JP2004024637A - Magnetic resonance imaging apparatus, and method for magnetic resonance imaging photographing - Google Patents

Magnetic resonance imaging apparatus, and method for magnetic resonance imaging photographing Download PDF

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce a burden on a patient by reducing a time for preexamination photographing for obtaining an optimal TI (inversion time) in IR-MRI. <P>SOLUTION: This MRI apparatus for obtaining an MRI image by an ECG (electrocardiography) gated IR method comprises: a test photographing means for collecting an MRI image by applying a plurality of TI values set in advance; a means for selecting an optimal image from a plurality of sheets of image sensitivity obtained by this photographing means and obtaining the optimal TI value corresponding to this optimal image: and a main photographing means for performing main photographing by applying this optimal TI value as a photographing condition. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＭＲＩ装置に係り、画像のコントラストを最適にするパラメータを短時間に設定する機能を有したＭＲＩ装置およびＭＲＩ画像撮影方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンに対して、そのラーモア周波数をもつ高周波信号で励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する画像診断法である。
【０００３】
ＭＲＩ装置は生体内から検出する磁気共鳴信号を用いた画像診断装置であり、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では不可欠なものとなってきている。とくに心臓の造影ＭＲＩは最近大きな進歩を遂げ、心筋虚血と心筋梗塞の診断に関しては既に臨床の場で広く用いられるレベルにまで発展した。
【０００４】
ＭＲＩ装置による虚血性心疾患の診断においては、被検体にＭＲ造影剤（例えばＧｄ−ＤＴＰＡ（ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ　ｄｉｅｔｈｙｌｅｎｅｔｒｉａｍｉｎｅ　ｐｅｎｔａａｃｅｔｉｃ　ａｃｉｄ）を注入し、所定時間後にＩＲ法（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ　Ｒｅｃｏｖｅｒｙ法）を用いてＴ１強調画像を収集することによって梗塞部位の心筋を特定する心筋遅延造影法がある。心筋梗塞では組織浮腫や心筋細胞膜の障害によって、ＭＲ造影剤の細胞外液分布容積が正常心筋よりも増大するとされている。
【０００５】
このＧｄ系のＭＲ造影剤は、ＭＲＩ撮影における縦緩和時間（Ｔ１）を短縮させる効果があることが既に知られている。従って、非選択ＩＲパルス（以下ＩＲパルス）を被検体の心臓部位に照射して心筋組織の縦磁化を１８０度反転させ、所定の待ち時間ＴＩ（インバージョンタイム：反転時間）後にＲＦパルスを照射してＴ１強調画像を撮影すれば、Ｔ１時間の短い造影剤が存在する部位のみを強調して画像化することが可能となる。
【０００６】
ここで、心筋梗塞部と正常心筋とのコントラストを向上させるために上記待ち時間ＴＩは、ＩＲパルスによって反転した心筋梗塞部および正常心筋における核スピンの縦磁化がそれぞれの縦緩和時間Ｔ１に基づいてマイナスからプラスに回復する過程で、正常心筋の縦磁化がゼロ近傍になるタイミングで設定することが望ましい。このとき、短いＴ１を有する造影剤が混入された心筋梗塞部の縦磁化は、既にプラスの値に回復されており、従ってＴＩ後のＴ１強調画像を収集することによって、心筋梗塞部のみを強調した画像として表示することが可能となる。
【０００７】
虚血性心疾患のＭＲＩ診断における本撮影では、各種の高速撮影法が導入されるが、ＩＲ―ＭＲＩの高速撮影には通常、ＩＲプリパルスを付加したＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法、またはＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｔｕｒｂｏ　ＦＬＡＳＨと呼ばれるｋ−空間を複数セグメントで分割した高速撮影法が用いられ、このとき、心電波形に同期させて呼吸停止下での撮影が実行される。この心筋遅延造影法を用いた高速撮影ＭＲＩは、心筋梗塞病変の分布をきわめて明瞭に描出するため、心筋バイアビリティ診断において、その有用性が期待されている。（佐久間肇　他，　“造影ＭＲＩによる虚血性心疾患の診断”，ＩＮＮＥＲＶＩＳＩＯＮ（１５・１３）２０００　Ｐ．５９−６６）。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記のように梗塞部位の心筋をコントラストよく表示するためには、ＴＩ時間を最適な値に設定することが条件となるが、この値を常に一定に設定することはできない。すなわち、心筋の縦磁化がゼロになるまでの時間は造影剤投与量や投与後の時間や被検体組織などによって変動することが臨床の場で確認されている。このため、正常心筋の信号強度すなわち縦磁化がゼロになる時間をインバージョン時間ＴＩに設定するためには、被検体ごとに、あるいは撮影ごとに上記本撮影前に行うテスト撮影において、ＴＩをパラメータにして得られる画像から最適なＴＩを求めた後、この最適ＴＩを用いてＩＲ−ＭＲＩの本撮影を行っている。
図１４は従来の最適ＴＩを求めるためのテスト撮影法を示したものであり、ＭＲＩ画像を生成する所定のスライス断面を選択し、ＴＩ時間がとり得る範囲、例えば２００ｍｓｅｃ〜４００ｍｓｅｃの範囲を５０ｍｓｅｃステップで５種類のＴＩを設定する。この場合の撮影方法は、例えば「ＩＲプリパルスを付加したＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法」が用いられる。
【０００９】
まず、図１４（ａ）に示すように心電波形のＲ波から所定時間Ｔｄの後にＩＲパルスを関心領域全体に印加し、さらにこのＩＲパルスから最初のＴＩ時間（ＴＩ１）として設定された２００ｍｓｅｃの後にＲＦパルスを印加して信号を読み取る。但し、このとき、ＭＲ信号が受信されるスライス断面の位置は後述する３つの勾配磁場によって決定される。
【００１０】
さらにＴＩ＝ＴＩ１（２００ｍｓｅｃ）の条件のままで、位相エンコードを変えながら複数回（Ｎｘ回）ＭＲ信号を読み取り、このとき得られるＮｘのＭＲ信号を再構成してＴＩ＝ＴＩ１の場合のＭＲＩ画像を得る。但し、このＮｘのＭＲ信号は１心拍期間でＭヶづつＮ心拍にわたって収集され、このＮｘ（＝Ｍ＊Ｎ）のＭＲ信号から１枚のＭＲＩ画像を生成する。例えば、Ｍ＝８、Ｎ＝１６、Ｎｘ＝１２８である。なお、被検者は体動の画像への影響を低減するために、上記ＮｘのＭＲ信号の収集期間中は呼吸を停止する。次いで、他のＴＩ時間、ＴＩ＝ＴＩ２（２５０ｍｓｅｃ）〜ＴＩ５（４００ｍｓｅｃ）の場合においても同様な手順でＭＲＩ画像を収集する。異なる５種類のＴＩ時間を設定して得られる５枚の画像において正常心筋の信号強度が最も低い画像を選定し、その時のＴＩ時間を求める。引き続いて、このＴＩ時間を用い、１枚のＭＲＩ画像につき上記の位相エンコード数Ｎｘとほぼ同じ位相エンコードデータを収集する本撮影を行う。なお、上記Ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法についての詳細は本発明の実施の形態において説明する。
【００１１】
以上述べたように従来の最適ＴＩの設定法では、１つのＴＩにつき呼吸停止した状態でそれぞれＮ心拍期間のＭＲ信号の収集を行ない、さらにこのような収集を５つのＴＩについて繰り返し行う必要があり、従ってこの方法によればＭＲ信号の収集に多くの時間を要するのみならず、上記５回の呼吸停止は被検者にとって大きな負担となっていた。
【００１２】
とくに、ＭＲＩによる虚血性心疾患の検査では、心筋遅延造影は通常心筋パフュージョン撮影やシネ撮影などと組み合わせて行われるため、上記息止めは被験者の負担と疲労を増大させるものであった。
【００１３】
本発明は、この最適ＴＩを求めるために行われるテスト撮影を短時間に行うことにより、心臓検査全体の検査時間の短縮と被検者に与える負担の低減をはかることを目的にしている
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明のＭＲＩ装置は、被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、心電波形の１心拍期間において、予め設定される被検体の関心領域の複数スライスに対してそれぞれ異なるＴＩを設定してＭＲ信号を収集する第１の信号収集手段と、このＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第１の画像生成手段と、この画像生成手段によって得られる複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する所望ＴＩ設定手段と、この設定手段によって設定される所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を得る第２の信号収集手段と、このＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を生成する第２の画像生成手段と、この生成手段によって生成されるＭＲＩ画像を表示する画像表示手段とを備えたことを特徴としている。
【００１５】
また、請求項２に係る本発明のＭＲＩ装置は、被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、複数のインバージョンタイム（ＴＩ）を設定するＴＩ設定手段と、所定スライスに対し、複数心拍にわたるＭＲ信号の収集を、前記ＴＩを変更して連続的に行う第１の信号収集手段と、このＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第１の画像生成手段と、この画像生成手段によって得られる複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する所望ＴＩ設定手段と、この設定手段によって設定される所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第２の信号収集手段と、このＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を生成する第２のＭＲＩ画像生成手段と、この画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像を表示する画像表示手段とを備えたことを特徴としている。
【００１６】
また、請求項１０に係る本発明のＭＲＩ画像撮影方法は、被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、心電波形の１心拍期間において、予め設定される被検体の関心領域の複数スライスに対してそれぞれ異なるＴＩを設定してＭＲ信号を収集する第１のステップと、このＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第２のステップと、生成される複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する第３のステップと、この所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第４のステップと、このＭＲ信号に対して再構成処理を行ってＭＲＩ画像を生成する第５のステップと、この生成されるＭＲＩ画像を表示する第６のステップとを有することを特徴としている。
【００１７】
さらに、請求項１１に係る本発明のＭＲＩ画像撮影方法は、被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、複数のインバージョンタイム（ＴＩ）を設定する第１のステップと、所定スライスに対し、複数心拍にわたるＭＲ信号の収集を、前記ＴＩを変更して連続的に行う第２のステップと、このＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第３のステップと、生成される複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する第４のステップと、この所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第５のステップと、このＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を生成する第６のステップと、生成されるＭＲＩ画像を表示する第７のステップとを有することを特徴としている。
【００１８】
従って、本発明によれば、短時間で最適なＴＩを求めることができるため、検査時間が短縮され、さらに被験者の息止め時間も短縮される。このため、被験者に与える苦痛を大幅に軽減することができる。
【００１９】
【発明の実施の形態】
（第１の実施の形態）
図１〜図９において本発明の実施の形態について説明する。図１はＭＲＩ装置全体の概略構成を示すブロック図である。
【００２０】
このＭＲＩ装置は、磁場を発生させる静磁場発生部１および勾配磁場発生部２と、ＲＦパルス信号を送受信する送受信部３と、システム全体の制御を行う制御部４と、画像再構成と画像の保存を行う高速演算・記憶部５と、被検体１１を載せる寝台８と、心電計測部７と、入力部２２および表示部２１を備える。
【００２１】
静磁場発生部１は、例えば超電導磁石である主磁石１３と、この主磁石１３に電流を供給する静磁場電源２６とを備え、被検体１１の周囲に強力な静磁場を形成する。
【００２２】
勾配磁場発生部２は互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の勾配磁場コイル１４と、これらのコイルに電流を供給する勾配磁場電源２５を備える。
【００２３】
勾配磁場電源２５には、制御部４のシーケンス制御回路２４によって勾配磁場制御信号が供給され、被検体１１が置かれた空間の符号化が行なわれる。すなわち、この信号に基づいて勾配磁場電源２５からＸ，Ｙ，Ｚ軸勾配磁場コイル１４に供給されるパルス電流を制御することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向の勾配磁場は合成され、互いに直交するスライス選択勾配磁場Ｇｓ、位相エンコード勾配磁場Ｇｅ、および読み出し（周波数エンコード）勾配磁場Ｇｒを任意に設定することが可能となる。なお各方向の勾配磁場は静磁場に重畳され被検体１１に加えられる。
【００２４】
送受信部３は、被検体１１にＲＦパルスを照射するための照射コイル１５およびＭＲ信号を受信し信号検出するための受信コイル１６と、これらコイルに接続される送信器１７および受信器１８が備えられる。ただし照射コイル１５と受信コイル１６は分離される場合もある。
【００２５】
送信器１７は後述のシーケンス制御回路２４によって制御される。主磁石１３の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数をもち、選択励起波形で変調されたＲＦパルス電流によって照射コイル１５を駆動し、被検体１１にＲＦパルスを照射する。受信器１８は受信コイル１６によってＭＲ信号として受信した信号に対して中間周波変換、位相検波、さらにはフィルタリングなどの信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換を行う。
【００２６】
制御部４は主制御回路２３と、シーケンス制御回路２４とを備えている。主制御回路２３はＣＰＵおよびメモリを有しており、装置全体を統括して制御する機能を有しているが、とくに入力部２２から入力される撮影開始指示信号や撮影方法やパルスシーケンスに関する情報、画像表示フォーマット情報などを一旦記憶する記憶機能を有し、これらの情報に基づいてシーケンス制御回路２４にパルスシーケンスの情報（例えば勾配磁場コイル１４や照射コイル１５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）を送る機能を有している。また、テスト撮影によって求められる複数枚の画像の中から操作者が選択する画像に基づいて、その画像情報から最適ＴＩを読み出し、内部メモリに保存する機能も有している。
【００２７】
シーケンス制御回路２４はＣＰＵおよびメモリを備えており、主制御回路２３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勾配磁場電源２５、送信器１７、受信器１８を制御する。また、心電計測部７からの心電波形からＲ波を検出し、このＲ波を基準にしてＩＲパルスやＲＦ波あるいは勾配磁場の印加タイミングを制御する。
【００２８】
高速演算・記憶部５は高速演算回路１９と記憶回路２０を備えている。高速演算回路１９は受信器１８からシーケンス制御回路２４を介して送られてくるＭＲ信号に対して、２次元フーリエ変換を行って実空間の画像データ（ＭＲＩ画像）に再構成する。
【００２９】
