject. It is characterized by.
Thereby, the execution timing of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence is suitable.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記体動モニタシーケンスは、第1のRFパルスの印加とその次に印加される第2のRFパルスと、それらに伴い印加されるスライス選択の傾斜磁場により、交差する方向の2つのスライスの領域を励起して、その後に前記2つのスライスの領域の重なる部分より発生するエコー信号を検出することにより前記被検体の体動情報を得ることを特徴としている。
これによって、前記体動モニタシーケンスがより具体化される。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, the body motion monitoring sequence is applied along with the application of the first RF pulse, the second RF pulse applied next, and the second RF pulse. The body motion information of the subject is detected by exciting an area of two slices in an intersecting direction with a gradient magnetic field of slice selection, and then detecting an echo signal generated from an overlapping portion of the two slice areas It is characterized by obtaining.
As a result, the body movement monitoring sequence is made more specific.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を180°異ならせて印加し、更に前記第2のRFパルスのフリップ角を前記第1のRFパルスのフリップ角の2倍として印加し、更に前記第1のRFパルスのフリップ角を60°より小さくして印加することを特徴としている。
これによって、前記エコー信号がより大きくなり、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, the first RF pulse and the second RF pulse are applied with a phase difference of 180 °, and the second RF pulse is further flipped. The angle is applied as twice the flip angle of the first RF pulse, and the flip angle of the first RF pulse is applied to be smaller than 60 °.
Thereby, the echo signal becomes larger, and a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記体動モニタシーケンスと前記撮影シーケンスの実行の間に、前記第1のRFパルス及び前記第2のRFパルスによって励起された磁化をキャンセルするための第3のRFパルス及び第4のRFパルスを印加することを特徴としている。
これによって、前記被検体の所望の領域をコントラスト良く撮影できる。Further, according to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, the magnetization excited by the first RF pulse and the second RF pulse between the body motion monitoring sequence and the imaging sequence. The third RF pulse and the fourth RF pulse for canceling the above are applied.
As a result, a desired region of the subject can be imaged with good contrast.

また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ましい実施例によれば、前記シーケンスの実行に先立って前記被検体に造影剤が投与されることを特徴としている。
これによって、前記撮影シーケンスにより前記被検体のT1強調画像を得ることができる。According to a preferred embodiment of the magnetic resonance imaging method of the present invention, a contrast agent is administered to the subject prior to execution of the sequence.
Thereby, a T1-weighted image of the subject can be obtained by the imaging sequence.

本発明の目的は、横隔膜ナビゲート技術(以下、横隔膜ナビという。)を併用した心筋等の遅延造影撮影法において、磁場の印加手順等を最適化した磁気共鳴イメージング装置及び方法を提供することにある。  An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus and method in which a procedure for applying a magnetic field is optimized in a delayed contrast imaging method for a myocardium or the like using a diaphragm navigation technique (hereinafter referred to as diaphragm navigation). is there.

以下、添付図面を用いて、本発明の実施例について説明する。
図1は、本発明の実施例に係るMRI装置の全体構成を示すブロック図である。図1に示すように、このMRI装置は、主として、静磁場発生系1と、傾斜磁場発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、制御系(シーケンサ6とCPU7)とを備えている。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, this MRI apparatus mainly includes a static magnetic field generation system 1, a gradient magnetic field generation system 2, a transmission system 3, a reception system 4, a signal processing system 5, a control system (sequencer 6 and CPU7).

静磁場発生系1は、被検体9の周りの空間(撮影空間)に均一な静磁場を発生させるもので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式等の磁石装置からなる。また、静磁場の方向は通常、被検体の体軸方向か、あるいはそれと直交する方向である。   The static magnetic field generation system 1 generates a uniform static magnetic field in a space (imaging space) around the subject 9, and includes a permanent magnet system, a normal conduction system, or a superconductivity system. The direction of the static magnetic field is usually the body axis direction of the subject or a direction orthogonal thereto.

傾斜磁場発生系2は、例えば静磁場の方向をZ方向とし、それと直交する2方向をX，Yとするとき、これら3軸方向に傾斜磁場パルスを発生する3つの傾斜磁場コイル10と、それらをそれぞれ駆動する傾斜磁場電源11とからなる。傾斜磁場電源11を駆動することにより、X、Y、Zの3軸あるいはこれらを合成した方向に傾斜磁場パルスを発生することができる。傾斜磁場パルスは、被検体9から発生するNMR信号に位置情報を付与するために印加される。   Gradient magnetic field generation system 2 includes, for example, three gradient magnetic field coils 10 that generate gradient magnetic field pulses in these three axial directions when the direction of the static magnetic field is the Z direction and the two directions orthogonal thereto are X and Y, and Are each provided with a gradient magnetic field power source 11 for driving each of. By driving the gradient magnetic field power supply 11, gradient magnetic field pulses can be generated in the three axes of X, Y, and Z or in the direction in which these are combined. The gradient magnetic field pulse is applied to give position information to the NMR signal generated from the subject 9.

送信系3は、高周波発振器12と、変調器13と、高周波増幅器14と、送信用の高周波磁場照射コイル15とから成る。高周波発振器12が発生した高周波磁場パルス(以下、RFパルスという。)を変調器13で所定のエンベロープの信号に変調した後、高周波増幅器14で増幅し、高周波磁場照射コイル15に印加することにより、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる電磁波(高周波信号)が被検体に照射される。高周波磁場照射コイル15は、通常、被検体に近接して配置されている。   The transmission system 3 includes a high-frequency oscillator 12, a modulator 13, a high-frequency amplifier 14, and a high-frequency magnetic field irradiation coil 15 for transmission. A high frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as an RF pulse) generated by the high frequency oscillator 12 is modulated by a modulator 13 into a signal having a predetermined envelope, amplified by a high frequency amplifier 14, and applied to a high frequency magnetic field irradiation coil 15. The subject is irradiated with an electromagnetic wave (high frequency signal) that causes nuclear magnetic resonance in atomic nuclei constituting the subject. The high-frequency magnetic field irradiation coil 15 is usually arranged in the vicinity of the subject.

受信系4は、受信用の高周波受信コイル16と、増幅器17と、直交位相検波器18と、A/D変換器19とから成る。送信用の高周波磁場照射コイル15から照射された電磁波の応答として被検体が発生したNMR信号は、受信用の高周波受信コイル16により検出され、増幅器17で増幅された後、直交位相検波器を18介してA/D変換器19によりデジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系5に送られる。   The reception system 4 includes a high-frequency reception coil 16 for reception, an amplifier 17, a quadrature phase detector 18, and an A / D converter 19. The NMR signal generated by the subject as a response to the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency magnetic field irradiation coil 15 for transmission is detected by the high-frequency reception coil 16 for reception, amplified by the amplifier 17, and then subjected to a quadrature phase detector 18 Then, it is converted into a digital quantity by the A / D converter 19 and sent to the signal processing system 5 as two series of collected data.

