JP4229254B2

JP4229254B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP4229254B2
Application number: JP2000054734A
Authority: JP
Inventors: 正幸磯部
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-02-29
Filing date: 2000-02-29
Publication date: 2009-02-25
Anticipated expiration: 2020-02-29
Also published as: JP2001238865A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)に係わり、特に、3Dアンギオグラフィ画像の高画質化を可能とするMRI装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
MRI装置は、いわゆるNMR現象を利用して被検体中の所望の検査部位に相当する断面における原子核スピン(以下スピンと称する)の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の検査部位を画像表示するものである。
【０００３】
このようなMRI装置の撮像手法として、被検体中の血流を画像化する手法として３次元MRアンギオグラフィ計測がある。３次元アンギオグラフィ計測では、図７に示すように撮像領域70を所定の領域（スラブ）71〜74に分割し、各領域についてスライスエンコードおよび位相エンコードと呼ばれるデータ計測事前の傾斜磁場の磁場強度を変化させながら、データ計測を繰り返すことにより、３次元データ配列を得て、これを３次元フーリエ変換により再構成することによって３次元画像を得ることができる。
【０００４】
また、このパルスシーケンスの繰り返し時間(以下TR)を短縮することにより、脳組織や筋肉など流れていない組織に対して、血管など流れている組織の信号強度を向上させて、流れている部位のみを画像化する手法がTime of Flight法(以下、TOF法という)として知られている。
【０００５】
図８（a）に、この手法の原理を示す。図中、矢印方向に流れている部位、たとえば血管84を撮像する場合、任意の時点で計測される撮像断面83内の血液81は、次の計測を行う時点では、位置82まで移動してしまっている。また、この時点で計測される血液は、前回の計測時点では、位置80に存在したものである。即ち、撮影部位の血管は、撮像する断面83(3D計測の場合は、スラブ)の厚さが薄い場合は、必ずはじめて計測される状態となっている。一方、その他の流れていない部分は、毎回計測されることになる。従ってTRが短い場合、繰り返し計測される部分では、NMR信号の飽和現象が発生する。この飽和現象により、血管以外の信号強度は低下し、血管のみが強調された画像データを得ることができる。これは一般に流入効果とも呼ばれている。
【０００６】
これに対し、図８（b）に示すように、スラブ厚が厚い場合には、TR時間後にも前回計測した血管内の血液87は、その一部が撮像スラブ内88に存在するため、繰り返し励起され計測される。このため、NMR信号の飽和現象による血管強調効果が低下する。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
このため従来の３次元アンジオグラフィにおいては、撮像するスラブを分割して薄いスラブで計測を繰り返す方法が取られている。この場合、分割されるスラブの厚さは、多くの場合、経験に基づき決められ、対象とする部位を単純に等分割するだけであった。
【０００８】
従って、対象とする部位を流れる流体に流速分布がある場合には、必ずしも最適な条件で撮像できず流入効果が得られない場合があった。また確実な流入効果を得るために分割スラブの厚さを薄くしすぎた場合には、計測時間が長くなるという問題があった。
【０００９】
そこで本発明は、3次元血管強調画像計測において、目的とする領域内の流体の流速分布に基づき、最適なスラブ分割を自動的に行うことが可能なMRI装置を提供することを目的とする。また本発明は、NMR信号飽和による流れている部分の信号強調効果を向上させることを可能とするMRI装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
このような目的を達成するために、本発明では、事前に、計測スラブ方向における血管の流速分布を計測し、この分布に基づき最適なスラブ分割を算出し、この結果に基づきパルスシーケンスを設定し、計測および再構成を行う。
【００１１】
即ち、本発明のMRI装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段、前記静磁場中に置かれた被検査体に対して、高周波磁場を印加する送信手段、前記静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場発生手段、前記被検査体から発生する核磁気共鳴信号を計測する受信手段、これら送信手段、傾斜磁場発生手段および受信手段を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御手段、計測された核磁気共鳴信号に基づいて画像処理を行う画像処理手段を備え、
