JP2001149340A - Mri device and relaxation time measuring method of spin - Google Patents

Mri device and relaxation time measuring method of spin

Info

Publication number
JP2001149340A
JP2001149340A JP33872399A JP33872399A JP2001149340A JP 2001149340 A JP2001149340 A JP 2001149340A JP 33872399 A JP33872399 A JP 33872399A JP 33872399 A JP33872399 A JP 33872399A JP 2001149340 A JP2001149340 A JP 2001149340A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
time
relaxation time
image data
mri apparatus
scan
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP33872399A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP4316078B2 (en
Inventor
Mitsue Miyazaki
美津恵 宮崎
Original Assignee
Toshiba Corp
株式会社東芝
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, 株式会社東芝 filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP33872399A priority Critical patent/JP4316078B2/en
Publication of JP2001149340A publication Critical patent/JP2001149340A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP4316078B2 publication Critical patent/JP4316078B2/en
Application status is Active legal-status Critical
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To easily measure T1 time and T2 time of a lesion part causing bleeding and a thrombus in a short time without administering a contrast medium. SOLUTION: These device and method are provided with a gathering means for gathering image data on plural frames by performing a measuring dynamic scan plural times on the basis of a pulse sequence while changing a value of a physical quantity (for example, reversing time TI and effective echo time TEeff) related to behavior of a spin by using the same slice as a scan parameter and a measuring means for automatically measuring relaxation time (longitudinal relaxation time T1 and traverse relaxation time T2) of the spin from the image data on these plural frames. The pulse sequence is composed of a pulse train of a single shot type on the basis of, for example, an FASE method and an EPI method. The measuring means arithmetically operates the relaxation time from an inclination of a straight line, for example, when taking a natural logarithmic value of a signal value of a desired part of gathered respective images as the axis of ordinate and a physical quantity value (for example, the reversing time TI and the effective echo time TEeff) as the axis of abscissa.

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内のスピン(原子核スピン)の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用いることなく、血管系疾患部位のT1(縦緩和)時間及びT2(横緩和)時間を簡単に測定することができるMR BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to a magnetic resonance imaging for imaging the interior based on the magnetic resonance phenomenon of spins within the subject (nuclear spin), without using a contrast medium, vascular disease site MR which can be easily measured T1 (longitudinal relaxation) time and T2 (transverse relaxation) time
I(磁気共鳴イメージング)装置及びMRイメージング方法に関する。 I (magnetic resonance imaging) to an apparatus and MR imaging method.

【0002】 [0002]

【従来の技術】磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するMR信号から画像を再構成する撮像法である。 Magnetic resonance imaging is magnetically exciting nuclear spin of an object set in a static magnetic field in the high-frequency signal of its Larmor frequency, reconstructing an image from MR signals generated due to the excitation it is an imaging method that.

【0003】この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うMRアンギオグラフィが行われ始めている。 [0003] In the field of magnetic resonance imaging, when obtaining a blood flow image of lung or abdomen, Clinically, MR angiography performing angiography by administering a contrast agent into the subject is started performed. しかし、この造影MRアンギオグラフィ法は、造影剤を投与することから侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的、体力的な負担が大きい。 However, this contrast MR angiography method, the contrast agent is required invasive treatment from the administration of, first and foremost, mental patient, the greater the physical burden. また、検査コストも高い。 In addition, the inspection cost is also high. さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。 Further, in some such patients constitution may not be administered a contrast agent.

【0004】造影剤を投与できない又は投与しない場合、それに代わる手法として、タイム・オブ・フライト(time−of−flight:TOF)法、位相コントラスト(phase contrast:PC)法などが知られている。 [0004] If you do not want to not be administered or administration of the contrast agent, as a method to replace it, time-of-flight (time-of-flight: TOF) method, phase contrast (phase contrast: PC) method, or the like are known.

【0005】この内、タイム・オブ・フライト法及び位相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する手法である。 [0005] Of these, time-of-flight method and phase contrast method is a method of use of the effect of the flow, such as blood flow. 流れの効果は移動するスピンが有する2つの性質のいずれかによって起こる。 The effect of the flow is caused by one of two properties including a spin to be moved. 1つは、スピンが単純に位置を移動させることで、2つ目は、傾斜磁場の中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相シフトに依る。 One spin by moving the simple position, the second is due to the phase shift of the transverse magnetization generated by the spin moves in the gradient field. この内、前者の位置移動に基づく手法がT Of these, approach based on position movement of the former T
OF法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相コントラスト法である。 An OF methods, methods based on the latter of the phase shift is a phase contrast method.

【0006】 [0006]

【発明が解決しようとする課題】ところで、例えば腫瘍等の病巣部に出血があったり、血栓化が進む場合、病巣部の進行過程(ステージ)に依存してその血液の性質(粘度など)が変化し、これに応じて血液のT1時間及びT2時間も変化することが知られている。 [SUMMARY OF THE INVENTION Incidentally, for example, or have bleeding lesions, such as tumors, if the thrombosis progresses, the nature of the progression (stage) in dependence to the blood lesions (viscosity, etc.) changes, it is known to change the T1 time and the T2 time of blood accordingly. このため、 For this reason,
血液のT1時間及びT2時間が分かると、反対に、病巣部の進行状態も推定することが可能になる。 If the T1 time and the T2 time of blood can be seen, on the contrary, the progress of the lesion it becomes possible to estimate.

【0007】また、腫瘍の周りに出血がある場合など、 [0007] In addition, such as when there is bleeding around the tumor,
通常の方法でT1強調画像やT2強調画像を撮像しても、出血部位のT1時間やT2時間の値が変化しているので、腫瘍と出血の領域とを明瞭に区別した描出は相当に困難である。 Even by imaging the T1-weighted images and T2-weighted images in the normal way, the value of the T1 time and the T2 time of the bleeding site has changed, rendering that clearly distinguish between tumor and bleeding region is considerably difficult it is. この場合も、病巣部の進行に応じて変化しているかもしれないT1時間やT2時間の値を正確に知り得ていれば、効果的なT1強調画像やT2強調画像を撮像して病巣部と出血の領域を明瞭に区別させた画像を得ることができ、診断に役立てることができる筈である。 Again, if the value of the T1 time and the T2 time that might have changed in accordance with progress of the lesion obtained know exactly, lesion by imaging an effective T1-weighted images and T2-weighted images image was clearly distinguished bleeding area and can be obtained, should that can help diagnose.

【0008】しかしながら、前述した従来の血流描出の撮像法によれば、造影剤を使用しなくても済むものの、 However, according to the imaging method of a conventional blood flow visualization described above, although it is not necessary to use the contrast agent,
出血、血栓などを伴う血管系疾患の病巣部のT1時間やT2時間を簡単に且つ短時間で計測したり、そのような病巣部の状態を把握するための具体的な画像化手法は未だ提案されていなかった。 Bleeding, specific imaging technique for grasping or measured simply and quickly T1 time and the T2 time of lesion of vascular disease such as with thrombus, the state of such lesions is still proposed It had not been.

【0009】本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、その第1の目的は、造影剤を投与することなく、出血、血栓などを伴う病巣部のT1時間やT2時間を簡単に且つ短時間で計測できるようにすることである。 [0009] The present invention has been made to break the current state of the prior art, as its first object, without administering a contrast medium, bleeding, T1 hour lesion with like thrombus and it is to allow the measurement simply and in a short time T2 time.

【0010】本発明の第2の目的は、造影剤を投与することなく、出血、血栓などを伴う病巣部のT1時間やT A second object of the present invention, without the administration of contrast medium, bleeding, T1 hour and T of the lesion with like thrombus
2時間を簡単に且つ短時間で計測し、この計測結果を的確に反映させた病巣部のT1強調画像やT2強調画像を得ることができ、これにより、腫瘍などの病巣部とその周辺の出血部分とをコントラストで差別化し、それらの境界を明瞭に区別した画像を提供することである。 2 hours measured easily and in a short time, the measurement results can be obtained T1-weighted images and T2-weighted images of the lesion portion is accurately reflected, thereby, bleeding and surrounding lesion such as a tumor a partially differentiated by contrast, is to provide a distinction between images and their boundaries clearly.

【0011】 [0011]

【課題を解決するための手段】上述した第1の目的を達成するため、本発明のMRI装置は、被検体のスキャン部位の同一スライスを、スキャンパラメータとしてのスピンの挙動に関わる物理量の値を変更しながら、パルスシーケンスに基づく計測用スキャンを複数回実行して複数フレームの画像データを収集する収集手段と、この複数フレームの画像データから前記スピンの緩和時間を自動的に計測する計測手段とを備えたことを特徴とする。 To achieve the first object mentioned above SUMMARY OF THE INVENTION, MRI apparatus of the present invention, the same slice of the scan region of the subject, the value of the physical quantity related to the spin behavior of the scan parameters while changing, collecting means for collecting image data of a plurality of frames measuring scanning based on the pulse sequence running several times, and measuring means for automatically measuring the spin relaxation time from the image data of the plurality of frames characterized by comprising a.

【0012】このため、収集手段によって、スキャン部位の同一スライスが、例えばFASE法といったシングルショットタイプのパルスシーケンスを用い、例えば反転時間TIや実効エコー時間TE effといったスピン挙動関連の物理量の値をショット毎に変えながら、ダイナミックにスキャンされる。 [0012] Shot Therefore, the collecting means, the same slice of the scan sites, for example, using a single-shot type of pulse sequence such FASE method, for example, such as the inversion time TI and the effective echo time TE eff values of the spin behavior related physical quantity while changing in each, it is scanned to dynamic. この結果、互いに異なる値を有するスピン挙動関連の物理量を反映させた複数枚分の画像データが収集される。 As a result, image data of a plurality of sheets that reflects the spin behavior related physical quantity is collected with different values. そこで、計測手段によって、例えば、画像データの所望位置の画素が呈する信号値が画像毎に求められ、この複数の信号値と画像データ収集時の複数個の物理量値とを自然対数演算で対応させることにより、縦緩和時間T1や横緩和時間T2が演算される。 Therefore, the measurement means, for example, the signal values ​​of pixels of a desired position of the image data exhibits is obtained for each image, to correspond to a plurality of physical quantity values ​​at the plurality of signal values ​​and the image data collected by the natural log calculation by longitudinal relaxation time T1 and transverse relaxation time T2 is calculated.

【0013】このように、1回の撮像で複数枚の画像を得るので、撮像時間に短時間で済み、且つ、比較的簡単な演算処理により、緩和時間を提供することができる。 [0013] Thus, since obtaining a plurality of images in one imaging, it requires only short time imaging time, and, by a relatively simple calculation process, it is possible to provide a relaxation time.
したがって、血管系疾患部のT1時間やT2時間を簡単に且つ迅速に計測することができる。 Therefore, it is possible to easily and quickly measure the T1 time and the T2 time of vascular disease unit. このため、疾患部(例えば瘤など)で病状進行のステージに伴ってT1時間やT2時間が変化する血栓化などが進んでいる場合であっても、それらの緩和時間から疾患部の病状進行の程度を推定することも容易になる。 Therefore, even when the disease portion (e.g., aneurysm, etc.) along with the stage of disease progression T1 time and the T2 time is advanced and thrombosis varying, the disease progression of the disease part from their relaxation time it becomes easy to estimate the extent.

【0014】また、第2の目的を達成するため、本発明のMRI装置は、上述した構成にさらに、前記計測手段により計測された緩和時間に基づき前記スキャン部位の撮像を行う撮像手段を備えたことを特徴とする。 [0014] To achieve the second object, MRI apparatus of the present invention, further to the aforementioned configuration, including an imaging means for imaging of the scan region based on the relaxation time measured by the measuring means it is characterized in.

【0015】これにより、撮像手段は、計測したT1時間やT2時間に合った撮像条件での撮像を行うことができるので、緩和時間の計測部位の描出能が上がる。 [0015] Thus, imaging means, it is possible to perform the imaging in suits imaging conditions to the T1 time and the T2 time measured, the capability of visualizing sites of measurement relaxation time increases. したがって、計測部位を血管疾患の病巣部に設定することで、その周囲の出血部位との間にコントラストが付けられるので、病巣部と出血部位との間の境界が明瞭に表示され、診断への寄与大となる。 Therefore, the measurement region by setting the lesion of the vascular disease, the contrast is attached between the bleeding site of the surrounding, the boundary between the lesion and the bleeding site is clearly displayed, the Diagnostic the contribution large.

【0016】上述したMRI装置の2つの態様に対する具体的な構成は、以下のように提供される。 The specific configuration for the two aspects of the above-described MRI apparatus is provided as follows.

【0017】例えば、前記緩和時間は縦緩和時間T1又は横緩和時間T2である。 [0017] For example, the relaxation time is the longitudinal relaxation time T1 or transverse relaxation time T2.

【0018】また例えば、前記パルスシーケンスは、F [0018] For example, the pulse sequence, F
ASE(Fast Asymmetric SE)法又はEPI(エコープラナーイメージング)法を含むシングルショットタイプのパルス列である。 Is ASE (Fast Asymmetric SE) method or EPI single shot type of pulse train containing (echo planar imaging) method.