信号処理系5は、CPU7と、記憶装置20と、操作部30とから成り、CPU7において受信系4が受信したデジタル信号にフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の種々の信号処理を行う。記憶装置20は、ROM21、RAM22、光ディスク23、磁気ディスク24等を備え、例えば、経時的な画像解析処理および計測を行うプロブラムやその実行において用いる不変のパラメータなどをROM21に、使用した計測パラメータや受信系で検出したエコー信号などをRAM22に、再構成された画像データを光ディスク23や磁気ディスク24にそれぞれ格納する。操作部30は、トラックボール又はマウス31、キーボード32などの入力手段と、入力に必要なGUIを表示するとともに信号処理系5における処理結果などを表示するディスプレイ33とを備えている。CPU7が行う各種処理や制御に必要な情報は、操作部30を介して入力される。また撮影により得られた画像はディスプレイ33に表示される。   The signal processing system 5 includes a CPU 7, a storage device 20, and an operation unit 30, and performs various signal processing such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction on the digital signal received by the reception system 4 in the CPU 7. . The storage device 20 includes a ROM 21, a RAM 22, an optical disk 23, a magnetic disk 24, etc., for example, a program for performing image analysis processing and measurement over time, and an invariant parameter used in the execution of the ROM 21, measurement parameters used, The echo signal detected by the receiving system is stored in the RAM 22, and the reconstructed image data is stored in the optical disk 23 and the magnetic disk 24, respectively. The operation unit 30 includes input means such as a trackball or a mouse 31 and a keyboard 32, and a display 33 that displays a GUI necessary for input and displays a processing result in the signal processing system 5. Information necessary for various processing and control performed by the CPU 7 is input via the operation unit 30. An image obtained by photographing is displayed on the display 33.

制御系は、CPU7とシーケンサ6とから成り、上述した傾斜磁場発生系2、送信系3、受信系4および信号処理系5の動作を制御する。特に傾斜磁場発生系2および送信系3が発生する傾斜磁場パルスおよびRFパルスの印加タイミングや印加強度ならびに受信系4によるエコー信号の取得のタイミングは、下記の実施例において詳述する撮影方法によって、シーケンサ６により制御される。   The control system includes a CPU 7 and a sequencer 6, and controls the operations of the gradient magnetic field generation system 2, the transmission system 3, the reception system 4, and the signal processing system 5 described above. In particular, the gradient magnetic field pulse generated by the gradient magnetic field generation system 2 and the transmission system 3 and the application timing and application intensity of the RF pulse and the acquisition timing of the echo signal by the reception system 4 are determined by the imaging method described in detail in the following embodiment. It is controlled by the sequencer 6.

本発明の実施例1に係る横隔膜ナビ併用の遅延造影撮影法のシーケンス図を図2を用い説明する。ここで、横隔膜ナビ併用の遅延造影撮影法とは、横隔膜ナビエコーシーケンスで被検体の呼吸動を検出しながら、造影剤投与から所定時間経過後の平衡状態において心筋等のIR画像を得る撮影法のことを言う。ここで、IR画像を得るための撮影シーケンスはIRパルスの印加と、その後に実行されるグラディエントエコー法等から成る。下記に示す本発明の実施例では以下に示すシーケンス図による磁場の印加に先立って造影剤が被検体に投与される。また、本発明は発明者の実験結果や検討結果に基づいてなされたものであるため、以下にそれらも合わせながら、本発明の実施例を説明する。図2において、41は心電図波形、42隔膜位置を示すライン、43はMRI装置を用いて撮像する手順を示したシーケンス、44は撮影シーケンスで得られたデータを採用するかしないかを示し、45は心電図波形におけるR波、46は横隔膜の位置が所定の範囲内にあるかを識別するためのゲートウインドウである。更にシーケンス43において示した記号について、TDはR波からどれ位時間が経過してから撮影シーケンス内のグラディエントエコー法を開始してNMR信号取得を始めるかを示し、TIは撮影のためにグラディエントエコー法等を実行してNMR信号を取得し始めるどれ位前に、撮影シーケンスにおけるIRパルスを印加するかを示す。またTNはIRパルスの印加からどれ位前に横隔膜ナビシーケンスを行うかを示す。更に、ナビは横隔膜ナビシーケンスの実行を示し、IRはIRパルスの印加を示し、グラは図3で示すグラディエントエコー法シーケンスの実行を示す。なお、グラディエントエコー法を実行する場合には、1心拍当たり約20個のNMR信号が位相エンコードを異ならせながら取得され、これを10〜20心拍繰り返して約15秒で1スライス分を再構成するのに必要なNMR信号がセットとして取得され、1スライス分が撮影される。また、44における採用および破棄で示した記号は、撮影シーケンスで得たNMR信号を画像生成のために採用するか破棄するかを示した記号である。   A sequence diagram of the delayed contrast imaging method combined with diaphragm navigation according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. Here, delayed contrast imaging with diaphragm navigation is an imaging method that obtains an IR image of the myocardium in an equilibrium state after a predetermined time has elapsed since contrast medium administration while detecting the respiratory motion of the subject using the diaphragm navigation echo sequence. Say that. Here, an imaging sequence for obtaining an IR image includes application of an IR pulse and a gradient echo method executed thereafter. In the embodiments of the present invention described below, a contrast agent is administered to a subject prior to application of a magnetic field according to the sequence diagram shown below. In addition, since the present invention has been made based on the results of experiments and studies by the inventors, examples of the present invention will be described with reference to the following. In FIG. 2, 41 is an electrocardiogram waveform, 42 is a line indicating the diaphragm position, 43 is a sequence showing a procedure for imaging using an MRI apparatus, 44 is whether or not to adopt the data obtained in the imaging sequence, 45 Is an R wave in the electrocardiogram waveform, and 46 is a gate window for identifying whether the position of the diaphragm is within a predetermined range. Furthermore, for the symbols shown in sequence 43, TD indicates how much time elapses from the R wave before the gradient echo method in the imaging sequence starts and NMR signal acquisition starts, and TI indicates the gradient echo for imaging. It shows how long before the start of acquiring the NMR signal by executing the method etc., the IR pulse in the imaging sequence is applied. TN indicates how long before the application of the IR pulse the diaphragm navigation sequence is performed. Further, Navi indicates execution of the diaphragm navigation sequence, IR indicates application of an IR pulse, and gra indicates execution of the gradient echo method sequence shown in FIG. When executing the gradient echo method, about 20 NMR signals per heartbeat are acquired with different phase encoding, and this is repeated for 10 to 20 heartbeats to reconstruct one slice in about 15 seconds. The necessary NMR signal is acquired as a set, and one slice is photographed. Further, the symbols shown in 44 for adoption and discard are symbols that indicate whether the NMR signal obtained in the imaging sequence is adopted for image generation or discarded.

