JP2001252263A - Method and instrument for magnetic resonance imaging using selectively excited inversion pulse - Google Patents
Method and instrument for magnetic resonance imaging using selectively excited inversion pulseInfo
- Publication number
- JP2001252263A JP2001252263A JP2000070639A JP2000070639A JP2001252263A JP 2001252263 A JP2001252263 A JP 2001252263A JP 2000070639 A JP2000070639 A JP 2000070639A JP 2000070639 A JP2000070639 A JP 2000070639A JP 2001252263 A JP2001252263 A JP 2001252263A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic resonance
- pulse
- region
- resonance imaging
- images
- 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
Links
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【発明の属する技術分野】この発明は、医用の磁気共鳴
イメージングにおいて高周波の選択励起用インバージョ
ン(反転回復:IR)パルスを用いて被検体の血管像や
CSF(脳脊髄液)をイメージングするイメージング法
に係り、とくに、造影剤を投与しないが、あたかも造影
剤を投与したかの如く、血流やCSFの動態を擬似的に
表示することができる、非造影磁気共鳴イメージングに
関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to imaging for imaging a blood vessel image or CSF (cerebrospinal fluid) of a subject using a high-frequency selective inversion (inversion recovery: IR) pulse for magnetic resonance imaging for medical use. In particular, the present invention relates to non-contrast magnetic resonance imaging that does not administer a contrast agent, but can simulate the blood flow and CSF dynamics as if a contrast agent was administered.
【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FI
D(自由誘導減衰)信号やエコー信号から画像を得る手
法である。2. Description of the Related Art In magnetic resonance imaging, nuclear spins of a subject placed in a static magnetic field are magnetically excited by a high frequency signal of a Larmor frequency, and FI generated by the excitation is excited.
This is a method of obtaining an image from a D (free induction attenuation) signal or an echo signal.
【0003】この磁気共鳴イメージングの一つのカテゴ
リーとして、血液の動態を画像化するMRアンギオグラ
フィ(MRA)が注目されている。As one category of the magnetic resonance imaging, attention has been paid to MR angiography (MRA) for imaging blood dynamics.
【0004】このMRAでは、一般には、MRIにおけ
る信号強度を大きく変化させる性質を有する造影剤を血
管内が投与され、同一条件のスキャンを連続して行な
い、血流の移動の様子を画像化する、造影ダイナミック
MRアンギオグラフィ(以下、CE−DMRA:con
trast enhanced dynamic MR
Aと呼ばれる)が採用されている(例えば、「M.Pr
ince,Radiology 1994;191:1
44−164」。[0004] In this MRA, generally, a contrast agent having a property of greatly changing the signal intensity in MRI is administered into a blood vessel, scans are continuously performed under the same conditions, and the state of movement of a blood flow is imaged. , Contrast Dynamic MR Angiography (hereinafter CE-DMRA: con)
trust enhanced dynamic MR
A (for example, “M.Pr.
ince, Radiology 1994; 191: 1
44-164 ".
【0005】このCE−DMRAの撮像手順の概念的に
図12に示す。まず、造影剤を静脈に注入し、撮像領域
に在る血管に造影剤が到達する時期から連続的にスキャ
ンを行なう。同図(a)の曲線CBは、撮像対象内の1
点の位置における信号強度の時間変化を示す。同図
(b)に示す如く、造影剤注入時刻t0から造影剤の到
達点が撮像領域を横切り、全ての血管が描出されるの
は、部位や撮像領域の大きさにも依り、一概には定義で
きないが、およそ30秒から2分程度である。同図
(b)の期間PD1、PD2、…は、第1番目、第2番
目、…のスキャン期間を表している。また、このスキャ
ン期間PD1、PD2、…では所望の、例えば3次元パ
ルスシーケンスが実行され、この実行に応じて発生する
エコー信号が収集される。エコー信号は、そのスキャン
毎に再構成して、同図(c)に概念的に表す毎く、例え
ば3次元画像データD1、D2、…に生成される。この
画像データD 1、D2、…は、例えばある視点からみた
ときの最大値を投影する処理(最大値投影処理)に付さ
れ、同図(d)に概念的に表す毎く、最大値投影像IM
max 1、IMmax2、…に処理され、表示される。[0005] Conceptually, the imaging procedure of this CE-DMRA
As shown in FIG. First, a contrast agent is injected into a vein, and the imaging area is
From the time when the contrast agent reaches the blood vessels in the
Perform A curve CB in FIG.
5 shows a time change of signal intensity at a position of a point. Same figure
As shown in (b), the contrast agent injection time t0From the contrast agent
The point crosses the imaging area and all blood vessels are drawn
Depends on the size of the region and the imaging area, and
No, but it takes about 30 seconds to 2 minutes. Same figure
Period PD of (b)1, PD2, ... are the first and second
The scanning period of the eyes,... Also, this scan
Period PD1, PD2, ... are the desired, for example, three-dimensional
A loose sequence is executed and occurs in response to this execution
An echo signal is collected. The echo signal is scanned
For example, as shown in FIG.
3D image data D1, D2,…. this
Image data D 1, D2,…, For example, from a certain point of view
When the maximum value is projected (maximum value projection processing)
As shown conceptually in FIG. 3D, the maximum intensity projected image IM
max 1, IMmax2, ... are displayed.
【0006】このCE−DMRAで使用されるスキャン
法は、主に、FE(フィールドエコー)法に基づくパル
スシーケンスである。この一例を図13に示す。同図に
示す如く、高調波励起パルスPextがスライス選択励
起傾斜磁場Gsselと共に印加され、エコー信号S
echoがリード方向傾斜磁場Grの印加と共に受信さ
れる。図中、傾斜磁場Gsrewはスライス方向のリワ
インド傾斜磁場を示す。この一連の励起及び収集は、位
相エンコード傾斜磁場Geの例えば強度を変更しなが
ら、画像再構成に必要なエコーデータが揃うまで所定回
数、繰返し時間TR毎に繰り返される。繰返し時間TR
は通常、3−10ms程度である。[0006] The scanning method used in this CE-DMRA is mainly a pulse sequence based on the FE (field echo) method. An example of this is shown in FIG. As shown in the figure, a harmonic excitation pulse P ext is applied together with a slice selective excitation gradient magnetic field Gs sel and an echo signal S
The echo is received together with the application of the read-direction gradient magnetic field Gr. In the figure, a gradient magnetic field Gs rew indicates a rewind gradient magnetic field in the slice direction. This series of excitation and collection is repeated a predetermined number of times at every repetition time TR until the echo data necessary for image reconstruction is completed while changing, for example, the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Ge. Repetition time TR
Is typically on the order of 3-10 ms.
【0007】なお、図13は2次元フーリエ法に基づく
画像再構成に必要なパルスシーケンスで説明している
が、撮像目的によっては、3次元フーリエ法に基づく画
像再構成であってもよい。その場合、各励起の繰返しに
より位相エンコード傾斜磁場Geの強度を変化させて一
連のデータが収集されると、今度はスライス方向のリワ
インド傾斜磁場Gsrewの強度を変化させる。そし
て、再び位相エンコード傾斜磁場Geの強度変化に伴う
一連のデータを収集する、という操作が、スライス方向
のマトリクス数分、実行される。これにより、3次元フ
ーリエ法に拠る画像再構成に必要な全データが収集され
る。Although FIG. 13 illustrates a pulse sequence required for image reconstruction based on the two-dimensional Fourier method, image reconstruction based on the three-dimensional Fourier method may be used depending on the purpose of imaging. In this case, when a series of data is collected by changing the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Ge by repeating each excitation, the intensity of the rewind gradient magnetic field Gs rew in the slice direction is changed. Then, an operation of collecting a series of data associated with a change in the intensity of the phase encoding gradient magnetic field Ge is executed for the number of matrices in the slice direction. Thus, all data necessary for image reconstruction based on the three-dimensional Fourier method is collected.
【0008】このようにCE−DMRAにおいて、再構
成された時系列に沿った画像D1、D2、…、又は、そ
の画像を最大値投影した画像IMmax1、IM
max2、…を時系列に表示・観察することで、血管B
Vを流れる血液BDの動的な挙動を把握することができ
る。この手法は、撮像対象において動きのある対象物、
例えば撮像対象が人体のときには、CSF(脳脊髄液)
などの撮像に適用可能で、同様な処理を経てその挙動を
観察可能である。なお、CSFを撮像対象とするときに
は、ハイドログラフィ(hydrography)と呼
ばれる。Thus, in CE-DMRA, images D 1 , D 2 ,... Along the reconstructed time series, or images IM max1 , IM maximally projected from the images D 1 , D 2 ,.
By displaying and observing max2 ,... in time series, the blood vessel B
The dynamic behavior of the blood BD flowing through the V can be grasped. This method is used for moving objects,
For example, when the imaging target is a human body, CSF (cerebrospinal fluid)
And the like, and the behavior can be observed through similar processing. When the CSF is to be imaged, it is called hydrography.
【0009】一方、造影剤を投与しないで、インバージ
ョン(IR)パルスにより局所的に動きのあるスピンに
標識を付け、血管像を得る従来法が、論文「“Cons
iderations of Magnetic Re
sonace Angiography by Sel
ective Inversion Recover
y”, D.G.Nishimura et al.,
Magnetic Resonance in Me
dicine, Vol.7,472−484,198
8」で提案されている。この従来法に係るアンギオグラ
フィの概要を図14に示す。同図(a)はECG(心電
図)同期法を併用するときのパルスシーケンスを、同図
(b)は撮像対象の各部におけるスピンの縦磁化の時間
変化の様子を、同図(c)は撮像断面とh標識付け用
(タグ用)インバージョンパルスPi nv−Aで励起さ
れる領域RGAとの位置関係を示す。On the other hand, a conventional method of labeling locally moving spins with an inversion (IR) pulse without administering a contrast agent and obtaining a blood vessel image is described in the article "Cons.
indications of Magnetic Re
sonace Angiography by Sel
active Inversion Recover
y ", DG Nishimura et al.,
Magnetic Resonance in Me
dicine, Vol. 7,472-484,198
8 ". FIG. 14 shows an outline of the angiography according to the conventional method. FIG. 2A shows a pulse sequence when an ECG (electrocardiogram) synchronization method is used together, FIG. 2B shows a temporal change in the longitudinal magnetization of spin in each part of the imaging target, and FIG. section and h labeled for showing the positional relationship between the region RG a excited in (tag) inversion pulse P i nv-a.
【0010】同図(a)に示す如く、ECG信号のR波
から一定の時間経過後(但し、同図ではR波の直後に記
載)に、フリップ角が180度のインバージョンパルス
Pi nv−Aが印加される。このとき、関心のある血管
の撮像断面CSへの流入元と思われる領域RGAが選択
的に励起されるように、インバージョンパルスPin
v−AのRF周波数がその中心周波数からオフセット量
Dfだけシフトされ、このインバージョンパルスP
inv−Aと共に選択励起傾斜磁場Geが印加される。
インバージョンパルスPinv−Aが印加された後、3
00〜1000ms程度の一定時間を置いた後、エコー
信号を収集するためのパルスシーケンスPse qが実行
される。このシーケンスは例えばSE(スピンエコー)
法で構成される。この一連の操作が1画面の再構成に必
要な全てのエコーデータが収集できるまで繰り返され
る。エコーデータは再構成処理されて、血管像に生成さ
れる。このアンギオグラフィに使用可能なパルスシーケ
ンスは、SE法に限らず、セグメント分割されたFE法
であってもよい。このセグメンティドFE法は、一例と
して、論文「Fast Angiography Us
ing SelectiveInversion Re
covery“, Samuel J.Wanget
al., Magnetic Resonance i
n Medicine, Vol.23,109−12
1,1992」で提案されている。[0010] As shown in FIG. 6 (a), after a certain time has elapsed from R-wave of the ECG signal (however, described immediately below in the figure of the R-wave), the flip angle of 180 ° inversion pulse P i nv -A is applied. At this time, as the region RG A I think that the inflow source to the imaging section CS of the blood vessel of interest is selectively excited, inversion pulse P in
RF frequency of v-A is shifted by the offset amount Df from the center frequency, the inversion pulse P
A selective excitation gradient magnetic field Ge is applied together with inv-A .
After the inversion pulse P inv-A is applied, 3
After a certain time interval of about 00~1000Ms, the pulse sequence P se q for collecting echo signals is executed. This sequence is, for example, SE (spin echo)
Composed of law. This series of operations is repeated until all the echo data necessary for reconstructing one screen can be collected. The echo data is subjected to a reconstruction process to generate a blood vessel image. The pulse sequence that can be used for this angiography is not limited to the SE method, but may be the segmented FE method. As an example, this segmented FE method is described in the paper “Fast Angiography Us”.
ing SelectiveInversion Re
coverage ", Samuel J. Wanget
al. , Magnetic Resonance i
n Medicine, Vol. 23,109-12
1, 1992 ".
【0011】なお、”D.G.Nishimura e
t al.“の論文には、インバージョンパルスP
inv−Aで励起される一部領域RGAの位置や幅を変
更した複数の画像を収集し、それぞれの画像から差画像
を作成する手法が述べられている。この差分演算によ
り、血管以外の部分の信号を抑制し、血管の描出能を上
げる、というものである。Note that "DG Nishimurae"
t al. “The paper includes the inversion pulse P
Collect a plurality of images by changing the position and width of the partial region RG A excited in inv-A, method of generating a difference image from each image is described. By this difference calculation, the signal of the portion other than the blood vessel is suppressed, and the drawing ability of the blood vessel is improved.
【0012】さらに、造影剤を使用しないアンギオグラ
フィの他の例として、図15(a)〜(c)に説明する
手法も知られている。同図の手法は、前述した図14に
示す手法と、論文「D.Chien et al.,
“High Speed black blood i
maging of vessel stenosis
in the presence of pulsat
ile flow”,J.Magn.Reson.Im
aging, Vol.2(4),437−441,1
992」、又は、「Simonetti O.P. e
t al.,Radiology,199,49,19
96」に記載の手法とを組合せたものである。エコー信
号を得るためのスキャン用パルスシーケンスPseqと
しては、例えば高速SE(FSE)法が用いられる。こ
の図15記載の手法は、図14記載のものと同様である
が、インバージョンパルスの印加の点で異なる。つま
り、撮像したい断面CS全体を励起するインバージョン
パルスPinv−Aを最初に選択的に印加し、この直後
(例えば2〜10ms後)に、図14と同様に関心血管
の流入元と思われる一部領域RGAが選択励起されるよ
うに2番目のインバージョンパルスPinv−Bが印加
される。この第1番目及び第2番目のインバージョンパ
ルスPinv−A及びPinv−Bの間の時間は、血流
速度に比して極めて短いので、血管の原子核スピンから
みた場合、ほぼ同じと見なすことができる。したがっ
て、関心血管の原子核スピンは極めて短時間の内に、1
80度パルスの印加を2回受けるので、同図(b)に示
すように、縦磁化はほぼ初期状態に戻された状態で一部
領域RGAから撮像断面CSに流れ出るから、組織より
も高信号の部分として描出される。なお、前述した図1
4の手法が、血管の信号は組織のそれよりも低い値とし
て画像化されることと対称を成す。Further, as another example of an angiography that does not use a contrast agent, a method described in FIGS. 15A to 15C is also known. The technique shown in the figure is based on the technique shown in FIG. 14 described above and the paper "D. Chien et al.,
“High Speed black blood i
magic of vessel stenosis
in the presence of pulsat
ile flow ", J. Magn. Reson. Im
aging, Vol. 2 (4), 437-441, 1
992 "or" Simonetti OPe "
t al. , Radiology, 199, 49, 19
96 ". As a scanning pulse sequence P seq for obtaining an echo signal, for example, a fast SE (FSE) method is used. The method shown in FIG. 15 is the same as that shown in FIG. 14, but differs in the application of the inversion pulse. That is, the inversion pulse P inv-A that excites the entire cross section CS to be imaged is first selectively applied, and immediately thereafter (for example, after 2 to 10 ms), it is considered that the blood vessel of interest is the inflow source similarly to FIG. 14. A second inversion pulse P inv-B is applied so that the partial region RGA is selectively excited. Since the time between the first and second inversion pulses P inv-A and P inv-B is extremely short as compared with the blood flow velocity, it is considered that they are almost the same when viewed from the nuclear spin of the blood vessel. be able to. Therefore, the nuclear spin of the blood vessel of interest is 1 in a very short time.
Since receiving twice application of 80 ° pulse, as shown in FIG. (B), from flowing into an imaging section CS from some region RG A state longitudinal magnetization is returned to substantially the initial state, higher than the tissue Rendered as part of the signal. Note that FIG.
The technique of 4 is symmetrical in that the blood vessel signal is imaged as a lower value than that of the tissue.
【0013】[0013]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た造影剤を用いた従来のCE−DMRA法の場合、造影
剤は1回の検査中に1回(或は2回程度)しか注入でき
ないため、注入された造影剤に拠り信号強度が変化して
いる30秒から2分程度の限られた時間内に全てのスキ
ャンを完了させなければならない。原則として、十分な
時間分解能を確保するには、1回のスキャン時間はなる
べく短くする必要がある。その一方で、画像のS/Nは
スキャン時間の平方根に比例するので、スキャン時間を
短くすればするほど、S/Nは低下する。このため、従
来法に拠れば、スキャンの時間分解能と空間分解能とは
トレードオフの関係にあり、両者を共に飛躍的に高くす
ることはできない。However, in the conventional CE-DMRA method using the above-described contrast agent, the contrast agent can be injected only once (or about twice) during one examination. All scans must be completed within a limited time of about 30 seconds to 2 minutes when the signal strength changes due to the injected contrast agent. In principle, one scan time must be as short as possible to ensure sufficient time resolution. On the other hand, since the S / N of an image is proportional to the square root of the scan time, the shorter the scan time, the lower the S / N. For this reason, according to the conventional method, there is a trade-off relationship between the time resolution of scanning and the spatial resolution, and it is not possible to significantly increase both of them.