【0019】好適には、前記パルスシーケンスはインバージョンパルスを用いたパルスシーケンスであり、前記物理量は前記インバージョンパルスによる反転時間TI [0019] Preferably, the pulse sequence is a pulse sequence using the inversion pulse, the physical quantity is the inversion pulse by inversion time TI
であり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T1である。 , And the and the relaxation time is the longitudinal relaxation time T1. また、前記物理量は実効エコー時間TE effであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T2であってもよい。 Further, the physical quantity is the effective echo time TE eff, and the relaxation time may be a longitudinal relaxation time T2. さらに、前記物理量はエコー間隔ETSであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T2であってもよい。 Further, the physical quantity is the echo spacing ETS, and the relaxation time may be a longitudinal relaxation time T2. さらに、前記物理量は繰返し時間TRであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T1であってもよい。 Further, the physical quantity is the repetition time TR, and the relaxation time may be a longitudinal relaxation time T1.

【0020】また、前記収集手段は、前記被検体の心時相を表す信号を検出する時相検出手段と、この時相検出手段により検出された信号の中の参照波に対する同期タイミングを前記スキャン部位の対象が最適に描出される値に決めるタイミング決定手段と、このタイミング決定手段により決定された同期タイミングで前記計測用スキャンを実行させる実行指令手段とを備えることもできる。 Further, the collector means, the a phase detection means when detecting a signal representing a subject of the cardiac phase, wherein the scan synchronization timing with respect to the reference wave in the signal detected by the time phase detecting means and timing determination means for determining the value portion of the target is optimally depicted, may be provided with an execution instruction means to execute the measurement for scanning in a synchronous timing determined by the timing determining means. この場合、例えば、前記心時相を表す信号はECG In this case, for example, a signal representing the cardiac temporal phases ECG
(心電図)信号であり、前記参照波はそのECG信号のR波であり、且つ、前記同期タイミングはそのR波からの遅延時間である。 A (electrocardiogram) signal, the reference wave is the R-wave of the ECG signal, and the synchronization timing is the delay time from the R-wave.

【0021】さらに、上述した各構成において、前記計測手段は、前記複数フレームの画像データの内の少なくとも1つのフレームの画像データを画像として表示する表示手段と、前記画像上の所望位置にROI(関心領域)を設定する設定手段と、前記複数フレームの画像データ夫々について前記ROIの位置に関連する画素の信号値を演算する信号値演算手段と、前記複数フレームの画像データ夫々に対して演算される前記信号値と当該複数フレームの画像データ夫々を収集するときに用いた前記物理量の値との対応関係から前記緩和時間を演算する緩和時間演算手段とを備えることが望ましい。 Furthermore, in each of the aforementioned configuration, the measuring means includes display means for displaying the image data of at least one frame of the image data of the plurality of frames as an image, ROI to a desired position on the image ( setting means for setting a region of interest), the plurality frame image data respectively signal value calculating means for calculating a signal value of the pixel associated with the position of the ROI for the, is computed for s image data each of said plurality of frames it is desirable that that the correspondence between the physical quantity of values ​​used when acquiring image data each of the signal values ​​and the plurality of frames and a relaxation time calculating means for calculating the relaxation time.

【0022】さらに、上述した各構成において、前記収集手段は、前記物理量の種類及びその物理量の変化させる値の内の少なくとも一方をオペレータが事前に設定可能な物理量設定手段を備えることが望ましい。 Furthermore, in each of the aforementioned configuration, the collection means, it is desirable to provide the physical quantity of the type and physical quantity setting means capable of setting the operator in advance at least one of alters the value of the physical quantity.

【0023】一方、本発明の別の態様として、スピンの緩和時間計測方法が提供される。 On the other hand, as another aspect of the present invention, relaxation time measuring method of spin is provided. この方法は、被検体のスキャン部位の同一スライスを、スキャンパラメータとしてのスピンの挙動に関わる物理量の値を変更しながら、パルスシーケンスに基づく計測用スキャンを複数回実行して複数フレームの画像データを収集し、この複数フレームの画像データから前記スピンの緩和時間を自動的に計測することを特徴とする。 This method, the same slice of the scan region of a subject while changing the value of the physical quantity related to the behavior of the spin as scan parameters, the measurement scan based on the pulse sequence by executing a plurality of times image data of a plurality of frames collected, characterized by automatically measuring the spin relaxation time from the image data of the plurality of frames.

【0024】この計測方法によっても、前述した基本構成のMRI装置の場合と同等な作用効果が得られる。 [0024] With this measurement method, similar effects as the case of the MRI apparatus of the basic configuration described above can be obtained.

【0025】この計測方法は、さらなる具体的な特徴として、前記計測用スキャンを前記被検体のECG信号のR波に同期して所定R−R期間毎に複数回実行することを特徴とする。 [0025] The measuring method is, as a further specific feature, and executes a plurality of times in synchronization with the measurement scan R-wave of the ECG signal of the subject at predetermined R-R interval. また、前記R波に対する同期タイミングを、事前に準備用スキャンを行って得た画像から最適値に定めるようにしてもよい。 Further, the synchronization timing for the R-wave, or may be from a pre-image obtained by performing the preparation scan to determine an optimum value.

【0026】また例えば、前記パルスシーケンスはシングルショットタイプのパルス列で成り、前記緩和時間は縦緩和時間T1又は横緩和時間T2であり、前記物理量は前記パルスシーケンスに関する反転時間TI、実効エコー時間TEeff、エコー間隔ETS、及び繰返し時間TRのうちの1つである。 [0026] For example, the pulse sequence comprises a single shot type pulse train, the relaxation time is the longitudinal relaxation time T1 or transverse relaxation time T2, the physical quantity is the inversion time TI for said pulse sequence, the effective echo time TEeff, echo spacing ETS, and it is one of a repetition time TR.

【0027】さらに、前記複数フレームの画像データの内の少なくとも1つのフレームの画像データを画像として表示し、この画像上の所望位置にROI(関心領域) Furthermore, the multi-frame image data of at least one frame of the image data of displayed as an image, ROI to a desired position on the image (region of interest)
を設定し、前記複数フレームの画像データ夫々について前記ROIの位置に関連する画素の信号値を演算し、前記複数フレームの画像データ夫々に対して演算される前記信号値と当該複数フレームの画像データ夫々を収集するときに用いた前記物理量の値との対応関係から前記緩和時間を演算するようにしてもよい。 Set the image data of the plurality of frames for the image data respectively calculates the signal values ​​of the pixels associated with the location of the ROI of the signal value and the plurality of frames is calculated with respect to s image data each of said plurality of frames it may be calculated the relaxation time from corresponding relation between the value of the physical quantity used when collecting respectively.

【0028】 [0028]

【発明の実施の形態】以下、本発明に係る実施の形態を説明する。 BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION Hereinafter, exemplary embodiments will be described according to the present invention.

【0029】(第1の実施の形態)第1の実施の形態を、図1〜図11を参照して説明する。 [0029] The First Embodiment The first embodiment will be described with reference to Figs.

【0030】この実施形態にかかるMRI(磁気共鳴イメージング)装置の概略構成を図1に示す。 [0030] shows a schematic configuration of an MRI (Magnetic Resonance Imaging) apparatus in this embodiment in FIG.

【0031】このMRI装置は、被検体Pを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Pの心時相を表す信号としてのECG信号を計測する心電計測部とを備えている。 The transceiver The MRI apparatus for transmitting and receiving a bed portion on which a patient P, a static magnetic field generating unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating portion for appending positional information to the static magnetic field, a high-frequency signal and part is provided with a control and calculation unit responsible for control of the whole system and for image reconstruction, the electrocardiogram measuring unit for measuring an ECG signal as a signal representative of the cardiac phase of the subject P.

【0032】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石1と、この磁石1に電流を供給する静磁場電源2とを備え、被検体Pが遊挿される円筒状の開口部(診断用空間)の軸方向(Z軸方向)に静磁場H を発生させる。 The static magnetic field generating unit, for example, a magnet 1 of a superconducting type, and a static power supply 2 for supplying a current to the magnet 1, a cylindrical opening in which the subject P is loosely inserted (diagnostic space) the axial direction (Z axis direction) to generate a static magnetic field H 0.
なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられている。 Incidentally, a shim coil 14 is provided to the magnet unit. このシムコイル14には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源15から静磁場均一化のための電流が供給される。 This shim coils 14 under the control of a host computer to be described later, the current used to homogenize a static magnetic field is supplied from a shim coil power supply 15. 寝台部は、被検体Pを載せた天板を磁石1の開口部に退避可能に挿入できる。 Bed unit may be retractably inserting the top board on which the subject P to the opening of the magnet 1.

【0033】傾斜磁場発生部は、磁石1に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット3を備える。 The gradient magnetic field generating unit includes a gradient coil unit 3 incorporated in the magnet 1. この傾斜磁場コイルユニット3は、互いに直交するX軸方向、Y軸方向及びZ軸方向の傾斜磁場を発生させるための3組(種類) The gradient coil unit 3, X-axis direction, three pairs for generating gradient magnetic fields in the Y-axis direction and the Z-axis direction orthogonal to each other (type)
のx,y,zコイル3x〜3zを備える。 Comprising the x, y, and z coils 3X~3z. 傾斜磁場部はまた、x,y,zコイル3x〜3zに電流を供給する傾斜磁場電源4を備える。 Gradient portion also includes x, y, a gradient power supply 4 for supplying currents to the z coil 3X~3z. この傾斜磁場電源4は、後述するシーケンサ5の制御のもとで、x,y,zコイル3x The gradient power supply 4, under the control of a sequencer 5 described later, x, y, z coils 3x
〜3zに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。 Supplying a pulse current for generating a gradient magnetic field to ~3Z.

【0034】傾斜磁場電源4からx,y,zコイル3x [0034] x from the gradient power supply 4, y, z coils 3x
〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、 By controlling the pulse current supplied to ~3Z,
物理軸である3軸(X軸,Y軸,Z軸)方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場G 、位相エンコード方向傾斜磁場G 、および読出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場G から成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。 A physical axis 3 axes (X axis, Y axis, Z axis) by combining the gradient magnetic field direction, a slice magnetic gradient G S orthogonal to each other, the phase-encoding direction gradient magnetic field G E, and readout direction (frequency encode direction ) logic axial consisting gradient G R can be arbitrarily set and changed. スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場H に重畳される。 Slice direction, phase encoding direction, and gradient magnetic fields in the readout direction are superimposed on the static magnetic field H 0.

【0035】送受信部は、磁石1内の撮影空間にて被検体Pの近傍に配設されるRFコイル7と、このコイル7 The transceiver unit includes an RF coil 7 located in the vicinity of the object P in the scanning space inside the magnet 1, the coil 7
に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。 Provided connected to a transmitter 8T and receiver 8R in. この送信器8T及び受信器8Rは、後述するシーケンサ5 The transmitter 8T and the receiver 8R are, sequencer 5 described later
の制御のもとで動作する。 Operating under the control of. 送信器8Tは、核磁気共鳴(NMR)を励起させるためのラーモア周波数のRF電流パルスをRFコイル7に供給する。 The transmitter 8T supplies the RF current pulses of the Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) to the RF coil 7. 受信器8Rは、R The receiver 8R is, R
Fコイル7が受信したMR信号(高周波信号)を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、A/D変換してMR信号のデジタルデータ(原データ)を生成する。 F coil 7 captures the MR signal received (high-frequency signal), this pre-amplification, intermediate frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, after performing various kinds of signal processing, such as filtering and A / D conversion generating a digital data (raw data) of the MR signal.

【0036】さらに、制御・演算部は、シーケンサ(シーケンスコントローラとも呼ばれる)5、ホスト計算機6、演算ユニット10、記憶ユニット11、表示器1 Furthermore, control and operation unit (also referred to as sequence controller) sequencer 5, host computer 6, calculator 10, storage unit 11, the display 1
2、入力器13、及び音声発生器16を備える。 2, an input device 13 and the voice generator 16. この内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順(図示せず)により、シーケンサ5にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。 Among them, the host computer 6 by the stored software instructions (not shown), as well as commanding the pulse sequence information to the sequencer 5, has a function that controls the operation of the entire apparatus.

【0037】このMRI装置は、予め選択した値の同期タイミング(心時相)に基づく心電同期法に拠るスキャンを実行可能なことを特徴の1つとしている。 [0037] The MRI apparatus is in one aspect the viable scan by cardiac synchronization method based on the synchronization timing of the pre-selected value (cardiac phase). ホスト計算機6は、図2に示すように、予め同期タイミング(R The host computer 6, as shown in FIG. 2, pre synchronization timing (R
波からの遅延時間)を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備用スキャン(以下、ECG−pre Preparation scan to execute the preparatory pulse sequence for determining the delay time) from the wave (hereinafter, ECG-pre
pスキャンという)、その同期タイミングに基づいて行う心電同期法に拠る計測用ダイナミックスキャン、及び、その同期タイミングに基づいて行う心電同期法法に拠るイメージング用スキャン(以下、イメージングスキャンという)を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。 That p scan), cardiac synchronization method depends measuring dynamic scan performed on the basis of the synchronization timing, and cardiac synchronization method method depends scan imaging performed based on the synchronization timing (hereinafter, referred to imaging scan) , carried out in executing the main program (not shown). イメージングスキャンは、計測用ダイナミックスキャンを通して計測された縦緩和時間T1又は横緩和時間T2の測定結果を反映させて実行される。 Imaging scan is performed to reflect the measurement results of the time the longitudinal relaxation which is measured through the measurement dynamic scan T1 or transverse relaxation time T2.

【0038】なお、場合によっては、イメージングスキャンまで実施せずに、計測用ダイナミックスキャンでスキャンを終えて、このスキャン結果の画像データから後述する縦緩和時間や横緩和時間を計測することもできる。 It should be noted, in some cases, without performing up imaging scan, finishing scanning in measuring dynamic scanning, it is also possible to measure the longitudinal relaxation time and the transverse relaxation time, which will be described later, from the image data of the scan results.

