WO2005102162A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents

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WO2005102162A1
WO2005102162A1 PCT/JP2005/007955 JP2005007955W WO2005102162A1 WO 2005102162 A1 WO2005102162 A1 WO 2005102162A1 JP 2005007955 W JP2005007955 W JP 2005007955W WO 2005102162 A1 WO2005102162 A1 WO 2005102162A1
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pulse
magnetic resonance
sequence
resonance imaging
subject
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PCT/JP2005/007955
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Hiroyuki Itagaki
Tomohiro Goto
Tetsuhiko Takahashi
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Hitachi Medical Corporation
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Publication date
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    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging
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    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A61B5/346—Analysis of electrocardiograms
    • A61B5/349—Detecting specific parameters of the electrocardiograph cycle
    • A61B5/352—Detecting R peaks, e.g. for synchronising diagnostic apparatus; Estimating R-R interval
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    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7285—Specific aspects of physiological measurement analysis for synchronising or triggering a physiological measurement or image acquisition with a physiological event or waveform, e.g. an ECG signal

Definitions

  • 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 of a myocardium or the like using a diaphragm navigation technique (hereinafter, referred to as diaphragm navigation).
  • MRI magnetic resonance imaging
  • diaphragm navigation a diaphragm navigation technique
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • One of the preferable imaging methods of the myocardium in MRI is a delayed contrast imaging method.
  • This is an imaging technique that utilizes the property of a contrast agent such as Gd-DTPA to aggregate in necrotic or infarcted myocardium.
  • a predetermined time for example, 15 minutes
  • an inversion recovery image irradiation of an IR pulse followed by acquisition of an NMR signal by a gradient echo method, etc.
  • Enhanced image irradiation of an IR pulse followed by acquisition of an NMR signal by a gradient echo method, etc.
  • the myocardium in the necrotic or infarcted state is depicted with a higher signal than the normal myocardium (for example, see Non-Patent Document 1).
  • Non-Patent Document 1 Radiology 2001; 218: 215-223
  • a diaphragm navigation as an effective method for reducing an artifact based on a respiratory movement of a subject appearing on an image.
  • two cross sections that intersect at the position of the diaphragm are separately excited 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 navi echo signal) generated from the superimposed region of the cross section is acquired, and the position of the diaphragm is detected based on the NMR signal.
  • an image is created using only NMR signals obtained by an imaging sequence executed when the position of the diaphragm is within a predetermined range.
  • Patent Document 1 US Pat. No. 4,937,526
  • the above-mentioned conventional technique does not disclose the technique for performing the delayed contrast imaging of the myocardium described in Non-Patent Document 1 in combination with the diaphragm navigation described in Patent Document 1; The technology regarding the order in which the sequence for the execution is executed is disclosed.
  • An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging that optimizes a procedure for applying a magnetic field and the like in a delayed contrast imaging method of a cardiac muscle or the like using a diaphragm navigation technology (hereinafter, referred to as a diaphragm navigation). It is to provide an apparatus and a method.
  • a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention emphasizes a difference between a body motion monitor sequence for obtaining body motion information of a subject and a longitudinal relaxation time due to the tissue of the subject.
  • the present invention is characterized in that a means for executing an imaging sequence for obtaining a magnetic resonance image in this order is provided.
  • the body motion information obtained by the body motion monitoring sequence becomes more accurate.
  • the imaging sequence is first performed in order to obtain a magnetic resonance image. It is characterized by applying a short pulse.
  • the body movement The two-step sequence and the imaging sequence are performed at a predetermined phase timing of a periodically moving portion in the subject.
  • the body motion motor sequence includes a first RF pulse application, a second RF pulse applied next, and Exciting the two slice areas in the intersecting direction by the slice selection gradient magnetic field applied along with them, and then detecting the echo signal generated from the overlapping portion of the two slice areas.
  • body motion information of the subject is obtained.
  • the body movement monitoring sequence is more specifically performed.
  • the magnetic resonance imaging apparatus further comprises means for applying the first RF pulse and the second RF pulse with different phases. I have.