記憶回路２０は受信器１８から送られてくるＭＲ信号を記憶するＭＲ信号メモリ２８と、高速演算回路１９にてこのＭＲ信号を用いて画像再構成を行い、得られたＭＲＩ画像を記憶するための画像メモリ２９を備えている。このＭＲ信号メモリ２８はテスト撮影によって得られるＭＲ信号を保存するテスト撮影用ＭＲ信号メモリ５１と本撮影用ＭＲ信号メモリ５２を備え、受信器１８によって中間周波変換、位相検波、さらにはＡ／Ｄ変換されたＭＲ信号を記憶する。
【００３０】
画像メモリ２９はＭＲ信号メモリ２８に一旦蓄えられたＭＲ信号を用い、これに２次元のフーリエ変換を施すことによって得られる再構成画像、すなわちＭＲＩ画像を保存するための記憶回路である。
【００３１】
寝台８は被検体１１を体軸方向に移動させることが可能であり、主磁石１３の開口部に挿入可能な構造になっている。
【００３２】
入力部２２では操作卓上に各種のスイッチやキーボード、マウスなどが備えられており、操作者により患者ＩＤや撮影開始の指示、撮影方法およびパルスシーケンスや撮影条件などの撮影情報、あるいは表示方法に関する情報、機構部の移動などの指示などを入力する。これらの入力情報は主制御回路２３を介して各ユニットに送られる。一方、マウスは表示部２１のＴＶモニタの表示に対して対話操作を行う入力デバイスとして用いられ、ＴＩをパラメータにして撮影された複数枚のＭＲＩ画像から最適画像を選択機能を有している。
【００３３】
表示部２１はＴＶモニタを備え、高速演算・記憶部５において再構成して得られたＭＲＩ画像を主制御回路２３を介して表示する。
【００３４】
心電計測部７は、被検体１１の体表に装着して心電波形を検出するＥＣＧセンサ９と、このセンサの出力をデジタル信号に変換するＥＣＧユニット２７を備え、この心電計測部７において計測される心電波形のＲ波を基準にＩＲパルスの照射をはじめとするパルスシーケンスのタイミングが設定される。
【００３５】
次に、本発明の実施の形態の撮影手順を説明する前に、心筋遅延造影におけるＩＲ法の役割と、ＩＲパルスを付加したＦａｓｔ−Ｆｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法の概要について図２および図３を用いて説明する。
【００３６】
図２はインバージョンリカバリー（ＩＲ）について示す。図２（ａ）の太矢印はＩＲパルスの印加前における核スピンの磁化方向とその大きさ（Ｍｏ）を示しており、ｔ＝０においてＩＲパルスが関心領域に照射された場合、縦磁化は１８０度反転し−Ｍｏの大きさをもつようになる（図２（ｂ））。この縦磁化は組織のもつ緩和時間Ｔ１に従って、元の縦磁化（Ｍｏ）に戻ろうとする。
【００３７】
図２（ｂ）の曲線４１および曲線４２はそれぞれ梗塞部位の心筋および正常心筋における縦磁化の戻り曲線を示したものである。梗塞部位の心筋は、造影剤が注入されたことにより正常心筋に対して縦緩和時間Ｔ１が短くなっているので、梗塞部位の心筋の縦磁化は曲線４１から明らかなように、正常心筋の縦磁化より速く戻る。図２（ｂ）ではｔ＝Ｔβにおいて正常心筋における縦磁化の大きさはゼロとなり、このとき、梗塞部位の縦磁化はプラスの値をもつ、ｔ＞Ｔβ（例えばＴα）では梗塞部位からの信号は正常心筋部位からの信号より大きな信号として検出される。
【００３８】
すなわち、梗塞部位の心筋と正常心筋を最もコントラストよく観察するためには、正常心筋の縦磁化がゼロとなるｔ＝Ｔβをインバージョン時間（ＴＩ）に設定することが望ましい。
【００３９】
次に、上記のＩＲ法を適用した本実施の形態におけるテスト撮影の概要を図３を用いて説明する。図３はＩＲパルス付加のＦａｓｔ−Ｆｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法を適用したテスト撮影のパルスシーケンスを示しており、１心拍の区間中にＴＩをパラメータに、複数枚（本実施の形態では５枚）のマルチスライスＭＲＩ画像のデータを高速収集する。
【００４０】
すなわち、図３（ａ）に示した心電波形のＲ波から所定の遅延時間Ｔｄ後に、心臓の関心領域に対してＩＲパルスを照射コイル１５によって照射し、このＩＲパルスの照射からＴＩ１後に第１のスライス断面のＭＲ信号を収集するためのＲＦパルスを印加する。同様にして、ｔ＝ＴＩ２〜ＴＩ５において第２のスライス断面〜第５のスライス断面のＭＲ信号を収集するためのＲＦパルスを印加する（図３（ｂ））。
【００４１】
また、図３（ｃ）に示すように、第１〜第５のスライス断面におけるＭＲ信号の収集においては、８種類の位相エンコードに対してのＭＲ信号が間隔ＴＲ（繰り返し時間）で順次収集される。図３（ｄ）は、ＴＲ区間において行われる１つの位相エンコードに対するＭＲ信号収集時のＦｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法パルスシーケンスを示しており、（ｄ−１）はＩＲパルスおよびＲＦパルスの照射タイミングを、また（ｄ−２）はスライス選択勾配磁場Ｇｓ、（ｄ−３）は読み出し（周波数エンコード）勾配磁場Ｇｒ、（ｄ−４）は位相エンコード勾配磁場Ｇｅ、また（ｄ−５）はＭＲ信号をそれぞれ示している。
【００４２】
例えば、ＩＲパルスの照射（ｄ−１）からＴＩ１後に、スライス選択勾配磁場Ｇｓによって第１のスライス断面が選択され（ｄ−２）、このスライス断面に対してフリップ角α°のＲＦパルスが照射される（ｄ−１）。このＲＦパルスの照射が終了したならば、ＴＥ（エコー時間）後に第１のスライス断面から受信されるＭＲ信号に対して位置情報を付加するために、第１のスライス断面に対する読み出し方向および位相エンコード方向の勾配磁場ＧｒおよびＧｅが形成される（ｄ−３、ｄ−４）。但し、ｆｉｅｌｄ−ｅｃｈｏ法におけるＭＲ信号の読み出しは、１８０度ＲＦパルスの印加は行わず、読み出し方向勾配磁場Ｇｒを反転することによって行うため短時間でのデータ収集が可能となる。
【００４３】
上記のような撮影原理に基づき、本実施の形態におけるテスト撮影の方法を図４に示す。図３におけるＩＲパルスとｆａｓｔ−ｆｉｅｌｄ−ｅｃｈｏ法の概要説明では説明を簡単にするために位相エンコード方向のデータ数を８としたが、フィールドエコー法におけるデータ収集の繰り返し時間ＴＲを５ｍｓｅｃとすれば、８つの位相エンコードデータの収集に要する時間は４０ｍｓｅｃとなり、後述するＴＩの増加分５０ｍｓｅｃを考慮すれば位相エンコードデータ数は８が限界である。これに対して、実際のＭＲＩ画像における位相エンコードデータ数は１２８以上が要求されており、これらのデータを１心拍の間に収集することは不可能となる。このため、本実施の形態ではセグメント分割した撮影方法、すなわちＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　ＦａｓｔＦｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏを用いる。この方法におけるセグメントとは１心拍（心電波形のＲ−Ｒ間隔）の期間を意味し、セグメント分割した撮像法では、１枚の画像を構成するのに必要な位相エンコードデータの収集を複数のセグメントに分割して行う。
【００４４】
すなわち、図４に示すように第１のスライス断面〜第５のスライス断面の各々で要求される１２８の位相エンコードデータは、各セグメント内で収集可能なデータ数が上記理由により８とすれば１６セグメントに分割されて収集される。一方、これらのデータが保存されるＭＲ信号メモリ２８の第１スライス断面用メモリ領域Ｋ−１も１６のセグメントに分割される。これらの位相エンコードデータの収集と保存についての詳細は後述する本実施の形態の撮影手順の中で説明する。
【００４５】
次に、本実施の形態におけるＭＲ信号収集の手順について説明する。なお、この実施の形態におけるＭＲＩ撮影は、最適なＴＩ（ＴＩ０）を求めるためのテスト撮影と、このテスト撮影によって求められたＴＩ０を設定して行う本撮影の２つのステップからなっている。
【００４６】
最初に、テスト撮影における手順を図１および図４〜図６を用いて説明する。ただし図５はテスト撮影の手順を示すフローチャート、また図６はＭＲ信号メモリ２８の構成を示した図である。
【００４７】
テスト撮影において、まず装置の操作者は入力部２２よりＴＩ最適化のためのテスト撮影モードの開始コマンドを入力する（ステップＳ１）。このコマンドが主制御回路２３に送られると、主制御回路２３は表示部２１をテスト撮影用のデータ入力画面に切り換える。操作者はこの画面に対し、入力部２２に備えられたマウスやキーボードを使用して、心電波形のＲ波からＩＲパルス照射までの遅延時間Ｔｄやテスト画像の枚数（すなわちスライス断面数）、ＴＩの初期値（ＴＩ１）と増分（ΔＴＩ）、あるいは撮影方法やパルスシーケンスなど、テスト撮影に必要な情報を入力する（ステップＳ２）。
【００４８】
最適なＴＩは種々の条件によって異なることは既に述べたが、その大部分は２００ｍｓｅｃ〜４００ｍｓｅｃの範囲に含まれる。従って、ここではＴＩの初期値（ＴＩ１）を２００ｍｓｅｃ、ＴＩの増分（ΔＴＩ）を５０ｍｓｅｃ、テスト画像の枚数を５枚に設定する。
【００４９】
次に、操作者は被検体１１の体表の所定部位に、心電計測部７のＥＣＧセンサ９を装着し、このとき検出される心電波形信号をＥＣＧユニット２７は受信してデジタル信号に変換する。次に、主制御回路２３はデジタル信号に変換された心電波形信号をＥＣＧユニット２６から読み出し、表示部２１に表示する。
【００５０】
操作者は心電波形が正常に得られていることを表示部２１のモニタ上で確認した後、テスト撮影開始のコマンドを入力部２２にて入力する（ステップＳ３）。
【００５１】
主制御回路２３は入力部２２から撮影開始コマンドを受けたならば、既に設定されている撮影方法（例えばＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法）に基づいて、５枚のマルチスライス撮影を可能とするパルスシーケンスの情報（例えば勾配磁場コイル１４や照射コイル１５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）に変換し、シーケンス制御回路２４に送る。さらにシーケンス制御回路２４は、これらの情報を内部の記憶回路に保存し、この情報にしたがって勾配磁場電源２５、送信器１７および受信器１８に対して「ＩＲパルス付加のＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ」のための制御信号を送る。
【００５２】
一方、ＥＣＧユニット２７はＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形をデジタル信号に変換し、主制御回路２３を介してシーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４は受信した心電波形から第１のＲ波（セグメント１）を検出し、そのＲ波を基準にソフトウエアで構成されるタイマによって所定遅延時間Ｔｄを測定する。さらに、Ｒ波からＴｄだけ遅延したＩＲトリガ信号を生成する。
【００５３】
シーケンス制御回路２４は、このＩＲトリガ信号に基づいて、送受信部３の送信器１７に対してＩＲパルス照射用の制御信号を送り、送信器１７は核磁気共鳴を励起させるためのＲＦ電流パルスを照射コイル１５に供給する。但しこの場合、被検体１１に対してスライス断面の選択を行わず、関心領域全体を励起するためのＩＲパルスを印加し、このＩＲパルスによって関心領域の磁化を１８０度反転させる（ステップＳ４）。
【００５４】
次に、このＩＲパルスの照射からＴＩ１（２００ｍｓｅｃ）後に、シーケンス制御回路２４の制御によってスライス断面が設定され、そのスライスにα°ＲＦパルスが照射されて、ＭＲ信号を収集する。すなわち、シーケンス制御回路２４は勾配磁場電源２５に対して制御信号を送り、ＴＩ１後に勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、３つの勾配磁場コイル１４に供給するパルス電流を設定する。さらに、このパルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給して第１のスライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓ１を形成する。一方、パルスシーケンス制御回路２４は上記第１のスライス断面におけるＭＲ信号を受信するために送信器１７に対して制御信号を供給し、照射コイル１５に供給するＲＦパルスの周波数および位相を設定した後、この照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給する。
【００５５】
ＲＦパルス電流は関心領域の磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数をもち選択励起波形で変調されている。送信器１７は照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給することにより、照射コイル１５は被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する（ステップＳ５）。
【００５６】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、第１のスライス断面から受信されるＭＲ信号に対して位置情報を付加するために、上記Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって第１のスライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒ、および位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１が形成され（ステップＳ６）、これらの互いに直交する勾配磁場Ｇｒ，Ｇｅ１によってＭＲ信号は位相変調を受けた状態で受信コイル１６によって受信される（ステップＳ７）。
【００５７】
受信器１８は受信コイル１６から供給されるＭＲ信号に対して中間周波変換や位相検波、さらにはフィルタリングなどの信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４はこの第１のスライス断面の第１のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８に保存する（ステップＳ８）。
【００５８】
ここで、ＭＲ信号メモリ２８の構成を図６に示す。ＭＲ信号メモリ２８はテスト撮影用ＭＲ信号メモリ５１と本撮影用ＭＲ信号メモリ５２を有し、テスト撮影用ＭＲ信号メモリ５１は第１のスライス断面〜第５のスライス断面に対応するＫ−１〜Ｋ−５のメモリ領域に分割されている。この５つのメモリ領域はそれぞれセグメント単位に１６分割（ＳＫ−１〜ＳＫ−１６）され、その各々は１スライス断面から１セグメント内で収集される８の位相エンコードデータが順次保存されるメモリ領域Ｄ−１〜Ｄ−８で構成される。従って、上記第１のスライス断面の第１のエンコードデータはＫ−１の中のＳＫ−１にあるＤ−１の領域に保存される。
【００５９】
次に、シーケンス制御回路２４の制御のもとに、位相エンコード方向における勾配磁場の傾きを所定量ΔＧｅ変更させた第２の勾配磁場Ｇｅ２をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって形成し、第１の勾配磁場Ｇｅ１の場合と同様な手順によって得られるＭＲ信号をＭＲ信号メモリ２８のＫ−１／ＳＫ−１／Ｄ−２の領域に保存する。
【００６０】
以下、同様にして位相エンコード方向の第３の勾配磁場Ｇｅ３〜第８の勾配磁場Ｇｅ８を印加した場合に得られるＭＲ信号についても順次ＭＲ信号メモリ２８のＫ−１／ＳＫ−１領域のＤ−３〜Ｄ−８の領域に保存する。
【００６１】
次に、このＩＲパルスの照射からＴＩ２（２５０ｍｓｅｃ）後に、勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、３つの勾配磁場コイル１４に供給するパルス電流を設定し、このパルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給して、第１のスライス断面に隣接した第２のスライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓ２を形成する。一方、送信器１７は照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給し、照射コイル１５は被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する。
【００６２】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、勾配磁場コイル１４によって第２のスライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒおよび位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１が形成され、これらの勾配磁場Ｇｒ，Ｇｅ１によってＭＲ信号は位相変調を受けて受信コイル１６によって受信される。
【００６３】
受信器１８はこのＭＲ信号に対して所定の信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４はこの第２のスライス断面の第１のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８におけるＫ−２／ＳＫ−１／Ｄ−１の領域に保存し、以下同様にして、位相エンコード方向の第２の勾配磁場Ｇｅ２〜第８の勾配磁場Ｇｅ８を印加した場合に得られるＭＲ信号についても順次ＭＲ信号メモリ２８のＫ−２／ＳＫ−１のＤ−２〜Ｄ−８に保存する。
【００６４】
さらに、ＩＲパルスの照射からＴＩ３（３００ｍｓｅｃ）からＴＩ５（４００ｍｓｅｃ）後においても同様な手順でそれぞれ８つの位相エンコードデータを収集し、これらはメモリ領域Ｋ−３〜Ｋ−５のＳＫ−１におけるＤ−１〜Ｄ−８に保存される。
【００６５】
次に、シーケンス制御回路２４はＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形の第２のＲ波を検出し、このＲ波からＴｄ遅延したＩＲトリガ信号を送信器１７に送る。送信器１７はこのＩＲトリガ信号に従って照射コイル１５にＩＲパルス電流を供給し、関心領域にＩＲパルスを印加する。
【００６６】