【0039】ECG−prepスキャンの実行ルーチンの一例を図3に、心電同期法拠る計測用ダイナミックスキャンの実行ルーチンの一例を図6、7にそれぞれに示す。 [0039] An example of the execution routine for ECG-prep scan in FIG. 3, respectively shown in an example of the execution routine for ECG-gating technique depends measuring dynamic scan in FIGS.

【0040】このようにECG−prepスキャンによって心電同期の最適な同期タイミングを決め、この心電同期タイミングでその後のエコーデータ収集のスキャンを行うことで、血流を確実に捕捉でき、かつ、心臓から吐出されたフレッシュな血液を常にスキャンすることができる。 [0040] In this way determine the optimum synchronization timing of the ECG gating by ECG-prep scan, by performing the scanning of the subsequent echo data collected in this cardiac synchronization timing can be reliably caught blood flow, and, it is possible to always scan the fresh blood ejected from the heart.

【0041】シーケンサ5は、CPUおよびメモリを備えており、ホスト計算機6から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源4、送信器8T、受信器8Rの動作を制御するとともに、受信器8Rが出力したMR信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット10に転送するように構成されている。 [0041] The sequencer 5 includes a CPU and memories, stores pulse sequence information sent from the host computer 6, the gradient power supply 4, transmitter 8T, controls the operation of the receiver 8R as well as, once the input digital data of the MR signal receiver 8R is output, and is configured to forward it to the arithmetic unit 10. ここで、パルスシーケンス情報とは、 Here, the pulse sequence information,
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、 Gradient power supply 4 according to a series of pulse sequences,
送信器8Tおよび受信器8Rを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばx,y,zコイル3x〜3z Are all information necessary for operating the transmitter 8T and the receiver 8R, for example x, y, z coils 3x~3z
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。 Intensity of the pulsed current applied to, the application time, including information such as application timing.

【0042】このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、2次元(2D)スキャンまたは3次元スキャン(3D)のものであってもよいし、またそのパルス列の形態としては、高速SE法、E [0042] As the pulse sequence, as long as you apply Fourier transform method, it may be of a two-dimensional (2D) scan or three-dimensional scanning (3D), also in the form of the pulse train, high-speed SE method, E
PI(Echo Planar Imaging;エコープラナーイメージング)法、FASE(FastAs PI (Echo Planar Imaging; echo planar imaging) method, FASE (FastAs
ymmetric SE)法(すなわち、高速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法)など、各種の形態のものを採用できる。 Ymmetric SE) method (i.e., imaging method combining the half-Fourier method in fast SE method), etc., it can be adopted any of various forms.

【0043】また、演算ユニット10は、受信器8Rが出力したデジタルデータ(原データ又は生データとも呼ばれる)を、シーケンサ5を通して入力し、その内部メモリによるk空間(フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる)にそのデジタルデータを配置し、このデータを1組毎に2次元または3次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。 [0043] The calculation unit 10, a digital data receiver 8R is output (also referred to as raw data or raw data), inputted through the sequencer 5 (also called Fourier space or frequency space) k-space due to the internal memory As digital data is arranged, and reconstructs the image data of the given the real space data to two- or three-dimensional Fourier transform for each set in. また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理も実行可能になっている。 The arithmetic unit, if necessary, synthesis processing or the differential processing of the data relating to the image also becomes feasible. この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影(MIP)処理などが含まれる。 The synthesis process, the process of adding for each pixel, and the like maximum intensity projection (MIP) processing. また、上記合成処理の別の例として、 As another example of the synthesis process,
フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま1フレームの原データに合成するようにしてもよい。 It may be synthesized in the raw data of 1 frame left original data taking alignment of the axes of a plurality of frames in the Fourier space. なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。 Incidentally, the addition processing, simple addition processing, averaging processing, and the like weighted addition processing.

【0044】記憶ユニット11は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。 The storage unit 11 includes not only the image data has been reconstructed, it is possible to store the image data combining processing, differential processing described above is performed. 表示器12は画像を表示する。 The display device 12 displays an image. また入力器13を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機6に入力できる。 Also through the input unit 13 may input parameter information for selecting synchronization timing the surgeon desires, scanning conditions, the pulse sequence, information about the image synthesis and differential operation to the host computer 6.

【0045】音声発生器16は、ホスト計算機6から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。 The voice generator 16, when there is a command from the host computer 6, it is possible to emit breath initiation and breath-hold end of a message as a voice.

【0046】さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてECG信号を電気信号として検出するECGセンサ17と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機6およびシーケンサ5に出力するECGユニット18とを備える。 [0046] Further, the electrocardiogram measuring portion includes an ECG sensor 17 which detects an ECG signal by attaching to the body surface of the subject as an electric signal, the host computer performs various processes including the digitization process to the sensor signal 6 and includes a ECG unit 18 for outputting the sequencer 5. この心電計測部による計測信号は、ECG−prepスキャンと心電同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ5に必要に応じて用いることができる。 Measurement signal by the electrocardiograph unit, can be used as needed to the sequencer 5 when performing each of the ECG-prep scan and ECG gated imaging scan.
これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。 Thus, the electrocardiograph can appropriately set the synchronization timing synchronization method, so that the data that can be collected by performing the imaging scan of cardiac synchronization based on the synchronization timing.

【0047】次に、ECG−prepスキャンによる最適な同期タイミングの決定処理を図3〜図5に基づき説明する。 Next, a description based on a process of determining the optimum synchronization timing by ECG-prep scan in FIGS.

【0048】ホスト計算機6は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、入力器13からの指令に応答して、図3に示すECG−prepスキャンを実行開始する。 The host computer 6, in running a predetermined main program (not shown), in response to a command from the input device 13, starts to execute the ECG-prep scan shown in FIG.

【0049】最初に、ホスト計算機6は、ECG−pr [0049] First, the host computer 6, ECG-pr
epスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ情報を入力器13から読み込む(同図ステップS1)。 Read scan conditions and parameter information to perform the ep scan from the input device 13 (FIG step S1).
スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケンス、位相エンコード方向などが含まれる。 Scan conditions, the type of scan, the pulse sequence, and the like phase-encoding direction. パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング(時相)を決めるための初期時間T (ここでは、ECG信号中のR波のピーク値からの経過時間)、時間増分に刻み幅Δt、回数カウンタCNTの上限値などが含まれ、これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。 The parameter information (here, the elapsed time from the peak value of the R wave in the ECG signal) initial time T for determining the cardiac synchronization of synchronization timing (time phase) 0, step size in the time increment Delta] t, the number of including the upper limit value of the counter CNT is included, these parameters can be arbitrarily set by the operator.

【0050】次いで、ホスト計算機6は、シーケンスの実行回数をカウントする回数カウンタCNTおよび同期タイミングを決めるための時間の増分パラメータT [0050] Then, the host computer 6, the time increment parameters for determining the counter CNT and the synchronization timing for counting the number of executions of the sequence T
incをクリヤする(CNT=0,T inc =0:ステップS2)。 The inc clears (CNT = 0, T inc = 0: step S2). この後、ホスト計算機6は音声発生器16 Thereafter, the host computer 6 voice generator 16
にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下さい」といった息止め指令を被検体(患者)に対して行わせる(ステップS3)。 Message data is transmitted to and causes for example the breath-hold command such as "Please hold your breath" to the subject (patient) to (step S3). この息止めは、ECG−pr This breath is, ECG-pr
epスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施しない状態でECG−prepスキャンを実行するようにしてもよい。 Although preferred who carried in suppressing the subject body motion in ep scan execution, in some cases, when no implemented breath holding may execute the ECG-prep scan.

【0051】このように準備が整うと、ホスト計算機6 [0051] In this way it is ready, the host computer 6
はステップS4以降の処理を順次実行する。 Sequentially executes the subsequent step S4 process. これにより、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャン実行に移行する。 Thus, the process proceeds to scan execution while changing the synchronization timing of the ECG gating.

【0052】具体的には、R波のピーク到達時間からの遅延時間T DLが、T DL =T +T incにより演算される(ステップS4)。 [0052] Specifically, the delay time T DL from the peak arrival time of the R wave is calculated by T DL = T 0 + T inc ( step S4). 次いで、ECGユニット18 Then, ECG unit 18
で信号処理されたECG信号が読み込まれ、その信号中のR波のピーク値が出現したか否かが判断される(ステップS5)。 In signal processed ECG signal is read, whether the peak value of the R-wave in the signal has appeared or not (step S5). この判断処理はR波出現まで繰り返される。 This determination process is repeated until the R-wave occurrence. R波が出現すると(ステップS5,YES)、ステップS4で演算したその時点の遅延時間T DLがR波ピーク時間から経過したかどうかが続いて判断される(ステップS6)。 When R wave appears (step S5, YES), the delay time T DL of the time calculated in step S4 whether elapsed since the R-wave peak time is subsequently determined (step S6). この判断処理も遅延時間T DLが経過するまで続けられる。 This determination process can also be continued until the delay time T DL has elapsed.

【0053】R波のピーク時刻から遅延時間T DLが経過すると(ステップS6,YES)、各回のパルスシーケンスの開始をシーケンサ5に指令する(ステップS [0053] If the delay time T DL from the peak time of the R-wave has passed (step S6, YES), the start of each round of the pulse sequence directs the sequencer 5 (Step S
7:図4参照)。 7: see Figure 4). このパルスシーケンスは、好ましくは、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タイプに設定され、例えば、高速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせた2D−FASE(Fast Asym This pulse sequence is preferably set to the pulse sequence of the same type for imaging to be described later, for example, 2D-FASE (Fast Asym that combines the half-Fourier method to fast SE method
metric SE)法である。 It is a metric SE) method. 勿論、このシーケンスには高速SE法、EPI法など、各種のものを採用できる。 Of course, the high-speed SE method in this sequence, EPI method, or the like, can be employed a variety of things. この指令に応答し、シーケンサ5は操作者から指令された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、 In response to this instruction, the sequencer 5 starts the execution of the commanded kinds of pulse sequence from the operator,
被検体の所望部位の領域がスキャンされる。 Area of ​​the desired region of the subject is scanned. このECG The ECG
−prepスキャンは、例えば、画像データ収集用のイメージングスキャン(本スキャン)が3次元(3D)法の場合、2次元(2D)スキャンで行ってもよいし、イメージングスキャンの領域に合わせた3次元スキャンで行ってもよい。 -prep scan, for example, when the imaging scan for image data acquisition (main scan) is three-dimensional (3D) technique, may be performed in two dimensions (2D) scan, three-dimensional tailored to the area of ​​the imaging scan it may be carried out in the scan. 本実施形態では、イメージングスキャンは2次元スキャンとして実行されるので、ECG−pr In the present embodiment, since the imaging scan is performed as a two-dimensional scan, ECG-pr
epスキャンも2次元スキャンで実行する。 ep scan also performs a two-dimensional scan.

【0054】上記シーケンス実行開始の指令後、回数カウンタCNT=CNT+1の演算が行われ(ステップS [0054] After the command of the sequence execution start, the operation of the counter CNT = CNT + 1 is performed (step S
8)、さらに、時間の増分パラメータT inc =ΔT・ 8), further, = [Delta] T · time increment parameter T inc
CNTの演算が行われる(ステップS9)。 CNT operation is performed (step S9). これにより、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カウンタCNTのカウント値が1ずつ増加し、また同期タイミングを調整する増分パラメータT incがそのカウント値に比例して増加する。 Accordingly, the count value of the counter CNT each time that a command to execute the pulse sequence is increased by one, also increment parameter T inc for adjusting the synchronization timing is increased in proportion to the count value.

【0055】次いで、各回のパルスシーケンスの実行に必要な予め定めた所定期間(例えば500〜1000m [0055] Then, predetermined predetermined period necessary for the execution of each round of the pulse sequence (e.g. 500~1000m
sec程度)が経過するまでそのまま待機する(ステップS10)。 As it is to wait up to about sec) has elapsed (step S10). さらに、回数カウンタCNTが予め定めた上限値になったか否かを判断する(ステップS11)。 Furthermore, counter CNT is judged whether it is a predetermined upper limit value (step S11).
同期タイミングを最適化させるために、遅延時間T To optimize the synchronization timing, the delay time T D L
を各種の時間値に変更しながら、例えば5枚の2次元像を撮影する場合、回数カウンタCNT=5に設定される。 The while changing the time values ​​of various, for example when shooting five two-dimensional image of, is set in counter CNT = 5. 回数カウンタCNT=上限値に到達していない場合(ステップS11,NO)、ステップS5の処理に戻って上述した処理が繰り返される。 If the number counter CNT = not reached the upper limit value (step S11, NO), the processing described above returns to the processing in step S5 is repeated. 反対に、回数カウンタCNT=上限値に到達した場合(ステップS11,YE Conversely, when it reaches the counter CNT = upper limit (step S11, YE
S)、息止め解除の指令が音声発生器16に出され(ステップS12)、その後の処理はメインプログラムに戻される。 S), the command release the breath hold is issued to the voice generator 16 (step S12), the subsequent processing is returned to the main program. 息止めの音声メッセージは例えば「息をして結構です」である。 Breath-hold of the voice message is, for example, "breath is fine with the".

