JP2017099512A - Magnetic resonance apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、血液のスピンにラベリングを行う磁気共鳴装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance apparatus that labels blood spin.
血流画像を取得する撮影法の1つとして、ASL(Arterial Spin Labeling)と呼ばれる撮影法が知られている。この撮影では、予め、被検体の血流の上流側においてスピン(spin)に磁気的なラベリングを行い、このラベリングされたスピンが関心領域に流入して発生する磁気共鳴信号を撮影に利用する。ASL法を用いて血流画像を得る方法として、
ラベリング有りの断層像であるラベル(label)画像と、ラベリング無しの断層像であるコントロール(control)画像との差分画像を求める方法が知られている(例えば、特許文献1参照)。
As one imaging method for acquiring a blood flow image, an imaging method called ASL (Arterial Spin Labeling) is known. In this imaging, magnetic labeling is performed in advance on the spin on the upstream side of the blood flow of the subject, and a magnetic resonance signal generated by flowing the labeled spin into the region of interest is used for imaging. As a method of obtaining a blood flow image using the ASL method,
A method for obtaining a difference image between a label image that is a tomographic image with labeling and a control image that is a tomographic image without labeling is known (see, for example, Patent Document 1).
また、ASL法は、灌流画像(perfusion画像)を取得する撮影にも応用されている。灌流画像を取得する撮影では、毛細血管などの細い血管を流れる血液はできるだけ高信号で描出し、太い血管を流れる血液はできるだけ低信号で描出することが要求される。しかし、通常のASL法では、太い血管を流れる血液の信号を十分に低減することができないことがあり、高品質な灌流画像を得ることが難しいという問題がある。そこで、灌流画像の生成時に不要となる太い血管の血流信号を低減するために、ASL法に、DWDE(diffusion-weighted driven-equilibrium)シーケンス(非特許文献1参照)を利用する方法が検討されている。 The ASL method is also applied to photographing for acquiring a perfusion image (perfusion image). In imaging for acquiring a perfusion image, blood flowing through a thin blood vessel such as a capillary blood vessel is drawn with a signal as high as possible, and blood flowing through a thick blood vessel is drawn with a signal as low as possible. However, the normal ASL method has a problem in that it is difficult to sufficiently reduce the signal of blood flowing through a thick blood vessel, and it is difficult to obtain a high-quality perfusion image. Therefore, in order to reduce a blood flow signal of a thick blood vessel that is not required when generating a perfusion image, a method using a DWDE (diffusion-weighted driven-equilibrium) sequence (see Non-Patent Document 1) is studied for the ASL method. ing.
しかし、DWDEシーケンスを用いた方法では、B1不均一が原因で空間的に均一な血流抑制効果を得ることが難しく、高品質な灌流画像を得ることが難しいという問題がある。 However, the method using the DWDE sequence has a problem that it is difficult to obtain a spatially uniform blood flow suppression effect due to B1 nonuniformity, and it is difficult to obtain a high-quality perfusion image.
このような理由から、血液のスピンのラベリングを行う撮影法を用いて灌流画像などの血流画像を得る場合において、高品質な血流画像を得ることができる技術が望まれている。 For this reason, when obtaining a blood flow image such as a perfusion image using an imaging method that labels blood spin, a technique capable of obtaining a high-quality blood flow image is desired.
本発明の一観点は、血液を含む第1の領域の画像を取得するための磁気共鳴装置であって、
血液が前記第1の領域に流入する前に、前記血液のスピンのラベリングを行うための第2の領域を設定する設定手段と、
前記第1の領域の画像を取得するためのイメージングシーケンスを実行するスキャン手段であって、
前記第2の領域内の血液のスピンのラベリングを行う第1のシーケンスと、
前記第1のシーケンスの後に実行される第2のシーケンスであって、前記第1の領域を励起するための第1のRFパルスと、前記第1の領域を流れる第1の血液のスピンの位相が、前記第1の血液よりも遅い流速で前記第1の領域を流れる第2の血液のスピンの位相よりも分散するように、前記第1の領域内の血液のスピンの位相を分散させるための第1の勾配パルスとを含む第1のパルスセットを複数有する第2のシーケンスと、
前記第2のシーケンスが実行された後で前記第1の領域のデータを収集するための第3のシーケンスと、
を含む第1のシーケンスセグメント、および
前記第2の領域内の血液のスピンのラベリングを行わない第4のシーケンスと、
前記第4のシーケンスの後に実行される第5のシーケンスであって、前記第1の領域を励起するための第2のRFパルスと、前記第1の領域を流れる第3の血液のスピンの位相が、前記第3の血液よりも遅い流速で前記第1の領域を流れる第4の血液のスピンの位相よりも分散するように、前記第1の領域内の血液のスピンの位相を分散させるための第2の勾配パルスとを含む第2のパルスセットを複数有する第5のシーケンスと、
前記第5のシーケンスが実行された後で前記第1の領域のデータを収集するための第6のシーケンスと、
を含む第2のシーケンスセグメント、
を有するイメージングシーケンスを実行するスキャン手段と、
前記スキャン手段を制御する制御部と、
前記イメージングシーケンスを実行することにより得られたデータに基づいて、前記第1の領域の画像を生成する画像生成手段と、
を有し、
前記制御部は、
前記第1のシーケンスセグメントにおいて、前記第2のシーケンスが有する複数の第1のパルスセットの各々の前記第1のRFパルスのフリップ角が0°よりも大きく90°よりも小さい値を有し、
前記第2のシーケンスセグメントにおいて、前記第5のシーケンスが有する複数の第2のパルスセットの各々の前記第2のRFパルスのフリップ角が0°よりも大きく90°よりも小さい値を有するように、前記スキャン手段を制御する、磁気共鳴装置である。
One aspect of the present invention is a magnetic resonance apparatus for acquiring an image of a first region containing blood,
Setting means for setting a second region for labeling the spin of blood before blood flows into the first region;
Scanning means for executing an imaging sequence for acquiring an image of the first region,
A first sequence for labeling spins of blood in the second region;
A second sequence executed after the first sequence, the first RF pulse for exciting the first region and the phase of the spin of the first blood flowing through the first region To disperse the spin phase of the blood in the first region so that the spin phase of the second blood flowing through the first region at a slower flow rate than the first blood is dispersed. A second sequence having a plurality of first pulse sets including a first gradient pulse of:
A third sequence for collecting data of the first region after the second sequence is executed;
A first sequence segment that includes: a fourth sequence that does not label spins of blood in the second region;
A fifth sequence executed after the fourth sequence, the second RF pulse for exciting the first region and the phase of spin of the third blood flowing in the first region; To disperse the spin phase of the blood in the first region so that the spin phase of the fourth blood flowing through the first region at a slower flow rate than the third blood is dispersed. A fifth sequence having a plurality of second pulse sets including a second gradient pulse;
A sixth sequence for collecting data of the first region after the fifth sequence is executed;
A second sequence segment containing
Scanning means for executing an imaging sequence comprising:
A control unit for controlling the scanning means;
Image generating means for generating an image of the first region based on data obtained by executing the imaging sequence;
Have
The controller is
In the first sequence segment, the flip angle of the first RF pulse of each of the plurality of first pulse sets included in the second sequence has a value greater than 0 ° and less than 90 °;
In the second sequence segment, the flip angle of the second RF pulse of each of the plurality of second pulse sets included in the fifth sequence has a value larger than 0 ° and smaller than 90 °. A magnetic resonance apparatus for controlling the scanning means.
フリップ角を90°よりも小さい値に設定しているので、RFパルスのB1不均一による血液の抑制効果のばらつきを低減することができる。したがって、高品質な血流画像を得ることができる。 Since the flip angle is set to a value smaller than 90 °, it is possible to reduce variation in blood suppression effect due to B1 nonuniformity of the RF pulse. Therefore, a high-quality blood flow image can be obtained.
以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。 Hereinafter, although the form for inventing is demonstrated, this invention is not limited to the following forms.
図1は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置(以下、「MR装置」と呼ぶ。MR:Magnetic Resonance)1は、マグネット2、テーブル3、受信RFコイル(以下、「受信コイル」と呼ぶ)4などを有している。
FIG. 1 is a schematic view of a magnetic resonance apparatus according to one embodiment of the present invention.
A magnetic resonance apparatus (hereinafter referred to as “MR apparatus”. MR: Magnetic Resonance) 1 has a magnet 2, a table 3, a reception RF coil (hereinafter referred to as “reception coil”) 4, and the like.
マグネット2は、被検体13が収容される収容空間21を有している。また、マグネット2は、超伝導コイル22と、勾配コイル23と、RFコイル24とを有している。超伝導コイル22は静磁場を印加し、勾配コイル23は勾配パルスを印加し、RFコイル24はRFパルスを印加する。尚、超伝導コイル22の代わりに、永久磁石を用いてもよい。 The magnet 2 has an accommodation space 21 in which the subject 13 is accommodated. The magnet 2 includes a superconducting coil 22, a gradient coil 23, and an RF coil 24. The superconducting coil 22 applies a static magnetic field, the gradient coil 23 applies a gradient pulse, and the RF coil 24 applies an RF pulse. In place of the superconducting coil 22, a permanent magnet may be used.
テーブル3は、被検体13を搬送するためのクレードル3aを有している。クレードル3aによって、被検体13は収容空間21に搬送される。 The table 3 has a cradle 3 a for transporting the subject 13. The subject 13 is transported to the accommodation space 21 by the cradle 3a.
受信コイル4は、被検体13の頭部に取り付けられており、被検体13からの磁気共鳴信号を受信する。 The receiving coil 4 is attached to the head of the subject 13 and receives a magnetic resonance signal from the subject 13.
MR装置1は、更に、制御部5、送信器6、勾配磁場電源7、受信器8、処理装置9、記憶部10、操作部11、および表示部12などを有している。 The MR apparatus 1 further includes a control unit 5, a transmitter 6, a gradient magnetic field power source 7, a receiver 8, a processing device 9, a storage unit 10, an operation unit 11, a display unit 12, and the like.
制御部5は、処理装置9から、シーケンスで使用されるRFパルスおよび勾配パルスの波形情報や印加タイミングなどを含むデータを受け取る。そして、制御部5は、RFパルスのデータに基づいて送信器6を制御し、勾配パルスのデータに基づいて勾配磁場電源7を制御する。また、制御部5は、クレードル3aの移動の制御なども行う。尚、図1では、制御部5が、送信器6、勾配磁場電源7、クレードル3aなどの制御を行っているが、送信器6、勾配磁場電源7、クレードル3aなどの制御を複数の制御部で行ってもよい。例えば、送信器6および勾配磁場電源7を制御する制御部と、クレードル3aを制御する制御部とを別々に設けてもよい。 The control unit 5 receives data including waveform information and application timing of RF pulses and gradient pulses used in the sequence from the processing device 9. Then, the controller 5 controls the transmitter 6 based on the RF pulse data, and controls the gradient magnetic field power source 7 based on the gradient pulse data. The control unit 5 also controls the movement of the cradle 3a. In FIG. 1, the control unit 5 controls the transmitter 6, the gradient magnetic field power supply 7, the cradle 3 a, etc. However, the control of the transmitter 6, the gradient magnetic field power supply 7, the cradle 3 a, etc. You may go on. For example, you may provide separately the control part which controls the transmitter 6 and the gradient magnetic field power supply 7, and the control part which controls the cradle 3a.
送信器6は、制御部5から受け取ったデータに基づいて、RFコイル24に電流を供給する。
勾配磁場電源7は、制御部5から受け取ったデータに基づいて、勾配コイル23に電流を供給する。
The transmitter 6 supplies current to the RF coil 24 based on the data received from the control unit 5.
The gradient magnetic field power supply 7 supplies a current to the gradient coil 23 based on the data received from the control unit 5.
受信器8は、受信コイル4で受信された磁気共鳴信号に対して、検波などの処理を行い、処理装置9に出力する。尚、マグネット2、受信コイル4、送信器6、勾配磁場電源7、受信器8を合わせたものが、スキャン手段に相当する。 The receiver 8 performs processing such as detection on the magnetic resonance signal received by the receiving coil 4 and outputs the processed signal to the processing device 9. A combination of the magnet 2, the receiving coil 4, the transmitter 6, the gradient magnetic field power source 7, and the receiver 8 corresponds to the scanning means.