以下は第１のＲ波の場合と同様にして、このＩＲパルスからＴＩ２〜ＴＩ５遅延した時点で、第１のスライス断面〜第５のスライス断面がスライス選択勾配磁場Ｇｓ１〜Ｇｓ５によって選択される。さらにこの各スライス断面に対して位相エンコード勾配磁場Ｇｅ９〜Ｇｅ１６が印加され、このとき得られるそれぞれ８つの位相エンコードデータをＭＲ信号メモリ２８のＫ−１〜Ｋ−５の各々のＳＫ−２におけるＤ−１〜Ｄ−８にそれぞれ保存される。
【００６７】
以下、第３〜第１６のＲ波について同様に検出し、そのＲ波からＴｄ遅延して関心領域にＩＲパルスを印加する。さらに、これらのＩＲパルスからＴＩ１〜ＴＩ５遅延した時点で、第１のスライス断面〜第５のスライス断面を設定し、この各スライスに対して位相エンコード勾配磁場Ｇｅ１７〜Ｇｅ２４、Ｇｅ２５〜Ｇｅ３２・・・Ｇｅ１２１〜Ｇｅ１２８が印加される。このようにして得られた位相エンコードデータもＭＲ信号メモリ２８のＫ−１〜Ｋ−５のＳＫ−３〜ＳＫ−１６のＤ−１〜Ｄ−８に保存される。
【００６８】
従ってメモリ領域Ｋ−１においては、第１のスライス断面に対してセグメント１からセグメント１６において得られる位相エンコードデータＤ−１〜Ｄ−１２８が配列されている。同様にしてメモリ領域Ｋ−２〜Ｋ−５においては第２のスライス断面〜第５のスライス断面の各々に対し、セグメント１からセグメント１６において得られる位相エンコードデータＤ−１〜Ｄ−１２８が配列されている。
【００６９】
このようにしてＭＲ信号メモリ２８の５つの周波数空間（Ｋ−空間）Ｋ−１〜Ｋ−５に配列されたそれぞれのＭＲ信号に対して、高速演算・記憶部５の高速演算回路１９は２次元逆フーリエ変換による画像再構成を行い、その結果得られる５枚の画像を高速演算・記憶部５の画像メモリ２９に保存する（ステップＳ９）。この場合、画像再構成によって得られる第１のスライス断面の画像はＴＩ１（２００ｍｓｅｃ）によって得られ、また第２のスライス断面の画像はＴＩ２（２５０ｍｓｅｃ）によって得られている。同様にして第３〜第５のスライス断面の画像はＴＩ３〜ＴＩ５（３００〜４００ｍｓｅｃ）に対応しており、各スライス断面の画像が保存される画像メモリ２９には、データ収集に用いられたＴＩのデータも付随情報としてその付随メモリに保存される。
【００７０】
高速演算回路１９はテスト撮影において得られたＭＲＩ画像およびその付随情報の保存が終了したならば、主制御回路２３に対してテスト画像生成の完了信号を送る。一方、主制御回路２３は高速演算回路１９からの完了信号を受け、予め決められている表示フォーマットに従って上記テスト画像とその付随情報を表示部２１のモニタ上に表示する。この場合、ＴＩの異なる５枚のＭＲＩ画像の中から所定の画像を順次選択して表示してもよいが、全ての画像を並べて表示することによって、正常心筋における信号強度の比較が容易となる。
【００７１】
なお、本実施の形態において得られる５枚の画像は、互いに隣接したスライス断面において撮影されたものであり、同一部位を撮影したものではない。しかしながら、これらのスライス断面はいずれも心臓の関心領域内に設定されているため、各画像中で表示されている正常心筋の表示感度を比較することによって、最適なＴＩを求めることが可能となる。
【００７２】
操作者は表示されたこれらの画像を観察し、これらの画像から正常心筋の信号強度が最も弱い画像を入力部２２のマウスを用いて選択する（ステップＳ１０）。主制御回路２３は選択されたＭＲＩ画像データに付随しているＴＩ値を読み取り、図示しない主制御回路２３内の記憶回路に一旦保存してテスト撮影を終了する（ステップＳ１１）。
【００７３】
以上述べたように、従来のテスト撮影では、１心拍期間において１つのＴＩにつきＭＲデータの収集を行なったが、本実施の形態においては、１心拍期間中に５種類のＴＩについてのデータ収集が可能となるため、テスト撮影に要する時間も１／５に短縮される。
【００７４】
次に本撮影における手順を図７〜図９を用いて説明する。ただし図７は本撮影の手順を示すフローチャート、図８は本撮影の方法、図９は本撮影用ＭＲ信号メモリ５２の構成を示す。
【００７５】
テスト撮影に引き続き、上記最適ＴＩ（ＴＩ０）を用いて心筋遅延造影の本撮影を行う。操作者は入力部２２において撮影方法や撮影条件、あるいは表示条件などを入力した後、心筋遅延造影の本撮影開始コマンドを入力し本撮影の準備を開始する（ステップＳ２１）。
【００７６】
この場合の撮影方法としては高速撮影を可能とし、しかも造影剤の注入によって梗塞部位の心筋が鮮明に表示できる「ＩＲパルス付加のＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ
Ｅｃｈｏ」を用いたマルチスライス法を選択する。
【００７７】
操作者は入力部２２より本撮影モードのコマンドを入力する。このコマンドが主制御回路２３に送られると、主制御回路２３は表示部２１を本撮影のデータ入力画面に切り換える。操作者はこの画面に対し、入力部２２に備えられたマウスやキーボードを使用して、撮影方法（「ＩＲパルスを付加したＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ」）やそのパルスシーケンス、スライスの枚数や間隔など、本撮影に必要な情報を入力する。このとき、テスト撮影にて求めた最適なインバージョンタイムＴＩ０は自動的に入力される（ステップＳ２２）。但し、ＴＩ０以外の入力情報についてはテスト撮影開始前にテスト撮影条件と共に予め入力しておいてもよい。
【００７８】
なお、本実施の形態における本撮影ではセグメント数をＮ、また、一つのセグメント内で収集される位相エンコードデータ数をＭとする。従って、１枚のＭＲＩ画像の再構成に用いられる位相エンコードデータ数はＮｘＭとなる。
【００７９】
上記の入力作業が終了したならば、操作者は心電波形が正常に得られていることを表示部２１のモニタ上で確認し、本撮影開始のコマンドを入力部２２から入力する（ステップＳ２３）。
【００８０】
主制御回路２３は入力部２２から本撮影開始コマンドを受けたならば、操作者によって設定された撮影方法のパルスシーケンス情報（勾配磁場コイル１４や照射コイル１５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）に変換し、シーケンス制御回路２４に送る。さらにシーケンス制御回路２４はこれらの情報を内部の記憶回路に保存し、この情報にしたがって勾配磁場電源２５、送信器１７および受信器１８に対して「ＩＲパルス付加のＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ」の制御信号を送る。
【００８１】
一方、ＥＣＧユニット２７はＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形をデジタル信号に変換し、主制御回路２３を介してシーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４は受信した心電波形から第１のＲ波を検出し、そのＲ波を基準にソフトウエアで構成されるタイマによって所定遅延時間（Ｔｄ）を測定する。さらにＲ波からＴｄ遅延したＩＲトリガ信号を生成する。シーケンス制御回路２４は、このＩＲトリガ信号に基づいて、送受信部３の送信器１７に対してＩＲパルス照射用の制御信号を送る。送信器１７はこの制御信号に従って、核磁気共鳴を励起させるためのＲＦ電流パルスを照射コイル１５に供給して被検体１１にＩＲパルスを印加し、このＩＲパルスによって関心領域の磁化を１８０度反転させる（ステップＳ２４）。
【００８２】
次に、ＩＲパルスの照射からＴＩ０後に勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の３つの勾配磁場コイル１４にパルス電流を供給して、スライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓ´を形成する。一方、パルスシーケンス制御回路２４は上記スライス断面におけるＭＲ信号を受信するために送信器１７に対して制御信号を供給し、送信器１７は照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給して被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する（ステップＳ２５）。
【００８３】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、スライス断面から受信されるＭＲ信号に対して位置情報を付加するために、上記Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によってスライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒ´および位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１´が形成され（ステップＳ２６）、これらの互いに直交する勾配磁場Ｇｒ´，Ｇｅ１´によってＭＲ信号は位相変調を受けた状態で受信コイル１６によって受信される（ステップＳ２７）。
【００８４】
受信器１８はこのＭＲ信号に対して中間周波変換や位相検波さらにはフィルタリングなどの信号処理を行った後、Ａ／Ｄ変換してシーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４はこの第１のスライス断面の第１のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８の本撮影用ＭＲ信号メモリ５２に保存する（ステップＳ２８）。
【００８５】
この本撮影用ＭＲ信号メモリ５２は図９に示すように、セグメント１〜セグメントＮに対応するＳＫ´−１〜ＳＫ´−Ｎのメモリ領域に分割されており、その各々は１セグメント内で収集されるＭヶの位相エンコードデータが順次保存されるメモリ領域Ｄ´−１〜Ｄ´−Ｍで構成される。従って、上記第１のエンコードデータはＳＫ´−１のＤ´−１領域に保存される。
【００８６】
次に、位相エンコード方向における勾配磁場Ｇｅの傾きを所定量ΔＧｅ´変更させた第２の勾配磁場Ｇｅ２´をシーケンス制御回路２４の制御のもとに、Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって形成し、第１の勾配磁場Ｇｅ１´の場合と同様な手順によって得られるＭＲ信号をＭＲ信号メモリ２８のＳＫ´−１のＤ´−２に保存する。以下、同様にして位相エンコード方向の第３の勾配磁場Ｇｅ３´〜第Ｍの勾配磁場ＧｅＭ´を印加した場合に得られるＭＲ信号についても順次ＭＲ信号メモリ２８のＳＫ´−１のＤ´−３〜Ｄ´−Ｍに保存する。
【００８７】
次いで、シーケンス制御回路２４はＥＣＧユニット２７を介してＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形から第２のＲ波を検出し、このＲ波からＴｄ遅延したＩＲトリガ信号を生成して送信器１７に供給して関心領域にＩＲパルスを印加する。以下は第１のＲ波の場合と同様にして、このＩＲパルスからＴＩ０遅延した時点で勾配磁場ＧｅＭ＋１´〜Ｇｅ２Ｍ´を印加して得られるＭヶの位相エンコードデータを収集し、ＭＲ信号メモリ２８におけるＳＫ´−２のＤ´−１〜Ｄ´−Ｍに保存する。
【００８８】
さらに、第３〜第ＮのＲ波についても同様にして、このＲ波からＴｄ後に関心領域にＩＲパルスを印加し、このＩＲパルスからＴＩ０後に勾配磁場Ｇｅ２Ｍ＋１´〜Ｇｅ３Ｍ´、Ｇｅ３Ｍ＋１´〜Ｇｅ４Ｍ´・・・ＧｅＭ（Ｎ−１）＋１´〜ＧｅＭＮ´を印加する。このようにして得られる位相エンコードデータもＭＲ信号メモリ２８のＳＫ´−３〜ＳＫ´−Ｎにおいて、それぞれのＤ´−１〜Ｄ´−Ｍに保存する。従って本撮影用ＭＲ信号メモリ５２においては、第１セグメントから第Ｎセグメントにおいて収集されるそれぞれＭヶの位相エンコードデータが順次保存されている。
【００８９】
次に、このようにして本撮影用ＭＲ信号メモリ５２に配列されて保存されているＭＲ信号に対して、高速演算・記憶部５の高速演算回路１９は２次元逆フーリエ変換による画像再構成を行い、その結果得られる画像データを高速演算・記憶部５の画像メモリ２９に本撮影用画像データとして保存する（ステップＳ２９）。
【００９０】
高速演算回路１９は本撮影において得られたＭＲＩ画像の再構成と保存が終了したならば、主制御回路２３に対して本撮影の画像生成完了の信号を送る。主制御回路２３は高速演算・記憶部５からのこの完了信号を受け、予め決められている表示フォーマットあるいは、新たに入力部２２において指定される表示フォーマットに従って上記本撮影画像を表示部２１のモニタ上に表示する（ステップＳ３０）。
【００９１】
以上述べた本発明の実施の形態によるテスト撮影では、１回のＩＲパルスの照射に対して複数の異なったＴＩにおけるＭＲデータの収集が可能となるため、従来の方法と比較して短時間で最適ＴＩ（ＴＩ０）を求めることが可能となる。このため、検査時間を短縮がはかれるのみならず、被験者の息止め時間も短縮できるため、被験者が受ける苦痛を大幅に軽減することができる。
【００９２】
（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態について図１および図１０〜図１２を用いて説明する。但し図１０は本実施の形態におけるテスト撮影のパルスシーケンスを示し、また図１１はその撮影手順を示したフローチャートである。ＴＩの最適化を目的としたテスト撮影においては、画像上の信号強度の大きさが比較できればよく、高い空間分解能は必ずしも必要としない。本実施の形態では、空間分解と直接関係する位相エンコードの数を低減させてテスト撮影を行うことにより、最適ＴＩ（ＴＩ０）を短時間で求める方法について説明する。
【００９３】
図１０はＩＲパルス付加のＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ−Ｆｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法を適用した、本実施の形態におけるテスト撮影のパルスシーケンスであり、例えば２心拍の区間（２つのセグメント）において１つのＴＩを設定しＭＲＩ画像のデータを高速収集する。すなわち、図１０（ａ）に示したセグメント１において、心電波形のＲ波（Ｒ１）から所定の遅延時間Ｔｄ後に、心臓の関心領域に対してＩＲパルスを照射コイル１５によって照射し、このＩＲパルスの照射からさらにＴＩ１後に所定のスライス断面からＭＲ信号を収集するためのＲＦパルスを印加する。（図１０（ｂ））。
【００９４】
また、図１０（ｃ）に示すように、このスライス断面におけるＭＲ信号の収集においては、例えば３２種類の位相エンコードに対してのＭＲ信号が間隔ＴＲ（繰り返し時間）毎に順次収集される。図１０の（ｄ）は、１つのＴＲ区間において行われる１つの位相エンコードに対するＭＲ信号収集時のＦｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法パルスシーケンスを示しており、（ｄ−１）はＩＲパルスおよびＲＦパルスの照射タイミングを、また（ｄ−２）はスライス選択勾配磁場Ｇｓ、（ｄ−３）は読み出し（周波数エンコード）勾配磁場Ｇｒ、（ｄ−４）は位相エンコード勾配磁場Ｇｅ、また（ｄ−５）はＭＲ信号の読み出しタイミングをそれぞれ示している。
【００９５】
例えば、（ｄ−１）のＩＲパルスの照射からＴＩ１後に、スライス選択勾配磁場Ｇｓによって所定のスライス断面が選択され（ｄ−２）、このスライス断面に対してフリップ角α°のＲＦパルスが照射される（ｄ−１）。このＲＦパルスの照射が終了したならば、ＴＥ（エコー時間）後にこのスライス断面から受信されるＭＲ信号に対して位置情報を付加するために、所定スライス断面に対する読み出し方向および位相エンコード方向の勾配磁場ＧｒおよびＧｅが形成される（ｄ−３、ｄ−４）。
【００９６】
本実施の形態では５つのＴＩ値における画像データの収集を被検者が息止め可能な１０心拍の間に行い、しかも位相エンコードデータ数は本撮影時の約１／２の６４を実現するように以下の撮影条件が設定されている。従って、既に述べたように２心拍の間に１画像分の位相エンコードデータの収集を行う。
【００９７】
図１０におけるＩＲパルス付加のｆａｓｔ−ｆｉｅｌｄ−ｅｃｈｏ法では、１心拍間に収集する位相エンコードデータ数を３２とすれば、データ収集の繰り返し時間（ＴＲ）は５ｍｓｅｃゆえ、３２の位相エンコードデータの収集に要する時間は１６０ｍｓｅｃとなり、この値は３２のエンコードデータを同じＴＩ時間におけるデータとして取り扱うには限界に近い。すなわち、テスト用ＭＲＩ画像における位相エンコードデータ数６４は２心拍間、すなわち２つのセグメントにて収集する必要があり、この場合もＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法の適用が必要となる。
【００９８】
次に、本実施の形態におけるテスト撮影の手順を図１および図１０〜図１２を用いて説明する。但し、図１２は本実施の形態におけるテスト撮影用ＭＲ信号メモリの構成を示す。
【００９９】
テスト撮影において、まず装置の操作者は入力部２２よりＴＩ最適化のためのテスト撮影モードの開始コマンドを入力する（ステップＳ５１）。このコマンドが主制御回路２３に送られると、主制御回路２３は表示部２１をテスト撮影用のデータ入力画面に切り換える。操作者はこの画面に対し、入力部２２に備えられたマウスやキーボードを使用して、心電波形のＲ波からＩＲパルス照射までの遅延時間Ｔｄやテスト画像の枚数、ＴＩの初期値（ＴＩ１）と増分（ΔＴＩ）、あるいは撮影方法やパルスシーケンスなど、テスト撮影に必要な情報を入力する（ステップＳ５２）。
【０１００】
最適なＴＩは経験的に２００ｍｓｅｃ〜４００ｍｓｅｃの範囲に含まれる。従って、ここではＴＩの初期値（ＴＩ１）を２００ｍｓｅｃ、ＴＩの増分（ΔＴＩ）を５０ｍｓｅｃ、テスト画像の枚数を５枚に設定する。
【０１０１】
次に、操作者は被検体１１の体表の所定部位に、心電計測部７のＥＣＧセンサ９を装着し、このとき検出される心電波形信号をＥＣＧユニット２７は受信してデジタル信号に変換する。次に、主制御回路２３はデジタル信号に変換された心電波形信号をＥＣＧユニット２６から読み出し、表示部２１に表示する。
【０１０２】
操作者は心電波形が正常に得られていることを表示部２１のモニタ上で確認した後、テスト撮影開始のコマンドを入力部２２にて入力する（ステップＳ５３）。
【０１０３】