【0014】一方、前述した造影剤を投与しないMRア
ンギオグラフィの場合、前述した図14又は図15記載
のパルスシーケンスの実行を通して得た複数の血管像の
差分を演算し、背景となる血管以外の部分の信号を抑制
することは述べられている。これにより、血管の描出能
を上げることはできるが、血流の動態をダイナミックに
捉える表示や観察の手法は提示されていない。血流の場
合には、その描出能もさることながら、経時的にどのよ
うな挙動をとるかについての情報も極めて重要である。On the other hand, in the case of the MR angiography without administration of the contrast agent, the difference between a plurality of blood vessel images obtained through the execution of the pulse sequence shown in FIG. 14 or FIG. Suppressing partial signals is stated. As a result, the ability to visualize blood vessels can be improved, but there is no display or observation method for dynamically capturing the dynamics of blood flow. In the case of blood flow, information on how it behaves over time is extremely important as well as its visualization ability.
【0015】本発明は、上述した従来技術が抱える状況
に鑑みてなされたもので、従来法のスキャンに因る時間
分解能と空間分解能とのトレードオフの関係を打破し、
造影剤を投与することなく、時間分解能と空間分解能を
共に非常に高いレベルまで引き上げた画像を提供するこ
とを、1つの目的とする。The present invention has been made in view of the above-mentioned situation in the related art, and breaks the trade-off relationship between the time resolution and the spatial resolution due to the conventional scanning.
It is an object to provide images with both temporal and spatial resolution raised to very high levels without the administration of contrast agents.
【0016】また、造影剤を投与することなく、時間分
解能と空間分解能を共に非常に高いレベルまで引き上
げ、かつ、動く対象物の動態観察を可能にする画像を提
供することを、別の目的とする。Another object of the present invention is to provide an image capable of raising both the temporal resolution and the spatial resolution to a very high level without administering a contrast agent and enabling dynamic observation of a moving object. I do.
【0017】[0017]
【課題を解決するための手段】本発明の原理は、被検体
の撮像したい領域の少なくとも一部の領域に局所的に高
周波のインバージョン(IR)パルスを印加し、その少
なくとも一部の領域内に在るスピンの縦磁化を反転励起
することでタグ(標識)付けする(ラベリングとも呼ば
れる)。その一部領域の内、タグ付けされた静止部のス
ピンはそのままの位置に留まるが、動きのある対象物と
しての例えば血液のタグ付けされたスピンは、その後も
血管に沿って流れ続ける。スキャンとしては、上述のイ
ンバージョンパルスを印加した後、一定時間が経過する
と、撮像領域に対して所望のパルスシーケンスに拠るス
キャンが開始され、エコー信号が収集される。このエコ
ー信号に基づき撮像領域の画像を得る。この画像には、
タグ付けされたまま撮像領域まで流れ出た血液などの信
号がその他の部位とは異なるコントラストで反映される
ので、血液などの動態情報を提供することができる。According to the principle of the present invention, a high-frequency inversion (IR) pulse is locally applied to at least a part of an area of an object to be imaged, and at least a part of the area is applied to the area. Tag (labeling) by inverting and exciting the longitudinal magnetization of the spins located in. Of those regions, the tagged stationary spins remain in place, while the tagged spins of, for example, blood as moving objects continue to flow along the blood vessels thereafter. As a scan, after a predetermined time has elapsed after the application of the above-described inversion pulse, a scan of the imaging region according to a desired pulse sequence is started, and echo signals are collected. An image of the imaging area is obtained based on the echo signal. In this image,
Signals such as blood flowing to the imaging region while being tagged are reflected with contrast different from that of other parts, so that dynamic information such as blood can be provided.
【0018】以下の発明の構成で説明するように、一例
として、タグ付けを行なってからエコー信号を収集する
までの時間、或は、タグ付けを行なう一部領域の位置を
撮像領域にて徐々に変更しながら、エコー信号が収集さ
れ、画像に生成される。かかる時間や位置の変更に対応
して生成された複数枚の画像を順に観察することで、血
液などの動きのある対象物の動態を擬似的に把握するこ
とができる。As will be described in the structure of the present invention, as an example, the time from tagging to collection of an echo signal or the position of a partial area to be tagged is gradually set in the imaging area. The echo signal is collected and generated into an image while changing to By sequentially observing a plurality of images generated in response to such a change in time or position, it is possible to simulate the dynamics of a moving object such as blood.
【0019】具体的な構成として、本発明に係る磁気共
鳴イメージング方法は、被検体の撮像領域に選択励起傾
斜磁場と共にタグ付けインバージョン(IR)パルスを
印加して当該撮像領域の少なくとも一部の領域のスピン
を反転させるタグ付けを含む処理を行い、この後、一定
時間が経過した後にパルスシーケンスを開始して前記ス
ピンのエコー信号を受信し、このエコー信号から前記撮
像領域内の動きのある撮像対象を画像化する磁気共鳴イ
メージング方法において、前記一部の領域の空間位置を
変更して前記選択励起傾斜磁場及びインバージョンパル
スを複数回印加し、この印加の度に、前記一定時間の経
過の後に前記パルスシーケンスを実行することを特徴と
する。As a specific configuration, in the magnetic resonance imaging method according to the present invention, a tagging inversion (IR) pulse is applied to an imaging region of an object together with a selective excitation gradient magnetic field, and at least a part of the imaging region is applied. A process including tagging for inverting the spin of the region is performed, and thereafter, after a certain period of time, a pulse sequence is started to receive an echo signal of the spin, and from the echo signal, there is movement in the imaging region. In the magnetic resonance imaging method for imaging an imaging target, the spatial position of the partial region is changed to apply the selective excitation gradient magnetic field and the inversion pulse a plurality of times. And executing the pulse sequence.
【0020】例えば、前記処理は、前記撮像領域全体に
最初に別のインバージョンパルスを印加し、その直後に
前記タグ付けインバージョンパルスを印加する工程を含
む。For example, the processing includes a step of first applying another inversion pulse to the entire imaging region, and immediately thereafter applying the tagging inversion pulse.
【0021】また、好適には、前記一部の領域の空間位
置の変更に伴って複数回、実行される前記パルスシーケ
ンスに応答して発生するエコー信号から複数の画像を生
成し、この複数の画像を所定の順に連続的に表示するこ
とができる。例えば、前記複数の画像は、前記一部の領
域の空間位置の変更順に応じて連続的に表示される。Preferably, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area. Images can be displayed continuously in a predetermined order. For example, the plurality of images are continuously displayed according to the change order of the spatial position of the partial area.
【0022】さらに例えば、前記一部の領域の空間位置
の変更に伴って複数回、実行される前記パルスシーケン
スに応答して発生するエコー信号から複数の画像を生成
し、この複数の画像から一定値の画素を投影した複数の
投影画像を作成し、この複数の投影画像を所定の順に連
続的に表示することができる。Further, for example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and a plurality of images are generated from the plurality of images. A plurality of projection images obtained by projecting the pixels of the value can be created, and the plurality of projection images can be displayed continuously in a predetermined order.
【0023】さらに、一例として、前記一部の領域の空
間位置の変更に伴って複数回、実行される前記パルスシ
ーケンスに応答して発生するエコー信号から複数の画像
を生成し、この複数の画像上で、前記一部の領域に対応
する画像上の位置を求めて当該位置にマスキング処理を
施し、このマスキング処理後の複数の画像から一定値の
画素を投影した1つ又は複数の投影画像を作成し、この
投影画像に表示するようにしてもよい。この場合、例え
ば、前記投影画像は複数作成され、この複数の投影画像
が所定の順に連続表示される。Further, as one example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and the plurality of images are generated. Above, a position on the image corresponding to the partial area is obtained, a masking process is performed on the position, and one or a plurality of projected images obtained by projecting pixels of a fixed value from the plurality of images after the masking process are obtained. It may be created and displayed on this projected image. In this case, for example, a plurality of the projection images are created, and the plurality of projection images are continuously displayed in a predetermined order.
【0024】さらに、好適には、前記一定値の画素を投
影する処理は、画素値の最大値又は最小値を投影する処
理である。Further, preferably, the process of projecting a pixel having a constant value is a process of projecting a maximum value or a minimum value of a pixel value.
【0025】さらに、別の例として、前記一部の領域の
空間位置の変更に伴って複数回、実行される前記パルス
シーケンスに応答して発生するエコー信号から複数の画
像を生成し、この複数の画像それぞれにおける前記一部
の領域により2分割される分割領域の内の一方のみを連
続的に表示するようにしてもよい。Further, as another example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and the plurality of images are generated. In each of the images, only one of the divided areas divided by the partial area may be continuously displayed.
【0026】さらに、別の例として、前記一部の領域の
空間位置の変更に伴って複数回、実行される前記パルス
シーケンスに応答して発生するエコー信号から複数の画
像を生成し、この複数の画像それぞれにおける前記一部
の領域により2分割される分割領域の内の一方のみにマ
スキング処理を施すこともできる。このとき、好適に
は、前記マスキング処理を施した複数の画像を連続的に
表示するようにする。また、前記マスキング処理を施し
た複数の画像それぞれの少なくとも一部から一定値の画
素を投影した1つ又は複数の投影画像を作成し、この投
影画像を表示するようにしてもよい。例えば、前記マス
キング処理は、前記撮像対象の動きの方向の上流側の分
割領域に施される。Further, as another example, a plurality of images are generated from echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in the spatial position of the partial area, and the plurality of images are generated. It is also possible to apply a masking process to only one of the two divided areas by the partial area in each of the images. At this time, preferably, a plurality of images subjected to the masking processing are displayed continuously. In addition, one or more projection images may be created by projecting a pixel of a fixed value from at least a part of each of the plurality of images subjected to the masking process, and the projection images may be displayed. For example, the masking process is performed on a divided area on the upstream side in the direction of movement of the imaging target.
【0027】さらに、別の例として、前記タグ付けイン
バージョンパルスは、前記撮像対象の動きに比較して同
時と見なすことができる微小時間毎に連続して印加する
複数のインバージョンパルスから成り、これにより、各
回のスキャン毎に、前記少なくとも一部の領域が複数設
定される。このときの好適な一例として、前記複数のイ
ンバージョンパルス及びこのパルスと同時に印加する前
記選択励起傾斜磁場の印加条件は、前記少なくとも一部
の領域が前記撮像領域上に空間的に一定間隔で並び且つ
各回スキャン毎に相互にずれた位置になるように設定さ
れる。Further, as another example, the tagging inversion pulse is composed of a plurality of inversion pulses that are continuously applied at every minute time that can be regarded as simultaneous as compared with the movement of the imaging object, Thereby, a plurality of the at least some areas are set for each scan. As a preferable example at this time, the application condition of the plurality of inversion pulses and the selective excitation gradient magnetic field applied simultaneously with the pulses is such that the at least a part of the regions is spatially arranged at a constant interval on the imaging region. In addition, they are set so that they are shifted from each other for each scan.
【0028】また、本発明の磁気共鳴イメージング方法
は、選択励起傾斜磁場と共にタグ付けインバージョン
(IR)パルスの条件を変更しながら被検体の撮像領域
に当該傾斜磁場及びパルスを印加して当該撮像領域の一
部の領域のスピンを反転させ、この後、一定時間が経過
した後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコ
ー信号を受信するという処理を複数回繰り返し、前記エ
コー信号から前記撮像領域内の動きのある撮像対象を各
回毎に画像化し、この複数の画像上での撮像対象の表示
具体から前記一部の領域の最適な位置及び大きさを決め
る前工程を含む態様を採ることもできる。例えば、前記
前工程は、前記複数の画像を、変更される前記一部領域
の大きさの順に連続表示する処理を含む。In the magnetic resonance imaging method of the present invention, the gradient magnetic field and the pulse are applied to the imaging region of the subject while changing the conditions of the tagging inversion (IR) pulse together with the selective excitation gradient magnetic field. The process of inverting the spin of a partial region of the region and thereafter starting a pulse sequence after a certain time has elapsed and receiving the echo signal of the spin is repeated a plurality of times. It is also possible to adopt an aspect including a pre-process for deciding the optimum position and size of the partial area from the specifics of the display of the imaging target on the plurality of images from the imaging of the imaging target having the movement every time. . For example, the preceding step includes a process of continuously displaying the plurality of images in the order of the size of the partial area to be changed.
【0029】さらに、本発明の磁気共鳴イメージング方
法は、被検体の撮像領域に選択励起傾斜磁場と共に1個
のインバージョン(IR)パルスを印加して当該撮像領
域全体のスピンを反転させ、この後、一定時間が経過し
た後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー
信号を受信し、このエコー信号から前記撮像領域内の動
きのある撮像対象を画像化するようにしてもよい。Further, according to the magnetic resonance imaging method of the present invention, one inversion (IR) pulse is applied to an imaging region of a subject together with a selective excitation gradient magnetic field to invert the spin of the entire imaging region. Alternatively, a pulse sequence may be started after a lapse of a predetermined time to receive an echo signal of the spin, and an image of a moving imaging target in the imaging region may be formed from the echo signal.
【0030】さらにまた、本発明の磁気共鳴イメージン
グ方法は、被検体の撮像領域に選択励起傾斜磁場と共に
インバージョン(IR)パルスを印加して当該撮像領域
の少なくとも一部のスピンを反転させるタグ付けを含む
処理を行い、このタグ付けに伴う前記撮像領域のエコー
信号の変化を検出し、この信号変化に基づいて前記撮像
領域内の動きのある撮像対象を画像化するようにしても
よい。Still further, in the magnetic resonance imaging method of the present invention, a tagging method in which an inversion (IR) pulse is applied to an imaging region of a subject together with a selective excitation gradient magnetic field to invert at least a part of spins in the imaging region. May be performed to detect a change in the echo signal of the imaging region due to the tagging, and to image a moving imaging target in the imaging region based on the signal change.
【0031】例えば、前記撮像対象は、前記撮像領域を
通る血流である。For example, the imaging target is a blood flow passing through the imaging region.
【0032】一方、本発明に係る磁気共鳴イメージング
装置によれば、被検体の撮像領域に選択励起傾斜磁場と
共にタグ付けインバージョン(IR)パルスを印加して
当該撮像領域の少なくとも一部の領域のスピンを反転さ
せるタグ付けを含む処理を行う手段、前記タグ付けイン
バージョンパルスの印加後、一定時間が経過した後にパ
ルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を受
信する手段と、このエコー信号から前記撮像領域内の動
きのある撮像対象を画像化する手段とを備えた磁気共鳴
イメージング装置において、前記一部の領域の空間位置
を変更して前記選択励起傾斜磁場及びインバージョンパ
ルスを複数回印加する手段と、この印加の度に、前記一
定時間の経過の後に前記パルスシーケンスを実行する手
段とを備えたことを特徴とする。On the other hand, according to the magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, a tagging inversion (IR) pulse is applied to the imaging region of the subject together with the selective excitation gradient magnetic field, and at least a part of the imaging region is obtained. Means for performing processing including tagging for inverting spins, means for starting a pulse sequence after a certain period of time has elapsed after application of the tagging inversion pulse, and means for receiving an echo signal of the spin; and Means for imaging a moving imaging target in the imaging region, wherein the selective excitation gradient magnetic field and the inversion pulse are applied a plurality of times by changing the spatial position of the partial region. And a means for executing the pulse sequence after the elapse of the predetermined time for each application. And it features.
【0033】本発明のその他の態様に係る具体的な構成
及び特徴は、以下に記す発明の実施形態及び添付図面に
より明らかにされる。Specific configurations and features according to other aspects of the present invention will become apparent from the following embodiments of the present invention and the accompanying drawings.
【0034】[0034]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面に基づき説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.
【0035】(第1の実施形態)第1の実施形態に係る
MRI(磁気共鳴イメージング)装置を、図1〜3を参
照して説明する。(First Embodiment) An MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to a first embodiment will be described with reference to FIGS.
【0036】このMRI装置は、特徴的には、造影剤を
使用することなく、被検体内の動く対象物としての例え
ば血流の動態を表す擬似的なダイナミック画像を例えば
シネモード画像として提示する非造影MRアンギオグラ
フィ(MRA)を実行する機能を有する。この非造影M
RAを行なうパルスシーケンスには、選択励起の高調波
反転回復(IR)パルスを用いる。This MRI apparatus is characterized in that a pseudo dynamic image representing, for example, the dynamics of a blood flow as a moving object in a subject is displayed as a cine mode image without using a contrast agent. It has a function of executing contrast MR angiography (MRA). This non-contrast M
A pulse sequence for performing RA uses a harmonic inversion recovery (IR) pulse of selective excitation.
【0037】このMRI装置の概略構成を図1に示す。
この装置構成は、後述する各実施形態で共通に使用可能
なものである。FIG. 1 shows a schematic configuration of the MRI apparatus.
This device configuration can be commonly used in each embodiment described later.
【0038】このMRI装置は、被検体としての患者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、患者Pに息止めを指令するための息
止め指令部とを備えている。This MRI apparatus uses a patient P as a subject.
Bed, a static magnetic field generator for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generator for adding positional information to the static magnetic field, a transmitter / receiver for transmitting and receiving high-frequency signals, control of the entire system and image reconstruction A control / arithmetic unit responsible for
The apparatus includes an electrocardiogram measurement unit that measures an ECG signal as a signal representing a cardiac phase of the subject P, and a breath-holding command unit that commands the patient P to hold his / her breath.