【0056】上述の処理を順次実行すると、一例として、図4に示すタイミングで準備用のパルスシーケンスが実行されたことになる。 [0056] When sequentially performing the above process, as an example, so that the pulse sequence for preparation at the timing shown in FIG. 4 is executed. 例えば、初期時間T =30 For example, the initial time T 0 = 30
0msec,時間刻みΔT=100msecを指令していたとすると、第1回目のシーケンスに対する遅延時間T DL =300msec、第2回目のそれに対する遅延時間T DL =400msec、第3回目のそれに対する遅延時間T DL =500msec、…といった具合に同期タイミングを決する遅延時間T DLが調整される。 0 msec, when to have been commanded time increment [Delta] T = 100 msec, the delay time T DL = 300 msec for the first round of the sequence, the second delay time T DL = 400 msec thereto, the third delay time to it T DL = 500msec, the delay time T DL is adjusted to attain the synchronized timing so on ... such as. このため、息止め指令後の最初のR波がピーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間T DL (=T )後に、 Therefore, when the first R-wave after the breath hold command to peak value, after the delay time T DL (= T 0) from the arrival time,
例えばFASE法に基づく第1回目のスキャンIMG For example, the first round of scan IMG based on the FASE method
prep1が所定時間(500〜1000msec)継続し、エコー信号が収集される。 prep1 is continued for a predetermined time (500~1000msec), the echo signals are acquired. このシーケンス継続中に次のR波が出現した場合でも、図3のステップS10 Even if the next R-wave appeared during this sequence continues, step S10 in FIG. 3
の待機処理があるので、このR波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられる。 Because waiting process of, without being involved any way for this R-wave occurrence, sequence is continued. つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンスの実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信号が収集される。 That is, execution of the sequence is started in synchronization with a certain heart rate continues across the next heartbeat, the echo signals are acquired.

【0057】そして、回数カウンタCNTが所定値に到達していない場合、ステップS5〜ステップS11の処理が再び実行される。 [0057] Then, if the counter CNT has not reached the predetermined value, processing in step S5~ step S11 is executed again. このため、図4の例では、3番目のR波が出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時間T DL =T +T Therefore, in the example of FIG. 4, the third the R-wave has reached a peak value appeared, the delay time from the arrival time T DL = T 0 + T inc =400msecが経過した時点で、第2回目のスキャンIMG prep inc = when 400msec elapses, the second scan IMG prep 2
が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。 There continues for a predetermined time period, echo signals being collected. このスキャンが終わって次のR波が出現すると、遅延時間T DL =T +2・T inc =500msecが経過すると、第3回目のスキャンIMG prep3が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。 When the next R wave the scan is complete appears, the delay time T DL = T 0 +2 · T inc = 500msec has elapsed, a third scan IMG prep3 starts and continues for the given period, the echo signals are collected that. さらに、このスキャンが終わって次のR波が出現すると、遅延時間T Further, when the scan is complete the next R wave appears, the delay time T
DL =T +3・T inc =600msecが経過すると、第4回目のスキャンIMG prep3が所定時間継続し、同様にエコー信号が収集される。 When DL = T 0 +3 · T inc = 600msec has elapsed, the fourth scan IMG prep3 starts and continues for a predetermined time period, echo signals being collected. このスキャンが所望回数、例えば5回続き、合計5フレーム(枚)の同一断面のエコーデータが収集される。 This scan is desired number, for example five times lasted echo data of the same cross-section of a total of five frames (pictures) are collected.

【0058】エコーデータは順次、受信器8Rおよびシーケンサ5を経由して演算ユニット10に送られる。 [0058] echo data sequentially sent via the receiver 8R and the sequencer 5 to the arithmetic unit 10. 演算ユニット10はk空間(周波数空間)のエコーデータを2次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再構成する。 Arithmetic unit 10 reconstructs the image data of real space by two-dimensional Fourier transform method echo data of the k-space (frequency space). この画像データはMRA像データとして記憶ユニット11に記憶される。 The image data are stored in the storage unit 11 as the MRA image data. ホスト計算機6は、例えば入力器13からの操作信号に応答して、このMRA像を順次、シネ(CINE)表示する。 The host computer 6, for example in response to the operation signal from the input unit 13, the MRA image sequentially cine (CINE) is displayed.

【0059】このように、心電同期の遅延信号(同期タイミング)をダイナミックに変更した状態でエコーデータを収集・再構成した複数枚のMRA像の表示例を図5 [0059] Figure 5 a display example of this way, a plurality of MRA image collecting and reconstructing the echo data electrocardiographic synchronization delay signal (synchronization timing) while dynamically changed
(a)〜(e)に示す。 Shown in (a) ~ (e). これらの図は、2D−FASE These figures, 2D-FASE
法(実効TE(TE eff )=40ms,エコー間隔(ETS)=5ms,ショット数=1,スライス厚(S Law (effective TE (TE eff) = 40 ms, echo train spacing (ETS) = 5 ms, the number of shots = 1, slice thickness (S
T)=40mm,スライス枚数(NS)=1,加算枚数(NAQ)=1,マトリクスサイズ=256×256, T) = 40 mm, number of slices (NS) = 1, the addition number (NAQ) = 1, matrix size = 256 × 256,
FOV=40×40cm,実際のスキャン時間=500 FOV = 40 × 40cm, the actual scan time = 500
ms程度)、かつ、位相エンコード方向=図の上下方向(体軸方向)に設定して実験した肺野の画像写真を模写した図である。 About ms), and a diagram obtained by replicating the image photograph of the lung field of experiments set in the vertical direction of the phase encoding direction = diagram (body axis direction). この画像で目的としているエンティティとしての血流は下行大動脈である。 Blood flow as an entity are intended in this image is descending aorta. 同図において遅延時間T DLはそれぞれ、(a)でT DL =300mse Each delay time T DL in FIG, T DL = 300mse in (a)
c,(b)でT DL =400msec,(c)でT DL c, T DL = 400msec in (b), T DL in (c)
=500msec,(d)でT DL =600msec, = 500msec, T DL = 600msec in (d),
(e)でT DL =700msec、となっている。 It has become T DL = 700msec, and in (e).

【0060】これらのシネ表示像を目視観察すれば、大動脈流からのエコー信号が最も強く表れているのは、同図(e)のMRA像である。 [0060] If these cine image visual observation, the echo signals from the aortic flow is manifested most strongly is the MRA image of FIG. (E). 同図(a)〜(d)のMR MR of FIG. (A) ~ (d)
A像の場合、(e)に比べて、大動脈流の写っている範囲が極く一部または短い範囲に限られており、拍動に伴う血流の速度が低いなどの要因から、エコー信号の強度が相対的に低く、フローボイド現象に近い状態になっている。 For A image from factors such as compared to (e), the range that is reflected of the aortic flow is limited to the small fraction or short range, low rate of blood flow caused by pulsation, the echo signal the strength is relatively low, in the state close to a flow void phenomenon. つまり、肺野において大動脈流のMRA像を得る場合、この実験の場合には、同図(e)の状態、すなわち遅延時間T DL =700msecが最適となる。 That is, when obtaining a MRA image of the aorta flow in the lung field, in the case of this experiment, the state of FIG. (E), that is, the delay time T DL = 700 msec is optimal. これにより、心電同期の同期タイミングは、R波のピーク到達時刻から遅延時間T DL =700msec後の時刻ということが判明する。 Thus, the synchronization timing of the ECG gating is turned out that the time after the delay time T DL = 700 msec from peak arrival time of the R-wave.

【0061】したがって、操作者は、このように遅延時間T DLをダイナミックに変えて撮像した複数枚のMR [0061] Thus, the operator, a plurality of MR captured by changing the way the delay time T DL dynamically
A像から最適な画像、すなわち最適な遅延時間T DLを目視判定で決し、この遅延時間のパラメータを引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理を行う。 Optimum image from the A image, i.e. persists in the optimal delay time visual determination of T DL, performs processing to reflect the continuously performed imaging scan parameters of this delay time.

【0062】さらに、上述したECG−prepスキャンにおいて、位相エンコード方向を大動脈流の走行方向に沿った方向(体軸方向)に意図的に設定している。 [0062] Further, in the above-mentioned ECG-prep scan, it has intentionally set the phase encoding direction in the direction along the travel direction of the aorta flow (body axis direction). これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、大動脈流の走行方向(方向性)の情報を欠落させずに、より明瞭に撮像することができ、その描出能は優れたものになる。 Thus, the phase encoding direction as compared with the case of setting to the other directions, without missing information in the running direction of the aorta flow (orientation), more clearly can be captured, the depiction performance is excellent become thing was.

【0063】次に、この実施形態の計測用ダイナミックスキャンの動作を図6〜図11を参照して説明する。 Next, the operation of measuring dynamic scan of this embodiment with reference to FIGS. 6-11. このスキャンによって得られる画像データを使って、スキャン後にT1緩和時間が演算(計測)される。 Using the image data obtained by the scan, T1 relaxation time is calculated (measured) after scanning.

【0064】ホスト計算機6は、図示しない所定のメインプログラムを実行し、その中で、入力器13からの操作情報に対応しながら図6に示す処理を実行する。 [0064] The host computer 6 performs a predetermined main program (not shown), in which, to perform the processing shown in FIG. 6 while corresponding to the operation information from the input device 13.

【0065】これを詳述すると、ホスト計算機6は、最初に、前述したECG−prepスキャンを通して操作者が決めた最適な遅延時間T DLを例えば入力器13を介して入力する(ステップS20)。 [0065] In detail this, the host computer 6, first, inputs via the ECG-prep optimum delay time the operator has decided through scan T DL, for example, input device 13 described above (step S20). 次いで、ホスト計算機6は操作者が入力器13から指定したスキャン条件(位相エンコードの方向、画像サイズ、スキャン回数、 Then, the host computer 6 scan conditions that the operator has designated from the input unit 13 (the phase encoding direction, image size, number of scans,
スキャン間の待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスの種類など)および画像処理法の情報(加算処理か最大値投影(MIP)処理かなど。加算処理の場合には、単純加算、加算平均処理、重み付け加算処理のいずれか等)を入力し、遅延時間T DLを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ5および演算ユニット10に出力する(ステップS2 Waiting time between scans, such as a pulse sequence of the type corresponding to the scan site) and information of the image processing method (addition processing or maximum intensity projection (MIP) processing or the like. In the case of addition processing, simple addition, addition averaging process , type one, etc.) of the weighted addition process, to process the information including the delay time T DL in the control data, and outputs the control data to the sequencer 5 and the arithmetic unit 10 (step S2
1)。 1).

【0066】次いで、ホスト計算機6は、後述するT1 [0066] Then, the host computer 6, described later T1
(T2)計測で用いる物理量の種類を、パルスシーケンスの種類等に応じて、例えばテーブルなど参照する手法で自動的に決める(ステップS21A)。 The physical quantity of the type used in the (T2) measurement, according to the type of pulse sequence, automatically determined by the method of reference example table like (step S21A). この物理量は、T1時間やT2時間の計測に必要な画像データをショット毎に複数回収集するときに、ショット毎に変更する物理量であり、パルスシーケンスの種類などに応じて、反転時間TI、実効エコー時間TEeff、繰返し時間TR、エコー間隔ETSなどがある。 The physical quantity is, when collecting multiple image data required to measure the T1 time and the T2 time for each shot, a physical quantity that changes for each shot, depending on the type of pulse sequence, the inversion time TI, effective echo time TEeff, repetition time TR, there is such as echo spacing ETS. なお、この物理量の決定はオペレータとの間でインターラプティブに行うようにしてもよい。 Note that the physical quantity determination may be performed to the inter Disruptive blanking with the operator.

【0067】次いで、決定した物理量の値として、複数のデフォルト値がメモリから読み出される(ステップS [0067] Then, as the value of the determined physical quantities, the plurality of default values ​​are read from the memory (step S
21B)。 21B). 例えば反転時間TIが物理量として決定されているならば、TI=t1,t2,…,t5(t1<t For example, if the inversion time TI is determined as a physical quantity, TI = t1, t2, ..., t5 (t1 <t
2<,…,<t5)である。 2 <, ..., a <t5). 次いで、ホスト計算機6はこのデフォルト値でよいか否かをオペレータに問い合わせ、オペレータが別の値を手動で設定(又は選択)したときはその値を受け付ける(ステップS21C、21 Then, the host computer 6 inquire whether it is this default value to the operator, accepts the value when the operator has manually set a different value (or selection) (step S21C, 21
D)。 D). これにより、T1,T2計測用の物理量の種類及びその値が設定される。 Thus, the type and value of the physical quantity of T1, T2 for measurement is set.

【0068】次いで、ホスト計算機6は、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると(ステップS2 [0068] Then, the host computer 6, to be able to determine that there is a pre-scan preparation completion notification (Step S2
2)、ステップS23で息止め開始の指令を音声発生器14に出力する(ステップS23)。 2), and it outputs a command for breath initiated voice generator 14 in step S23 (step S23). これにより、音声発生器14は、ECG−prepスキャン時と同様に「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる(図8参照)。 As a result, the sound generator 14, because emit the contents of the voice message such as "Please hold your breath," as well as during ECG-prep scan, the patient will be to stop the breath heard this (see Figure 8) .

【0069】この後、ホスト計算機6はシーケンサ5に計測用ダイナミックスキャン開始を指令する(ステップS24及び図7)。 [0069] Thereafter, the host computer 6 instructs the dynamic scanning initiating measures to the sequencer 5 (Step S24 and FIG. 7). この指令には、ステップS21A〜 This directive, step S21A~
S21Dで設定したT1,T2計測用の物理量の情報も含まれる。 Physical quantity information of T1, T2 for measurement set in S21D also included.

