JP3839992B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は3次元フーリエ変換法等を用いて3次元画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
近年、胆道膵管撮影法の1つとしてMRCP(MR cholangiopancreatography)撮影法が開発されている。これは、非常に強いT2(スピン−スピン緩和:横緩和)強調画像を用いて、うっ滞した水のみを描出することにより、水によって満たされた膵胆道の形態を画像化する方法であり、胆膵疾患の診療において必要不可欠な検査法となりつつある。MRCP法では、呼吸や消化管の蠕動によるアーチファクトを抑制するために、シングルショット・ハーフフーリエ・高速SE(Fast Spin Echo)法を用いて、1回、もしくは2〜3回の呼吸息止め下で撮影する手法が広く用いられている。シングルショット法とは、撮影時間の短縮のために、画像再構成するために必要な全てのデータを1回の励起で収集する方法である。ハーフフーリエ法とは、データの対称性を利用して、半分の位相エンコード数で撮影する方法である。
【0003】
MRCP撮影法においても、2次元撮影のみならず、3次元フーリエ変換法による3次元撮影も行われており、2次元撮影に比べて膵胆道の立体構造、内部構造の把握、任意の方向からの観察が可能である等の利点がある。しかし、3次元撮影の場合は、収集するスライス数が多いので、1回、もしくは2〜3回の呼吸息止め下では、全データの収集は行なえず、間欠的な呼吸息止めを繰り返す手法や、呼吸同期を用いる手法が採用されている。しかしながら、間欠的な呼吸息止めを繰り返す手法ではアーチファクトの発生が防止できない。呼吸同期を用いる手法でも、消化管の蠕動によるアーチファクトは防止できない。
【0004】
一方、虚血性脳疾患に対する撮影法として、ボクセル内のランダムな動きをする水分子からの信号を消去するMPG(Motion probing gradient)パルスを印加して、生体組織内の分子拡散運動を強調した画像を得る拡散強調イメージング法も開発されている。このイメージング法では、微小な動きに対する感度を持たせているため、強度が大きく印加時間も長いMPGパルスを印加している。このため、対象そのものの些細な動きが大きな位相シフトにつながり、アーチファクトを生じさせてしまう。このアーチファクトを抑制する方法の1つとして、全てのデータを1回、もしくは2〜3回の励起で収集してしまうシングルショット・EPI(Echo Planar Imaging)法やシングルショット・高速SE法等が利用されている。これらの方法では、体動による位相シフト量が全てのエコーデータでほぼ同じであるため、アーチファクトが発生しない。したがって、特別な後処理も必要なく、比較的容易にアーチファクトの無い画像が得られる。しかし、データ収集時間が制約される(シングルショット)ので、十分な数のデータが収集できず、面内分解能が良くなかったり、3次元フーリエ変換撮影法が困難等の欠点がある。これは、限られた時間内で3次元撮影に必要な全データを収集するには、位相エンコード方向のマトリクス数を少なくする必要があるからである。位相エンコード方向の分解能を維持したまま、マトリクス数を減らすためには、位相エンコード方向の視野を小さくする必要がある。しかし、単にマトリクス数を減らすと、折返しアーチファクトが発生してしまう。
【0005】
また、上記2つのイメージング法、特に拡散強調イメージング法において、1回、もしくは2〜3回の励起でデータを分割して収集する場合の体動アーチファクト抑制方法として、ナビゲータエコー法という手法がある。これは、ナビゲータエコーという位相エンコードを印加していないエコーデータを画像作成用のエコーデータとは別に収集することにより、各励起毎に体動による位相シフト量を計測し、その位相シフト分だけ後処理により信号の位相を元に戻すという方法である。この方法では、1回の励起で全てのデータを収集する必要がないので、面内分解能やS/Nを自由に調整できたり、3次元フーリエ変換撮影も容易に実現できるというメリットがある。しかし、位相シフト量を計測する際の誤差等により完全にはアーチファクトを抑制することができない。
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
このように従来の磁気共鳴イメージング装置には、体動等によるアーチファクトを生じること無く、短時間に3次元画像を撮影できないという欠点があった。
【0007】
本発明の目的は、1回、もしくは2〜3回の呼吸息止め下で全データを収集するシングルショット法を利用して3次元撮影を行ない、アーチファクトの無い3次元画像を再構成できる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【0008】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決し目的を達成するために、本発明は以下に示す手段を用いている。
【0010】
(1)本発明の一態様によれば、イメージングシーケンスに先立って2種類のプリ励起パルスを印加するプリパレーションシーケンスを実行する3次元撮影シーケンスを実行する磁気共鳴イメージング装置において、2種類のプリ励起パルスの一方とともに位相エンコード方向に断面選択用傾斜磁場を印加して、該一方の励起パルスの励起断面を位相エンコード方向に直交する断面とし、他方の励起パルスとともにスライス方向に断面選択用傾斜磁場を印加し、該他方の励起パルスの励起断面をスライス方向に直交する断面とし、両断面が交差する直方体の領域からの信号に基づいてエコー信号を収集するものである。
【0011】