【0039】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H0 を発生させ
る。なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられて
いる。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。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。The static magnetic field generating section includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power supply 2 for supplying a current to the magnet 1, and has a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. the axial direction (Z axis direction) to generate a static magnetic field H 0. Note that a shim coil 14 is provided in this magnet portion. The shim coil 14 is supplied with a current for homogenizing a static magnetic field from a shim coil power supply 15 under the control of a host computer described later. The couch part can retreatably insert the top plate on which the subject P is placed into the opening of the magnet 1.
【0040】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。この傾斜磁場コイ
ルユニット3は、互いに直交するX、Y及びZ軸方向の
傾斜磁場を発生させるための3組(種類)のx,y,z
コイル3x〜3zを備える。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。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、x,y,zコイル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。The gradient magnetic field generator has a gradient coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient magnetic field coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z for generating gradient magnetic fields in X, Y, and Z axis directions orthogonal to each other.
The coils 3x to 3z are provided. The gradient magnetic field section also has x,
A gradient magnetic field power supply 4 for supplying a current to the y, z coils 3x to 3z is provided. The gradient magnetic field power supply 4 supplies a pulse current for generating a gradient magnetic field to the x, y, and z coils 3x to 3z under the control of a sequencer 5 described later.
【0041】傾斜磁場電源4からx,y,zコイル3x
〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である3軸X,Y,Z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Gs、位相エ
ンコード方向傾斜磁場Ge、および読出し方向(周波数
エンコード方向)傾斜磁場Grの各論理軸方向を任意に
設定・変更することができる。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
H0に重畳される。An x, y, z coil 3x from the gradient magnetic field power supply 4
By controlling the pulse current supplied to ~ 3z,
The gradient magnetic fields in the three axes X, Y, and Z directions, which are physical axes, are synthesized, and the respective logics of a slice-direction gradient magnetic field Gs, a phase encoding direction gradient magnetic field Ge, and a readout direction (frequency encoding direction) gradient magnetic field Gr that are orthogonal to each other. The axial direction can be set and changed arbitrarily. Slice direction, phase encoding direction, and gradient magnetic fields in the readout direction are superimposed on the static magnetic field H 0.
【0042】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
に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。こ
の送信器8T及び受信器8Rは、後述するシーケンサ5
の制御のもとで動作する。送信器8Tは、核磁気共鳴
(NMR)を起こ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。受信器8Rは、R
Fコイル7が受信したエコー信号(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変換してエコー信号に応じたデジタル量のエ
コーデータ(原データ)を生成する。The transmitting / receiving section includes an RF coil 7 disposed near the subject P in the imaging space in the magnet 1,
And a transmitter 8T and a receiver 8R, which are connected to each other. The transmitter 8T and the receiver 8R are connected to a sequencer 5 described later.
It operates under the control of. The transmitter 8T supplies the RF coil 7 with an RF current pulse having a Larmor frequency for causing nuclear magnetic resonance (NMR). The receiver 8R has R
The echo signal (high-frequency signal) received by the F coil 7 is fetched, subjected to various signal processing such as preamplification, intermediate frequency conversion, phase detection, low frequency amplification, and filtering, and then A / D converted. A digital amount of echo data (original data) corresponding to the echo signal is generated.
【0043】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
2、入力器13、および音声発生器16を備える。この
内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順によ
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。The control / arithmetic unit includes a sequencer (also called a sequence controller) 5, a host computer 6, an arithmetic unit 10, a storage unit 11, and a display unit 1.
2, an input device 13 and a sound generator 16. Among them, the host computer 6 has a function of instructing the sequencer 5 with pulse sequence information and controlling the operation of the entire apparatus by the stored software procedure.
【0044】ホスト計算機6は、位置決め用スキャンな
どの準備作業に引き続いて、図2に示すパルスシーケン
スに基づいてイメージングスキャンを実施する。このイ
メージングスキャンは、画像再構成に必要なエコーデー
タの組を収集するスキャンであり、ここでは2次元スキ
ャンに設定されている。イメージングスキャンは、EC
G信号に依るECGゲート法を併用して行われる。な
お、このECGゲート法は場合によっては併用しなくて
もよい。The host computer 6 performs an imaging scan based on the pulse sequence shown in FIG. 2, following a preparation operation such as a positioning scan. This imaging scan is a scan for collecting a set of echo data necessary for image reconstruction, and is set to a two-dimensional scan here. Imaging scan is EC
This is performed using the ECG gate method based on the G signal. The ECG gate method may not be used in some cases.
【0045】このパルスシーケンスとしては、3次元
(3D)スキャンまたは2次元(2D)スキャン)であ
る。そのパルス列の形態としては、SE(スピンエコ
ー)法、FSE(高速SE)法、FASE(高速 As
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)、E
PI(エコープラナーイメージング)法、などが用いら
れる。The pulse sequence is a three-dimensional (3D) scan or a two-dimensional (2D) scan. As the form of the pulse train, there are an SE (spin echo) method, an FSE (fast SE) method, and a FASE (fast As)
ymmetric SE) method (that is, an imaging method in which the half Fourier method is combined with the fast SE method), E
A PI (echo planar imaging) method or the like is used.
【0046】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が出力したエコー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。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルス
シーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、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。The sequencer 5 has a CPU and a memory, stores pulse sequence information sent from the host computer 6, and controls the operations of the gradient magnetic field power supply 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R according to the information. And simultaneously input the echo data output by the receiver 8R,
This is configured to be transferred to the arithmetic unit 10. Here, the pulse sequence information is all information necessary to operate the gradient magnetic field power supply 4, the transmitter 8T, and the receiver 8R in accordance with a series of pulse sequences, for example, x, y, z coils 3x to 3z. And information on the intensity of the pulse current to be applied to the device, the application time, the application timing, and the like.
【0047】また、演算ユニット10は、受信器8Rが
出力したエコーデータ(原データ又は生データ)をシー
ケンサ5を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ
空間(k空間または周波数空間とも呼ばれる)にエコー
データを配置し、このエコーデータを各組毎に2次元又
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。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、差分演算処理などを行うこ
とができる。The arithmetic unit 10 receives the echo data (original data or raw data) output from the receiver 8R through the sequencer 5 and echoes the echo data to a Fourier space (also called k-space or frequency space) on its internal memory. The data is arranged, and this echo data is subjected to two-dimensional or three-dimensional Fourier transform for each group to reconstruct image data in a real space. Further, the arithmetic unit can perform a process of synthesizing data relating to the image, a difference operation process, and the like as necessary.
【0048】この合成処理には、2次元の複数フレーム
の画像データを対応する画素毎に加算する加算処理、3
次元データに対して視線方向の最大値又は最小値を選択
する最大値投影(MIP)又は最小値(MIP)投影処
理などが含まれる。また、合成処理の別の例として、フ
ーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとってエコー
データのまま1フレームのエコーデータに合成するよう
にしてもよい。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。In the synthesizing process, an adding process of adding image data of a plurality of two-dimensional frames for each corresponding pixel, 3
Maximum value projection (MIP) or minimum value (MIP) projection processing for selecting the maximum value or the minimum value in the line-of-sight direction for the dimensional data is included. Further, as another example of the combining process, the axes of a plurality of frames may be matched in Fourier space, and the echo data may be combined with the echo data of one frame as it is. Note that the addition processing includes simple addition processing, averaging processing, weighted addition processing, and the like.
【0049】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。表示器12は画像
を表示する。また入力器13を介して、術者が希望する
撮影条件、パルスシーケンス、画像合成や差分演算に関
する情報をホスト計算機6に入力できる。The storage unit 11 can store not only the reconstructed image data but also the image data on which the above-described synthesizing processing and differential processing have been performed. The display 12 displays an image. In addition, the operator can input, to the host computer 6, imaging conditions desired by the operator, pulse sequences, and information regarding image synthesis and difference calculation.
【0050】また、息止め指令部の一要素として音声発
生器16を備える。この音声発生器16は、ホスト計算
機6から指令があったときに、息止め開始及び息止め終
了のメッセージを音声として発することができる。A voice generator 16 is provided as an element of the breath-hold command section. The voice generator 16 can emit a breath-hold start and a breath-hold end message as voice when instructed by the host computer 6.
【0051】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。この心電計測
部による計測信号は、イメージングスキャンを実行する
ときにシーケンサ5により用いられる。これにより、E
CGゲート法(心電同期法)による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ECGゲー
ト法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。Further, the electrocardiogram measuring section comprises an ECG sensor 17 which is attached to the body surface of the subject and detects an ECG signal as an electric signal. 6 and an ECG unit 18 for outputting to the sequencer 5. The measurement signal from the electrocardiograph is used by the sequencer 5 when performing an imaging scan. This gives E
Synchronization timing by the CG gate method (cardiac synchronization method) can be set appropriately, and data can be collected by performing an imaging scan of the ECG gate method based on the synchronization timing.
【0052】次に、図2〜3を参照して、本実施形態に
係るMRI装置の動作を説明する。Next, the operation of the MRI apparatus according to this embodiment will be described with reference to FIGS.
【0053】図2には、本実施形態に係る非造影MRア
ンギオグラフィで用いるパルスシーケンスを、図3に
は、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明す
る図を示す。なお、理解を容易にするため、この実施形
態で行なう非造影MRアンギオグラフィは、3回の2次
元スキャンを行なって、連続する3枚の最終的な画像を
得て、これらをシネ表示するものとする。FIG. 2 shows a pulse sequence used in non-contrast MR angiography according to the present embodiment, and FIG. 3 shows a process for explaining a process from scanning to generation of a display image. In order to facilitate understanding, non-contrast MR angiography performed in this embodiment involves performing three two-dimensional scans to obtain three continuous final images and displaying them in a cine form. And
【0054】また、実際の画像では信号値が低い画素ほ
ど暗く表示されるが、図2(b)〜(d)では高信号に
描出される部分ほど濃いハッチングで表し、低信号の描
出領域は薄いハウジングで表すものとする。In an actual image, a pixel having a lower signal value is displayed darker, but in FIGS. 2B to 2D, a portion which is rendered as a high signal is represented by darker hatching, and a region in which a low signal is rendered is represented. It shall be represented by a thin housing.
【0055】最初にパルスシーケンスを説明する。図2
(a)〜(c)に示すパルスシーケンスは、非常に短い
時間(2〜10ms)の間に2つのインバージョンパル
スを印加する前述した図15の手法に基づくパルス列で
ある。具体的には、ECG信号のR波に同期して(R波
に対する遅延時間は任意)1回目のインバージョンパル
スPinv−Aが撮像したい領域CS(図3(a)参
照)を含むように非選択的に印加される。First, the pulse sequence will be described. FIG.
The pulse sequences shown in (a) to (c) are pulse trains based on the above-described method of FIG. 15 in which two inversion pulses are applied during a very short time (2 to 10 ms). More specifically, the first inversion pulse P inv-A includes an area CS to be imaged (see FIG. 3A) in synchronization with the R wave of the ECG signal (the delay time for the R wave is arbitrary). It is applied non-selectively.
【0056】この後、血流速度から見た場合、同時であ
ると見なすことができる、極めて短い時間が経過した後
で、2回目のインバージョンパルスPinv−Bが選択
励起傾斜磁場Geと共に印加される。この後、予め定め
た一定のTI時間(例えば600ms)が経過すると、
例えばFSE法に拠るパルスシーケンスに基づくイメー
ジングスキャンが撮像領域CSに対して実行される。Thereafter, when viewed from the blood flow velocity, a second inversion pulse P inv-B is applied together with the selective excitation gradient magnetic field Ge after a very short period of time, which can be regarded as simultaneous. Is done. After this, when a predetermined TI time (for example, 600 ms) elapses,
For example, an imaging scan based on a pulse sequence based on the FSE method is performed on the imaging region CS.
【0057】なお、図2(a)〜(c)の各パルスシー
ケンスは、2回目のインバージョンパルスPinv−B
に拠る選択励起位置、すなわち撮像領域CSに対するタ
グ領域RGA(スピン反転領域)の空間的位置を変える
ように構成されている点が相互に異なっている。具体的
には、インバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数
のオフセット量Dfが互いに変更されている。Each of the pulse sequences shown in FIGS. 2A to 2C corresponds to the second inversion pulse P inv-B
To depend selective excitation position, namely that it is configured to change the spatial position of the tag area RG A (spin inversion region) are different from each other with respect to the imaging region CS. Specifically, the offset amount Df of the carrier frequency of the inversion pulse P inv-B is changed from each other.
【0058】そこで、2回目のインバージョンパルスP
inv−Bによって選択的に励起されるタグ領域RGA
(:RGA1〜RGA3)は、選択励起傾斜磁場Geと
周波数オフセット量Dfの調整によって、最初には、図
3(a)左欄の点線で如く、撮像対象である患者(被検
体)における、撮像する領域CS(例えば断面)に流入
する血液BDの上流部分に設定される。Therefore, the second inversion pulse P
inv-B by selectively excited the tag area RG A
(: RG A1 to RG A3 ) are first adjusted by adjusting the selective excitation gradient magnetic field Ge and the frequency offset amount Df in the patient (subject) to be imaged as indicated by the dotted line in the left column of FIG. Is set at an upstream portion of the blood BD flowing into a region CS (for example, a cross section) to be imaged.
【0059】撮像時には、ホスト計算機6は、かかるタ
グ領域RGAの設定位置の情報を含むパルシーケンス情
報をシーケンサ5に送る。これに応答し、シーケンサ5
は、与えられたパルスシーケンス情報にしたがって、傾
斜磁場電源4及び送信器8Tを駆動する。これにより、
図2(a)のパルスシーケンスのパルス列を構成するパ
ルスが時系列に印加される。[0059] During imaging, the host computer 6 sends the pulse sequence information includes information for setting the position of such tag area RG A sequencer 5. In response, sequencer 5
Drives the gradient power supply 4 and the transmitter 8T according to the given pulse sequence information. This allows
The pulses constituting the pulse train of the pulse sequence of FIG. 2A are applied in a time series.
【0060】これにより、前述の図15で説明した如
く、最初のインバージョンパルスPi nv−Aにより撮
像領域CS全体のスピンが180度、反転される。しか
し、その後直ぐに印加される2回目のインバージョンパ
ルスPinv−Bにより、選択されたタグ領域RGAの
スピンのみが再び180度反転(タグ付け)されて、ほ
ぼ初期状態に戻される(図15(b)参照)。このスピ
ンのフリップ角の戻り、すなわちタグ付けに拠り、前述
の図15(c)に模式的に示す如く、両方のインバージ
ョンパルスPinv−A及びPinv−Bで励起された
部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生する。[0060] Thus, as described in FIG. 15 described above, the spin of the entire imaging region CS by the initial inversion pulse P i nv-A 180 degrees it is reversed. But then the immediately second inversion pulse P inv-B to be applied, only spins in the selected tag area RG A is again rotated 180 degrees (tagging), returned to substantially the initial state (FIG. 15 (B)). Based on the return of the flip angle of the spin, that is, tagging, as schematically shown in FIG. 15C described above, the blood of the portion excited by both the inversion pulses P inv-A and P inv-B is obtained. The echo signal is generated with the highest intensity.
【0061】この血液からのエコー信号を含む全体のエ
コー信号は、RFコイル7を介して受信器8Rで受信さ
れ、エコーデータとしてシーケンサ5を介して演算ユニ
ット10に送られる。The whole echo signal including the echo signal from the blood is received by the receiver 8 R via the RF coil 7 and sent to the arithmetic unit 10 via the sequencer 5 as echo data.
【0062】演算ユニット10は、このエコーデータを
適宜な処理に付して2次元k空間に配置する。このk空
間全部でエコーデータで埋まると、演算ユニット10
は、そのエコーデータを2次元フーリエ変換し、図3
(b)左欄に示す如くの2次元の再構成画像IM
rec1を得る。The arithmetic unit 10 performs appropriate processing on the echo data and arranges the echo data in a two-dimensional k-space. When the entire k space is filled with the echo data, the arithmetic unit 10
Performs a two-dimensional Fourier transform of the echo data, and FIG.
(B) Two-dimensional reconstructed image IM as shown in the left column
Rec1 is obtained.
【0063】この再構成画像IMrec1から分かるよ
うに、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを印
加するときにタグ領域RGA内にあった血液BDは、そ
の磁化スピンが殆ど初期状態に戻されていることから、
撮像領域CS上において、2回目のインバージョンパル
スPinv−Bを印加した後、イメージング用のパルス
シーケンスPseqを印加するまでの間にタグ領域から
流れ出た分だけ部分的に高信号に描出される。また、タ
グ領域RGAのうち、背景となる動きの無い組織の部分
は、2回目のインバージョンパルスPinv−Bを受け
て殆ど初期状態のスピンになっているので、最初のイン
バージョンパルスPinv−Aが印加されただけの動き
の無い部分とは異なるコントラストで描出される。[0063] As can be seen from the reconstructed image IM rec1, blood BD that were in the tag area RG A when applying a second inversion pulse P inv-B is reversed magnetization spin almost initial state It has been
After the second inversion pulse P inv-B is applied on the imaging region CS, a portion of the signal that has flowed out of the tag region until the application of the imaging pulse sequence P seq is partially drawn as a high signal. You. Also, among the tag area RG A, part of the free tissue motion as a background, since almost become a spin in the initial state by receiving a second inversion pulse P inv-B, the first inversion pulse P The image is drawn with a contrast different from that of a portion having no motion where only inv-A is applied.
