WO2005023107A1 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置 - Google Patents

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WO2005023107A1
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pulse
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Hiroyuki Itagaki
Tomohiro Goto
Yumiko Yatsui
Tetsuhiko Takahashi
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/5676—Gating or triggering based on an MR signal, e.g. involving one or more navigator echoes for motion monitoring and correction

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging method and apparatus for imaging and imaging a desired imaging region of an object, and more particularly, to an image of an object using a pulse sequence for applying a presaturation pulse.
  • the present invention relates to a technique for reducing variations in echo signal strength when capturing images in synchronization with body movement.
  • a magnetic resonance imaging apparatus utilizing the property of a contrast agent such as Gd-DTPA to aggregate in myocardium in a necrotic / infarcted state, the myocardium is extracted as a high signal region by ⁇ -weighted imaging.
  • a contrast agent such as Gd-DTPA
  • a first Inversion Recovery pulse is first applied to a predetermined slice in synchronization with an ECG R-wave.
  • a second Inversion Recovery pulse with a notch is applied to the region excluding the predetermined slice.
  • an echo signal is measured using an area included in the predetermined slice as a slice plane.
  • Patent Document 1 JP-A-2002-306450
  • the present invention reduces the variation in echo signal intensity when capturing an image in synchronization with the body movement of a subject by using a pulse sequence for applying a pre-saturation pulse, thereby reducing an image.
  • the purpose is to improve image quality by preventing artifacts that occur above.
  • a magnetic resonance imaging method of the present invention is configured as follows. That is
  • An adjustment pulse is included, and the second pulse sequence includes an inversion pulse that inverts the longitudinal magnetization of the desired imaging region by 180 degrees.
  • the longitudinal magnetization adjustment step is executed at the start of the imaging, and the measurement step is executed after the longitudinal magnetization adjustment step.
  • the excitation angle of the adjustment pulse is set to 180 degrees.
  • the excitation angle of the adjustment pulse is set to 90 degrees or more and 180 degrees or less.
  • the body motion information acquiring step includes detecting an electrocardiographic waveform of the subject and an R wave thereof, and determining the first and second pulse sequences. This is executed for each heartbeat after the elapse of the first waiting time after the detection of the R wave.
  • the second pulse sequence executes the measurement sequence after a lapse of a second waiting time from the inversion pulse.
  • the method further comprises, before the longitudinal magnetization adjusting step, a contrast agent administering step of administering a contrast agent to the subject, wherein the longitudinal magnetization adjusting step is performed. Is executed after a lapse of a predetermined standby time from the contrast agent administration step.
  • the body movement information acquiring step detects a change in the cycle and adjusts the longitudinal magnetization.
  • the measuring step being performed immediately after the change in the cycle is detected. And executed.
  • the body motion information detecting step detects a position or a displacement of the desired imaging region
  • the longitudinal magnetization adjusting step includes the position Is reached at a predetermined position, or when the displacement is within a desired range, the measurement step is entered and executed.
  • the body motion information detecting step detects a navigation echo reflecting position or displacement information of the desired imaging region.
  • the excitation angle of the adjustment panel is changed for each heartbeat.
  • the longitudinal magnetization can be adjusted more quickly and flexibly in accordance with the heartbeat cycle.
  • the same pseudo measurement sequence as the measurement sequence is executed after the adjustment panel. Then, the number of repetitions of the first pulse sequence is determined from the echo signal measured in the pseudo measurement sequence.
  • the longitudinal magnetization adjusted by the first pulse sequence is smoothly carried over to the second pulse sequence. be able to. Furthermore, the number of repetitions of the first pulse sequence can be determined according to the longitudinal magnetization state.
  • the measurement sequence executes the same blank strike measurement sequence as the measurement sequence before executing the measurement sequence.
  • the intensity of the echo signal before measurement is stabilized, so that the variation in the intensity of the echo signal is Can be further reduced to further prevent artifacts occurring on the image.
  • the number of repetitions of the first pulse sequence executed at the start of imaging and immediately after the change of the cycle is determined. Make it different. Alternatively, the excitation angle of the adjustment pulse is made different.
  • a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is configured as follows. That is
  • Static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to the subject; gradient magnetic field generating means for applying a gradient magnetic field in the slice direction, the phase encoding direction, and the frequency encoding direction to the subject; High-frequency magnetic field transmitting means for irradiating a high-frequency magnetic field pulse for causing resonance, echo signal receiving means for receiving an echo signal emitted by nuclear magnetic resonance, and a signal processing means for performing an image reconstruction operation using the echo signal A stage, an object state detecting means for detecting the state of the object and outputting information reflecting the state, and controlling a pulse sequence for receiving the echo signal corresponding to the object state. And a pulse sequence control unit, wherein the position of the subject is synchronized with information from the subject state detection unit.
  • the pulse sequence for photographing the desired photographing region includes a first pulse sequence for adjusting the longitudinal magnetization of a region including the desired photographing region, and a subsequent execution of an echo signal from the desired photographing region.
  • the first pulse sequence has an adjustment pulse for exciting longitudinal magnetization of a region including the desired imaging region to a predetermined angle
  • the second pulse sequence changes the longitudinal magnetization of the desired imaging region by 180 degrees. It has an inversion pulse that inverts every degree.
  • the pulse sequence has a pulse sequence for measuring a navigation echo reflecting position or displacement information of the desired imaging region.
  • the subject state detection means detects the position or displacement of the desired imaging region from the navigation echo, and the pulse sequence control means detects when the position comes to a predetermined position, or When the displacement reaches a desired range, the first noise sequence is inserted into the second pulse sequence being executed and executed.
  • FIG. 1 is a diagram showing an embodiment in which an empty heartbeat sequence at the start of imaging is composed of (a) only an Inversion Recovery sequence IR, and (b) an Inversion Recovery sequence IR and a signal measurement sequence Acq. .
  • FIG. 2 is a diagram showing an embodiment in which an empty heartbeat sequence at the start of imaging is composed of (a) only a Saturation Recovery sequence SR, and (b) a Saturation Recovery sequence SR and a signal measurement sequence Acq.
  • FIG. 3 is a diagram showing an embodiment in which an empty heartbeat sequence immediately after an arrhythmia is composed of (a) only a Saturation Recovery sequence SR, and (b) an Inversion Recovery sequence IR and a signal measurement sequence Acq.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a delayed contrast imaging sequence.
  • FIG. 5 is a diagram showing an embodiment in which a signal measurement sequence is composed of (a) a measurement sequence only, (b) an idle measurement sequence and a measurement sequence, and (c) is a diagram showing a change in longitudinal magnetization.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a diaphragm navigation.
  • (a) A diagram showing the positional relationship between each tissue of the subject and the slice cross-section and the diaphragm navigation excitation region.
  • the excitation region by the 90-degree pulse and the excitation region by the 180-degree pulse are different.
  • FIG. 4 is a diagram showing the generation of a crossed rhombic columnar force navi echo signal.
  • FIG. 7 is a diagram showing an embodiment of body motion detection using a diaphragm navigation sequence.
  • (a) A diagram showing an example of a diaphragm navigation sequence.
  • (b) A diagram showing an example of inserting a diaphragm navigation sequence into the main measurement sequence.
  • FIG. 8 is a diagram showing a preferred configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of a gradient echo sequence.