主制御回路２３は入力部２２から撮影開始コマンドを受けたならば、既に設定されている撮影方法（例えばＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ法）に基づいて、パルスシーケンスの情報（例えば勾配磁場コイル１４や照射コイル１５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）に変換し、シーケンス制御回路２４に送る。さらにシーケンス制御回路２４は、これらの情報を内部の記憶回路に保存し、この情報にしたがって勾配磁場電源２５、送信器１７および受信器１８に対して「ＩＲパルス付加のＳｅｇｍｅｎｔｅｄ　Ｆａｓｔ　Ｆｉｅｌｄ　Ｅｃｈｏ」のための制御信号を送る。
【０１０４】
一方、ＥＣＧユニット２７はＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形をデジタル信号に変換し、主制御回路２３を介してシーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４は受信した心電波形から第１のＲ波（Ｒ１）を検出し、そのＲ波を基準にソフトウエアで構成されるタイマによって所定遅延時間Ｔｄを測定する。さらに、Ｒ波からＴｄだけ遅延したＩＲトリガ信号を生成する。
【０１０５】
シーケンス制御回路２４は、このＩＲトリガ信号に基づいて、送受信部３の送信器１７に対してＩＲパルス照射用の制御信号を送り、送信器１７は核磁気共鳴を励起させるためのＲＦ電流パルスを照射コイル１５に供給する。但しこの場合、関心領域全体を励起するためのＩＲパルスを印加し、このＩＲパルスによって関心領域の磁化を１８０度反転させる（ステップＳ５４）。
【０１０６】
次に、このＩＲパルスの照射からＴＩ１（２００ｍｓｅｃ）後に、シーケンス制御回路２４の制御によってスライス断面が設定され、そのスライスにα°ＲＦパルスが照射されて、ＭＲ信号を収集する。すなわち、シーケンス制御回路２４は勾配磁場電源２５に対して制御信号を送り、ＴＩ１後に勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、３つの勾配磁場コイル１４に供給するパルス電流を設定する。さらに、このパルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給して所定のスライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓ１を形成する。一方、パルスシーケンス制御回路２４は上記スライス断面におけるＭＲ信号を受信するために送信器１７に対して制御信号を供給し、照射コイル１５に供給するＲＦパルスの周波数および位相を設定した後、この照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給する。
【０１０７】
ＲＦパルス電流は関心領域の磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数をもち選択励起波形で変調されている。送信器１７は照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給することにより、照射コイル１５は被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する（ステップＳ５５）。
【０１０８】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、第１のスライス断面から受信されるＭＲ信号に対して位置情報を付加するために、上記Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって所定スライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒ、および位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１が形成され（ステップＳ５６）、これらの互いに直交する勾配磁場Ｇｒ，Ｇｅ１によってＭＲ信号は位相変調を受けた状態で受信コイル１６によって受信される（ステップＳ５７）。
【０１０９】
受信器１８は受信コイル１６から供給されるＭＲ信号に対して中間周波変換や位相検波、さらにはフィルタリングなどの信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４はこのスライス断面の第１のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８に保存する（ステップＳ８）。
【０１１０】
ＭＲ信号メモリ２８の構成を図１２に示す。ＭＲ信号メモリ２８はテスト撮影用ＭＲ信号メモリ５１と本撮影用ＭＲ信号メモリ５２を有し、テスト撮影用ＭＲ信号メモリ５１は第１のスライス断面〜第５のスライス断面に対応するＫ−１〜Ｋ−５のメモリ領域に分割されている。この５つのメモリ領域はそれぞれセグメント単位に１０分割（ＳＫ−１〜ＳＫ−１０）され、その各々は１スライス断面から１セグメント内で収集される３２の位相エンコードデータが順次保存されるメモリ領域Ｄ−１〜Ｄ−３２で構成される。従って、上記の第１のエンコードデータはＫ−１の中のＳＫ−１にあるＤ−１の領域に保存される。
【０１１１】
次に、シーケンス制御回路２４の制御のもとに、位相エンコード方向における勾配磁場の傾きを所定量ΔＧｅ変更させた第２の勾配磁場Ｇｅ２をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって形成し、第１の勾配磁場Ｇｅ１の場合と同様な手順によって得られるＭＲ信号をＭＲ信号メモリ２８のＫ−１／ＳＫ−１／Ｄ−２に保存する。
【０１１２】
以下、同様にして位相エンコード方向の第３の勾配磁場Ｇｅ３〜第３２の勾配磁場Ｇｅ３２を印加した場合に得られるＭＲ信号についても順次ＭＲ信号メモリ２８のＫ−１／ＳＫ−１領域のＤ−３〜Ｄ−３２に保存する。
【０１１３】
次に、シーケンス制御回路２４は心電波形の第２のＲ波（Ｒ２）を検出し、このＲ波からＴｄ遅延したＩＲトリガ信号を送信器１７に送る。送信器１７はこのＩＲトリガ信号に従って照射コイル１５にＩＲパルス電流を供給し、関心領域にＩＲパルスを印加する。このＩＲパルスの照射からＴＩ１（２００ｍｓｅｃ）後に、勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、３つの勾配磁場コイル１４に供給するパルス電流を設定し、このパルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給して、所定スライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓ１を形成する。一方、送信器１７は照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給し、照射コイル１５は被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する。
【０１１４】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、勾配磁場コイル１４によって所定スライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒおよび位相エンコード方向の第３３〜第６４の勾配磁場Ｇｅ３３〜Ｇｅ６４が形成され、これらの勾配磁場Ｇｒ，Ｇｅ３３〜Ｇｅ６４によってＭＲ信号は位相変調を受けて受信コイル１６によって受信される。
【０１１５】
受信器１８はこのＭＲ信号に対して所定の信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４はこの第２のスライス断面の第１のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８のＫ−１／ＳＫ−２領域のＤ−１〜Ｄ−３２に保存する。このようにして、セグメント１およびセグメント２においてＩＲパルスからＴＩ１後の６４個のエンコードデータを収集する。
【０１１６】
同様にして、シーケンス制御回路２４はＥＣＧセンサ９から送られてくる心電波形の第３のＲ波（Ｒ３）および第４のＲ波（Ｒ４）を検出し、このＲ波からＴｄ遅延した時点で関心領域にＩＲパルスを印加する。さらにＩＲパルスの照射からＴＩ２（２５０ｍｓｅｃ）後に、シーケンス制御回路２４の制御によってスライス断面が設定され、そのスライスにα°ＲＦパルスが照射される。
【０１１７】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、勾配磁場コイル１４によって所定スライス断面に対する読み出し方向の勾配磁場Ｇｒおよび位相エンコード方向の第１〜３２の勾配磁場Ｇｅ１〜Ｇｅ３２および第３３〜第６４の勾配磁場Ｇｅ３３〜Ｇｅ６４が形成され、これらの勾配磁場によってＭＲ信号は位相変調を受けて受信コイル１６によって受信される。
【０１１８】
受信器１８はこのＭＲ信号に対して所定の信号処理を行った後Ａ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。シーケンス制御回路２４は第１〜第３２および第３３〜第６４のエンコードデータをＭＲ信号メモリ２８のＫ−２／ＳＫ−３領域のＤ−１〜Ｄ−３２およびＫ−２／ＳＫ−４領域のＤ−１〜Ｄ−３２に保存する。
【０１１９】
以下、同様にしてセグメント５〜セグメント６でＴＩ３における６４のエンコードデータが得られ、またセグメント７〜セグメント８ではＴＩ４、セグメント９〜セグメント１０ではＴＩ５の場合における６４のエンコードデータがそれぞれ得られ、これらはＭＲ信号メモリ２８の所定の領域に保存される。
【０１２０】
このようにしてＭＲ信号メモリ２８の５つの周波数空間Ｋ−１〜Ｋ−５に保存されたそれぞれのＭＲ信号に対して、高速演算・記憶部５の高速演算回路１９は２次元逆フーリエ変換による画像再構成を行い、その結果得られる５枚の画像を高速演算・記憶部５の画像メモリ２９に保存する（ステップＳ５９）。このとき、各スライス断面の画像が保存される画像メモリ２９には、データ収集に用いられたＴＩのデータも付随情報としてその付随メモリに保存される。
【０１２１】
高速演算回路１９はテスト撮影において得られたＭＲＩ画像およびその付随情報の保存が終了したならば、主制御回路２３に対してテスト画像生成の完了信号を送る。一方、主制御回路２３は高速演算回路１９からの完了信号を受け、予め決められている表示フォーマットに従って上記テスト画像とその付随情報を表示部２１のモニタ上に表示する。この場合、ＴＩの異なる５枚のＭＲＩ画像の中から所定の画像を順次選択して表示してもよいが、全ての画像を並べて表示することによって、正常心筋における信号強度の比較が容易となる。
【０１２２】
操作者は表示されたこれらの画像を観察し、これらの画像から正常心筋の信号強度が最も弱い画像を入力部２２のマウスを用いて選択する（ステップＳ６０）。主制御回路２３は選択されたＭＲＩ画像データに付随しているＴＩ値を読み取り、図示しない主制御回路２３内の記憶回路に一旦保存してテスト撮影を終了する（ステップＳ６１）。
【０１２３】
次に、上記の手順によって得られた最適ＴＩを用いた本撮影を引き続き行う必要があるが、その方法や手順は第１の実施の形態と同様であるため、その説明は省略する。
【０１２４】
以上述べた本実施の形態によれば、第１の実施の形態と比較し、テスト撮影に要する時間はさらに短縮されるため、被検者の負担は一層軽減される。また、テスト撮影時にＴＩを変えて得られる５枚のＭＲＩ画像は、同一スライス面の撮影によるものであるため、最適ＴＩ（ＴＩ０）を求める際の画像比較が容易となる利点をもっている。
【０１２５】
以上、本発明の具体的な実施の形態について述べてきたが、上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば本実施の形態における高速撮影法としてＳｅｇｍｅｎｔｅｄ−Ｆａｓｔ−Ｆｉｅｌｄ−Ｅｃｈｏ法を用いたがこれに限定されるものではなく他の撮影方法であってもよい。また、テスト撮影における撮影方法と本撮影における撮影方法は異なっていてもよく、とくに本撮影の撮影方法については限定されない。また、本実施の形態のテスト撮影における１セグメント内の位相エンコードデータ数８やセグメント数１６、あるいはＴＩパラメータ数５などについても限定されるものではない。
【０１２６】
さらに操作者が最適ＴＩ（ＴＩ０）を決定する際に、操作者はＴＩの異なる複数の画像を観察してＴＩを求め、その値を入力部のキーボードなどを用いてマニュアル入力してもよいが、上記複数の画像の中から正常心筋の信号レベルが最も低い画像をマウス等を用いて選択することによって、選択された画像データに付随して付けられたＴＩデータを自動的に本撮影時の撮影条件として入力することも可能である。また、上記正常心筋における信号強度は所定の領域をマウスを用いて設定し、その領域内のヒストグラムを算出することにより、定量的に評価することができる。すなわち、図１３に示すように、主制御回路２３は操作者の指示に従い、画像メモリ２８からテスト撮影で得られた画像データを読み出して表示部２１に表示し（ステップＳ４１）、操作者は、この画像に対し入力部２２のマウスを用いてヒストグラム算出領域を設定する（ステップＳ４２）。
【０１２７】
次にテスト撮影によって得られた複数の画像に対して、主制御回路２３は設定された領域内におけるの画像データを用いてヒストグラムを作成し（ステップＳ４３）、さらに最大値を示す輝度値を求める（ステップＳ４４）。次に、これらの画像間で輝度値を比較し、最も低い輝度値を有する画像を選定し（ステップＳ４５）、その画像に付随するＴＩの値から最適ＴＩを求める（ステップＳ４６）。但し、上記ステップＳ４４は操作者がヒストグラムを観察して求めてもよいが、主制御回路２３のＣＰＵによって自動的に求めてもよく、さらに最適ＴＩを自動的に求め、本撮影条件として設定することも可能である。
【０１２８】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば１回のＩＲパルスの照射に対して複数の異なったＴＩにおけるＭＲデータの収集が可能となるため、ＴＩの異なるＭＲＩ画像を短時間で撮影することができ、従って短時間で最適なＴＩを求めることができる。このため、検査時間が短縮され、被験者の息止め時間も短縮されるため、被験者に与える苦痛を大幅に軽減可能なＭＲＩ装置およびＭＲＩ画像撮影方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１および第２の実施の形態におけるＭＲＩ装置全体の概略構成を示す図。
【図２】インバージョンリカバリーを説明する図。
【図３】本発明の第１の実施の形態におけるテスト撮影の概要を示す図。
【図４】本発明の第１の実施の形態におけるテスト撮影方法を示す図。
【図５】本発明の第１の実施の形態におけるテスト撮影手順を示すフローチャート。
【図６】本発明の第１の実施の形態におけるテスト撮影用ＭＲ信号メモリの構成を示す図。
【図７】本発明の第１および第２の実施の形態における本撮影の手順を示すフローチャート。
【図８】本発明の第１および第２の実施の形態における本撮影方法を示す図。
【図９】本発明の第１および第２の実施の形態における本撮影用ＭＲ信号メモリの構成を示す図。
【図１０】本発明の第２の実施の形態におけるテスト撮影方法を示す図。
【図１１】本発明の第２の実施の形態におけるテスト撮影手順を示すフローチャート。
【図１２】本発明の第２の実施の形態におけるテスト撮影用ＭＲ信号メモリの構成を示す図。
【図１３】最適画像の選択手順を示すフローチャート。
【図１４】従来のテスト撮影方法を示す図。
【符号の説明】
１…静磁場発生部
２…勾配磁場発生部
３…送受信部
４…制御部
５…再構成演算・記憶部
９…ＥＣＧセンサ
１０…冷却システム
２１…表示部
２２…入力部
２７…ＥＣＧユニット[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an MRI apparatus, and more particularly, to an MRI apparatus and an MRI image capturing method having a function of setting parameters for optimizing image contrast in a short time.
[0002]
[Prior art]
Magnetic resonance imaging (MRI) excites nuclear spins of a subject's tissue placed in a static magnetic field with a high-frequency signal having the Larmor frequency, and converts an image from a magnetic resonance signal generated by the excitation. This is an image diagnostic method to be reconstructed.
[0003]
An MRI apparatus is an image diagnostic apparatus using a magnetic resonance signal detected from inside a living body, and can obtain not only anatomical diagnostic information but also many diagnostic information such as biochemical information and functional diagnostic information. It has become indispensable in the field of diagnostic imaging. In particular, cardiac angiography MRI has made great progress in recent years, and the diagnosis of myocardial ischemia and myocardial infarction has already reached a level widely used in clinical settings.