本発明者らは、ＩＲパルスの印加の前と、IRパルスの印加終了後でグラディエントエコー法によるNMR信号の取得開始前の２つの場合について横隔膜ナビシーケンスを実行し、横隔膜ナビシーケンスで得られるナビエコー信号のS/Nを実験的に比較した。その結果、IRパルスの印加終了後とグラディエントエコー法実行前の間に取得したナビエコー信号は、IRパルスの印加前に取得したナビエコー信号よりもS/Nの点で劣ることを確認した。この原因として、IRパルスの印加終了後でグラディエントエコー法によるNMR信号の取得前にナビエコー信号を取得する場合には、
(1)IRパルスにより横隔膜の核磁化が反転され、横隔膜ナビシーケンス実行時には横隔膜の縦磁化が小さくなること、
(2)IRパルスの不完全性に起因する横磁化成分が、ノイズとしてナビエコー信号に重畳されることによりS/Nが低下することが挙げられる。The present inventors executed a diaphragm navigation sequence in two cases before the application of the IR pulse and before the start of acquisition of the NMR signal by the gradient echo method after the application of the IR pulse, and the navigation echo obtained by the diaphragm navigation sequence The signal S / N was experimentally compared. As a result, it was confirmed that the navigation echo signal acquired after the application of the IR pulse and before the execution of the gradient echo method was inferior in S / N to the navigation echo signal acquired before the application of the IR pulse. As a cause of this, when acquiring the navigation echo signal before the acquisition of the NMR signal by the gradient echo method after the application of the IR pulse,
(1) The nuclear magnetization of the diaphragm is reversed by the IR pulse, and the longitudinal magnetization of the diaphragm is reduced when the diaphragm navigation sequence is executed.
(2) It is mentioned that the S / N is reduced by the transverse magnetization component caused by the imperfection of the IR pulse being superimposed on the navigation echo signal as noise.

以上の実験結果及び検討に基づき、本実施例では図2におけるシーケンス43に示すように、横隔膜ナビ併用遅延造影撮影シーケンスにおいて、横隔膜ナビシーケンスがIRパルスの印加の前に実行されるようにした。より具体的には、心電図の1周期内において、心電波形の大きさが最も大きくなるR波のタイミングの次に横隔膜ナビシーケンスを実行し、その次にIRパルスの印加とそれに続くグラディエントエコーによる撮影シーケンスを実行するようにした。これにより高S/Nでナビエコー信号を取得することが可能となった。   Based on the above experimental results and examination, in this embodiment, as shown in sequence 43 in FIG. 2, the diaphragm navigation sequence is executed before the application of the IR pulse in the diaphragm navigation combined delay imaging sequence. More specifically, within one cycle of the electrocardiogram, the diaphragm navigation sequence is executed next to the timing of the R wave at which the size of the electrocardiogram becomes the largest, followed by the application of an IR pulse and the subsequent gradient echo. The shooting sequence was executed. As a result, navigation echo signals can be acquired with high S / N.

次に、本発明の実施例2に係る横隔膜ナビ併用の遅延造影撮影法を説明する。この第2の実施例では、横隔膜ナビシーケンスのシーケンス図のみを図4を用い説明する。図4において、47はRFパルスの印加を、48はX方向に印加される傾斜磁場を、49はY方向に印加される傾斜磁場を、50はＺ方向に印加される傾斜磁場を、51はNMR信号の発生の様子を示すラインである。また、1001はフリップ角αで印加される第1のRFパルス、1002は第1のRFパルスからTE/2後に印加される第2のパルス、48、49、50に示された波形はそれぞれの振幅と経過時間だけX方向、Y方向、Z方向の傾斜磁場が印加される様子を示し、1003は発生するMR信号を示す。   Next, a delayed contrast imaging method combined with diaphragm navigation according to Example 2 of the present invention will be described. In the second embodiment, only the sequence diagram of the diaphragm navigation sequence will be described with reference to FIG. In FIG. 4, 47 is an RF pulse application, 48 is a gradient magnetic field applied in the X direction, 49 is a gradient magnetic field applied in the Y direction, 50 is a gradient magnetic field applied in the Z direction, and 51 is It is a line which shows the mode of generation | occurrence | production of a NMR signal. Further, 1001 is a first RF pulse applied at a flip angle α, 1002 is a second pulse applied after TE / 2 from the first RF pulse, and waveforms shown in 48, 49, and 50 are respectively A state in which gradient magnetic fields in the X direction, the Y direction, and the Z direction are applied by the amplitude and the elapsed time is shown, and 1003 indicates an MR signal to be generated.

本実施例では印加する2つのRFパルス(第1のRFパルス1001と第2のRFパルス1002)の位相を異ならせた。そして、より具体的には両パルス間で位相を180度ずらした。そして、更に具体的には、第2のRFパルスのフリップ角を第1のRFパルスのフリップ角の2倍とした(以下、第1のRFパルスのフリップ角をα、第2のRFパルスのフリップ角を-2αとする。)。これらの条件を全て満たしたことにより、ナビエコー信号の信号強度を最大にすることができた。   In this embodiment, the phases of two applied RF pulses (first RF pulse 1001 and second RF pulse 1002) are made different. More specifically, the phase is shifted by 180 degrees between both pulses. More specifically, the flip angle of the second RF pulse is set to twice the flip angle of the first RF pulse (hereinafter, the flip angle of the first RF pulse is α, (The flip angle is -2α.) By satisfying all these conditions, the signal intensity of the navigation echo signal could be maximized.