前記制御手段は、前記被検査体の計測対象領域における流体を画像化する第１のパルスシーケンスを有し、前記計測対象領域における流体の流速分布に対応して前記計測対象領域の領域分割を行い、前記分割された領域毎に前記第１のパルスシーケンスを実行することを特徴とする。
【００１２】
このように構成したMRI装置は、撮像対象とする領域に流速分布がある場合でも、血管強調効果が低減することなく画質の向上した３次元画像を得ることができる。尚、最適な分割領域の算出は、流速分布から逐次計算によって求めてもよいし、あらかじめ流速/分割領域厚の対応テーブルを用意しておき、このテーブルから最適な分割領域を求めてもよい。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の一実施例を説明する。
【００１４】
図1は本発明を適用したMRI装置の全体構成を示すブロツク図である。このMRI装置は、大別すると、中央処理装置(CPU)１と、シーケンサ２と、送信系３と、静磁場発生系４と、受信系５と、信号処理系６とを備えている。静磁場発生系４は、被検体７の置かれる空間に均一な磁場を発生する静磁場発生磁石と、線形の磁場勾配を与える傾斜磁場発生系とを備えている。CPU１は、本発明に基づくプログラムに従ってシーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理系６の各々を制御するものである。
【００１５】
シーケンサ２は、CPU１からの制御指令に基づいて動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３、傾斜磁場発生系、受信系５に送る。シーケンサ２によるこれら制御のタイムチャートはパルスシーケンスと呼ばれ、ここではアンギオグラフィ計測のためのパルスシーケンスが組み込まれている。
【００１６】
送信系３は、高周波発信器８と変調器９と高周波コイルとしての照射コイル11を備えている。シーケンサ２の指令により高周波発信器８からの高周波パルスを変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器10を介し増幅して照射コイル11に供給することにより、所定のパルス状の電磁波を被検体７に照射する。
【００１７】
静磁場発生磁石は、被検体７の回りに任意の方向に均一な静磁場を発生させるためのものであり、この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル11の他、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル13と、受信系５の受信コイル14が設置されている。
【００１８】
傾斜磁場発生系は互いに直交するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立に傾斜磁場を印加できる構成を有する傾斜磁場コイル13と、傾斜磁場コイル13に電流を供給する傾斜磁場電源12とから構成されている。この傾斜磁場コイル13に流す電流によって傾斜磁場強度を変化させることができ、これによって所定位置、所定厚さのスライス或いはスラブを選択して励起し、また選択された領域から発生するNMR信号に所望方向のエンコードを付与することができる。傾斜磁場コイルに印加する電流の強さ及びタイミングは上述したパルスシーケンスによって制御される。
【００１９】
受信系５は、高周波コイルとしての受信コイル14と、該受信コイル14に接続された増幅器15と、直交位相検波器16と、A/D変換器24とを有し、被検体7からのNMR信号を受信コイル14が検出すると、その信号を増幅器15、直交位相検波器16、A/D変換器24を介しデジタル量に変換するとともに、シーケンサ2からの指令によるタイミングで直交位相検波器16によってサンプリングされた二系列の収集データに変換してCPU1に送るようにしている。
【００２０】
信号処理系６は、CPU1と、ROM17、RAM18等の内部メモリと、光磁気ディスク19、磁気ディスク21等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20と、トラックソール、マウス22やキーボード23等の入力装置とから構成される。受信系５からのデータがCPU1に入力されると、該CPU1が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体７の所望の断面像をディスプレイ20に表示するとともに、外部記憶装置の磁気ディスク21等に記録する。
【００２１】
さらにCPU１には、アンギオグラフィ計測おいて、計測領域の血流速分布に基づき最適な領域分割を行うためのプログラムが組み込まれている。
【００２２】
次にこのような構成におけるMRI装置の動作について図２に示すフロー図を参照して説明する。
【００２３】