  • FIG. 8 shows a preferred configuration example of a magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as MRI) apparatus to which the present invention is applied.
  • 801 is a magnet for generating a static magnetic field
  • 802 is a subject such as a patient
  • 803 is a bed on which the subject 802 is mounted
  • 804 irradiates the subject 802 with a high-frequency magnetic field and detects an echo signal from the subject 802.
  • 805, 806, and 807 are slice selection, phase encoding, and frequency encoding in X, Y, and Z directions, respectively.
  • This is a gradient magnetic field generating coil for generating a gradient magnetic field.
  • 808 is a high-frequency magnetic field power supply for supplying power to the high-frequency magnetic field coil 804, and 809, 810, and 811 are gradient magnetic field power supplies for supplying current to the respective gradient magnetic field generating coils 805, 806, and 807, respectively.
  • Reference numeral 816 denotes a sequencer, which sends commands to peripheral devices such as gradient magnetic field power supplies 809, 810, 811, high-frequency magnetic field power supply 808, synthesizer 812, modulator 813, amplifier 814, and receiver 815 to control the operation of the MRI apparatus. .
  • a storage medium 817 stores data such as photographing conditions.
  • Reference numeral 818 denotes a computer which performs image reconstruction by referring to the echo signal input from the receiver 815 and the data in the storage medium 817.
  • Reference numeral 819 denotes a display for displaying the result of image reconstruction performed by the computer 818.
  • Reference numeral 821 denotes an ECG probe attached to the subject 802 as a subject state detecting means, and 820 denotes an ECG probe.
  • An ECG waveform detector that detects the ECG waveform from the ECG probe 821 and sends it to the sequencer 816.
  • the sequencer 816 sends a command to the gradient magnetic field power supply 809 811 according to a predetermined sequence, and the gradient magnetic field coils 805-807 generate gradient magnetic fields in each direction.
  • the sequencer 816 sends a command to the synthesizer 812 and the modulator 813 to generate a high-frequency magnetic field waveform, and outputs the high-frequency magnetic field (hereinafter, referred to as RF pulse) amplified by the high-frequency magnetic field power supply 808 to the high-frequency magnetic field coil 804. Irradiated to the subject 802.
  • the echo signal generated from the subject 802 is received by the high-frequency magnetic field coil 804, amplified by the amplifier 814, and subjected to A / D conversion and detection by the receiver 815.
  • the center frequency used as a reference for detection is stored in the storage medium 817 and is read out by the sequencer 816 and set in the receiver 815.
  • the detected echo signal is sent to a computer 818 and subjected to image reconstruction processing.
  • the result of the image reconstruction or the like is displayed on the display 819.
  • the sequencer 816 controls the execution of the sequence in synchronization with the electrocardiogram waveform from the electrocardiogram waveform detector 820.
  • a first pulse sequence for adjusting longitudinal magnetization of a region including a desired imaging region of a subject is started at the start of imaging. This is a mode executed before a second pulse sequence for measuring an echo signal from the desired imaging region.
  • This sequence is an example of a second pulse sequence, and is hereinafter referred to as a main measurement sequence.
  • the present invention is not limited to this main measurement sequence.
  • a predetermined time is waited after injecting a T-shortened contrast medium such as Gd-DTPA into a subject.
  • This predetermined time is, for example, in the case of delayed contrast imaging, a time interval when the contrast agent accumulates in the infarcted myocardium and the echo signal from the infarcted myocardium becomes a high signal, and is generally called a delay time.
  • the main measurement sequence 105 is started. In this measurement sequence 105, while the patient is holding their breath, in synchronization with the electrocardiogram R-wave (electric signal from the electrocardiogram waveform detector 820), after the waiting time TD from the R-wave 101, the slice as a desired imaging region is obtained.
  • an Inversion Recovery (hereinafter, referred to as IR) sequence in which a 180-degree inversion pulse 102 of a slice non-selection is applied as a pre-saturation sequence to the region including.
  • IR Inversion Recovery
  • Acq signal measurement sequence 103 for measuring an echo signal from a slice which is a desired imaging region is executed for a period of Tacq.
  • the idle signal measurement sequence 502 is executed to stabilize the echo signal, and thereafter the echo signal is converted
  • the measurement sequence 501 to be measured is executed (refer to FIG. 5 (b).
  • the blank shot measurement sequence is a sequence characterized by the following two characteristics.
  • Echo signals are not measured, or echo signals are measured but not used for image reconstruction.
  • the main measurement sequence 105 is composed of the IR sequence 102 and the Acq sequence 103. Further, the Acq sequence 103 may include only the measurement sequence 501 or may include the blank measurement sequence 502 and the measurement sequence 501.
  • a measurement sequence 501 for measuring an echo signal a sequence based on a gradient echo method of the SSFP type (hereinafter referred to as a gradient echo sequence) is frequently used. This is because the repetition time TR shorter than the vertical relaxation time T and the horizontal relaxation time T
  • Fig. 9 shows a sequence of gradient records.
  • a slice selection gradient magnetic field 911 is applied to, for example, a heart of a subject placed in a static magnetic field, and an RF pulse 912 having a flip angle (eg, 45 °) is generated.
  • a flip angle eg, 45 °
  • a nuclear magnetic resonance phenomenon is induced in the slice.
  • a phase encoding gradient magnetic field 913 is applied to the slice in which the nuclear magnetic resonance phenomenon has been induced.
  • a dephase pulse 914 is applied in the frequency encoding direction. Thereby, the phase difference between the nuclear spins in the frequency encoding direction is enlarged.
  • an echo signal 917 (for example, a time-series signal including 128, 256, 512, 1024 sampling data, etc.) is received during the A / D sampling interval 916 while the frequency encoding gradient magnetic field 915 is applied.
  • a phase encoding gradient magnetic field 918 having a polarity opposite to that of the phase encoding gradient magnetic field 913 and a frequency encoding gradient magnetic field 915 having a polarity opposite to that of the frequency encoding gradient magnetic field 915 and an application amount of 1/2 (gradient magnetic field) are used.
  • a rephase gradient magnetic field 919 having an area surrounded by the waveform and the time axis) is applied to the slice. This cancels the phase difference between nuclear spins.
  • an RF pulse 910 that is a flip angular force (for example, ⁇ 45 °) is applied.
  • the time from when the RF pulse 912 with the flip angle a is applied to when the RF pulse 910 with the flip angular force Sa is applied is repeated as a time TR.
  • the RF pulse is continuously applied to the slice, and the amplitude of the phase encoder gradient magnetic field 913 and the polarity of the phase encoder gradient magnetic field 918 having the opposite polarity are changed and applied.
  • the required number eg, 128, 256, 512, etc.
  • a first pulse for adjusting the longitudinal magnetization of a region including a desired imaging region is provided before the main measurement sequence (second pulse sequence).
  • second pulse sequence the application of only the high-frequency magnetic field as the adjustment pulse or the application of the high-frequency magnetic field and the gradient magnetic field is specified. Perform only heart rate.
  • the first pulse sequence is defined as a blank heartbeat sequence
  • the heart rate at which the blank heartbeat sequence is executed is defined as a blank heartbeat rate, respectively, to be distinguished from the main measurement sequence.
  • the non-beating heartbeat sequence will be specifically described.
  • FIG. 1 shows an example of an unbeatable heartbeat sequence.