(2)本発明の他の態様によれば、イメージングシーケンスに先立ってプリ励起パルスを印加するプリパレーションシーケンスを実行する3次元撮影シーケンスを実行する磁気共鳴イメージング装置において、プリ励起パルスとイメージングシーケンスの最初の励起パルスの一方とともに位相エンコード方向に断面選択用傾斜磁場を印加して、該一方の励起パルスの励起断面を位相エンコード方向に直交する断面とし、他方の励起パルスとともにスライス方向に断面選択用傾斜磁場を印加し、該他方の励起パルスの励起断面をスライス方向に直交する断面とし、両断面が交差する直方体の領域からの信号に基づいてエコー信号を収集するものである。
【0012】
本発明によれば、1回、もしくは2〜3回の呼吸息止め下で全データを収集するシングルショット法を利用して3次元撮影を行ない、アーチファクトの無い3次元画像を再構成できる。
【0013】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明による磁気共鳴イメージング装置の実施形態を説明する。
【0014】
第1実施形態
図1はこの実施形態の概略構成を示すブロック図である。ガントリ20内には、静磁場磁石1、x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2、及び送受信コイル3が設けられる。静磁場発生装置としての静磁場磁石1は、例えば、超電導コイル、常伝導コイル、または永久磁石を用いて構成される。x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2は、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gzを発生するためのコイルである。送受信コイル3は、高周波(RF)パルスを発生し、かつ磁気共鳴により発生したエコー信号を検出するために使用される。寝台13上の被検体Pはガントリ20内のイメージング可能領域(イメージング用磁場が形成される球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能となる)に挿入される。なお、RFパルスの送信とエコー信号の受信は別々の送信コイル、受信コイルによって行ってもよい。
【0015】
静磁場磁石1は、静磁場制御装置4により駆動される。送受信コイル3は、磁気共鳴の励起時には送信器5により駆動され、かつエコー信号の検出時には受信器6に結合される。x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル2は、x軸傾斜磁場電源7、y軸傾斜磁場電源8、z軸傾斜磁場電源9により駆動される。
【0016】
x軸傾斜磁場電源7、y軸傾斜磁場電源8、z軸傾斜磁場電源9、送信器5はシーケンサ10により所定のシーケンスに従って駆動され、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gz、高周波(RF)パルスを、後述する所定のパルスシーケンスで発生する。この場合、x軸傾斜磁場Gx、y軸傾斜磁場Gy、z軸傾斜磁場Gzは、主として、例えば、読出し用傾斜磁場Gr、位相エンコード用傾斜磁場Ge、スライス用傾斜磁場Gsとしてそれぞれ使用される。コンピュータシステム11はシーケンサ10を駆動制御するとともに、受信器6で受信されるエコー信号としてのエコー信号を取り込んで所定の信号処理を施すことにより、被検体の断層像を生成し、表示部12で表示する。
【0017】
図2に本発明の第1実施形態のパルスシーケンスを示す。これはシングルショット・3次元高速SE法のシーケンスである。第1のRFパルスである90゜(π/2)パルスとともに位相エンコード傾斜磁場Geを印加し、90°パルスで励起する断面を位相エンコード方向に直交するある断面とし、それ以降の第2のRFパルスである180゜(π)パルスはスライス傾斜磁場Gsとともに印加し、180°パルスで励起する断面をスライス方向に直交するある断面としている。スピンエコーは90゜パルスと180゜パルスの両方とも受けた場合に発生するので、図3に示すように、位相エンコード方向に直交するある断面とスライス方向に直交するある断面とが交差する直方体の領域からの信号のみがエコー信号として形成され、画像化されることになる。このように、90°パルスと180°パルスで励起する断面を90°交差させているので、位相エンコード方向の視野:FOV(Field of View)を狭くすることができる。頭部の撮影でも腫瘍の付近のみ撮影できれば良いし、腹部の撮影でも胆嚢等は狭いFOVでも十分撮影可能である。このようにFOVを狭くすることにより、1回、もしくは2回〜3回の呼吸息止め下でも、3次元再構成に必要な全部のデータを収集できる。
【0018】
3次元フーリエ変換撮影法の場合、スライス数×位相エンコード数だけのエコーデータを収集する必要がある。位相エンコード方向の視野FOV(Field of View)を狭くすることにより、同等の面内分解能(画像の位相エンコード方向の分解能=位相エンコード方向の視野/位相エンコード方向のマトリクス数)を保ったまま、位相エンコード数を減らす、すなわち、収集するエコーデータの数を減らすことができる。ただし、単にエコー収集の際の位相エンコード範囲を絞ってFOVを絞っても、FOV以外の部分からのエコー信号により折返しアーチファクトが発生してしまう。しかしながら、本実施形態によれば、図3に示したように、90゜パルスと180゜パルスの励起断面を変える(交差させる)方式を用いるので、FOV以外の領域は励起されず、そこからはエコー信号が発生しないので、折返しアーチファクトが発生しない。このため、位相エンコード数をある程度自由に選択することができ、目的の組織のT1値、T2値から考えて信号が得られると考えられる時間内に1回のショットあたりに収集するエコーの数を抑えることができる。RFパルスで励起された磁化は、縦緩和、横緩和により減衰していくため、1回のショットで収集できるエコーの上限には画質的な制約があり、その限界は組織のT1値(スピン−格子緩和:縦緩和)、T2値(スピン−スピン緩和:横緩和)やエコーを発生させる間隔(これはシステムの性能、特に傾斜磁場の性能:最大傾斜磁場強度slew rate)等により決められる。このように、収集すべきエコー数を減らせると、収集に要するショット数を減らすことができ、収集に要する時間が短かくて済むことになる。