実際の計測が開始されると（ステップ201）、まず撮像領域全体についてスライス方向の流速分布を求めるための計測を行う（ステップ202）。流速分布を求めるためのパルスシーケンスとして、例えば図３（a），（b）に示す一組のパルスシーケンスがシーケンサ２組み込まれており、CPU１はこれらシーケンスを条件を算出し、シーケンサ２を介して実行する。このとき撮影されるスライス厚は、3次元計測の対象となるスラブ全体を計測するよう設定される。即ち、図３（a）、（b）のパルスシーケンスにおいて高周波パルスRFと同時に印加されるスライス方向の傾斜磁場Gsの大きさが設定される。
【００２４】
図３（a），（b）のパルスシーケンスは、一般的にはPC（Phase Contrast)法と呼ばれる手法の技術を用いたものであり、印加時間及び傾斜磁場強度の絶対値が等しく極性が正反対である一対の傾斜磁場パルス（フローエンコードパルス）31a，31b又は32a，32bを用いる。二つのパルスシーケンスで用いるフローエンコードパルスは、大きさと時間は同じであるが、その印加する極性の順序が異なっている。各パルスシーケンスの実行によって得られたデータの差分から流速分布を求めることができる。
【００２５】
即ち、1つのフローエンコードパルスの印加強度Gvと時間Tvの関係は、測定する血管の流速範囲を-v[cm/sec]からv[cm/sec]とすると、以下の式で表記される。
【００２６】
2・γ・Gv・Tv・Tv・v=2・π (1)
（a）のパルスシーケンスによって計測される複素信号列をフーリエ変換したデータをDa、（b）のパルスシーケンスによって計測される複素信号列をフーリエ変換したデータをDbとし、各データの位相を算出したデータ列をθ［Da]、θ［Db］とすると、θ［Da]からθ［Db］を引いたデータ列θ［Dc］は、流れている組織のみが画像化されたものとなり、その信号強度は最大値を v、最小値を-vとして流速に比例した信号強度を示す。この場合、θ[Dc]は撮像対象となる3次元領域全体に対して、スライス方向への流速分布を、スライス方向に直角な面内の血管について足し合わせたデータとなる。
【００２７】
この様子を模式的に図４に示す。図４において撮像領域40には、２本の血管41、42が存在するが、上記手順で求められた流速分布43はこれら２本の血管についての分布を足し合わせたものとなる。この例では、領域40の図中左側では流速が速く、右側に向かうにつれ流速が遅くなる場合を示している。
【００２８】
次に、上記パルスシーケンスによる計測で求めた、スライス方向の流速分布をもとに、撮像領域を分割する最適なスラブ厚さ、スラブ数を決定する（ステップ203）。
【００２９】
一般に血管の流速がv［cm/sec］である場合、スラブ厚は繰り返し時間TR［msec］で進む距離とするのが理想的である。即ち、最適スラブ厚S[mm]は以下の式であらわすことができる。
【００３０】
S=v×（10/1000）×TR (2)
しかしながら、上記の場合、一般的には、そのスラブ厚は薄いものとなってしまうため、許容範囲を設定するために係数kを設ける。
【００３１】
S'=S×k (3)
この条件をステップ203で求めたスライス方向の流速分布データ列Vs[n]に適用してスラブ厚を決定する。このため、まずVsをTRあたりの流速、即ちTR間に移動する距離Vs_TR[n]に変換する。ここでn=1,2,......Ns、Ns は必要とするスライス方向の点数とする。Vs_TR[n]は
Vs_TR［n］=Vs［n］×(10/1000)×TR×k (4)
で表される。ここでも、式(3)と同様に、スラブ厚の許容範囲を指定する係数ｋを導入する。図４の速度分布を示す曲線43に対応するVs_TR[n]の一例を図５に示すグラフの曲線51として示す。
【００３２】
次に、Vs_TR[n]をn方向に離散的に積分したデータ列SvTR［n]を作成する。ただし、スライス方向の分解能をΔn[mm]とする。
【００３３】
SvTR[n]=SvTR[n-1]+Vs TR［n]×Δn (5)
このデータ列SvTR［n]は、図５のグラフにおいて曲線52で表され、移動量に相当する。
【００３４】
次に、SvTR[n](曲線52)とn²（曲線53）の交点を求め、この点のnをn1とする。このとき、SvTR[n]は離散的なデータであるために、最も近くのデータを交点とする。ここでn²は、位置n=0から位置nまでの任意の領域内のTRあたりの移動量の平均をnとした場合の、スライス方向への累積値に相当する。すなわち実際のTRあたりの速度を積分した値（SvTR）と、TRあたりの移動量がnである場合の累積値とが一致する点を最初のスラブの区切りとする。
【００３５】
従ってスラブ内のTRあたりの移動距離平均が長いほど、即ち、流速平均が速いほどnは長くなり、逆にTRあたりの移動距離平均が短いほど、即ち、流速平均が遅いほどnは短くなる。
【００３６】
次に、図５に示すようにSvTR[n]（曲線52）と(n-n1)²+SvTR[n1]（曲線54）の交点を求める。この場合にも最近いデータを交点とし、このnをn2とする。同様にSvTR[n]と(n-ni)²+SvTR[ni]（niは、n1,n2,…nL）（曲線55、…）との交点を求める処理をniがNsを超えない最大値nLまで繰り返し、n1,n2,…nLを求める。