  • the blank heart rate is three heartbeats up to heartbeat 1 (101-1) and heartbeat 3 (101-3). However, it is not limited to three heartbeats.
  • Fig. 1 (a) shows an example in which the blank heartbeat sequence 104 is composed of only an IR sequence consisting of IR1 (102-1) and IR3 (102-3), which are pre-saturation pulses as longitudinal magnetization adjustment pulses. ing.
  • Fig. 1 (b) shows two types of sequences: an IR sequence consisting of IRK102-D-IR3 (102-3) and an Acq sequence consisting of Acql (103_l) -Acq3 (103_3), which is a pseudo measurement sequence.
  • the example which comprises the heartbeat sequence 104 is shown. In each case, after the heartbeat 4, the echo signal measured in the main measurement sequence 105 including only the Acq sequence is used for image reconstruction.
  • the longitudinal magnetization force S smoothed by the first pulse sequence is added to the second pulse sequence. Can be taken over.
  • the blank heart rate may be determined by obtaining the state of longitudinal magnetization from the echo signal intensity. For example, if it is determined that the longitudinal magnetization has not converged to the desired state, the idle heart rate is increased and the idle heartbeat sequence 104 is continued. Conversely, if it is determined that the vertical magnetization has converged to the desired state, the idle beating heartbeat sequence 104 is stopped, and the flow shifts to the main measurement sequence 105.
  • the Acq sequence in the blank heartbeat sequence 104 is composed of only the measurement sequence 501 as shown in FIG. It is possible to use either the case where the measurement is performed or the case where the measurement is made up of the idle measurement sequence 502 and the measurement sequence 501 as shown in FIG. 5 (b).
  • the blanking measurement sequence 502 is the same sequence as the measurement sequence 501, but does not measure the echo signal or does not use the measured echo signal for image reconstruction. This is the same for other embodiments described later.
  • Longitudinal magnetization is continuously tilted at a predetermined angle by an RF pulse and is recovered with a time constant of T
  • the purpose of the IR pulse at the time of idling by the IR sequence in the present invention is to equalize the magnitude of longitudinal magnetization when applying the IR pulse in the present measurement sequence (the same applies to the Saturation Recovery pulse described later).
  • the purpose of the RF pulse in the idle measurement sequence is to make the longitudinal magnetization uniform when measuring the echo signal. If the magnitude of the longitudinal magnetization is the same, the signal intensity at the time of the echo signal measurement becomes the same, so that no artifact occurs.
  • the first embodiment shown in FIG. 1 is an example in which an IR sequence using a 180 ° inversion pulse is applied as an empty heartbeat sequence
  • the second embodiment shown in FIG. This is an example of applying a Saturation Recovery (SR) sequence in which the reversal angle of nuclear magnetization is 90 degrees or more and 180 degrees or less.
  • SR Saturation Recovery
  • FIG. 2 shows an example in which the excitation angle increases with each heartbeat.
  • the blank heart rate is three heartbeats up to heartbeat 1 (101-1) and heartbeat 3 (101-3).
  • FIG. 2A shows an example in which the non-beating heartbeat sequence 104 is composed of only an SR sequence consisting of SR1 (201_1) -SR3 (201_3) as longitudinal magnetization adjustment pulses.
  • Fig. 2 (b) shows two types of sequences, the SR sequence consisting of SR1 (201_1) and SR3 (201-3), and the Acq sequence consisting of Acql (103_l) -Acq3 (103_3).
  • the example which comprises is shown.
  • the echo signals measured in this measurement sequence 105 consisting only of the Acq sequence after heartbeat 4 are image-reconstructed This is the same as the first embodiment shown in FIG.
  • the echo signal intensity can be reduced. Variation can be reduced. As a result, artifacts occurring on the image can be prevented.
  • delayed contrast imaging when imaging the infarcted myocardium in synchronization with the R wave of the electrocardiogram, it is possible to reduce the variability of the echo signal intensity from the imaging slice, thus improving diagnostic performance by improving image quality. Can be.
  • the first pulse sequence is applied to reduce the variation in echo signal intensity which is a cause of artifacts. Even when the period changes, the echo signal intensity varies. Therefore, in the second embodiment, immediately after the period of the periodic body movement of the subject changes, the first pulse sequence for adjusting the longitudinal magnetization of the region including the desired imaging region of the subject is set to the desired imaging sequence. This is a mode in which an echo signal from a region is inserted into a second pulse sequence for measurement and executed.
  • the determination as to whether or not an arrhythmia can be made by, for example, setting thresholds for the upper and lower limits of the cardiac cycle in advance, and comparing the threshold with the length of the cardiac cycle. is there.
  • the time interval between the heartbeat 101_n_l and the heartbeat 101_n is shortened due to the arrhythmia (heartbeat 101_n).
  • a heartbeat 101-n which is an arrhythmia
  • the idle beating heartbeat sequence 104 is inserted and executed immediately after the heartbeat 101_n.
  • the blank heart rate is equal to heartbeat 101-n and heartbeat.
  • the beat is 101-n + l twice.
  • the main measurement sequence 105-2 is executed from the next heartbeat 101-n + 2 as a continuation of the main measurement sequence 105-1.
  • the lower limit value of the heartbeat rate for preventing the occurrence of artifacts may be derived in advance for each MRI apparatus, and the number of times equal to or greater than the lower limit value may be applied as the heartbeat rate.
  • FIG. 3 (a) shows an example in which the non-beating heartbeat sequence 104 is composed only of the SR sequences having the SR1 (201-1) and SR2 (201_2) forces.
  • Fig. 3 (b) shows an IR sequence consisting of IRn (102_n) and IRn + l (102_n + l) and Acq.n_3 (103-n-3) and Acq.n-2 (103-n-2).
  • An example is shown in which an empty beating heartbeat sequence 104 is composed of two types of sequences, namely, Acq sequences.
  • the non-beating heartbeat sequence 104 is configured only with the IR sequence, or an example in which the non-beating heartbeat sequence 104 is configured with the SR sequence and the Acq sequence. Further, in the Acq sequence in the idle heartbeat sequence 104, the echo signal is not measured, or the echo signal is not used for image reconstruction even if the echo signal is measured, which is different from the first embodiment described with reference to FIGS. This is the same as in each embodiment.
  • the configuration of the heartbeat sequence and the heartbeat sequence may be different between the heartbeat sequence at the start of imaging and the heartbeat sequence immediately after the arrhythmia.
  • a beating heartbeat sequence at the start of imaging a beating heartbeat sequence composed of an IR sequence and an Acq sequence is executed for a period of three beating heartbeats
  • SR a beating heartbeat sequence immediately after an arrhythmia
  • SR It is possible to execute a blank beating heartbeat sequence consisting of only a sequence during a period of two blank beating heart rates. In this way, the longitudinal magnetization can be adjusted flexibly in response to the situation where the first noise sequence is executed.
  • the empty heartbeat sequence is performed immediately after the arrhythmia, so that the echo signal intensity can be reduced. It is possible to suppress artifacts caused by variations.
  • the longitudinal magnetization of the region including the desired imaging region of the subject is changed.
  • the region including the desired imaging region is This is a mode in which a first pulse sequence for adjusting longitudinal magnetization is inserted into a second pulse sequence for measuring an echo signal from the desired imaging region and executed.