【0019】
第1実施形態の具体的なエンコード数について説明する。3次元フーリエ変換・高速SE法でMRCP撮影を行なう場合を考える。通常の撮影では、FOV=35(位相エンコード方向)×35(リードエンコード方向)×4(スライス方向)cmの撮影領域を256(位相エンコード方向)×256(リードエンコード方向)×30(スライス方向)程度のマトリクスでデータを収集する。この場合、収集すべきエコー数は256×30=7680エコーとなる。しかし、3次元撮影では膵管や胆管の分岐部を診るのが主目的であるので、実際に画像として必要な領域は10(位相エンコード方向)×10(リードエンコード方向)×4(スライス方向)cm程度の領域で十分である。上記した分解能を保持したまま位相エンコード方向のFOVを10cmまで小さくすると、位相エンコード数は10/35=0.28倍に減らすことが可能である。MRCP法では、T1値、T2値の長い水成分を診ているので、1回の励起で5秒(5000ミリ秒)程度の間はデータを収集することができる。エコー間隔を5ミリ秒とすると、5000/5=1000エコー/1ショット程度は収集することができる。図2のシーケンスでは、7680×0.28=2150エコーを収集すればよいので、2〜3ショットで全データを収集することができる。繰返し時間TRを10秒としても、スキャン時間は20〜30秒ですむので、1回の呼吸息止めで撮影が可能である。
【0020】
以下、本発明による装置の他の実施形態を説明する。他の実施形態の説明において第1の実施形態と同一部分は同一参照数字を付してその詳細な説明は省略する。
【0021】
第2実施形態
第2の実施形態のブロック図は第1の実施形態のブロック図と同一であるので、図示は省略する。
【0022】
第1実施形態は、スピンエコー法のシーケンスの中の2つの励起パルス(π/2、πパルス)の励起断面を交差させてFOVを絞ることにより、収集するデータ数を減らしているが、FOVを絞るためのRFパルスはイメージングシーケンスの中のパルスに限らず、プリパレーションシーケンスの中のパルスでもよい。図4は流速に応じた位相シフトを起こさせ拡散を強調するためのプリパルス(MPGパルス)をつけた3次元高速SE法の実施形態のパルスシーケンスを示す。プリパレーションシーケンスもπ/2パルスとπパルスを印加するが、第1実施形態と同様に、π/2パルスは位相エンコード傾斜磁場とともに印加し、πパルスはスライス傾斜磁場とともに印加することにより、励起断面を交差させて位相エンコード方向のFOVを絞っている。この例では、RFパルス(πパルス)602の前後に、拡散強調用の傾斜磁場パルス(MPG)201、202がつけられる。601はπ/2パルスである。πパルス602とイメージングシーケンスのπ/2パルス101の間に位相エンコード方向に一定の時間積分値を有する傾斜磁場パルス(スポイラーパルス)SP01’が印加されており、イメージングシーケンスの間には傾斜磁場パルスSP01と同量の時間積分値を有する傾斜磁場パルス(スポイラーパルス)SP02、SP02’、SP03、SP03’、…に所定の位相エンコード量を加えた傾斜磁場パルスが印加される(スポイラーパルスSP02、SP02’、SP03、SP03’、…の極性は図示した通り)。
【0023】
一般に、頭部を128(リードエンコード方向)×128(位相エンコード方向)×10(スライス方向)のマトリクスで収集すると仮定すると、収集すべきエコー数は1280エコーである。エコーを5ミリ秒で発生させたとして、全エコーをとるのに1280×5=6400ミリ秒要し、脳実質のT1値(800〜900ミリ秒)と比べて極めて長く、実用的には1ショットで収集することはできず、モーションアーチファクトが発生するという問題を解決することができない。しかし、図4に示した第2実施形態のシーケンスでは、折返しアーチファクトが発生しないので、位相エンコード方向のマトリクス数を減らすことができる。例えば、マトリクス数を128(リードエンコード方向)×20(位相エンコード方向)×10(スライス方向)とすると、収集すべきエコー数は200エコーで、エコーを5ミリ秒で発生させたとして、全エコーをとるのに200×5=1000ミリ秒となり、脳実質のT1値と同じ程度の時間で収集することができる。
【0024】
このように、第2実施形態によっても、プリパレーションシーケンスの2つの励起パルスの励起断面を交差させることにより位相エンコード方向のFOVを絞り、収集するデータ数を減らすことができ、信号が減衰しきる前に全データを収集できるように位相エンコード数を調整し、3次元画像のシングルショット撮影が可能となる。しかも、動きによるゴーストアーチファクトのない3次元拡散強調画像が得られる。
【0025】
第3実施形態
第3の実施形態のブロック図は第1の実施形態のブロック図と同一であるので、図示は省略する。
【0026】