【００３７】
こうして求めたnl,n2,・・・を図４及び図５下側に示す各スラブ44〜47の境界線とする。次いで各スラブの境界から、表１に示すようにスラブ厚およびスラブ位置を算出する（ステップ204）。
【００３８】
【表１】

以上の手順により、撮像領域を流速分布に応じて最適に分割するスラブを自動的に設定し、計測を行うことが可能となる。尚、この表ではスラブどうしの重なりがない場合を示しているが、スラブ厚さを重なり分多くして、スラブどうしが重なるようにしてもよい。
【００３９】
つぎに、上記手段により決定した各スラブのスラブ厚及びスラブ位置を用いて、3Dアンギオグラフィ計測のパルスシーケンス（具体的にはスラブを選択して励起する高周波パルスおよび傾斜磁場）を算出し、実行する（ステップ205）。
【００４０】
このパルスシーケンスの一例を図６に示す。このパルスシーケンスは、3Dアンギオグラフィ計測のシーケンスとして一般的なものであり、まず高周波パルス60と同時にスラブを選択するための傾斜磁場パルス61を印加し、被検体の所定の領域を励起する。傾斜磁場パルス62は、スピンの位相をもとに戻すために印加する。次いでスライス方向および位相エンコード方向にそれぞれエンコードのための傾斜磁場パルス63、64を印加し、さらに読み出し方向の傾斜磁場65、66を印加してNMR信号67を計測する。エンコードのための傾斜磁場63、64の強度を変えながら繰り返し時間TRで上記シーケンスを繰り返し、選択されたスラブについて三次元データを得る。
【００４１】
最初のスラブの計測が終了すると（ステップ206）、次のスラブについても同様の計測を繰り返し（ステップ207）、最後のスラブ（スラブ番号Ｓ）まで計測し計測を終了する（ステップ208）。この場合、各スラブについては、前記表に示したスラブ位置、スラブ厚さとなるようにスラブ選択傾斜磁場61の強度が決められている。
【００４２】
このように各スラブについて計測したデータを用いて再構成を行うことにより、撮像領域全体の3D血管像を得ることができる。この際、各計測データはそのスラブの流速に対し最適な条件で計測されているので、流速を反映した高画質の3D画像を得ることができる。
【００４３】
尚、以上の実施形態では、領域内の累積移動量を表す曲線と二次曲線との交点から順次スライス境界を求める方法を説明したが、流速分布に応じて最適分割スラブを決める方法は、この方法に限定されず、例えば予め流速範囲に応じて最適なスラブ厚を求めたテーブルを用意しておき、このテーブルから、順次スラブ厚を求めることも可能である。
【００４４】
また上記実施形態で示したパルスシーケンスは例示であって、本発明のMRI装置はこれらに限定されず、例えば１回の励起で複数のNMR信号をEPIシーケンスなどアンギオグラフィ計測に採用される全てのパルスシーケンスを採用できる。
【００４５】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、本発明によるMRI装置によれば、3Dアンギオグラフィ画像撮影において、対象となる被検体の流速分布に最適な分割スラブ厚を自動的に設定し、計測を行うことが可能となり、3Dアンギオグラフィ画像の高画質化を実現することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】本発明によるMRI装置における3Dアンギオグラフィ計測の一実施例を示すフロー図。
【図３】本発明によるMRI装置においてスラブ方向の流速分布を計測するためのパルスシーケンスの一例を示す図。
【図４】本発明によるMRI装置におけるスラブ分割方法を説明する図。
【図５】本発明によるMRI装置における最適スラブ分割方法を説明する図。
【図６】本発明によるMRI装置で採用する3Dアンギオグラフィ計測のためのパルスシーケンスの一例を示す図。
【図７】従来のMRI装置におけるスラブ分割方法を説明する図。
【図８】 3Dアンギオグラフィ画像の撮像対象領域の厚さと流速との関係を示す図。
【符号の説明】
１…中央処理装置(CPU)
２…シーケンサ
３…送信系
４…静磁場発生系
５…受信系
６…信号処理系
７…被検査体[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and more particularly, to an MRI apparatus that enables high-quality 3D angiography images.
[0002]
[Prior art]
The MRI apparatus uses the so-called NMR phenomenon to measure the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins (hereinafter referred to as spins) in the cross section corresponding to the desired examination site in the subject, The examination site of the specimen is displayed as an image.