本発明者らは、本横隔膜ナビシーケンスを遅延造影撮影法に適用する場合のフリップ角αを最適化するために実験を行った。その実験結果を図5(a)及び(b)を用い示す。ただし、図５(a)は遅延造影撮影法において得られる画像を示し、61領域、63は第1のRFパルス1001と第2のRFパルス1002との両方により励起される領域、64は第1のRFパルス1001も第2のRFパルス1002も印加されない領域を示す。ここで、第1のRFパルス1001により励起される領域61および第2のRFパルス1002により励起される領域62はそれぞれ体軸の方向に平行であるが交差していて、その一部に図示しない横隔膜を含んでいる。そして、第1のRFパルス1001により励起される領域61と、第2のRFパルス1002により励起される領域62の重なった部分より横隔膜ナビによって必要なナビエコー信号1003が得られる。また、図5(b)はRFパルスのフリップ角αの値を変更して横隔膜ナビ併用遅延造影撮影法を行った場合、遅延造影撮影法において得られた画像における信号最大領域とナビエコーのS/Nが実験的にどのようになったかを示した表である。上側の列は、横隔膜ナビシーケンスにおいて印加されたRFパルスのフリップ角αを示し、上側から2段目の列は、遅延造影撮影法において領域62と梗塞心筋とのどの領域が最大信号強度になるかを示し、下側の列は、ナビエコー信号のS/Nが高いか、中程度であるかを○及び△で示した記号である。この表によれば、フリップ角が30度あるいは45度において、診断の目的とする梗塞心筋の信号強度が高くなり、ナビエコー信号も高信号になることがわかった。一方、フリップ角が90°の場合には領域62の信号強度が高くなり、診断の目的とする梗塞心筋と正常心筋で十分なコントラストを得ることができなかった。この原因について、本発明者らは次のとおり解析した。   The inventors conducted an experiment to optimize the flip angle α when the diaphragm navigation sequence is applied to delayed contrast imaging. The experimental results are shown in FIGS. 5 (a) and (b). However, FIG. 5A shows an image obtained by delayed contrast imaging, in which 61 region, 63 is a region excited by both the first RF pulse 1001 and the second RF pulse 1002, and 64 is the first region. The region where neither the RF pulse 1001 nor the second RF pulse 1002 is applied is shown. Here, the region 61 excited by the first RF pulse 1001 and the region 62 excited by the second RF pulse 1002 are each parallel to the direction of the body axis, but intersect with each other, and a part thereof is not illustrated. Contains the diaphragm. Then, a necessary navigation echo signal 1003 is obtained by diaphragm navigation from a portion where the region 61 excited by the first RF pulse 1001 and the region 62 excited by the second RF pulse 1002 overlap. FIG. 5 (b) shows the maximum signal area in the image obtained in the delayed contrast imaging method and the S / N of the echo when the diaphragm navigation combined delay imaging method is performed by changing the value of the flip angle α of the RF pulse. It is the table | surface which showed how N became experimentally. The upper row shows the flip angle α of the RF pulse applied in the diaphragm navigation sequence, and the second row from the upper side shows which region between the region 62 and the infarcted myocardium has the maximum signal intensity in delayed contrast imaging. In the lower column, symbols indicating whether the S / N of the navigation echo signal is high or medium are indicated by ◯ and Δ. According to this table, it was found that when the flip angle was 30 degrees or 45 degrees, the signal intensity of the infarcted myocardium targeted for diagnosis was high and the navigation echo signal was also high. On the other hand, when the flip angle was 90 °, the signal intensity in the region 62 was high, and sufficient contrast could not be obtained between the infarcted myocardium and the normal myocardium for the purpose of diagnosis. About this cause, the present inventors analyzed as follows.

先ず、一般的に横隔膜ナビを併用しない場合には、造影剤の効果により、病変部である梗塞心筋の信号強度が最大となり、遅延造影画像の値は信号強度が最大である梗塞心筋の値で規格化される。すなわち、画像データをデジタルデータとして表現する際に、画像データのレンジ(0〜最大値)がデジタルデータのレンジ(例えば、16bitで表現すると0〜65535)に変換されるので、画像データの最大値(この場合は梗塞心筋の値)がデジタルデータの最大値に対応する様に規格化される。   First, when diaphragm navigation is not used in combination, the signal intensity of the infarcted myocardium that is the lesion is maximized due to the effect of the contrast agent, and the value of the delayed contrast image is the value of the infarcted myocardium that has the maximum signal intensity. Standardized. That is, when expressing image data as digital data, the range of image data (0 to maximum value) is converted to the range of digital data (for example, 0 to 65535 when expressed in 16 bits), so the maximum value of image data Normalization is performed so that (in this case, the value of the infarcted myocardium) corresponds to the maximum value of the digital data.

一方、横隔膜ナビシーケンスを撮影シーケンスに先立って実行する場合に、横隔膜ナビシーケンスにおけるフリップ角αが90度である場合には、本発明者らの実験によれば、横隔膜ナビシーケンスでRFパルスを印加した領域62が、撮影シーケンスにより得られた遅延造影画像における高信号領域になっていた。   On the other hand, when the diaphragm navigation sequence is executed prior to the imaging sequence, if the flip angle α in the diaphragm navigation sequence is 90 degrees, according to the experiments by the present inventors, an RF pulse is applied in the diaphragm navigation sequence. The region 62 thus obtained was a high signal region in the delayed contrast image obtained by the imaging sequence.

より具体的には、第2のRFパルスが印加された図5(a)における領域６２において、肝臓や脂肪等の信号強度が最大になっていた。その結果、信号強度が最大となる領域６２によって遅延造影画像全体の信号強度が規格化され、相対的に診断のためにコントラストをつけることが必要な梗塞心筋と正常心筋において、十分なコントラストを得ることができなくなっていた。   More specifically, in the region 62 in FIG. 5 (a) where the second RF pulse is applied, the signal intensity of the liver, fat, etc. is maximized. As a result, the signal intensity of the entire delayed contrast-enhanced image is standardized by the region 62 where the signal intensity is maximum, and sufficient contrast is obtained in the infarcted myocardium and the normal myocardium that need to be relatively contrasted for diagnosis. I couldn't do it.

この現象を、本発明者らは更にフリップ角が90°の場合に、図5(a)における各領域の縦磁化の大きさがどのようになるかを基に図6を用い更に詳細に検討した。図6において、一番左側の欄71は、図5(a)におけるどの領域についての縦磁化を検討するかを示す欄であり、左から2番目の欄72は、横隔膜ナビシーケンスにおける第1のRFパルスを印加するかしないかを示す欄であり、左から３番目の欄73は、横隔膜ナビシーケンスにおける第2のRFパルスを印加するかしないかを示す欄であり、左から4番目の欄74は、IRパルスを印加するかしないかを示す欄であり、一番右側の欄75は、IRパルスを印加後に縦磁化の大きさがどのようになっているかを示す欄である。図中○印は各RFパルスあるいはIRパルスを印加することを示し、−印は各RFパルスあるいはIRパルスが印加しないことを示す。   The present inventors examined this phenomenon in more detail using FIG. 6 on the basis of how the longitudinal magnetization of each region in FIG. 5 (a) becomes when the flip angle is 90 °. did. In FIG. 6, the leftmost column 71 is a column indicating which region in FIG. 5 (a) is to be examined for longitudinal magnetization, and the second column 72 from the left is the first in the diaphragm navigation sequence. The column indicating whether or not to apply an RF pulse, the third column 73 from the left is a column indicating whether or not to apply the second RF pulse in the diaphragm navigation sequence, the fourth column from the left 74 is a column indicating whether or not to apply the IR pulse, and the rightmost column 75 is a column indicating the magnitude of longitudinal magnetization after the IR pulse is applied. In the figure, ◯ indicates that each RF pulse or IR pulse is applied, and − indicates that each RF pulse or IR pulse is not applied.