【0064】この再構成が終わると、演算ユニット10
により、再構成画像IMrec1の内、コントラストが
異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図
中、クロスハッチング部分MG1はマスキング領域を示
す。マスキング処理は、画像上のある範囲の画像値をあ
る一定の画素値に書き換える処理である。マスキング処
理により、図3(c)左欄のように表される中間画像I
Mint1が得られる。When this reconstruction is completed, the operation unit 10
As a result, the masking process is performed on a portion having a different contrast in the reconstructed image IM rec1 . In the figure, the cross-hatched portion MG 1 shows the masking area. The masking process is a process of rewriting a certain range of image values on an image to a certain pixel value. By the masking process, the intermediate image I represented as shown in the left column of FIG.
M int1 is obtained.
【0065】上述した第1回目のスキャンと同様にして
第2回目及び第3回目のスキャンも行なわれる。そし
て、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処
理されて、図3(c)の真中欄及び右欄に示す如く、マ
スキング処理を行った中間画像中間画像IMint2及
びIMint3が得られる。The second and third scans are performed in the same manner as the first scan described above. Then, the echo signals obtained by these scans are processed in the same manner, and as shown in the middle column and right column of FIG. 3C, intermediate images IM int2 and IM int3 that have been subjected to the masking process are obtained.
【0066】ただし、第2回目及び第3回目のスキャン
の場合には、2回目に選択的に印加するインバージョン
パルスPinv−Bの印加位置は図3(a)〜(c)の
真中欄及び右欄に示す如く、血液の流れ方向に沿って少
しずつ移動させるように、選択励起傾斜磁場Ge及びイ
ンバージョンパルスPinv−Bの搬送周波数(高周
波)のオフセット量が変更されて、前述したパルスシー
ケンスが実行される。However, in the case of the second and third scans, the application position of the inversion pulse P inv-B selectively applied at the second time is shown in the middle column of FIGS. 3 (a) to 3 (c). As shown in the right column, the offset amount of the carrier frequency (high frequency) of the selective excitation gradient magnetic field Ge and the inversion pulse P inv-B is changed so as to move the blood little by little along the blood flow direction. A pulse sequence is executed.
【0067】なお、演算ユニット10において実行され
る画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成
の処理のタイミングは任意でよい。The timing of the process of generating an intermediate image by image reconstruction and masking performed in the arithmetic unit 10 may be arbitrary.
【0068】このようにして中間画像IMint1,I
Mint2,IMint3が得られと、演算ユニット1
0は、この画像を適宜に組み合わせて最大値投影処理を
実行し、複数枚の最終画像IMfin1,I
Mfin2,IMfin3が生成される。この最大値投
影処理の際、最初の中間画像IMint1については、
そのままマスキング領域を外して1番目の最終画像IM
fin1として再記憶し、1番目及び2番目の中間画像
IMint1,IMint2については、それら画像間
の対応する2つの画素を相互に比較して大きい方を採る
ことで2番目の最終画像IMfin2が生成され、さら
に、1番目、2番目、及び3番目の中間画像IMi
nt1,IMint2,IMint3については、それ
らの対応する3画素を互いに比較して最大値を採ること
で3番目の採集画像IMfin3が生成される。Thus, the intermediate image IM int1 , I
When M int2 and IM int3 are obtained, the arithmetic unit 1
0 performs the maximum value projection process by appropriately combining the images, and outputs a plurality of final images IM fin1 and I fin1
M fin2 and IM fin3 are generated. At the time of this maximum intensity projection processing, for the first intermediate image IM int1 ,
1st final image IM without masking area
fin1 , and the first and second intermediate images IM int1 and IM int2 are compared with each other by comparing corresponding two pixels between the images, and the larger one is taken to obtain the second final image IM fin2 Is generated, and the first, second, and third intermediate images IM i
Regarding nt1 , IM int2 , and IM int3 , a third collected image IM fin3 is generated by comparing their corresponding three pixels with each other and taking the maximum value.
【0069】この3枚の最終画像IMfin1,IM
fin2,IMfin3は、表示器12によって、シネ
モードの元に連続的に動画表示される。これにより、関
心領域に流入する血液の流入状況(動態)をダイナミッ
クに観察し、把握することができる。The three final images IM fin1 , IM
The fin2 and the IM fin3 are continuously displayed on the display unit 12 in a cine mode in a moving image. Thereby, the inflow state (dynamics) of the blood flowing into the region of interest can be dynamically observed and grasped.
【0070】とくに、血液の動態が時間的により短い場
合でも同様のダイナミック観察を行うことができる。こ
の場合、全体のスキャン時間は長くなるが、インバージ
ョンパルスPinv−Bを印加するタグ領域RGAの空
間的位置の移動量を小さくして、より多くの画像を収集
すればよい。さらに、各画像の空間分解能を更に向上さ
せたい場合、インバージョンパルスPinv−Bを印加
するタグ領域RGAの空間的位置を変えずに、繰り返し
てスキャンすればよい。これにより、マトリクス数の多
い、すなわち空間分解能が高い画像を得ることができ
る。さらに、S/Nの高い画像を得たい場合も同様に、
インバージョンパルスPinv−Bを印加する空間的位
置を変えずにスキャンを繰り返し、加算回数の多いスキ
ャンを行なえばよい。In particular, the same dynamic observation can be performed even when the dynamics of blood is shorter in time. In this case, the total scan time becomes longer, to reduce the amount of movement of the spatial position of the tag area RG A for applying the inversion pulse P inv-B, may be collected more images. Furthermore, if it is desired to further improve the spatial resolution of each image, without changing the spatial position of the tag area RG A for applying the inversion pulse P inv-B, it may be scanned repeatedly. Thereby, an image having a large number of matrices, that is, an image having a high spatial resolution can be obtained. Further, when an image having a high S / N is desired, similarly,
Scanning may be repeated without changing the spatial position to which the inversion pulse P inv-B is applied, and scanning with a large number of additions may be performed.
【0071】つまり、前述した従来のCE−DMRAの
場合(図12参照)、造影剤に因って関心領域にて信号
変化が起こる時間は一定であるため、スキャンの繰返し
数などの撮像条件を変更すると、時間分解能が低下する
という問題があったが、本実施形態によれば、インバー
ジョンパルスによる反転励起を繰返し実行可能であるた
め、従来のような制約は無い。したがって、許される時
間内で、空間分解能、時間分解能を自由に変更でき、か
つ、その両方を共に向上させることができる。That is, in the case of the above-mentioned conventional CE-DMRA (see FIG. 12), since the time during which a signal change occurs in the region of interest due to the contrast agent is constant, the imaging conditions such as the number of scan repetitions must be changed. Although there is a problem that the time resolution is reduced when the change is made, according to the present embodiment, the inversion excitation by the inversion pulse can be repeatedly executed, so that there is no restriction as in the related art. Therefore, the spatial resolution and the temporal resolution can be freely changed within the allowable time, and both can be improved.
【0072】この実施形態は、以下のように種々の変形
が可能である。This embodiment can be variously modified as follows.
【0073】例えば、上述のダイナミック表示法の他の
例として、表示器12に3枚の最終画像IMfin1,
IMfin2,IMfin3を単純に同時表示させ、読
影者が目視によりそれらの画像を相互に比較するように
してもよい。これにより、目視による血行動態の観察が
可能になる。For example, as another example of the above-described dynamic display method, three final images IM fin1 ,
IM fin2 and IM fin3 may be simply displayed at the same time, and the image reader may visually compare the images with each other. This allows visual observation of hemodynamics.
【0074】また、本実施形態は血液を画像化するMR
Aについて説明したが、撮像対象としてその他の動きの
ある対象物、例えばCSFなどについても同様に画像化
できる。このCSFの場合、インバージョンパルスの印
加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜変更す
ればよい。In this embodiment, an MR for imaging blood is used.
Although A has been described, other moving objects such as CSF can be imaged in the same manner as the imaging target. In the case of this CSF, the time width from the application of the inversion pulse to the imaging scan may be appropriately changed.
【0075】また、図2に示すパルスシーケンスにおい
て、必要に応じて、2回目のインバージョンパルスP
inv−BとイメージングスキャンPseqとの間に
て、撮像する断面に在る脂肪からの信号を抑える脂肪抑
制パルスを印加するようにしてもよい。In the pulse sequence shown in FIG. 2, if necessary, the second inversion pulse P
Between the inv-B and the imaging scan P seq , a fat suppression pulse for suppressing a signal from fat present in a section to be imaged may be applied.
【0076】さらに、本実施形態は、前述した図15の
手法と同様にインバージョンパルスを2つ用いる手法に
基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前述した
図14に示すように、インバージョンパルスを1つだけ
用いる手法に基づいて上述の実施形態を行なってもよ
い。この場合の後処理は、前述の最大値東映処理に代え
て、最小値投影処理を行なえばよい。Further, in the present embodiment, the embodiment based on the method using two inversion pulses in the same manner as the above-described method of FIG. 15 has been described. Instead, as shown in FIG. The above embodiment may be performed based on a technique using only one inversion pulse. In the post-processing in this case, a minimum value projection process may be performed instead of the above-described maximum value Toei process.
【0077】また、本実施形態で使用可能なパルスシー
ケンスは、上述したようにFSE法を使用する例に限ら
ず、FE法、セグメンティドFE法、SE法、エコープ
ラナー法などの各種の手法を採用できる。さらに、デー
タ収集及び画像再構成についても、上述した2次元スキ
ャン及び2次元再構成に限定されるものでは無く、それ
らを3次元で行なってもよい。The pulse sequence that can be used in the present embodiment is not limited to the example using the FSE method as described above, and employs various methods such as the FE method, the segmented FE method, the SE method, and the echo planar method. it can. Further, the data acquisition and the image reconstruction are not limited to the two-dimensional scan and the two-dimensional reconstruction described above, but may be performed in three dimensions.
【0078】さらに、上述した実施形態では、中間画像
IMint1〜IMint3から最大値投影処理を行な
って最終画像IMfin1〜IMfin3を生成するよ
うにしたが、これについても各種の変形が可能である。
例えば、最大値投影処理を実行しないで、複数枚の中間
画像をシネモードで順に表示させるだけであっても、血
流の動態を観察することができる。また、中間画像を作
成するためのマスキング処理を省いてもよい。[0078] Further, in the embodiment described above has been to generate a final image IM fin1 to IM FIN3 by performing maximum value projection processing from the intermediate image IM int1 to IM int3, which will can be various modifications is there.
For example, the dynamics of the blood flow can be observed even if only a plurality of intermediate images are sequentially displayed in the cine mode without executing the maximum intensity projection processing. Further, a masking process for creating an intermediate image may be omitted.
【0079】(第2の実施形態)第2の実施形態に係る
MRI装置を、図4,5を参照して説明する。なお、こ
れ以降の実施形態において、前述した第1の実施形態に
おけるのと同一又は同等の構成要素には同一符号を付し
て、その説明を省略又は簡略化する。(Second Embodiment) An MRI apparatus according to a second embodiment will be described with reference to FIGS. In the following embodiments, the same or equivalent components as those in the above-described first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted or simplified.
【0080】この実施形態のMRI装置は、前述の図1
5記載の手法に基づくMRAを実施するものであるが、
とくに、インバージョンパルスの印加からスキャンま
で、すなわちイメージング用のスキャンを実行するまで
の時間内に血液が移動する距離よりも広い範囲の血管像
又は血流動態を表すシネ画像を収集することに特徴を有
する。The MRI apparatus of this embodiment is the same as that of FIG.
The MRA based on the method described in 5 is performed.
In particular, the method is characterized in that a blood vessel image or a cine image representing blood flow dynamics in a wider range than the distance traveled by blood within a period from application of an inversion pulse to scanning, that is, a time period until a scan for imaging is performed, is acquired. Having.
【0081】このMRI装置のハードウエア的な構成は
第1の実施形態のものと同一である。The hardware configuration of this MRI apparatus is the same as that of the first embodiment.
【0082】図4には、本実施形態に係る非造影MRア
ンギオグラフィ撮像で用いるパルスシーケンスを、図5
には、スキャンから表示画像生成までの処理過程を説明
する図を示す。この実施形態で行なう非造影MRアンギ
オグラフィは、3回の2次元スキャンを行なって、1枚
の広い範囲の最終的な血管像を得ものとする。FIG. 4 shows a pulse sequence used in non-contrast MR angiography imaging according to this embodiment.
FIG. 2 shows a diagram for explaining a process from scanning to generation of a display image. In the non-contrast MR angiography performed in this embodiment, three two-dimensional scans are performed to obtain a single wide area final blood vessel image.
【0083】なお、図5(b)〜(d)では画素値の大
小をハッチングの濃さで表しており、高信号に描出され
る部分ほど濃いハッチングで表している。In FIGS. 5B to 5D, the magnitude of the pixel value is represented by the density of the hatching, and the higher the signal is, the darker the hatching is.
【0084】最初にパルスシーケンスを説明する。図4
(a)〜(c)に示すパルスシーケンスは、非常に短い
時間(2〜10ms)の間隔で4つのインバージョンパ
ルスを印加する。具体的には、ECG信号のR波に同期
して(R波に対する遅延時間は任意)1回目のインバー
ジョンパルスPinv−Aが撮像したい領域CS(図5
(a)参照)を含むように非選択的に印加される。この
後、血流速度から見た場合、同時であると見なすことが
できる、極めて短い時間間隔で、2回目〜4回目のイン
バージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dが順次、
選択励起傾斜磁場Geと共に印加される。このインバー
ジョンパルスPinv−B〜Pinv− Dの印加位置
は、図5(a)左欄に示す如く、撮像領域CSに流入す
る血液の上流部分から下流方向に向かって一定間隔で並
ぶように、選択励起傾斜磁場Geとそれらのパルスの周
波数のオフセット量Dfが設定されている。このタグ領
域間の血流走行方向における空間間隔は、第1の実施形
態の場合とは異なり、インバージョンパルスが印加され
てからスキャンが開始されるまでの間に血液が進む距離
よりもやや長くなるように設定されている。なお、イン
バージョンパルス間の時間間隔は非常に短いので、これ
らの4個のインバージョンパルスは血流から見て同時と
見なすことができる。First, the pulse sequence will be described. FIG.
In the pulse sequences shown in (a) to (c), four inversion pulses are applied at very short time intervals (2 to 10 ms). Specifically, in synchronization with the R wave of the ECG signal (the delay time with respect to the R wave is arbitrary), the region CS where the first inversion pulse P inv-A is to be imaged (FIG. 5)
(See (a)). Thereafter, at very short time intervals, the second to fourth inversion pulses P inv-B to P inv-D can be regarded as simultaneous when viewed from the blood flow velocity,
It is applied together with the selective excitation gradient magnetic field Ge. Applied position of the inversion pulse P inv-B ~P inv- D, as shown in FIGS. 5 (a) the left column, as arranged at regular intervals from the upstream portion of the blood flowing into the imaging region CS in the downstream direction In addition, an offset amount Df of the frequency of the selective excitation gradient magnetic field Ge and those pulses is set. Unlike the first embodiment, the spatial interval between the tag regions in the blood flow traveling direction is slightly longer than the distance traveled by the blood from the application of the inversion pulse to the start of the scan. It is set to be. Since the time interval between inversion pulses is very short, these four inversion pulses can be regarded as simultaneous from the viewpoint of blood flow.
【0085】この一連のインバージョンパルスの印加の
後、予め定めた一定のTI時間(例えば600ms)が
経過すると、例えばFSE法に拠るパルスシーケンスに
基づくイメージングスキャンが撮像領域CSに対して実
行される。After the application of a series of inversion pulses, when a predetermined time TI (for example, 600 ms) elapses, an imaging scan based on a pulse sequence based on, for example, the FSE method is executed on the imaging region CS. .
【0086】なお、図4(a)〜(c)の各パルスシー
ケンスにおいいて、周波数のオフセット量Dfがシーケ
ンス毎に調整されている。これにより、2回目〜4回目
のインバージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dに
拠る3個の選択励起位置、すなわち撮像領域CSに対す
るタグ領域RGA〜RGCの空間的位置が図5(a)〜
(c)の左欄、真中欄、右欄に示す如く、互いに変更さ
れている。In each of the pulse sequences shown in FIGS. 4A to 4C, the frequency offset amount Df is adjusted for each sequence. Thus, three selective excitation position due to to 4 th second inversion pulse P inv-B ~P inv-D , i.e. the spatial location of the tag area RG A ~RG C with respect to the imaging region CS is 5 ( a) ~
As shown in the left column, the middle column, and the right column of FIG.
【0087】撮像が開始されると、第1の実施形態と同
様に、シーケンサ5により、与えられたパルスシーケン
ス情報にしたがって図4(a)のパルスシーケンスが実
行される。これにより、前述の如く、最初のインバージ
ョンパルスPinv−A及び2回目〜4回目のインバー
ジョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの何れかで励
起された部分の血液のエコー信号が一番、高強度に発生
する。このエコー信号はエコーデータとして演算ユニッ
ト10に送られる。演算ユニット10は、このエコーデ
ータを適宜な処理に付して2次元k空間に配置し、この
データを2次元フーリエ変換する。これにより、図5
(b)左欄に示す如くの2次元の再構成画像IM
rec1を得る。When the imaging is started, the pulse sequence shown in FIG. 4A is executed by the sequencer 5 according to the given pulse sequence information, as in the first embodiment. As a result, as described above, the echo signal of the blood excited by any one of the first inversion pulse P inv-A and the second to fourth inversion pulses P inv-B to P inv-D is reduced to one. In turn, it occurs with high strength. This echo signal is sent to the arithmetic unit 10 as echo data. The arithmetic unit 10 subjects the echo data to appropriate processing, arranges the echo data in a two-dimensional k-space, and performs a two-dimensional Fourier transform on the data. As a result, FIG.