  • FIGS. 6 and 7 An example of the present embodiment assuming respiratory movement will be described with reference to FIGS. 6 and 7, as an example in which the position of a desired imaging region changes due to periodic body movement.
  • Diaphragm navigation is one of the techniques for detecting the position or displacement of the heart (Non-Patent Document 1).
  • Fig. 6 shows an example of the excitation area in diaphragm navigation.
  • FIG. 6 (a) shows the positional relationship between each tissue of the subject, the slice cross section, and the diaphragm navigation excitation area.
  • Fig. 6 (b) shows an echo signal (hereinafter referred to as a Navi-Echo signal) from a diamond-shaped column-shaped area 603 where a 90-degree pulse excitation area 601 and a 180-degree pulse excitation area 602 intersect, as viewed from a slice cross section orthogonal to the diaphragm. ).
  • Diaphragm navigation directly detects the position or displacement of the diaphragm. As a result, the position or displacement of the heart is indirectly detected.
  • Non-patent document 1 US Pat. No. 4,937,526
  • FIG. 7 shows an example of a diaphragm navigation sequence for realizing region-selective excitation.
  • Two RF pulses a 90-degree pulse 701 and a 180-degree pulse 702, cross the excited regions 601 and 602 at the position of the diaphragm, respectively, and measure the navigation echo signal from the crossed region 603.
  • a 90-degree pulse 701 is applied as a first RF pulse, and at the same time, a region selection gradient magnetic field 703 is applied. Thereafter, a dephase gradient magnetic field 706 is applied in the frequency encoding direction.
  • a 180-degree pulse 702 is applied as a second RF pulse and a region-selecting gradient magnetic field 704 is applied at the same time to excite the 180-degree excitation region 602. .
  • a spin echo one signal 705 is generated only in the intersection region 603 including the diaphragm, and this echo signal 705 is used as a navi echo signal with the frequency encoding gradient magnetic field 707 applied. It is measured.
  • the measured navigation echo signal is converted into a projected image by Fourier transform, and the projected image is analyzed to detect the position or displacement of the diaphragm.
  • the position or displacement of the diaphragm is analyzed to detect the position or displacement of the diaphragm.
  • the above-described diaphragm navigation sequence 710 has a waiting time TD between the R wave 101 and the IR pulse 102, or a waiting time TI between the IR pulse 102 and the main measuring sequence 105, or the waiting time TI or the main measuring sequence 105. It can be inserted at any later time.
  • FIG. 7 (b) shows an example in which the diaphragm navigation sequence 710 is inserted in the waiting time TD between the R wave 101 and the IR pulse 102.
  • the position or displacement of the heart is indirectly detected using the diaphragm navigation sequence 710. Then, when the position of the heart comes to a predetermined position, or when the positional deviation of the heart falls within a predetermined range, it is determined that the slice cross section linked to the position of the heart has come to the predetermined position. Can be.
  • the slice cross section is sliced by the main measurement sequence 105.
  • a cross section is photographed.
  • the execution of the main measurement sequence 105 is interrupted, and only the diaphragm navigation sequence 710 is repeatedly executed, and the position or displacement of the heart is indirectly monitored.
  • the above-described empty beating heartbeat sequence 104 is executed by the number of empty beating heartbeats.
  • the idle beating heartbeat sequence 104 in this embodiment is the same as that in each of the above-described first and second embodiments, and a detailed description thereof will be omitted. After the end of the idle heartbeat sequence 104, the main measurement is continued by returning to the main measurement sequence 105 shown in FIG. 7 (b).
  • the execution of the empty beating heartbeat sequence 104 and the execution of the main measurement sequence 105 are switched, and all echo signals necessary for imaging a slice cross section are measured. Is done.
  • the diaphragm navigation sequence 710 may be inserted not only during execution of the main measurement sequence 104 but also during execution of the idle beating heartbeat sequence 104.