  • the echo signal is generated.
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes means for applying the flip angle of the second RF pulse as twice the flip angle of the first RF pulse. As a feature! / Puru.
  • the magnetic resonance imaging apparatus further comprises means for applying the flip angle of the first RF pulse to be smaller than 60 °.
  • a desired region of the subject can be imaged with good contrast.
  • the first RF pulse and the second RF pulse are used during the execution of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence.
  • the method is characterized in that a third RF pulse and a fourth RF pulse for canceling the excited magnetization are applied.
  • a desired region of the subject can be imaged with good contrast.
  • the time from when the body movement monitoring sequence is executed to obtain an echo signal to execute the pressurization sequence is set. It is characterized by having means for adjusting.
  • a desired region of the subject can be imaged with good contrast.
  • the embodiment is characterized in that the pressurization pulse is an IR pulse having a flip angle of 180 °.
  • a desired region of the subject can be imaged with good contrast.
  • the body movement monitoring sequence and the imaging sequence are used to detect a movement of a periodically moving portion in the subject. It is performed between adjacent timings when the signal strength is greater than a predetermined strength.
  • the body movement monitor sequence is characterized by detecting movement of a diaphragm or the like due to respiration of the subject.
  • the magnetic resonance imaging apparatus is used in combination with a means for administering a contrast agent to the subject prior to execution of each of the sequences.
  • a T1-weighted image of the subject can be obtained by the imaging sequence.
  • the imaging sequence generates a plurality of NMR signals, and the plurality of NMR signals are respectively provided. It is characterized in that measurement is performed with different phase encodings applied.
  • the body movement monitoring sequence and the execution of the imaging sequence are repeated over a plurality of movement periods of the periodically moving portion, whereby, NMR signals required for image reconstruction of the magnetic resonance image are acquired as a set.
  • the above object can also be solved by a magnetic resonance imaging method.
  • the magnetic resonance imaging method of the present invention provides a body movement monitoring sequence for obtaining body movement information of a subject, and a tissue of the subject.
  • a characteristic feature is that an imaging sequence for obtaining a magnetic resonance image by emphasizing a difference in longitudinal relaxation time due to the above is executed in this order.
  • the magnetic resonance imaging method of the present invention in order to obtain a magnetic resonance image by emphasizing the difference in the longitudinal relaxation time due to the tissue of the subject, Is characterized by applying a presaturation pulse first.
  • the body movement monitor sequence and the imaging sequence may include a predetermined portion of the body that moves periodically within the subject. It is characterized by being executed at the timing of the phase.
  • the body motion motor sequence includes the application of a first RF pulse and the application of a second RF pulse subsequent thereto. And a gradient magnetic field for slice selection applied along with the excitation of the two slice areas in the intersecting direction, and thereafter, an echo signal generated from an overlapping portion of the two slice areas is detected. By doing so, body motion information of the subject is obtained. Thus, the body movement monitoring sequence is more specifically performed.
  • the phases of the first RF pulse and the second RF pulse are applied with a phase difference of 180 °, and the second RF pulse is further applied.
  • the flip angle of the first RF pulse is applied as twice the flip angle of the first RF pulse, and the flip angle of the first RF pulse is smaller than 60 °.
  • the first RF pulse and the second RF pulse are provided between the execution of the body movement monitoring sequence and the imaging sequence. Applying a third RF pulse and a fourth RF pulse for canceling the magnetization excited by the pulse.
  • a desired region of the subject can be imaged with good contrast.
  • a contrast agent is administered to the subject prior to execution of the sequence.
  • a T1-weighted image of the subject can be obtained by the imaging sequence.
  • An object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging method that optimizes a procedure for applying a magnetic field and the like in a delayed contrast imaging method of a myocardium or the like using a diaphragm navigation technology (hereinafter, referred to as a diaphragm navigation). It is to provide an apparatus and a method.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • 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, and a control system (sequencer 6 and CPU 7). It has.