[0004]
In diagnosing ischemic heart disease using an MRI apparatus, a subject is injected with an MR contrast agent (for example, Gd-DTPA (gadolinium diethylamine pentaacetic acid)), and after a predetermined time, a T1-weighted image is obtained using an IR method (Inversion Recovery method). There is a myocardial delayed contrast method in which the myocardium at the site of infarction is identified by collecting the extracellular fluid distribution volume of the MR contrast agent in myocardial infarction due to tissue edema or damage to the myocardial cell membrane.
[0005]
It is already known that this Gd-based MR contrast agent has an effect of shortening the longitudinal relaxation time (T1) in MRI imaging. Therefore, a non-selective IR pulse (hereinafter referred to as IR pulse) is applied to the heart portion of the subject to invert the longitudinal magnetization of the myocardial tissue by 180 degrees, and an RF pulse is applied after a predetermined waiting time TI (inversion time: inversion time). If a T1-weighted image is taken in this way, it becomes possible to enhance only the portion where the contrast agent having a short T1 time exists to form an image.
[0006]
Here, in order to improve the contrast between the myocardial infarction part and the normal myocardium, the waiting time TI is determined based on the respective longitudinal relaxation times T1 of the longitudinal magnetization of the nuclear spins in the myocardial infarction part and the normal myocardium inverted by the IR pulse. In the process of recovering from minus to plus, it is desirable to set at the timing when the longitudinal magnetization of the normal myocardium becomes close to zero. At this time, the longitudinal magnetization of the myocardial infarction in which the contrast agent having a short T1 has been mixed has already been restored to a positive value. Therefore, only the myocardial infarction is enhanced by collecting T1-weighted images after TI. It is possible to display the image as an image.
[0007]
Various high-speed imaging methods are introduced in the main imaging for MRI diagnosis of ischemic heart disease, and the high-speed imaging of IR-MRI is usually referred to as a Segmented Fast Field Echo method to which an IR pre-pulse is added or a Segmented Turbo FLASH. A high-speed imaging method in which the k-space is divided into a plurality of segments is used. At this time, imaging under respiratory arrest is executed in synchronization with an electrocardiographic waveform. The high-speed imaging MRI using this myocardial delayed contrast imaging method is expected to be useful in myocardial viability diagnosis because it renders the distribution of myocardial infarction lesions very clearly. (Hajime Sakuma et al., “Diagnosis of Ischemic Heart Disease by Contrast-enhanced MRI”, INNERVISION (15.13) 2000, pp. 59-66).
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
However, in order to display the myocardium at the infarct site with good contrast as described above, it is necessary to set the TI time to an optimum value, but this value cannot be set constantly. That is, it has been confirmed in clinical practice that the time until the longitudinal magnetization of the myocardium becomes zero varies depending on the dose of the contrast medium, the time after the administration, the tissue of the subject, and the like. Therefore, in order to set the signal intensity of the normal myocardium, that is, the time when the longitudinal magnetization becomes zero, to the inversion time TI, the TI is set as a parameter in the test imaging performed before the main imaging for each subject or each imaging. After the optimum TI is obtained from the image obtained in step (1), actual IR-MRI imaging is performed using the optimum TI.
FIG. 14 shows a conventional test imaging method for obtaining an optimum TI, in which a predetermined slice section for generating an MRI image is selected, and a range in which the TI time can be taken, for example, a range of 200 msec to 400 msec in 50 msec steps. Sets five types of TIs. For example, the “Segmented Fast Field Echo method to which an IR pre-pulse is added” is used as the imaging method in this case.
[0009]
First, as shown in FIG. 14A, an IR pulse is applied to the entire region of interest after a predetermined time Td from the R wave of the electrocardiographic waveform, and 200 msec set as the first TI time (TI1) from this IR pulse. After that, an RF pulse is applied to read the signal. However, at this time, the position of the slice section at which the MR signal is received is determined by three gradient magnetic fields described later.
[0010]
Further, under the condition of TI = TI1 (200 msec), the MR signal is read a plurality of times (Nx times) while changing the phase encoding, and the Nx MR signal obtained at this time is reconstructed to obtain an MRI image in the case of TI = TI1. Get. However, the Nx MR signals are collected over N heartbeats every M in one heartbeat period, and one MRI image is generated from the Nx (= M * N) MR signals. For example, M = 8, N = 16, and Nx = 128. Note that the subject stops breathing during the acquisition period of the Nx MR signal in order to reduce the effect of the body motion on the image. Next, the MRI image is acquired in the same procedure in the case of TI = TI2 (250 msec) to TI5 (400 msec) at other TI times. An image having the lowest signal intensity of the normal myocardium is selected from five images obtained by setting five different TI times, and the TI time at that time is obtained. Subsequently, using this TI time, the main imaging is performed to collect the same phase encode data as the above-mentioned phase encode number Nx for one MRI image. The details of the Segmented Fast Field Echo method will be described in an embodiment of the present invention.
[0011]
As described above, in the conventional method for setting the optimum TI, it is necessary to collect MR signals for N heartbeat periods in a state in which breathing is stopped for one TI, and to repeat such collection for five TIs. Therefore, according to this method, not only does it take much time to collect the MR signal, but also the five respiratory arrests put a heavy burden on the subject.
[0012]
In particular, in the examination of ischemic heart disease by MRI, since myocardial delayed contrast imaging is usually performed in combination with myocardial perfusion imaging and cine imaging, the above-mentioned breath-holding increases the burden and fatigue of the subject.
[0013]
It is an object of the present invention to shorten the test time of the entire cardiac examination and reduce the burden on the subject by performing the test photographing for obtaining the optimum TI in a short time.
[0014]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an MRI apparatus according to the present invention according to claim 1 is an MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject. In a heartbeat period, first signal acquisition means for acquiring different MR signals by setting different TIs for a plurality of slices of a predetermined region of interest of a subject, and performing reconstruction on the MR signals First image generation means for generating an MRI image corresponding to each TI, and desired TI setting means for setting a TI selected based on a plurality of MRI images obtained by the image generation means as a desired TI A second signal acquisition unit that obtains a second MR signal using the desired TI set by the setting unit; and a MRI image is generated by performing a reconstruction process on the MR signal. A second image generating means is characterized by comprising an image display means for displaying the MRI image generated by the generating means.
[0015]
An MRI apparatus according to a second aspect of the present invention is an MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject, and sets a plurality of inversion times (TI). TI setting means, first signal collecting means for continuously collecting MR signals over a plurality of heartbeats for a predetermined slice by changing the TI, and reconstructing the MR signals. First image generation means for generating an MRI image corresponding to each TI; desired TI setting means for setting a TI selected based on a plurality of MRI images obtained by the image generation means as a desired TI; A second signal acquisition unit that acquires a second MR signal using the desired TI set by the setting unit, and generates an MRI image by performing a reconstruction process on the MR signal. A second MRI image generating means is characterized by comprising an image display means for displaying the MRI image generated by the image generating means.
[0016]
An MRI image capturing method according to a tenth aspect of the present invention is an MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject. A first step of setting different TIs for a plurality of slices of a predetermined region of interest of a subject to collect MR signals, and reconstructing the MR signals to obtain respective TIs , A third step of setting a TI selected based on a plurality of generated MRI images as a desired TI, and a second MR using the desired TI. A fourth step of acquiring a signal; a fifth step of performing a reconstruction process on the MR signal to generate an MRI image; and a sixth step of displaying the generated MRI image. It is characterized by a door.
[0017]
Furthermore, an MRI image capturing method of the present invention according to claim 11 is an MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject, wherein a plurality of inversion times (TI) are obtained. A first step of setting, a second step of continuously acquiring MR signals over a plurality of heartbeats for a predetermined slice by changing the TI, and reconstructing the MR signals. A third step of generating an MRI image corresponding to each TI, a fourth step of setting a TI selected based on a plurality of generated MRI images as a desired TI, and using the desired TI A fifth step of acquiring a second MR signal by performing a reconstructing process on the MR signal to generate an MRI image, and displaying the generated MRI image. It is characterized by having a seventh step.
[0018]
Therefore, according to the present invention, since the optimum TI can be obtained in a short time, the examination time is shortened, and the breath holding time of the subject is also shortened. For this reason, the pain given to the subject can be significantly reduced.
[0019]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
(First Embodiment)
An embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of the entire MRI apparatus.
[0020]
The MRI apparatus includes a static magnetic field generating unit 1 and a gradient magnetic field generating unit 2 for generating a magnetic field, a transmitting and receiving unit 3 for transmitting and receiving an RF pulse signal, a control unit 4 for controlling the entire system, an image reconstructing unit and an image reconstructing unit. It includes a high-speed calculation / storage unit 5 for saving, a bed 8 on which the subject 11 is placed, an electrocardiogram measuring unit 7, an input unit 22, and a display unit 21.
[0021]
The static magnetic field generation unit 1 includes a main magnet 13 that is, for example, a superconducting magnet, and a static magnetic field power supply 26 that supplies a current to the main magnet 13, and forms a strong static magnetic field around the subject 11.
[0022]
The gradient magnetic field generation unit 2 includes gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z axis directions orthogonal to each other, and a gradient magnetic field power supply 25 that supplies a current to these coils.
[0023]
A gradient magnetic field control signal is supplied to the gradient magnetic field power supply 25 by the sequence control circuit 24 of the control unit 4, and encoding of the space where the subject 11 is placed is performed. That is, by controlling the pulse current supplied from the gradient magnetic field power supply 25 to the X, Y and Z axis gradient magnetic field coils 14 based on this signal, the gradient magnetic fields in the X, Y and Z axis directions are synthesized and mutually orthogonal. It is possible to arbitrarily set the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Ge, and the readout (frequency encoding) gradient magnetic field Gr to be performed. The gradient magnetic field in each direction is superimposed on the static magnetic field and applied to the subject 11.
[0024]
The transmitting / receiving unit 3 includes an irradiation coil 15 for irradiating the subject 11 with an RF pulse, a receiving coil 16 for receiving and detecting an MR signal, and a transmitter 17 and a receiver 18 connected to these coils. Can be However, the irradiation coil 15 and the reception coil 16 may be separated.
[0025]
The transmitter 17 is controlled by a sequence control circuit 24 described later. The irradiation coil 15 is driven by an RF pulse current having the same frequency as the magnetic resonance frequency determined by the static magnetic field strength of the main magnet 13 and modulated by a selective excitation waveform, and the subject 11 is irradiated with an RF pulse. The receiver 18 performs A / D conversion after performing signal processing such as intermediate frequency conversion, phase detection, and filtering on a signal received as an MR signal by the reception coil 16.
[0026]
The control unit 4 includes a main control circuit 23 and a sequence control circuit 24. The main control circuit 23 has a CPU and a memory, and has a function of controlling the entire apparatus. The main control circuit 23 has, in particular, a shooting start instruction signal input from the input unit 22 and information on a shooting method and a pulse sequence. And a storage function for temporarily storing image display format information and the like. Based on these information, the pulse sequence information (for example, the intensity of the pulse current applied to the gradient coil 14 or the irradiation coil 15, (Information on time, application timing, etc.). Further, based on an image selected by the operator from a plurality of images obtained by the test shooting, an optimum TI is read from the image information and stored in an internal memory.
[0027]
The sequence control circuit 24 includes a CPU and a memory, stores the pulse sequence information sent from the main control circuit 23, and controls the gradient magnetic field power supply 25, the transmitter 17, and the receiver 18 according to this information. Further, an R wave is detected from the electrocardiographic waveform from the electrocardiogram measuring unit 7, and the application timing of an IR pulse, an RF wave, or a gradient magnetic field is controlled based on the R wave.
[0028]
The high-speed operation / storage unit 5 includes a high-speed operation circuit 19 and a storage circuit 20. The high-speed operation circuit 19 performs a two-dimensional Fourier transform on the MR signal sent from the receiver 18 via the sequence control circuit 24 to reconstruct image data (MRI image) in real space.
[0029]
The storage circuit 20 stores the MR signal sent from the receiver 18 in the MR signal memory 28 and the high-speed operation circuit 19 performs image reconstruction using the MR signal, and stores the obtained MRI image. Image memory 29 is provided. The MR signal memory 28 includes a test imaging MR signal memory 51 and an actual imaging MR signal memory 52 for storing MR signals obtained by the test imaging. The receiver 18 uses the intermediate frequency conversion, phase detection, and A / D. The converted MR signal is stored.
[0030]
The image memory 29 is a storage circuit for storing a reconstructed image, that is, an MRI image, obtained by applying a two-dimensional Fourier transform to the MR signal once stored in the MR signal memory 28.
[0031]
The bed 8 can move the subject 11 in the body axis direction, and has a structure that can be inserted into the opening of the main magnet 13.
[0032]
The input unit 22 is provided with various switches, a keyboard, a mouse, and the like on an operation console. The operator inputs a patient ID, an instruction to start imaging, imaging information such as an imaging method, a pulse sequence, and imaging conditions, or information on a display method. The user inputs instructions such as movement of the mechanism. These pieces of input information are sent to each unit via the main control circuit 23. On the other hand, the mouse is used as an input device for performing an interactive operation on the display on the TV monitor of the display unit 21, and has a function of selecting an optimum image from a plurality of MRI images captured using TI as a parameter.
[0033]
The display unit 21 includes a TV monitor, and displays an MRI image obtained by reconstructing in the high-speed operation / storage unit 5 via the main control circuit 23.
[0034]
The electrocardiograph 7 includes an ECG sensor 9 that is attached to the body surface of the subject 11 and detects an electrocardiographic waveform, and an ECG unit 27 that converts the output of the sensor into a digital signal. The timing of the pulse sequence including the irradiation of the IR pulse is set based on the R wave of the electrocardiographic waveform measured in.
[0035]
Next, before describing the imaging procedure according to the embodiment of the present invention, the role of the IR method in myocardial delayed contrast imaging and the overview of the Fast-Field-Echo method to which an IR pulse is added will be described with reference to FIGS. 2 and 3. explain.
[0036]
FIG. 2 shows inversion recovery (IR). The thick arrow in FIG. 2A shows the magnetization direction and the magnitude (Mo) of the nuclear spin before the application of the IR pulse. When the region of interest is irradiated with the IR pulse at t = 0, the longitudinal magnetization becomes It is inverted by 180 degrees and has a magnitude of -Mo (FIG. 2B). This longitudinal magnetization tends to return to the original longitudinal magnetization (Mo) according to the relaxation time T1 of the tissue.
[0037]
Curves 41 and 42 in FIG. 2B show return curves of longitudinal magnetization in the myocardium at the infarct site and the normal myocardium, respectively. The longitudinal relaxation time T1 of the myocardium at the infarct site is shorter than that of the normal myocardium due to the injection of the contrast agent. Return faster than magnetization. In FIG. 2B, at t = Tβ, the magnitude of the longitudinal magnetization in the normal myocardium becomes zero. At this time, the longitudinal magnetization of the infarct site has a positive value. At t> Tβ (eg, Tα), the signal from the infarct site Is detected as a signal larger than the signal from the normal myocardial site.
[0038]
That is, in order to observe the myocardium at the infarct site and the normal myocardium with the best contrast, it is desirable to set t = Tβ at which the longitudinal magnetization of the normal myocardium becomes zero to the inversion time (TI).
[0039]
Next, an outline of test imaging in the present embodiment to which the above-described IR method is applied will be described with reference to FIG. FIG. 3 shows a pulse sequence of test imaging to which the Fast-Field-Echo method to which an IR pulse is added is applied, and a plurality of (in this embodiment, five) multi-pulses are set using TI as a parameter during one heartbeat interval. High-speed acquisition of slice MRI image data.