記憶部10には、処理装置9により実行されるプログラムなどが記憶されている。尚、記憶部10は、ハードディスク、CD−ROMなどの非一過性の記憶媒体であってもよい。処理装置9は、記憶部10に記憶されているプログラムを読み出し、プログラムに記述されている処理を実行するプロセッサとして動作する。処理装置9は、プログラムに記述されている処理を実行することにより、種々の手段を実現する。図2は、処理装置9が実現する手段の説明図である。 The storage unit 10 stores a program executed by the processing device 9 and the like. The storage unit 10 may be a non-transitory storage medium such as a hard disk or a CD-ROM. The processing device 9 operates as a processor that reads a program stored in the storage unit 10 and executes a process described in the program. The processing device 9 implements various means by executing processing described in the program. FIG. 2 is an explanatory diagram of means realized by the processing device 9.
画像生成手段91は、スキャンにより得られたデータに基づいて画像を生成する。
設定手段92は、撮影部位の画像を取得するためのイメージング領域を設定するとともに、イメージング領域の位置情報に基づいて、血液のスピンのラベリングを行うためのラベリング領域を設定する。イメージング領域は第1の領域に相当し、ラベリング領域は第2の領域に相当する。
The image generation unit 91 generates an image based on data obtained by scanning.
The setting unit 92 sets an imaging region for acquiring an image of the imaging region, and sets a labeling region for labeling blood spins based on positional information of the imaging region. The imaging area corresponds to the first area, and the labeling area corresponds to the second area.
MR装置1は、処理装置9を含むコンピュータを備えている。処理装置9は、記憶部10に記憶されているプログラムを読み出すことにより、画像作成手段91および設定手段92などを実現する。尚、処理装置9は、一つのプロセッサで画像作成手段91および設定手段92を実現してもよいし、2つ以上のプロセッサで、画像作成手段91および設定手段92を実現してもよい。また、画像作成手段91および設定手段92のうちの一方の手段を、制御部5で実行できるようにしてもよい。また、処理装置9が実行するプログラムは、一つの記憶部に記憶させておいてもよいし、複数の記憶部に分けて記憶させておいてもよい。
図1に戻って説明を続ける。
The MR apparatus 1 includes a computer including a processing device 9. The processing device 9 implements an image creating unit 91, a setting unit 92, and the like by reading a program stored in the storage unit 10. The processing device 9 may implement the image creating unit 91 and the setting unit 92 with one processor, or may implement the image creating unit 91 and the setting unit 92 with two or more processors. Further, one of the image creating unit 91 and the setting unit 92 may be executed by the control unit 5. Further, the program executed by the processing device 9 may be stored in one storage unit, or may be stored in a plurality of storage units.
Returning to FIG. 1, the description will be continued.
操作部11は、オペレータにより操作され、種々の情報をコンピュータ8に入力する。表示部12は種々の情報を表示する。
MR装置1は、上記のように構成されている。
The operation unit 11 is operated by an operator and inputs various information to the computer 8. The display unit 12 displays various information.
The MR apparatus 1 is configured as described above.
図3は、本形態で実行されるスキャンの説明図である。
第1の形態では、ローカライズスキャンLSおよび本スキャンMSなどが実行される。
FIG. 3 is an explanatory diagram of the scan executed in this embodiment.
In the first mode, a localized scan LS, a main scan MS, and the like are executed.
ローカライザスキャンLSは、後述するイメージング領域SB(図6参照)を設定するために使用される画像LDを取得するためのスキャンである。本スキャンMSは、イメージング領域SBの灌流画像を取得するためのスキャンである。 The localizer scan LS is a scan for acquiring an image LD used for setting an imaging region SB (see FIG. 6) described later. The main scan MS is a scan for acquiring a perfusion image of the imaging region SB.
以下、これらのスキャンを実行し、灌流画像を取得するためのフローについて、図4を参照しながら説明する。 Hereinafter, a flow for executing these scans and acquiring a perfusion image will be described with reference to FIG.
図4は、本形態におけるフローを示す図である。
ステップST1では、ローカライザスキャンLSが実行される。画像生成手段91(図2参照)は、ローカライザスキャンLSにより得られたデータに基づいて、アキシャル画像、サジタル画像、およびコロナル画像を生成する。図5は、ローカライザスキャンLSにより取得された画像LDの一例を概略的に示す図である。図5には、サジタル画像が示されている。図5において、RL(Right-Left)方向は左右方向を表し、AP(Anterior-Posterior)方向は前後方向を表し、SI(Superior-Inferior)方向は頭尾方向を表している。ローカライザスキャンLSを実行した後、ステップST2に進む。
FIG. 4 is a diagram showing a flow in this embodiment.
In step ST1, a localizer scan LS is executed. The image generation unit 91 (see FIG. 2) generates an axial image, a sagittal image, and a coronal image based on the data obtained by the localizer scan LS. FIG. 5 is a diagram schematically showing an example of an image LD acquired by the localizer scan LS. FIG. 5 shows a sagittal image. In FIG. 5, the RL (Right-Left) direction represents the left-right direction, the AP (Anterior-Posterior) direction represents the front-rear direction, and the SI (Superior-Inferior) direction represents the head-to-tail direction. After performing the localizer scan LS, the process proceeds to step ST2.
ステップST2では、オペレータは、画像LDに基づいて、撮影部位の画像を取得するためのイメージング領域SBを設定する。オペレータは、操作部11を操作し、イメージング領域SBを設定するための情報を入力する。この情報が入力されると、設定手段92(図2参照)は、入力された情報に基づいて撮影部位にイメージング領域SBを設定する。図6に、設定されたイメージング領域SBを概略的に示す。本形態では、脳を流れる血液の灌流画像を取得することを考えているので、イメージング領域SBは脳を含むように設定される。イメージング領域SBを設定した後、ステップST3に進む。 In step ST2, the operator sets an imaging region SB for acquiring an image of the imaging region based on the image LD. The operator operates the operation unit 11 and inputs information for setting the imaging region SB. When this information is input, the setting unit 92 (see FIG. 2) sets the imaging region SB in the imaging region based on the input information. FIG. 6 schematically shows the set imaging region SB. In this embodiment, since it is considered to acquire a perfusion image of blood flowing through the brain, the imaging region SB is set so as to include the brain. After setting the imaging region SB, the process proceeds to step ST3.
ステップST3では、設定手段92が、イメージング領域SBの位置情報に基づいて、後述するラベリングシーケンスSQ2(図11参照)において血液のスピンのラベリングを行うためのラベリング領域SLを設定する。設定手段92は、イメージング領域SBのI側の端部の位置からI側に距離dだけ離れた位置に、ラベリング領域SLを設定する。図7に、設定されたラベリング領域SLを概略的に示す。dは、例えば、d=2cmである。また、ラベリング領域SLのSI方向の厚さ(スライス厚)は、例えば、数mmである。尚、オペレータが手動でラベリング領域SLを設定してもよい。 In step ST3, the setting unit 92 sets a labeling region SL for labeling blood spins in a labeling sequence SQ2 (see FIG. 11), which will be described later, based on the position information of the imaging region SB. The setting unit 92 sets the labeling region SL at a position separated from the position of the I side end of the imaging region SB by a distance d on the I side. FIG. 7 schematically shows the set labeling region SL. d is, for example, d = 2 cm. Further, the thickness (slice thickness) of the labeling region SL in the SI direction is, for example, several mm. The operator may manually set the labeling area SL.
図7では、ラベリング領域SL内を流れる血液を符号「b0」で示し、イメージング領域SB内を流れる血液を符号「b1」および「b2」で示してある。イメージング領域SBの血液b1は、太い血管(例えば、内頸動脈)を流れる血液であり、イメージング領域SBの血液b2は細い血管(例えば、毛細血管)を流れる血液を表している。ラベリング領域SLを設定した後、ステップST4に進む。 In FIG. 7, blood flowing in the labeling region SL is indicated by reference sign “b0”, and blood flowing in the imaging region SB is indicated by reference signs “b1” and “b2”. The blood b1 in the imaging region SB is blood that flows through a thick blood vessel (for example, the internal carotid artery), and the blood b2 in the imaging region SB represents blood that flows through a thin blood vessel (for example, a capillary blood vessel). After setting the labeling area SL, the process proceeds to step ST4.
ステップST4では、イメージング領域SBの画像を取得するための本スキャンMSが実行される。以下に、本スキャンMSについて説明する。 In step ST4, a main scan MS for acquiring an image of the imaging region SB is executed. The main scan MS will be described below.
図8は、本スキャンMSの説明図である。
本スキャンMSでは、イメージング領域SBの画像を取得するためのイメージングシーケンスが実行される。イメージングシーケンスは、シーケンスセグメントA1〜AmおよびシーケンスセグメントB1〜Bmを有している。以下、シーケンスセグメントA1〜AmおよびB1〜Bmについて説明する。
FIG. 8 is an explanatory diagram of the main scan MS.
In the main scan MS, an imaging sequence for acquiring an image of the imaging region SB is executed. The imaging sequence has sequence segments A1 to Am and sequence segments B1 to Bm. Hereinafter, the sequence segments A1 to Am and B1 to Bm will be described.
図9は、シーケンスセグメントA1〜Amの説明図である。
図9では、i番目のシーケンスセグメントをAiで示してある。iは、i=1〜mの整数の値である。したがって、例えば、i=1の場合、シーケンスセグメントAiは、シーケンスセグメントA1を表しており、i=mの場合、シーケンスセグメントAiは、シーケンスセグメントAmを表している。
FIG. 9 is an explanatory diagram of the sequence segments A1 to Am.
In FIG. 9, the i-th sequence segment is indicated by Ai. i is an integer value of i = 1 to m. Therefore, for example, when i = 1, the sequence segment Ai represents the sequence segment A1, and when i = m, the sequence segment Ai represents the sequence segment Am.
シーケンスセグメントAiは、Pre SatシーケンスSQ1、ラベリングシーケンスSQ2、パルスセットInv1、シーケンスSQ3、パルスセットInv2、およびデータ収集シーケンスDAQiを有している。以下、これらのシーケンスおよびパルスセットについて順に説明する。 The sequence segment Ai has a Pre Sat sequence SQ1, a labeling sequence SQ2, a pulse set Inv1, a sequence SQ3, a pulse set Inv2, and a data acquisition sequence DAQi. Hereinafter, these sequences and pulse sets will be described in order.
図10は、Pre SatシーケンスSQ1の説明図である。
Pre SatシーケンスSQ1は、イメージング領域SB内の組織の磁化を小さくするためのシーケンスである。Pre SatシーケンスSQ1は複数のパルスセットPS1を有している。パルスセットPS1は、RFパルスP1と、スライス選択勾配パルスGs1と、クラッシャー勾配パルスGcとを含んでいる。Pre SatシーケンスSQ1では、パルスセットPS1が繰り返し実行される。
FIG. 10 is an explanatory diagram of the Pre Sat sequence SQ1.
The Pre Sat sequence SQ1 is a sequence for reducing the magnetization of the tissue in the imaging region SB. The Pre Sat sequence SQ1 has a plurality of pulse sets PS1. The pulse set PS1 includes an RF pulse P1, a slice selection gradient pulse Gs1, and a crusher gradient pulse Gc. In the Pre Sat sequence SQ1, the pulse set PS1 is repeatedly executed.
ここでは、RFパルスP1は90°パルスである。RFパルスP1およびスライス選択勾配パルスGs1により、イメージング領域SBが選択励起される。RFパルスP1によりイメージング領域SB内の組織の磁化ベクトルが90°倒れるので、イメージング領域SB内の各組織の縦磁化を小さくすることができる。また、クラッシャー勾配パルスGcを印加することにより、イメージング領域SB内を流れる血液b1およびb2の横磁化の位相を分散させることができる。したがって、パルスセットPS1を実行することにより、イメージング領域SB内の組織の磁化の大きさを小さくすることができる。Pre SatシーケンスSQ1の時間長は、数十msec(例えば、20msec)にすることができる。Pre SatシーケンスSQ1を実行した後、ラベリングシーケンスSQ2が実行される。 Here, the RF pulse P1 is a 90 ° pulse. The imaging region SB is selectively excited by the RF pulse P1 and the slice selective gradient pulse Gs1. Since the magnetization vector of the tissue in the imaging region SB falls by 90 ° by the RF pulse P1, the longitudinal magnetization of each tissue in the imaging region SB can be reduced. Further, by applying the crusher gradient pulse Gc, it is possible to disperse the phase of the transverse magnetization of the blood b1 and b2 flowing in the imaging region SB. Therefore, by executing the pulse set PS1, the magnitude of the magnetization of the tissue in the imaging region SB can be reduced. The time length of the Pre Sat sequence SQ1 can be several tens of msec (for example, 20 msec). After executing the Pre Sat sequence SQ1, the labeling sequence SQ2 is executed.