  • the static magnetic field generation system 1 generates a uniform static magnetic field in a space (imaging space) around the subject 9, and has a magnet device such as a permanent magnet system, a normal conduction system, or a superconducting system. Also, the direction of the static magnetic field is usually the direction of the body axis of the subject or a direction orthogonal thereto.
  • the gradient magnetic field generation system 2 includes three gradient magnetic field coils 10 that generate gradient magnetic field pulses in these three axial directions, for example, when the direction of the static magnetic field is the Z direction, and the two directions orthogonal thereto are X and Y. And a gradient power supply 11 for driving them.
  • a gradient magnetic field pulse can be generated in the three axes of X, Y, and ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ or in a 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.
  • 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 a high frequency oscillator 12 is modulated into a signal having a predetermined envelope by a modulator 13, then 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 nuclei of atoms constituting the subject to undergo nuclear magnetic resonance.
  • the high-frequency magnetic field irradiation coil 15 is usually arranged close to the subject.
  • the receiving system 4 includes a receiving high-frequency receiving coil 16, an amplifier 17, a quadrature phase detector 18, and an A / D converter 19.
  • the transmitting high-frequency magnetic field irradiating coil 15 The NMR signal generated by the subject in response to the electromagnetic wave irradiated with the force is detected by the high-frequency receiving coil 16 for receiving, amplified by the amplifier 17, and then passed through the quadrature phase detector.
  • the signal is converted into a digital value by the A / D converter 19 via the signal 18 and sent to the signal processing system 5 as two series of collected data.
  • the signal processing system 5 is composed of the CPU 7, the storage device 20, and the operation unit 30.
  • the CPU 7 converts the digital signal received by the reception system 4 into various signals such as Fourier transform, correction coefficient calculation, and image reconstruction. Perform processing.
  • the storage device 20 includes a ROM 21, a RAM 22, an optical disk 23, a magnetic disk 24, and the like.For example, a program for performing image analysis processing and measurement over time and invariable parameters used in the execution of the program are used for the ROM 21. Measurement parameters and reception The echo signal detected by the 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, a keyboard 32, and the like, and a display 33 for displaying a GUI required for input and for displaying a processing result in the signal processing system 5, and the like. .
  • Information necessary for various processes and control performed by the CPU 7 is input via the operation unit 30.
  • the image obtained by the photographing is displayed on the display 33.
  • the control system also includes the CPU 7 and the 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.
  • the application timing and applied intensity of the gradient magnetic field pulse and the RF pulse generated by the gradient magnetic field generation system 2 and the transmission system 3 and the timing of the acquisition of the echo signal by the reception system 4 are determined by the imaging method described in detail in the following embodiments. , Controlled by the sequencer 6.
  • the delayed contrast imaging with diaphragm navigation is to obtain an IR image of the myocardium etc. in equilibrium after a predetermined time has elapsed from the administration of the contrast agent while detecting the respiratory movement of the subject in the diaphragm navigation echo sequence.
  • the imaging sequence for obtaining an IR image includes the application of an IR pulse and the subsequent execution of a gradient echo method.
  • a contrast agent is administered to a subject prior to application of a magnetic field according to the sequence diagram shown below.
  • FIG. 2 41 is an electrocardiogram waveform
  • 42 is a line showing a diaphragm position
  • 43 is a sequence showing an imaging procedure using an MRI device
  • 44 is a power to adopt data obtained in an imaging sequence
  • 45 is an R wave in the electrocardiogram waveform
  • 46 is a gate window for identifying whether the position of the diaphragm is within a predetermined range.
  • TD indicates how much time has elapsed since the R-wave to start the gradient echo method in the force acquisition sequence to begin NMR signal acquisition, and TI
  • ⁇ ! ⁇ Indicates whether to apply an IR pulse in the imaging sequence before standing.
  • ⁇ This shows how far before the application of the IR pulse the diaphragm navigation sequence is performed.
  • Navi indicates the execution of a diaphragm navigation sequence
  • IR indicates the application of an IR pulse
  • Dara indicates the execution of the gradient echo method sequence shown in FIG.
  • NMR signals are acquired per heartbeat with different phase encodings, and this is repeated for 10 to 20 heartbeats to reconstruct one slice in about 15 seconds.