[0003]
As an imaging technique of such an MRI apparatus, there is a three-dimensional MR angiography measurement as a technique for imaging a blood flow in a subject. In the three-dimensional angiography measurement, as shown in FIG. 7, the imaging region 70 is divided into predetermined regions (slabs) 71 to 74, and the magnetic field strength of the gradient magnetic field prior to data measurement called slice encoding and phase encoding is determined for each region. By repeating data measurement while changing, a three-dimensional data array is obtained, and a three-dimensional image can be obtained by reconstructing the three-dimensional data array by three-dimensional Fourier transform.
[0004]
In addition, by shortening the repetition time (hereinafter referred to as TR) of this pulse sequence, the signal intensity of the flowing tissue such as blood vessels is improved against the non-flowing tissue such as brain tissue and muscle, and only the flowing region The method of imaging the image is known as the Time of Flight method (hereinafter referred to as TOF method).
[0005]
FIG. 8A shows the principle of this method. In the figure, when imaging a region flowing in the direction of the arrow, for example, a blood vessel 84, the blood 81 in the imaging section 83 measured at an arbitrary time has moved to the position 82 at the time of the next measurement. ing. Further, the blood measured at this time is present at position 80 at the previous measurement time. That is, the blood vessel in the imaging region is always in a state of being measured for the first time when the cross-section 83 to be imaged (slab in the case of 3D measurement) is thin. On the other hand, the other non-flowing parts are measured every time. Therefore, when TR is short, saturation of the NMR signal occurs in the portion that is repeatedly measured. Due to this saturation phenomenon, the signal intensity other than the blood vessel is reduced, and image data in which only the blood vessel is emphasized can be obtained. This is generally called the inflow effect.
[0006]
On the other hand, as shown in FIG. 8 (b), when the slab thickness is thick, the blood 87 in the blood vessel measured last time after TR time is partially present in the imaging slab 88, and therefore, repeatedly. Excited and measured. For this reason, the blood vessel enhancement effect due to the saturation phenomenon of the NMR signal is reduced.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
For this reason, in the conventional three-dimensional angiography, a method of dividing a slab to be imaged and repeating measurement with a thin slab is taken. In this case, the thickness of the slab to be divided is often determined based on experience, and the target portion is simply divided equally.
[0008]
Therefore, when there is a flow velocity distribution in the fluid flowing through the target region, there is a case where the image cannot always be imaged under optimum conditions and the inflow effect cannot be obtained. Further, when the thickness of the divided slab is made too thin in order to obtain a reliable inflow effect, there is a problem that the measurement time becomes long.
[0009]
Therefore, an object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of automatically performing optimal slab division based on the flow velocity distribution of a fluid in a target region in three-dimensional blood vessel enhancement image measurement. It is another object of the present invention to provide an MRI apparatus that can improve the signal enhancement effect of a flowing part due to NMR signal saturation.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve such an object, in the present invention, the blood flow velocity distribution in the measurement slab direction is measured in advance, the optimal slab division is calculated based on this distribution, and the pulse sequence is set based on this result. , Measure and reconfigure.
[0011]
That is, the MRI apparatus of the present invention includes a static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a transmitting means for applying a high-frequency magnetic field to an object to be inspected placed in the static magnetic field, and applying a magnetic field gradient to the static magnetic field. Gradient magnetic field generating means, receiving means for measuring nuclear magnetic resonance signals generated from the inspected object, these transmitting means, control means for controlling the gradient magnetic field generating means and receiving means according to a predetermined pulse sequence, measured nuclear magnetic resonance Image processing means for performing image processing based on the signal,
Wherein, prior SL has a first pulse sequence for imaging the fluid in the measurement target region of the inspection object, realm division of the measurement target area in response to the flow velocity distribution of the fluid in the measurement target region And the first pulse sequence is executed for each of the divided areas.
[0012]
The MRI apparatus configured as described above can obtain a three-dimensional image with improved image quality without reducing the blood vessel enhancement effect even when the region to be imaged has a flow velocity distribution. The calculation of the optimum divided region may be obtained by sequential calculation from the flow velocity distribution, or a correspondence table of flow velocity / divided region thickness may be prepared in advance, and the optimum divided region may be obtained from this table.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
An embodiment of the present invention will be described below.
[0014]
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied. This MRI apparatus roughly comprises a central processing unit (CPU) 1, a sequencer 2, a transmission system 3, a static magnetic field generation system 4, a reception system 5, and a signal processing system 6. The static magnetic field generation system 4 includes a static magnetic field generation magnet that generates a uniform magnetic field in a space in which the subject 7 is placed, and a gradient magnetic field generation system that provides a linear magnetic field gradient. The CPU 1 controls each of the sequencer 2, the transmission system 3, the reception system 5, and the signal processing system 6 in accordance with a program based on the present invention.