図11は、ラベリングシーケンスSQ2の説明図である。
ラベリングシーケンスSQ2(第1のシーケンスに相当する)は、ラベリング領域SLを流れる血液のスピンを磁気的にラベリングするためのシーケンスである。ラベリングシーケンスSQ2は、パルスセットE1を有している。ラベリングシーケンスSQ2では、パルセットE1が連続的に繰り返し実行される。
FIG. 11 is an explanatory diagram of the labeling sequence SQ2.
The labeling sequence SQ2 (corresponding to the first sequence) is a sequence for magnetically labeling spins of blood flowing through the labeling region SL. The labeling sequence SQ2 has a pulse set E1. In the labeling sequence SQ2, the pulset E1 is continuously and repeatedly executed.
パルスセットE1は、RFパルスP21とスライス選択パルスGs2と補正勾配パルスGc2とを含んでいる。図11の下側には、RFパルスP21の位相φaを説明するための座標系(a)が示されている。z軸は静磁場方向を表している。本形態では、RFパルスP21の位相φaを表す軸(φa軸)は、xy面内に設定される。ここでは、φa軸は、x軸に設定されている。 The pulse set E1 includes an RF pulse P21, a slice selection pulse Gs2, and a correction gradient pulse Gc2. 11 shows a coordinate system (a) for explaining the phase φa of the RF pulse P21. The z-axis represents the static magnetic field direction. In this embodiment, the axis (φa axis) representing the phase φa of the RF pulse P21 is set in the xy plane. Here, the φa axis is set to the x axis.
また、RFパルスP21のフリップ角はβで表されている。したがって、RFパルスP21が印加されると、磁化ベクトルは、φa軸(x軸)を中心としてフリップ角βだけ回転する。例えば、β=12°の場合、磁化ベクトルは、φa軸を中心としてβ=12°回転する。 The flip angle of the RF pulse P21 is represented by β. Therefore, when the RF pulse P21 is applied, the magnetization vector rotates about the φa axis (x axis) by the flip angle β. For example, when β = 12 °, the magnetization vector rotates β = 12 ° around the φa axis.
RFパルスP21およびスライス選択パルスGs2により、ラベリング領域SLが励起される。ラベリング領域SLの励起の直後に、スピンの位相ずれを戻すための補正勾配パルスGc2が印加される。ラベリングシーケンスSQ2では、パルスセットE1が繰り返し実行される。 The labeling region SL is excited by the RF pulse P21 and the slice selection pulse Gs2. Immediately after the excitation of the labeling region SL, a correction gradient pulse Gc2 for returning the spin phase shift is applied. In the labeling sequence SQ2, the pulse set E1 is repeatedly executed.
図12は、ラベリングシーケンスSQ2の作用の説明図である。
図12には、ラベリングシーケンスSQ2の開始直前におけるラベリング領域SLの磁化ベクトルMを説明するための座標系(c)が概略的に示されている。ラベリングシーケンスSQ2の開始直前において、ラベリング領域SLの血液の磁化ベクトルMは、z軸方向を向いているとする。
FIG. 12 is an explanatory diagram of the operation of the labeling sequence SQ2.
FIG. 12 schematically shows a coordinate system (c) for explaining the magnetization vector M of the labeling region SL immediately before the start of the labeling sequence SQ2. Immediately before the start of the labeling sequence SQ2, it is assumed that the magnetization vector M of the blood in the labeling region SL is oriented in the z-axis direction.
パルスセットE1が実行されると、RFパルスP21により、ラベリング領域SL内の血液の磁化ベクトルMは、φa軸(x軸)を中心として、βだけフリップする(座標系(a)参照)。したがって、磁化ベクトルMは、z軸に対してβだけ傾く。パルスセットE1が実行された後、次のパルスセットE1が実行される。 When the pulse set E1 is executed, the RF pulse P21 causes the magnetization vector M of the blood in the labeling region SL to be flipped by β around the φa axis (x axis) (see coordinate system (a)). Therefore, the magnetization vector M is inclined by β with respect to the z-axis. After the pulse set E1 is executed, the next pulse set E1 is executed.
次のパルスセットE1が実行されると、RFパルスP21により、磁化ベクトルMは、z軸に対して更にβだけ傾く(座標系(b)参照)。以下同様に、パルスセットE1が繰り返し実行される。したがって、パルスセットE1が実行されるたびに、ラベリング領域SLの血液の磁化ベクトルはβだけ傾くので、ラベリング領域SLの血液の縦磁化はパルスセットE1が実行されるたびに小さくなる。このため、ラベリングシーケンスSQ2を実行することにより、ラベリング領域SL内の血液のスピンは縦磁化が小さくなるようにラベリングされ、ラベリング領域SLから流出する。ラベリングシーケンスSQ2を実行した後、パルスセットInv1が実行される。 When the next pulse set E1 is executed, the magnetization vector M is further inclined by β with respect to the z-axis by the RF pulse P21 (see the coordinate system (b)). Similarly, the pulse set E1 is repeatedly executed. Therefore, every time the pulse set E1 is executed, the magnetization vector of the blood in the labeling region SL is inclined by β, so that the longitudinal magnetization of the blood in the labeling region SL is reduced every time the pulse set E1 is executed. For this reason, by executing the labeling sequence SQ2, the spins of blood in the labeling region SL are labeled so that the longitudinal magnetization becomes small, and flow out of the labeling region SL. After executing the labeling sequence SQ2, the pulse set Inv1 is executed.
図13は、パルスセットInv1の説明図である。
パルスセットInv1は、ラベリング領域SLおよびイメージング領域SBを含む領域R1内の各組織の縦磁化を反転させるためのRFパルスPinと、領域R1を選択するための選択勾配パルスGinとを含んでいる。パルスセットInv1を実行することにより、領域R1が選択励起され、領域R1内の各組織の縦磁化を反転させることができる。パルスセットInv1を実行した後、シーケンスSQ3が実行される。
FIG. 13 is an explanatory diagram of the pulse set Inv1.
The pulse set Inv1 includes an RF pulse Pin for inverting the longitudinal magnetization of each tissue in the region R1 including the labeling region SL and the imaging region SB, and a selection gradient pulse Gin for selecting the region R1. By executing the pulse set Inv1, the region R1 is selectively excited, and the longitudinal magnetization of each tissue in the region R1 can be reversed. After executing the pulse set Inv1, the sequence SQ3 is executed.
図14は、シーケンスSQ3の説明図である。
シーケンスSQ3(第2のシーケンスに相当する)は、ラベリング領域SLおよびイメージング領域SBを含む領域R2を流れる血液のうち、流速が遅い血液の磁化はできるだけ小さくせずに、流速が速い血液の磁化をできるだけ小さくするシーケンスである。図14において、血液b1は、比較的太い血管(例えば、内頸動脈)を流れる血液を表している。血液b1は、比較的太い血管を流れる血液であるので、流速が速い血液である。一方、血液b2は、毛細血管を流れる血液を表している。毛細血管は細い血管であるので、毛細血管を流れる血液b2は、流速が遅い血液である。したがって、シーケンスSQ3は、領域R2を流れる血液のうち、流速が遅い血液(例えば、血液b2)の磁化はできるだけ小さくせずに、流速が速い血液(例えば、血液b1)の磁化をできるだけ小さくするシーケンスである。
FIG. 14 is an explanatory diagram of the sequence SQ3.
Sequence SQ3 (corresponding to the second sequence) is the magnetization of blood with a high flow rate without making the magnetization of blood with a slow flow rate as small as possible among the blood flowing through region R2 including labeling region SL and imaging region SB. The sequence is as small as possible. In FIG. 14, blood b1 represents blood flowing through a relatively thick blood vessel (for example, the internal carotid artery). Since the blood b1 is blood that flows through a relatively thick blood vessel, it is blood with a high flow rate. On the other hand, blood b2 represents blood flowing through the capillary. Since the capillary blood vessel is a thin blood vessel, the blood b2 flowing through the capillary blood vessel is blood having a low flow rate. Accordingly, the sequence SQ3 is a sequence in which the magnetization of blood (eg, blood b1) having a high flow rate is made as small as possible while the magnetization of blood (eg, blood b2) having a low flow rate among the blood flowing through the region R2 is made as small as possible. It is.
以下に、シーケンスSQ3について具体的に説明する。シーケンスSQ3は、RFパルスと勾配パルスとを含むパルスセットV1〜Vnを有している。 The sequence SQ3 will be specifically described below. The sequence SQ3 has a pulse set V 1 to V n including an RF pulse and a gradient pulse.
図14の下側には、i番目に実行されるパルスセットVi(i=1〜n)が示されている。
パルスセットViは、RFパルスwiと勾配パルスGzとを含んでいる。RFパルスwiは、ラベリング領域SLおよびイメージング領域SBを含む領域R2内の組織を励起するための励起パルスである。パルスセットViの右下には、RFパルスwiの位相φiを説明するための座標系が示されている。位相φiは、以下の式で表される。
φi=φ1+(i−1)Δφ ・・・(1)
The i-th executed pulse set V i (i = 1 to n) is shown on the lower side of FIG.
The pulse set V i includes an RF pulse w i and a gradient pulse Gz. The RF pulse w i is an excitation pulse for exciting the tissue in the region R2 including the labeling region SL and the imaging region SB. A coordinate system for explaining the phase φ i of the RF pulse w i is shown in the lower right of the pulse set V i . The phase φ i is expressed by the following equation.
φ i = φ 1 + (i−1) Δφ (1)
式(1)のΔφは、i−1番目に実行されるパルスセットVi−1に含まれるRFパルスwi−1の位相φi−1と、i番目に実行されるパルスセットViに含まれるRFパルスwiの位相φiとの位相差である。本形態では、x軸に対して位相φiだけずれた位置における軸を、φi軸と呼ぶことにする。i=1、即ち、最初に実行されるパルスセットV1では、RFパルスw1の位相はφ1である。i=2、即ち、2番目に実行されるパルスセットV2では、RFパルスw2の位相はφ2=φ1+Δφである。以下同様に、iの値が1ずつ増加するたびに、RFパルスwiの位相φiはΔφずつ増加する。したがって、i=j、即ち、j番目に実行されるパルスセットVjでは、RFパルスwjの位相はφj=φ1+(j−1)Δφである。そして、i=n、即ち、最後に実行されるパルスセットVnでは、RFパルスwnの位相はφn=φ1+(n−1)Δφである。 Δφ in Expression (1) is expressed by the phase φ i−1 of the RF pulse w i−1 included in the i− 1th pulse set V i−1 and the i th executed pulse set V i . The phase difference from the phase φ i of the included RF pulse w i . In this embodiment, an axis at a position shifted by a phase φ i with respect to the x axis is referred to as a φ i axis. For i = 1, ie, the first pulse set V 1 to be executed, the phase of the RF pulse w 1 is φ 1 . In i = 2, that is, in the second pulse set V 2 to be executed, the phase of the RF pulse w 2 is φ 2 = φ 1 + Δφ. Similarly, every time the value of i increases by 1, the phase φ i of the RF pulse w i increases by Δφ. Accordingly, i = j, that is, in the j-th pulse set V j , the phase of the RF pulse w j is φ j = φ 1 + (j−1) Δφ. Then, i = n, i.e., the pulse set V n executed last, phase of the RF pulse w n is φ n = φ 1 + (n -1) Δφ.
また、RFパルスwiのフリップ角はαiで表されている。したがって、RFパルスwiが印加されると、磁化ベクトルは、φi軸を中心として、フリップ角αiだけ回転する。 Further, the flip angle of the RF pulse w i is represented by α i . Therefore, when the RF pulse w i is applied, the magnetization vector rotates about the φ i axis by the flip angle α i .
例えば、φ1=0°、Δφ=0°の場合、RFパルスの位相は、図15に示すように表される。つまり、RFパルスw1〜wnの位相φ1〜φnは同じ値(0°)に設定される。したがって、RFパルスw1が印加されると、磁化ベクトルは、φ1軸(x軸)を中心として、α1だけ回転する。同様に、RFパルスw2〜wnの各々が印加されると、磁化ベクトルはx軸を中心としてα2〜αnだけ回転する。αiは、0°<αi<90°を満たすように設定されている。例えば、αi=12°である。 For example, when φ 1 = 0 ° and Δφ = 0 °, the phase of the RF pulse is expressed as shown in FIG. That is, the phases φ 1 to φ n of the RF pulses w 1 to w n are set to the same value (0 °). Accordingly, when the RF pulse w 1 is applied, the magnetization vector around the phi 1 axis (x-axis), rotated by alpha 1. Similarly, when each of the RF pulses w 2 to w n is applied, the magnetization vector rotates by α 2 to α n about the x axis. α i is set to satisfy 0 ° <α i <90 °. For example, α i = 12 °.