  • the NMR signals necessary to perform this are acquired as a set, and one slice is imaged.
  • the symbols indicated by adoption and discarding in 44 are symbols indicating whether the NMR signal obtained in the imaging sequence is to be discarded by force adopted for image generation.
  • the present inventors performed the diaphragm navigation sequence in two cases before the application of the IR pulse and after the end of the application of the IR pulse and before the start of the acquisition of the NMR signal by the gradient echo method.
  • the S / N of the navigation echo signal obtained by the sequence was compared experimentally. As a result, it was confirmed that the navi-echo signal acquired between the end of the application of the IR pulse and before the execution of the gradient echo method was inferior in S / N to the navi-echo signal acquired before the application of the IR pulse.
  • the reason for this is that if the Navi-Echo signal is acquired after the completion of the IR pulse application and before the acquisition of the NMR signal by the gradient echo method,
  • the diaphragm navigation sequence is executed before the application of the IR pulse. It was to so. More specifically, within one cycle of the electrocardiogram, a diaphragm navigation sequence is executed after the timing of the R wave at which the size of the electrocardiogram waveform is the largest, followed by the application of an IR pulse and the subsequent gradient echo. The shooting sequence by was executed. This has made it possible to acquire navigation echo signals with high S / N.
  • FIG. 4 47 indicates application of an RF pulse
  • 48 indicates a gradient magnetic field applied in the X direction
  • 49 indicates a gradient magnetic field applied in the Y direction
  • 50 indicates a gradient magnetic field applied in the Z direction
  • 51 indicates a gradient magnetic field applied in the Z direction. It is a line showing a state of generation of an NMR signal.
  • 1001 is the first RF pulse applied at the flip angle ⁇
  • 1002 is the second pulse applied ⁇ / 2 after the first RF pulse
  • the waveforms shown at 48, 49, and 50 are It shows how the gradient magnetic field in the X, ⁇ , and ⁇ directions is applied for the amplitude and the elapsed time
  • 1003 shows the generated MR signal.
  • the phases of the two applied RF pulses are made different. More specifically, the phase was shifted by 180 degrees between the two 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 ⁇ , the second RF pulse is ⁇ , Reduce the flip angle of the pulse by -2). By satisfying all of these conditions, the signal strength of the navigation echo signal could be maximized.
  • FIG. 5 (a) shows an image obtained by the delayed contrast imaging method, in which 61 regions, 63 are regions excited by both the first RF pulse 1001 and the second RF pulse 1002, and 64 are the first regions.
  • the region where neither the first RF pulse 1001 nor the second RF pulse 1002 is applied is shown.
  • a region 61 excited by the first RF pulse 1001 and a region 62 excited by the second RF pulse 1002 are parallel to, but intersect with, the direction of the body axis, and are partially illustrated. Contains no diaphragm.
  • Fig. 5 (b) shows the maximum signal area in the image obtained by the delayed contrast imaging method when the diaphragm navigation combined delay imaging method is performed by changing the value of the flip angle ⁇ of the RF pulse.
  • the upper row shows the flip angle ⁇ of the RF pulse applied in the diaphragm navigation sequence
  • the second row from the upper row shows which area of the area 62 and the infarcted myocardium has the maximum signal intensity in delayed contrast imaging.
  • the lower column shows the S / N of the navigation echo signal. Is a symbol that indicates whether it is high or moderate.
  • the flip angle was 30 or 45 degrees
  • the signal strength of the infarcted myocardium, which was the object of diagnosis increased
  • the navi echo signal also increased.
  • the flip angle was 90 °
  • the signal intensity in the region 62 was high, and it was not possible to obtain sufficient contrast between the infarcted myocardium and the normal myocardium for the purpose of diagnosis.
  • We analyzed the cause as follows.
  • the signal intensity of the infarcted myocardium which is the lesion, is maximized due to the effect of the contrast agent, and the value of the delayed contrast image is the infarcted myocardium whose signal intensity is the maximum.