[0015]
The sequencer 2 operates based on a control command from the CPU 1, and sends various commands necessary for collecting tomographic image data of the subject 7 to the transmission system 3, the gradient magnetic field generation system, and the reception system 5. A time chart of these controls by the sequencer 2 is called a pulse sequence, and here, a pulse sequence for angiography measurement is incorporated.
[0016]
The transmission system 3 includes a high-frequency transmitter 8, a modulator 9, and an irradiation coil 11 as a high-frequency coil. A high-frequency pulse from the high-frequency transmitter 8 is amplitude-modulated by the modulator 9 according to a command from the sequencer 2, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified via the high-frequency amplifier 10 and supplied to the irradiation coil 11. The object 7 is irradiated with a shaped electromagnetic wave.
[0017]
The static magnetic field generating magnet is for generating a uniform static magnetic field in an arbitrary direction around the subject 7, and in addition to the irradiation coil 11, a gradient magnetic field is generated inside the static magnetic field generating magnet. A gradient coil 13 and a receiving coil 14 of the receiving system 5 are installed.
[0018]
The gradient magnetic field generating system includes a gradient magnetic field coil 13 having a configuration capable of independently applying a gradient magnetic field in the Cartesian coordinate axis directions orthogonal to each other, and a gradient magnetic field power source 12 for supplying a current to the gradient magnetic field coil 13. The gradient magnetic field strength can be changed by the current flowing through the gradient coil 13, thereby selecting and exciting a slice or slab having a predetermined position and thickness, and generating a desired NMR signal generated from the selected region. Direction encoding can be given. The intensity and timing of the current applied to the gradient coil are controlled by the pulse sequence described above.
[0019]
The receiving system 5 includes a receiving coil 14 as a high frequency coil, an amplifier 15 connected to the receiving coil 14, a quadrature phase detector 16, and an A / D converter 24. When the signal is detected by the receiving coil 14, the signal is converted into a digital quantity via the amplifier 15, the quadrature phase detector 16, and the A / D converter 24, and at the timing according to a command from the sequencer 2, the quadrature phase detector 16 It is converted to two sampled collection data and sent to CPU1.
[0020]
The signal processing system 6 includes a CPU 1, an internal memory such as a ROM 17 and a RAM 18, an external storage device such as a magneto-optical disk 19 and a magnetic disk 21, a display 20 including a CRT, a track sole, a mouse 22 and a keyboard 23. Input device. When data from the receiving system 5 is input to the CPU 1, the CPU 1 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays a desired cross-sectional image of the subject 7 as a result on the display 20. Recording on the magnetic disk 21 or the like of the external storage device.
[0021]
Further, the CPU 1 incorporates a program for performing optimal region division based on the blood flow velocity distribution in the measurement region in angiography measurement.
[0022]
Next, the operation of the MRI apparatus having such a configuration will be described with reference to the flowchart shown in FIG.
[0023]
When actual measurement is started (step 201), first, measurement for obtaining the flow velocity distribution in the slice direction is performed for the entire imaging region (step 202). As a pulse sequence for obtaining the flow velocity distribution, for example, a set of pulse sequences shown in FIGS. 3A and 3B is incorporated in the sequencer 2, and the CPU 1 calculates conditions for these sequences via the sequencer 2. Execute. The slice thickness photographed at this time is set so as to measure the entire slab to be subjected to the three-dimensional measurement. That is, the magnitude of the gradient magnetic field Gs in the slice direction applied simultaneously with the high-frequency pulse RF in the pulse sequence of FIGS. 3A and 3B is set.
[0024]
The pulse sequences shown in Figs. 3 (a) and 3 (b) are generally based on a technique called the PC (Phase Contrast) method, and the absolute values of the application time and gradient magnetic field strength are equal and the polarities are opposite. A pair of gradient magnetic field pulses (flow encode pulses) 31a, 31b or 32a, 32b is used. The flow encode pulses used in the two pulse sequences have the same magnitude and time, but the applied polarity order is different. The flow velocity distribution can be obtained from the difference between the data obtained by executing each pulse sequence.
[0025]
That is, the relationship between the applied intensity Gv of one flow encode pulse and the time Tv is expressed by the following equation when the flow velocity range of the blood vessel to be measured is −v [cm / sec] to v [cm / sec].