また、図16には、φ1=0°、Δφ=180°の場合におけるRFパルスの位相が示されている。図16では、RFパルスの位相を表すφi軸は、x軸および−x軸(x軸に対して180°ずれた軸)が交互に現れるように設定される。 FIG. 16 shows the phase of the RF pulse when φ 1 = 0 ° and Δφ = 180 °. In FIG. 16, the φ i axis representing the phase of the RF pulse is set so that the x axis and the −x axis (axis shifted by 180 ° from the x axis) appear alternately.
更に、図17には、φ1=0°、Δφ=45°の場合におけるRFパルスの位相が示されている。図17では、RFパルスの位相は45°ずつ増加するように設定される。 Further, FIG. 17 shows the phase of the RF pulse when φ 1 = 0 ° and Δφ = 45 °. In FIG. 17, the phase of the RF pulse is set to increase by 45 °.
図18は、シーケンスSQ3の作用の説明図である。
シーケンスSQ3では、先ず、パルスセットV1が実行される。パルスセットV1では、RFパルスw1が印加される。RFパルスw1が印加されることにより、磁化ベクトルは、φ1軸(φ1=0°)を中心にしてα1(0°<α1<90°)回転する。そして、RFパルスw1が印加された後に、勾配パルスGzが印加される。勾配パルスGzが印加されることにより、磁化ベクトルの位相が分散する。
FIG. 18 is an explanatory diagram of the operation of the sequence SQ3.
In a sequence SQ3, firstly, the pulse set V 1 is executed. The pulse set V 1, RF pulses w 1 is applied. By applying the RF pulse w 1 , the magnetization vector rotates α 1 (0 ° <α 1 <90 °) about the φ 1 axis (φ 1 = 0 °). Then, after the RF pulse w 1 is applied, the gradient pulse Gz is applied. By applying the gradient pulse Gz, the phase of the magnetization vector is dispersed.
以下同様に、パルスセットV2〜Vnが順に実行される。したがって、シーケンスSQ3では、位相を分散させるための勾配パルスGzが繰り返し印加される。シーケンスSQ3が実行されている間、静止組織は動かないので、どのパルスセットが実行されても、静止組織に印加される勾配パルスGzの大きさは同じである。また、細い血管を流れる血液b2は流速が遅いので、シーケンスSQ3の実行中における血液b2の移動距離は短い。したがって、シーケンスSQ3が実行されている間、細い血管を流れる血液b2に印加される勾配パルスGzの大きさはあまり変化しない。一方、太い血管を流れる血液b1は流速が速いので、シーケンスSQ3の実行中における血液b1の移動距離は長い。したがって、シーケンスSQ3が実行されている間、太い血管を流れる血液b1に印加される勾配パルスGzの大きさは時間とともに大きく変化する。したがって、シーケンスSQ3を実行することにより、静止組織(例えば、白質や灰白質)や細い血管を流れる血液b2の位相はできるだけ分散させずに、太い血管を流れる血液b1の位相はできるだけ分散させることができる。これにより、流速の遅い血液b2は高信号にし、一方、流速の速い血液b1を低信号にすることが可能となる。 Similarly, the pulse sets V 2 to V n are sequentially executed. Therefore, in the sequence SQ3, the gradient pulse Gz for dispersing the phase is repeatedly applied. Since the stationary tissue does not move while the sequence SQ3 is executed, the magnitude of the gradient pulse Gz applied to the stationary tissue is the same regardless of which pulse set is executed. Moreover, since the blood b2 flowing through the thin blood vessel has a low flow velocity, the moving distance of the blood b2 during the execution of the sequence SQ3 is short. Therefore, while the sequence SQ3 is being executed, the magnitude of the gradient pulse Gz applied to the blood b2 flowing through the thin blood vessel does not change much. On the other hand, since the blood b1 flowing through the thick blood vessel has a high flow velocity, the moving distance of the blood b1 during execution of the sequence SQ3 is long. Therefore, while the sequence SQ3 is being executed, the magnitude of the gradient pulse Gz applied to the blood b1 flowing through the thick blood vessel changes greatly with time. Therefore, by executing the sequence SQ3, the phase of the blood b1 flowing through the thick blood vessel can be dispersed as much as possible while the phase of the blood b2 flowing through the stationary tissue (for example, white matter or gray matter) or the thin blood vessel is dispersed as much as possible. it can. As a result, the blood b2 having a low flow rate can have a high signal, while the blood b1 having a high flow rate can have a low signal.
ただし、勾配パルスGzの面積が大きすぎると、流速の速い血液b1だけでなく、流速の遅い血液b2の位相も十分に分散するので、流速の速い血液b1と、流速の遅い血液b2の両方が低信号になる恐れがある。一方、勾配パルスGzの面積が小さすぎると、流速の速い血液b1の位相があまり分散しなくなるので、流速の遅い血液b2と流速の速い血液b1の両方が高信号になる恐れがある。したがって、勾配パルスGzの面積は、以下の条件(1)および(2)を満たすように設定されている。
(1)流速の遅い血液の位相はできるだけ分散しないようにする。
(2)流速の速い血液の位相はできるだけ分散させる。
However, if the area of the gradient pulse Gz is too large, not only the blood b1 having a high flow rate but also the phase of the blood b2 having a low flow rate is sufficiently dispersed, so that both the blood b1 having a high flow rate and the blood b2 having a low flow rate are present. There is a risk of low signal. On the other hand, if the area of the gradient pulse Gz is too small, the phase of the blood b1 having a high flow rate is not dispersed so much that both the blood b2 having a low flow rate and the blood b1 having a high flow rate may have a high signal. Therefore, the area of the gradient pulse Gz is set so as to satisfy the following conditions (1) and (2).
(1) The phase of blood with a slow flow rate should not be dispersed as much as possible.
(2) Disperse the phase of blood with a high flow rate as much as possible.
上記の条件(1)および(2)を満たす勾配パルスGzの面積は、被検体を撮影する前に予め決定されている。勾配パルスGzの面積の決定方法としては、シーケンスSQ3の勾配パルスGzの面積を変更しながら、スキャンを繰り返し実行し、スキャンを繰り返し実行することにより得られた複数の画像を参考にする方法がある。これらの複数の画像を参考にすることにより、条件(1)および(2)の両方を満足するのに適した勾配パルスGzの面積を決定することができる。 The area of the gradient pulse Gz that satisfies the above conditions (1) and (2) is determined in advance before imaging the subject. As a method for determining the area of the gradient pulse Gz, there is a method in which the scan is repeatedly executed while the area of the gradient pulse Gz of the sequence SQ3 is changed, and a plurality of images obtained by repeatedly executing the scan are referred to. . By referring to these plural images, it is possible to determine the area of the gradient pulse Gz suitable for satisfying both of the conditions (1) and (2).
シーケンスSQ3の時間長は、数百msec(例えば、200msec)にすることができる。シーケンスSQ3の一例としては、ダンテ(DANTE)シーケンスを用いることができる。シーケンスSQ3により位相分散を行った後、パルスセットInv2が実行される。パルスセットInv2は、パルスセットInv1と同じである。したがって、パルスセットInv2を実行することにより、パルスセットInv1と同様に、領域R1(図13参照)が選択励起され、領域R1内の各組織の縦磁化を反転させることができる。パルスセットInv2を印加した後、データ収集シーケンスDAQi(第3のシーケンスに相当する)を実行する。パルスセットInv2とデータ収集シーケンスDAQiとの間には、待ち時間が設けられている。この待ち時間は、背景組織の縦磁化ができるだけゼロに近い値を有するときにデータ収集シーケンスDAQiが開始されるように設定されている。データ収集シーケンスDAQiを実行することにより、イメージング領域からイメージングデータが収集される。 The time length of the sequence SQ3 can be several hundred msec (for example, 200 msec). As an example of the sequence SQ3, a DANTE sequence can be used. After performing phase dispersion by the sequence SQ3, the pulse set Inv2 is executed. The pulse set Inv2 is the same as the pulse set Inv1. Therefore, by executing the pulse set Inv2, similarly to the pulse set Inv1, the region R1 (see FIG. 13) is selectively excited, and the longitudinal magnetization of each tissue in the region R1 can be reversed. After applying the pulse set Inv2, the data acquisition sequence DAQi (corresponding to the third sequence) is executed. A waiting time is provided between the pulse set Inv2 and the data acquisition sequence DAQi. This waiting time is set so that the data acquisition sequence DAQi is started when the longitudinal magnetization of the background tissue has a value as close to zero as possible. By executing the data acquisition sequence DAQi, imaging data is acquired from the imaging region.
シーケンスセグメントAiは、上記のように構成されている。本形態では、本スキャンMSは、m個のシーケンスセグメントA1〜Amを含んでいる。したがって、本スキャンMSを実行することにより、m個のデータ収集セグメントDAQ1〜DAQmが実行される。データ収集セグメントDAQ1〜DAQmの各々は、k空間の一部のイメージングデータを収集する。本形態では、シーケンスセグメントA1〜Anにより、ラベリングが行われたときのイメージングデータが収集される。 The sequence segment Ai is configured as described above. In the present embodiment, the main scan MS includes m sequence segments A1 to Am. Accordingly, m data collection segments DAQ1 to DAQm are executed by executing the main scan MS. Each of the data collection segments DAQ1 to DAQm collects a part of k-space imaging data. In this embodiment, imaging data when labeling is performed is collected by the sequence segments A1 to An.
図19は、シーケンスセグメントAiを実行することによりイメージング領域SBから得られる信号の説明図である。
シーケンスセグメントAiでは、ラベリングシーケンスSQ2は、ラベリング領域SL内の血液の縦磁化ができるだけ小さくなるように、血液のスピンのラベリングを行う。したがって、ラベリングシーケンスSQ2を実行することにより、ラベリング領域SLから、縦磁化の小さい血液b0が流出し、イメージング領域SBに流入する。また、シーケンスセグメントAiでは、ラベリングシーケンスSQ2を実行した後、データ収集シーケンスDAQiの前に、シーケンスSQ3が実行される。シーケンスSQ3は、領域R2内の流速の遅い血液(例えば、血液b2)の位相はあまり分散しないが、領域R2内の流速の速い血液(例えば、血液b1)の位相を十分に分散するように構成されている。したがって、データ収集シーケンスDAQiが実行される前に、太い血管を流れる血液b1の磁化を更に小さくすることができる。
FIG. 19 is an explanatory diagram of signals obtained from the imaging region SB by executing the sequence segment Ai.
In the sequence segment Ai, the labeling sequence SQ2 performs blood spin labeling so that the longitudinal magnetization of blood in the labeling region SL is as small as possible. Therefore, by executing the labeling sequence SQ2, blood b0 having a small longitudinal magnetization flows out from the labeling region SL and flows into the imaging region SB. In the sequence segment Ai, the sequence SQ3 is executed after the labeling sequence SQ2 and before the data collection sequence DAQi. The sequence SQ3 is configured to sufficiently disperse the phase of blood (for example, blood b1) having a high flow rate in the region R2, although the phase of blood (for example, blood b2) having a low flow rate in the region R2 does not disperse very much. Has been. Therefore, before the data collection sequence DAQi is executed, the magnetization of the blood b1 flowing through the thick blood vessel can be further reduced.
また、シーケンスセグメントAiでは、背景組織(例えば、白質、灰白質)の信号を小さくするためのパルスセットInv1およびInv2が実行されるので、データ収集シーケンスDAQiが実行される前に、背景組織の縦磁化を小さくすることもできる。 In the sequence segment Ai, since the pulse sets Inv1 and Inv2 for reducing the signal of the background tissue (for example, white matter and gray matter) are executed, before the data acquisition sequence DAQi is executed, Magnetization can also be reduced.