  • image data when expressing image data as digital data, the range of image data (0 to the maximum value) is converted to the range of digital data (for example, 0 to 65535 when expressed in 16 bits), so that the maximum The value (in this case, the value of the infarcted myocardium) is normalized so as to correspond to the maximum value of the digital data.
  • the diaphragm navigation sequence when executed prior to the imaging sequence, and when the flip angle in the diaphragm navigation sequence is 90 degrees, according to the experiment performed by the present inventors, the diaphragm navigation sequence
  • the area 62 to which the RF pulse was applied was the high signal area in the delayed contrast image obtained by the imaging sequence.
  • the signal intensity of the liver, fat, and the like was maximized.
  • the signal intensity of the entire delayed contrast image is standardized by the region 62 where the signal intensity is maximum, and sufficient contrast is obtained between the infarcted myocardium and the normal myocardium, which need to be relatively contrasted for diagnosis. I can no longer get it!
  • FIG. 6 the leftmost column 71 is a column indicating in which region in FIG. 5 (a) the longitudinal magnetic field is to be considered, and the second column 72 from the left is the diaphragm navigation sequence.
  • the third column 73 from the left is a column indicating whether to apply the second RF pulse in the diaphragm navigation sequence.
  • the fourth column 74 is a column indicating whether or not to apply an IR pulse, and the rightmost column 75 is a column This is a column showing how the size of the longitudinal magnetism after applying the pulse is! /.
  • a mark indicates that each RF pulse or IR pulse is applied, and a mark indicates that each RF pulse is present! / ⁇ indicates that no IR pulse is applied.
  • regions 61 to 63 are regions where the RF pulse for the diaphragm navigation sequence is applied, and region 61 is where the first RF pulse 1001 of 90 ° and the IR pulse are applied.
  • Region 62 is the region where the second RF pulse 1002 at 180 ° and the IR pulse are applied, and region 63 is the first RF pulse 1001 at 90 ° and the second RF pulse at 180 °. This is the area where the pulse 1002 and the IR pulse are applied.
  • a region 64 is a region where an RF pulse required in the diaphragm navigation sequence is not applied and an IR pulse is applied.
  • the longitudinal magnetic field after the application of the IR pulse is the first RF pulse 1001 of 90 ° and the second RF pulse of 180 ° in the diaphragm navigation sequence in the regions 61 and 63.
  • the force region 62 which is almost zero, is restored by the excitation of the second RF pulse 1002 at 180 ° and the IR pulse in the diaphragm navigation sequence, It turned out that Mz was the same as the initial value of Gyi-Dani.
  • FIG. 7 is a graph showing how the size of the longitudinal magnetic field changes with time after the application of the IR pulse.
  • the horizontal axis represents the elapsed time from the end of the application of the IR pulse
  • the vertical axis represents the size of the longitudinal magnetic field, which is standardized by the initial value Mz of the vertical magnetic field.
  • the graph shows how the longitudinal magnetization of the region 61, the region 62, the region 63, and the region 64 changes.
  • the symbol “ ⁇ ” indicates the size of the longitudinal magnetization of the normal myocardium.
  • the mark X indicates the size of the longitudinal muscles of the infarcted myocardium
  • the country mark indicates the size of the longitudinal muscles of fat
  • the symbol ⁇ indicates the size of the longitudinal muscles of the liver.
  • the vertical dotted line indicates that the gradient echo method is performed within 130 msec and 330 msec after the application of the IR pulse.
  • FIG. 7 it is shown that the size of the longitudinal magnetism becomes maximum in the region 62 when the gradient echo method is performed, which is consistent with the experimental result shown in FIG. 5 (b).
  • the image data of the region 62 is normalized as the maximum value of the digital data, sufficient contrast cannot be obtained between the normal myocardium and the infarcted myocardium, which need to obtain relatively sufficient contrast. It was shown from the discussion results.
  • the flip angle (the flip angle of the first RF panelless) was set to 60 degrees or less, for example, 30 degrees or 45 degrees. This makes it possible to properly image (image) the normal and infarcted myocardium with sufficient contrast, and it is also possible to acquire the navigation echo signal with sufficient S / N to detect the diaphragm position. It became. However, since the S / N of the navigation echo signal depends on the static magnetic field strength and the size of the diaphragm navigation area, the flip angle of the first RF pulse does not have to be 30 or 45 degrees, and the diaphragm can be used.