【0070】シーケンサ5は、計測用ダイナミックスキャン開始の指令を受けると(図7;ステップS24− [0070] The sequencer 5 receives the instruction of the measurement dynamic scanning initiation (FIG. 7; step S24-
1)、ECG信号の読込みを開始し(ステップS24− 1), and starts reading of the ECG signal (step S24-
2)、ECG信号におけるR波(参照波形)のピーク値の所定n回目の出現を、そのピーク値に同期させたEC 2) the appearance of a predetermined n-th peak value of the R-wave (reference waveform) in the ECG signal, is synchronized to the peak value EC
Gトリガ信号から判断する(ステップS24−3)。 Judging from G trigger signal (step S24-3). ここで、R波の出現をn回(例えば2回)待つのは、確実に息止めに移行した時期を見計らうためである。 Here, the occurrence of R-wave n times (e.g., twice) to wait is to choose at one's own discretion the time the transition to reliably breath. 所定n Given n
回目のR波が出現すると、設定した遅延時間T だけ待機する処理を行う(ステップS24−4)。 When times th R wave appears, it performs processing to wait by the delay time set T D L (step S24-4). この遅延時間T DLは、前述したように、ECG−prepスキャンにより対象とする血流や組織を撮像する上で最もエコー信号の強度が高くなり、そのエンティティの描出能に優れた値に最適化されている。 The delay time T DL, as described above, the most intensity of the echo signal is high in order to image the blood flow and tissue of interest by ECG-prep scan, optimized excellent value capability of imaging the entity It is.

【0071】この最適な遅延時間T DLの経過した時点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケンサ5は計測用ダイナミックスキャンを実行する(ステップS24−5)。 [0071] As elapsed time of this optimum delay time T DL is an optimum ECG-synchronized timing, the sequencer 5 executes the dynamic scanning for measurement (step S24-5). 具体的には、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送信器8Tおよび傾斜磁場電源4 Specifically, the transmitter 8T and the gradient power supply 4 in accordance with the pulse sequence information that has already been stored
を駆動し、例えばインバージョンパルスを用いた2次元FASE法のパルスシーケンスに基づく1回目のスキャンが図8に示す如く心電同期法の元で実行される(同図において位相エンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている)。 Drives, for example, inversion pulse first scan based on the pulse sequence of a two-dimensional FASE method using is performed by the cardiac synchronization method based on, as shown in FIG. 8 (the phase encoding direction gradient magnetic field in FIG. illustration is omitted).

【0072】図8のパルスシーケンスによれば、最初に180°RFパルスがインバージョンパルスとしてスライス選択で印加され、被検体の選択スライス内の原子核スピンが−z´軸方向に反転させられる。 [0072] According to the pulse sequence of FIG. 8, first 180 ° RF pulse is applied in the slice selection as inversion pulse, nuclear spins in the subject of the selection slice is reversed in -z' axis. その後、反転時間TI=t1の間、T1緩和をさせてから90°RF Then, during the inversion time TI = t1, 90 ° RF from by the T1 relaxation
パルスが励起パルスとしてスライス選択的に印加される。 Pulse is sliced ​​selectively applied as excitation pulse. これにより、スピンがx´−y´面にフリップされ、その後のリフォーカスパルスによるエコー収集パルス列によりエコー信号が所定数収集される。 Thus, the spin is flipped x'-y 'plane, the echo signals are acquired predetermined number by echo acquisition pulse train by subsequent refocusing pulses.

【0073】このとき、位相エンコード方向PEは図9 [0073] At this time, the phase encoding direction PE 9
に示す如く、指定されている方向、例えば血流(動脈A As shown in the direction that is specified, for example, blood flow (arterial A
R又は静脈VE)の流れる方向にほぼ一致させる。 Substantially match the direction of flow R or a vein VE). また、このパルスシーケンスにおけるエコー間隔は5ms Further, the echo spacing in the pulse sequence is 5ms
ec程度に短めに設定される。 It is shorter set to about ec.

【0074】これにより、最初の反転時間TI=t1の元、約600msec程度のスキャン時間で、例えば胸腹部に設定した2次元撮像領域からエコー信号が収集される。 [0074] Thus, the first inversion time TI = t1 former, at about 600msec order of scan time, the echo signals are acquired from the two-dimensional imaging region set to, for example, chest abdomen.

【0075】本実施形態では、後述するT1緩和時間の計測パラメータとして、この反転時間TIを用いており、以下に続けて説明するように、反転時間TIの長さを変えて複数回のスキャンがダイナミックに実行される。 [0075] In this embodiment, as the measurement parameters T1 relaxation time to be described later, and using the inversion time TI, as described following the below scan a plurality of times by changing the length of the inversion time TI It is executed dynamically.

【0076】この1回目の計測用ダイナミックスキャンが終了すると、シーケンサ5は、最終の計測用ダイナミックスキャンが完了したかどうかを判断し(図7;ステップS24−6)、この判断がNO(最終スキャンが済んでいない)の場合、ECG信号を監視しながら、例えば計測用ダイナミックスキャンに使用したR波から例えば2心拍(2R−R)と、短めに設定した期間が経過するまで待機しする(ステップS24−7)。 [0076] When the first measurement dynamic scanning is completed, the sequencer 5 judges whether the final measurement dynamic scan has been completed (FIG. 7; step S24-6), this determination is NO (last scan (step completed in the case of not do), while monitoring the ECG signal, for example, a measurement dynamic scan to use the R-wave from example 2 heartbeats (2R-R), to wait until a set period of time shorter so has elapsed S24-7). つまり、この待機期間が繰返し時間TRとなる。 In other words, this waiting period is the repetition time TR.

【0077】このように例えば2R−R分に相当する期間だけ待って、例えば3個目のR波が出現すると(ステップS24−7,YES)、シーケンサ5は前述したステップS24−4にその処理を戻す。 [0077] waiting for a period corresponding to the thus eg 2R-R component, for example, three eyes of the R wave appears (step S24-7, YES), the sequencer 5 is the processing in step S24-4 described above the return. これにより、その3個目のR波ピーク値に同期したECGトリガ信号から指定遅延時間T DLが経過した時点で次の反転時間TI Thus, the three-th R-wave specified delay time from the ECG trigger signal synchronized with the peak value T DL following reversal time when has elapsed TI
=t (>t )応じて2回目の計測用ダイナミックスキャンが前述と同様に実行され、2次元撮像領域からエコー信号が収集される(ステップS24−4,5)。 = T 2 (> t 1) corresponding to the second measurement dynamic scanning is performed in the same manner as described above, the echo signal from the two-dimensional imaging region is collected (step S24-4,5). 以下同様に、最終の反転時間TI=t (>tn−1, Similarly, the last inversion time TI = t n (> tn- 1,
…,>t >t :例えばn=5)までエコー信号が収集される。 ...,> t 2> t 1 : for example n = 5) the echo signal until are collected.

【0078】反転時間TI=t での最終回の計測用ダイナミックスキャンが終わると、ステップS24−6における判断がYESとなり、シーケンサ5からホスト計算機6にスキャンの完了通知が出力される(ステップS [0078] When the last round of the measurement dynamic scan in inversion time TI = t n ends, the determination at the step S24-6 is YES, the completion notification of the scan from the sequencer 5 to the host computer 6 is output (step S
24−8)。 24-8). これにより、処理がホスト計算機6に戻される。 Thus, the processing is returned to the host computer 6.

【0079】ホスト計算機6は、シーケンサ5からのスキャン完了通知を受けると(ステップS25)、息止め解除の指令を音声発生器16に出力する(ステップS2 [0079] The host computer 6 receives the scan completion notification from the sequencer 5 (Step S25), and outputs a command release the breath hold to the voice generator 16 (step S2
6)。 6). そこで、音声発生器16は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、 Therefore, the voice generator 16, issues a voice message to the patient such as, for example, "breath is was fine with",
息止め期間が終わる(図8参照)。 Breath-holding period ends (see Figure 8).

【0080】このようにして、図8に模式的に示す如く、心電同期法に拠る計測用ダイナミックスキャンが、 [0080] Thus, as schematically shown in FIG. 8, the dynamic scanning for measurement due to cardiac synchronization method,
例えばインバージョンパルスを用いた2D−FASE法に基づき、例えば2R−R毎に、n回(例えば5回)実行される。 For example, based on the 2D-FASE method using an inversion pulse, for example, every 2R-R, n times (eg 5 times) is performed.

【0081】患者Pから発生したエコ信号は、その収集毎に、RFコイル7で受信され、受信器8Rに送られる。 [0081] Eco signals generated from the patient P, for each its collection, is received by the RF coil 7, and sent to the receiver 8R. 受信器8Rはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。 Receiver 8R are subjected to various pre-processing the echo signals into digital quantity. このデジタル量のエコーデータはシーケンサ5を通して演算ユニット10に送られ、メモリに形成される2次元k空間に配置される。 The digital quantity echo data is sent to the arithmetic unit 10 through the sequencer 5, it is arranged in two-dimensional k-space formed in the memory. ハーフフーリエ法を採用していることから、収集しなかったk空間のデータは演算により求められ、k空間全部にエコーデータが配置される。 Since employing a half-Fourier method, data was not collected k-space are obtained by calculation, the echo data is arranged in the whole k-space. この後、各k空間毎に2次元フーリエ変換が実行され、エコーデータが実空間の画像データに変換される。 Thereafter, the k-space two-dimensional Fourier transform for each is performed, the echo data is converted into image data of real space. この断層像データは記憶ユニット11に格納されるとともに、必要に応じて表示器12に表示される。 The tomographic image data along with stored in the storage unit 11, is displayed on the display 12 as needed.

【0082】このように計測用ダイナミックスキャンにより収集された画像データは、図9に模式的に示す如く、スキャン部位の同一スライスをダイナミックに撮像した複数枚の2次元画像を成す。 [0082] Thus the image data collected by measuring dynamic scanning, as shown schematically in Figure 9, form a 2-dimensional images of a plurality of sheets of imaged dynamically the same slice of the scan sites. そこで、計測用ダイナミックスキャンの後で、演算ユニット10は、この画像データを用いて緩和時間T1又はT2を計測する処理及びこの計測結果をイメージングスキャンに反映させる処理を、一例として、図10に基づいて行う。 Therefore, after measuring the dynamic scanning, the arithmetic unit 10, the processing and the processing for reflecting the measurement result in the imaging scan to measure the relaxation time T1 or T2 by using the image data, as an example, based on FIG. 10 carried out.

【0083】図10において、演算ユニット10は最初に、計測用ダイナミックスキャンにより収集された複数枚(例えば5枚)の2次元画像に対して、その内の代表画像を表示器12に表示させる(ステップS31)。 [0083] In FIG. 10, the arithmetic unit 10 causes first, with respect to two-dimensional image of the plurality collected by measuring dynamic scanning (e.g. five), displays the representative image of which the display unit 12 ( step S31). 代表画像は経時的に一番旧い最初の収集画像であってもよいし、スクロールさせながら適宜な画像を選択してもよい。 Representative image may be an over time the very old first acquired images may select appropriate image while scrolling.

【0084】次いで、演算ユニット10は、代表画像I [0084] Then, the arithmetic unit 10, a representative image I
REP上の病巣部にROIを設定する(ステップS3 Setting an ROI in the lesion on REP (step S3
2)。 2). このROIは例えば図9に示すように、病巣部としての瘤内に収まるように設定される。 The ROI is set as shown in FIG. 9, for example, falls within the aneurysm as a lesion. これにより、瘤以外の部分からのコンタミネーションが極力防止される。 Thus, the contamination from portions other than the aneurysm is prevented as much as possible. 次いで、このROIの位置及びサイズが満足できるものであるか否かが画面上で目視により確認される(ステップS33)。 Then, whether or not the position and size of the ROI is satisfactory is visually confirmed on the screen (step S33).

【0085】この後、演算ユニット10は、設定したR [0085] After this, the arithmetic unit 10 was set R
OI内に入る画素について、一例として、画素位置の信号値を加算し、ROI全体としての信号値の平均値を演算する(ステップS34)。 The pixels that fall within OI, as an example, by adding the signal value of the pixel position, calculates the average value of the signal value of the whole ROI (step S34). この平均値演算は複数枚(例えば5枚)の2次元画像全部に対して、上述のRO The average value calculation for 2D images all of a plurality (e.g., five), the above RO
Iに対応した領域に関し繰り返される(ステップS3 Repeated relates region corresponding to I (step S3
5)。 5). これにより、画像枚数分の複数個(例えば5個) Thus, the number of images of a plurality (e.g., five)
の信号値の平均値が得られる。 The average value of the signal value is obtained.

【0086】次いで、演算ユニット10は、演算した複数個の信号値の平均値を用いて縦緩和時間T1又は横緩和時間T2を対数演算により求める(ステップS3 [0086] Then, the arithmetic unit 10, the longitudinal relaxation time T1 or transverse relaxation time T2 determined by the logarithmic operation using the average value of a plurality of signal value calculated (step S3
6)。 6). 第1の実施形態では反転時間TIを変化させた複数枚の2次元画像を得ているので、縦緩和時間T1が演算される。 Since the first embodiment is obtained a two-dimensional image of a plurality of varying the inversion time TI, the longitudinal relaxation time T1 is calculated. 具体的には、図11に示す如く、信号値の平均値をSとしたとき、横軸に反転時間TIをとり、縦軸にlnS(lnは自然対数)をとってプロットすると、 More specifically, as shown in FIG. 11, when the average value of the signal value was S, the horizontal axis represents the inversion time TI, LNS on the vertical axis (ln is natural logarithm) is plotted taking,
その直線の傾きがT1時間の値を表している。 The slope of the straight line represents the values ​​of the time T1.