図6に示されたように、領域61〜63は横隔膜ナビシーケンスのためのRFパルスが印加される領域であり、領域61は90°の第1のRFパルス1001及びIRパルスが印加される領域であり、領域62は180°の第2のRFパルス1002及びIRパルスが印加される領域であり、領域63は90°の第1のRFパルス1001及び180°の第2のRFパルス1002及びIRパルスが印加される領域である。一方、領域64は、横隔膜ナビシーケンスにおいて必要なRFパルスは印加されず、IRパルスが印加される領域である。本発明者らの検討によれば、IRパルス印加後の縦磁化は、領域61と63では、横隔膜ナビシーケンスにおける90°の第1のRFパルス1001と180°の第2のRFパルス1002と、IRパルスとの組み合わせによる励起を受けるために、ほとんどゼロであるが、領域62では横隔膜ナビシーケンスにおける180°の第2のRFパルス1002とIRパルスとの励起により元に戻され、縦磁化の初期値と同じMzになることがわかった。   As shown in FIG. 6, regions 61 to 63 are regions to which RF pulses for the diaphragm navigation sequence are applied, and region 61 is a region to which the first RF pulse 1001 and the IR pulse of 90 ° are applied. Region 62 is a region to which a 180 ° second RF pulse 1002 and an IR pulse are applied, and region 63 is a 90 ° first RF pulse 1001 and a 180 ° second RF pulse 1002 and an IR pulse. This is a region to which a pulse is applied. On the other hand, the region 64 is a region where an RF pulse necessary for the diaphragm navigation sequence is not applied and an IR pulse is applied. According to the study by the present inventors, the longitudinal magnetization after application of the IR pulse, in the regions 61 and 63, the first RF pulse 1001 of 90 ° and the second RF pulse 1002 of 180 ° in the diaphragm navigation sequence, In order to receive excitation by the combination with IR pulse, it is almost zero, but in region 62, it is restored by excitation of the second RF pulse 1002 and IR pulse of 180 ° in the diaphragm navigation sequence, and the initial of longitudinal magnetization It turned out to be the same Mz as the value.

更に、IRパルス印加後時間と共に、縦磁化の大きさがどのように変化するかをグラフで表したものを図7に示す。図7において、横軸はIRパルス印加終了からの経過時間であり、縦軸は縦磁化の大きさであり、縦磁化の初期値Mzで規格化したものである。また、グラフ上には領域61及び、領域62、領域63、領域64の縦磁化がどのように変化するかが示されており、その中で○印は正常心筋の縦磁化の大きさを示し、×印は梗塞心筋の縦磁化の大きさを示し、■印は脂肪の縦磁化の大きさを示し、▲印は肝臓の縦磁化の大きさを示す。また、縦に引かれた点線は、IRパルスの印加後130msecから330msecまでの間にグラディエントエコー法が実行されることを示す。図7によれば、グラディエントエコー法実行時に縦磁化の大きさが領域62で最大となることが示され、図5(b)で示した実験結果と一致した。この場合、領域62の画像データがデジタルデータの最大値として規格化されるため、相対的に十分コントラストを得ることが必要な正常心筋と梗塞心筋で十分なコントラストを得られなくなることが図6討結果より示された。   Furthermore, FIG. 7 shows a graph showing how the magnitude of longitudinal magnetization changes with time after IR pulse application. In FIG. 7, the horizontal axis represents the elapsed time from the end of IR pulse application, and the vertical axis represents the magnitude of longitudinal magnetization, which is normalized by the initial value Mz of longitudinal magnetization. In addition, the graph shows how the longitudinal magnetization of region 61, region 62, region 63, and region 64 changes, in which ○ indicates the magnitude of longitudinal magnetization of normal myocardium. , X indicates the magnitude of longitudinal magnetization of the infarcted myocardium, ■ indicates the magnitude of longitudinal magnetization of fat, and ▲ indicates the magnitude of longitudinal magnetization of the liver. A dotted line drawn vertically indicates that the gradient echo method is executed from 130 msec to 330 msec after application of the IR pulse. FIG. 7 shows that the longitudinal magnetization is maximized in the region 62 when the gradient echo method is executed, which is consistent with the experimental result shown in FIG. 5 (b). In this case, since the image data in the region 62 is standardized as the maximum value of the digital data, it may be impossible to obtain sufficient contrast between the normal myocardium and the infarcted myocardium that require relatively sufficient contrast. The result showed it.

以上実験及び検討結果を踏まえて、本実施例では横隔膜ナビシーケンスにおけるフリップ角(第1のRFパルスのフリップ角)を60度以下で、例えば30度あるいは45度とした。このことにより、好適に正常心筋と梗塞心筋を十分なコントラストで撮影する(画像化する)ことが可能となり、ナビエコー信号も横隔膜位置を検出するのに十分なS/Nで取得することが可能となった。ただし、ナビエコー信号のS/Nは静磁場強度や横隔膜ナビの励起領域の大きさにも依存するため、第1のRFパルスのフリップ角は30度あるいは45度でなくても良く、横隔膜ナビシーケンスにおいて横隔膜の位置を検出するために十分な強度であれば良い。また、第2のRFパルスは第1のRFパルスで生成される横磁化成分を効率良く反転させる事が要求される。そのためには第2のRFパルスのフリップ角を第1のRFパルスのフリップ角の2倍とすることが好適であり、本実施例ではそのように2倍とした。ただし、必ずしも2倍であることが必要ではない。例えば、第1のRFパルスのフリップ角は0度より大きく90度より小さく、第2のRFパルスのフリップ角は0度より大きく180度より小さく、第1のRFパルスのフリップ角は第2のRFパルスのフリップ角より小さければ良いことは言うまでもない。   Based on the above experiment and examination results, in this embodiment, the flip angle (flip angle of the first RF pulse) in the diaphragm navigation sequence is 60 degrees or less, for example, 30 degrees or 45 degrees. As a result, it is possible to suitably capture (image) normal and infarcted myocardium with sufficient contrast, and navigation echo signals can be acquired with sufficient S / N to detect the diaphragm position. became. However, since the S / N of the navigation echo signal also depends on the static magnetic field strength and the size of the excitation area of the diaphragm navigation, the flip angle of the first RF pulse may not be 30 degrees or 45 degrees. It is sufficient if the strength is sufficient to detect the position of the diaphragm. In addition, the second RF pulse is required to efficiently reverse the transverse magnetization component generated by the first RF pulse. For this purpose, it is preferable to set the flip angle of the second RF pulse to twice the flip angle of the first RF pulse. However, it is not always necessary to be doubled. For example, the flip angle of the first RF pulse is greater than 0 degrees and less than 90 degrees, the flip angle of the second RF pulse is greater than 0 degrees and less than 180 degrees, and the flip angle of the first RF pulse is the second Needless to say, it should be smaller than the flip angle of the RF pulse.