(B) Two-dimensional reconstructed image IM as shown in the left column
Rec1 is obtained.
【0088】この再構成画像IMrec1から分かるよ
うに、2回目〜4回目のインバージョンパルスP
inv−B〜Pinv−Dを印加するときにタグ領域R
GA〜RG C内にあった血液BDは、その磁化スピンが
殆ど初期状態に戻されていることから、撮像領域CS上
において、2回目〜4回目のインバージョンパルスP
inv −B〜Pinv−Dを印加した後、イメージング
用のパルスシーケンスPseqを印加するまでの間にタ
グ領域から流れ出た分だけ部分的に高信号に描出され
る。また、タグ領域RGA〜RGCのうち、背景の動き
の無い組織の部分は、2回目〜4回目のインバージョン
パルスPinv−B〜Pinv−Dの何れかを受けて殆
ど初期状態のスピンになっているので、最初のインバー
ジョンパルスPin v−Aが印加されただけの動きの無
い部分とは異なるコントラストで描出される。This reconstructed image IMrec1You can see from
Sea urchin 2nd to 4th inversion pulse P
inv-B~ Pinv-DIs applied to the tag region R
GA~ RG CThe blood BD that was inside has its magnetization spin
Since it is almost returned to the initial state,
In the second to fourth inversion pulse P
inv -B~ Pinv-DAfter applying
Pulse sequence PseqT before applying
Signal is partially drawn to a high signal
You. Also, the tag area RGA~ RGCOut of the background movement
The part of the organization without the mark is the second to fourth inversion
Pulse Pinv-B~ Pinv-DAlmost any
Because the spin is in the initial state, the first invar
John pulse Pin vANo movement just by applying
The image is rendered with a different contrast from the uncolored part.
【0089】この再構成が終わると、演算ユニット10
により、再構成画像IMrec1の内、コントラストが
異なる部分についてマスキング処理が実行される。同図
中、クロスハッチング部分MG11〜MG21はマスキ
ング領域を示す。このマスキング処理により、図5
(c)左欄のように表される中間画像IMint1が得
られる。When this reconstruction is completed, the operation unit 10
As a result, the masking process is performed on a portion having a different contrast in the reconstructed image IM rec1 . In the figure, the cross-hatched portion MG 11 ~MG 21 denotes a masking area. By this masking process, FIG.
(C) An intermediate image IM int1 represented as shown in the left column is obtained.
【0090】上述した第1回目のスキャンと同様にして
第2回目及び第3回目のスキャンも行なわれる。そし
て、それらのスキャンにより得たエコー信号も同様に処
理されて、図5(c)の真中欄及び右欄に示す如く、マ
スキング処理を行った中間画像中間画像IMint2及
びIMint3が得られる。The second and third scans are performed in the same manner as the first scan described above. Then, the echo signals obtained by these scans are processed in the same manner, and as shown in the middle column and the right column of FIG. 5C, intermediate images IM int2 and IM int3 subjected to the masking process are obtained.
【0091】ただし、第2回目及び第3回目のスキャン
の場合には、2回目〜4回目に選択的に印加するインバ
ージョンパルスPinv−B〜Pinv−Dの印加位置
は図5(a)〜(c)の真中欄及び右欄に示す如く、血
液の流れ方向に沿って少しずつ下流に移動させるよう
に、選択励起傾斜磁場Ge及びインバージョンパルスP
inv−B〜Pinv−Dの周波数オフセット量Dfが
変更されて、前述したパルスシーケンスが実行される。However, the second and third scans
In the case of (2), the
Version pulse Pinv-B~ Pinv-DApplication position
Are blood as shown in the middle and right columns of FIGS.
Move it little by little along the liquid flow direction
In addition, the selective excitation gradient magnetic field Ge and the inversion pulse P
inv-B~ Pinv-DFrequency offset amount Df
The pulse sequence described above is changed.
【0092】なお、演算ユニット10において実行され
る画像再構成及びマスキング処理による中間画像の生成
の処理のタイミングは任意でよい。The timing of the process of generating an intermediate image by image reconstruction and masking performed in the arithmetic unit 10 may be arbitrary.
【0093】このように得られた中間画像I
Mint1,IMint2,IMint3は、演算ユニ
ット10により、最大値投影処理に付され、1枚の最終
画像IMfinが生成される。この最終画像IMfin
は表示器12によって表示される。これにより、関心領
域に流入する血液の流入状況(動態)を観察することが
できる。The intermediate image I thus obtained
M int1 , IM int2 , and IM int3 are subjected to maximum value projection processing by the arithmetic unit 10 to generate one final image IM fin . This final image IM fin
Is displayed by the display unit 12. Thereby, the inflow state (dynamics) of the blood flowing into the region of interest can be observed.
【0094】このように、複数回行う各回のスキャンに
おいて、2回目〜4回目のインバージョンパルスの印加
時に複数のタグ領域RGA〜RGCに在った血液の移動
分を同時に検出して、インバージョンパルス印加からス
キャンまでの間に血流が移動する距離以上に広い範囲の
血管像が得られる。これにより、1回のスキャンで設定
する複数個のタグ領域の数(つまり2回目以降のインバ
ージョンの印加数)、その幅(選択励起幅)、全体のス
キャン回数などの条件を適宜に選択することにより、血
流速度が遅い場合でも、少ないスキャン回数で、血流の
全走行路を網羅した広い領域にわたって精細な血管像を
提供することができる。[0094] Thus, in each round of scanning a plurality of times, and detects the moving amount of the second to fourth th inversion pulse blood lies at a plurality of tag area RG A ~RG C upon application of the same time, A blood vessel image can be obtained over a wider range than the distance that the blood flow moves between the application of the inversion pulse and the scan. As a result, conditions such as the number of tag regions to be set in one scan (that is, the number of applied inversions after the second scan), the width thereof (selective excitation width), and the number of scans as a whole are appropriately selected. Thus, even when the blood flow velocity is low, a fine blood vessel image can be provided with a small number of scans over a wide area covering the entire travel path of the blood flow.
【0095】この実施形態は、以下の変形も可能であ
る。This embodiment can be modified as follows.
【0096】上述した実施形態において得られた複数の
中間画像IMint1〜IMint3から、マスキング
処理を施していない残りの部分の画像R1〜R9を切り
出し、例えばこの順に表示してもよい。From the plurality of intermediate images IMint1 to IMint3 obtained in the above embodiment, the remaining images R1 to R9 that have not been subjected to the masking process may be cut out and displayed, for example, in this order.
【0097】また、前述した図3(d)に示した如く、
最大値投影処理に付す元画像(ここでは中間画像)を増
やしながら、複数枚の最大値投影画像を作成し、それら
を適宜な順番に表示するようにしてもよい。これによ
り、擬似的に血流動態のダイナミック画像を提供するこ
とができ、血流の挙動の把握が容易化される。Further, as shown in FIG.
While increasing the number of original images (here, intermediate images) to be subjected to the maximum value projection processing, a plurality of maximum value projection images may be created and displayed in an appropriate order. Thereby, a dynamic image of the blood flow dynamics can be provided in a pseudo manner, and the behavior of the blood flow can be easily grasped.
【0098】さらに、本実施形態は血液を画像化するM
RAについて説明したが、撮像対象としてその他の動き
のある対象物、例えばCSFなどについても同様に画像
化できる。このCSFの場合、インバージョンパルスの
印加からイメージングスキャンまでの時間幅を適宜に変
更すればよい。Further, in the present embodiment, M is used to image blood.
Although RA has been described, other moving objects, such as CSF, can be similarly imaged as imaging targets. In the case of this CSF, the time width from the application of the inversion pulse to the imaging scan may be appropriately changed.
【0099】また、図4に示すパルスシーケンスにおい
て、必要に応じて、4回目のインバージョンパルスP
inv−DとイメージングスキャンPseqとの間で脂
肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。In the pulse sequence shown in FIG. 4, if necessary, the fourth inversion pulse P
A fat suppression pulse may be applied between inv-D and the imaging scan Pseq .
【0100】さらに、本実施形態は、前述した図15の
手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前
述した図14に示す手法に基づいて上述の実施形態を行
なってもよい。この場合は、前述の最大値東映処理に代
えて、最小値投影処理を行なえばよい。Further, in the present embodiment, the embodiment based on the method shown in FIG. 15 has been described. Alternatively, the above-described embodiment may be performed based on the method shown in FIG. In this case, a minimum value projection process may be performed instead of the maximum value Toei process described above.
【0101】一方、本実施形態では、イメージング用の
パルスシーケンスは、FE法、セグメンティドFE法、
SE法、エコープラナー法などの各種の手法を採用でき
る。さらに、データ収集及び画像再構成は3次元で行な
ってもよい。On the other hand, in the present embodiment, the pulse sequence for imaging uses the FE method, the segmented FE method,
Various methods such as the SE method and the echo planar method can be adopted. Further, data collection and image reconstruction may be performed in three dimensions.
【0102】(第3の実施形態)次に、本発明の第3の
実施形態を図6〜8に基づき説明する。この実施形態に
係るMRI装置は、流れの方向を分離して表す血管像を
表示する機能に特徴を有する。(Third Embodiment) Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The MRI apparatus according to this embodiment is characterized by a function of displaying a blood vessel image that separately represents a flow direction.
【0103】図6は、このMRAで使用するパルスシー
ケンスを、図7は、紙面上方に流れる血流(例えば静脈
BDV)を描出する手法を、さらに、図8は、紙面下方
に流れる血流(例えば動脈BDA)を描出する手法を夫
々示す。FIG. 6 shows a pulse sequence used in this MRA, FIG. 7 shows a method for drawing a blood flow (for example, vein BD V ) flowing above the paper surface, and FIG. 8 shows a blood flow flowing below the paper surface. Each of the techniques for drawing an artery (for example, artery BD A ) will be described.
【0104】図6に示すパルスシーケンスは、2回目に
印加するインバージョンパルスPi nv−Bの周波数オ
フセット量Dfの設定を除いて、前述した図2のものと
同様に設定される。すなわち、一例としての合計3回の
スキャンにおいて印加される2回目のインバージョンパ
ルスPinv−Bのオフセット量Dfは+極性の所定
値、零、及び−極性の所定値に設定される。これによ
り、この3回のスキャンによって選択的に励起されるタ
グ領域RGA1〜RGA3の空間的位置は、図7(a)
及び図8(a)に示す如く、撮像領域CS上で血流の流
れ方向において対称的に上部、中間、及び下部の所定部
位に位置し、且つ、相互に所定距離ずつ離して設定され
る。[0104] The pulse sequence shown in FIG. 6, except for setting the frequency offset amount Df of inversion pulse P i nv-B to be applied to the second time, is set in the same manner as in FIG. 2 described above. That is, the offset amount Df of the second inversion pulse P inv-B applied in a total of three scans as an example is set to a predetermined value of + polarity, zero, and a predetermined value of-polarity. Accordingly, the spatial positions of the tag regions RG A1 to RG A3 selectively excited by the three scans are shown in FIG.
As shown in FIG. 8 (a), they are symmetrically located in the upper, middle, and lower predetermined portions of the imaging area CS in the blood flow direction, and are set to be separated from each other by a predetermined distance.
【0105】いま、図7,8に示す如く、左右1本ずつ
上下方向にて相互に反対向きに流れている2本の血管を
含む撮像部位CSの動静脈分離をしたMR像を得るもの
とする。Now, as shown in FIGS. 7 and 8, an MR image obtained by separating the artery and vein of an imaging site CS including two blood vessels flowing in opposite directions in the vertical direction one by one on the left and right is assumed. I do.
【0106】最初に、静脈BDVを画像化する場合を図
6,7に基づき説明する。図6(a)〜(c)に示すパ
ルスシーケンスがそれぞれ実行される。これにより、図
7(a)の左欄、中央欄、右に示す如く、2回目のイン
バージョンパルスPinv− Bに拠る選択励起によっ
て、血流走行方向に等距離ずつ離れ且つ対称な位置に在
るタグ領域RGA1〜RGA3が励起される(タグ付け
される)、この選択励起を反映したエコー信号がそれぞ
れ収集される。[0106] First, based on FIGS explaining a case of imaging a vein BD V. The pulse sequences shown in FIGS. 6A to 6C are respectively executed. As a result, as shown in the left column, the center column, and the right of FIG. 7A , the selective excitation based on the second inversion pulse P inv- B causes the symmetrical positions to be separated by an equal distance in the blood flow traveling direction. The existing tag regions RG A1 to RG A3 are excited (tagged), and echo signals reflecting the selected excitation are collected.
【0107】このエコー信号は、前述と同様に、デジタ
ル量のエコーデータに処理され、演算ユニット10によ
り再構成される。この再構成画像を図7(b)の画像I
Mr ec1,IMrec2,IMrec3として示す。The echo signal is processed into a digital amount of echo data and reconstructed by the arithmetic unit 10 as described above. This reconstructed image is represented by an image I in FIG.
M r ec1, shown as IM rec2, IM rec3.
【0108】この再構成画像IMrec1,IM
rec2,IMrec3から分かるように、2回目のイ
ンバージョンパルスPinv−Bを印加するときにタグ
領域RGA 1〜RGA3内にあった動脈BDA及び静脈
BDVは、その磁化スピンが殆ど初期状態に戻されてい
ることから、撮像領域CS上において、2回目のインバ
ージョンパルスPinv−Bを印加した後、イメージン
グ用のパルスシーケンスPs eqを印加するまでの間に
そのタグ領域から流れ出た分(符号A1〜A3及びV1
〜V3参照)だけ部分的に高信号に描出される。このと
き流れ出る距離は、動脈及び静脈の流速に応じて差が生
じる。This reconstructed image IM rec1 , IM
rec2, as can be seen from the IM rec3, arterial BD A and veins BD V that was in tag area RG A 1 ~RG A3 when applying a second inversion pulse P inv-B is the magnetic spins most since it was returned to the initial state, on the imaging area CS, after applying a second inversion pulse P inv-B, from the tag area until applying a pulse sequence P s eq for imaging The amount that has flowed out (signs A1 to A3 and V1
... V3) is partially rendered as a high signal. At this time, the distance flowing out differs depending on the flow velocity of the artery and the vein.
【0109】また、タグ領域RGA1〜RGA3のう
ち、背景の動きの無い組織の部分は、2回目のインバー
ジョンパルスPinv−Bを受けて殆ど初期状態のスピ
ンになっているので、最初のインバージョンパルスP
inv−Aが印加されただけの動きの無い部分とは異な
るコントラストで描出される。In the tag regions RG A1 to RG A3 , the portion of the tissue with no background movement has been almost in the initial state of spins after receiving the second inversion pulse P inv-B, and therefore has a first spin. Inversion pulse P
The image is drawn with a contrast different from that of a portion having no motion where only inv-A is applied.
【0110】この再構成が終わると、演算ユニット10
により、再構成画像IMrec1,IMrec2,IM
rec3の内、背景のコントラストが異なる部分につい
てマスキング処理が実行される。すなわち、図7(c)
に示す如く、撮像領域CSを二分するタグ領域RGA1
〜RGA3のそれぞれを境にして、この各タグ領域RG
A1(〜RGA3)を含む静脈上流側の部分がそれぞれ
マスキングされる。同図中、クロスハッチング部分MG
1〜MG3はマスキング領域を示す。このマスキング処
理により、図7(c)左欄、中央欄、右欄のように表さ
れる中間画像IMint1〜IMint3が得られる。When this reconstruction is completed, the operation unit 10
Thus, the reconstructed images IM rec1 , IM rec2 , IM
A masking process is performed on a part of rec3 in which the contrast of the background is different. That is, FIG.
As shown in the figure, a tag area RG A1 that bisects the imaging area CS
~ RG A3 , each tag region RG
The portions on the upstream side of the vein including A1 ((RG A3 ) are respectively masked. In the figure, a cross-hatched portion MG
1 to MG 3 indicate masking regions. By this masking process, intermediate images IM int1 to IM int3 shown in the left column, the center column, and the right column of FIG. 7C are obtained.
【0111】このように得られた中間画像I
Mint1,IMint2,IMint3は、演算ユニ
ット10により、最大値投影処理に付され、1枚の最終
画像IMfin −Vが図7(d)に示す如く生成され
る。この最終画像IMfin−Vは表示器12によって
表示される。これにより、関心領域を流れる静脈BDV
のMRA像を得ることができる。The thus obtained intermediate image I
M int1 , IM int2 , and IM int3 are subjected to maximum intensity projection processing by the arithmetic unit 10 to generate one final image IM fin -V as shown in FIG. 7D. This final image IM fin-V is displayed on the display 12. Thereby, the vein BD V flowing through the region of interest
Can be obtained.
【0112】一方、動脈BDAを画像化する場合を図
6,8に基づき説明する。このときも図6(a)〜
(c)に示すパルスシーケンスがそれぞれ実行される。
これにより、静脈BDVのときと同様に、再構成画像画
IMrec1,IMrec2,IM rec3が得られ
(図8(b))、次いでマスキング処理に付される。こ
の場合のマスキング処理は、静脈の場合とは反対に、図
8(c)に示す如く、撮像領域CSを二分するタグ領域
RGA1〜RGA3のそれぞれを境にして、この各タグ
領域RGA1(〜RGA3)を含む動脈上流側の部分が
それぞれマスキングされる。On the other hand, the artery BDAFig.
A description will be given based on FIGS. Also at this time, FIG.
Each of the pulse sequences shown in (c) is executed.