【0087】このように緩和時間T1又はT2が求められると、この時間値がホスト計算機6に渡される。 [0087] With such relaxation times T1 or T2 is determined, the time value is passed to the host computer 6. ホスト計算機6は、イメージングスキャンで実施する撮像パラメータ(反転時間TI、繰返し時間TRなど)を、求めた緩和時間T1又はT2の値に合わせて適宜に調整し、T1強調画像又はT2強調画像を得るようにする(ステップS37)。 The host computer 6, imaging parameters (inversion time TI, the repetition and the time TR) to implement an imaging scan, appropriately tailored to the value of the relaxation time T1 or T2 determined, obtain T1-weighted images or T2-weighted images so as to (step S37). そして、ホスト計算機6はイメージングスキャンを引き続き実施するか否かを操作情報などから判断し、かかるスキャンを実施すると判断した場合には、更新した撮像パラメータを用いたイメージングスキャンをシーケンサ5に指令する(ステップS38, Then, the host computer 6 determines the like whether the operation information to continue to implement the imaging scan, when a decision is made to implement such a scan, the imaging scan using the imaging parameters updated instructs the sequencer 5 ( step S38,
S39)。 S39).

【0088】これにより、一例として、計測用ダイナミックスキャンで用いたと同じパルスシーケンス(心電同期法に拠る、インバージョンパルスを用いた2次元FA [0088] Thus, as an example, due to the same pulse sequence (ECG-gating technique as that used in measuring the dynamic scanning, 2-D FA with inversion pulse
SE法のパルス列)で撮像が実施され、病巣部の画像が得られる。 Imaging is performed by a pulse train) of the SE method, the image of the lesion is obtained.

【0089】本実施形態によれば、以上のように、1回の計測用ダイナミックスキャンにより得た画像データを用いて容易に(つまり、簡単に且つ短時間で)血管疾患の縦緩和時間T1を計測することができる。 According to [0089] this embodiment, as described above, readily (i.e., easily and in a short time) by using the image data obtained by one measurement for dynamic scans longitudinal relaxation time T1 of vascular disease it can be measured. このため、 For this reason,
計測されたT1時間値の程度を見ることで、血栓など、 By looking at the degree of the measured time T1 value, thrombosis, etc.,
時期に依存してその性質を変化させる血管疾患の出血程度のステージを簡単に把握でき、診断に役立てることが可能になる。 Depending on the timing bleeding degree stages of vascular disease changing its properties can easily be grasped, it is possible to help diagnose.

【0090】また、T1時間値の計測結果に基づいて最適な撮像パラメータでT1強調画像のイメージングスキャンを病巣部に対して実行できる。 [0090] Also, it can be performed on lesion imaging scan of T1 weighted images with optimal imaging parameters based on the measurement results of the T1 time value. このため、例えば腫瘍部分とその周辺の出血部分とのコントラストが相違し、両者の境界をより明瞭に差別化して描出することができる。 Thus, for example, the contrast of the tumor site and the bleeding portion of the periphery thereof are different, it can be delineated more clearly differentiate both boundaries. この結果、腫瘍の大きさ、広がり等を明確に判定することができるなど、診断に有益な様々な情報を得ることができる。 As a result, tumor size, etc. can be clearly determined the spread or the like to obtain a useful variety of information for diagnosis.

【0091】さらに、T1時間の計測に必要な物理量(本実施形態では反転時間TI)は、図6のステップS [0091] Further, (inversion time TI in this embodiment) a physical quantity necessary for the measurement of time T1, the step S in FIG. 6
21A〜S21Dで表すように、自動的に又はオペレータとの対話形式により設定されるので、物理量設定に伴う操作が簡単で、使い勝手の良い装置を提供できる。 As represented by 21A~S21D, since it is set by the interactive and automatic or operator, operation with the physical quantity setting is easy, it is possible to provide a user-friendly device.

【0092】さらに、このようにT1時間を計測し、必要に応じて、その計測結果に基づくT1強調画像のスキャンを行うときに、最適な同期タイミング(遅延時間) [0092] Further, thus measuring the time T1, if necessary, when performing a scan of T1 weighted image based on the measurement result, the optimum synchronization timing (delay time)
に拠る心電同期法を前提としている。 It is based on the premise due cardiac synchronization method in. このため、心臓の拍動に合わせた、血流の描出に最適な同期タイミングを事前に設定でき、これにより、血流を確実に捕捉して、 Therefore, matching the heartbeat, it can be set in advance the optimum synchronization timing to the rendering of blood flow, thereby, to ensure capturing the blood flow,
血管疾患部位のより明瞭な画像のデータをT1計測に使用できる。 Data clearer image sites vascular diseases can be used to T1 measurement. このため、より高精度で且つ安定したT1計測を行い、その後のイメージングのT1強調度も一層確実ならしめることができる。 Therefore, it performs and stable T1 measured with higher accuracy, it is possible to makes it more surely be T1 enhancement degree of subsequent imaging.

【0093】(第2の実施形態)本発明の第2の実施形態を図12,13に基づき説明する。 [0093] will be described with reference to (a second embodiment) 12 and 13 a second embodiment of the present invention. この実施形態のM M of this embodiment
RI装置は、横緩和時間T2を第1の実施形態と同様に計測し、その計測結果に応じたT2強調画像を撮像できるようにしたものである。 RI apparatus, the transverse relaxation time T2 similarly measured in the first embodiment is obtained by allowing the imaging T2-weighted image corresponding to the measurement result. なお、本実施形態においても、ECG−prepスキャンを用いて心電同期タイミングを決定するようにしている。 Also in this embodiment, so as to determine the cardiac synchronization timing using ECG-prep scan. このため、前述の図2 Therefore, the above-described FIG. 2
に示すのと同様に、ECG−prepスキャン、計測用ダイナミックスキャン、及びイメージングスキャンの順でT2時間計測及び撮像が行われる。 Just as shown in, ECG-prep scan, the measurement dynamic scanning, and T2 time measurement and imaging in the order of the imaging scan is performed.

【0094】本実施形態のハード構成は第1の実施形態で説明したものと同一または同等である。 [0094] hardware configuration of the present embodiment is identical or equivalent to those described in the first embodiment. また、ECG In addition, ECG
−prepスキャン、計測用ダイナミックスキャン、及びイメージングスキャンは、それらの処理の流れ自体は第1の実施形態のものと同じである。 -prep scanning, measuring dynamic scan, and the imaging scan, the flow itself of these processes are the same as those of the first embodiment. ただし、本実施形態では、横緩和時間T2を計測するので、この計測に要する可変パラメータを実効エコー時間TE eff (第1 However, in the present embodiment, since the measured transverse relaxation time T2, a variable parameter effective echo time TE eff (first required for this measurement
の実施形態では、これは反転時間TI)にとる。 In embodiments, this takes the inversion time TI).

【0095】前述と同様のECG−prepスキャンの後、ホスト計算機6及びシーケンサ5により、図12に示すパルスシーケンスを用いて計測用ダイナミックスキャンが指令される(図6、ステップ24及び図7参照)。 [0095] After the above-mentioned and similar ECG-prep scan, the host computer 6 and the sequencer 5, the dynamic scanning measurement using the pulse sequence shown in FIG. 12 is instructed (see FIG. 6, step 24, and 7) .

【0096】このパルスシーケンスは心電同期法に基づいて行われ、その同期タイミング、すなわちECG信号のR波からの遅延時間T DLはECG−prepスキャンで決められた値である。 [0096] The pulse sequence is performed based on the cardiac synchronization method, the synchronization timing, i.e. the delay time T DL from R-wave of the ECG signal is a value determined by ECG-prep scan. パルスシーケンスの種類は一例として、2次元FASE法に基づくパルス列である。 Type of pulse sequence as an example, a pulse train based on the two-dimensional FASE method.

【0097】計測用ダイナミックスキャンでは、このパルスシーケンスが複数回、2R−R毎に起動され、その起動毎に、実効エコー時間TE effがt1からtnまで変化させられる。 [0097] In the measurement dynamic scan, a plurality of times the pulse sequence is started every 2R-R, that for each boot, the effective echo time TE eff is changed from t1 to tn. 例えば、t1<t2<t3…<tn For example, t1 <t2 <t3 ... <tn
である。 It is. 実効エコー時間TE Effective echo time TE effは、RF励起の時刻からk空間の位相エンコード量=0の位置に配置するエコー信号を収集する中心時刻までの期間である。 eff is the period until center time to collect the echo signal to place the time of the RF excitation in the position of the phase encoding amount = 0 k-space. このため、実効エコー時間TE effはエコー数を調節することで可変できる。 Therefore, the effective echo time TE eff can be varied by adjusting the number of echoes. したがって、この計測用ダイナミックスキャンが終わると、スキャン部位の同一スライスをダイナミックに撮像した複数枚(例えば5枚)の2次元画像の画像データが生成されている。 Therefore, when the measurement dynamic scanning is completed, the image data of the two-dimensional image of the plurality of the captured same slice of the scan sites dynamically (e.g. five) have been generated.

【0098】そこで、演算ユニット10は、前述した図10の処理と同様に、ROIを用いてT2時間の計測を行う。 [0098] Therefore, the arithmetic unit 10, as in the process of FIG. 10 described above, to measure the T2 hours using a ROI. この計測は、ROI内の信号値を画像毎に平均して得た平均値を用いて横緩和時間T2を対数演算により求める。 This measurement is determined by logarithmic operation the transverse relaxation time T2 using the average value obtained by averaging for each image signal value in the ROI. 具体的には、図13に示す如く、信号値の平均値をSとしたとき、横軸に実効エコー時間TE effをとり、縦軸にlnS(lnは自然対数)をとってプロットすると、その直線の傾きがT2時間の値を表している。 More specifically, as shown in FIG. 13, when the average value of the signal value and S, take effective echo time TE eff to the horizontal axis, LNS on the vertical axis (ln is natural logarithm) is plotted taking its the slope of the straight line represents the values ​​of the T2 time.

【0099】このように緩和時間T2が求められると、 [0099] In this way the relaxation time T2 is required,
この時間値がホスト計算機6に渡される。 This time value is passed to the host computer 6. ホスト計算機6は、イメージングスキャンで実施する撮像パラメータ(実効エコー時間TE eff 、繰返し時間TRなど) The host computer 6, the imaging parameters to implement an imaging scan (effective echo time TE eff, such as repetition time TR)
を、求めた緩和時間T2の値に合わせて適宜に調整し、 And appropriately tailored to the value of the relaxation time T2 determined,
T2強調画像を得るようにする。 So as to obtain a T2-weighted image. そして、ホスト計算機6はイメージングスキャンを実施すると判断した場合、 When it is determined that the host computer 6 carries out a imaging scan,
更新した撮像パラメータを用いたイメージングスキャンをシーケンサ5に指令する。 The imaging scan using an imaging parameter updated instructs the sequencer 5.

【0100】これにより、一例として、計測用ダイナミックスキャンで用いたと同じパルスシーケンス(心電同期法を採用した2次元FASE法のパルス列)で撮像が実施され、病巣部の画像が得られる。 [0100] Thus, as an example, imaging is performed with the same pulse sequence as that used in measuring dynamic scan (pulse train of the two-dimensional FASE method employing ECG gated method), the image of the lesion is obtained.

【0101】したがって、横緩和時間T2についても、 [0101] Therefore, with respect to the transverse relaxation time T2,
第1の実施形態で得たのと同等な作用効果を得ることができる。 It is possible to obtain the same advantageous effects as those obtained in the first embodiment. さらに、第1の実施形態と組み合わせて、T1 Furthermore, in combination with the first embodiment, T1
時間又はT2時間の何れをも容易に計測することも容易にできる。 Any time or time T2 may easily also be readily measured. そのように設計することで、血管疾患の種類に応じて、T1時間又はT2時間の何れをもその場で迅速に選択して計測し、その計測結果を反映させた強調画像を容易に提供することができるようになる。 By so designed, according to the type of vascular disease, any of the T1 time or T2 time is measured by selecting rapidly on the fly, to provide enhanced image that reflects the measurement results easily it becomes possible. これにより、MRI装置の多機能化が図られ、その汎用性も高まる。 Thus, multiple functions MRI apparatus is achieved, also it increases its versatility.

【0102】なお、この第2の実施形態では、実効エコー時間TE effを変更しながらダイナミックスキャンを行うことでT2時間計測の画像データを収集するようにしたが、この実効エコー時間TE effに代えて、エコー間隔ETS(EchoTrain Spacin [0102] In this second embodiment, it has been to collect the image data of the T2 time measurement by performing dynamic scanning while changing the effective echo time TE eff, instead of the effective echo time TE eff Te, echo interval ETS (EchoTrain Spacin
g)を計測パラメータにとり、このエコー間隔ETSを同様にダイナミックに変更してデータ収集するようにしてもよい。 Take g) the measurement parameters, may be data collected by changing the echo train spacing ETS likewise dynamically. この場合、図13の横軸はエコー間隔ETS In this case, the horizontal axis of FIG. 13 is the echo spacing ETS
で表される。 In represented.

【0103】(第3の実施形態)本発明の第3の実施形態を図14に基づき説明する。 [0103] (Third Embodiment) A third embodiment of the present invention based on FIG. 14 will be described. 本実施形態は、第1の実施形態のときと同様に、縦緩和時間T1を計測して、T This embodiment is similar to the case of the first embodiment, by measuring the longitudinal relaxation time T1, T
1強調画像を得る例を示している。 It shows an example of obtaining a weighted image.