  • the echo signal from the desired imaging region Variations in intensity can be reduced, and artifacts due to body movements occurring on the image can be prevented to improve image quality.
  • the MRI method and apparatus of the present invention are not limited to the above embodiments, and various modifications are possible.
  • the present invention can be similarly applied to a force vertical magnetic field type MRI apparatus taking a horizontal magnetic field type MRI apparatus as an example.
  • the source of the static magnetic field can be any of a permanent magnet, a superconducting magnet, and a normal conducting magnet.
  • the present invention is applied to delayed contrast imaging of a heart as an imaging target.
  • a thick blood vessel such as a thoracic aorta or an abdominal aorta
  • the present invention can be applied to a simple ECG-gated radiography without using an organ, delayed imaging, or even a simple radiography without synchronization.
  • the RF pulse or the SR pulse in the idle heartbeat sequence in which the slice is not selected may be an RF pulse that selectively excites a wide area (slab) including a desired slice.

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Abstract

　プリサチュレーションパルスを印加するパルスシーケンスを用いて、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきと、これが原因となって発生する画像上のアーチファクトを低減させる。特に、遅延造影撮影における、心室内の血液に由来するアーチファクトを防止する。そのめたに、エコー信号を計測する前に、縦磁化を所望の状態に調整するIRパルス等を印加することによって、エコー信号強度のばらつきを抑制してアーチファクトを防止する。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング方法及び装置
技術分野
[0001] 本発明は、被検体の所望の撮影領域を撮影して画像化する磁気共鳴イメージング 方法及び装置に関し、特に、プリサチユレーシヨンパルスを印加するパルスシーケン スを用いて、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきを 低減させる技術に関する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴イメージング装置において、壊死 ·梗塞状態の心筋に Gd-DTPA等の造影 剤が凝集する性質を利用し、 τ強調撮影により上記心筋を高信号領域として抽出す
1
る遅延造影撮影が行われてレ、る。
[0003] この遅延造影撮影の一般的な磁場印加手順 (パルスシーケンス、以下、単にシーケ ンスともいう)は次の通りである。すなわち、患者息止め下で心電図 R波と同期して、 R 波から待ち時間 TD (第 1の待ち時間)後に、プリサチユレーシヨンシーケンスとしてスラ イス非選択の 180度反転パルスを印加する Inversion Recoveryシーケンスが実行され 、次いで、待ち時間 TI (第 2の待ち時間)後にエコー信号を計測する信号計測シーケ ンスが実行される。一般的には、 1心拍あたり約 20個のエコー信号が計測される。これ らが 10 20心拍繰り返されて、 1スライスあたり約 15秒で撮影される。
[0004] しかし、遅延造影撮影においては、心室内の血液に由来するアーチファクトが画像 上に発生することが知られている。このアーチファクトの原因は次の通りである。すな わち、静磁場強度 1.5Tの場合、血液の縦緩和時間 Tは約 1500msであり、一般的な
1
心周期 (700msから 1秒)と比較して長レ、。遅延造影撮影では、 Inversion Recoveryシー ケンスと信号計測シーケンスが毎心拍実行されるために、血液の縦磁化は 1心拍期 間内では十分に回復しない。そのため、各心拍で計測されたエコー信号の間でその 強度がばらつく。その結果、このようなエコー信号から再構成された画像上にアーチ ファクトが発生する。心室内の血液と心筋とは隣接しているので、画像上ではアーチ ファクトが心筋に重畳してしまレ、、診断能を低下させてしまう。 [0005] 上記アーチファクトを防止する方法として、（特許文献 1)に記載の技術が知られてい る。この技術では、心電図 R波と同期して、最初に所定スライスに第 1の Inversion Recoveryパルスが印加される。次いで、前記所定スライスを除く領域に切り込み付き 第 2の Inversion Recoveryパルスが印加される。その後、前記所定スライスに含まれる 領域をスライス面としてエコー信号が計測される。つまり、 1心拍期間内にサチユレ一 シヨン領域の異なる Inversion Recoveryパルス力 ¾回印加されることにより、心室内血 液に起因するアーチファクトが防止される。これにより、前記所定スライス面外の血液 に対しては、十分な抑圧効果を得ることができると記載されている。
特許文献 1：特開 2002-306450号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 上記のとおり、遅延造影撮影においては、心室内の血液に由来するアーチファクト が画像に発生する。しかし、（特許文献 1)に記載の技術では、所定スライスに含まれる 血液に対しては、第 2の Inversion Recoveryパルスはその効果を及ぼさなレ、。そのた め、所定スライス内からのエコー信号強度のばらつきを抑える効果は不十分となる。 その結果、画像上に発生するアーチファクトの抑制は不完全となる。
[0007] そこで、本発明は、プリサチユレーシヨンパルスを印加するパルスシーケンスを用い て、被検体の体動に同期して撮影する際に、エコー信号強度のばらつきを低減する ことによって、画像上に発生するアーチファクトを防止して画質を向上させることを目 的とする。特に、遅延造影撮影において、心室内の血液に由来する所定スライス内 からのエコー信号強度のばらつきを抑えて、画像上に発生するアーチファクトを防止 することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0008] 上記目的を達成するために、本発明の磁気共鳴イメージング方法は以下のように 構成される。即ち
前記被検体の体動情報を取得する体動情報取得工程と、前記体動情報に同期し て、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所望の状態にするための第 1のパ ノレスシーケンスを 1回以上繰り返して実行する縦磁化調整工程と、前記体動情報に 同期して、前記所望の撮影領域を撮影して画像化するためのエコー信号を計測する 計測シーケンスを有する第 2のパルスシーケンスを 1回以上繰り返して実行する計測 工程と、前記計測工程で計測されたエコー信号を用いて前記画像を再構成して表示 する再構成工程とを有し、前記第 1のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含 む領域の縦磁化を所定の角度に励起する調整パルスを有し、前記第 2のパルスシー ケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を 180度反転する反転パルスを有する。
[0009] 特に、前記縦磁化調整工程は、前記撮影の開始時に実行され、前記計測工程は、 前記縦磁化調整工程の後に実行される。また、前記調整パルスの励起角度を 180度 とする。或いは、前記調整パルスの励起角度を 90度以上 180度以下とする。
これにより、プリサチユレーシヨンパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場 合に、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生 するアーチファクトを防止することができる。
[0010] 本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動情報取得 工程は、前記被検体の心電波形とその R波を検出し、前記第 1と第 2のパルスシーケ ンスは、心拍毎に、前記 R波を検知してから第 1の待ち時間経過後に実行される。特 に、前記第 2のパルスシーケンスは、前記反転パルスから第 2の待ち時間経過後に、 前記計測シーケンスを実行する。