Thereby, the vein BDVThe reconstructed image
IMrec1, IMrec2, IM rec3Is obtained
(FIG. 8 (b)), followed by a masking process. This
The masking process in the case of
As shown in FIG. 8C, a tag area that bisects the imaging area CS
RGA1~ RGA3Each of these tags
Region RGA1(~ RGA3) Including the upstream part of the artery
Each is masked.
【0113】これにより作成された中間画像IM
int1,IMint2,IMint3は次いで最大値
投影処理に付され、動脈BDAのみが現われたMRA像
を表示することができる。The intermediate image IM created by this
int1, IM int2, IM int3 is then subjected to the maximum value projection processing, it is possible to display the MRA image only arterial BD A appeared.
【0114】このように本実施形態によれば、エコー信
号収集後の後処理において、マスキング処理の位置を変
えるだけの簡単な方法により、動静脈を分離したMRA
像を簡単に提供することができる。また、このMRA像
を利用して、単純に、動静脈の走行方向を調べることも
できる。As described above, according to the present embodiment, in the post-processing after the echo signal collection, the MRA in which the artery and vein are separated by a simple method only by changing the position of the masking processing is performed.
Images can be provided easily. Further, by using the MRA image, the traveling direction of the artery and vein can be simply checked.
【0115】なお、この実施形態にあっても、マスキン
グされてできた残りの動静脈別の画像R1,R2,R3
を順に連続表示してもよいし、再構成画像I
Mrec1,IMrec2,IMrec3を順に連続表
示してもよい。これにより、動静脈の擬似的なダイナミ
ック画像を観察することができる。In this embodiment, the remaining images R1, R2, R3 for the arteries and veins formed by masking are also provided.
May be displayed continuously in order, or the reconstructed image I
M rec1 , IM rec2 , and IM rec3 may be sequentially displayed in order. Thereby, a pseudo dynamic image of an artery and a vein can be observed.
【0116】(第4の実施形態)次に、本発明の第4の
実施形態を図9,10に基づき説明する。この実施形態
に係るMRI装置は、イメージングスキャン(本スキャ
ン)を行うときにパルスシーケンスに用いるインバージ
ョン(IR)より選択的に励起する厚さ(スライス厚又
はスラブ厚)を最適値に設定するためのスキャン(プリ
スキャン)に関する。(Fourth Embodiment) Next, a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The MRI apparatus according to this embodiment sets the thickness (slice thickness or slab thickness) to be excited more selectively than inversion (IR) used in a pulse sequence when performing an imaging scan (main scan) to an optimum value. Scan (pre-scan).
【0117】前述した第2の実施形態に係る図4,5、
又は、前述した図14,14に係るMRアンギオグラフ
ィを実施するときに、撮像する断面や動態を観察しよう
とする血管に応じて血流の流入速度が変わることから、
インバージョンパルスによって高信号化する部分の距離
が短かったり、反対に長過ぎて別のインバージョンで励
起されたタグ領域に高信号部分が残ったりして、画像合
成やシネ画像表示に適さない場合もあり得る。本実施形
態では、このような事態を確実に排除することができる
プリスキャンの手法を教示する。4 and 5 according to the second embodiment described above.
Alternatively, when the MR angiography according to FIGS. 14 and 14 described above is performed, the inflow velocity of the blood flow changes depending on the cross section to be imaged and the blood vessel whose dynamics are to be observed.
When the distance of the part where the signal is increased by the inversion pulse is short, or on the contrary, it is too long and the high signal part remains in the tag area excited by another inversion, which is not suitable for image synthesis or cine image display It is possible. In the present embodiment, a pre-scan method that can surely eliminate such a situation is taught.
【0118】このプリスキャンでは、インバージョンパ
ルスによる励起厚さを段階的に変えながら連続的にスキ
ャンを行って、最適な励起厚さ及び励起位置が求められ
る。In this prescan, scanning is performed continuously while changing the excitation thickness by the inversion pulse stepwise, and the optimum excitation thickness and excitation position are obtained.
【0119】図9には、このプリスキャンに使用するパ
ルスシーケンスの例を、図10には、プリスキャンの手
順を模式的に示す。FIG. 9 shows an example of a pulse sequence used for the prescan, and FIG. 10 schematically shows the procedure of the prescan.
【0120】図9(a)〜(c)は、1回目〜3回目ま
での3回のスキャンに用いるパルスシーケンスをそれぞ
れ表している。これらのパルスシーケンスにおいて、ス
キャンの度に、2回目のインバージョンパルスP
inv−Bの搬送周波数のオフセット量Df及び選択励
起傾斜磁場Geの強度の内、少なくとも一方が調整され
ている。これにより、図10(a)の左欄、中央欄、及
び右欄に示す如く、撮像する領域CSに対して設定する
タグ領域RGA(RGA1〜RGA3)の厚さが徐々に
厚くなるとともに、1回目〜3回目の何れのスキャンで
あっても、帯状のタグ領域RGA1〜RGA3の血流下
流側における境界位置が同じになるように位置選択され
る。つまり、スキャン回数が増えるにつれて、タグ領域
RGA1〜RG A3の血流上流側における境界位置のみ
が変化して厚くなるように励起位置が設定されている。
図9(a)〜(c)のパルスシーケンスにおいて、その
他のパルス列は前述したもとの同等である。FIGS. 9A to 9C show the first to third times.
Pulse sequences used for three scans in
Is represented. In these pulse sequences,
Every inversion, the second inversion pulse P
inv-BCarrier frequency offset amount Df and selective excitation
At least one of the strengths of the gradient magnetic field Ge is adjusted.
ing. As a result, the left column, the center column, and the left column in FIG.
As shown in the right column and the area CS to be imaged
Tag area RGA(RGA1~ RGA3) The thickness gradually
As it gets thicker, in any of the first to third scans
Even if there is a belt-like tag region RGA1~ RGA3Under the bloodstream
The position is selected so that the boundary position on the downstream side is the same.
You. In other words, as the number of scans increases, the tag area
RGA1~ RG A3Only the boundary position on the upstream side of blood flow
The excitation position is set so that is changed and becomes thicker.
In the pulse sequences shown in FIGS.
The other pulse trains are the same as described above.
【0121】なお、このプリスキャンにおけるスキャン
の回数、血流上流側の境界位置の変動幅などの条件は、
撮像部位の血流速度とかかる変化幅の所望値とを含む条
件を考慮して決定される。Conditions such as the number of scans in the pre-scan and the fluctuation range of the boundary position on the upstream side of the blood flow are as follows.
The determination is made in consideration of conditions including the blood flow velocity of the imaging site and the desired value of the change width.
【0122】プリスキャンとして、これらのパルスシー
ケンスを順次実行することにより、図10(a)〜
(c)に示す如く、シーケンス毎に再構成画像IM
rec1〜IMrec3が得られる。By sequentially executing these pulse sequences as a pre-scan, the pulse sequence shown in FIGS.
As shown in (c), the reconstructed image IM for each sequence
rec1 to IM rec3 are obtained.
【0123】そこで、例えば、操作者は、この一連の画
像IMrec1〜IMrec3を目視観察して、目的と
する撮像部位に最適と思われる、インバージョンパルス
による励起厚さ及び空間位置を決定する。このとき、か
かる決定を容易にするため、一連の画像IMrec1〜
IMrec3をタグ領域の厚さの順に連続表示するよう
にしてもよい。なお、上述の決定は、操作者のよる人為
的判断に拠る手法のほか、血流の輪活抽出法など、適宜
なアルゴリズムを用いて自動的に行うようにしてもよ
い。[0123] Therefore, for example, the operator, the series of image IM rec1 to IM rec3 by visual observation, seems to be ideal for imaging sites of interest, determines the excitation thickness and spatial position by inversion pulse . At this time, in order to facilitate such a determination, a series of images IM rec1 to IM rec1 to
IM rec3 may be displayed continuously in the order of the thickness of the tag area. Note that the above-described determination may be automatically performed using an appropriate algorithm such as a method for extracting blood flow activity, in addition to a method based on artificial judgment by an operator.
【0124】以上のプリスキャンにより得られた励起厚
さ及び空間位置の情報は、本スキャンのパルスシーケン
スにおいて印加される2回目のインバージョンパルスP
in v−Bの搬送周波数及びこれと同時に印加される選
択励起傾斜磁場の例えば強度に反映される。この結果、
本スキャンにより得られるMRA像において、インバー
ジョンパルスPinv−Bによりタグ付けされた血流部
分の撮像長さと血流速度との関係が適正になり、的確な
画像合成やシネ画像表示を行うことができる。The information of the excitation thickness and the spatial position obtained by the above pre-scan is based on the second inversion pulse P applied in the pulse sequence of the main scan.
carrier frequency and in v-B which to be reflected in the example the intensity of the selective excitation gradient magnetic field applied at the same time. As a result,
In the MRA image obtained by the main scan, the relationship between the imaging length of the blood flow portion tagged with the inversion pulse P inv-B and the blood flow velocity becomes appropriate, and accurate image synthesis and cine image display are performed. Can be.
【0125】なお、上述の実施形態は血液を画像化する
MRAについて説明したが、撮像対象としてその他の動
きのある対象物、例えばCSFなどについても同様に画
像化できる。このCSFの場合、タグ付け用インバージ
ョンパルスの印加からイメージングスキャンまでの時間
幅を適宜に変更すればよい。Although the above embodiment has described MRA for imaging blood, other moving objects, such as CSF, can be similarly imaged as imaging targets. In the case of this CSF, the time width from the application of the tagging inversion pulse to the imaging scan may be appropriately changed.
【0126】また、図9に示すパルスシーケンスにおい
て、必要に応じて、2回目のインバージョンパルスP
inv−BとイメージングスキャンPseqとの間で脂
肪抑制パルスを印加するようにしてもよい。In the pulse sequence shown in FIG. 9, if necessary, the second inversion pulse P
A fat suppression pulse may be applied between inv-B and the imaging scan Pseq .
【0127】さらに、本実施形態は、前述した図15の
手法に基づく実施形態を説明したが、これに代えて、前
述した図14に示す手法に基づいて上述の実施形態を行
なってもよい。この場合は、前述の最大値東映処理に代
えて、最小値投影処理を後処理として行なえばよい。Further, in the present embodiment, the embodiment based on the method shown in FIG. 15 has been described. Alternatively, the above embodiment may be performed based on the method shown in FIG. In this case, the minimum value projection processing may be performed as post-processing instead of the maximum value Toei processing described above.
【0128】一方、本実施形態では、イメージング用パ
ルスシーケンスは、FSE法に限らず、FE法、セグメ
ンティドFE法、SE法、エコープラナー法などの各種
の手法を採用できる。さらに、データ収集及び画像再構
成は3次元で行なってもよい。On the other hand, in the present embodiment, the imaging pulse sequence is not limited to the FSE method, but may employ various methods such as the FE method, the segmented FE method, the SE method, and the echo planar method. Further, data collection and image reconstruction may be performed in three dimensions.
【0129】(第5の実施形態)本発明の第5の実施形
態に係るMRI装置を説明する。この実施形態は、選択
励起に拠るタグ付け領域の別の例に関する。(Fifth Embodiment) An MRI apparatus according to a fifth embodiment of the present invention will be described. This embodiment relates to another example of a tagging region based on selective excitation.
【0130】図11(a)には、このMRI装置で使用
するパルスシーケンスの一例を示し、同図(b)には、
再構成画像の一例を示す。FIG. 11A shows an example of a pulse sequence used in this MRI apparatus, and FIG.
4 shows an example of a reconstructed image.
【0131】このパルスシーケンスに拠れば、インバー
ジョンパルスは1個のパルスPin v−Oのみを用い
る。このパルスの搬送周波数と選択励起傾斜磁場Ge
は、インバージョンパルスPinv−Oにより励起され
る領域RGAは図11(b)に示す如く、撮像する領域
CSと同じになるように設定される。つまり、このイン
バージョンパルスPinv−Oはスピンを180度、反
転させてタグ付けする機能を有するが、このタグ付け
は、スキャン時に流入する新しい血流による高信号に対
してコントラストを付けるため、領域RGAのスピンを
低信号化させる逆タグ付けの機能になる。図11(a)
に示す如く、インバージョンパルスは、かかるタグ付け
のパルスPinv−Oのみが単独で印加される。その他
のパルス列は前述した各実施形態のものと同じである。According to this pulse sequence, the inversion pulse uses only one pulse P in v-O . The carrier frequency of this pulse and the selective excitation gradient magnetic field Ge
, The region RG A excited by an inversion pulse P inv-O is as shown in FIG. 11 (b), it is set to be the same as the area CS for capturing. In other words, the inversion pulse P inv-O has a function of tagging by inverting the spin by 180 degrees, but this tagging adds a contrast to a high signal due to a new blood flow flowing in at the time of scanning. comprising the spin region RG a reversed tagging function for low signaling. FIG. 11 (a)
As shown in (2), as the inversion pulse, only the tagging pulse P inv-O alone is applied. Other pulse trains are the same as those in the above-described embodiments.
【0132】このパルスシーケンスを実行してエコー信
号が収集され、このエコー信号から図11(b)に例示
する再構成画像IMrecが得られる。The pulse sequence is executed to collect an echo signal, and a reconstructed image IM rec exemplified in FIG. 11B is obtained from the echo signal.
【0133】したがって、インバージョンパルスP
inv−Oにより撮像領域CSと同じ領域RGAが逆タ
グ付けされ、その後、反転時間TIの後に、スキャンが
実行される。Therefore, the inversion pulse P
The inv-O is the same area RG A the imaging region CS is reversed tagged, then after the inversion time TI, scan is performed.
【0134】このため、スキャン時には、インバージョ
ンパルスPinv−Oにより選択励起されなかった領域
から、例えば動脈BDA及び静脈BDVが飽和されてい
ないスピンとして撮像領域CSに流入する。したがっ
て、動脈BDA及び静脈BDVから高信号を得て、それ
らを確実に描出することができる。For this reason, at the time of scanning, for example, the artery BD A and the vein BD V flow from the region not selectively excited by the inversion pulse P inv-O into the imaging region CS as an unsaturated spin. Therefore, high signals can be obtained from the artery BD A and the vein BD V , and they can be reliably drawn.
【0135】とくに、動静脈では流速に速度差があるの
で、スキャン時に撮像領域CSに流入する部分の長さは
異なるのが通常である。このため、例えば静脈BDVの
流入長さL分だけ、撮像領域CSよりも静脈上流側に入
り込んだ領域を選択励起するように設定することで、動
脈BDAのみを表示した画像を提示することができる。In particular, since there is a speed difference in the flow velocity in arteries and veins, the length of the portion flowing into the imaging area CS during scanning is usually different. For this reason, an image displaying only the artery BD A is presented by, for example, setting to selectively excite an area that has entered the vein upstream from the imaging area CS by the inflow length L of the vein BD V. Can be.
【0136】なお、以上説明してきた全部の実施形態に
共通の変形例として、同期法の手法がある。つまり、前
述の各実施形態は心電同期法を前提としたMRイメージ
ングを説明してきたが、この同期法に代えて、脳波同期
法、呼吸同期法などを用いてもよい。また、同じ心電同
期法であっても、脈波同期法(PPG)を用いることも
できる。As a modified example common to all the embodiments described above, there is a synchronous method. That is, although the above embodiments have described the MR imaging based on the electrocardiographic synchronization method, an electroencephalogram synchronization method, a respiration synchronization method, or the like may be used instead of the synchronization method. Further, even with the same electrocardiographic synchronization method, a pulse wave synchronization method (PPG) can be used.
【0137】さらに、前述した各実施形態では、タグ付
け用インバージョンパルスによる励起位置を変更するこ
とによって血液やCSFの動態を表示する手法を教示し
てきたが、同期法で使用するトリガの発生から一連のイ
ンバージョンパルスの印加までの時間幅(遅延時間)を
適宜に変更しながらスキャンを行うようにしてもよい。
これにより得られた画像を適宜な順に表示したり、複数
の最大値投影画像を作成し表示することにより、心拍や
呼吸に同期した撮像対象の周期的な動きを観察すること
ができる。Further, in each of the above-described embodiments, the technique of displaying the dynamics of blood and CSF by changing the excitation position by the inversion pulse for tagging has been taught, but from the generation of the trigger used in the synchronous method. Scanning may be performed while appropriately changing the time width (delay time) until the application of a series of inversion pulses.
By displaying the images obtained in this manner in an appropriate order, or by creating and displaying a plurality of maximum intensity projection images, it is possible to observe the periodic movement of the imaging target synchronized with the heartbeat and respiration.
【0138】更に、上述した各実施形態は種々の形態に
展開できる。第1に、タグ付けインバージョンパルスの
印加に伴って画像化される血流部分の転置は、血流の流
速に応じて異なるので、この対応関係に基づき血流の流
速を測定することができる。Further, each of the above embodiments can be developed in various forms. First, the transposition of the blood flow portion that is imaged with the application of the tagging inversion pulse varies depending on the flow velocity of the blood flow, so that the flow velocity of the blood flow can be measured based on this correspondence. .
【0139】第2に、タグ付けインバージョンパルスの
搬送周波数のオフセット量と選択励起傾斜磁場の強度を
適宜に可変することで、タグ領域を任意のスライス位置
(スラブ位置)、スライス厚(スラブ厚)、又はオブリ
ーク励起位置に設定することができる。Secondly, by appropriately changing the offset amount of the carrier frequency of the tagging inversion pulse and the intensity of the selective excitation gradient magnetic field, the tag region can be set at any slice position (slab position) and slice thickness (slab thickness). ) Or at the oblique excitation position.