このように、シーケンスセグメントAiでは、ラベリングシーケンスSQ2が実行される。ラベリングシーケンスSQ2は、ラベリング領域SL内の血液の縦磁化が十分に小さくなるように、血液のスピンのラベリングを行う。したがって、イメージング領域SBには、縦磁化の小さい血液が流入する。そして、データ収集シーケンスDAQiの実行前に、シーケンスSQ3が実行される。シーケンスSQ3により、太い血管を流れる血液b1の位相が十分に分散される。また、パルスセットInv1およびInv2により、背景組織の信号を低減することができる。したがって、シーケンスセグメントAiを実行することにより、細い血管を流れる血液b2の信号値が比較的小さく、背景組織および太い血管を流れる血液b1の信号値が更に小さいイメージングデータが得られる。
次に、シーケンスセグメントB1〜Bmについて説明する。
Thus, the labeling sequence SQ2 is executed in the sequence segment Ai. The labeling sequence SQ2 labels the spin of blood so that the longitudinal magnetization of the blood in the labeling region SL becomes sufficiently small. Accordingly, blood with a small longitudinal magnetization flows into the imaging region SB. Then, before the data collection sequence DAQi is executed, the sequence SQ3 is executed. By the sequence SQ3, the phase of the blood b1 flowing through the thick blood vessel is sufficiently dispersed. Further, the signals of the background tissue can be reduced by the pulse sets Inv1 and Inv2. Therefore, by executing the sequence segment Ai, imaging data is obtained in which the signal value of the blood b2 flowing through the thin blood vessel is relatively small and the signal value of the blood b1 flowing through the background tissue and the thick blood vessel is still smaller.
Next, the sequence segments B1 to Bm will be described.
図20は、シーケンスセグメントB1〜Bmの説明図である。
図20では、i番目のシーケンスセグメントをBiで示してある。iは、i=1〜mの整数の値である。したがって、例えば、i=1の場合、シーケンスセグメントBiは、シーケンスセグメントB1を表しており、i=mの場合、シーケンスセグメントBiは、シーケンスセグメントBmを表している。
FIG. 20 is an explanatory diagram of the sequence segments B1 to Bm.
In FIG. 20, the i-th sequence segment is indicated by Bi. i is an integer value of i = 1 to m. Therefore, for example, when i = 1, the sequence segment Bi represents the sequence segment B1, and when i = m, the sequence segment Bi represents the sequence segment Bm.
シーケンスセグメントBiは、Pre SatシーケンスSQ1、コントロールシーケンスSQ20、パルスセットInv1、シーケンスSQ3、パルスセットInv2、およびデータ収集シーケンスDAQiを有している。以下、これらのシーケンスおよびパルスセットについて順に説明する。 The sequence segment Bi has a Pre Sat sequence SQ1, a control sequence SQ20, a pulse set Inv1, a sequence SQ3, a pulse set Inv2, and a data acquisition sequence DAQi. Hereinafter, these sequences and pulse sets will be described in order.
尚、シーケンスセグメントBiは、シーケンスセグメントAiと比較すると、ラベリングシーケンスSQ2の代わりに、コントロールシーケンスSQ20を備えている点が異なっているが、その他のシーケンスおよびパルスセットは、シーケンスセグメントAiと同じである。したがって、シーケンスセグメントBiの説明に当たっては、コントロールシーケンスSQ20について主に説明する。 The sequence segment Bi is different from the sequence segment Ai in that it includes a control sequence SQ20 instead of the labeling sequence SQ2, but the other sequences and pulse sets are the same as the sequence segment Ai. . Therefore, in describing the sequence segment Bi, the control sequence SQ20 will be mainly described.
図21は、コントロールシーケンスSQ20の説明図である。
コントロールシーケンスSQ20(第4のシーケンスに相当する)は、ラベリング領域SLを流れる血液b0のスピンに磁気的なラベリングを行わないシーケンスである。コントロールシーケンスSQ20は、パルスセットE1およびE2を有している。パルスセットE1とパルスセットE2は交互に実行される。パルスセットE1は、ラベリングシーケンスSQ2のパルスセットE1(図11参照)と同じである。したがって、パルスセットE1の説明は省略し、パルスセットE2について説明する。
FIG. 21 is an explanatory diagram of the control sequence SQ20.
The control sequence SQ20 (corresponding to the fourth sequence) is a sequence in which no magnetic labeling is performed on the spins of the blood b0 flowing through the labeling region SL. The control sequence SQ20 has pulse sets E1 and E2. The pulse set E1 and the pulse set E2 are executed alternately. The pulse set E1 is the same as the pulse set E1 (see FIG. 11) of the labeling sequence SQ2. Therefore, the description of the pulse set E1 is omitted, and the pulse set E2 will be described.
パルスセットE2は、RFパルスP22とスライス選択パルスGs2と補正勾配パルスGc2とを含んでいる。図21の下側には、RFパルスP22の位相φbを説明するための座標系(b)が示されている。z軸は静磁場方向を表している。ここでは、RFパルスP22の位相φbを表す軸(φb軸)は、−x軸(x軸に対して180°ずれた軸)に設定されている。 The pulse set E2 includes an RF pulse P22, a slice selection pulse Gs2, and a correction gradient pulse Gc2. A coordinate system (b) for explaining the phase φb of the RF pulse P22 is shown on the lower side of FIG. The z-axis represents the static magnetic field direction. Here, the axis (φb axis) representing the phase φb of the RF pulse P22 is set to the −x axis (axis shifted by 180 ° with respect to the x axis).
また、RFパルスP22は、RFパルスP21と同じフリップ角βを有している。したがって、RFパルスP22が印加されると、磁化ベクトルは、φb軸(−x軸)を中心としてフリップ角βだけ回転する。例えば、β=12°の場合、磁化ベクトルMは、φb軸の軸を中心としてβ=12°回転する。 The RF pulse P22 has the same flip angle β as that of the RF pulse P21. Therefore, when the RF pulse P22 is applied, the magnetization vector rotates about the φb axis (−x axis) by the flip angle β. For example, when β = 12 °, the magnetization vector M rotates β = 12 ° around the axis of the φb axis.
RFパルスP22およびスライス選択パルスGs2により、ラベリング領域SLが励起される。ラベリング領域SLの励起の直後に、スピンの位相ずれを戻すための補正勾配パルスGc2が印加される。 The labeling region SL is excited by the RF pulse P22 and the slice selection pulse Gs2. Immediately after the excitation of the labeling region SL, a correction gradient pulse Gc2 for returning the spin phase shift is applied.
パルスセットE2を実行することにより、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルをフリップ角βだけフリップさせることができる。 By executing the pulse set E2, the magnetization vector of the blood b0 in the labeling region SL can be flipped by the flip angle β.
図22は、コントロールシーケンスSQ20の作用の説明図である。
図22には、コントロールシーケンスSQ20の開始直前におけるラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMを説明するための座標系(c)が概略的に示されている。コントロールシーケンスSQ20の開始直前において、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMは、z軸方向を向いているとする。
FIG. 22 is an explanatory diagram of the operation of the control sequence SQ20.
FIG. 22 schematically shows a coordinate system (c) for explaining the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL immediately before the start of the control sequence SQ20. Immediately before the start of the control sequence SQ20, the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL is assumed to be in the z-axis direction.
パルスセットE1が実行されると、RFパルスP21により、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMは、軸φaを中心としてβだけフリップする(座標系(a)参照)。したがって、磁化ベクトルMは、z軸に対してβだけ傾く。パルスセットE1が実行された後、次のパルスセットE2が実行される。 When the pulse set E1 is executed, the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL is flipped by β around the axis φa by the RF pulse P21 (see the coordinate system (a)). Therefore, the magnetization vector M is inclined by β with respect to the z-axis. After the pulse set E1 is executed, the next pulse set E2 is executed.
パルスセットE2が実行されると、RFパルスP22により、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMは、軸φbを中心としてβだけフリップする(座標系(b)参照)。したがって、磁化ベクトルMは、z軸に対してβだけ傾いた位置から、z軸上の位置に戻る。 When the pulse set E2 is executed, the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL is flipped by β around the axis φb by the RF pulse P22 (see coordinate system (b)). Therefore, the magnetization vector M returns from the position inclined by β with respect to the z axis to the position on the z axis.
以下同様に、パルスセットE1およびE2が交互に実行される。したがって、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMは、パルスセットE1のRFパルスP21によりz軸に対してβだけ傾くが、パルスセットE2のRFパルスP22により、z軸上の位置に戻る。 Similarly, pulse sets E1 and E2 are executed alternately. Therefore, the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL is inclined by β with respect to the z axis by the RF pulse P21 of the pulse set E1, but returns to the position on the z axis by the RF pulse P22 of the pulse set E2.
このように、コントロールシーケンスSQ20では、パルスセットE1とE2とが交互に実行されるので、ラベリング領域SL内の血液b0の磁化ベクトルMは、z軸に対してβだけ傾いても、直ぐにz軸上の位置に戻る。したがって、コントロールシーケンスSQ20を実行することにより、ラベリング領域SL内の血液b0のスピンはラベリングされず、十分な大きさの縦磁化を有する血液b0がラベリング領域SLから流出する。コントロールシーケンスSQ20の時間長は、数秒(例えば、2秒)にすることができる。コントロールシーケンスSQ20を実行した後、シーケンスセグメントAiと同様に、パルスセットInv1、シーケンスSQ3(第5のシーケンスに相当する)、パルスセットInv2、およびデータ収集シーケンスDAQi(第6のシーケンスに相当する)が順に実行される。 As described above, in the control sequence SQ20, the pulse sets E1 and E2 are alternately executed. Therefore, even if the magnetization vector M of the blood b0 in the labeling region SL is inclined by β with respect to the z axis, the z axis is immediately Return to the upper position. Therefore, by executing the control sequence SQ20, the spin of the blood b0 in the labeling region SL is not labeled, and the blood b0 having a sufficiently large longitudinal magnetization flows out from the labeling region SL. The time length of the control sequence SQ20 can be several seconds (for example, 2 seconds). After executing the control sequence SQ20, the pulse set Inv1, the sequence SQ3 (corresponding to the fifth sequence), the pulse set Inv2, and the data acquisition sequence DAQi (corresponding to the sixth sequence) are similar to the sequence segment Ai. It is executed in order.
シーケンスセグメントBiは、上記のように構成されている。本形態では、本スキャンMSは、m個のシーケンスセグメントB1〜Bmを含んでいる。シーケンスセグメントB1〜Bmにより、ラベリングが行われないときのイメージングデータが収集される。 The sequence segment Bi is configured as described above. In the present embodiment, the main scan MS includes m sequence segments B1 to Bm. Imaging data when labeling is not performed is collected by the sequence segments B1 to Bm.
図23は、シーケンスセグメントBiを実行することによりイメージング領域SBから得られる信号の説明図である。
シーケンスセグメントBiでは、コントロールシーケンスSQ20は、ラベリング領域SL内の血液のスピンのラベリングを行っておらず、縦磁化ができるだけ小さくならないようにしている。したがって、コントロールシーケンスSQ20を実行することにより、ラベリング領域SLから、縦磁化の大きい血液b0が流出し、イメージング領域SBに流入する。また、シーケンスセグメントBiでは、コントロールシーケンスSQ20を実行した後、データ収集シーケンスDAQiの前に、シーケンスSQ3が実行される。シーケンスSQ3は、領域R2内の流速の遅い血液(例えば、血液b2)の位相はあまり分散しないが、領域R2内の流速の速い血液(例えば、血液b1)の位相を十分に分散するように構成されている。したがって、データ収集シーケンスDAQiが実行される前に、細い血管を流れる血液b2の磁化を、太い血管を流れる血液b1の磁化に対して十分に大きくすることができる。
FIG. 23 is an explanatory diagram of signals obtained from the imaging region SB by executing the sequence segment Bi.
In the sequence segment Bi, the control sequence SQ20 does not label the spin of blood in the labeling region SL, and prevents longitudinal magnetization from becoming as small as possible. Therefore, by executing the control sequence SQ20, the blood b0 having a large longitudinal magnetization flows out from the labeling region SL and flows into the imaging region SB. In the sequence segment Bi, after the control sequence SQ20 is executed, the sequence SQ3 is executed before the data collection sequence DAQi. The sequence SQ3 is configured to sufficiently disperse the phase of blood (for example, blood b1) having a high flow rate in the region R2, although the phase of blood (for example, blood b2) having a low flow rate in the region R2 does not disperse very much. Has been. Therefore, before the data acquisition sequence DAQi is executed, the magnetization of the blood b2 flowing through the thin blood vessel can be made sufficiently larger than the magnetization of the blood b1 flowing through the thick blood vessel.
更に、シーケンスセグメントBiでは、背景組織(例えば、白質、灰白質)の信号を小さくするためのパルスセットInv1およびInv2が実行されるので、データ収集シーケンスDAQiが実行される前に、背景組織の縦磁化を小さくすることもできる。 Further, in the sequence segment Bi, the pulse sets Inv1 and Inv2 for reducing the signal of the background tissue (for example, white matter and gray matter) are executed. Therefore, before the data acquisition sequence DAQi is executed, Magnetization can also be reduced.