第3実施形態も、プリパレーションシーケンスの中の2つの励起パルスの励起断面を交差してFOVを絞る例である。図5は流速に応じた位相シフトを起こすようなプリパルス(VENC:velocity encode)をつけた3次元高速SE法の実施形態のパルスシーケンスを示す。図4の拡散強調イメージングの場合と違い、流速測定用プリパレーションシーケンスには1つのRFパルス(π/2パルス)しかないが、プリパレーションシーケンスのRFパルスの励起断面と、イメージングシーケンスの最初のRFパルス(π/2パルス)の励起断面が互いに直交するように、RFパルスとともに印加する傾斜磁場の方向を変えている。すなわち、プリパレーションシーケンス中のRFパルスは位相エンコード傾斜磁場とともに印加し、イメージングシーケンス中の最初のRFパルス(πパルス)はスライス傾斜磁場とともに印加することにより、励起断面を交差させて位相エンコード方向のFOVを絞っている。第3実施形態によっても、データ収集するエンコード数を減らすことができ、3次元画像のシングルショット撮影が可能となる。なお、、図5のVENCは流速に応じた位相シフトを与えるための傾斜磁場であり、実線のようなパターンの傾斜磁場を与えて収集した画像と、破線のようなパターンの傾斜磁場を与えて収集した画像との差分を取ることにより流速情報が求められる。
【0027】
第4実施形態
図6は、図5におけるイメージングシーケンスが高速SE法ではなく、高速FE法を採用した実施形態である。すなわち、プリパレーションシーケンスは第3実施形態と同じであり、プリパレーションシーケンスのRFパルスの励起断面と、イメージングシーケンスの最初のRFパルス(π/2パルス)の励起断面が互いに直交するように、RFパルスとともに印加する傾斜磁場の方向を変えている。
【0028】
ここで、スポイラーパルスSP01、SP02、SP02’、…とRFパルスとを位相制御して、プリパレーションシーケンスで横磁化になった成分だけの信号を収集するようにすれば、イメージングシーケンスについては、第4実施形態のように高速FE法を用いるのみならず、EPI法等の手法を用いることができる。
【0029】
本発明は上述した実施形態に限定されず、種々変形して実施可能である。例えば、イメージングシーケンスは上述した具体例に限らず、必要に応じて種々選択して実施可能である。また、位相エンコード方向、スライス方向のマトリクス数の具体的な数値は上述の数値に限定されない。
【0030】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、3次元撮影でも、動きによるアーチファクトを抑制するためにシングルショット撮影が可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明による磁気共鳴イメージング装置の第1の実施形態の構成を示すブロック図。
【図2】第1の実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図3】第1の実施形態の励起断面を示す図。
【図4】第2の実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図5】第3の実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図6】第4の実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
1…静磁場磁石
2…x軸、y軸、z軸傾斜磁場コイル
3…送受信コイル
4…静磁場制御装置
5…受信器
6…送信器
7…x軸傾斜磁場アンプ
8…y軸傾斜磁場アンプ
9…z軸傾斜磁場アンプ
10…シーケンサ
11…コンピュータシステム
12…表示部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that captures a three-dimensional image using a three-dimensional Fourier transform method or the like.
[0002]
[Prior art]
In recent years, an MRCP (MR cholangiopancreatography) imaging method has been developed as one of the biliary pancreatic duct imaging methods. This is a method of imaging the form of the pancreaticobiliary tract filled with water by rendering only the stagnant water using a very strong T2 (spin-spin relaxation: transverse relaxation) weighted image, It is becoming an indispensable test method in the diagnosis of biliary pancreatic diseases. The MRCP method uses a single shot, half Fourier, or fast spin echo (SE) method to suppress artifacts due to breathing or gastrointestinal peristalsis, and one or two to three breath breaths. A technique for photographing is widely used. The single shot method is a method of collecting all data necessary for image reconstruction in one excitation in order to shorten the imaging time. The half Fourier method is a method of taking an image with half the number of phase encodings by utilizing the symmetry of data.