【0140】第3に、タグ付けインバージョンパルスに
よるスライス厚(スラブ厚)を可変することで、任意の
スライス厚(スラブ厚)の血管を描出することができ
る。Third, by changing the slice thickness (slab thickness) by the tagging inversion pulse, a blood vessel having an arbitrary slice thickness (slab thickness) can be drawn.
【0141】第4に、タグ付けインバージョンパルスの
フリップ角の好適な一例は180度であるが、このフリ
ップ角は必ずしもこれに限定されない。この角度を18
0度未満の適宜な値に設定することで、より短いTI時
間で、信号低下させた領域の信号を収集して、スキャン
時間全体を短縮させることができる。Fourth, a preferred example of the flip angle of the tagging inversion pulse is 180 degrees, but the flip angle is not necessarily limited to this. This angle is 18
By setting the value to an appropriate value less than 0 degrees, it is possible to collect the signals in the signal-reduced area in a shorter TI time and shorten the entire scan time.
【0142】なお、本発明は、代表的に例示した上述の
実施形態及び変形形態に限定されるものではなく、当業
者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その
要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更する
ことができ、それらも本発明の権利範囲に属するもので
ある。It should be noted that the present invention is not limited to the above-described exemplary embodiments and modifications, and those skilled in the art will not depart from the gist of the claims based on the contents of the claims. Modifications and changes can be made to various embodiments within the scope, and these also belong to the scope of the present invention.
【0143】[0143]
【発明の効果】以上説明したように、本発明のMRイメ
ージングによれば、従来のMRAで問題となっていた、
時間分解能と空間分解能との両立が図られ、共に高いレ
ベルに保持でき、血液やCSFのような流体の動態に関
する詳細な情報を得ることができる。As described above, according to the MR imaging of the present invention, a problem has arisen in the conventional MRA.
Both time resolution and spatial resolution can be achieved, both can be maintained at a high level, and detailed information on the dynamics of fluids such as blood and CSF can be obtained.
【0144】さらに、本発明のMRイメージングの手法
では、従来のCE−DMRAで必須であった造影剤の投
与が不要になるので、非侵襲となり、被検者の精神的、
物理的な負担を著しく軽減することができる。また、造
影剤投与時のような撮像タイミングの認識に伴う煩わし
さも不要で、検査の準備や手間が大幅に軽減される。し
かも、造影剤を使用していないので、検査のやり直しに
も容易に対応できる。Furthermore, the MR imaging technique of the present invention eliminates the necessity of administering a contrast agent, which is essential in conventional CE-DMRA, so that it is non-invasive,
The physical burden can be significantly reduced. In addition, there is no need for troublesomeness in recognizing the imaging timing such as when a contrast agent is administered, and preparation and labor for examination are greatly reduced. Moreover, since no contrast agent is used, it is possible to easily cope with the re-examination.
【0145】さらに、本発明によるMRイメージングの
手法によれば、インバージョンパルスによってタグ付け
する領域の位置は自在に設定できるため、流入血管を限
定して検査することもでき、精度及び確実性の高い検査
が可能になる。Further, according to the MR imaging method of the present invention, the position of the region to be tagged with the inversion pulse can be freely set, so that the inspection can be performed with a limited inflow blood vessel, and the accuracy and reliability can be improved. High inspection becomes possible.
【図1】本発明の実施形態に係るMRI装置の概略構成
を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図2】第1の実施形態で使用する、タグ用インバージ
ョンパルスが1個であるパルスシーケンス。FIG. 2 is a pulse sequence used in the first embodiment, which includes one tag inversion pulse.
【図3】第1の実施形態における撮像領域とタグ領域の
位置関係及びMRA像の生成手順を説明する図。FIG. 3 is a diagram illustrating a positional relationship between an imaging region and a tag region and a procedure for generating an MRA image according to the first embodiment.
【図4】第2の実施形態で使用する、複数のタグ用イン
バージョンパルスを有するパルスシーケンス。FIG. 4 shows a pulse sequence having a plurality of tag inversion pulses used in the second embodiment.
【図5】第2の実施形態における撮像領域とタグ領域の
位置関係及びMRA像の生成手順を説明する図。FIG. 5 is a view for explaining a positional relationship between an imaging region and a tag region and a procedure for generating an MRA image in the second embodiment.
【図6】第3の実施形態で使用するパルスシーケンス。FIG. 6 shows a pulse sequence used in the third embodiment.
【図7】第3の実施形態における動静脈分離に関する、
撮像領域とタグ領域の位置関係及びMRA像の生成手順
を説明する図。FIG. 7 relates to arteriovenous separation in the third embodiment.
FIG. 4 is a diagram for explaining a positional relationship between an imaging region and a tag region and a procedure for generating an MRA image.
【図8】第3の実施形態における動静脈分離に関する、
撮像領域とタグ領域の位置関係及びMRA像の生成手順
を説明する図。FIG. 8 relates to arteriovenous separation in the third embodiment.
FIG. 4 is a diagram for explaining a positional relationship between an imaging region and a tag region and a procedure for generating an MRA image.
【図9】第4の実施形態に係るプリスキャンで使用す
る、タグ用インバージョンパルスが1個であるパルスシ
ーケンス。FIG. 9 is a pulse sequence including one tag inversion pulse used in prescan according to the fourth embodiment.
【図10】第4の実施形態に係るプリンスキャンにおけ
る、撮像領域とタグ領域の位置関係及びMRA像の生成
手順を説明する図。FIG. 10 is a view for explaining a positional relationship between an imaging region and a tag region and a procedure for generating an MRA image in a pudding scan according to the fourth embodiment.
【図11】第5の実施形態に係るパルスシーケンス及び
画像例を示す図。FIG. 11 is a view showing a pulse sequence and an image example according to a fifth embodiment.
【図12】従来技術としてのCE−DMRAを説明する
図。FIG. 12 is a view for explaining CE-DMRA as a conventional technique.
【図13】CE−DMRAに用いるパルスシーケンスの
例示する図。FIG. 13 is a diagram illustrating a pulse sequence used for CE-DMRA.
【図14】従来のMRAの一例をパルスシーケンスと共
に説明する図。FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a conventional MRA together with a pulse sequence.
【図15】従来のMRAの別の一例をパルスシーケンス
と共に説明する図。FIG. 15 is a view for explaining another example of the conventional MRA together with a pulse sequence.
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 Reference Signs List 1 magnet 2 static magnetic field power supply 3 gradient magnetic field coil unit 4 gradient magnetic field power supply 5 sequencer 6 host computer 7 RF coil 8T transmitter 8R receiver 10 arithmetic unit 11 storage unit 12 display 13 input unit
Claims (21)
共にタグ付けインバージョン(IR)パルスを印加して
当該撮像領域の少なくとも一部の領域のスピンを反転さ
せるタグ付けを含む処理を行い、この後、一定時間が経
過した後にパルスシーケンスを開始して前記スピンのエ
コー信号を受信し、このエコー信号から前記撮像領域内
の動きのある撮像対象を画像化する磁気共鳴イメージン
グ方法において、 前記一部の領域の空間位置を変更して前記選択励起傾斜
磁場及びインバージョンパルスを複数回印加し、この印
加の度に、前記一定時間の経過の後に前記パルスシーケ
ンスを実行することを特徴とした磁気共鳴イメージング
方法。A process including applying a tagging inversion (IR) pulse together with a selective excitation gradient magnetic field to an imaging region of a subject to invert spin of at least a part of the imaging region; Thereafter, a pulse sequence is started after a lapse of a predetermined time to receive an echo signal of the spin, and a magnetic resonance imaging method for imaging a moving object in the imaging region from the echo signal. Magnetic field characterized by changing the spatial position of the region of the part and applying the selective excitation gradient magnetic field and the inversion pulse a plurality of times, each time applying the pulse sequence after the elapse of the certain time. Resonance imaging method.
法において、 前記処理は、前記撮像領域全体に最初に別のインバージ
ョンパルスを印加し、その直後に前記タグ付けインバー
ジョンパルスを印加する工程を含む磁気共鳴イメージン
グ方法。2. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein the processing includes a step of first applying another inversion pulse to the entire imaging region and immediately applying the tagging inversion pulse. A magnetic resonance imaging method comprising:
ング方法において、 前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回、実行
される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー
信号から複数の画像を生成し、この複数の画像を所定の
順に連続的に表示する磁気共鳴イメージング方法。3. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a plurality of echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in response to a change in the spatial position of the partial region are obtained. A magnetic resonance imaging method for generating an image and displaying the images successively in a predetermined order.
法において、 前記複数の画像は、前記一部の領域の空間位置の変更順
に応じて連続的に表示される磁気共鳴イメージング方
法。4. The magnetic resonance imaging method according to claim 3, wherein the plurality of images are continuously displayed according to a change order of a spatial position of the partial area.
ング方法において、 前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回、実行
される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー
信号から複数の画像を生成し、この複数の画像から一定
値の画素を投影した複数の投影画像を作成し、この複数
の投影画像を所定の順に連続的に表示する磁気共鳴イメ
ージング方法。5. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a plurality of echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in response to a change in the spatial position of the partial area are obtained. A magnetic resonance imaging method of generating a plurality of images, generating a plurality of projection images by projecting pixels of a fixed value from the plurality of images, and continuously displaying the plurality of projection images in a predetermined order.
ング方法において、 前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回、実行
される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー
信号から複数の画像を生成し、この複数の画像上で、前
記一部の領域に対応する画像上の位置を求めて当該位置
にマスキング処理を施し、このマスキング処理後の複数
の画像から一定値の画素を投影した1つ又は複数の投影
画像を作成し、この投影画像に表示する磁気共鳴イメー
ジング方法。6. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a plurality of echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in a spatial position of the partial region are obtained. Is generated, a position on the image corresponding to the partial area is obtained on the plurality of images, and a masking process is performed on the position, and a pixel having a fixed value is obtained from the plurality of images after the masking process. A magnetic resonance imaging method in which one or more projected images are created and displayed on the projected images.
法において、 前記投影画像は複数作成され、この複数の投影画像が所
定の順に連続表示される磁気共鳴イメージング方法。7. The magnetic resonance imaging method according to claim 6, wherein a plurality of the projection images are created, and the plurality of projection images are sequentially displayed in a predetermined order.
共鳴イメージング方法において、 前記一定値の画素を投影する処理は、画素値の最大値又
は最小値を投影する処理である磁気共鳴イメージング方
法。8. The magnetic resonance imaging method according to claim 2, wherein the processing of projecting the pixel having the fixed value is a processing of projecting a maximum value or a minimum value of the pixel value. Imaging method.
ング方法において、 前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回、実行
される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー
信号から複数の画像を生成し、この複数の画像それぞれ
における前記一部の領域により2分割される分割領域の
内の一方のみを連続的に表示する磁気共鳴イメージング
方法。9. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a plurality of echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in response to a change in a spatial position of the partial region are obtained. A magnetic resonance imaging method of generating an image and continuously displaying only one of two divided regions by the partial region in each of the plurality of images.
ジング方法において、 前記一部の領域の空間位置の変更に伴って複数回、実行
される前記パルスシーケンスに応答して発生するエコー
信号から複数の画像を生成し、この複数の画像それぞれ
における前記一部の領域により2分割される分割領域の
内の一方のみにマスキング処理を施す磁気共鳴イメージ
ング方法。10. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein a plurality of echo signals generated in response to the pulse sequence executed a plurality of times in accordance with a change in a spatial position of the partial region are obtained. A magnetic resonance imaging method for generating an image and performing a masking process on only one of two divided regions by the partial region in each of the plurality of images.
グ方法において、 前記マスキング処理を施した複数の画像を連続的に表示
する磁気共鳴イメージング方法。11. The magnetic resonance imaging method according to claim 10, wherein a plurality of images subjected to the masking processing are displayed continuously.
グ方法において、 前記マスキング処理を施した複数の画像それぞれの少な
くとも一部から一定値の画素を投影した1つ又は複数の
投影画像を作成し、この投影画像を表示する磁気共鳴イ
メージング方法。12. The magnetic resonance imaging method according to claim 10, wherein at least a part of each of the plurality of images subjected to the masking process is used to generate one or a plurality of projected images obtained by projecting pixels of a fixed value. A magnetic resonance imaging method for displaying a projection image.
の磁気共鳴イメージング方法において、 前記マスキング処理は、前記撮像対象の動きの方向の上
流側の分割領域に施される磁気共鳴イメージング方法。13. The magnetic resonance imaging method according to claim 10, wherein the masking process is performed on a divided region on an upstream side in a direction of movement of the imaging target.
ジング方法において、 前記タグ付けインバージョンパルスは、前記撮像対象の
動きに比較して同時と見なすことができる微小時間毎に
連続して印加する複数のインバージョンパルスから成
り、これにより、各回のスキャン毎に、前記少なくとも
一部の領域が複数設定される磁気共鳴イメージング方
法。14. The magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein the tagging inversion pulse is applied continuously at every minute time that can be regarded as simultaneous as compared with the movement of the imaging target. A magnetic resonance imaging method comprising a plurality of inversion pulses, whereby a plurality of the at least some regions are set for each scan.
グ方法において、 前記複数のインバージョンパルス及びこのパルスと同時
に印加する前記選択励起傾斜磁場の印加条件は、前記少
なくとも一部の領域が前記撮像領域上に空間的に一定間
隔で並び且つ各回スキャン毎に相互にずれた位置になる
ように設定されている磁気共鳴イメージング方法。15. The magnetic resonance imaging method according to claim 14, wherein the application conditions of the plurality of inversion pulses and the selective excitation gradient magnetic field applied simultaneously with the plurality of inversion pulses are such that at least a part of the region is on the imaging region. A magnetic resonance imaging method which is arranged so as to be spatially arranged at regular intervals and to be shifted from each other at each scan.
バージョン(IR)パルスの条件を変更しながら被検体
の撮像領域に当該傾斜磁場及びパルスを印加して当該撮
像領域の一部の領域のスピンを反転させ、この後、一定
時間が経過した後にパルスシーケンスを開始して前記ス
ピンのエコー信号を受信するという処理を複数回繰り返
し、前記エコー信号から前記撮像領域内の動きのある撮
像対象を各回毎に画像化し、この複数の画像上での撮像
対象の表示具体から前記一部の領域の最適な位置及び大
きさを決める前工程を含む磁気共鳴イメージング方法。16. A method of applying a gradient magnetic field and a pulse to an imaging region of a subject while changing conditions of a tagging inversion (IR) pulse together with a selective excitation gradient magnetic field to reduce a spin of a partial region of the imaging region. After that, after a certain period of time, a pulse sequence is started and a process of receiving the echo signal of the spin is repeated a plurality of times. A magnetic resonance imaging method including a pre-process for determining an optimum position and a size of the partial region from the display specifics of the imaging target on the plurality of images.
グ方法において、 前記前工程は、前記複数の画像を、変更される前記一部
領域の大きさの順に連続表示する処理を含む磁気共鳴イ
メージング方法。17. The magnetic resonance imaging method according to claim 16, wherein the previous step includes a process of displaying the plurality of images successively in the order of the size of the partial region to be changed.
と共に1個のインバージョン(IR)パルスを印加して
当該撮像領域全体のスピンを反転させ、この後、一定時
間が経過した後にパルスシーケンスを開始して前記スピ
ンのエコー信号を受信し、このエコー信号から前記撮像
領域内の動きのある撮像対象を画像化する磁気共鳴イメ
ージング方法。18. An inversion (IR) pulse together with a selective excitation gradient magnetic field is applied to an imaging region of a subject to invert the spin of the entire imaging region. And receiving a spin echo signal, and imaging a moving imaging target in the imaging region from the echo signal.
と共にインバージョン(IR)パルスを印加して当該撮
像領域の少なくとも一部のスピンを反転させるタグ付け
を含む処理を行い、このタグ付けに伴う前記撮像領域の
エコー信号の変化を検出し、この信号変化に基づいて前
記撮像領域内の動きのある撮像対象を画像化する磁気共
鳴イメージング方法。19. A process including tagging for applying an inversion (IR) pulse together with a selective excitation gradient magnetic field to an imaging region of a subject to invert spin of at least a part of the imaging region, and performing the tagging. A magnetic resonance imaging method for detecting a change in an echo signal in the imaging region, and imaging a moving imaging target in the imaging region based on the signal change.
磁気共鳴イメージング方法又は磁気共鳴イメージング方
法において、 前記撮像対象は、前記撮像領域を通る血流である磁気共
鳴イメージング方法又は磁気共鳴イメージング方法。20. The magnetic resonance imaging method or the magnetic resonance imaging method according to claim 1, wherein the imaging target is a blood flow passing through the imaging region. Method.