これにより、心電図 R波に同期して撮影する場合にも、エコー信号強度のばらつきを 低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。特に、 Inversion Recoveryシーケンスを用いて撮影する場合も同様である。
[0011] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記縦磁化 調整工程の前に、前記被検体に造影剤を投与する造影剤投与工程を有し、前記縦 磁化調整工程は、前記造影剤投与工程から所定の待機時間経過後に実行される。 これにより、遅延造影撮影においても、エコー信号強度のばらつきを低減して画像 上に発生するアーチファクトを防止することができる。
[0012] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動が 周期的である場合に、前記体動情報取得工程は、前記周期の変化を検出し、前記 縦磁化調整工程は、前記周期の変化が検出された直後に、実行中の前記計測工程 に挿入されて実行される。特に、前記周期の変化が不整脈に基づく場合も同様であ る。
これにより、体動の周期が変化した場合にも、エコー信号強度のばらつきを低減し て画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
[0013] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記体動情 報検出工程は、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、前記縦磁化調整ェ 程は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望の範囲となったとき に、実行中の前記計測工程に揷入されて実行される。特に、前記体動情報検出工程 は、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーシヨンエコーを 検出する。
これにより、体動によって所望の撮影領域が変位した場合にも、エコー信号強度の ばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
[0014] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記調整パ ノレスの励起角度が、心拍毎に変更される。
これにより、心拍周期に対応して、より素早く且つ柔軟に縦磁化を調整することがで きる。
[0015] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記調整パ ノレスの後に、前記計測シーケンスと同一の擬似計測シーケンスを実行する。そして、 前記擬似計測シーケンスで計測された前記エコー信号から、前記第 1のパルスシー ケンスの繰り返し回数を決定する。
これにより、第 1のノ ルスシーケンスを第 2のパルスシーケンスと同様にすることによ つて、第 1のパルスシーケンスによって調整される縦磁化がスムースに第 2のパルスシ 一ケンスに引き継がれる様にすることができる。さらに、第 1のパルスシーケンスの繰り 返し回数を縦磁化状態に対応して決定することができる。
[0016] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記計測シ 一ケンスは、該計測シーケンスの実行前に、該計測シーケンスと同一の空打ち計測 シーケンスを実行する。
これにより、計測前のエコー信号強度が安定するので、エコー信号強度のばらつき をより低減して画像上に発生するアーチファクトをさらに防止することができる。
[0017] また、本発明の磁気共鳴イメージング方法の好ましい一実施形態は、前記縦磁化 調整工程は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行される前記第 1の パルスシーケンスの繰り返し回数を異ならせる。或いは、前記調整パルスの励起角度 を異ならせる。
これにより、第 1のパルスシーケンスが実行される状況に対応して、縦磁化の調整を 柔軟に行うことができる。
[0018] また、上記目的を達成するために本発明の磁気共鳴イメージング装置は、以下の 様に構成される。即ち
被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向 と周波数エンコード方向の傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場発生手段と、 前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射 する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を受信するェ コー信号受信手段と、前記エコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手 段と、前記被検体の状態を検出してその状態を反映した情報を出力する被検体状態 検出手段と、前記被検体状態に対応して前記エコー信号を受信するためのパルスシ 一ケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装 置において、前記被検体状態検出手段からの情報に同期して、前記被検体の所望 の撮影領域を撮影する前記パルスシーケンスが、該所望の撮影領域を含む領域の 縦磁化を調整する第 1のパルスシーケンスと、その後に続いて実行される前記所望の 撮影領域からのエコー信号を計測する第 2のパルスシーケンスとからなり、
前記第 1のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定 の角度に励起する調整パルスを有し、前記第 2のパルスシーケンスは、前記所望の 撮影領域の縦磁化を 180度反転する反転パルスを有する。
これにより、プリサチユレーシヨンパルスを印加するシーケンスを用いて撮影する場 合に、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上に発生 するアーチファクトを防止することができる。
[0019] 本発明の磁気共鳴イメージング装置の好ましい一実施形態は、前記被検体状態検 出手段は、前記被検体の心電波形又は脈波形を電気信号に変換して出力する手段 を有し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記第 1のパルスシーケンスと前記第 2 のノ^レスシーケンスを前記電気信号に同期させて、心拍毎にそれぞれ所定回数繰り 返えす。
これにより、心電図 R波に同期して撮影する場合にも、エコー信号強度のばらつきを 低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
[0020] また、本発明の磁気共鳴イメージング装置の好ましい一実施形態は、前記パルスシ 一ケンスは、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映されたナビゲーシヨン エコーを計測するパルスシーケンスを有し、前記被検体状態検出手段は、前記ナビ ゲーシヨンエコーから、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、前記パルス シーケンス制御手段は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が所望 の範囲となったときに、前記第 1のノ^レスシーケンスを実行中の前記第 2のパルスシ 一ケンスに挿入して実行する。
これにより、体動によって所望の撮影領域が変位した場合にも、エコー信号強度の ばらつきを低減して画像上に発生するアーチファクトを防止することができる。
図面の簡単な説明
[0021] [図 1]撮影開始時の空打ち心拍シーケンスを、（a)Inversion Recoveryシーケンス IRの み，（b)Inversion Recoveryシーケンス IRと信号計測シーケンス Acq、で構成する実施 例を示す図である。
[図 2]撮影開始時の空打ち心拍シーケンスを、（a)Saturation Recoveryシーケンス SRの み，（b)Saturation Recoveryシーケンス SRと信号計測シーケンス Acq、で構成する実施 例を示す図である。
[図 3]不整脈直後の空打ち心拍シーケンスを、（a)Saturation Recoveryシーケンス SRの みで構成， (b)Inversion Recoveryシーケンス IRと信号計測シーケンス Acqとで構成す る実施例を示す図である。
[図 4]遅延造影撮影シーケンスの実施例を示す図である。
[図 5]信号計測シーケンスを、（a)計測シーケンスのみ，（b)空打ち計測シーケンスと計 測シーケンスで構成する実施例を示す図，（c)は、縦磁化の変化を示す図である。 [図 6]横隔膜ナビの一例を示す図。 (a)被検体の各組織とスライス断面及び横隔膜ナ ビ励起領域の位置関係を示す図、 (b)横隔膜と直交するスライス断面からみて、 90度 パルスによる励起領域と 180度パルスによる励起領域が交差するひし形柱状の領域 力 ナビエコー信号を発生させることを示す図である。
[図 7]横隔膜ナビシーケンスを用いた体動検出の実施例を示す図。 (a)横隔膜ナビシ 一ケンスの一例を示す図、 (b)本計測シーケンスに横隔膜ナビシーケンスを挿入した 一例を示す図である。
[図 8]本発明を適用した MRI装置の好ましい構成例を示す図である。
[図 9]グラジェントエコーシーケンスの一例を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
[0022] 以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説 明するための全図において、同一機能を有するものには同一符号を付け、その繰り 返しの説明は省略する。