[0003]
In the MRCP imaging method, not only two-dimensional imaging but also three-dimensional imaging using a three-dimensional Fourier transform method is performed. There is an advantage that observation is possible. However, in the case of 3D imaging, the number of slices to be collected is large, so it is not possible to collect all data under one or two to three breath breaths. A technique using respiratory synchronization is employed. However, the method of repeating intermittent breath holding cannot prevent the occurrence of artifacts. Artifacts due to peristalsis of the gastrointestinal tract cannot be prevented even with the technique using respiratory synchronization.
[0004]
On the other hand, as an imaging method for ischemic brain disease, MPG (Motion probing gradient) pulse that erases signals from water molecules that move randomly in the voxel is applied to emphasize the molecular diffusion movement in living tissue A diffusion weighted imaging method has also been developed. Since this imaging method is sensitive to minute movements, an MPG pulse having a high intensity and a long application time is applied. For this reason, a slight movement of the object itself leads to a large phase shift and causes artifacts. As one of the methods to suppress this artifact, single shot / EPI (Echo Planar Imaging) method or single shot / high-speed SE method that collects all data with one or two or three excitations is used. Has been. In these methods, since the amount of phase shift due to body movement is almost the same in all echo data, no artifact occurs. Therefore, no special post-processing is required, and an image free from artifacts can be obtained relatively easily. However, since the data collection time is limited (single shot), there are disadvantages such that a sufficient number of data cannot be collected, the in-plane resolution is not good, and the three-dimensional Fourier transform imaging method is difficult. This is because it is necessary to reduce the number of matrices in the phase encoding direction in order to collect all data necessary for three-dimensional imaging within a limited time. In order to reduce the number of matrices while maintaining the resolution in the phase encoding direction, it is necessary to reduce the visual field in the phase encoding direction. However, simply reducing the number of matrices will cause aliasing artifacts.