  • the second RF pulse is required to efficiently invert the transverse magnetization component generated by the first RF pulse.
  • the flip angle of the second RF pulse be twice the flip angle of the first RF pulse, and in the present embodiment, the flip angle is twice as large.
  • 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
  • the flip angle of the first RF pulse is Needless to say, it should be smaller than the flip angle of the RF panless.
  • the longitudinal magnetization of the region 62 is returned to its initial value by the application of the IR pulse, and the difference in contrast between the infarcted myocardium and the normal myocardium is prevented. Then, the longitudinal magnetic field excited by the first RF pulse and the second RF pulse is forcibly returned (flip back). That is, after acquiring the navigation echo signal, a third RF pulse in the opposite direction to the second RF pulse is applied to the area where the second RF pulse is applied, and the first RF pulse is applied to the area where the first RF pulse is applied. Apply a fourth RF pulse opposite to the RF pulse. For example, the first RF pulse is 90.
  • the third RF pulse is applied at -180 ° and the fourth RF pulse is applied at -90 °.
  • the first RF pulse is ⁇ ° and the second RF pulse is j8 °
  • the third RF pulse is ⁇ 13 °
  • the fourth RF pulse is ⁇ a °.
  • FIG. 8 A specific sequence diagram is shown in which 101 to 104 indicate the first to fourth RF pulses.
  • the time from when a diaphragm navigation sequence is executed to obtain a navigation echo signal to when an IR pulse is applied is externally input by an operator using a trackball or a mouse 31, a keyboard 32, or the like shown in FIG.
  • the longitudinal magnetization is returned to the initial value of the longitudinal magnetization as much as possible by longitudinal relaxation before applying the IR pulse in the imaging sequence. For example, increase the time interval of TN in Fig. 5.
  • the waiting time from obtaining the navigation echo signal to the application of the IR pulse is preferably such that the longitudinal magnetic field inverted by the IR pulse is half recovered. This time is equivalent to about 30% of the longitudinal relaxation time.
  • the value of the waiting time may be changed as needed.
  • the phases of the first and second RF pulses are made different, the magnitude of the second beam RF pulse is increased, and the IR pulse from the diaphragm navigation sequence is changed.
  • the application of the IR pulse does not have to be the application of the inversion pulse having the flip angle of 180 °, and the application of the presaturation pulse having the flip angle smaller than 180 ° is not required. To obtain the same effect.
  • the timing at which the pulse wave becomes stronger by the pulse wave meter It may be used as a reference, or a part of the blood vessel of the MRI image may be monitored, and the timing at which the pixel value changes rapidly may be used as a reference.
  • the operator can arbitrarily input the above-mentioned application timing and application intensity of the gradient magnetic field pulse and the RF pulse by using the trackball or the mouse 31 and the keyboard 32 shown in FIG. In accordance with that, the gradient pulse and RF pulse should be controlled by the sequencer 6!
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a sequence diagram of a delayed contrast radiography with diaphragm navigation according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing a gradient echo sequence.
  • FIG. 4 is a diagram showing only a sequence diagram of a diaphragm navigation sequence in a sequence of a delay contrast imaging method using a diaphragm navigation according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 (a) is an image obtained by the delayed contrast imaging method
  • FIG. 5 (b) is a diagram showing an experimental result obtained by changing the value of oc.
  • FIG. 6 is a diagram for examining a change in the size of longitudinal magnetism in each region of FIG. 5 (a).
  • FIG. 7 is a graph showing how the size of longitudinal magnetic field changes with time after application of an IR pulse.
  • FIG. 8 In Example 3 of the present invention! And four RF pulses It is a figure showing an example of applying.