【0104】但し、第1の実施形態と大きく異なる点は、図14に示す如く、計測用ダイナミックスキャンに心電同期法を用いていない。 [0104] However, the first embodiment greatly differs, as shown in FIG. 14, not using an electrocardiographic synchronization method measuring dynamic scan. このスキャンのパルスシーケンスは、第1の実施形態と同じく、インバージョンパルスを用いた2次元FASE法に基づくパルス列である。 Pulse sequence of the scan, as in the first embodiment, a pulse train based on the two-dimensional FASE method using an inversion pulse. このスキャンにおいて、ショット(RF励起)の繰返し時間TRを任意値に設定した状態で、反転時間TI In this scan, shot while setting the repetition time TR of (RF excitation) optionally value, the inversion time TI
を各ショット毎に変更し、反転時間TI=t1〜tnまでのショット数分の複数枚の画像データを得る。 The change in each shot, to obtain a plurality image data of the shot few minutes until the inversion time TI = t1 to tn.

【0105】この後の計測処理及びイメージングスキャンは第1の実施形態と同様に行われる。 [0105] measuring process and imaging scan after this is done as in the first embodiment. このように、心電同期法に拠らないT1時間計測も可能であり、計測が多様化されている。 Thus, T1 hours not based on electrocardiographic synchronization method measures are possible, measurement is diversified.

【0106】この第3の実施形態において、繰返し時間TR自体を計測パラメータにとり、この繰返し時間TR [0106] In the third embodiment, taking the repetition time TR itself to the measurement parameter, the repetition time TR
を変えて同様に計測用ダイナミックスキャンを行い、T Was subjected to dynamic scan for measurement in the same manner changed, T
1時間の計測及び撮像を行うように構成してもよい。 It may be configured to perform the measurement and imaging of 1 hour.

【0107】なお、上述した第1〜第3の実施形態において使用可能なパルスシーケンスの種類はFASE法に拠るパルス列に限定されることなく、1ショットの2次元スキャンであればよく、超高速スキャン法であるEP [0107] Incidentally, the first to third types of available pulse sequence in the embodiment of the above is not limited to a pulse train by FASE method may be a 2-dimensional scan of one shot, ultra-high-speed scanning law and is EP
I(エコープラナーイメージング)法、ハイブリッドE I (echo planar imaging) method, hybrid E
PI法(GRASE法)などであってもよい。 PI method (GRASE method) or the like may be used.

【0108】(第4の実施形態)本発明の第4の実施形態を図15に基づき説明する。 [0108] will be described based on Embodiment 4 FIG. 15 a fourth embodiment of the present invention. 本実施形態は、第2の実施形態のときと同様に、横緩和時間T2を計測して、T This embodiment, similarly to the case of the second embodiment, by measuring the transverse relaxation time T2, T
2強調画像を得る例を示している。 It shows an example of obtaining a 2-weighted image.

【0109】但し、第2の実施形態と大きく異なる点は、図15に示す如く、計測用ダイナミックスキャンに心電同期法を用いず、一方、スキャンのパルスシーケンスとして2次元スキャンのEPI法を用いたものである。 [0109] However, a major difference from the second embodiment, use as shown in FIG. 15, without using the electrocardiographic synchronization method measuring dynamic scan, whereas, the EPI method of 2-dimensional scan as a pulse sequence of a scan those who were. このスキャンにおいて、ショット(RF励起)の繰返し時間TRを任意値に設定した状態で、実効エコー時間TE effを各ショット毎に変更し、TE eff =t In this scan, shot while setting the repetition time TR of (RF excitation) optionally value, to change the effective echo time TE eff to each shot, TE eff = t
1〜tnまでのショット数分の複数枚の画像データを得る。 Obtaining a plurality image data shot few minutes up 1~Tn.

【0110】この後の計測処理及びイメージングスキャンは第2の実施形態と同様に行われる。 [0110] measuring process and imaging scan after this is done as in the second embodiment. このように、心電同期法に拠らないT2時間計測も可能であり、計測が多様化されている。 Thus, T2 hours not based on electrocardiographic synchronization method measures are possible, measurement is diversified.

【0111】この第4の実施形態において、エコー間隔ETSを計測パラメータにとり、このエコー間隔ETS [0111] In this fourth embodiment, takes the echo spacing ETS to measurement parameters, the echo train spacing ETS
を変えて同様に計測用ダイナミックスキャンを行い、T Was subjected to dynamic scan for measurement in the same manner changed, T
2時間の計測及び撮像を行うように構成してもよい。 It may be configured to perform the measurement and imaging of 2 hours.

【0112】また、この実施形態において使用可能なパルスシーケンスの種類はEPI法に拠るパルス列に限定されることなく、1ショットの2次元スキャンであればよく、ハイブリッドEPI法(GRASE法)などであってもよい。 [0112] The types of available pulse sequences in this embodiment is not limited to the pulse train depends on the EPI method, it may be a 2-dimensional scan of one shot, and the like hybrid EPI method (GRASE method) it may be.

【0113】さらに、上述の各実施形態において採用したパルスシーケンスのエコーデータ収集順で分類するスキャン法としては、ラインスキャン(リニアオーダーのデータ収集順)であっても、スパイラススキャン(スパイラルオーダーのデータ収集順)であってもよい。 [0113] Further, as the scanning method of classifying echo data acquisition sequence of the pulse sequence employed in the embodiments described above, even in line-scan (data acquisition order of the linear order), Spy Las scan (spiral order of data it may be a collection order).

【0114】さらにまた、上述の各実施形態において、 [0114] Furthermore, in each embodiment described above,
T1時間及びT2時間の計測機能だけを搭載し、イメージングスキャンは従来の単独のスキャンとする(すなわち計測機能とリンクさせないイメージングスキャンを実施する)という構成のMRI装置を提供することもできる。 Equipped with only measurement functionality time T1 and T2 times, the imaging scan can also provide an MRI apparatus having a structure that a conventional single scan (i.e., carrying out the imaging scan that does not measurement function and links).

【0115】実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、 [0115] Although as described above the description of the embodiments, the present invention is not limited to the configurations of the embodiments described,
当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。 Those skilled in the art, appropriately modified without departing from the scope described in the claims, it is intended deformable, also included in the present invention their construction.

【0116】 [0116]

【発明の効果】以上説明したように、本発明のMRI装置及びスピンの緩和時間計測方法によれば、造影剤を投与することなく、出血、血栓などを伴う病巣部のT1時間やT2時間を簡単に且つ短時間で計測でき、この計測結果から病巣部の病状進行状況を推定するなど、従来には無い、血管疾患に伴う診断機能を提供することができる。 As described in the foregoing, according to the MRI apparatus and the spin relaxation time measuring method of the present invention, without the administration of contrast medium, bleeding, the T1 time and the T2 time of lesion such as with thrombus easily measured in a short time, such as to estimate the disease progression status of the lesion from the measurement result, not a conventional, it is possible to provide a diagnostic function with vascular disease.

【0117】また、本発明のMRI装置によれば、上述の計測結果を的確に反映させた、腫瘍などの病巣部のT [0117] Further, according to the MRI apparatus of the present invention was accurately reflect the measurement results described above, T a lesion such as a tumor
1強調画像やT2強調画像を得ることができるので、病巣部とその周辺の出血部分とをコントラストで区別して描出できる。 It is possible to obtain a 1-weighted images and T2-weighted images, the the lesion and the bleeding portion of the periphery thereof can be rendered to distinguish contrast. これにより、両者の境界が明瞭になり、病巣部の真の広がりを確実に把握できるなど、有益な診断情報を提供することができる。 Thus, both the boundary becomes clear, and the true extent of the lesion can be reliably grasped, can provide useful diagnostic information.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の実施形態に係るMRI装置の構成例を示す機能ブロック図。 Figure 1 is a functional block diagram showing a configuration example of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.

【図2】実施形態におけるECG−prepスキャン、 [Figure 2] ECG-prep scan in an embodiment,
計測用ダイナミックスキャン、及びイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。 Measuring dynamic scanning, and diagrams for explaining the temporal context of the imaging scan.

【図3】ホスト計算機が実行するECG−prepスキャンの手順を例示する概略フローチャート。 3 is a schematic flow chart illustrating a procedure of ECG-prep scan the host computer is executed.

【図4】ECG−prepスキャンの一例を示すタイミングチャート。 Figure 4 is a timing chart showing an example of ECG-prep scan.

【図5】ECG−prepスキャンにより得られた、遅延時間をダイナミックに変化させたときの肺野のMRA [5] obtained by the ECG-prep scan, the lung field when varying the delay time dynamically MRA
像を模式的に写生した図。 Figure you sketch schematically an image.

【図6】ホスト計算機が実行する計測用ダイナミックスキャンの制御例を示す概略フローチャート。 Figure 6 is a schematic flow chart showing a control example of the measurement dynamic scan the host computer is executed.

【図7】シーケンサが実行する計測用ダイナミックスキャンの制御例を示す概略フローチャート。 FIG. 7 is a schematic flowchart showing a control example of the measurement dynamic scan the sequencer run.

【図8】第1の実施形態における心電同期法に基づく計測用ダイナミックスキャンの粗いタイミングチャート。 [8] coarse timing chart of measuring dynamic scan based on electrocardiographic synchronization method in the first embodiment.

【図9】計測用ダイナミックスキャンで得られた複数枚のスライス像を模式的に説明する図。 9 illustrates schematically a plurality of slice images obtained by the measurement dynamic scanning.

【図10】T1(T2)計測及びその後のイメージングスキャンの指令に係る処理の概要を示すフローチャート。 [10] T1 (T2) measurement and flow chart showing an outline of a process according to the command of the subsequent imaging scan.

【図11】T1計測の原理を説明する模式図。 Figure 11 is a schematic diagram illustrating the principle of the T1 measurement.

【図12】第2の実施形態における心電同期法に基づく計測用ダイナミックスキャンの粗いタイミングチャート。 [12] coarse timing chart of measuring dynamic scan based on electrocardiographic synchronization method in the second embodiment.

【図13】T2計測の原理を説明する模式図。 Figure 13 is a schematic view illustrating the principle of the T2 measurement.

【図14】第3の実施形態における計測用ダイナミックスキャンの粗いタイミングチャート。 [14] Third coarse timing chart of measuring dynamic scanning in the embodiment of.

【図15】第4の実施形態における計測用ダイナミックスキャンの粗いタイミングチャート。 [15] Fourth coarse timing chart of measuring dynamic scanning in the embodiment of.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 磁石 2 静磁場電源 3 傾斜磁場コイルユニット 4 傾斜磁場電源 5 シーケンサ 6 ホスト計算機 7 RFコイル 8T 送信器 8R 受信器 10 演算ユニット 11 記憶ユニット 12 表示器 13 入力器 17 ECGセンサ 18 ECGユニット 1 magnet 2 static magnetic field power supply 3 gradient coil unit 4 gradient magnetic field power supply 5 sequencer 6 host computer 7 RF coil 8T transmitter 8R receiver 10 computing unit 11 stores unit 12 display unit 13 input unit 17 ECG sensor 18 ECG unit