[0005]
In addition, there is a navigator echo method as a body motion artifact suppression method in the case where data is divided and collected by one or two or three excitations in the above two imaging methods, particularly the diffusion weighted imaging method. This is because the phase shift amount due to body movement is measured for each excitation by collecting the echo data that does not apply phase encoding called navigator echo separately from the echo data for image creation, and after that amount of phase shift In this method, the phase of the signal is restored by processing. In this method, since it is not necessary to collect all data by one excitation, there is an advantage that in-plane resolution and S / N can be freely adjusted, and three-dimensional Fourier transform imaging can be easily realized. However, the artifact cannot be completely suppressed due to an error in measuring the phase shift amount.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, the conventional magnetic resonance imaging apparatus has a drawback in that a three-dimensional image cannot be taken in a short time without causing artifacts due to body movement or the like.
[0007]
The object of the present invention is to perform three-dimensional imaging using a single shot method that collects all data under one or two or three breath breaths and reconstructs a three-dimensional image free from artifacts. An imaging device is provided.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems and achieve the object, the present invention uses the following means.
[0010]
(1) According to one aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus that executes a three-dimensional imaging sequence that executes a preparation sequence that applies two types of pre-excitation pulses prior to an imaging sequence, two types of pre-excitation pulses while applying a sectional selective gradient magnetic field in the phase encode direction along with the excitation cross section of one of the excitation pulses the a cross section perpendicular to the phase encode direction, applying a gradient magnetic field section selected in the slice direction with the other of the excitation pulse Then, the excitation cross section of the other excitation pulse is a cross section orthogonal to the slice direction, and echo signals are collected based on signals from a rectangular parallelepiped region where both cross sections intersect.
[0011]
(2) According to another aspect of the present invention, in a magnetic resonance imaging apparatus that executes a three-dimensional imaging sequence that executes a preparation sequence that applies a pre-excitation pulse prior to an imaging sequence, the pre-excitation pulse and the first of the imaging sequence by applying a cross-sectional selective gradient magnetic field in the phase encoding direction with one of the excitation pulses, the excitation cross section of one of the excitation pulses the a cross section perpendicular to the phase encode direction, the other of the excitation pulse with the tilting section selected in the slice direction A magnetic field is applied, the excitation cross section of the other excitation pulse is made a cross section orthogonal to the slice direction, and echo signals are collected based on signals from a rectangular parallelepiped region where both cross sections intersect.
[0012]
According to the present invention, three-dimensional imaging can be performed using a single shot method in which all data is collected under one or two or three breath breaths, and an artifact-free three-dimensional image can be reconstructed.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0014]
First Embodiment FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of this embodiment. In the gantry 20, a static magnetic field magnet 1, an x-axis, a y-axis, a z-axis gradient
[0015]
The static magnetic field magnet 1 is driven by a static magnetic
[0016]
The x-axis gradient magnetic field power supply 7, the y-axis gradient magnetic field power supply 8, the z-axis gradient magnetic
[0017]
FIG. 2 shows a pulse sequence according to the first embodiment of the present invention. This is a single shot, three-dimensional high-speed SE method sequence. The phase encode gradient magnetic field Ge is applied together with the 90 ° (π / 2) pulse that is the first RF pulse, and the cross section excited by the 90 ° pulse is set as a cross section orthogonal to the phase encode direction, and the second RF thereafter A 180 ° (π) pulse, which is a pulse, is applied together with the slice gradient magnetic field Gs, and the cross section excited by the 180 ° pulse is a cross section orthogonal to the slice direction. Since the spin echo is generated when both the 90 ° pulse and the 180 ° pulse are received, as shown in FIG. 3, a rectangular parallelepiped in which a cross section orthogonal to the phase encoding direction and a cross section orthogonal to the slice direction intersect. Only the signal from the region is formed as an echo signal and is imaged. Thus, since the cross sections excited by the 90 ° pulse and the 180 ° pulse intersect each other by 90 °, the field of view (FOV) in the phase encoding direction can be narrowed. It is sufficient that only the vicinity of the tumor can be imaged even when imaging the head, and the abdomen or the gallbladder can be sufficiently imaged even in a narrow FOV. By narrowing the FOV in this way, all data necessary for three-dimensional reconstruction can be collected even under one or two to three breath breath holds.