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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。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び方法
技術分野
[0001] 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。
背景技術
[0002] 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。
[0003] 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ェ コ一法等で 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。 )o
非特許文献 1： Radiology 2001;218:215-223
[0004] 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。 )o
特許文献 1：米国特許 4937526号公報
[0005] し力しながら、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 ヽな ヽ。
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 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ぉ ヽて、磁場の印加手順等を最適化した磁気共鳴ィメー ジング装置及び方法を提供することである。
課題を解決するための手段
[0007] 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。
[0008] 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 ヽ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ユレ一シヨンパルスを印加することを特徴として いる。
これによつて、前記被検体の組織による縦緩和時間の違 、を強調させることができ る。
[0009] 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 二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。
これによつて、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。
[0010] 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 -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ェ 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。 これによつて、前記体動モニターシーケンスがより具体ィ匕される。
[0011] 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。
これによつて、前記エコー信号の発生するようになる。
[0012] 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。
これによつて、前記エコー信号の発生が大きくなる。
[0013] 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！/ヽる。
これによつて、前記エコー信号の発生が更に大きくなる。
[0014] また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ま U、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！/ヽる。
これによつて、前記エコー信号の発生が更に大きくなる。
[0015] 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。
これによつて、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。
[0016] 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 ユ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 、る。
これによつて、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。
[0017] 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 ユタシーケンスを実行してエコー信号を得て力 前記プレサチユレーシヨンシーケン 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。
これによつて、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。
[0018] また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の望ま U、実施例によれば、前記プレサ チユレーシヨンパルスは、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。
これによつて、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。
[0019] 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 二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つ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 、る。
これによつて、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。
[0020] 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 二ターシーケンスは、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。
これによつて、呼吸動に伴うアーチファクトを低減できる。
[0021] 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。 これによつて、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。
[0022] 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 一ケンスは、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。
これによつて、磁気共鳴画像を生成することができる。
[0023] 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 二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。
これによつて、磁気共鳴画像を生成することができる。
[0024] 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 ヽ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。
これによつて、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。
[0025] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、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 ヽ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ユレ一シヨンパルスを印加することを特徴として いる。
これによつて、前記被検体の組織による縦緩和時間の違 、を強調するための方法 がより具体化される。
[0026] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、実施例によれば、前記体動モ 二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。
これによつて、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。 [0027] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、実施例によれば、前記体動モ -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ェ 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。 これによつて、前記体動モニタシーケンスがより具体ィ匕される。
[0028] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、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。 これによつて、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。
[0029] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、実施例によれば、前記体動モ ユ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 、る。
これによつて、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。
[0030] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の望ま U、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。 これによつて、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。
発明の効果
[0031] 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!ヽて、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。
発明を実施するための最良の形態
[0032] 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。
[0033] 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力もなる。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
[0034] 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、 Ζ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。
[0035] 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。
[0036] 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 l9とから成る。送信用の高周波磁場照射コイル 15力も照射された電磁波 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 l9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。
[0037] 信号処理系 5は、 CPU7と、記憶装置 20と、操作部 30と力 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プラムやその実行 にお 、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 一ボード 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 、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。
[0038] 制御系は、 CPU7とシーケンサ 6と力も成り、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。
実施例 1
[0039] 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 一シーケンスで被検体の呼吸動を検出しながら、造影剤投与カゝ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ェコ 一法等力も成る。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力 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ィンドウである。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 力 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; ί! ^立前に、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 ΤΝ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、ダラは図 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 採用する力破棄するかを示した記号である。
[0040] 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ェ コ一法による 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一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ィ匕が反転され、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ィ匕成分が、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。