[0040]
That is, after a predetermined delay time Td from the R wave of the electrocardiographic waveform shown in FIG. 3A, an irradiation region 15 of the heart is irradiated with an IR pulse by the irradiation coil 15, and after a lapse of TI1 after irradiation of the IR pulse. An RF pulse for acquiring an MR signal of one slice section is applied. Similarly, at t = TI2 to TI5, an RF pulse for collecting MR signals of the second slice section to the fifth slice section is applied (FIG. 3B).
[0041]
In addition, as shown in FIG. 3C, in collecting MR signals in the first to fifth slice sections, MR signals for eight types of phase encoding are sequentially collected at intervals TR (repetition time). You. FIG. 3D shows a Field-Echo method pulse sequence at the time of collecting an MR signal for one phase encoding performed in the TR section. FIG. 3D shows the irradiation timing of the IR pulse and the RF pulse, and FIG. (D-2) is a slice selection gradient magnetic field Gs, (d-3) is a read (frequency encoding) gradient magnetic field Gr, (d-4) is a phase encoding gradient magnetic field Ge, and (d-5) is an MR signal. Is shown.
[0042]
For example, after TI1 from the irradiation of the IR pulse (d-1), the first slice section is selected by the slice selection gradient magnetic field Gs (d-2), and the slice section is irradiated with the RF pulse having the flip angle α °. (D-1). After the irradiation of the RF pulse is completed, in order to add position information to the MR signal received from the first slice section after TE (echo time), the readout direction and the phase encoding for the first slice section are added. Directional gradient magnetic fields Gr and Ge are formed (d-3, d-4). However, the reading of the MR signal in the field-echo method is performed by inverting the readout direction gradient magnetic field Gr without applying the 180-degree RF pulse, so that data can be collected in a short time.
[0043]
FIG. 4 shows a test imaging method according to the present embodiment based on the above-described imaging principle. In the brief description of the IR pulse and the fast-field-echo method in FIG. 3, the number of data in the phase encoding direction is set to 8 for simplicity. The time required to collect eight phase-encoded data is 40 msec, and the number of phase-encoded data is limited to eight in consideration of a later-described increase of TI of 50 msec. On the other hand, the number of phase encoded data in an actual MRI image is required to be 128 or more, and it is impossible to collect such data during one heartbeat. For this reason, in the present embodiment, a segmented imaging method, that is, Segmented FastField Echo, is used. In this method, a segment means a period of one heartbeat (RR interval of an electrocardiographic waveform). In the segmented imaging method, acquisition of phase encoding data necessary for forming one image is performed by a plurality of segments. Divide into segments.
[0044]
That is, as shown in FIG. 4, 128 phase encoded data required in each of the first slice section to the fifth slice section is 16 if the number of data that can be collected in each segment is 8, for the above-described reason. Collected in segments. On the other hand, the memory area K-1 for the first slice section of the MR signal memory 28 in which these data are stored is also divided into 16 segments. The details of the collection and storage of these phase-encoded data will be described later in an imaging procedure according to the present embodiment.
[0045]
Next, the procedure for collecting MR signals in the present embodiment will be described. Note that the MRI imaging in this embodiment includes two steps: a test imaging for obtaining an optimum TI (TI0) and a main imaging performed by setting the TI0 obtained by the test imaging.
[0046]
First, the procedure in test imaging will be described with reference to FIG. 1 and FIGS. However, FIG. 5 is a flowchart showing the procedure of test imaging, and FIG. 6 is a diagram showing the configuration of the MR signal memory 28.
[0047]
In test shooting, the operator of the apparatus first inputs a test shooting mode start command for TI optimization from the input unit 22 (step S1). When this command is sent to the main control circuit 23, the main control circuit 23 switches the display unit 21 to a data input screen for test shooting. The operator uses the mouse or keyboard provided on the input unit 22 to input the delay time Td from the R-wave of the electrocardiographic waveform to the irradiation of the IR pulse, the number of test images (ie, the number of slices), Information necessary for test imaging, such as an initial value (TI1) and increment (ΔTI) of the TI, an imaging method and a pulse sequence, is input (step S2).
[0048]
As described above, the optimum TI varies depending on various conditions, most of which is included in the range of 200 msec to 400 msec. Accordingly, here, the initial value of TI (TI1) is set to 200 msec, the increment of TI (ΔTI) is set to 50 msec, and the number of test images is set to five.
[0049]
Next, the operator attaches the ECG sensor 9 of the electrocardiogram measuring unit 7 to a predetermined portion of the body surface of the subject 11, and the ECG unit 27 receives the electrocardiographic waveform signal detected at this time and converts it into a digital signal. Convert. Next, the main control circuit 23 reads the electrocardiographic waveform signal converted into the digital signal from the ECG unit 26 and displays it on the display unit 21.
[0050]
After confirming on the monitor of the display unit 21 that the electrocardiographic waveform is normally obtained, the operator inputs a command for starting test imaging through the input unit 22 (step S3).
[0051]
When receiving a shooting start command from the input unit 22, the main control circuit 23 generates a pulse sequence that enables multi-slice shooting of five images based on a shooting method that has been set (eg, Segmented Fast Field Echo method). The information is converted into information (for example, information on the intensity of a pulse current applied to the gradient magnetic field coil 14 and the irradiation coil 15, an application time, an application timing, and the like), and is sent to the sequence control circuit 24. Further, the sequence control circuit 24 stores these information in an internal storage circuit, and in accordance with this information, sends a “Segmented Fast Field Echo with IR pulse addition” to the gradient magnetic field power supply 25, the transmitter 17 and the receiver 18. Send a control signal.
[0052]
On the other hand, the ECG unit 27 converts the electrocardiographic waveform sent from the ECG sensor 9 into a digital signal, and sends it to the sequence control circuit 24 via the main control circuit 23. The sequence control circuit 24 detects a first R wave (segment 1) from the received electrocardiogram waveform, and measures a predetermined delay time Td by a timer configured by software based on the R wave. Further, an IR trigger signal delayed from the R wave by Td is generated.
[0053]
The sequence control circuit 24 sends a control signal for irradiating an IR pulse to the transmitter 17 of the transmitting / receiving section 3 based on the IR trigger signal, and the transmitter 17 generates an RF current pulse for exciting nuclear magnetic resonance. It is supplied to the irradiation coil 15. However, in this case, without selecting a slice cross section for the subject 11, an IR pulse for exciting the entire region of interest is applied, and the magnetization of the region of interest is inverted by 180 degrees by the IR pulse (step S4).
[0054]
Next, after TI1 (200 msec) from the irradiation of the IR pulse, a slice section is set by the control of the sequence control circuit 24, and the slice is irradiated with an α ° RF pulse to collect an MR signal. That is, the sequence control circuit 24 sends a control signal to the gradient magnetic field power supply 25, and after TI1, the gradient magnetic field power supply 25 supplies the pulse current supplied to the three gradient magnetic field coils 14 based on the control signal from the sequence control circuit 24. Set. Further, the pulse current is supplied to the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions to form a slice selection gradient magnetic field Gs1 for selecting the first slice section. On the other hand, the pulse sequence control circuit 24 supplies a control signal to the transmitter 17 to receive the MR signal in the first slice section, and sets the frequency and phase of the RF pulse supplied to the irradiation coil 15. An RF pulse current is supplied to the irradiation coil 15.
[0055]
The RF pulse current has the same frequency as the magnetic resonance frequency determined by the magnetic field strength of the region of interest and is modulated with a selective excitation waveform. The transmitter 17 supplies an RF pulse current to the irradiation coil 15 so that the irradiation coil 15 irradiates the region of interest of the subject 11 with an RF pulse (step S5).
[0056]
When the irradiation of the RF pulse is completed, in order to add positional information to the MR signal received from the first slice section, the first slice section is applied by the gradient magnetic field coil 14 in the X, Y, and Z directions. , A gradient magnetic field Gr in the readout direction and a first gradient magnetic field Ge1 in the phase encoding direction are formed (step S6), and the receiving coils are subjected to phase modulation by the MR signals by the mutually orthogonal gradient magnetic fields Gr and Ge1. 16 (step S7).
[0057]
The receiver 18 performs signal processing such as intermediate frequency conversion, phase detection, and filtering on the MR signal supplied from the reception coil 16, performs A / D conversion, and sends the signal to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 stores the first encoded data of the first slice section in the MR signal memory 28 (Step S8).
[0058]
Here, the configuration of the MR signal memory 28 is shown in FIG. The MR signal memory 28 has a test imaging MR signal memory 51 and a main imaging MR signal memory 52, and the test imaging MR signal memory 51 has K-1 to K-1 corresponding to the first to fifth slice sections. It is divided into K-5 memory areas. Each of the five memory areas is divided into 16 segments (SK-1 to SK-16) in segment units, each of which is a memory area D in which eight phase-encoded data collected in one segment from one slice section are sequentially stored. -1 to D-8. Therefore, the first encoded data of the first slice section is stored in the area of D-1 in SK-1 of K-1.
[0059]
Next, under the control of the sequence control circuit 24, a second gradient magnetic field Ge2 obtained by changing the gradient of the gradient magnetic field in the phase encoding direction by a predetermined amount ΔGe is formed by the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions. The MR signal obtained by the same procedure as in the case of the first gradient magnetic field Ge1 is stored in the K-1 / SK-1 / D-2 area of the MR signal memory 28.
[0060]
Hereinafter, the MR signals obtained when the third to eighth gradient magnetic fields Ge3 to Ge8 in the phase encoding direction are applied in the same manner are successively arranged in the D-1 of the K-1 / SK-1 area of the MR signal memory 28. Store in areas 3 to D-8.
[0061]
Next, after TI2 (250 msec) from the irradiation of the IR pulse, the gradient magnetic field power supply 25 sets a pulse current to be supplied to the three gradient magnetic field coils 14 based on a control signal from the sequence control circuit 24. The current is supplied to the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions to form a slice selection gradient magnetic field Gs2 for selecting a second slice section adjacent to the first slice section. On the other hand, the transmitter 17 supplies an RF pulse current to the irradiation coil 15, and the irradiation coil 15 irradiates the region of interest of the subject 11 with an RF pulse.
[0062]
When the irradiation of the RF pulse is completed, the gradient magnetic field coil 14 forms the gradient magnetic field Gr in the readout direction and the first gradient magnetic field Ge1 in the phase encoding direction with respect to the second slice cross section. The MR signal undergoes phase modulation and is received by the receiving coil 16.
[0063]
The receiver 18 performs predetermined signal processing on the MR signal, performs A / D conversion, and sends the signal to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 stores the first encoded data of the second slice section in the area K-2 / SK-1 / D-1 in the MR signal memory 28, and so on. The MR signals obtained when the second gradient magnetic field Ge2 to the eighth gradient magnetic field Ge8 are applied are sequentially stored in D-2 to D-8 of K-2 / SK-1 of the MR signal memory 28.
[0064]
Further, after TI3 (300 msec) to TI5 (400 msec) after the irradiation of the IR pulse, eight phase-encoded data are collected by the same procedure, respectively, and these are D in SK-1 of the memory regions K-3 to K-5. -1 to D-8.
[0065]
Next, the sequence control circuit 24 detects the second R wave of the electrocardiographic waveform sent from the ECG sensor 9 and sends an IR trigger signal delayed by Td from this R wave to the transmitter 17. The transmitter 17 supplies an IR pulse current to the irradiation coil 15 according to the IR trigger signal, and applies an IR pulse to the region of interest.
[0066]
In the same manner as in the case of the first R-wave, the first slice section to the fifth slice section are selected by the slice selection gradient magnetic fields Gs1 to Gs5 at the time when the delay from the IR pulse is TI2 to TI5. Further, a phase encoding gradient magnetic field Ge9 to Ge16 is applied to each slice section, and the obtained eight phase encoding data are respectively converted into D in each SK-2 of K-1 to K-5 of the MR signal memory 28. -1 to D-8.
[0067]
Hereinafter, the third to sixteenth R-waves are similarly detected, and an IR pulse is applied to the region of interest with a delay of Td from the R-wave. Further, at time points TI1 to TI5 delayed from these IR pulses, a first slice section to a fifth slice section are set, and phase encoding gradient magnetic fields Ge17 to Ge24, Ge25 to Ge32,. Ge121 to Ge128 are applied. The phase encoded data obtained in this manner is also stored in SK-3 to SK-16 to D-1 to D-8 of the MR signal memory 28.
[0068]
Therefore, in the memory area K-1, phase encoded data D-1 to D-128 obtained in the segments 1 to 16 are arranged with respect to the first slice section. Similarly, in the memory regions K-2 to K-5, the phase encode data D-1 to D-128 obtained in the segments 1 to 16 are arranged in each of the second to fifth slice sections. Have been.
[0069]
The high-speed operation circuit 19 of the high-speed operation / storage unit 5 performs two operations on each of the MR signals arranged in the five frequency spaces (K-spaces) K-1 to K-5 of the MR signal memory 28 in this manner. The image is reconstructed by the dimensional inverse Fourier transform, and the resulting five images are stored in the image memory 29 of the high-speed operation / storage unit 5 (step S9). In this case, the image of the first slice section obtained by the image reconstruction is obtained by TI1 (200 msec), and the image of the second slice section is obtained by TI2 (250 msec). Similarly, the images of the third to fifth slice sections correspond to TI3 to TI5 (300 to 400 msec), and the image memory 29 storing the image of each slice section stores the TI used for data collection. Is also stored in the associated memory as associated information.
[0070]
When the saving of the MRI image and the accompanying information obtained in the test imaging is completed, the high-speed operation circuit 19 sends a test image generation completion signal to the main control circuit 23. On the other hand, the main control circuit 23 receives the completion signal from the high-speed operation circuit 19 and displays the test image and its accompanying information on the monitor of the display unit 21 according to a predetermined display format. In this case, a predetermined image may be sequentially selected and displayed from five MRI images having different TIs. However, by displaying all the images side by side, comparison of the signal intensity in the normal myocardium becomes easy. .
[0071]
Note that the five images obtained in the present embodiment are images of slice sections adjacent to each other, and are not images of the same site. However, since each of these slice sections is set in the region of interest of the heart, it is possible to obtain the optimum TI by comparing the display sensitivity of the normal myocardium displayed in each image. .
[0072]
The operator observes these displayed images, and selects an image having the weakest signal intensity of the normal myocardium from these images using the mouse of the input unit 22 (step S10). The main control circuit 23 reads the TI value attached to the selected MRI image data, temporarily stores it in a storage circuit (not shown) in the main control circuit 23, and ends the test imaging (step S11).
[0073]
As described above, in the conventional test imaging, MR data is collected for one TI in one heartbeat period, but in the present embodiment, data collection for five types of TIs is performed in one heartbeat period. As a result, the time required for test shooting is also reduced to 1/5.
[0074]
Next, a procedure in the main photographing will be described with reference to FIGS. 7 is a flowchart showing the procedure of the main radiography, FIG. 8 is a method of the main radiography, and FIG. 9 shows the configuration of the main imaging MR signal memory 52.
[0075]
Subsequent to the test imaging, the main imaging of the myocardial delayed contrast imaging is performed using the optimal TI (TI0). After inputting the imaging method, imaging conditions, display conditions, and the like in the input unit 22, the operator inputs a main imaging start command for myocardial delayed contrast imaging to start preparation for main imaging (step S21).
[0076]
As an imaging method in this case, a “Segmented Fast Field with IR pulse addition” that enables high-speed imaging and allows the myocardium at the infarct site to be clearly displayed by injection of a contrast agent
A multi-slice method using “Echo” is selected.