[0018]
In the case of the three-dimensional Fourier transform imaging method, it is necessary to collect echo data corresponding to the number of slices × the number of phase encodings. By narrowing the field of view (FOV) in the phase encoding direction, the phase is maintained while maintaining the same in-plane resolution (resolution in the phase encoding direction of the image = field of view in the phase encoding direction / number of matrices in the phase encoding direction). The number of encodings can be reduced, that is, the number of echo data to be collected can be reduced. However, even if the FOV is narrowed by narrowing the phase encoding range at the time of echo collection, aliasing artifacts are generated by echo signals from portions other than the FOV. However, according to the present embodiment, as shown in FIG. 3, since a method of changing (crossing) the excitation cross sections of the 90 ° pulse and the 180 ° pulse is used, regions other than the FOV are not excited, and from there Since no echo signal is generated, aliasing artifacts do not occur. For this reason, the number of phase encodings can be freely selected to some extent, and the number of echoes to be collected per shot within the time when a signal can be obtained from the T1 value and T2 value of the target tissue can be determined. Can be suppressed. Since the magnetization excited by the RF pulse is attenuated by longitudinal relaxation and transverse relaxation, there is an image quality limitation on the upper limit of echoes that can be collected in one shot, and the limit is the T1 value (spin − Lattice relaxation: longitudinal relaxation), T2 value (spin-spin relaxation: transverse relaxation), an interval for generating an echo (this is a system performance, particularly a gradient magnetic field performance: maximum gradient magnetic field strength slew rate), and the like. Thus, if the number of echoes to be collected can be reduced, the number of shots required for collection can be reduced, and the time required for collection can be shortened.
[0019]
A specific number of encodings according to the first embodiment will be described. Consider a case where MRCP imaging is performed by a three-dimensional Fourier transform / high-speed SE method. In normal imaging, an imaging area of FOV = 35 (phase encoding direction) × 35 (read encoding direction) × 4 (slice direction) cm is 256 (phase encoding direction) × 256 (read encoding direction) × 30 (slice direction). Collect data in a matrix of degree. In this case, the number of echoes to be collected is 256 × 30 = 7680 echoes. However, since the main purpose of 3D imaging is to examine the bifurcation of the pancreatic duct and bile duct, the area actually required as an image is 10 (phase encoding direction) × 10 (lead encoding direction) × 4 (slice direction) cm. A degree of area is sufficient. If the FOV in the phase encoding direction is reduced to 10 cm while maintaining the above resolution, the number of phase encodings can be reduced to 10/35 = 0.28 times. In the MRCP method, since water components having a long T1 value and T2 value are examined, data can be collected for about 5 seconds (5000 milliseconds) by one excitation. If the echo interval is 5 milliseconds, about 5000/5 = 1000 echoes / shot can be collected. In the sequence of FIG. 2, since it is sufficient to collect 7680 × 0.28 = 2150 echoes, it is possible to collect all data in 2 to 3 shots. Even if the repetition time TR is set to 10 seconds, the scan time is 20 to 30 seconds, so that it is possible to take an image with one breath hold.
[0020]
Hereinafter, other embodiments of the apparatus according to the present invention will be described. In the description of the other embodiments, the same parts as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the detailed description thereof is omitted.
[0021]
Second Embodiment Since the block diagram of the second embodiment is the same as the block diagram of the first embodiment, the illustration is omitted.
[0022]
In the first embodiment, the number of data to be collected is reduced by narrowing the FOV by intersecting the excitation cross sections of two excitation pulses (π / 2, π pulse) in the sequence of the spin echo method. The RF pulse for narrowing down is not limited to the pulse in the imaging sequence, but may be a pulse in the preparation sequence. FIG. 4 shows a pulse sequence of an embodiment of a three-dimensional high-speed SE method with a prepulse (MPG pulse) for causing a phase shift according to the flow velocity and emphasizing diffusion. The preparation sequence also applies a π / 2 pulse and a π pulse. As in the first embodiment, the π / 2 pulse is applied together with a phase encoding gradient magnetic field, and the π pulse is applied together with a slice gradient magnetic field. To narrow the FOV in the phase encoding direction. In this example, before and after the RF pulse (π pulse) 602, gradient magnetic field pulses (MPG) 201 and 202 for diffusion emphasis are applied.