このように、シーケンスセグメントBiでは、コントロールシーケンスSQ20が実行される。コントロールシーケンスSQ20は、ラベリング領域SL内の血液の縦磁化ができるだけ小さくならないようにしている。したがって、イメージング領域SBには、縦磁化の大きい血液が流入する。そして、データ収集シーケンスDAQiの実行前に、シーケンスSQ3が実行される。シーケンスSQ3により、太い血管を流れる血液b1の位相が十分に分散される。また、パルスセットInv1およびInv2により、背景組織の信号を低減することができる。したがって、シーケンスセグメントBiを実行することにより、細い血管を流れる血液b2の信号値が、背景組織および太い血管を流れる血液b1の信号値よりも大きいイメージングデータが得られる。 Thus, the control sequence SQ20 is executed in the sequence segment Bi. The control sequence SQ20 prevents the longitudinal magnetization of blood in the labeling region SL from becoming as small as possible. Therefore, blood with a large longitudinal magnetization flows into the imaging region SB. Then, before the data collection sequence DAQi is executed, the sequence SQ3 is executed. By the sequence SQ3, the phase of the blood b1 flowing through the thick blood vessel is sufficiently dispersed. Further, the signals of the background tissue can be reduced by the pulse sets Inv1 and Inv2. Therefore, by executing the sequence segment Bi, imaging data in which the signal value of the blood b2 flowing through the thin blood vessel is larger than the signal value of the blood b1 flowing through the background tissue and the thick blood vessel is obtained.
したがって、本形態では、本スキャンMSを実行することにより、シーケンスセグメントAiによるイメージングデータと、シーケンスセグメントBiによるイメージングデータとを得ることができる。上記のように、シーケンスセグメントAiで得られるイメージングデータでは、背景組織および太い血管を流れる血液b1の信号値だけでなく、細い血管を流れる血液b2の信号値も小さい(図19参照)。一方、シーケンスセグメントBiで得られるイメージングデータでは、細い血管を流れる血液b2の信号値は、背景組織および太い血管を流れる血液b1の信号値よりも十分に大きい(図23参照)。したがって、シーケンスセグメントAiおよびBiのイメージングデータを差分することにより、血液b2の信号はキャンセルされないが、背景組織の信号値をキャンセルすることができ、更に、太い血管を流れる血液b1の信号値もキャンセルすることができる。このため、背景組織および太い血管を流れる血液b1に対して、細い血管を流れる血液b1の信号が十分に大きい高品質の灌流画像を得ることが可能となる。 Therefore, in this embodiment, by executing the main scan MS, it is possible to obtain imaging data by the sequence segment Ai and imaging data by the sequence segment Bi. As described above, in the imaging data obtained in the sequence segment Ai, not only the signal value of the blood b1 flowing through the background tissue and the thick blood vessel but also the signal value of the blood b2 flowing through the thin blood vessel is small (see FIG. 19). On the other hand, in the imaging data obtained in the sequence segment Bi, the signal value of the blood b2 flowing through the thin blood vessel is sufficiently larger than the signal value of the blood b1 flowing through the background tissue and the thick blood vessel (see FIG. 23). Therefore, by subtracting the imaging data of the sequence segments Ai and Bi, the signal of the blood b2 is not canceled, but the signal value of the background tissue can be canceled, and the signal value of the blood b1 flowing through the thick blood vessel is also canceled. can do. For this reason, it is possible to obtain a high-quality perfusion image in which the signal of blood b1 flowing through a thin blood vessel is sufficiently larger than that of blood b1 flowing through a background tissue and a thick blood vessel.
以下に、ステップST4において灌流画像を生成するために実行されるフローの一例について説明する。 Below, an example of the flow performed in order to produce | generate a perfusion image in step ST4 is demonstrated.
図24は、ステップST4のフローの一例の説明図である。
ステップST41では、本スキャンMSが実行される。本スキャンMSを実行する場合、制御部5(図1参照)は、シーケンスセグメントA1〜AmおよびB1〜BmのRFパルスのデータ(フリップ角の情報(0°<αi<90°)などを含むデータ)を送信器6に送り、シーケンスセグメントA1〜AmおよびB1〜Bmの勾配パルスのデータ(勾配パルスの面積の情報などを含むデータ)を勾配磁場電源7に送る。送信器6は、制御部5から受け取ったデータに基づいてRFコイル24に電流を供給し、勾配磁場電源7は、制御部5から受け取ったデータに基づいて勾配コイル23に電流を供給する。したがって、RFコイル24はRFパルスを印加し、勾配コイル23は勾配パルスを印加する。本スキャンMSが実行されることにより、イメージング領域SBから、MR信号が発生する。MR信号は受信コイル4(図1参照)で受信される。受信コイル4は、MR信号を受信し、MR信号の情報を含むアナログ信号を出力する。受信器8は、受信コイル4から受け取った信号に対して、検波などの信号処理を行い、信号処理により得られたデータを処理装置9に出力する。
FIG. 24 is an explanatory diagram of an example of the flow of step ST4.
In step ST41, the main scan MS is executed. When executing the main scan MS, the control unit 5 (see FIG. 1) includes RF pulse data (flip angle information (0 ° <α i <90 °), etc.) of the sequence segments A1 to Am and B1 to Bm. Data) is sent to the transmitter 6, and gradient pulse data (data including information on the area of the gradient pulse) of the sequence segments A 1 to Am and B 1 to Bm is sent to the gradient magnetic field power source 7. The transmitter 6 supplies current to the RF coil 24 based on the data received from the control unit 5, and the gradient magnetic field power supply 7 supplies current to the gradient coil 23 based on the data received from the control unit 5. Therefore, the RF coil 24 applies an RF pulse, and the gradient coil 23 applies a gradient pulse. By executing the main scan MS, an MR signal is generated from the imaging region SB. The MR signal is received by the receiving coil 4 (see FIG. 1). The receiving coil 4 receives the MR signal and outputs an analog signal including information on the MR signal. The receiver 8 performs signal processing such as detection on the signal received from the receiving coil 4, and outputs data obtained by the signal processing to the processing device 9.
したがって、シーケンスセグメントA1〜AmおよびB1〜Bmの各々に対して、画像を再構成するためのイメージングデータを得ることができる。図25に、本スキャンMSにより得られたイメージングデータを概略的に示す。図25では、シーケンスセグメントAiにより得られたイメージングデータがDAi(i=1〜m)で示されており、一方、シーケンスセグメントBiにより得られたイメージングデータがDBi(i=1〜m)で示されている。本スキャンMSを実行した後、ステップST42に進む。 Therefore, imaging data for reconstructing an image can be obtained for each of the sequence segments A1 to Am and B1 to Bm. FIG. 25 schematically shows imaging data obtained by the main scan MS. In FIG. 25, the imaging data obtained by the sequence segment Ai is indicated by DAi (i = 1 to m), while the imaging data obtained by the sequence segment Bi is indicated by DBi (i = 1 to m). Has been. After executing the main scan MS, the process proceeds to step ST42.
図26は、ステップST42の説明図である。
ステップST42では、画像生成手段91が、イメージングデータDAiとイメージングデータDBiとを差分し、差分データDIiをフーリエ変換する。これにより、イメージング領域SBの灌流画像を得ることができる。
FIG. 26 is an explanatory diagram of step ST42.
In step ST42, the image generation means 91 performs a difference transformation between the imaging data DAi and the imaging data DBi, and Fourier transforms the difference data DIi. Thereby, a perfusion image of the imaging region SB can be obtained.
以上説明したように、本形態では、シーケンスSQ3が用いられている。シーケンスSQ3を用いることにより、高品質な灌流画像を得ることができるという効果がある。以下に、シーケンスSQ3を用いることにより、高品質な灌流画像が得られる理由について説明する。尚、この理由を説明するため、以下では、シーケンスSQ3を用いていないセグメントの例(以下、「比較例」と呼ぶ)について説明し、比較例と本形態との相違点を明確にすることにより、シーケンスSQ3の効果について説明する。 As described above, in this embodiment, the sequence SQ3 is used. By using the sequence SQ3, there is an effect that a high-quality perfusion image can be obtained. Hereinafter, the reason why a high-quality perfusion image can be obtained by using the sequence SQ3 will be described. In order to explain this reason, an example of a segment that does not use the sequence SQ3 (hereinafter referred to as “comparative example”) will be described below, and the difference between the comparative example and this embodiment will be clarified. The effect of sequence SQ3 will be described.
図27は、本形態のシーケンスセグメントAiと、比較例のシーケンスセグメントAiとを示す図であり、図28は、本形態のシーケンスセグメントBiと、比較例のシーケンスセグメントBiとを示す図である。先ず、図27について説明する。 FIG. 27 is a diagram showing a sequence segment Ai of this embodiment and a sequence segment Ai of a comparative example, and FIG. 28 is a diagram showing a sequence segment Bi of this embodiment and a sequence segment Bi of a comparative example. First, FIG. 27 will be described.
図27を参照すると、比較例のシーケンスセグメントAiは、シーケンスSQ3を備えておらず、シーケンスSQ3の代わりに、Inf SatシーケンスSQ31を有している。また、データ収集シーケンスDAQiの直前に、DWDE(diffusion-weighted driven-equilibrium)シーケンスSQ35が備えられている。 Referring to FIG. 27, the sequence segment Ai of the comparative example does not include the sequence SQ3, but includes the Inf Sat sequence SQ31 instead of the sequence SQ3. A DWDE (diffusion-weighted driven-equilibrium) sequence SQ35 is provided immediately before the data collection sequence DAQi.
Inf SatシーケンスSQ31は、ラベリング領域SLとイメージング領域SBとで挟まれた領域R3を流れる血液の縦磁化を小さくするためのシーケンスである。DWDEシーケンスSQ35は、RFパルス(90°パルスおよび180°パルス)と勾配パルス(G1、G2、およびG3)とを有している。DWDEシーケンスSQ35は、流速の遅い血液の磁化はできるだけ小さくならないが、流速の速い血液の磁化はできるだけ小さくなるように構成されたシーケンスである。 The Inf Sat sequence SQ31 is a sequence for reducing the longitudinal magnetization of blood flowing in the region R3 sandwiched between the labeling region SL and the imaging region SB. The DWDE sequence SQ35 has RF pulses (90 ° pulse and 180 ° pulse) and gradient pulses (G1, G2, and G3). The DWDE sequence SQ35 is a sequence configured such that the magnetization of blood with a low flow rate is not as small as possible, but the magnetization of blood with a high flow rate is as small as possible.
次に、図28について説明する。図28は、本形態のシーケンスセグメントBiと、比較例のシーケンスセグメントBiとを示す図である。 Next, FIG. 28 will be described. FIG. 28 is a diagram illustrating a sequence segment Bi of the present embodiment and a sequence segment Bi of a comparative example.
図28を参照すると、比較例のシーケンスセグメントBiは、シーケンスSQ3を備えておらず、シーケンスSQ3の代わりに、Inf SatシーケンスSQ31を有している。また、データ収集シーケンスDAQiの直前に、DWDEシーケンスSQ35が備えられている。 Referring to FIG. 28, the sequence segment Bi of the comparative example does not include the sequence SQ3, but includes the Inf Sat sequence SQ31 instead of the sequence SQ3. A DWDE sequence SQ35 is provided immediately before the data collection sequence DAQi.
本形態におけるシーケンスセグメントAiおよびBiの代わりに、比較例のシーケンスセグメントAiおよびBiを実行しても、イメージングデータDAiおよびDBi(図25参照)を得ることができる。したがって、イメージングデータDAiおよびDBiの差分データを求め、差分データをフーリエ変換することにより、背景組織および太い血管を流れる血液b2に対して、細い血管を流れる血液b1の信号が大きい灌流画像を得ることができる。しかし、比較例のシーケンスセグメントAiおよびBiを用いた場合、以下のような問題がある。 The imaging data DAi and DBi (see FIG. 25) can be obtained by executing the sequence segments Ai and Bi of the comparative example instead of the sequence segments Ai and Bi in the present embodiment. Therefore, by obtaining difference data between the imaging data DAi and DBi and performing Fourier transform on the difference data, a perfusion image in which the signal of the blood b1 flowing through the thin blood vessel is larger than the blood b2 flowing through the background tissue and the thick blood vessel is obtained. Can do. However, when the sequence segments Ai and Bi of the comparative example are used, there are the following problems.