[0077]
The operator inputs a command for the main shooting mode from the input unit 22. When this command is sent to the main control circuit 23, the main control circuit 23 switches the display unit 21 to a data input screen for actual photographing. The operator uses the mouse or the keyboard provided in the input unit 22 to input an image capturing method (“Segmented Fast Field Echo with an IR pulse”), a pulse sequence thereof, the number of slices, an interval, and the like. Enter the information required for the actual shooting. At this time, the optimal inversion time TI0 obtained in the test photographing is automatically input (step S22). However, the input information other than TI0 may be input together with the test shooting conditions before the start of the test shooting.
[0078]
Note that, in the main imaging in the present embodiment, the number of segments is N, and the number of phase encoded data collected in one segment is M. Therefore, the number of phase encoded data used for reconstructing one MRI image is N × M.
[0079]
When the input operation described above is completed, the operator confirms that the electrocardiographic waveform is normally obtained on the monitor of the display unit 21 and inputs a command for starting the main imaging from the input unit 22 (step S23). ).
[0080]
When the main control circuit 23 receives the main imaging start command from the input unit 22, the pulse sequence information of the imaging method set by the operator (the intensity of the pulse current applied to the gradient magnetic field coil 14 and the irradiation coil 15, the application time , Information on application timing, etc.) and send it to the sequence control circuit 24. Further, the sequence control circuit 24 stores the information in an internal storage circuit, and in accordance with the information, sends a control signal of “Segmented Fast Field Echo with IR pulse addition” to the gradient magnetic field power supply 25, the transmitter 17 and the receiver 18. Send.
[0081]
On the other hand, the ECG unit 27 converts the electrocardiographic waveform sent from the ECG sensor 9 into a digital signal, and sends it to the sequence control circuit 24 via the main control circuit 23. The sequence control circuit 24 detects the first R wave from the received electrocardiogram waveform, and measures a predetermined delay time (Td) by using a timer configured by software based on the R wave. Further, an IR trigger signal delayed by Td from the R wave is generated. The sequence control circuit 24 sends a control signal for irradiating an IR pulse to the transmitter 17 of the transmitting / receiving section 3 based on the IR trigger signal. According to the control signal, the transmitter 17 supplies an RF current pulse for exciting nuclear magnetic resonance to the irradiation coil 15 to apply an IR pulse to the subject 11, and the IR pulse inverts the magnetization of the region of interest by 180 degrees. (Step S24).
[0082]
Next, after TI0 from the irradiation of the IR pulse, the gradient magnetic field power supply 25 supplies a pulse current to the three gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions based on the control signal from the sequence control circuit 24, and slices. A slice selection gradient magnetic field Gs' for selecting a cross section is formed. On the other hand, the pulse sequence control circuit 24 supplies a control signal to the transmitter 17 to receive the MR signal in the slice section, and the transmitter 17 supplies an RF pulse current to the irradiation coil 15 to The RF pulse is applied to the eleventh region of interest (step S25).
[0083]
When the irradiation of the RF pulse is completed, in order to add positional information to the MR signal received from the slice section, the gradient magnetic field in the reading direction with respect to the slice section is added by the X, Y, and Z direction gradient magnetic field coils 14. Gr ′ and a first gradient magnetic field Ge1 ′ in the phase encoding direction are formed (Step S26), and the MR signal is received by the receiving coil 16 in a state where the MR signal is phase-modulated by the mutually orthogonal gradient magnetic fields Gr ′ and Ge1 ′. Is performed (step S27).
[0084]
The receiver 18 performs signal processing such as intermediate frequency conversion, phase detection, and filtering on the MR signal, and then A / D converts the signal and sends it to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 stores the first encoded data of the first slice section in the main imaging MR signal memory 52 of the MR signal memory 28 (step S28).
[0085]
As shown in FIG. 9, the main imaging MR signal memory 52 is divided into memory areas SK'-1 to SK'-N corresponding to the segments 1 to N, each of which is collected in one segment. M's of phase encoded data are sequentially stored in memory areas D'-1 to D'-M. Therefore, the first encoded data is stored in the D'-1 area of SK'-1.
[0086]
Next, under the control of the sequence control circuit 24, the second gradient magnetic field Ge2 'obtained by changing the gradient of the gradient magnetic field Ge in the phase encoding direction by a predetermined amount .DELTA.Ge' is supplied to the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions. And the MR signal obtained by the same procedure as in the case of the first gradient magnetic field Ge1 'is stored in D'-2 of SK'-1 in the MR signal memory 28. Hereinafter, similarly, MR signals obtained when the third gradient magnetic field Ge3 'to the Mth gradient magnetic field GeM' in the phase encoding direction are applied are sequentially D'-3 of SK'-1 in the MR signal memory 28. ~ D'-M.
[0087]
Next, the sequence control circuit 24 detects the second R wave from the electrocardiogram waveform sent from the ECG sensor 9 via the ECG unit 27, generates an IR trigger signal delayed by Td from this R wave, and 17 to apply an IR pulse to the region of interest. Thereafter, in the same manner as in the case of the first R-wave, M phase encoded data obtained by applying the gradient magnetic fields GeM + 1 'to Ge2M' at the point of time TI0 delayed from the IR pulse is collected, and the MR signal memory 28 Are stored in D'-1 to D'-M of SK'-2.
[0088]
Further, similarly for the third to Nth R-waves, an IR pulse is applied to the region of interest Td after the R-wave, and the gradient magnetic fields Ge2M + 1 ′ to Ge3M ′, Ge3M + 1 ′ to Ge4M ′ after TI0 from the IR pulse. ... Apply GeM (N-1) +1 'to GeMN'. The phase encoded data obtained in this way is also stored in D'-1 to D'-M in SK'-3 to SK'-N of the MR signal memory 28. Therefore, in the main imaging MR signal memory 52, M pieces of phase encoded data respectively collected in the first segment to the Nth segment are sequentially stored.
[0089]
Next, the high-speed operation circuit 19 of the high-speed operation / storage unit 5 performs image reconstruction by two-dimensional inverse Fourier transform on the MR signals arranged and stored in the main imaging MR signal memory 52 in this manner. Then, the image data obtained as a result is stored in the image memory 29 of the high-speed operation / storage section 5 as image data for actual photographing (step S29).
[0090]
When the reconstruction and storage of the MRI image obtained in the main imaging have been completed, the high-speed operation circuit 19 sends a signal to the main control circuit 23 that the image generation for the main imaging has been completed. The main control circuit 23 receives the completion signal from the high-speed operation / storage unit 5 and monitors the main photographed image on the display unit 21 according to a predetermined display format or a display format newly specified by the input unit 22. It is displayed above (step S30).
[0091]
In the test imaging according to the above-described embodiment of the present invention, MR data can be collected in a plurality of different TIs for one irradiation of the IR pulse, so that the MR imaging can be performed in a shorter time than the conventional method. It is possible to determine the optimum TI (TI0). For this reason, not only the examination time can be shortened, but also the subject's breath holding time can be shortened, so that the suffering of the subject can be greatly reduced.
[0092]
(Second embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 and 10 to 12. However, FIG. 10 shows a pulse sequence of test imaging in the present embodiment, and FIG. 11 is a flowchart showing the imaging procedure. In test imaging for the purpose of optimizing TI, it is sufficient that the magnitude of signal intensity on an image can be compared, and high spatial resolution is not necessarily required. In the present embodiment, a method for obtaining an optimum TI (TI0) in a short time by performing test imaging by reducing the number of phase encodings directly related to spatial decomposition will be described.
[0093]
FIG. 10 shows a pulse sequence of test imaging in the present embodiment to which the Segmented Fast-Field-Echo method with addition of an IR pulse is applied. For example, one TI is set in an interval of two heartbeats (two segments) and an MRI image is set. Collect data at high speed. That is, in the segment 1 shown in FIG. 10A, after a predetermined delay time Td from the R wave (R 1) of the electrocardiographic waveform, the irradiation coil 15 irradiates the region of interest of the heart with the irradiation coil 15. After TI1 after the irradiation of the pulse, an RF pulse for acquiring an MR signal from a predetermined slice section is applied. (FIG. 10 (b)).
[0094]
Further, as shown in FIG. 10C, in collecting MR signals in this slice section, for example, MR signals for 32 types of phase encoding are sequentially collected at intervals of TR (repetition time). (D) of FIG. 10 shows a Field-Echo method pulse sequence at the time of MR signal collection for one phase encoding performed in one TR section, and (d-1) shows irradiation timing of an IR pulse and an RF pulse. (D-2) is a slice selection gradient magnetic field Gs, (d-3) is a readout (frequency encoding) gradient magnetic field Gr, (d-4) is a phase encoding gradient magnetic field Ge, and (d-5) is an MR. The signal read timing is shown.
[0095]
For example, a predetermined slice section is selected by the slice selection gradient magnetic field Gs after TI1 from the irradiation of the IR pulse of (d-1) (d-2), and an RF pulse having a flip angle α ° is irradiated to the slice section. (D-1). After the irradiation of the RF pulse is completed, in order to add position information to the MR signal received from the slice section after TE (echo time), a gradient magnetic field in a read direction and a phase encode direction with respect to a predetermined slice section is added. Gr and Ge are formed (d-3, d-4).
[0096]
In the present embodiment, image data at five TI values is collected during 10 heartbeats during which the subject can hold his / her breath, and the number of phase encoded data is 64, which is about の that of the actual imaging. Are set with the following shooting conditions. Therefore, as described above, phase encoding data for one image is collected between two heartbeats.
[0097]
In the fast-field-echo method with the addition of the IR pulse in FIG. 10, if the number of phase encoded data to be collected during one heartbeat is 32, the data collection repetition time (TR) is 5 msec. Is 160 msec, which is close to the limit for treating 32 encoded data as data at the same TI time. That is, the number of phase-encoded data 64 in the test MRI image needs to be collected between two heartbeats, that is, in two segments, and in this case also, the Segmented Fast Field Echo method needs to be applied.
[0098]
Next, the procedure of test imaging in the present embodiment will be described with reference to FIGS. 1 and 10 to 12. FIG. 12 shows the configuration of the test imaging MR signal memory according to the present embodiment.
[0099]
In the test photographing, the operator of the apparatus first inputs a test photographing mode start command for TI optimization from the input unit 22 (step S51). When this command is sent to the main control circuit 23, the main control circuit 23 switches the display unit 21 to a data input screen for test shooting. The operator uses the mouse or keyboard provided on the input unit 22 to input a delay time Td from the R wave of the electrocardiographic waveform to the irradiation of the IR pulse, the number of test images, and the initial value of TI (TI1). ) And an increment (ΔTI), or information necessary for test imaging, such as an imaging method and a pulse sequence (step S52).
[0100]
The optimum TI is empirically included in the range of 200 msec to 400 msec. Accordingly, here, the initial value of TI (TI1) is set to 200 msec, the increment of TI (ΔTI) is set to 50 msec, and the number of test images is set to five.
[0101]
Next, the operator attaches the ECG sensor 9 of the electrocardiogram measuring unit 7 to a predetermined portion of the body surface of the subject 11, and the ECG unit 27 receives the electrocardiographic waveform signal detected at this time and converts it into a digital signal. Convert. Next, the main control circuit 23 reads the electrocardiographic waveform signal converted into the digital signal from the ECG unit 26 and displays it on the display unit 21.
[0102]
After confirming on the monitor of the display unit 21 that the electrocardiographic waveform is normally obtained, the operator inputs a command for starting test imaging through the input unit 22 (step S53).
[0103]
When the main control circuit 23 receives the imaging start command from the input unit 22, the pulse sequence information (for example, the gradient magnetic field coil 14 or the irradiation coil) is generated based on the imaging method (for example, the Segmented Fast Field Echo method) that has been set. 15 (information on the intensity, application time, application timing, etc.) of the pulse current to be applied to the sequence control circuit 15 and send it to the sequence control circuit. Further, the sequence control circuit 24 stores these information in an internal storage circuit, and in accordance with this information, sends a “Segmented Fast Field Echo with IR pulse addition” to the gradient magnetic field power supply 25, the transmitter 17 and the receiver 18. Send a control signal.
[0104]
On the other hand, the ECG unit 27 converts the electrocardiographic waveform sent from the ECG sensor 9 into a digital signal, and sends it to the sequence control circuit 24 via the main control circuit 23. The sequence control circuit 24 detects a first R wave (R1) from the received electrocardiogram waveform, and measures a predetermined delay time Td by a timer configured by software based on the R wave. Further, an IR trigger signal delayed from the R wave by Td is generated.
[0105]
The sequence control circuit 24 sends a control signal for irradiating an IR pulse to the transmitter 17 of the transmitting / receiving section 3 based on the IR trigger signal, and the transmitter 17 generates an RF current pulse for exciting nuclear magnetic resonance. It is supplied to the irradiation coil 15. However, in this case, an IR pulse for exciting the entire region of interest is applied, and the magnetization of the region of interest is inverted by 180 degrees by the IR pulse (step S54).
[0106]
Next, after TI1 (200 msec) from the irradiation of the IR pulse, a slice section is set by the control of the sequence control circuit 24, and the slice is irradiated with an α ° RF pulse to collect an MR signal. That is, the sequence control circuit 24 sends a control signal to the gradient magnetic field power supply 25, and after TI1, the gradient magnetic field power supply 25 supplies the pulse current supplied to the three gradient magnetic field coils 14 based on the control signal from the sequence control circuit 24. Set. Further, the pulse current is supplied to the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions to form a slice selection gradient magnetic field Gs1 for selecting a predetermined slice cross section. On the other hand, the pulse sequence control circuit 24 supplies a control signal to the transmitter 17 to receive the MR signal in the slice section, sets the frequency and phase of the RF pulse supplied to the irradiation coil 15, and An RF pulse current is supplied to the coil 15.
[0107]
The RF pulse current has the same frequency as the magnetic resonance frequency determined by the magnetic field strength of the region of interest and is modulated with a selective excitation waveform. The transmitter 17 supplies an RF pulse current to the irradiation coil 15 so that the irradiation coil 15 irradiates the region of interest of the subject 11 with an RF pulse (step S55).
[0108]
After the irradiation of the RF pulse is completed, in order to add position information to the MR signal received from the first slice section, reading is performed on a predetermined slice section by the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions. A gradient magnetic field Gr in the direction and a first gradient magnetic field Ge1 in the phase encoding direction are formed (Step S56), and the MR signal is phase-modulated by the mutually perpendicular gradient magnetic fields Gr and Ge1 by the receiving coil 16. It is received (step S57).
[0109]
The receiver 18 performs signal processing such as intermediate frequency conversion, phase detection, and filtering on the MR signal supplied from the reception coil 16, performs A / D conversion, and sends the signal to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 stores the first encoded data of the slice section in the MR signal memory 28 (step S8).
[0110]
FIG. 12 shows the configuration of the MR signal memory 28. The MR signal memory 28 has a test imaging MR signal memory 51 and a main imaging MR signal memory 52, and the test imaging MR signal memory 51 has K-1 to K-1 corresponding to the first to fifth slice sections. It is divided into K-5 memory areas. Each of these five memory areas is divided into ten segments (SK-1 to SK-10), and each of them is a memory area D in which 32 phase-encoded data collected in one segment from one slice section are sequentially stored. -1 to D-32. Therefore, the first encoded data is stored in the area of D-1 in SK-1 of K-1.
[0111]
Next, under the control of the sequence control circuit 24, a second gradient magnetic field Ge2 obtained by changing the gradient of the gradient magnetic field in the phase encoding direction by a predetermined amount ΔGe is formed by the gradient magnetic field coils 14 in the X, Y, and Z directions. The MR signal obtained by the same procedure as in the case of the first gradient magnetic field Ge1 is stored in the K-1 / SK-1 / D-2 of the MR signal memory 28.