次に、本発明の実施例3について説明する。実施例3では、IRパルスの印加によって領域62の縦磁化がその初期値に戻され、梗塞心筋と正常心筋にコントラストの差がつかなくなることを防ぐために、IRパルスを印加する前に上記第1のRFパルス及び第2のRFパルスによって励起された縦磁化を強制的に元に戻す(フリップバックする)。即ち、ナビエコー信号を取得した後に、第2のRFパルスを印加した領域に第2のRFパルスと反対向きの第3のRFパルスを印加し、第1のRFパルスを印加した領域に第1のRFパルスと反対向きの第4のRFパルスを印加する。例えば、第1のRFパルスが90°で第2のRFパルスが180°の場合には、第3のRFパルスは-180°で印加し、第4のRFパルスは-90°で印加する。また、第1のRFパルスがα°で第2のRFパルスがβ°の場合には、第3のRFパルスは-β°で第4のRFパルスは-α°である。具体的なシーケンス図は、図8に示されていて、図8において101から104は第1〜第4のRFパルスを示している。このようにすることにより、IRパルスを印加する前に縦磁化を強制的に戻せるので、IRパルスにより全領域の縦磁化を反転することができる。そのため、特定の領域が高信号になることがなく、梗塞心筋と正常心筋にコントラストの差を十分つけて遅延造影撮影法を行うことができる。   Next, Example 3 of the present invention will be described. In Example 3, the longitudinal magnetization of the region 62 is returned to its initial value by the application of the IR pulse, and in order to prevent the difference in contrast between the infarcted myocardium and the normal myocardium from being lost, the first pulse is applied before applying the IR pulse. The longitudinal magnetization excited by the second RF pulse and the second RF pulse is forcibly restored (fliped back). That is, after acquiring the navigation echo signal, the third RF pulse opposite to the second RF pulse is applied to the region where the second RF pulse is applied, and the first RF pulse is applied to the region where the first RF pulse is applied. Apply a fourth RF pulse opposite to the RF pulse. For example, when the first RF pulse is 90 ° and the second RF pulse is 180 °, the third RF pulse is applied at −180 °, and the fourth RF pulse is applied at −90 °. When the first RF pulse is α ° and the second RF pulse is β °, the third RF pulse is -β ° and the fourth RF pulse is -α °. A specific sequence diagram is shown in FIG. 8. In FIG. 8, reference numerals 101 to 104 denote first to fourth RF pulses. By doing so, the longitudinal magnetization can be forcibly returned before applying the IR pulse, so that the longitudinal magnetization of the entire region can be reversed by the IR pulse. Therefore, a specific region does not become a high signal, and the delayed contrast imaging method can be performed with a sufficient difference in contrast between the infarcted myocardium and the normal myocardium.

次に、本発明の実施例4について説明する。実施例4では、横隔膜ナビシーケンスを実行してナビエコー信号を得てから、IRパルスを印加するまでの時間を、外部より操作者が図1で示したトラックボール又はマウス31、キーボード32等の入力手段を介して入力して広げることによって、撮影シーケンスにおいてIRパルスを印加する前に縦磁化を縦緩和により、なるべく縦磁化の初期値に戻す。例えば、図5におけるTNの時間間隔を長くする。そのことにより、IRパルスの印加によって領域62の縦磁化が、縦磁化の初期値に戻されることが緩和されるので、梗塞心筋と正常心筋にコントラストの差がつかなくなることを防ぐことができる。ただし、横隔膜ナビシーケンスを実行してナビエコー信号を得てから、IRパルスを印加するまでの時間をあまり広げ過ぎると、ナビエコー信号を取得するタイミングと、実際に撮影シーケンスで遅延造影撮影法を行う時間との間で横隔膜の位置が変わってしまうので、横隔膜ナビシーケンスにより横隔膜の位置を測定する精度が悪くなる。また、横隔膜ナビシーケンスを実行してナビエコー信号を得てから、IRパルスを印加するまでの時間をあまり広げ過ぎると、撮影シーケンスのための時間が短くなってしまうという欠点もある。そこで現実的には、ナビエコー信号を得てから、IRパルスを印加するまでの待ち時間は、例えばIRパルスにより反転した縦磁化が半分回復するぐらいの時間が良い。この時間は、縦緩和時間の約30％に相当する。ただし、この待ち時間の値は必要に応じて適宜変更しても良い。   Next, Example 4 of the present invention will be described. In the fourth embodiment, the time from the acquisition of the navigation echo signal by executing the diaphragm navigation sequence to the application of the IR pulse, the operator inputs the trackball or the mouse 31, the keyboard 32, etc. shown in FIG. By inputting and spreading through the means, the longitudinal magnetization is returned to the initial value of longitudinal magnetization as much as possible by longitudinal relaxation before applying the IR pulse in the imaging sequence. For example, the time interval of TN in FIG. As a result, the application of the IR pulse relieves the longitudinal magnetization of the region 62 from being returned to the initial value of the longitudinal magnetization, thereby preventing the difference in contrast between the infarcted myocardium and the normal myocardium. However, if the time from obtaining the navigation echo signal by executing the diaphragm navigation sequence to applying the IR pulse is too wide, the time to acquire the navigation echo signal and the time to actually perform delayed contrast imaging in the imaging sequence Therefore, the accuracy of measuring the position of the diaphragm by the diaphragm navigation sequence is deteriorated. In addition, if the time from when the diaphragm navigation sequence is executed to obtain the navigation echo signal until the IR pulse is applied is excessively extended, the time required for the imaging sequence is shortened. Therefore, in reality, the waiting time from obtaining the navigation echo signal to applying the IR pulse is good enough to recover, for example, half of the longitudinal magnetization reversed by the IR pulse. This time corresponds to about 30% of the longitudinal relaxation time. However, the value of this waiting time may be changed as needed.

以上が本発明に係る横隔膜ナビを併用した遅延造影撮影法の具体的実施例であるが、本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。例えば、画像生成のためにNMR信号を取得するシーケンスとしては、グラディエントエコー法以外に高速スピンエコー法やEPI法等の他のシーケンスでも良い。   The above is a specific embodiment of the delayed contrast imaging method using the diaphragm navigation according to the present invention. However, the present invention is not limited to the above embodiment, and various modifications can be made without departing from the gist of the present invention. Can be implemented. For example, as a sequence for acquiring an NMR signal for image generation, other sequences such as a fast spin echo method and an EPI method may be used in addition to the gradient echo method.