[0026]
2 ・ γ ・ Gv ・ Tv ・ Tv ・ v = 2 ・ π (1)
The data obtained by Fourier transforming the complex signal sequence measured by the pulse sequence (a) is Da, and the data obtained by Fourier transforming the complex signal sequence measured by the pulse sequence (b) is Db, and the phase of each data is calculated. Assuming that the data string is θ [Da] and θ [Db], the data string θ [Dc] obtained by subtracting θ [Db] from θ [Da] is an image of only the flowing tissue. The intensity indicates the signal intensity proportional to the flow velocity with the maximum value as v and the minimum value as -v. In this case, θ [Dc] is data obtained by adding the flow velocity distribution in the slice direction to the blood vessels in the plane perpendicular to the slice direction with respect to the entire three-dimensional region to be imaged.
[0027]
This is schematically shown in FIG. In FIG. 4, there are two

blood vessels

41 and 42 in the imaging region 40, but the flow velocity distribution 43 obtained by the above procedure is the sum of the distributions of these two blood vessels. In this example, the flow rate is fast on the left side of the region 40 in the figure, and the flow rate is slowed toward the right side.
[0028]
Next, the optimum slab thickness and number of slabs for dividing the imaging region are determined based on the flow velocity distribution in the slice direction obtained by the measurement by the pulse sequence (step 203).
[0029]
In general, when the blood flow velocity is v [cm / sec], the slab thickness is ideally the distance traveled by the repetition time TR [msec]. That is, the optimum slab thickness S [mm] can be expressed by the following equation.
[0030]
S = v × (10/1000) × TR (2)
However, in the above case, the slab thickness is generally thin, and therefore a coefficient k is provided to set an allowable range.
[0031]
S '= S × k (3)
This condition is applied to the flow velocity distribution data string Vs [n] in the slice direction obtained in step 203 to determine the slab thickness. For this reason, Vs is first converted into a flow rate per TR, that is, a distance Vs_TR [n] that moves between TRs. Here, n = 1, 2,... Ns and Ns are the required number of points in the slice direction. Vs_TR [n] is
Vs_TR [n] = Vs [n] x (10/1000) x TR x k (4)
It is represented by Here, as in the equation (3), a coefficient k that specifies the allowable range of the slab thickness is introduced. An example of Vs_TR [n] corresponding to the curve 43 indicating the velocity distribution of FIG. 4 is shown as a curve 51 of the graph shown in FIG.
[0032]
Next, a data string SvTR [n] is created by discretely integrating Vs_TR [n] in the n direction. However, the resolution in the slice direction is Δn [mm].
[0033]
SvTR [n] = SvTR [n-1] + Vs TR [n] × Δn (5)
This data string SvTR [n] is represented by a curve 52 in the graph of FIG. 5 and corresponds to the movement amount.
[0034]
Next, an intersection of SvTR [n] (curve 52) and n ² (curve 53) is obtained, and n at this point is set to n1. At this time, since SvTR [n] is discrete data, the nearest data is used as an intersection. Here, n ² corresponds to a cumulative value in the slice direction where n is an average of movement amounts per TR in an arbitrary region from position n = 0 to position n. That is, the point at which the value obtained by integrating the actual speed per TR (SvTR) matches the accumulated value when the movement amount per TR is n is defined as the first slab delimiter.
[0035]
Accordingly, the longer the moving distance average per TR in the slab, that is, the faster the flow velocity average, the longer n. Conversely, the shorter the moving distance average per TR, that is, the slower the flow velocity average, the shorter n.
[0036]
Next, as shown in FIG. 5, the intersection of SvTR [n] (curve 52) and (n−n1) ² + SvTR [n1] (curve 54) is obtained. In this case as well, the latest data is the intersection, and this n is n2. Similarly, the process of obtaining the intersection of SvTR [n] and (n-ni) ² + SvTR [ni] (ni is n1, n2, ... nL) (curve 55, ...) is the maximum value where ni does not exceed Ns Repeat until nL to find n1, n2, ... nL.
[0037]
The nl, n2,... Thus obtained are defined as the boundary lines of the slabs 44 to 47 shown on the lower side of FIGS. Next, the slab thickness and slab position are calculated from the boundary of each slab as shown in Table 1 (step 204).
[0038]
[Table 1]

Through the above procedure, it is possible to automatically set and measure a slab that optimally divides the imaging region according to the flow velocity distribution. Although this table shows the case where there is no overlap between slabs, the slabs may overlap each other by increasing the slab thickness.