[0023] 図 8は本発明を適用した磁気共鳴イメージング (以下、 MRIという)装置の好ましい構 成例を示す。 801は静磁場を発生する磁石、 802は患者などの被検体、 803は被検体 802を載せるベッド、 804は高周波磁場を被検体 802に照射すると共に、被検体 802か らのエコー信号を検出する高周波磁場コイル (高周波磁場の送信とエコー信号の受 信を兼ねる)、 805, 806, 807はそれぞれ X方向、 Y方向、 Z方向のいずれかの方向に スライス選択、位相エンコード、周波数エンコードのいずれかの傾斜磁場を発生させ るための傾斜磁場発生コイルである。 808は高周波磁場コイル 804に電源を供給する ための高周波磁場電源、 809， 810， 811はそれぞれ上記各傾斜磁場発生コイル 805, 806, 807に電流を供給するための傾斜磁場電源である。 816はシーケンサであり、傾 斜磁場電源 809, 810, 811、高周波磁場電源 808、シンセサイザ 812、変調装置 813、 増幅器 814、受信器 815などの周辺装置に命令を送信し MRI装置の動作制御を行う。
817は撮影条件などのデータを格納する記憶媒体である。 818は計算機であり、受信 器 815から入力されたエコー信号と記憶媒体 817内のデータを参照して画像再構成を 行う。 819は計算機 818で行った画像再構成結果を表示するディスプレイである。 821 は被検体状態検出手段として、被検体 802に装着された ECGプローブであり、 820は ECGプローブ 821からの心電波形を検出してシーケンサ 816に送る心電波形検出器 である。
[0024] 次に、図 8に示した MRI装置を用いて被検体 802の撮影を行う場合の、動作手順の 一例を説明する。オペレータにより指定された撮影条件に従レ、、シーケンサ 816は、 所定のシーケンスに則り、傾斜磁場電源 809 811に命令を送信し、傾斜磁場コイル 805— 807により各方向の傾斜磁場を発生させる。これと同時に、シーケンサ 816は、 シンセサイザ 812、変調装置 813に命令を送信して高周波磁場波形を生成し、高周波 磁場電源 808により増幅された高周波磁場 (以下、 RFパルスという)を高周波磁場コィ ル 804より発生して被検体 802に照射する。被検体 802から発生したエコー信号は、高 周波磁場コイル 804により受信された後、増幅器 814で増幅され、受信器 815で A/D変 換と検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値を記憶媒 体 817に保持されているので、シーケンサ 816により読み出されて、受信器 815にセット される。検波されたエコー信号は、計算機 818に送られて画像再構成処理を適用され る。画像再構成等の結果はディスプレイ 819に表示される。また、シーケンサ 816は、 心電波形検出器 820からの心電波形に同期させてシーケンスの実行を制御する。
[0025] (第 1の実施形態）
次に本発明の第 1の実施形態を説明する。本実施形態は、プリサチユレーシヨンパ ノレスを印加するシーケンスを用いて撮影する場合に、撮影開始時において、被検体 の所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第 1のパルスシーケンスを、前記 所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第 2のパルスシーケンスの前に実行す る形態である。
[0026] 以下、本実施形態を遅延造影撮影に適用した場合を例にして本実施形態の内容 を説明する。
最初に、前述した MRI装置を用いて行われる遅延造影撮影の概要を、図 4に示すシ 一ケンスに基づいて説明する。このシーケンスは、第 2のパルスシーケンスの一例で あって、以下、本計測シーケンスという。ただし、本発明がこの本計測シーケンスに限 定されるわけではない。
[0027] はじめに、被検体に Gd-DTPA等の T短縮型造影剤を注入してから所定時間待つ。 この所定時間は、例えば遅延造影撮影の場合は、造影剤が梗塞心筋に蓄積して梗 塞心筋からのエコー信号が高信号となる時間間隔であり、一般に遅延時間と言われ ている。その所定時間経過後に本計測シーケンス 105が開始される。この本計測シー ケンス 105では、患者息止め下で、心電図 R波 (心電波形検出器 820からの電気信号） と同期して、 R波 101から待ち時間 TD後に、所望の撮影領域であるスライスを含む領 域に、プリサチユレーシヨンシーケンスとしてスライス非選択の 180度反転パルス 102を 印加する Inversion Recovery (以下、 IRという)シーケンスが最初に実行される。次いで 、待ち時間 TI後に所望の撮影領域であるスライスからのエコー信号を計測する信号 計測 (以下、 Acqという)シーケンス 103が Tacqの期間実行される。一般的には、 1心拍 あたり約 20個のエコー信号が計測される。これらのシーケンスが 10— 20心拍繰り返さ れて、 1スライスあたり約 15秒で撮影される。
[0028] Acqシーケンスは、エコー信号を計測する計測シーケンス 501のみを実行する場合（ 図 5(a))と、空打ち計測シーケンス 502を実行してエコー信号を安定化させ、その後に エコー信号を計測する計測シーケンス 501を実行する場合 (図 5(b》とがある。ここで、 空打ち計測シーケンスとは、以下の 2つのことを特徴とするシーケンスである。
(a)計測シーケンス 501と同一のシーケンスを実行する。
(b)エコー信号を計測しない、或いは、エコー信号を計測しても画像再構成に使用 しない。
[0029] 以上の様に、本計測シーケンス 105は IRシーケンス 102と Acqシーケンス 103とで構成 される。更に Acqシーケンス 103は、計測シーケンス 501のみで構成される場合と、空 打ち計測シーケンス 502と計測シーケンス 501で構成される場合とがある。
[0030] エコー信号を計測する計測シーケンス 501としては、 SSFP型のグラジェントエコー法 に基づくシーケンス (以下、グラジェントエコーシーケンスという)が多用されている。こ れは、縦緩和時間 Tと横緩和時間 Tより短い繰り返し時間 TRで、所望の撮影領域に
1 2
RFパルスを連続して印加する。これにより、撮影領域の磁化は定常状態すなわち定 常状態自由歳差運動 (Steady State Free Precession : SSFP)の状態にされて、その定 常状態における磁化状態がエコー信号に反映されて測定されることにより、撮影領域 が高速に撮影される。 2次元断層画像を取得する場合は、撮影領域として数 mm程度 の薄いスライス状の領域が RFパルスで励起されることになる。図 9にグラジェントェコ 一シーケンスの一 ί列を示す。
[0031] 図 9に示す様に、静磁場中に配置された被検体の例えば心臓に、スライス選択傾斜 磁場 911が印加されるとともに、フリップ角がひ（例えば 45° )である RFパルス 912が印 加されて、スライス内に核磁気共鳴現象が誘起される。
核磁気共鳴現象が誘起されたスライスに位相エンコード傾斜磁場 913が印加される 。位相エンコード傾斜磁場 913がスライスに印加されるとき、周波数エンコード方向に ディフェーズパルス 914が印加される。これにより、周波数エンコード方向において原 子核スピン間の位相差が拡大される。
次いで、周波数エンコード傾斜磁場 915が印加されながら、 A/Dサンプリング間隔 916の間にエコー信号 917(例えば 128， 256, 512, 1024個等のサンプリングデータから なる時系列信号)が受信される。
[0032] エコー信号 917が受信された後に、位相エンコード傾斜磁場 913と逆極性の位相ェ ンコード傾斜磁場 918と、周波数ェンコ一ド傾斜磁場 915の逆極性で且つ 1 /2の印加 量 (傾斜磁場波形と時間軸との囲む面積)のリフェーズ傾斜磁場 919がスライスに印加 される。これにより、原子核スピン間の位相差がキャンセルされる。
そして、フリップ角力 (例えば- 45° )である RFパルス 910が印加される。ここで、フ リップ角 aの RFパルス 912が印加された時力らフリップ角力 S- aの RFパルス 910が印 カロされた時までの時間を繰り返し時間 TRとレ、う。この繰り返し時間 TRで RFパルスが 連続してスライスに印加され、位相ェンコ一ド傾斜磁場 913と逆極性の位相ェンコ一 ド傾斜磁場 918の振幅が変えられて印加されることにより、画像再構成に必要な数 (例 えば 128, 256, 512等)のエコー信号 917が計測される。
[0033] 次に、本発明の第 1の実施形態を前述の遅延造影撮影の開始時に適用した第 1実 施例を図 1及び図 2に基づいて説明する。遅延造影撮影開始時は、アーチファクトの 原因であるエコー信号強度のばらつきが大きい。本実施例は、このようなエコー信号 強度のばらつきを低減するため、前記本計測シーケンス (第 2のパルスシーケンス)より 前に、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第 1のパルスシーケンスとし て、調整パルスとしての高周波磁場のみ又は高周波磁場と傾斜磁場の印加を所定 心拍数だけ行う。この第 1のパルスシーケンスを空打ち心拍シーケンス、空打ち心拍 シーケンスを実行する心拍数を空打ち心拍数とそれぞれ定義し、本計測シーケンス と区別する。以下、空打ち心拍シーケンスを具体的に説明する。
[0034] 図 1に空打ち心拍シーケンスの一例を示す。空打ち心拍数は、心拍 1(101-1) 心 拍 3(101-3)までの 3心拍である。ただし、 3心拍に限られることはなぐ心筋の Tの値に
1 応じて空打ち回数を増減することができる。図 1(a)は、縦磁化調整パルスとしてのプリ サチユレーシヨンパルスである IR1(102-1) IR3(102-3)からなる IRシーケンスのみで空 打ち心拍シーケンス 104を構成する例を示している。また図 1(b)は、 IRK102-D- IR3(102- 3)からなる IRシーケンスと、擬似計測シーケンスである Acql(103_l)— Acq3(103_3)からなる Acqシーケンスの 2種類のシーケンスで空打ち心拍シーケンス 104を構成する例を示している。何れも心拍 4以降は、 Acqシーケンスのみからなる本 計測シーケンス 105で計測されたエコー信号が画像再構成に使用される。