また、横隔膜ナビシーケンスにおいて、第1及び第2のRFパルスの位相を異ならせること、第1より第2のRFパルスの大きさを大きくすること、横隔膜ナビシーケンスからIRパルスの印加までの時間間隔を広げること等は、それぞれ独立に行っても良いし、同時に行っても良い。例えば、第1及び第2のRFパルスの位相が180°異ならせて、第2のRFパルスのフリップ角を第1のRFパルスのフリップ角の2倍とした場合、横隔膜ナビシーケンスからIRパルスまでの時間間隔を縦緩和時間の約10％程度としても、十分に画質改善効果がある。   Also, in the diaphragm navigation sequence, the phases of the first and second RF pulses are made different, the magnitude of the second RF pulse is made larger than the first, and the time interval from the diaphragm navigation sequence to the application of the IR pulse The spread may be performed independently or simultaneously. For example, if the first and second RF pulses are 180 degrees out of phase and the flip angle of the second RF pulse is twice the flip angle of the first RF pulse, from the diaphragm navigation sequence to the IR pulse Even if the time interval is set to about 10% of the vertical relaxation time, the image quality can be improved sufficiently.

また、IRパルスの印加はフリップ角が180°の反転パルスの印加でなくても良く、フリップ角が180°より小さいプリサチュレーションパルスの印加によりプリサチュレーションシーケンスの実行をして同様の効果を得ても良い。また、撮影シーケンス等を開始する基準として心電図によるR波を用いる(R波からTD時間後に撮影シーケンスを始めるように設定する等。)のみならず、脈波計により脈波が強くなるタイミングを基準として用いたり、MRI画像の一部の血管等をモニターして、画素値が急激に変化するタイミングを基準に用いても良い。   The IR pulse may not be applied as an inversion pulse with a flip angle of 180 °, and a pre-saturation sequence can be executed by applying a pre-saturation pulse with a flip angle smaller than 180 °. Also good. In addition, the R wave from the electrocardiogram is used as a reference for starting the imaging sequence (such as setting the imaging sequence to start after TD time from the R wave), but also the timing at which the pulse wave is strengthened by the pulse wave meter Or by monitoring a part of blood vessels in the MRI image and using the timing at which the pixel value changes rapidly as a reference.

また、上述したどのような印加タイミングおよび印加強度で傾斜磁場パルスおよびRFパルスを印加するかは、図1で示したトラックボール又はマウス31、キーボード32で操作者が任意に入力でき、それに従って、シーケンサ6で制御されて傾斜磁場パルスおよびRFパルスが印加されるようにすれば良い。   In addition, the application timing and application intensity of the gradient magnetic field pulse and the RF pulse described above can be arbitrarily input by the operator using the trackball or mouse 31 and keyboard 32 shown in FIG. The gradient magnetic field pulse and the RF pulse may be applied under the control of the sequencer 6.

本発明の実施例に係るMRI装置の全体構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the whole structure of the MRI apparatus which concerns on the Example of this invention. 本発明の実施例1に係る横隔膜ナビ併用遅延造影撮影法のシーケンス図である。FIG. 5 is a sequence diagram of a diaphragm navigation combined delay contrast imaging method according to Embodiment 1 of the present invention. グラディエントエコーシーケンスを示す図である。It is a figure which shows a gradient echo sequence. 本発明の実施例2に係る横隔膜ナビ併用遅延造影撮影法のシーケンスにおいて、横隔膜ナビシーケンスのシーケンス図のみを示した図である。FIG. 9 is a diagram showing only a sequence diagram of a diaphragm navigation sequence in the sequence of diaphragm navigation combined delay contrast imaging according to Embodiment 2 of the present invention. (a)は遅延造影撮影法において得られる画像、(b)はαの値を変更して行った実験結果を表す図である。(a) is an image obtained by delayed contrast imaging, and (b) is a diagram showing an experimental result obtained by changing the value of α. 図5(a)の各領域の縦磁化の大きさの変化を検討するための図である。FIG. 6 is a diagram for examining changes in the magnitude of longitudinal magnetization in each region of FIG. 5 (a). IRパルス印加後時間と共に、縦磁化の大きさがどのように変化するかをグラフで表した図である。It is the figure which represented how the magnitude | size of longitudinal magnetization changes with time after IR pulse application. 本発明の実施例3において、横隔膜ナビシーケンスにおいて4つのRFパルスを印加する例を示す図である。In Example 3 of this invention, it is a figure which shows the example which applies four RF pulses in a diaphragm navigation sequence.

Claims (24)