[0023]
In general, assuming that the head is collected in a matrix of 128 (read encode direction) × 128 (phase encode direction) × 10 (slice direction), the number of echoes to be collected is 1280 echoes. Assuming that the echo is generated in 5 milliseconds, it takes 1280 × 5 = 6400 milliseconds to take all the echoes, which is extremely long compared to the T1 value of the brain parenchyma (800 to 900 milliseconds). It cannot be collected by shots, and the problem of motion artifacts cannot be solved. However, in the sequence of the second embodiment shown in FIG. 4, aliasing artifacts do not occur, so the number of matrices in the phase encoding direction can be reduced. For example, if the number of matrices is 128 (read encoding direction) × 20 (phase encoding direction) × 10 (slice direction), the number of echoes to be collected is 200 echoes, and echoes are generated in 5 milliseconds. It takes 200 × 5 = 1000 milliseconds, and can be collected in the same time as the T1 value of the brain parenchyma.
[0024]
As described above, according to the second embodiment as well, the FOV in the phase encoding direction can be reduced by intersecting the excitation cross sections of the two excitation pulses in the preparation sequence, and the number of data to be collected can be reduced. By adjusting the number of phase encodings so that all data can be collected, single-shot imaging of a three-dimensional image becomes possible. In addition, a three-dimensional diffusion weighted image free from ghost artifacts due to motion can be obtained.
[0025]
Third Embodiment Since the block diagram of the third embodiment is the same as the block diagram of the first embodiment, the illustration is omitted.
[0026]
The third embodiment is also an example in which the FOV is narrowed by crossing the excitation cross sections of two excitation pulses in the preparation sequence. FIG. 5 shows a pulse sequence of an embodiment of the three-dimensional high-speed SE method with a pre-pulse (VENC: velocity encode) that causes a phase shift according to the flow velocity. Unlike the diffusion-weighted imaging in FIG. 4, the flow rate measurement sequence has only one RF pulse (π / 2 pulse), but the excitation sequence of the RF pulse of the preparation sequence and the first RF pulse ( The direction of the gradient magnetic field applied with the RF pulse is changed so that the excitation cross sections of (π / 2 pulse) are orthogonal to each other. That is, the RF pulse in the preparation sequence is applied with the phase encode gradient magnetic field, and the first RF pulse (π pulse) in the imaging sequence is applied with the slice gradient magnetic field, thereby crossing the excitation cross section and causing the FOV in the phase encode direction. Squeezing. Also according to the third embodiment, the number of encodings for collecting data can be reduced, and single shot shooting of a three-dimensional image is possible. Note that VENC in FIG. 5 is a gradient magnetic field for giving a phase shift according to the flow velocity, and an image collected by applying a gradient magnetic field with a pattern like a solid line and a gradient magnetic field with a pattern like a broken line are given. Flow velocity information is obtained by taking a difference from the collected image.
[0027]
Fourth Embodiment FIG. 6 shows an embodiment in which the imaging sequence in FIG. 5 adopts the high-speed FE method instead of the high-speed SE method. That is, the preparation sequence is the same as that in the third embodiment, and the RF pulse excitation cross section of the preparation sequence and the first RF pulse (π / 2 pulse) of the imaging sequence are orthogonal to each other so that they are orthogonal to each other. The direction of the gradient magnetic field to be applied is changed.
[0028]
Here, if the spoiler pulses SP01, SP02, SP02 ′,... And the RF pulse are phase-controlled to collect signals only for the components that have undergone transverse magnetization in the preparation sequence, In addition to the high-speed FE method as in the embodiment, a method such as the EPI method can be used.
[0029]
The present invention is not limited to the embodiment described above, and can be implemented with various modifications. For example, the imaging sequence is not limited to the specific example described above, and can be selected and implemented as necessary. In addition, specific numerical values of the number of matrices in the phase encoding direction and the slice direction are not limited to the above numerical values.
[0030]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of single-shot imaging in order to suppress motion artifacts even in three-dimensional imaging.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a first embodiment of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence according to the first embodiment.
FIG. 3 is a diagram showing an excitation cross section of the first embodiment.
FIG. 4 is a diagram showing a pulse sequence according to the second embodiment.
FIG. 5 is a diagram showing a pulse sequence according to a third embodiment.
FIG. 6 is a view showing a pulse sequence according to the fourth embodiment.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Static
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