と共にタグ付けインバージョン(IR)パルスを印加し
て当該撮像領域の少なくとも一部の領域のスピンを反転
させるタグ付けを含む処理を行う手段、前記タグ付けイ
ンバージョンパルスの印加後、一定時間が経過した後に
パルスシーケンスを開始して前記スピンのエコー信号を
受信する手段と、このエコー信号から前記撮像領域内の
動きのある撮像対象を画像化する手段とを備えた磁気共
鳴イメージング装置において、 前記一部の領域の空間位置を変更して前記選択励起傾斜
磁場及びインバージョンパルスを複数回印加する手段
と、この印加の度に、前記一定時間の経過の後に前記パ
ルスシーケンスを実行する手段とを備えたことを特徴と
した磁気共鳴イメージング装置。21. A means for performing processing including tagging for applying a tagging inversion (IR) pulse together with a selective excitation gradient magnetic field to an imaging region of a subject to invert spin of at least a part of the imaging region. Means for starting a pulse sequence after a certain period of time has elapsed after the application of the tagging inversion pulse and receiving an echo signal of the spin, and an image of a moving imaging object in the imaging region from the echo signal. A magnetic resonance imaging apparatus comprising: means for changing a spatial position of the partial region to apply the selective excitation gradient magnetic field and the inversion pulse a plurality of times; Means for executing the pulse sequence after a lapse of time.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000070639A JP4594482B2 (en) | 2000-03-14 | 2000-03-14 | Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2000070639A JP4594482B2 (en) | 2000-03-14 | 2000-03-14 | Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging apparatus |
Related Child Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2010113339A Division JP4991908B2 (en) | 2010-05-17 | 2010-05-17 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2010113338A Division JP4738540B2 (en) | 2010-05-17 | 2010-05-17 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2001252263A true JP2001252263A (en) | 2001-09-18 |
JP2001252263A5 JP2001252263A5 (en) | 2005-11-24 |
JP4594482B2 JP4594482B2 (en) | 2010-12-08 |
Family
ID=18589346
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000070639A Expired - Lifetime JP4594482B2 (en) | 2000-03-14 | 2000-03-14 | Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging apparatus |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4594482B2 (en) |
Cited By (37)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2005046478A1 (en) * | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, medical image diagnosis support system, and time-axis direction filtering method |
JP2005312977A (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | Magnetic resonance imaging method for anatomical structure with motion cycle |
WO2006087934A1 (en) * | 2005-02-16 | 2006-08-24 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging method and device |
JP2007029763A (en) * | 2006-11-13 | 2007-02-08 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
JP2007534419A (en) * | 2004-04-29 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Magnetic resonance imaging at several RF frequencies |
JP2008067857A (en) * | 2006-09-13 | 2008-03-27 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2008194210A (en) * | 2007-02-13 | 2008-08-28 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2009028525A (en) * | 2007-06-29 | 2009-02-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2009160122A (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Mri apparatus |
JP2009261904A (en) * | 2008-04-02 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | Medical imaging apparatus |
JP2010051835A (en) * | 2009-12-11 | 2010-03-11 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
WO2010027059A1 (en) * | 2008-09-04 | 2010-03-11 | 株式会社 東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2010088515A (en) * | 2008-10-03 | 2010-04-22 | Tokai Univ | Image processing apparatus, magnetic resonance imaging apparatus and image processing method |
EP2299286A1 (en) | 2009-09-18 | 2011-03-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI involving arterial spin labeling |
JP2011092678A (en) * | 2009-09-30 | 2011-05-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2011173020A (en) * | 2011-06-16 | 2011-09-08 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus and image processor |
JP2011183212A (en) * | 2011-06-27 | 2011-09-22 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2011212453A (en) * | 2011-06-27 | 2011-10-27 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2012502683A (en) * | 2008-09-17 | 2012-02-02 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | MRI B1 mapping and B1 shimming |
WO2012098955A1 (en) * | 2011-01-17 | 2012-07-26 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and fluid-enhanced image acquisition method |
JP2012239884A (en) * | 2011-05-20 | 2012-12-10 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
JP2013013512A (en) * | 2011-07-01 | 2013-01-24 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus |
JP2013056269A (en) * | 2012-12-27 | 2013-03-28 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2013078638A (en) * | 2012-12-27 | 2013-05-02 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
US8581582B2 (en) | 2009-09-18 | 2013-11-12 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI non-contrast time-slip angiography using variably positioned cine sub-sequence |
JP2013230350A (en) * | 2012-04-04 | 2013-11-14 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
JP5362580B2 (en) * | 2007-11-16 | 2013-12-11 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel imaging method |
JP2014054565A (en) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and display processing system |
JP2014108135A (en) * | 2012-11-30 | 2014-06-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Magnetic resonance apparatus and magnetic resonance program |
JP2014113492A (en) * | 2012-12-06 | 2014-06-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Method to generate radio-frequency excitation pulse to excite arbitrarily shaped volume, method for targeted excitation of spins within vessel, and method to create mr angiography image, and magnetic resonance apparatus |
WO2014163164A1 (en) * | 2013-04-04 | 2014-10-09 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
JP2015023944A (en) * | 2013-07-25 | 2015-02-05 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Blood vessel detection device, magnetic resonance apparatus, and program |
US9151815B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-10-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US9250303B2 (en) | 2009-09-30 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
KR101594215B1 (en) | 2012-07-06 | 2016-02-15 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | Labeling area determining apparatus, magnetic resonance apparatus, and program |
US10274558B2 (en) | 2013-04-08 | 2019-04-30 | Kyoto University | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2022046808A (en) * | 2017-06-22 | 2022-03-23 | 株式会社根本杏林堂 | Medical image processing apparatus, medical image processing system, and medical image processing method |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP6176822B2 (en) | 2013-02-08 | 2017-08-09 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Image processing apparatus and magnetic resonance imaging apparatus |
Citations (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63186639A (en) * | 1987-01-30 | 1988-08-02 | 株式会社日立製作所 | Blood flow imaging system |
JPH07116143A (en) * | 1993-10-25 | 1995-05-09 | Hitachi Medical Corp | Indicating method of measuring fluid in apparatus for mri |
JPH09276250A (en) * | 1995-12-26 | 1997-10-28 | General Electric Co <Ge> | Method and device for magnetic resonance angiogram |
JPH1156811A (en) * | 1997-08-27 | 1999-03-02 | Hitachi Medical Corp | Image correcting method |
JPH11313810A (en) * | 1998-03-05 | 1999-11-16 | Toshiba Corp | Mri device and mr image pickup method |
JP2000023937A (en) * | 1998-07-13 | 2000-01-25 | Toshiba Corp | Mri and mr imaging method |
JP2008221024A (en) * | 2008-06-26 | 2008-09-25 | Toshiba Corp | Mri apparatus |
-
2000
- 2000-03-14 JP JP2000070639A patent/JP4594482B2/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS63186639A (en) * | 1987-01-30 | 1988-08-02 | 株式会社日立製作所 | Blood flow imaging system |
JPH07116143A (en) * | 1993-10-25 | 1995-05-09 | Hitachi Medical Corp | Indicating method of measuring fluid in apparatus for mri |
JPH09276250A (en) * | 1995-12-26 | 1997-10-28 | General Electric Co <Ge> | Method and device for magnetic resonance angiogram |
JPH1156811A (en) * | 1997-08-27 | 1999-03-02 | Hitachi Medical Corp | Image correcting method |
JPH11313810A (en) * | 1998-03-05 | 1999-11-16 | Toshiba Corp | Mri device and mr image pickup method |
JP2000023937A (en) * | 1998-07-13 | 2000-01-25 | Toshiba Corp | Mri and mr imaging method |
JP2008221024A (en) * | 2008-06-26 | 2008-09-25 | Toshiba Corp | Mri apparatus |
Non-Patent Citations (7)
Title |
---|
JPN6010013352, SAMUEL J.WANG, et al., ""Fast Angiography Using Selective Inversion Recovery"", Magnetic Resonance in Medicine, 1992, Vol.23, p109−p121 * |
JPN6010013354, Orlando P.Simonette,PhD, J.Paul Finn,MD, Richard D,White,MD, Gerhard Laub,PhD, Dniel A.Henry,MD, """Black Blood" T2−weighted Inversion−Recovery MR Imaging of the Heart"", Radiology, 19961101, Volume 199, 49−57, US * |
JPN6010013357, U.Sinha, et al., ""3D Black Blood Cardiac MR Images in Breathold Times with:Proton Density, MR and T2 Contrast Option", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med., 1998, p576 * |
JPN6010013358, J. Gonzalez−Atavales,et al., ""Quantification of Flow Changes Accompanying Task Activation Using Transit Time Sensitive ASL Image", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med., 1999, p1732 * |
JPN6010013361, S. Wiese, S. Posse, ""Highly Effective Outer Volume Suppressionfor Short TE Spin Echo Spectroscopic Imaging using Echo D", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med., 1999, p680 * |
JPN6010013363, J.L. Tanabe, et al., ""MR perfusion imaging in human brain using the UNFAIR technique"", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med., 1999, p1842 * |
JPN6010013365, HP Hetherington, et al., ""Tissue segmentation analysis in 3D 31P spectroscopic imaging for enhanced accuracy in latefalizati", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med., 1999, p370 * |
Cited By (69)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2005046478A1 (en) * | 2003-11-12 | 2005-05-26 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, medical image diagnosis support system, and time-axis direction filtering method |
JP4662852B2 (en) * | 2003-11-12 | 2011-03-30 | 株式会社日立メディコ | Image processing method, image processing apparatus, medical image diagnosis support system, and time axis direction filtering method |
JPWO2005046478A1 (en) * | 2003-11-12 | 2007-05-24 | 株式会社日立メディコ | Image processing method, image processing apparatus, medical image diagnosis support system, and time axis direction filtering method |
US7949170B2 (en) | 2003-11-12 | 2011-05-24 | Hitachi Medical Corporation | Image processing method, image processing device, computer aided detection, and method for filtering along the time axis |
JP2005312977A (en) * | 2004-04-29 | 2005-11-10 | Siemens Medical Solutions Usa Inc | Magnetic resonance imaging method for anatomical structure with motion cycle |
JP2007534419A (en) * | 2004-04-29 | 2007-11-29 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Magnetic resonance imaging at several RF frequencies |
WO2006087934A1 (en) * | 2005-02-16 | 2006-08-24 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging method and device |
US8085040B2 (en) | 2006-09-13 | 2011-12-27 | Tokai University Educational System | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US7880464B2 (en) | 2006-09-13 | 2011-02-01 | Tokai University Educational System | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2008067857A (en) * | 2006-09-13 | 2008-03-27 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2007029763A (en) * | 2006-11-13 | 2007-02-08 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
JP4519827B2 (en) * | 2006-11-13 | 2010-08-04 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
JP2008194210A (en) * | 2007-02-13 | 2008-08-28 | Hitachi Medical Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2009028525A (en) * | 2007-06-29 | 2009-02-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US8831317B2 (en) | 2007-11-16 | 2014-09-09 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel imaging method |
JP5362580B2 (en) * | 2007-11-16 | 2013-12-11 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and blood vessel imaging method |
JP2009160122A (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-23 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Mri apparatus |
JP2009261904A (en) * | 2008-04-02 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | Medical imaging apparatus |
US9517033B2 (en) | 2008-09-04 | 2016-12-13 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus |
US9259189B2 (en) | 2008-09-04 | 2016-02-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus |
WO2010027059A1 (en) * | 2008-09-04 | 2010-03-11 | 株式会社 東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2010082436A (en) * | 2008-09-04 | 2010-04-15 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
CN102143707A (en) * | 2008-09-04 | 2011-08-03 | 株式会社东芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2012502683A (en) * | 2008-09-17 | 2012-02-02 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | MRI B1 mapping and B1 shimming |
US8903469B2 (en) | 2008-10-03 | 2014-12-02 | Tokai University Educational Systems | Determining velocity of cerebrospinal fluid by magnetic resonance imaging |
JP2010088515A (en) * | 2008-10-03 | 2010-04-22 | Tokai Univ | Image processing apparatus, magnetic resonance imaging apparatus and image processing method |
US8903470B2 (en) | 2008-10-03 | 2014-12-02 | Tokai University Educational Systems | Determining velocity of cerebrospinal fluid by magnetic resonance imaging |
EP2299286A1 (en) | 2009-09-18 | 2011-03-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | MRI involving arterial spin labeling |
US9474455B2 (en) | 2009-09-18 | 2016-10-25 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2016027891A (en) * | 2009-09-18 | 2016-02-25 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
CN102860827A (en) * | 2009-09-18 | 2013-01-09 | 株式会社东芝 | MRI involving arterial spin labeling |
JP2011083592A (en) * | 2009-09-18 | 2011-04-28 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US10058257B2 (en) | 2009-09-18 | 2018-08-28 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
US9585576B2 (en) | 2009-09-18 | 2017-03-07 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and 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 |
US9839366B2 (en) | 2009-09-18 | 2017-12-12 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2017140532A (en) * | 2009-09-18 | 2017-08-17 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | Magnetic resonance imaging device |
JP2014208284A (en) * | 2009-09-18 | 2014-11-06 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2014208285A (en) * | 2009-09-18 | 2014-11-06 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
US9250303B2 (en) | 2009-09-30 | 2016-02-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
JP2015157163A (en) * | 2009-09-30 | 2015-09-03 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
JP2011092678A (en) * | 2009-09-30 | 2011-05-12 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2014054565A (en) * | 2009-09-30 | 2014-03-27 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and display processing system |
JP2015213769A (en) * | 2009-09-30 | 2015-12-03 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus and display processing system |
JP2010051835A (en) * | 2009-12-11 | 2010-03-11 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging device |
US9151815B2 (en) | 2010-11-15 | 2015-10-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
WO2012098955A1 (en) * | 2011-01-17 | 2012-07-26 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and fluid-enhanced image acquisition method |
US9435871B2 (en) | 2011-01-17 | 2016-09-06 | Hitachi Medical Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and fluid-enhanced image acquisition method |
JP5942271B2 (en) * | 2011-01-17 | 2016-06-29 | 株式会社日立製作所 | Magnetic resonance imaging apparatus and fluid weighted image acquisition method |
JP2012239884A (en) * | 2011-05-20 | 2012-12-10 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
JP2011173020A (en) * | 2011-06-16 | 2011-09-08 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus and image processor |
JP2011212453A (en) * | 2011-06-27 | 2011-10-27 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2011183212A (en) * | 2011-06-27 | 2011-09-22 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2013013512A (en) * | 2011-07-01 | 2013-01-24 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and image processing apparatus |
JP2013230350A (en) * | 2012-04-04 | 2013-11-14 | Toshiba Corp | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
KR101594215B1 (en) | 2012-07-06 | 2016-02-15 | 지이 메디컬 시스템즈 글로발 테크놀러지 캄파니 엘엘씨 | Labeling area determining apparatus, magnetic resonance apparatus, and program |
JP2014108135A (en) * | 2012-11-30 | 2014-06-12 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Magnetic resonance apparatus and magnetic resonance program |
JP2014113492A (en) * | 2012-12-06 | 2014-06-26 | Siemens Aktiengesellschaft | Method to generate radio-frequency excitation pulse to excite arbitrarily shaped volume, method for targeted excitation of spins within vessel, and method to create mr angiography image, and magnetic resonance apparatus |
JP2013056269A (en) * | 2012-12-27 | 2013-03-28 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2013078638A (en) * | 2012-12-27 | 2013-05-02 | Tokai Univ | Magnetic resonance imaging apparatus |
CN105072991A (en) * | 2013-04-04 | 2015-11-18 | 株式会社东芝 | Magnetic resonance imaging device |
JP2014210175A (en) * | 2013-04-04 | 2014-11-13 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging apparatus |
WO2014163164A1 (en) * | 2013-04-04 | 2014-10-09 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging device |
US10663552B2 (en) | 2013-04-04 | 2020-05-26 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus that divides imaging region temporally or spatially and acquires data thereof using different readout sequences |
US10274558B2 (en) | 2013-04-08 | 2019-04-30 | Kyoto University | Magnetic resonance imaging apparatus |
JP2015023944A (en) * | 2013-07-25 | 2015-02-05 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Blood vessel detection device, magnetic resonance apparatus, and program |
JP2022046808A (en) * | 2017-06-22 | 2022-03-23 | 株式会社根本杏林堂 | Medical image processing apparatus, medical image processing system, and medical image processing method |
JP7298949B2 (en) | 2017-06-22 | 2023-06-27 | 株式会社根本杏林堂 | MEDICAL IMAGE PROCESSING APPARATUS, MEDICAL IMAGE PROCESSING SYSTEM AND MEDICAL IMAGE PROCESSING METHOD |
JP2023110069A (en) * | 2017-06-22 | 2023-08-08 | 株式会社根本杏林堂 | Medical image processing apparatus, medical image processing system, and medical image processing method |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP4594482B2 (en) | 2010-12-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4594482B2 (en) | Magnetic resonance imaging method and magnetic resonance imaging apparatus | |
JP4040742B2 (en) | MRI equipment | |
US6782286B2 (en) | MRI system and MR imaging method | |
JP4309632B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
US9380960B2 (en) | Method for non-contrast enhanced magnetic resonance angiography | |
JP5613811B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP4090619B2 (en) | MRI equipment | |
US8086297B2 (en) | Dark blood delayed enhancement magnetic resonance viability imaging techniques for assessing subendocardial infarcts | |
US20020032376A1 (en) | MR imaging using ECG-prep scan | |
JP4632535B2 (en) | MRI equipment | |
JP4574791B2 (en) | MRI apparatus and MR imaging method | |
JP2004024783A (en) | Magnetic resonance imaging equipment and method for collecting data of magnetic resonance imaging | |
JP4253526B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
JP5259747B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP3434816B2 (en) | MRI equipment | |
US6510335B1 (en) | Visualization of nonenhanced MR lymphography | |
JP4738540B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP5175420B2 (en) | MRI apparatus and MR imaging method | |
JP4991908B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP2000166897A (en) | Mri imager and method of mr imaging | |
JP5380469B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
JP2008119514A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
JP4589526B2 (en) | MR flow velocity measurement system | |
JP5380585B2 (en) | MRI equipment | |
JP3839992B2 (en) | Magnetic resonance imaging system |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20051012 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20070307 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20090121 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20100316 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20100517 |
|
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: 20100824 |
|
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: 20100917 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130924 Year of fee payment: 3 |
|
R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 4594482 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130924 Year of fee payment: 3 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
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 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |