JP2004242771A

JP2004242771A - Preconditioning of sequence for ultra-high speed magnetic resonance imaging

Info

Publication number: JP2004242771A
Application number: JP2003033724A
Authority: JP
Inventors: Weiguo Zhang; ウェイグオ・ツァン
Original assignee: Toshiba America MRI Inc
Current assignee: Toshiba America MRI Inc
Priority date: 2003-02-12
Filing date: 2003-02-12
Publication date: 2004-09-02
Anticipated expiration: 2023-02-12
Also published as: JP4435488B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a method to correct actual measurement data by preconditioning of a pulse sequence of ultra-high speed MRI. <P>SOLUTION: An improved method of the magnetic resonance imaging is that, a sequence diagnostic parameter is formed by using a first shortened MRI sequence, and the sequence diagnostic parameter which has a certain relation with a particular sequence conditioning parameter is used for calculation of the feature value of the sequence conditioning parameter. A sequence of a read-out gradient pulse is altered according to the calculated feature value of the sequence conditioning parameter, and then, the altered sequence of the read-out gradient pulse is adopted in the next MRI pulse sequence and used for obtaining a diagnostic image. The above method is particularly applied to a so-called ultra-high speed MRI processing wherein echo-planar imaging (EPI) and echo-volume imaging (EVI) are included. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、概ね、磁気共鳴画像化（ｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅｉｍａｇｉｎｇ，ＭＲＩ）技術に関する。とくに、本発明は、超高速ＭＲＩにおけるパルスシーケンスの前調整方法（ｐｒｅｃｏｎｄｉｔｉｏｎｉｎｇｍｅｔｈｏｄ）に関し、後収集方法（ｐｏｓｔ−ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｍｅｔｈｏｄ）に適したエコー信号を使用して、データの欠陥を補正して、画像品質を向上している。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴法（ＭＲＩ）は、原子核が核磁気共鳴（ｎｕｃｌｅａｒｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ，ＮＭＲ）、すなわち磁気共鳴（ｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ，ＭＲ）現象としても知られているものに対して感応し易い原子核の相当に多くの集団が含まれている対象物（例えば、人体）の内部構造を表わすディジタル化された視覚画像を得るための一般的に受け入れられていて、かつ商品化された技術である。ＭＲＩでは、原子核に強力な主磁場（Ｂ_０）を加えることによって、画像化される患者の身体内の原子核に極性が与えられる。原子核は、特徴的なＮＭＲの（ラーモア）周波数の無線周波数（ｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙ，ＲＦ）の信号によって励起される。身体を取り囲むように局在磁場を空間的に分散させて、原子核からの生成されたＲＦの応答を解析することによって、これらの局在磁場の空間的位置の関数として、これらの原子核応答のマップまたは画像を生成して表示する。原子核応答の画像から、患者の内部器官または他の組織の非侵襲の画像が得られる。
【０００３】
図１に示したように、ＭＲＩシステムには、通常は、静磁場（Ｂ_０）を加えるための磁石１０、３つの直交座標に沿って空間的に分散している勾配磁場（Ｇ_Ｘ、Ｇ_Ｙ、およびＧ_Ｚ）を加えるための勾配コイル１４、および画像化される身体の選択された原子核との間でＲＦ信号を送受信するためのＲＦコイル１５、１６が含まれている。患者１３が可動の患者台１２の上に横たわると、画像化される患者の一部分は三次元に動かされ、磁石とコイルとの間で“画像化体積（ｉｍａｇｉｎｇｖｏｌｕｍｅ）”１１が生成され、ＭＲＩシステムの視界（ｆｉｅｌｄｏｆｖｉｅｗ，ＦＯＶ）が画定される。
【０００４】
ＭＲＩのデータを収集するために、ＭＲＩシステムは、プログラマブルコンピュータ／プロセッサ１９の制御のもとで、ＭＲＩのパルスシーケンス制御装置１７および１８を介して磁気勾配およびＲＦの章動のパルスを生成する。さらに加えて、プロセッサ１９は勾配パルス増幅器２０と、ＲＦ電源および増幅器回路２１、２２とを制御する。ＭＲ信号（ＲＦ検出器）回路２２は、シールド付きのＭＲＩシステムのガントリ内に位置するＭＲ信号のＲＦコイル１６と適切にインターフェイスしている。受信したＭＲ応答は、ディジタイザ２３によってディジタル化されて、プロセッサ１９へ送られ、プロセッサ１９には、画像処理用のアレイプロセッサまたはそれに類似するものと、適切なコンピュータプログラム記憶媒体（図示されていない）とが含まれていて、コンピュータプログラム記憶媒体にはプログラムが記憶され、プログラムを選択的に利用して、ＭＲ信号データの収集および処理を制御して、制御端末２４のＣＲＴ上に画像表示を生成する。ＭＲＩシステムの制御端末２４には、適切なキーボードスイッチおよびそれに類似するものが含まれていて、オペレータは画像化シーケンス制御装置１７および１８を制御する。画像は、フィルム上に直接に記録されるか、またはプリンティングデバイス２５によって他の適切な媒体上に記録される。
【０００５】
上述のような診断用ＭＲＩは、選択した画像化モードおよび画像化パラメータによって影響される。ＭＲＩが満足のいくものでないか、または医者が別の視点から画像を見たいときは、所望のモードまたは選択した画像パラメータ値、あるいはこの両者を調節し、全画像化手続きを反復することによって、別のＭＲＩを生成する。例えば、ＭＲＩ内に示されている２以上の目的の対象物間のコントラストが最適でないときは、適切なコントラストを得るために、ＭＲＩの画像化パラメータを調節しなければならない。同様に、医者がＭＲＩによって得られた軸方向の画像を判断したり、頭部のある特定の部分から良好な診断情報が得られなかったりしたときは、別の視点からの別のＭＲＩを選択して生成しなければならない。
【０００６】
オペレータは、ＭＲＩが生成される前に、所望の画像化パラメータを選択する。画像化パラメータを選択することにより、画像の位置、スライス方向、画像品質、視点および他の特徴を判断する。画像が生成される前に、多くの画像化パラメータを最適に選択するのは困難である。選択した画像化パラメータは、後で見ると、最適とは言えないので、最初に選択したパラメータから生成された画像は不適切なときもある。選択した画像化パラメータの一部または全てをリセットすべきかは、実際の画像を確認することによってのみ明らかになる。しかしながら、ＭＲＩを生成し、画像化パラメータをリセットし、別の画像を生成するプロセスは、とくに診断モードのＭＲＩ技術を使用すると長い走査期間が必要となるので、時間がかかり過ぎてしまう（例えば、数分間）。
【０００７】
したがって、高速の画像化システムが必要であると長い間考えられてきた。エコープレーナイメージング（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒｉｍａｇｉｎｇ，ＥＰＩ）およびエコーボリュームイメージング（ｅｃｈｏ−ｖｏｌｕｍｅｉｍａｇｉｎｇ，ＥＶＩ）は、Ｐ．ＭａｎｓｆｉｅｌｄおよびＩ．Ｌ．Ｐｙｋｅｔｔによる文献（“ＢｉｏｌｏｇｉｃａｌａｎｄＭｅｄｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇｂｙＮＭＲ”，Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．２９，３５５−３７３，１９７８）には、記載されており、これらは超高速磁気共鳴画像化において一般的に採用されている方法である。以下では簡潔にするために、ＥＰＩとＥＶＩの両者に対して一括してＥＰＩを使用することにする。当業者には知られているように、ＥＰＩ走査における勾配パルスシーケンスには、読み出し方向における極性が連続的に交番している勾配パルス列と、位相エンコード方向における短い付随のパルス列とが含まれている。ＥＰＩ走査では、対応する列または系列の勾配エコーが生成され、連続するＭＲＩ信号を構成している。
【０００８】
生のＭＲＩデータは、ｋ空間を使って適切に開示することができる。例えば、Ｄ．Ｂ．Ｔｗｉｅｇによる文献（“Ｔｈｅｋ−ｓｐａｃｅｔｒａｊｅｃｔｏｒｙｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎｏｆｔｈｅＮＭＲｉｍａｇｉｎｇｐｒｏｃｅｓｓｗｉｔｈａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓｉｎｔｈｅａｎａｌｙｓｉｓａｎｄｓｙｎｔｈｅｓｉｓｏｆｉｍａｇｉｎｇｍｅｔｈｏｄｓ”，Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．１０，６１０−６２１，１９８３）およびＳ．Ｌｊｕｎｇｇｒｅｎによる文献（“ＡｓｉｍｐｌｅｇｒａｐｈｉｃａｌｒｅｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎｏｆＦｏｕｒｉｅｒ−ｂａｓｅｄｉｍａｇｉｎｇｍｅｔｈｏｄｓ”，Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．５４，３３８−３４３，１９８３）を参照すると、各空間寸法に沿ってｋ値を個々に変化させることによって、空間情報をエンコードすることについて記載されている。従来の画像化シーケンスでは、各位相エンコード段階ごとにｋ空間の１本のラインを記録する。各位相エンコード段階は、各反復時間（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎｔｉｍｅ，ＴＲ）（秒）ごとに実行されるので、画像を生成するのに必要な時間は、ＴＲと位相エンコード段階数との積によって判断される。ＥＰＩでは、単一のＴＲ期間においてｋ空間の全てのラインを測定する。
【０００９】
図２に示されているように、通常のエコープレーナイメージングシーケンスには、９０°のスライス選択のＲＦパルス（ＲＦ）が含まれていて、９０°のスライス選択のＲＦパルスはスライス選択の勾配パルス（Ｇ_ｓ）と同時に適用される。その後で、ｋ空間の角部にスピンを位置付けるために、最初の位相エンコード勾配パルス（Ｇ_Φ）と最初の周波数エンコード勾配パルス（Ｇ_ｆ）とが適用される。その後に、１８０°のＲＦパルス（ＲＦ）があり、次に位相エンコード勾配パルス、および周波数エンコード勾配パルスが繰返され、ｋ空間を横切る。これらのパルスが繰返される間に、信号が記録される。
【００１０】
図３には、これらの繰返されているパルスがより詳しく示されている。図３に示されているように、位相エンコード勾配パルス（Ｇ_Φ）の後には、周波数エンコード勾配パルス（Ｇ_ｆ）が続き、信号（Ｓ）は周波数エンコード勾配パルスのときに記録される。別の位相エンコード勾配パルスの後には、逆極性の周波数エンコード勾配パルスが続き、信号は逆極性の周波数エンコード勾配パルスのときに記録される。
【００１１】
ＥＰＩのデータは、全寸法に沿って適切に中心に位置している原点をもつ等間隔のデカルトグリッドにしたがって、ｋ空間内で収集されることが理想的である。とくに、ｋ値は各寸法に沿って均等にインクリメントされ、ｋ値が全てゼロであるときは、データは単一の原点で収集される。図４には、理想的なデカルトグリッドが模式的に示されており、これにしたがって理想的なＥＰＩデータの設定を得ることができる。図４では、ｋ空間のデータはｋ値でサンプリングされ、なおｋ空間のデータはｋ空間内に均等に分散しており、このために等間隔のデカルトグリッドと呼ばれる。
【００１２】
ＭＲＩデータを収集するための従来のＥＰＩ方法では、ｋ空間のデータは一定のサンプリングレートでディジタル化されている。このような環境において、上述の理想的なＥＰＩデータを得るには、次の条件を満たさなければならない：
（１）各ｋ空間ラインを読み出す間は、読み出し勾配（ｒｅａｄｏｕｔｇｒａｄｉｅｎｔ，Ｇｒｏ）は一定に維持されなければならない；
（２）全データラインの原点が一致するように、全ｋ空間ラインに対してエコーの中心が位置付けられなければならない；
（３）各ラインの収集中は、位相エンコード勾配（ｐｈａｓｅ−ｅｎｃｏｄｉｎｇｇｒａｄｉｅｎｔ，Ｇｐｅ）をオフにしなければならず、２本の連続するラインを収集する間のＧｐｅ領域は一定のままでなければならない。
【００１３】
ハードウエアの性能は近年相当に向上したが、より高速の画像データ収集に対する要求は残っている。上述の理想的な条件よりも相当に劣る条件のもとで、ＥＰＩデータが収集されることはよくあり、最も一般的に認識されるずれ（ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）を次に記載する：
（１）ハードウエアの性能が理想的でないためか、またはときには安全性の理由のために、読み出し勾配（Ｇｒｏ）は、実際には、各ｋ空間ラインの収集中に時間にしたがって変化している。その結果、ｋ空間のデータの間隔は読み出し寸法に沿って不均一になる；
（２）ｋ空間の原点は、多数の可能性のある理由のために、奇数のエコーと偶数のエコーとの間で異なる；
（３）ブリップを発する勾配パルス（ｂｌｉｐｐｅｄｇｒａｄｉｅｎｔｐｕｌｓｅ）の代わりに、一定の位相エンコード勾配が使用される。その結果、ｋ空間のラインはスキューしている；
（４）ＥＰＩのエコー列内では、エコーの中心はドリフトしている。
【００１４】
図５には、ｋ空間におけるこのような理想的でないＥＰＩデータの例が示されており、この例には、上述のようなずれが含まれていて、かつ全ての偶数のエコーが時間が反転されている。エコーの中心は、データ収集ウインドウの中心にはなく、奇数のエコーの中心と偶数のエコーの中心との間には相対的なシフト（ｓｈｉｆｔ）があり、ＥＰＩの読み出し中に、エコーの中心は収集ウインドウから徐々にドリフト（ｄｒｉｆｔ）している。
【００１５】
理想的でないＥＰＩデータを取扱うために、多くのデータ補正技術が開発されている。例えば、ＳｅｋｉｈａｒａおよびＫｏｈｎｏは、一定の位相エンコード勾配を使って収集されるデータを取扱うための再構成技術を開示した（文献（ＫｅｎｓｕｋｅＳｅｋｉｈａｒａ，ＨｉｄｅｋｉＫｏｈｎｏ， “ＮｅｗＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎＴｅｃｈｎｉｑｕｅｆｏｒＥｃｈｏ−ＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇｔｏＡｌｌｏｗＣｏｍｂｉｎｅｄＵｓｅｏｆＯｄｄａｎｄＥｖｅｎＮｕｍｂｅｒｅｄＥｃｈｏｅｓ”，Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．５．４８５−４９１，１９８７）参照）。Ｂｒｕｄｅｒ、他は、ｋ空間データを非等間隔にサンプリングして、画像を再構成する方法を生成した（文献（Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ，Ｈ．Ｆｉｓｃｈｅｒ，Ｈ．Ｅ．Ｒｅｉｎｆｅｌｄｅｒ，Ｆ．Ｓｃｈｍｉｔｔ， “ＩｍａｇｅＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎｆｏｒＥｃｈｏＰｌａｎａｒＩｍａｇｉｎｇｗｉｔｈＮｏｎｅｑｕｉｄｉｓｔａｎｔｋ−ＳｐａｃｅＳａｍｐｌｉｎｇ”，Ｍａｇａ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．２３，３１１−３２３，１９９２）参照）。奇数のエコーと偶数のエコーとの間の差によってＮ／２のアーティファクトを補正するために、エコー信号間の差を測定して補正する多くの技術が開発され、これらの技術には較正走査が追加されたものもあり、例えば米国特許第５８１８２２９号、第５６２１３２１号、第５７２２４０９号を参照すべきである。
【００１６】
しかしながら、既に引用した方法のような後収集方法を効果的にするためには、元のｋ空間データは“合理的に適切に位置付け”られなければならない。例えば、奇数のエコーと偶数のエコーとの間の差を補正するために、２つのグループのエコーは十分に離れていなければならない。より重要なことは、後収集方法で補正を行うには、エコー信号が収集ウインドウ内に位置付けられていなければならないことである。図５に示したように、遅れたエコー（ｌａｔｅｒｅｃｈｏ）のような、収集ウインドウの外のエコーは、最早“補正”できない。
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、ＥＰＩのシーケンスを前調整するための方法に関し、エコー信号を“合理的に適切に位置付けて”、後収集方法を効果的に使用して、データの欠陥を補正し、画像品質をさらに向上した方法に関する。とくに、本発明では、ＥＰＩのような超高速ＭＲＩシステムにおいて使用されるＭＲＩのパルスシーケンスを前調整することによって、磁気共鳴画像の品質を向上している。
【００１８】
最初に、位相エンコード勾配のない、変更されたＭＲＩのパルスシーケンスから、幾つかのシーケンス診断パラメータを求める。次に、求められたシーケンス診断パラメータを使用して、パルス前調整パラメータを計算する。計算されたシーケンス前調整パラメータを使用して、ＭＲＩパルスシーケンスを変更し、ＥＰＩシステムにおける診断画像を求める。
【００１９】
前調整されたシーケンスによって求められた診断パラメータには、理想的な位置Δからのエコーの中心のずれ、偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、およびエコー当りσの量分のエコーの中心の線形のドリフトが含まれている。これらの診断パラメータは、シーケンス前調整パラメータとの一定の関係をもっており、したがってシーケンス前調整パラメータは直接的なやり方で計算できる。
【００２０】
シーケンス前調整パラメータが計算されると、これを使用して、ＭＲＩパルスシーケンスを変更し、変更されたＭＲＩパルスシーケンスを使用して、診断画像を得る。とくに、勾配読み出しパルスシーケンスは、計算されたシーケンス調整パラメータにしたがって変更され、変更された勾配読み出しパルスシーケンスが含まれているＭＲＩパルスシーケンスを使用することによって、診断画像が得られる。
【００２１】
本発明によって求められる目的および特長は、とくに添付の図面に関連する現在好ましい実施形態についての次の詳細な説明を注意深く検討することによって分かるであろう。
【００２２】
【発明の実施の形態】
不適切に調整されているＥＰＩシーケンスは、次の３つの診断パラメータ、すなわち（１）理想的な位置からのエコーの中心のΔ分のずれ、（２）偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、および（３）エコー当りσの量のエコーの中心の線形のドリフトによって特徴付けることができる。エコーの中心は、全ての偶数のエコーを時間反転した後で測定される。したがってＥＰＩデータの組のエコーの中心は、次の式によって表わすことができる；Ｃ_ｉ＝Ｃ_０＋Δ＋（ｉ％２）^＊δ＋ｉ^＊σ（ｉ＝０，１，２，．．．，Ｎ−１）
ｉはＥＰＩのエコーの指標を表わしており、したがって奇数のエコーは偶数のｉ値と関係し、偶数のエコーは奇数のｉ値と関係し、Ｃ_ｉは（ｉ＋１）番目のエコーのエコーの中心位置であり、Ｃ_０は理想的なエコーの中心位置であり、（ｉ％２）は、奇数のエコーに対しては０、偶数のエコーに対しては１とする。
【００２３】
上述で定義した診断パラメータに対応する３つのシーケンス調整パラメータ、すなわち（１）ｇａｕｓｓ・ｍｓ・ｃｍ^−１の単位をもつ勾配モーメントにおけるΔＭの量分の第１のＥＰＩエコーのミスチューニング、（２）勾配波形のｄの量分の遅延、（３）読み出し勾配のｇ_０分のオフセットを定義することもできる。
【００２４】
シーケンス調整パラメータと診断パラメータとは、次の式にしたがって関係している：
【数５】

【００２５】
したがって、シーケンス調整パラメータは、診断パラメータから判断でき、かつ画像化シーケンスを前調整するのに使用でき、したがってどのような後収集方法がデータ補正のために規定されている応用においても、ＥＰＩエコーは最適に位置付けられる。
【００２６】
診断パラメータの測定に使用されるデータは、位相エンコード勾配がオフにされていることを除いて、同じＥＰＩ画像化シーケンスを使用して求めることができる。最初に、全ての偶数のエコーを時間反転する。次に単に最大振幅をサーチするピークサーチアルゴリズムによってか、または三次スプライン補間と組合せて、エコー信号の中心を判断する。
【００２７】
【数６】

【００２８】
ＥＰＩ画像化シーケンスは、既に測定した診断パラメータから求められるシーケンス調整パラメータにしたがって微調整される。
【００２９】
図６ａおよび６ｂには、スピンエコーのＥＰＩまたはフィールドエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦパルスと読み出し勾配パルスとのタイミング図が示されている。前調整プロセスは、シーケンスの他の部分へは影響を与えないので、シーケンスの他の部分は図示されていない。実線は前調整前の読み出し勾配パルスであり、点線は前調整後の読み出し勾配パルスである。画像化シーケンスの前調整に使用されるシーケンス調整パラメータも示されている。とくに、シーケンス調整パラメータΔＭ、ｇ_０、およびｄは、既に記載したように診断パラメータから計算され、パルスシーケンスを前調整するのに使用される。
【００３０】
図７ａは、２つのスピンエコーのＥＰＩのデータの組の中の前調整する前のエコーを示しており、図７ｂは前調整した後のエコーを示している。図７ａは、前調整する前のデータの組を示しており、図７ｂは、上述の診断パラメータから判断されたｇ_０を使用して前調整した後のデータの組を示している。とくに、図７ａは、シーケンスの前調整前の、位相エンコードのないスピンエコーのＥＰＩシーケンスからのエコー信号を示しており、図７ｂは、ｇ_０を使用して前調整した後の同じシーケンスのエコー信号を示している。エコー信号の位置付けは、前調整プロセスによって向上することが明らかに示されている。
【００３１】
本発明の方法の最も重要な長所は、前調整プロセスに必要なパラメータが、同じＥＰＩシーケンスを使用することによって判断されること、およびハードウエアまたは複雑なアルゴリズムを追加せずに直接に前調整プロセスを実行できることである。前調整プロセスのアルゴリズムは実行し易く、引き続く前調整プロセスの診断パラメータから、プロセスの効果を自己検査することができる。
【００３２】
前調整パラメータを記録して、システムの特徴を反映することができ、記録を更新して、新しい前調整プロセスを行うたびに蓄積することができる。記録からのパラメータを使用して、新しい前調整プロセスを初期設定することもできる。
【００３３】
前調整プロセスは、ＥＰＩ走査の事前走査の一部、または品質制御プロセスの一部の何れかとして実行することができる。
【００３４】
本発明は、最も実用的で好ましい実施形態であると現在考えられているものと関連付けて記載されているが、本発明は開示されている実施形態に制限されず、逆に、本発明の特許請求項の意図および範囲内に含まれる種々の変更および同等の構成をカバーすることが意図されていることが分かるであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩシステムの模式図。
【図２】一般的なＥＰＩパルスシーケンスを示す図。
【図３】図２のＥＰＩパルスシーケンスの一部を拡大して詳細に示した図。
【図４】理想的なデカルトグリッドを模式的に示す図。
【図５】ある特定のずれのある非理想的なＥＰＩデータの例を示す図。
【図６ａ】スピンエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦパルスと読み出し勾配パルスとのタイミングを示す図。
【図６ｂ】フィールドエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦと読み出し勾配パルスとのタイミングを示す図。
【図７ａ】前調整する前のデータの組を示す図。
【図７ｂ】前調整した後の図７ａと同じデータの組を示す図。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates generally to magnetic resonance imaging (MRI) technology. In particular, the present invention relates to a pre-conditioning method of a pulse sequence in ultra-high-speed MRI, and corrects a data defect by using an echo signal suitable for a post-acquisition method to correct an image defect. Quality is improving.
[0002]
[Prior art]
Magnetic Resonance (MRI) is a method in which a substantial number of nuclei are susceptible to nuclear magnetic resonance (NMR), also known as magnetic resonance (MR) phenomena. This is a generally accepted and commercialized technique for obtaining digitized visual images representing the internal structure of the object (e.g., human body) in which the population is contained. In MRI, a strong main magnetic field (B ₀ ) is applied to the nuclei to polarize the nuclei in the patient's body to be imaged. The nuclei are excited by radio frequency (RF) signals at the characteristic NMR (Larmor) frequency. By analyzing the RF response generated from nuclei by spatially dispersing the localized magnetic field around the body, a map of these nuclear responses as a function of the spatial position of these localized magnetic fields Or generate and display an image. Nuclear response images provide non-invasive images of internal organs or other tissues of the patient.
[0003]
As shown in FIG. 1, an MRI system typically includes a magnet 10 for applying a static magnetic field (B ₀ ), and gradient magnetic fields (G _x , G _x ) that are spatially dispersed along three orthogonal coordinates. Included are gradient coils 14 for applying _Y and _GZ ) and RF coils 15 and 16 for transmitting and receiving RF signals to and from selected nuclei of the body to be imaged. As the patient 13 lays down on the movable patient table 12, the portion of the patient to be imaged is moved in three dimensions, creating an "imaging volume" 11 between the magnet and the coil, and the MRI. A field of view (FOV) of the system is defined.
[0004]
To collect MRI data, the MRI system, under the control of a programmable computer / processor 19, generates magnetic gradient and RF nutation pulses via MRI

pulse sequence controllers

17 and 18. In addition, processor 19 controls gradient pulse amplifier 20 and RF power and

amplifier circuits

21 and 22. The MR signal (RF detector) circuit 22 suitably interfaces with the MR signal RF coil 16 located within the gantry of the shielded MRI system. The received MR response is digitized by digitizer 23 and sent to processor 19, which includes an array processor or the like for image processing and a suitable computer program storage medium (not shown). The program is stored in a computer program storage medium, and the program is selectively used to control the collection and processing of MR signal data to generate an image display on the CRT of the control terminal 24. I do. The control terminal 24 of the MRI system includes appropriate keyboard switches and the like, and the operator controls the

imaging sequence controllers

17 and 18. The image may be recorded directly on film or by a printing device 25 on another suitable medium.
[0005]
Diagnostic MRI as described above is affected by the imaging mode and imaging parameters selected. If the MRI is not satisfactory or the physician wants to view the image from a different perspective, by adjusting the desired mode and / or selected image parameter values, or both, and repeating the entire imaging procedure, Generate another MRI. For example, if the contrast between two or more objects of interest shown in the MRI is not optimal, the MRI imaging parameters must be adjusted to obtain the appropriate contrast. Similarly, when the doctor judges an axial image obtained by MRI or does not obtain good diagnostic information from a certain part of the head, another MRI from another viewpoint is selected. Must be generated.
[0006]
The operator selects the desired imaging parameters before the MRI is generated. By selecting imaging parameters, the position, slice direction, image quality, viewpoint and other characteristics of the image are determined. It is difficult to optimally select many imaging parameters before an image is generated. Since the selected imaging parameters will not be optimal when viewed later, the image generated from the initially selected parameters may be inappropriate. Whether or not some or all of the selected imaging parameters should be reset becomes apparent only by reviewing the actual image. However, the process of generating the MRI, resetting the imaging parameters, and generating another image is too time consuming, especially since long scan periods are required, especially when using diagnostic mode MRI techniques (eg, A few minutes).
[0007]
Therefore, it has long been considered necessary to have a fast imaging system. Echo-planar imaging (EPI) and echo-volume imaging (EVI) are described in Mansfield and I.S. L. References by Pykett ("Biological and Medical Imaging by NMR", J. Magn. Reson. 29, 355-373, 1978), which are commonly employed in ultrafast magnetic resonance imaging. Is the way you are. In the following, for simplicity, EPI will be used collectively for both EPI and EVI. As is known to those skilled in the art, the gradient pulse sequence in an EPI scan includes a gradient pulse train with alternating polarity in the readout direction and a short accompanying pulse train in the phase encode direction. . In an EPI scan, a corresponding column or series of gradient echoes is generated, making up a continuous MRI signal.
[0008]
Raw MRI data can be properly disclosed using k-space. For example, D. B. References by Twieg ("Thek-space trajectory formation of the NMR imaging process with applications in the analysis and synthesizing, synthesizing and synthesizing, 10th. Referring to the literature by Ljungren ("A simple graphical representation of Fourier-based imaging methods", J. Magn. Reson. 54, 338-343, 1983), k values are individually changed along each spatial dimension. , Encoding spatial information. In a conventional imaging sequence, one line of k-space is recorded for each phase encoding stage. Since each phase encoding step is performed every repetition time (TR) (seconds), the time required to generate an image is determined by the product of TR and the number of phase encoding steps. EPI measures all lines in k-space during a single TR period.
[0009]
As shown in FIG. 2, a typical echo planar imaging sequence includes a 90 ° slice select RF pulse (RF), where the 90 ° slice select RF pulse is a slice select gradient pulse. (G _s ) is applied at the same time. Thereafter, an initial phase encoding gradient pulse (G _Φ ) and an initial frequency encoding gradient pulse (G _f ) are applied to locate the spin at a corner of k-space. Subsequently, there is a 180 ° RF pulse (RF), then the phase encoding gradient pulse and the frequency encoding gradient pulse are repeated, traversing k-space. While these pulses are repeated, the signal is recorded.
[0010]
FIG. 3 shows these repeated pulses in more detail. As shown in FIG. 3, the phase encoding gradient pulse ( _GΦ ) is followed by a frequency encoding gradient pulse ( _Gf ), and the signal (S) is recorded at the time of the frequency encoding gradient pulse. Another phase encoding gradient pulse is followed by a frequency encoding gradient pulse of opposite polarity and the signal is recorded at the frequency encoding gradient pulse of opposite polarity.
[0011]
Ideally, EPI data is collected in k-space according to an equally spaced Cartesian grid with origins appropriately centered along all dimensions. In particular, the k value is incremented uniformly along each dimension, and when the k values are all zero, the data is collected at a single origin. FIG. 4 schematically shows an ideal Cartesian grid, according to which ideal EPI data settings can be obtained. In FIG. 4, k-space data is sampled at k-values, and k-space data is evenly distributed in k-space, and is therefore called a regular Cartesian grid.
[0012]
In a conventional EPI method for collecting MRI data, k-space data is digitized at a fixed sampling rate. In such an environment, to obtain the ideal EPI data described above, the following conditions must be met:
(1) While reading each k-space line, the readout gradient (Gro) must be kept constant;
(2) the center of the echo must be positioned with respect to all k-space lines so that the origins of all data lines coincide;
(3) During the acquisition of each line, the phase-encoding gradient (Gpe) must be turned off and the Gpe area must remain constant during the acquisition of two consecutive lines. .
[0013]
Although hardware performance has improved significantly in recent years, the need for faster image data collection remains. EPI data is often collected under conditions significantly worse than the ideal conditions described above, and the most commonly recognized deviations are described below:
(1) The readout gradient (Gro) is actually changing over time during the acquisition of each k-space line, either because of non-ideal hardware performance or sometimes for security reasons. . As a result, the spacing of the data in k-space becomes non-uniform along the readout dimensions;
(2) the origin of k-space differs between odd and even echoes for a number of possible reasons;
(3) Instead of a blip-evolving gradient pulse, a constant phase encoding gradient is used. As a result, the lines in k-space are skewed;
(4) In the EPI echo train, the center of the echo is drifting.
[0014]
FIG. 5 shows an example of such non-ideal EPI data in k-space, which includes such a shift and where all even echoes are time inverted. Have been. The center of the echo is not at the center of the data acquisition window, there is a relative shift between the center of the odd echo and the center of the even echo, and during the reading of the EPI, the center of the echo is Drift gradually from the acquisition window.
[0015]
Many data correction techniques have been developed to handle non-ideal EPI data. For example, Sekihara and Kohno disclosed reconstruction techniques for dealing with data collected using a constant phase encoding gradient (Kensuke Sekihara, Hideki Kohno, "New Reconstruction Technology-for-economic-technology-for-economic-technology-for-economic-foreign-technology-for-economic-for-economic-technology-for-economic-foreign-technology-for-economic-for-economic-technology-for-economic-technology-for-economic-for-economic-technology-for-economic-for-economic-technology-for-economic-technology-for-economic-foreign-technology-for-economic-research. of Odd and Even Numbered Echoes ", Magn. Reson. Med. 5. 485-491, 1987)). Bruder, et al., Generated a method of reconstructing an image by sampling k-space data at non-equidistant intervals (H. Bruder, H. Fischer, HE Reinfelder, F. Schmitt, “Image Reconstruction” for Echo Planar Imaging with Nonequidistant k-Space Sampling ", Maga. Reson. Med. 23, 311-323, 1992). Many techniques have been developed to measure and correct the difference between echo signals to correct for N / 2 artifacts by the difference between the odd and even echoes, and these techniques require a calibration scan. Some have been added, see for example U.S. Patent Nos. 5,818,229, 5,621,321 and 5,722,409.
[0016]
However, in order for post-acquisition methods such as those already cited to be effective, the original k-space data must be "reasonably well positioned". For example, the two groups of echoes must be sufficiently far apart to compensate for the difference between odd and even echoes. More importantly, the echo signal must be located within the acquisition window in order to make corrections in the post-acquisition method. As shown in FIG. 5, echoes outside the acquisition window, such as late echoes, can no longer be "corrected".
[0017]
[Problems to be solved by the invention]
The present invention relates to a method for preconditioning a sequence of EPIs, wherein the echo signals are "reasonably properly positioned" and post-acquisition methods are effectively used to correct data imperfections and improve image quality. A further improved method. In particular, the present invention improves the quality of magnetic resonance images by preconditioning MRI pulse sequences used in ultrafast MRI systems such as EPI.
[0018]
First, several sequence diagnostic parameters are determined from the modified MRI pulse sequence without the phase encoding gradient. Next, a pulse pre-adjustment parameter is calculated using the determined sequence diagnostic parameter. Using the calculated pre-sequence adjustment parameters, the MRI pulse sequence is modified to determine a diagnostic image in the EPI system.
[0019]
The diagnostic parameters determined by the pre-tuned sequence include a deviation of the center of the echo from the ideal position Δ, a relative shift of the center of the even echo from the center of the odd echo by δ minutes, and an echo. The linear drift of the center of the echo for the amount of σ per hit is included. These diagnostic parameters have a fixed relation to the pre-sequence tuning parameters, so that the pre-sequence tuning parameters can be calculated in a straightforward manner.
[0020]
Once the pre-sequence adjustment parameters have been calculated, they are used to modify the MRI pulse sequence and to use the modified MRI pulse sequence to obtain a diagnostic image. In particular, the gradient readout pulse sequence is modified according to the calculated sequence adjustment parameters, and a diagnostic image is obtained by using an MRI pulse sequence that includes the modified gradient readout pulse sequence.
[0021]
The objects and features sought by the present invention will be apparent from a careful consideration of the following detailed description of the presently preferred embodiments, particularly when taken in conjunction with the accompanying drawings.
[0022]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
An improperly adjusted EPI sequence has three diagnostic parameters: (1) deviation of the center of the echo from the ideal position by Δ, and (2) the odd echo at the center of the even echo. It can be characterized by a relative shift of δ minutes from the center, and (3) a linear drift of the center of the echo in an amount of σ per echo. The center of the echo is measured after time reversal of all even echoes. Thus, the center of the echo in the set of EPI data can be represented by the following equation: C _i = C ₀ + Δ + (i% 2) ^* δ + i ^* σ (i = 0, 1, 2,..., N− 1)
i represents the index of the EPI echo, so odd echoes are associated with even i values, even echoes are associated with odd i values, and C _i is the center of the echo of the (i + 1) th echo. Where C ₀ is the center position of the ideal echo, and (i% 2) is 0 for odd echoes and 1 for even echoes.
[0023]
Mis-tuning of the first EPI echo by three sequence adjustment parameters corresponding to the diagnostic parameters defined above, ie, (1) the amount of ΔM in the gradient moment with units of gauss · ms · cm ⁻¹ , (2) the amount minute delay d of the gradient waveforms, can be defined (3) read g ₀ min offset gradient.
[0024]
The sequence tuning parameters and the diagnostic parameters are related according to the following equation:
(Equation 5)

[0025]
Thus, the sequence adjustment parameters can be determined from the diagnostic parameters and used to pre-adjust the imaging sequence, so that in any application where any post-acquisition method is defined for data correction, the EPI echo will be Positioned optimally.
[0026]
The data used to measure the diagnostic parameters can be determined using the same EPI imaging sequence, except that the phase encoding gradient is turned off. First, all even echoes are time inverted. The center of the echo signal is then determined, either by a peak search algorithm that simply searches for the maximum amplitude, or in combination with cubic spline interpolation.
[0027]
(Equation 6)

[0028]
The EPI imaging sequence is fine-tuned according to the sequence adjustment parameters determined from the already measured diagnostic parameters.
[0029]
FIGS. 6a and 6b show timing diagrams of RF pulses and readout gradient pulses for acquiring spin echo or field echo EPI. Other parts of the sequence are not shown because the preconditioning process does not affect other parts of the sequence. The solid line is the readout gradient pulse before pre-adjustment, and the dotted line is the readout gradient pulse after pre-adjustment. Sequence adjustment parameters used for pre-adjustment of the imaging sequence are also shown. In particular, the sequence adjustment parameters ΔM, g ₀ , and d are calculated from the diagnostic parameters as described above and used to pre-adjust the pulse sequence.
[0030]
FIG. 7a shows the echo before preconditioning in the EPI data set of the two spin echoes, and FIG. 7b shows the echo after preconditioning. Figure 7a shows a set of data where preconditioning, Figure 7b shows a set of data after the pre-adjusted using g ₀ that is determined from the diagnostic parameters described above. In particular, Figure 7a, before adjustment previous sequence shows the echo signal from the EPI sequence without phase encoding the spin echo, Figure 7b, echo the same sequence after adjusting before using g ₀ The signal is shown. It has been clearly shown that the positioning of the echo signal is improved by the preconditioning process.
[0031]
The most important advantage of the method of the present invention is that the parameters required for the preconditioning process are determined by using the same EPI sequence, and that the preconditioning process is directly performed without adding hardware or complicated algorithms. Can be executed. The algorithm of the preconditioning process is easy to execute, and the diagnostic parameters of the subsequent preconditioning process can self-examine the effect of the process.
[0032]
The precondition parameters can be recorded to reflect the characteristics of the system, and the records can be updated and accumulated with each new precondition process. The parameters from the record can also be used to initialize a new preconditioning process.
[0033]
The preconditioning process can be performed either as part of the prescan of the EPI scan, or as part of the quality control process.
[0034]
Although the present invention has been described in connection with what is presently considered to be the most practical and preferred embodiment, the present invention is not limited to the disclosed embodiment, but, on the contrary, It will be understood that it is intended to cover various modifications and equivalent arrangements included within the spirit and scope of the appended claims.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram of an MRI system.
FIG. 2 is a diagram showing a general EPI pulse sequence.
FIG. 3 is an enlarged view showing a part of the EPI pulse sequence of FIG. 2 in detail;
FIG. 4 is a diagram schematically showing an ideal Cartesian grid.
FIG. 5 is a diagram showing an example of non-ideal EPI data having a specific shift;
FIG. 6A is a diagram showing timings of an RF pulse and a readout gradient pulse for collecting EPI of a spin echo.
FIG. 6B is a diagram showing the timing of RF and a readout gradient pulse for collecting EPI of a field echo.
FIG. 7A is a diagram showing a data set before pre-adjustment.
FIG. 7b shows the same data set as FIG. 7a after pre-adjustment.

Claims

A method of improving the quality of a magnetic resonance image by preconditioning a pulse sequence of an MRI for use in an ultrafast MRI system, the method comprising controlling the system by a control means.
(I) performing a modified MRI pulse sequence using the phase encoding gradient switched off to determine a sequence diagnostic parameter;
(Ii) calculating a pre-sequence adjustment parameter from the determined sequence diagnostic parameter;
(Iii) changing a next executed MRI pulse sequence according to the calculated pre-adjustment parameter to obtain a magnetic resonance image.

The sequence diagnostic parameters are the deviation of the center of the echo from the ideal position by Δ minutes, the relative shift of the center of the even echo from the center of the odd echo by δ minutes, and the amount of σ per echo. The method of claim 1, wherein at least one of the linear drifts of the echo center is included.

The sequence diagnostic parameters determine the center of the echo signal,

3. The method according to claim 2, wherein the method is determined by calculating at least one of the diagnostic parameters according to:

The calculation process includes:

The method of claim 3.

The method of claim 1, wherein the altering process includes altering a gradient readout pulse sequence of the MRI pulse sequence.

The method of claim 1, wherein the MRI pulse sequence is used in an echo-planar imaging (EPI) process.

The method of claim 1, wherein the MRI pulse sequence is used in an echo-volume imaging (EVI) process.

An apparatus for improving the quality of a magnetic resonance image by preconditioning an MRI pulse sequence for use in an ultrafast MRI system, comprising:
Sequence diagnostic means for determining a modified MRI pulse sequence using the phase encode gradient switched off, thereby determining sequence diagnostic parameters;
Calculation means for calculating a pre-sequence adjustment parameter from the determined sequence diagnostic parameter,
Imaging means for altering the MRI pulse sequence according to the calculated pre-adjustment parameters to determine a magnetic resonance image.

The sequence diagnostic parameters include a deviation of Δ from the center of the echo from the ideal position, a relative shift of the center of the even echo from the center of the odd echo by δ minutes, and an amount of σ per echo. 9. The apparatus according to claim 8, wherein at least one of the linear drifts of the echo centers is included.

The diagnostic parameter determines the center of the echo signal,

10. The apparatus of claim 9, wherein the apparatus is determined by calculating at least one of the diagnostic parameters according to:

The calculating means,

The device according to claim 10.

9. Apparatus according to claim 8, wherein said imaging means changes the pulse sequence of the gradient readout of the MRI pulse sequence.

9. The apparatus according to claim 8, wherein said apparatus is used in an echo-planar imaging (EPI) system.

9. The device according to claim 8, wherein said device is used in an echo-volume imaging (EVI) system.