図29は、比較例の問題点の説明図である。
比較例では、データ収集シーケンスDAQiの前に、DWDEシーケンスSQ35が実行される。DWDEシーケンスSQ35は、90°パルスおよび180°パルスを有している。したがって、DWDEシーケンスSQ35の90°パルスが印加された場合、イメージング領域SB内のどの部分であっても、理想的には、血液のスピンは90°だけフリップするはずである。しかし、実際には、B1不均一により、イメージング領域SB内では、血液のスピンは必ずしも90°フリップするわけではなく、90°よりも小さい角度(例えば、80°)だけフリップするものもあれば、90°よりも大きい角度(例えば、100°)だけフリップするものも存在する。例えば、図29の下側に示すように、90°パルスを印加したが、領域r1、r2、r3、およびr4において、実際のフリップ角が、それぞれ90°、80°、100°、および100°になることがある。
FIG. 29 is an explanatory diagram of problems in the comparative example.
In the comparative example, the DWDE sequence SQ35 is executed before the data collection sequence DAQi. The DWDE sequence SQ35 has a 90 ° pulse and a 180 ° pulse. Therefore, when the 90 ° pulse of the DWDE sequence SQ35 is applied, the blood spin should ideally be flipped by 90 ° in any part of the imaging region SB. However, in reality, due to the non-uniformity of B1, in the imaging region SB, the spin of blood does not always flip 90 °, and there are some that flip by an angle smaller than 90 ° (for example, 80 °), Some flip by an angle greater than 90 ° (eg, 100 °). For example, as shown in the lower side of FIG. 29, a 90 ° pulse was applied, but in the regions r1, r2, r3, and r4, the actual flip angles were 90 °, 80 °, 100 °, and 100 °, respectively. May be.
また、DWDEシーケンスSQ35の180°パルスが印加された場合、イメージング領域SB内のどの部分であっても、理想的には、血液のスピンは180°だけフリップするはずである。しかし、実際には、B1不均一により、イメージング領域SB内では、血液のスピンは必ずしも180°フリップするわけではなく、180°よりも小さい角度(例えば、160°)だけフリップするものもあれば、180°よりも大きい角度(例えば、200°)だけフリップするものも存在する。例えば、図29の下側に示すように、180°パルスを印加したが、領域r1、r2、r3、およびr4において、実際のフリップ角が、それぞれ180°、160°、200°、および200°になることがある。したがって、イメージング領域SB内において、B1不均一により実際のフリップ角のばらつきが大きくなり、イメージング領域SB内において、血液b1の信号の均一な抑制効果を得ることが難しいという問題がある。 When the 180 ° pulse of the DWDE sequence SQ35 is applied, the blood spin should ideally be flipped by 180 ° in any part of the imaging region SB. However, in reality, due to the non-uniformity of B1, in the imaging region SB, the spin of blood does not always flip 180 °, and there are some that flip by an angle smaller than 180 ° (for example, 160 °), Some flip by an angle greater than 180 ° (eg, 200 °). For example, as shown in the lower side of FIG. 29, a 180 ° pulse was applied, but in the regions r1, r2, r3, and r4, the actual flip angles were 180 °, 160 °, 200 °, and 200 °, respectively. May be. Accordingly, there is a problem that in the imaging region SB, variation in actual flip angle becomes large due to nonuniformity of B1, and it is difficult to obtain a uniform suppression effect on the signal of blood b1 in the imaging region SB.
これに対し、本形態では、DWDEシーケンスSQ35は使われておらず、シーケンスSQ3が使用されている。シーケンスSQ3では、RFパルスのフリップ角αiは0°<αi<90°を満たすように設定されている。例えば、αi=12°である。したがって、シーケンスSQ3のRFパルスのフリップ角αiは、DWDEシーケンスSQ35のRFパルスのフリップ角(90°および180°)よりも小さい値に設定されている。このため、本形態では、B1不均一によるイメージング領域SB内のフリップ角のばらつきを小さくすることができるので、イメージング領域SB内において、血液b1の信号をできるだけ均一に抑制することができる。 On the other hand, in this embodiment, the DWDE sequence SQ35 is not used and the sequence SQ3 is used. In the sequence SQ3, the flip angle α i of the RF pulse is set so as to satisfy 0 ° <α i <90 °. For example, α i = 12 °. Therefore, the flip angle α i of the RF pulse of sequence SQ3 is set to a value smaller than the flip angle (90 ° and 180 °) of the RF pulse of DWDE sequence SQ35. For this reason, in this embodiment, since the variation of the flip angle in the imaging region SB due to the nonuniformity of B1 can be reduced, the signal of the blood b1 can be suppressed as uniformly as possible in the imaging region SB.
また、シーケンスSQ3の勾配パルスGzの面積は、流速の遅い血液b2の位相はできるだけ分散せず、流速の速い血液b1の位相はできるだけ分散するように設定されている。したがって、シーケンスセグメントBiを実行する場合、流速の遅い血液b2を流速の速い血液b1よりも十分に高信号にすることができる。このため、シーケンスセグメントAiにより得られたイメージングデータDAiと、シーケンスセグメントBiにより得られたイメージングデータDBiとを差分し、差分データをフーリエ変換することにより、高品質な灌流画像を得ることができる。 Further, the area of the gradient pulse Gz in the sequence SQ3 is set so that the phase of the blood b2 having a low flow rate is not dispersed as much as possible, and the phase of the blood b1 having a high flow rate is dispersed as much as possible. Therefore, when the sequence segment Bi is executed, the blood b2 having a low flow rate can be made to have a sufficiently higher signal than the blood b1 having a high flow rate. For this reason, the imaging data DAi obtained by the sequence segment Ai and the imaging data DBi obtained by the sequence segment Bi are subtracted, and a high-quality perfusion image can be obtained by Fourier transforming the difference data.
また、本形態では、シーケンスSQ3のRFパルスwiの位相は、式(1)を満たすように設定されている。したがって、RFパルスwiの位相は、Δφずつ増加する。RFパルスwiの位相をΔφずつ増加させることにより、灌流画像に現れるアーチファクトを低減することができる。尚、シーケンスSQ3のRFパルスwiの位相をΔφずつ増加させずに、RFパルスwiの位相がランダムに変更するようにしてもよい。ただし、RFパルスwiをランダムに変更した場合、灌流画像に現れるアーチファクトを低減することが難しい場合があるので、RFパルスwiの位相は式(1)を満たすように設定することが望ましい。 Further, in this embodiment, the RF pulse w i of the sequence SQ3 phase is set so as to satisfy the equation (1). Therefore, the phase of the RF pulse w i increases by Δφ. By increasing the phase of the RF pulse w i by Δφ, artifacts appearing in the perfusion image can be reduced. Note that the phase of the RF pulse w i may be randomly changed without increasing the phase of the RF pulse w i in the sequence SQ3 by Δφ. However, when the RF pulse w i is randomly changed, it may be difficult to reduce artifacts appearing in the perfusion image. Therefore, it is desirable to set the phase of the RF pulse w i so as to satisfy Expression (1).
尚、本形態では、シーケンスSQ3は、パルスセットInv1とInv2との間に設けられている。しかし、シーケンスSQ3は、必ずしもパルスセットInv1とInv2との間に設ける必要はない。図30は、シーケンスSQ3を、パルスセットInv1とInv2との間に設けるのではなく、パルスセットInv2とデータ収集シーケンスDAQiとの間に設けた例を示す図である。尚、図30では、シーケンスセグメントAiにおいて、パルスセットInv1とInv2との間には、Inf SatシーケンスSQ31(第7のシーケンスに相当する)が設けられており、シーケンスセグメントBiにおいて、パルスセットInv1とInv2との間には、Inf SatシーケンスSQ31(第8のシーケンスに相当する)が設けられている。図30でも、シーケンスSQ3が用いられているので、血流の抑制効果のばらつきが低減された灌流画像を得ることができる。 In this embodiment, the sequence SQ3 is provided between the pulse sets Inv1 and Inv2. However, the sequence SQ3 is not necessarily provided between the pulse sets Inv1 and Inv2. FIG. 30 is a diagram illustrating an example in which the sequence SQ3 is not provided between the pulse sets Inv1 and Inv2, but is provided between the pulse set Inv2 and the data acquisition sequence DAQi. In FIG. 30, an Inf Sat sequence SQ31 (corresponding to the seventh sequence) is provided between the pulse sets Inv1 and Inv2 in the sequence segment Ai. In the sequence segment Bi, the pulse set Inv1 and Between Inv2, an Inf Sat sequence SQ31 (corresponding to an eighth sequence) is provided. Also in FIG. 30, since the sequence SQ3 is used, it is possible to obtain a perfusion image in which variation in the blood flow suppression effect is reduced.
また、本形態では、シーケンスセグメントAiおよびBiの各々は、1つのシーケンスSQ3を有している。しかし、シーケンスセグメントAiおよびBiの各々に、2つ以上のシーケンスSQ3が含まれていてもよい。図31は、シーケンスセグメントAiおよびBiの各々に、2つのシーケンスSQ3が含まれている例が示されている。シーケンスセグメントAiおよびBiの各々に、複数のシーケンスSQ3を設けることにより、より高品質な灌流画像を得ることが可能となる。 In this embodiment, each of sequence segments Ai and Bi has one sequence SQ3. However, two or more sequences SQ3 may be included in each of the sequence segments Ai and Bi. FIG. 31 shows an example in which two sequences SQ3 are included in each of the sequence segments Ai and Bi. By providing a plurality of sequences SQ3 in each of the sequence segments Ai and Bi, a higher quality perfusion image can be obtained.
本形態では、パルスセットInv1およびInv2は、領域R1を選択的に励起するために勾配パルスGinを有している(図13参照)。しかし、勾配パルスGinを備えずに、RFパルスPinのみを用いて、領域R1を非選択的に励起してもよい。また、本形態では、RFパルスPinは、90°パルスであるが、背景組織の信号を低減できるのであれば、90°パルスとは異なるRFパルス(例えば、85°パルス)を用いてもよい。更に、十分な品質の灌流画像を得ることができるのであれば、パルスセットInv1およびInv2の両方又は一方を備えなくてもよい。 In this embodiment, the pulse sets Inv1 and Inv2 have a gradient pulse Gin to selectively excite the region R1 (see FIG. 13). However, the region R1 may be excited non-selectively using only the RF pulse Pin without providing the gradient pulse Gin. In this embodiment, the RF pulse Pin is a 90 ° pulse, but an RF pulse different from the 90 ° pulse (for example, an 85 ° pulse) may be used as long as the background tissue signal can be reduced. Furthermore, if sufficient quality perfusion images can be obtained, the pulse sets Inv1 and / or Inv2 need not be provided.
本形態では、シーケンスセグメントAiにより得られたイメージングデータDAiと、シーケンスセグメントBiにより得られたイメージングデータDBiとを差分し、差分データをフーリエ変換することにより、灌流画像を得ている。しかし、シーケンスセグメントAiにより得られたイメージングデータDAiをフーリエ変換することにより画像aを生成するとともに、シーケンスセグメントBiにより得られたイメージングデータDBiをフーリエ変換することにより画像bを生成し、画像aと画像bとを差分することにより、灌流画像を得てもよい。 In this embodiment, the perfusion image is obtained by subtracting the imaging data DAi obtained by the sequence segment Ai and the imaging data DBi obtained by the sequence segment Bi, and Fourier-transforming the difference data. However, the imaging data DAi obtained by the sequence segment Ai is Fourier-transformed to generate an image a, and the imaging data DBi obtained by the sequence segment Bi is Fourier-transformed to generate an image b. A perfusion image may be obtained by subtracting the image b.
本形態のシーケンスSQ3で使用されているRFパルスのフリップ角α1〜αn(図14参照)は、0°<αi<90°の条件を満たすのであれば、同じ値に設定されてもよいし、異なる値に設定されてもよい。しかし、より高品質な灌流画像を得るためには、フリップ角α1〜αnは同じ値であることが望ましい。αiは、例えば、7°〜12°の間の角度に設定することができる。また、より高品質な灌流画像を得るためには、シーケンスセグメントAiのシーケンスSQ3のRFパルスのフリップ角αiは、シーケンスセグメントBiのシーケンスSQ3のRFパルスのフリップ角αiと同じ値に設定することが望ましい。ただし、十分な品質の灌流画像が得られるのであれば、シーケンスセグメントAiのシーケンスSQ3のRFパルスのフリップ角αiは、必ずしも、シーケンスセグメントBiのシーケンスSQ3のRFパルスのフリップ角αiと同じ値でなくてもよい。 The flip angles α 1 to α n (see FIG. 14) of the RF pulse used in the sequence SQ3 of this embodiment may be set to the same value as long as the condition of 0 ° <α i <90 ° is satisfied. It may be set to a different value. However, in order to obtain a higher quality perfusion image, it is desirable that the flip angles α 1 to α n have the same value. α i can be set to an angle between 7 ° and 12 °, for example. In order to obtain a higher-quality perfusion image, the flip angle α i of the RF pulse of the sequence SQ3 of the sequence segment Ai is set to the same value as the flip angle α i of the RF pulse of the sequence SQ3 of the sequence segment Bi. It is desirable. However, if a perfusion image of sufficient quality is obtained, the flip angle α i of the RF pulse of the sequence SQ3 of the sequence segment Ai is not necessarily the same value as the flip angle α i of the RF pulse of the sequence SQ3 of the sequence segment Bi. Not necessarily.