Claims (17)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 被検体のスキャン部位の同一スライスを、スピンの挙動に関わる物理量の値を変更しながら、 The method according to claim 1] the same slice of the scan region of a subject while changing the value of the physical quantity related to the behavior of the spin,
    パルスシーケンスに基づく計測用スキャンを複数回実行して複数フレームの画像データを収集する収集手段と、 Collecting means for collecting image data of a plurality of frames measuring scanning based on the pulse sequence running several times,
    この複数フレームの画像データから前記スピンの緩和時間を自動的に計測する計測手段とを備えたことを特徴とするMRI装置。 MRI apparatus characterized by the image data of the plurality of frames and a measuring means for automatically measuring the spin relaxation time.
  2. 【請求項2】 請求項1記載のMRI装置において、 前記計測手段により計測された緩和時間に基づき前記スキャン部位の撮像を行う撮像手段を備えたことを特徴とするMRI装置。 2. A MRI apparatus according to claim 1, MRI apparatus characterized by having an imaging means for imaging of the scan region based on the relaxation time measured by the measuring means.
  3. 【請求項3】 請求項1又は2記載のMRI装置において、 前記緩和時間は縦緩和時間T1又は横緩和時間T2であることを特徴とするMRI装置。 3. A MRI apparatus according to claim 1 or 2, wherein, MRI apparatus, wherein the relaxation time is the longitudinal relaxation time T1 or transverse relaxation time T2.
  4. 【請求項4】 請求項1又は2記載のMRI装置において、 前記パルスシーケンスは、FASE(Fast Asy 4. A MRI apparatus according to claim 1 or 2, wherein said pulse sequence, FASE (Fast Asy
    mmetric SE)法又はEPI(エコープラナーイメージング)法を含むシングルショットタイプのパルス列であることを特徴とするMRI装置。 Mmetric SE) method or EPI (echo planar imaging) method MRI apparatus which is a single-shot type of pulse train including.
  5. 【請求項5】 請求項4記載のMRI装置において、 前記パルスシーケンスはインバージョンパルスを用いたパルスシーケンスであり、前記物理量は前記インバージョンパルスによる反転時間TIであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T1であることを特徴とするMRI装置。 5. The MRI apparatus of claim 4, wherein the pulse sequence is a pulse sequence using the inversion pulse, said physical quantity is an inversion time TI by the inversion pulse, and said relaxation time is longitudinal relaxation MRI apparatus which is a time T1.
  6. 【請求項6】 請求項4記載のMRI装置において、 前記物理量は実効エコー時間TE effであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T2であることを特徴とするM 6. The MRI apparatus of claim 4, wherein said physical quantity is the effective echo time TE eff, M where and wherein the relaxation time is the longitudinal relaxation time T2
    RI装置。 RI apparatus.
  7. 【請求項7】 請求項4記載のMRI装置において、 前記物理量はエコー間隔ETSであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T2であることを特徴とするMRI装置。 7. The MRI apparatus of claim 4, wherein said physical quantity is the echo spacing ETS, MRI apparatus, wherein and said relaxation time is the longitudinal relaxation time T2.
  8. 【請求項8】 請求項4記載のMRI装置において、 前記物理量は繰返し時間TRであり、且つ前記緩和時間は縦緩和時間T1であることを特徴とするMRI装置。 8. The MRI apparatus of claim 4, wherein said physical quantity is the repetition time TR, the MRI apparatus, characterized in that and said relaxation time is the longitudinal relaxation time T1.
  9. 【請求項9】 請求項4記載のMRI装置において、 前記収集手段は、前記被検体の心時相を表す信号を検出する時相検出手段と、この時相検出手段により検出された信号の中の参照波に対する同期タイミングを前記スキャン部位の対象が最適に描出される値に決めるタイミング決定手段と、このタイミング決定手段により決定された同期タイミングで前記計測用スキャンを実行させる実行指令手段とを備えたことを特徴とするMRI装置。 9. The MRI apparatus of claim 4, wherein said collecting means, said a phase detecting means when detecting a signal representing a subject of the cardiac phase, among the signals detected by the temporal detection means comprising a timing determining means for determining a synchronization timing to a value subject is optimally representation of the scan region with respect to the reference wave, and an execution instruction means to execute the measurement for scanning in a synchronous timing determined by the timing determining means MRI apparatus characterized by a.
  10. 【請求項10】 請求項9記載のMRI装置において、 前記心時相を表す信号はECG(心電図)信号であり、 10. A MRI apparatus according to claim 9, wherein, a signal representing the cardiac temporal phases is an ECG (electrocardiogram) signal,
    前記参照波はそのECG信号のR波であり、且つ、前記同期タイミングはそのR波からの遅延時間であることを特徴とするMRI装置。 It said reference wave is the R-wave of the ECG signal, and the synchronization timing MRI apparatus which is a delay time from the R-wave.
  11. 【請求項11】 請求項1乃至10の何れか一項に記載のMRI装置において、 前記計測手段は、前記複数フレームの画像データの内の少なくとも1つのフレームの画像データを画像として表示する表示手段と、前記画像上の所望位置にROI(関心領域)を設定する設定手段と、前記複数フレームの画像データ夫々について前記ROIの位置に関連する画素の信号値を演算する信号値演算手段と、前記複数フレームの画像データ夫々に対して演算される前記信号値と当該複数フレームの画像データ夫々を収集するときに用いた前記物理量の値との対応関係から前記緩和時間を演算する緩和時間演算手段とを備えたことを特徴とするMR 11. The MRI apparatus according to any one of claims 1 to 10, wherein the measuring means, display means for displaying the image data of at least one frame of the image data of the plurality of frames as an image When a setting means for setting a ROI (region of interest) to a desired position on the image, and the signal value calculating means for calculating a signal value of the pixel associated with the position of the ROI for people image data each of said plurality of frames, wherein a relaxation time calculating means for calculating the relaxation time from corresponding relation between the value of the physical quantity used when collecting image data each of the signal values ​​and the plurality of frames is calculated with respect to s image data each of a plurality of frames MR which comprising the
    I装置。 I equipment.
  12. 【請求項12】 請求項1乃至10の何れか一項に記載のMRI装置において、 前記収集手段は、前記物理量の種類及びその物理量の変化させる値の内の少なくとも一方をオペレータが事前に設定可能な物理量設定手段を備えることを特徴とするM In MRI apparatus according to any one of 12. The method of claim 1 to 10, wherein the collecting means, the physical quantity of the type and the physical quantity of among alters the value can be set at least either the operator beforehand M, characterized in that it comprises a physical quantity setting means
    RI装置。 RI apparatus.
  13. 【請求項13】 被検体のスキャン部位の同一スライスを、スピンの挙動に関わる物理量の値を変更しながら、 13. A same slice of the scan region of a subject while changing the value of the physical quantity related to the behavior of the spin,
    パルスシーケンスに基づく計測用スキャンを複数回実行して複数フレームの画像データを収集し、この複数フレームの画像データから前記スピンの緩和時間を自動的に計測することを特徴とするスピンの緩和時間計測方法。 The measurement scanning based on the pulse sequence to run multiple times to collect the image data of a plurality of frames, the spin relaxation time measurement, characterized by automatically measuring the spin relaxation time from the image data of the plurality of frames Method.
  14. 【請求項14】 請求項13記載の緩和時間計測方法において、 前記計測用スキャンを前記被検体のECG信号のR波に同期して所定R−R期間毎に複数回実行することを特徴とするスピンの緩和時間計測方法。 14. The relaxation time measuring method according to claim 13, wherein said performing a plurality of times at predetermined R-R period in synchronization with the measurement scan R-wave of the ECG signal of the subject relaxation time measurement method of spin.
  15. 【請求項15】 請求項14記載の緩和時間計測方法において、 前記R波に対する同期タイミングを、事前に準備用スキャンを行って得た画像から最適値に定めることを特徴とするスピンの緩和時間計測方法。 15. The relaxation time measuring method according to claim 14, wherein the synchronization timing for the R-wave, spin relaxation time measurement, characterized in that to determine the optimum value from the pre-image obtained by performing the preparatory scan Method.
  16. 【請求項16】 請求項13乃至14の何れか一項に記載の緩和時間計測方法において、 前記パルスシーケンスはシングルショットタイプのパルス列で成り、前記緩和時間は縦緩和時間T1又は横緩和時間T2であり、前記物理量は前記パルスシーケンスに関する反転時間TI、実効エコー時間TEeff、エコー間隔ETS、及び繰返し時間TRのうちの1つであることを特徴とするスピンの緩和時間計測方法。 16. The relaxation time measuring method according to any one of claims 13 to 14, wherein the pulse sequence comprises a single shot type pulse train, the relaxation time is the longitudinal relaxation time T1 or transverse relaxation time T2 There, the physical quantity is the inversion time TI for said pulse sequence, the effective echo time TEeff, spin relaxation time measuring method, characterized in that the echo spacing ETS, and repetition time is one of the TR.
  17. 【請求項17】 請求項13乃至14の何れか一項に記載の緩和時間計測方法において、 前記複数フレームの画像データの内の少なくとも1つのフレームの画像データを画像として表示し、この画像上の所望位置にROI(関心領域)を設定し、前記複数フレームの画像データ夫々について前記ROIの位置に関連する画素の信号値を演算し、前記複数フレームの画像データ夫々に対して演算される前記信号値と当該複数フレームの画像データ夫々を収集するときに用いた前記物理量の値との対応関係から前記緩和時間を演算することを特徴とするスピンの緩和時間計測方法。 17. relaxation time measuring method according to any one of claims 13 to 14, wherein the plurality of frames of image data of the image data of at least one frame is displayed as an image, on the image set the ROI (region of interest) in the desired position, the plurality of frames for the image data each of calculating the signal values ​​of the pixels associated with the location of the ROI, the signal is computed with respect to s image data each of said plurality of frames spin relaxation time measuring method characterized by calculating the relaxation time from corresponding relation between the value of the physical quantity used when collecting people image data respectively of values ​​and the plurality of frames.
JP33872399A 1999-11-29 1999-11-29 Mri equipment Active JP4316078B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP33872399A JP4316078B2 (en) 1999-11-29 1999-11-29 Mri equipment

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP33872399A JP4316078B2 (en) 1999-11-29 1999-11-29 Mri equipment

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2001149340A true JP2001149340A (en) 2001-06-05
JP4316078B2 JP4316078B2 (en) 2009-08-19

Family

ID=18320868

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP33872399A Active JP4316078B2 (en) 1999-11-29 1999-11-29 Mri equipment

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP4316078B2 (en)

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003070766A (en) * 2001-08-31 2003-03-11 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device
WO2005023107A1 (en) * 2003-09-05 2005-03-17 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging method and device
FR2873450A1 (en) * 2004-07-26 2006-01-27 Gen Electric Method for acquiring an image by nuclear magnetic resonance
JP2007203106A (en) * 2007-05-15 2007-08-16 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device
WO2009081785A1 (en) * 2007-12-25 2009-07-02 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging method
CN102116856A (en) * 2010-12-30 2011-07-06 中国科学院深圳先进技术研究院 Transverse relaxation time measuring method and system
JP2011212453A (en) * 2011-06-27 2011-10-27 Tokai Univ Magnetic resonance imaging apparatus
WO2012067123A1 (en) * 2009-09-18 2012-05-24 株式会社東芝 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2012105982A (en) * 2010-11-15 2012-06-07 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN102860827A (en) * 2009-09-18 2013-01-09 株式会社东芝 MRI involving arterial spin labeling
WO2013066895A1 (en) * 2011-10-31 2013-05-10 University Of Utah Research Foundation Evaluation of cardiac structure
JP2014064700A (en) * 2012-09-25 2014-04-17 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging apparatus
US9151815B2 (en) 2010-11-15 2015-10-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN105496410A (en) * 2014-10-11 2016-04-20 中国科学院深圳先进技术研究院 Brain longitudinal relaxation value measuring method and apparatus

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003070766A (en) * 2001-08-31 2003-03-11 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device
WO2005023107A1 (en) * 2003-09-05 2005-03-17 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging method and device
US7684847B2 (en) 2003-09-05 2010-03-23 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging method and apparatus
FR2873450A1 (en) * 2004-07-26 2006-01-27 Gen Electric Method for acquiring an image by nuclear magnetic resonance
JP2007203106A (en) * 2007-05-15 2007-08-16 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging device
WO2009081785A1 (en) * 2007-12-25 2009-07-02 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging device and magnetic resonance imaging method
US9081075B2 (en) 2007-12-25 2015-07-14 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP5227338B2 (en) * 2007-12-25 2013-07-03 株式会社日立メディコ Magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method
US8581582B2 (en) 2009-09-18 2013-11-12 Kabushiki Kaisha Toshiba MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence
WO2012067123A1 (en) * 2009-09-18 2012-05-24 株式会社東芝 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN102860827A (en) * 2009-09-18 2013-01-09 株式会社东芝 MRI involving arterial spin labeling
US9151815B2 (en) 2010-11-15 2015-10-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN103153181A (en) * 2010-11-15 2013-06-12 株式会社东芝 Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP2012105982A (en) * 2010-11-15 2012-06-07 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
CN102116856A (en) * 2010-12-30 2011-07-06 中国科学院深圳先进技术研究院 Transverse relaxation time measuring method and system
JP2011212453A (en) * 2011-06-27 2011-10-27 Tokai Univ Magnetic resonance imaging apparatus
WO2013066895A1 (en) * 2011-10-31 2013-05-10 University Of Utah Research Foundation Evaluation of cardiac structure
US9713436B2 (en) 2011-10-31 2017-07-25 University Of Utah Research Foundation Patient specific scan parameters for MRI scanning
US10004425B2 (en) 2011-10-31 2018-06-26 University Of Utah Research Foundation Patient specific scan parameters for MRI scanning
JP2014064700A (en) * 2012-09-25 2014-04-17 Toshiba Corp Magnetic resonance imaging apparatus
CN105496410A (en) * 2014-10-11 2016-04-20 中国科学院深圳先进技术研究院 Brain longitudinal relaxation value measuring method and apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP4316078B2 (en) 2009-08-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US6781375B2 (en) Magnetic resonance imaging using preparation scan for optimizing pulse sequence
JP4515616B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP3538595B2 (en) Reconstruction detected and induction of contrast in contrast amplification magnetic resonance angiography
US6094591A (en) Measurement of coronary flow reserve with MR oximetry
EP1047952B1 (en) System for performing magnetic resonance angiography with dynamic k-space sampling
US5447155A (en) High temporal resolution black blood cine imaging
CN102860827B (en) The magnetic resonance imaging apparatus and a magnetic resonance imaging method
US7047060B1 (en) Multiple preparatory excitations and readouts distributed over the cardiac cycle
CN101143094B (en) Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same
US6683454B2 (en) Shifting of artifacts by reordering of k-space
JP5105848B2 (en) A magnetic resonance imaging method apparatus and a magnetic resonance imaging apparatus
US7292720B2 (en) Method and magnetic resonance tomography apparatus for graphic planning of angiographic exposures using a contrast agent
US6704593B2 (en) Realtime MR scan prescription using physiological information
US5377680A (en) MRI cardiac image produced by temporal data sharing
US6968225B2 (en) Real-time localization, monitoring, triggering and acquisition of 3D MRI
US9700220B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
JP4594482B2 (en) Magnetic resonance imaging method and a magnetic resonance imaging apparatus
JP4856824B2 (en) Image diagnostic method
JP4376779B2 (en) Blood flow synchronization mri
US6782286B2 (en) MRI system and MR imaging method
US9134394B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus
US8700125B2 (en) Method and apparatus for automated tracking of vessel movement using MR imaging
US6801800B2 (en) MR imaging using ECG-prep scan
JP3693766B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus
JP4309632B2 (en) Magnetic resonance imaging apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20061108

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20080827

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080902

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20081031

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20090217

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20090407

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

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20090428

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20090520

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120529

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120529

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130529

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130529

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140529

Year of fee payment: 5

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R371 Transfer withdrawn

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350