[0039]
Next, using the slab thickness and slab position of each slab determined by the above means, calculate and execute a 3D angiographic measurement pulse sequence (specifically, a high-frequency pulse and gradient magnetic field that excites and selects the slab) (Step 205).
[0040]
An example of this pulse sequence is shown in FIG. This pulse sequence is a typical 3D angiography measurement sequence. First, a gradient magnetic field pulse 61 for selecting a slab is applied simultaneously with the high-frequency pulse 60 to excite a predetermined region of the subject. The gradient magnetic field pulse 62 is applied to restore the spin phase. Next, gradient

magnetic field pulses

63 and 64 for encoding are applied in the slice direction and the phase encoding direction, respectively, and gradient

magnetic fields

65 and 66 in the readout direction are further applied to measure the NMR signal 67. The above sequence is repeated at a repetition time TR while changing the strength of the gradient

magnetic fields

63 and 64 for encoding, and three-dimensional data is obtained for the selected slab.
[0041]
When the measurement of the first slab is completed (step 206), the same measurement is repeated for the next slab (step 207), and the measurement is completed up to the last slab (slab number S) (step 208). In this case, for each slab, the strength of the slab selection gradient magnetic field 61 is determined so that the slab position and the slab thickness shown in the above table are obtained.
[0042]
Thus, by performing reconstruction using the data measured for each slab, a 3D blood vessel image of the entire imaging region can be obtained. At this time, since each measurement data is measured under the optimum conditions for the flow velocity of the slab, a high-quality 3D image reflecting the flow velocity can be obtained.
[0043]
In the above embodiment, the method for sequentially obtaining the slice boundary from the intersection of the curve representing the cumulative movement amount in the region and the quadratic curve has been described. However, the method for determining the optimum divided slab according to the flow velocity distribution is described below. Without being limited to the method, for example, it is also possible to prepare a table for obtaining the optimum slab thickness in advance according to the flow velocity range, and obtain the slab thickness sequentially from this table.
[0044]
The pulse sequence shown in the above embodiment is an example, and the MRI apparatus of the present invention is not limited to these. For example, all the NMR signals such as an EPI sequence that are used for angiography measurement such as a plurality of NMR signals by one excitation. A pulse sequence can be adopted.
[0045]
【The invention's effect】
As is clear from the above description, according to the MRI apparatus of the present invention, in the 3D angiography image capturing, it is possible to automatically set and measure the divided slab thickness optimal for the flow velocity distribution of the target subject. This makes it possible to achieve high image quality of 3D angiography images.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a flowchart showing an embodiment of 3D angiography measurement in the MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence for measuring the flow velocity distribution in the slab direction in the MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating a slab dividing method in the MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 5 is a view for explaining an optimum slab dividing method in the MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing an example of a pulse sequence for 3D angiography measurement employed in the MRI apparatus according to the present invention.
FIG. 7 is a diagram for explaining a slab dividing method in a conventional MRI apparatus.
FIG. 8 is a diagram showing the relationship between the thickness of the imaging target region of the 3D angiography image and the flow velocity.
[Explanation of symbols]
1. Central processing unit (CPU)
2 ... Sequencer 3 ... Transmission system 4 ... Static magnetic field generation system 5 ... Reception system 6 ... Signal processing system 7 ... Inspected object

Claims

Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, transmitting means for applying a high-frequency magnetic field to a test object placed in the static magnetic field, gradient magnetic field generating means for giving a magnetic field gradient to the static magnetic field, and the test object Receiving means for measuring nuclear magnetic resonance signals generated from the control means, control means for controlling the transmitting means, gradient magnetic field generating means and receiving means in accordance with a predetermined pulse sequence, and image processing based on the measured nuclear magnetic resonance signals In a magnetic resonance imaging apparatus provided with a processing means,
Wherein, prior SL has a first pulse sequence for imaging the fluid in the measurement target region of the inspection object, realm division of the measurement target area in response to the flow velocity distribution of the fluid in the measurement target region And performing the first pulse sequence for each of the divided regions.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
The control means has a second pulse sequence for measuring the fluid flow velocity in the measurement target region, and corresponds to the flow velocity measurement result acquired using the second pulse sequence. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by performing division.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2,
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the control means applies the flow encode in the slab direction to measure the flow velocity.

The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3,
The said control means makes the magnitude | size of the area | region division when the said flow velocity is early larger than the magnitude | size of the area division | segmentation when the said flow velocity is slow, The magnetic resonance imaging apparatus characterized by the above-mentioned.