[0041] 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 一ケンスを実行し、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。
実施例 2
[0042] 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 ΤΕ/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、 Υ方向、 Ζ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。
[0043] 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- 2 ひとする。 )。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。
[0044] 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、遅延造影撮影法にぉ ヽて得られた画 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つたかを示した 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パルスのフリツ 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、中程度であるかを〇及び で示した記号である。この表によれば、フリツ 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力つた。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力つた。この原因について、本発明者らは次のとおり解析 した。
[0045] 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ィ匕される。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。
[0046] 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ひが 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。
[0047] 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!/ヽた。
[0048] この現象を、本発明者らは更にフリップ角力 の場合に、図 5(a)における各領域 の縦磁ィ匕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ィ匕を検討する 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 パルスを印加する力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 一ケンスにおける第 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ィ匕の大きさがどのようになって!/、るかを示す欄である。図中〇 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!/ヽ は IRパルスが印加しな 、ことを示す。
[0049] 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ィ匕は、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力 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、縦磁ィ匕の初期値と同じ Mzになることがわ力つた。
[0050] 更に、 IRパルス印加後時間と共に、縦磁ィ匕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、縦軸は縦磁ィ匕の大きさであり、縦磁ィ匕の初期値 Mzで規格ィ匕したものである。 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、その中で〇印は正常心筋の縦磁ィ匕の大きさを示し、 X印は 梗塞心筋の縦磁ィ匕の大きさを示し、國印は脂肪の縦磁ィ匕の大きさを示し、▲印は肝 臓の縦磁ィ匕の大きさを示す。また、縦に引かれた点線は、 IRパルスの印加後 130msec 力 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ィ匕の大きさが領域 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。
[0051] 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パノレスのフリップ角)を 60度以下で、例えば 30度あるいは 45度とし た。このこと〖こより、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度でなくても良ぐ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度より小さぐ第 2の RFパルスのフリップ 角は 0度より大きく 180度より小さぐ第 1の RFパノレスのフリップ角は第 2の RFパノレスの フリップ角より小さければ良 、ことは言うまでもな 、。
実施例 3
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パルスの印加によつ 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 がっ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ィ匕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 j8 ° の場合には、第 3の RFパルスは- 13 ° で第 4の RFパルスは- a ° である。具体的なシ 一ケンス図は、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ィ匕を強制的に 戻せるので、 IRパルスにより全領域の縦磁ィ匕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ぐ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。
実施例 4
[0053] 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、なるべく縦磁ィ匕の初期値に戻す。例えば、図 5〖こおける 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、 縦磁ィ匕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 トの差がつ力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つ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ィ匕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。
[0054] 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ぐ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。
[0055] また、横隔膜ナビシーケンスにお 、て、第 1及び第 2の RFパルスの位相を異ならせ ること、第はり第 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。
[0056] 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ぐフリ ップ角が 180° より小さいプリサチユレーシヨンパルスの印加によりプリサチユレーショ 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波力 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 、。
[0057] 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!、。
図面の簡単な説明
[0058] [図 1]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 2]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。
[図 3]グラディエントエコーシーケンスを示す図である。
[図 4]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。
[図 5](a)は遅延造影撮影法において得られる画像、（b)は ocの値を変更して行った実 験結果を表す図である。
[図 6]図 5(a)の各領域の縦磁ィ匕の大きさの変化を検討するための図である。
[図 7]IRパルス印加後時間と共に、縦磁ィ匕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。
[図 8]本発明の実施例 3にお!/、て、
Figure imgf000017_0001
、て 4つの RFパルスを 印加する例を示す図である。

Claims

請求の範囲
[1] 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。
[2] 前記被検体の組織による縦緩和時間の違!ヽ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ユレーシヨ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。
[3] 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。
[4] 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のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
[5] 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。
[6] 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。
[7] 前記第 1の RFパノレスのフリップ角より前記第 2の RFパノレ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。
[8] 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。
[9] 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のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
[10] 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ィヒ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。
[11] 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力 前記プレサチユレ一シ ヨ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。
[12] 前記プレサチユレ一シヨンパノレスは、フリップ角が 180° である IRパノレスであることを 特徴とする請求項 2〜 11のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
[13] 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つている隣 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のいずれ力 1つに記載の 磁気共鳴イメージング装置。
[14] 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。
[15] 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のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴ィ メージング装置。
[16] 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。
[17] 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つて繰り返され、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。
[18] 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。
[19] 前記被検体の組織による縦緩和時間の違！ヽ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ユレーシヨ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。
[20] 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。
[21] 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のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。
[22] 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。
[23] 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ィヒ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。
[24] 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のいずれ力 1つに記載の磁気共鳴イメージング方法。
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