[0112]
Hereinafter, the MR signals obtained when the third gradient magnetic field Ge3 to the 32nd gradient magnetic field Ge32 in the phase encoding direction are applied in the same manner are also sequentially changed in the D-1 of the K-1 / SK-1 area of the MR signal memory 28. 3 to D-32.
[0113]
Next, the sequence control circuit 24 detects the second R wave (R2) of the electrocardiographic waveform, and sends an IR trigger signal delayed by Td from the R wave to the transmitter 17. The transmitter 17 supplies an IR pulse current to the irradiation coil 15 according to the IR trigger signal, and applies an IR pulse to the region of interest. After TI1 (200 msec) from the irradiation of the IR pulse, the gradient magnetic field power supply 25 sets a pulse current to be supplied to the three gradient magnetic field coils 14 based on a control signal from the sequence control circuit 24, and sets this pulse current to X , Y, Z direction to form a slice selection gradient magnetic field Gs1 for selecting a predetermined slice cross section. On the other hand, the transmitter 17 supplies an RF pulse current to the irradiation coil 15, and the irradiation coil 15 irradiates the region of interest of the subject 11 with an RF pulse.
[0114]
When the RF pulse irradiation is completed, the gradient magnetic field coil 14 forms the gradient magnetic field Gr in the readout direction and the 33rd to 64th gradient magnetic fields Ge33 to Ge64 in the phase encoding direction with respect to the predetermined slice cross section. , Ge33 to Ge64, the MR signal undergoes phase modulation and is received by the receiving coil 16.
[0115]
The receiver 18 performs predetermined signal processing on the MR signal, performs A / D conversion, and sends the signal to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 stores the first encoded data of the second slice section in D-1 to D-32 of the K-1 / SK-2 area of the MR signal memory 28. In this way, 64 encoded data after TI1 from the IR pulse in segment 1 and segment 2 are collected.
[0116]
Similarly, the sequence control circuit 24 detects the third R-wave (R3) and the fourth R-wave (R4) of the electrocardiographic waveform sent from the ECG sensor 9, and delays the R-wave by Td. To apply an IR pulse to the region of interest. Further, after TI2 (250 msec) from the irradiation of the IR pulse, the slice section is set by the control of the sequence control circuit 24, and the slice is irradiated with the α ° RF pulse.
[0117]
When the irradiation of the RF pulse is completed, the gradient magnetic field coil 14 causes the gradient magnetic field Gr in the readout direction, the first to 32nd gradient magnetic fields Ge1 to Ge32, and the 33rd to 64th gradient magnetic fields Ge33 in the phase encoding direction with respect to the predetermined slice cross section. Ge64 are formed, and the MR signal is phase-modulated by these gradient magnetic fields and received by the receiving coil 16.
[0118]
The receiver 18 performs predetermined signal processing on the MR signal, performs A / D conversion, and sends the signal to the sequence control circuit 24. The sequence control circuit 24 converts the first to 32nd and 33rd to 64th encoded data into the D-1 to D-32 and K-2 / SK-4 areas of the K-2 / SK-3 area of the MR signal memory 28. D-1 to D-32.
[0119]
In the same manner, 64 encoded data in TI3 are obtained in segment 5 to segment 6, TI64 is obtained in segment 7 to segment 8, and 64 encoded data in TI5 is obtained in segment 9 to segment 10. Are stored in a predetermined area of the MR signal memory 28.
[0120]
The high-speed operation circuit 19 of the high-speed operation / storage unit 5 performs two-dimensional inverse Fourier transform on each of the MR signals stored in the five frequency spaces K-1 to K-5 of the MR signal memory 28 in this manner. Image reconstruction is performed, and the resulting five images are stored in the image memory 29 of the high-speed operation / storage unit 5 (step S59). At this time, in the image memory 29 in which the image of each slice section is stored, the data of the TI used for data collection is also stored in the auxiliary memory as additional information.
[0121]
When the saving of the MRI image and the accompanying information obtained in the test imaging is completed, the high-speed operation circuit 19 sends a test image generation completion signal to the main control circuit 23. On the other hand, the main control circuit 23 receives the completion signal from the high-speed operation circuit 19 and displays the test image and its accompanying information on the monitor of the display unit 21 according to a predetermined display format. In this case, a predetermined image may be sequentially selected and displayed from five MRI images having different TIs. However, by displaying all the images side by side, comparison of the signal intensity in the normal myocardium becomes easy. .
[0122]
The operator observes these displayed images, and selects an image having the weakest signal intensity of the normal myocardium from the images using the mouse of the input unit 22 (step S60). The main control circuit 23 reads the TI value attached to the selected MRI image data, temporarily stores it in a storage circuit (not shown) in the main control circuit 23, and ends the test imaging (step S61).
[0123]
Next, it is necessary to continuously perform the main photographing using the optimum TI obtained by the above procedure, but the method and procedure are the same as those in the first embodiment, and the description thereof will be omitted.
[0124]
According to the present embodiment described above, the time required for test imaging is further reduced as compared with the first embodiment, so that the burden on the subject is further reduced. Further, the five MRI images obtained by changing the TI at the time of the test imaging are obtained by imaging the same slice plane, and therefore have an advantage that image comparison when obtaining the optimum TI (TI0) becomes easy.
[0125]
As described above, the specific embodiments of the present invention have been described. However, the present invention is not limited to the above embodiments, and can be modified and implemented. For example, the Segmented-Fast-Field-Echo method is used as the high-speed imaging method in the present embodiment, but is not limited to this, and another imaging method may be used. The shooting method in the test shooting and the shooting method in the main shooting may be different, and the shooting method in the main shooting is not particularly limited. In addition, the number of phase encoded data in one segment, the number of segments in 16, and the number of TI parameters in the test imaging of the present embodiment are not limited.
[0126]
Further, when the operator determines the optimum TI (TI0), the operator may observe a plurality of images having different TIs to obtain the TI, and manually input the value using a keyboard or the like of the input unit. By selecting an image having the lowest signal level of the normal myocardium from the plurality of images by using a mouse or the like, the TI data attached to the selected image data is automatically set at the time of the main imaging. It is also possible to input as a photographing condition. The signal intensity in the normal myocardium can be quantitatively evaluated by setting a predetermined area using a mouse and calculating a histogram in the area. That is, as shown in FIG. 13, the main control circuit 23 reads the image data obtained by the test shooting from the image memory 28 and displays it on the display unit 21 in accordance with the instruction of the operator (step S41). A histogram calculation area is set for this image using the mouse of the input unit 22 (step S42).
[0127]
Next, for a plurality of images obtained by the test photographing, the main control circuit 23 creates a histogram using the image data in the set area (step S43), and further obtains a luminance value indicating a maximum value. (Step S44). Next, the brightness values are compared between these images, the image having the lowest brightness value is selected (step S45), and the optimum TI is obtained from the value of the TI attached to the image (step S46). However, the above step S44 may be obtained by the operator observing the histogram, or may be obtained automatically by the CPU of the main control circuit 23. Further, the optimum TI is automatically obtained and set as the main photographing condition. It is also possible.
[0128]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to collect MR data at a plurality of different TIs with respect to one irradiation of the IR pulse, so that MRI images having different TIs can be captured in a short time. Therefore, an optimum TI can be obtained in a short time. For this reason, since the examination time is shortened and the subject's breath holding time is also shortened, it is possible to provide an MRI apparatus and an MRI image capturing method capable of greatly reducing the pain given to the subject.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an entire MRI apparatus according to first and second embodiments of the present invention.
FIG. 2 is a diagram illustrating inversion recovery.
FIG. 3 is a diagram illustrating an outline of test imaging according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a test imaging method according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a flowchart showing a test photographing procedure according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a test imaging MR signal memory according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a flowchart showing a procedure of actual photographing according to the first and second embodiments of the present invention.
FIG. 8 is a diagram showing a main photographing method according to the first and second embodiments of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a configuration of a main imaging MR signal memory according to the first and second embodiments of the present invention.
FIG. 10 is a diagram illustrating a test imaging method according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a flowchart illustrating a test photographing procedure according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing a configuration of a test imaging MR signal memory according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a flowchart showing a procedure for selecting an optimal image.
FIG. 14 is a diagram showing a conventional test photography method.
[Explanation of symbols]
1. Static magnetic field generator
2. Gradient magnetic field generator
3 ... Transceiver
4 ... Control unit
5. Reconstruction calculation / storage unit
9… ECG sensor
10. Cooling system
21 Display unit
22 Input unit
27… ECG unit

Claims (11)

被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、
心電波形の１心拍期間において、予め設定される被検体の関心領域の複数スライスに対してそれぞれ異なるＴＩを設定して第１のＭＲ信号を収集する第１の信号収集手段と、
この第１のＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第１の画像生成手段と、
この第１の画像生成手段によって得られる複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する所望ＴＩ設定手段と、
この所望ＴＩ設定手段によって設定される所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第２の信号収集手段と、
この第２のＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を生成する第２の画像生成手段と、
この第２の画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像を表示する画像表示手段とを
備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。An MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject,
First signal acquisition means for acquiring a first MR signal by setting different TIs for a plurality of slices of a preset region of interest of the subject during one heartbeat period of the electrocardiographic waveform;
First image generation means for performing reconstruction on the first MR signal to generate an MRI image corresponding to each TI;
Desired TI setting means for setting a TI selected based on a plurality of MRI images obtained by the first image generating means as a desired TI;
A second signal collection unit that collects a second MR signal using the desired TI set by the desired TI setting unit;
Second image generating means for generating an MRI image by performing a reconstruction process on the second MR signal;
An MRI apparatus comprising: an image display unit that displays an MRI image generated by the second image generation unit. 被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、
複数のインバージョンタイム（ＴＩ）を設定するＴＩ設定手段と、
前記ＴＩ毎に所定スライスに対する複数心拍にわたるＭＲ信号の収集を連続的に行い第１のＭＲ信号の収集する第１の信号収集手段と、
この第１のＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応するＭＲＩ画像を生成する第１の画像生成手段と、
この第１の画像生成手段によって得られる複数のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する所望ＴＩ設定手段と、
この所望ＴＩ設定手段によって設定される所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第２の信号収集手段と、
この第２のＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによってＭＲＩ画像を生成する第２のＭＲＩ画像生成手段と、
この第２の画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像を表示する画像表示手段とを
備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。An MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject,
TI setting means for setting a plurality of inversion times (TI);
First signal acquisition means for continuously acquiring MR signals over a plurality of heartbeats for a predetermined slice for each TI and acquiring a first MR signal;
First image generation means for performing reconstruction on the first MR signal to generate an MRI image corresponding to each TI;
Desired TI setting means for setting a TI selected based on a plurality of MRI images obtained by the first image generating means as a desired TI;
A second signal collection unit that collects a second MR signal using the desired TI set by the desired TI setting unit;
Second MRI image generating means for generating an MRI image by performing a reconstruction process on the second MR signal;
An MRI apparatus comprising: an image display unit that displays an MRI image generated by the second image generation unit. 前記第１のＭＲＩ画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像の収集データ点数は、前記第２のＭＲＩ画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像の収集データ点数より少ないことを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。3. The collected data point of the MRI image generated by the first MRI image generating unit is smaller than the collected data point of the MRI image generated by the second MRI image generating unit. The MRI apparatus according to claim 1. 前記第１のＭＲＩ画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像の収集データ点数は、前記第２のＭＲＩ画像生成手段によって生成されるＭＲＩ画像の収集データ点数の１／２以下であることを特徴とする請求項３記載のＭＲＩ装置。The number of collected data points of the MRI image generated by the first MRI image generating means is not more than の of the number of collected data points of the MRI image generated by the second MRI image generating means. The MRI apparatus according to claim 3. 前記第１のＭＲ信号収集手段は、各ＴＩにおけるＭＲ信号を２心拍期間にわたって収集することを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ装置。3. The MRI apparatus according to claim 2, wherein the first MR signal collecting means collects the MR signals in each TI over two heartbeat periods. 前記第１のＭＲ信号収集手段はｋ−空間を複数セグメントで分割した高速撮影法によることを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。3. The MRI apparatus according to claim 1, wherein the first MR signal acquisition unit uses a high-speed imaging method in which k-space is divided into a plurality of segments. 前記設定されるＴＩは２００ｍｓｅｃ〜４００ｍｓｅｃの範囲で設定されることを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。3. The MRI apparatus according to claim 1, wherein the set TI is set within a range of 200 msec to 400 msec. 画像選択手段をさらに備え、画像選択手段は前記第１の画像生成手段によって生成される複数のＭＲＩ画像の所定部位における画像輝度を比較することによって所望画像を選択することを特徴とする請求項１または２記載のＭＲＩ装置。2. The image processing apparatus according to claim 1, further comprising an image selection unit, wherein the image selection unit selects a desired image by comparing image brightness at a predetermined portion of the plurality of MRI images generated by the first image generation unit. Or the MRI apparatus of 2. 前記画像選択手段は、前記複数のＭＲＩ画像の所定部位においてヒストグラムを求め、このヒストグラム値を比較することを特徴とする請求項８記載のＭＲＩ装置。The MRI apparatus according to claim 8, wherein the image selection unit obtains a histogram at a predetermined portion of the plurality of MRI images and compares the histogram values. 被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、
心電波形の１心拍期間において、予め設定される被検体の関心領域の複数スライスに対してそれぞれ異なるＴＩを設定して第１のＭＲ信号を収集する第１のステップと、
この第１のＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応する第１のＭＲＩ画像を生成する第２のステップと、
複数の前記第１のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する第３のステップと、
この所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第４のステップと、
この第２のＭＲ信号に対して再構成処理を行って第２のＭＲＩ画像を生成する第５のステップと、
この第２のＭＲＩ画像を表示する第６のステップとを
有することを特徴とするＭＲＩ画像撮影方法。An MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject,
A first step of acquiring a first MR signal by setting different TIs for a plurality of slices of a preset region of interest of the subject during one heartbeat period of the electrocardiographic waveform;
A second step of reconstructing the first MR signal to generate a first MRI image corresponding to each TI;
A third step of setting a TI selected based on the plurality of first MRI images as a desired TI;
A fourth step of acquiring a second MR signal using the desired TI;
A fifth step of performing a reconstruction process on the second MR signal to generate a second MRI image;
And displaying the second MRI image in a sixth step. 被検者から得られる心電波形に同期したＩＲ法によりＭＲＩ画像を得るＭＲＩ装置であって、
複数のインバージョンタイム（ＴＩ）を設定する第１のステップと、
前記ＴＩ毎に所定スライスに対する複数心拍にわたるＭＲ信号の収集を連続的に行い第１のＭＲ信号を収集する第２のステップと、
この第１のＭＲ信号に対して再構成を行ってぞれぞれのＴＩに対応する第１のＭＲＩ画像を生成する第３のステップと、
複数の前記第１のＭＲＩ画像に基づいて選択されるＴＩを所望ＴＩとして設定する第４のステップと、
この所望ＴＩを用いて第２のＭＲ信号を収集する第５のステップと、
この第２のＭＲ信号に対して再構成処理を行うことによって第２のＭＲＩ画像を生成する第６のステップと、
この第２のＭＲＩ画像を表示する第７のステップとを
有することを特徴とするＭＲＩ画像撮影方法。An MRI apparatus for obtaining an MRI image by an IR method synchronized with an electrocardiographic waveform obtained from a subject,
A first step of setting a plurality of inversion times (TI);
A second step of continuously acquiring MR signals over a plurality of heartbeats for a predetermined slice for each TI and acquiring a first MR signal;
A third step of reconstructing the first MR signal to generate first MRI images corresponding to respective TIs;
A fourth step of setting a TI selected based on the plurality of first MRI images as a desired TI;
A fifth step of acquiring a second MR signal using the desired TI;
A sixth step of generating a second MRI image by performing a reconstruction process on the second MR signal;
A seventh step of displaying the second MRI image.
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