本形態では、シーケンスセグメントAiとシーケンスセグメントBiとが交互に現れるように本スキャンMSが実行されている。しかし、シーケンスセグメントAiとシーケンスセグメントBiの順序は、シーケンスセグメントAiとシーケンスセグメントBiとが交互に現れる順序に限定されることはなく、任意の順序が可能である。例えば、シーケンスセグメントA1〜Amを実行した後に、シーケンスセグメントB1〜Bmを実行してもよい。 In this embodiment, the main scan MS is executed so that the sequence segment Ai and the sequence segment Bi appear alternately. However, the order of sequence segment Ai and sequence segment Bi is not limited to the order in which sequence segment Ai and sequence segment Bi appear alternately, and any order is possible. For example, the sequence segments B1 to Bm may be executed after the sequence segments A1 to Am are executed.
本形態では、シーケンスSQ3のパルスセットViのRFパルスwiは非選択パルスであり、非選択パルスのRFパルスwiを用いて領域R2(図14参照)を励起している。しかし、RFパルスwiは、領域R2を選択励起するための選択パルスであってもよい。また、十分な品質の灌流画像を得ることができるのであれば、イメージング領域SBは励起するが、ラベリング領域SLは励起しないように、RFパルスwiを構成することも可能である。 In this embodiment, the RF pulse w i of the pulse set V i of the sequence SQ3 is a non-selection pulse, and the region R2 (see FIG. 14) is excited using the RF pulse w i of the non-selection pulse. However, the RF pulse w i may be a selection pulse for selectively exciting the region R2. Further, if it is possible to obtain a sufficient quality of the perfusion image, the imaging area SB is excited, the labeling region SL is not to excite, it is also possible to configure the RF pulse w i.
1 MR装置
2 マグネット
3 テーブル
3a クレードル
4 受信コイル
5 制御部
6 送信器
7 勾配磁場電源
8 受信器
9 処理装置
10 記憶部
11 操作部
12 表示部
13 被検体
21 収容空間
22 超伝導コイル
23 勾配コイル
24 RFコイル
91 画像生成手段
92 設定手段
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 MR apparatus 2 Magnet 3 Table 3a Cradle 4 Receiving coil 5 Control part 6 Transmitter 7 Gradient magnetic field power supply 8 Receiver 9 Processing apparatus 10 Memory | storage part 11 Operation part 12 Display part 13 Subject 21 Storage space 22 Superconducting coil 23 Gradient coil 24 RF coil 91 Image generation means 92 Setting means
Claims (9)
血液が前記第1の領域に流入する前に、前記血液のスピンのラベリングを行うための第2の領域を設定する設定手段と、
前記第1の領域の画像を取得するためのイメージングシーケンスを実行するスキャン手段であって、
前記第2の領域内の血液のスピンのラベリングを行う第1のシーケンスと、
前記第1のシーケンスの後に実行される第2のシーケンスであって、前記第1の領域を励起するための第1のRFパルスと、前記第1の領域を流れる第1の血液のスピンの位相が、前記第1の血液よりも遅い流速で前記第1の領域を流れる第2の血液のスピンの位相よりも分散するように、前記第1の領域内の血液のスピンの位相を分散させるための第1の勾配パルスとを含む第1のパルスセットを複数有する第2のシーケンスと、
前記第2のシーケンスが実行された後で前記第1の領域のデータを収集するための第3のシーケンスと、
を含む第1のシーケンスセグメント、および
前記第2の領域内の血液のスピンのラベリングを行わない第4のシーケンスと、
前記第4のシーケンスの後に実行される第5のシーケンスであって、前記第1の領域を励起するための第2のRFパルスと、前記第1の領域を流れる第3の血液のスピンの位相が、前記第3の血液よりも遅い流速で前記第1の領域を流れる第4の血液のスピンの位相よりも分散するように、前記第1の領域内の血液のスピンの位相を分散させるための第2の勾配パルスとを含む第2のパルスセットを複数有する第5のシーケンスと、
前記第5のシーケンスが実行された後で前記第1の領域のデータを収集するための第6のシーケンスと、
を含む第2のシーケンスセグメント、
を有するイメージングシーケンスを実行するスキャン手段と、
前記スキャン手段を制御する制御部と、
前記イメージングシーケンスを実行することにより得られたデータに基づいて、前記第1の領域の画像を生成する画像生成手段と、
を有し、
前記制御部は、
前記第1のシーケンスセグメントにおいて、前記第2のシーケンスが有する複数の第1のパルスセットの各々の前記第1のRFパルスのフリップ角が0°よりも大きく90°よりも小さい値を有し、
前記第2のシーケンスセグメントにおいて、前記第5のシーケンスが有する複数の第2のパルスセットの各々の前記第2のRFパルスのフリップ角が0°よりも大きく90°よりも小さい値を有するように、前記スキャン手段を制御する、磁気共鳴装置。 A magnetic resonance apparatus for acquiring an image of a first region containing blood,
Setting means for setting a second region for labeling the spin of blood before blood flows into the first region;
Scanning means for executing an imaging sequence for acquiring an image of the first region,
A first sequence for labeling spins of blood in the second region;
A second sequence executed after the first sequence, the first RF pulse for exciting the first region and the phase of the spin of the first blood flowing through the first region To disperse the spin phase of the blood in the first region so that the spin phase of the second blood flowing through the first region at a slower flow rate than the first blood is dispersed. A second sequence having a plurality of first pulse sets including a first gradient pulse of:
A third sequence for collecting data of the first region after the second sequence is executed;
A first sequence segment that includes: a fourth sequence that does not label spins of blood in the second region;
A fifth sequence executed after the fourth sequence, the second RF pulse for exciting the first region and the phase of spin of the third blood flowing in the first region; To disperse the spin phase of the blood in the first region so that the spin phase of the fourth blood flowing through the first region at a slower flow rate than the third blood is dispersed. A fifth sequence having a plurality of second pulse sets including a second gradient pulse;
A sixth sequence for collecting data of the first region after the fifth sequence is executed;
A second sequence segment containing
Scanning means for executing an imaging sequence comprising:
A control unit for controlling the scanning means;
Image generating means for generating an image of the first region based on data obtained by executing the imaging sequence;
Have
The controller is
In the first sequence segment, the flip angle of the first RF pulse of each of the plurality of first pulse sets included in the second sequence has a value greater than 0 ° and less than 90 °;
In the second sequence segment, the flip angle of the second RF pulse of each of the plurality of second pulse sets included in the fifth sequence has a value larger than 0 ° and smaller than 90 °. A magnetic resonance apparatus for controlling the scanning means.
前記複数の第1のパルスセットの前記第1のRFパルスが同じフリップ角を有するとともに、前記複数の第2のパルスセットの前記第2のRFパルスが同じフリップ角を有するように、前記スキャン手段を制御する、請求項1に記載の磁気共鳴装置。 The controller is
The scanning means such that the first RF pulses of the plurality of first pulse sets have the same flip angle and the second RF pulses of the plurality of second pulse sets have the same flip angle. The magnetic resonance apparatus according to claim 1, wherein the magnetic resonance apparatus is controlled.
前記第1のRFパルスのフリップ角と、前記第2のRFパルスのフリップ角が同じ角度になるように、前記スキャン手段を制御する、請求項2に記載の磁気共鳴装置。 The controller is
The magnetic resonance apparatus according to claim 2, wherein the scanning unit is controlled such that a flip angle of the first RF pulse and a flip angle of the second RF pulse are the same.
前記複数の第1のパルスセットのうち、i番目に実行される第1のパルスセットに含まれる前記第1のRFパルスの位相φiが、以下の式で表される値を有するように、前記スキャン手段を制御する、請求項3に記載の磁気共鳴装置。
φi=φ1+(i−1)Δφ
ここで、φ1:1番目に実行される第1のパルスセットに含まれる前記第1のRFパルスの位相
Δφ:i−1番目に実行される第1のパルスセットに含まれる前記第1のRFパルスの位相と、i番目に実行される第1のパルスセットに含まれる前記第1のRFパルスの位相との位相差 The controller is
Among the plurality of first pulse sets, the phase φ i of the first RF pulse included in the first pulse set executed i-th has a value represented by the following equation: The magnetic resonance apparatus according to claim 3, wherein the scanning unit is controlled.
φ i = φ 1 + (i−1) Δφ
Here, φ 1 : the phase of the first RF pulse included in the first pulse set executed first
Δφ: Phase of the first RF pulse included in the first pulse set executed i−1 and phase of the first RF pulse included in the first pulse set executed i And phase difference
前記複数の第2のパルスセットのうち、i番目に実行される第2のパルスセットに含まれる前記第2のRFパルスの位相φiが、以下の式で表される値を有するように、前記スキャン手段を制御する、請求項4に記載の磁気共鳴装置。
φi=φ1+(i−1)Δφ
ここで、φ1:1番目に実行される第2のパルスセットに含まれる前記第2のRFパルスの位相
Δφ:i−1番目に実行される第2のパルスセットに含まれる前記第2のRFパルスの位相と、i番目に実行される第2のパルスセットに含まれる前記第2のRFパルスの位相との位相差 The controller is
Of the plurality of second pulse sets, the phase φ i of the second RF pulse included in the i-th executed second pulse set has a value represented by the following equation: The magnetic resonance apparatus according to claim 4, wherein the scanning unit is controlled.
φ i = φ 1 + (i−1) Δφ
Here, φ 1 : phase of the second RF pulse included in the second pulse set executed first
Δφ: phase of the second RF pulse included in the second pulse set executed i−1 and phase of the second RF pulse included in the second pulse set executed i And phase difference
前記第1のシーケンスと前記第2のシーケンスとの間に、前記第1の領域の背景組織の縦磁化を小さくするためのRFパルスが印加されるとともに、
前記第4のシーケンスと前記第5のシーケンスとの間に、前記第1の領域の背景組織の縦磁化を小さくするためのRFパルスが印加されるように、前記スキャン手段を制御する、請求項1〜5のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。 The controller is
An RF pulse for reducing the longitudinal magnetization of the background tissue of the first region is applied between the first sequence and the second sequence, and
The scanning means is controlled so that an RF pulse for reducing the longitudinal magnetization of the background tissue of the first region is applied between the fourth sequence and the fifth sequence. The magnetic resonance apparatus according to any one of 1 to 5.
前記第2のシーケンスと前記第3のシーケンスとの間に、前記第1の領域の背景組織の縦磁化を小さくするためのRFパルスが印加されるとともに、
前記第5のシーケンスと前記第6のシーケンスとの間に、前記第1の領域の背景組織の縦磁化を小さくするためのRFパルスが印加されるように、前記スキャン手段を制御する、請求項1〜6のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。 The controller is
An RF pulse for reducing the longitudinal magnetization of the background tissue of the first region is applied between the second sequence and the third sequence, and
The scanning means is controlled so that an RF pulse for reducing the longitudinal magnetization of the background tissue in the first region is applied between the fifth sequence and the sixth sequence. The magnetic resonance apparatus according to any one of 1 to 6.
前記第1のシーケンスと前記第2のシーケンスとの間に、前記第1の領域と前記第2の領域との間の第3の領域を流れる血液の縦磁化を小さくするための第7のシーケンスが実行され、
前記第4のシーケンスと前記第5のシーケンスとの間に、前記第3の領域を流れる血液の縦磁化を小さくするための第8のシーケンスが実行されるように、前記スキャン手段を制御する、請求項1〜7のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。 The controller is
A seventh sequence for reducing longitudinal magnetization of blood flowing in a third region between the first region and the second region between the first sequence and the second sequence Is executed,
Controlling the scanning means so that an eighth sequence for reducing longitudinal magnetization of blood flowing through the third region is executed between the fourth sequence and the fifth sequence; The magnetic resonance apparatus according to claim 1.
The magnetic field according to claim 1, wherein the first RF pulse and the second RF pulse excite a region including the first region and the second region. Resonator.
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JP2021520951A (en) * | 2018-05-04 | 2021-08-26 | フラウンホーファー−ゲゼルシャフト ツール フエルデルング デア アンゲヴァンテン フォルシュング エー.ファオ. | Arterial spin labeling method with evaluation of inversion of magnetization |
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