被検体の体動情報を得る体動モニターシーケンスと、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得る撮影シーケンスをこの順序で実行する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。   A body motion monitoring sequence for obtaining body motion information of the subject and a photographing sequence for obtaining a magnetic resonance image by emphasizing a difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject are provided in this order. Magnetic resonance imaging device. 前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得るために、前記撮影シーケンスでは最初にプレサチュレーションパルスを印加することを特徴とする請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置。   2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein a presaturation pulse is first applied in the imaging sequence in order to emphasize a difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject and obtain a magnetic resonance image. 前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスは、前記被検体内の周期的に運動する部分の所定の位相のタイミングで実行されることを特徴とする請求項1〜2のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   3. The body movement monitoring sequence and the imaging sequence are executed at a timing of a predetermined phase of a part that periodically moves in the subject. Magnetic resonance imaging device. 前記体動モニタシーケンスは、第1のRFパルスの印加とその次に印加される第2のRFパルスと、それらに伴い印加されるスライス選択の傾斜磁場により、交差する方向の2つのスライスの領域を励起して、その後に前記2つのスライスの領域の重なる部分より発生するエコー信号を検出することにより前記被検体の体動情報を得ることを特徴とする請求項1〜3のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The body motion monitoring sequence is a region of two slices in an intersecting direction by applying a first RF pulse, a second RF pulse applied next, and a slice-selective gradient magnetic field applied therewith. The body motion information of the subject is obtained by detecting an echo signal generated from an overlapping portion of the two slice regions thereafter. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1. 前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を異ならせて印加する手段を備えたことを特徴とする請求項4記載の磁気共鳴イメージング装置。   5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, further comprising means for applying the first RF pulse and the second RF pulse with different phases. 前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を180°異ならせて印加する手段を備えたことを特徴とする請求項5記載の磁気共鳴イメージング装置。   6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, further comprising means for applying the first RF pulse and the second RF pulse with a phase difference of 180 °. 前記第1のRFパルスのフリップ角より前記第2のRFパルスのフリップ角を大きくして印加する手段を備えたことを特徴とする請求項4〜6のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging according to any one of claims 4 to 6, further comprising means for applying the flip angle of the second RF pulse larger than the flip angle of the first RF pulse. apparatus. 前記第2のRFパルスのフリップ角を前記第1のRFパルスのフリップ角の2倍として印加する手段を備えたことを特徴とする請求項4〜7のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The magnetic resonance imaging according to any one of claims 4 to 7, further comprising means for applying the flip angle of the second RF pulse as twice the flip angle of the first RF pulse. apparatus. 前記第1のRFパルスのフリップ角を60°より小さくして印加する手段を備えたことを特徴とする請求項4〜8のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   9. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, further comprising means for applying the first RF pulse with a flip angle smaller than 60 degrees. 前記体動モニタシーケンスと前記撮影シーケンスの実行の間に、前記第1のRFパルス及び前記第2のRFパルスによって励起された磁化をキャンセルするための第3のRFパルス及び第4のRFパルスを印加することを特徴とする請求項4〜9のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   Between execution of the body motion monitoring sequence and the imaging sequence, a third RF pulse and a fourth RF pulse for canceling magnetization excited by the first RF pulse and the second RF pulse are provided. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 4, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is applied. 前記体動モニタシーケンスを実行してエコー信号を得てから前記プレサチュレーションシーケンスを実行するまでの時間を調節する手段を備えたことを特徴とする請求項4〜10のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   11. The apparatus according to claim 4, further comprising: a unit that adjusts a time from when the body motion monitor sequence is executed to obtain an echo signal until the presaturation sequence is executed. Magnetic resonance imaging device. 前記プレサチュレーションパルスは、フリップ角が180°であるIRパルスであることを特徴とする請求項2〜11のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   12. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the presaturation pulse is an IR pulse having a flip angle of 180 degrees. 前記体動モニターシーケンス及び撮影シーケンスは、前記被検体内の周期的に運動する部分の運動を検出するための信号強度が所定の強度より大きくなっている隣合うタイミング間で実行されることを特徴とする請求項3〜12のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The body movement monitoring sequence and the imaging sequence are executed between adjacent timings in which the signal intensity for detecting the movement of the periodically moving part in the subject is larger than a predetermined intensity. The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 3 to 12. 前記体動モニターシーケンスは、前記被検体の呼吸による横隔膜等の動きを検出することを特徴とする請求項1〜13のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   14. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the body movement monitoring sequence detects a movement of the subject due to breathing of the subject. 前記各シーケンスの実行に先立って前記被検体に造影剤を投与する手段と組み合わせて使われることを特徴とする請求項1〜14のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   15. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is used in combination with a unit that administers a contrast agent to the subject prior to execution of each sequence. 前記撮影シーケンスは、複数のNMR信号を発生させるものであり、前記複数のNMR信号は、それぞれに異なる位相エンコードが付与されて計測されることを特徴とする請求項1〜15のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   16. The imaging sequence according to claim 1, wherein the imaging sequence generates a plurality of NMR signals, and the plurality of NMR signals are measured with different phase encodings applied thereto. The magnetic resonance imaging apparatus described in 1. 前記体動モニターシーケンスと前記撮影シーケンス実行は、前記周期的に運動する部分の複数の運動周期にわたって繰り返され、これにより前記磁気共鳴画像の画像再構成に必要なNMR信号がセットとして取得されることを特徴とする請求項3〜16のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。   The body motion monitoring sequence and the imaging sequence execution are repeated over a plurality of motion cycles of the periodically moving portion, whereby NMR signals necessary for image reconstruction of the magnetic resonance image are acquired as a set. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 3, wherein the magnetic resonance imaging apparatus is a magnetic resonance imaging apparatus. 被検体の体動情報を得る体動モニターシーケンスと、前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得る撮影シーケンスをこの順序で実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。   A magnetic resonance imaging characterized by executing a body motion monitoring sequence for obtaining body motion information of a subject and an imaging sequence for obtaining a magnetic resonance image by emphasizing a difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject in this order. Method. 前記被検体の組織による縦緩和時間の違いを強調させて磁気共鳴画像を得るために、前記撮影シーケンスでは最初にプレサチュレーションパルスを印加することを特徴とする請求項18記載の磁気共鳴イメージング方法。   19. The magnetic resonance imaging method according to claim 18, wherein a presaturation pulse is first applied in the imaging sequence in order to emphasize a difference in longitudinal relaxation time depending on the tissue of the subject and obtain a magnetic resonance image. 前記体動モニターシーケンス及び前記撮影シーケンスの実行は、前記被検体内の周期的に運動する部分の所定の位相のタイミングで実行することを特徴とする請求項18〜19のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。   20. The execution of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence is performed at a predetermined phase timing of a portion that periodically moves in the subject. Magnetic resonance imaging method. 前記体動モニタシーケンスは、第1のRFパルスの印加とその次に印加される第2のRFパルスと、それらに伴い印加されるスライス選択の傾斜磁場により、交差する方向の2つのスライスの領域を励起して、その後に前記2つのスライスの領域の重なる部分より発生するエコー信号を検出することにより前記被検体の体動情報を得ることを特徴とする請求項18〜20のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。   The body motion monitoring sequence is a region of two slices in an intersecting direction by applying a first RF pulse, a second RF pulse applied next, and a slice-selective gradient magnetic field applied therewith. 21. The body motion information of the subject is obtained by detecting an echo signal generated from an overlapping portion of the two slice regions after the excitation A magnetic resonance imaging method according to claim 1. 前記第1のRFパルスと前記第2のRFパルスの位相を180°異ならせて印加し、更に前記第2のRFパルスのフリップ角を前記第1のRFパルスのフリップ角の2倍として印加し、更に前記第1のRFパルスのフリップ角を60°より小さくして印加することを特徴とする請求項21記載の磁気共鳴イメージング方法。   Applying the first RF pulse and the second RF pulse with a phase difference of 180 °, and applying the flip angle of the second RF pulse as twice the flip angle of the first RF pulse. 22. The magnetic resonance imaging method according to claim 21, further comprising applying the first RF pulse with a flip angle smaller than 60 °. 前記体動モニタシーケンスと前記撮影シーケンスの実行の間に、前記第1のRFパルス及び前記第2のRFパルスによって励起された磁化をキャンセルするための第3のRFパルス及び第4のRFパルスを印加することを特徴とする請求項21〜22のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。   Between execution of the body motion monitoring sequence and the imaging sequence, a third RF pulse and a fourth RF pulse for canceling magnetization excited by the first RF pulse and the second RF pulse are provided. 23. The magnetic resonance imaging method according to claim 21, wherein the magnetic resonance imaging method is applied. 前記各シーケンスの実行に先立って前記被検体に造影剤が投与されることを特徴とする請求項18〜23のいずれか1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。   The magnetic resonance imaging method according to any one of claims 18 to 23, wherein a contrast agent is administered to the subject prior to execution of each sequence.
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