[0035] ただし、図 1(b)に示す擬似計測シーケンス Acql(103_l)— Acq3(103_3)では、エコー 信号を計測しない、或いは、計測されたエコー信号を画像再構成に使用しない。計 測されたエコー信号を画像再構成に使用しない例としては、その計測されたエコー 信号を消去する例、或いは、その計測されたエコー信号を後から計測されたエコー 信号で更新する例が挙げられる。
この様な擬似計測シーケンスを用いて、第 1のパルスシーケンスを第 2のパルスシー ケンスと同様にすることによって、第 1のノ ルスシーケンスによって調整される縦磁化 力 Sスムースに第 2のノ ルスシーケンスに引き継がれる様にすることができる。
[0036] 或いは、空打ち心拍シーケンス 104における Acqシーケンスでエコー信号を計測し た場合は、そのエコー信号強度から縦磁化の状態を求めることによって、空打ち心拍 数を決定しても良レ、。例えば、縦磁化が所望の状態に収束していないと判定された 場合は、空打ち心拍数を増やして空打ち心拍シーケンス 104を継続する。逆に、縦磁 化が所望の状態に収束したと判定された場合は、空打ち心拍シーケンス 104を停止 して、本計測シーケンス 105に移行する。
[0037] なお、空打ち心拍シーケンス 104における Acqシーケンスは、本計測シーケンス 105 における Acqシーケンスと同様に、図 5(a)に示す様に、計測シーケンス 501のみで構 成される場合と、図 5(b)に示す様に、空打ち計測シーケンス 502と計測シーケンス 501 とで構成される場合との、何れを用いることも可能である。この空打ち計測シーケンス 502は、計測シーケンス 501と同一のシーケンスであるが、エコー信号を計測しない、 或いは、計測されたエコー信号を画像再構成に使用しないシーケンスである。これは 、以後に説明する他の実施形態に関しても同様である。
[0038] ここで、 IRシーケンスによる空打ちと空打ち計測シーケンスによる空打ちとの差につ いて図 5(c)に基づいて説明する。 IRシーケンス時の IRパルスによって縦磁化が 180度 反転し、その後縦磁化は Tの時定数で回復する。次に、空打ち計測シーケンス時の
1
RFパルスによって、縦磁化が連続的に所定の角度倒されて Tの時定数で回復する
1
課程を繰り返す。本発明における IRシーケンスによる空打ち時の IRパルスの目的は、 本計測シーケンスにおける IRパルス印加時の縦磁化の大きさを揃えることである (後 述する Saturation Recoveryパルスも同じ目的である)。一方、空打ち計測シーケンス 時の RFパルスの目的はエコー信号計測時の縦磁化の大きさを揃えることである。縦 磁化の大きさが同じになれば、エコー信号計測時の信号強度が同じになるのでァー チファクトが発生しなくなる。
[0039] 次に、第 2実施例を図 2に基づいて説明する。図 1に示した第 1実施例は、空打ち心 拍シーケンスとして 180度反転ノ^レスを用いる IRシーケンスを適用した例であるのに 対し、図 2に示す第 2実施例は、スライス非選択で且つ核磁化の反転角度が 90度以 上 180度以下となる Saturation Recovery (以下、 SRという)シーケンスを適用する例であ る。他の部分は前述の第 1実施例と同一なので、同一部分の説明は省略する。
[0040] SRの角度は、心拍毎に変更すること、或いは一定値を適用することの何れも可能で ある。図 2は、心拍毎に励起角度が大きくなる例を示している。空打ち心拍数は、心 拍 1(101-1) 心拍 3(101-3)までの 3心拍である。図 2(a)は、縦磁化調整パルスとして の SR1(201_1)— SR3(201_3)からなる SRシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス 104 を構成する例を示している。また、図 2(b)は、 SR1(201_1) SR3(201-3)からなる SRシ 一ケンスと Acql(103_l)— Acq3(103_3)からなる Acqシーケンスの 2種類のシーケンス で空打ち心拍シーケンス 104を構成する例を示している。何れも心拍 4以降の Acqシ 一ケンスのみからなる本計測シーケンス 105で計測されたエコー信号が画像再構成 に使用される点は、図 1に示した第 1実施例と同様である。
[0041] SRシーケンスを用いることにより、 IRシーケンスを用いる場合よりも、より素早く且つ 柔軟に縦磁化を調整することができるようになる。その結果、画像上に発生するァー チファクトをより効果的に防止することができる。
[0042] 以上説明したように、本発明の第 1の実施形態によれば、プリサチユレーシヨンパル スを印加するシーケンスを用レ、て撮影する場合に、撮影開始時において、所望の撮 影領域力 画像再構成用のエコー信号を計測する第 2のパルスシーケンスの前に、 所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第 1のパルスシーケンスを実行する ことによって、エコー信号強度のばらつきを低減することができる。その結果、画像上 に発生するアーチファクトを防止することができる。特に、遅延造影撮影において、心 電図 R波に同期して梗塞心筋を撮影する場合に、撮影スライスからのエコー信号強 度のばらつきを低減できるので、高画質化による診断能の向上を図ることができる。
[0043] (第 2の実施形態）
次に、本発明の第 2の実施形態を説明する。前述の第 1の実施形態は、撮影開始 時において、第 1のパルスシーケンスを適用して、アーチファクトの原因であるエコー 信号強度のばらつきを低減する形態であるが、被検体の周期的体動の周期が変化 した場合にも、エコー信号強度のばらつきが発生する。そこで第 2の実施形態は、被 検体の周期的体動の周期が変化した直後に、被検体の所望の撮影領域を含む領域 の縦磁化を調整する第 1のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー 信号を計測する第 2のパルスシーケンスに挿入して実行する形態である。
[0044] 周期的体動の周期が変わる例として、不整脈を想定した本実施形態の一実施例を 図 3に基づいて説明する。ここで、不整脈であるか否かの判断は、例えば、予め心周 期の上下限にそれぞれ閾値を設定しておき、その閾値と心周期との長短を比較する ことにより判断することが可能である。
[0045] 図 3(a)と図 3(b)の何れも、不整脈 (心拍 101_n)により、心拍 101_n_lと心拍 101_nの時 間間隔が短くなつている。本計測シーケンス 105-1実行中に、不整脈である心拍 101-nが検知されると、その心拍 101_n直後に空打ち心拍シーケンス 104が揷入され て実行される。この空打ち心拍シーケンス 104では、空打ち心拍数が心拍 101-nと心 拍 101-n+lの 2回とされている。空打ち心拍シーケンス 104が終了すると、次の心拍 101-n+2から本計測シーケンス 105-2が、本計測シーケンス 105-1の継続として実行さ れる。
なお、血液の縦磁化の大きさを揃えるのに必要な空打ち心拍数は、静磁場強度に 依存する。そのため、 MRI装置毎に予めアーチファクトの発生を防止する空打ち心拍 数の下限値を導出しておき、この下限値以上の回数を空打ち心拍数として適用して も良い。
[0046] 図 3(a)は、 SR1(201-1)と SR2(201_2)力もなる SRシーケンスのみで空打ち心拍シーケ ンス 104を構成する例を示している。また図 3(b)は、 IRn(102_n)と IRn+l(102_n+l)から なる IRシーケンスと Acq.n_3(103- n- 3)と Acq.n- 2(103- n- 2)からなる Acqシーケンスの 2 種類のシーケンスで空打ち心拍シーケンス 104を構成する例を示している。なお、そ の他の構成例として、 IRシーケンスのみで空打ち心拍シーケンス 104を構成する例、 或いは、 SRシーケンスと Acqシーケンスとで空打ち心拍シーケンス 104を構成する例 が挙げられる。また、空打ち心拍シーケンス 104における Acqシーケンスでは、エコー 信号を計測しない、或いは、エコー信号を計測しても画像再構成に使用しない点は 、図 1及び図 2に説明した第 1の実施形態の各実施例と同様である。
[0047] また、撮影開始時の空打ち心拍シーケンスと不整脈直後の空打ち心拍シーケンス とで、空打ち心拍数と空打ち心拍シーケンスの構成を異ならせても良い。例えば、撮 影開始時の空打ち心拍シーケンスとして、 IRシーケンスと Acqシーケンスとで構成され る空打ち心拍シーケンスを空打ち心拍数 3回の期間実行し、不整脈直後の空打ち心 拍シーケンスとして、 SRシーケンスのみで構成される空打ち心拍シーケンスを空打ち 心拍数 2回の期間実行することが可能である。このようにして、第 1のノ^レスシーケン スが実行される状況に対応して、縦磁化の調整を柔軟に行うことができる。
さらに、上記実施例の様に心周期が著しく短くなつた場合の他に、心周期が著しく 長くなつた場合にも、不整脈直後に空打ち心拍シーケンスを実施することにより、ェコ 一信号強度のばらつきに起因するアーチファクトを抑制することが可能である。
[0048] 以上説明したように、本発明の第 2の実施形態によれば、被検体の周期的体動の 周期が変化した直後に、被検体の所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する 第 1のパルスシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第 2の パルスシーケンスに挿入して実行することによって、エコー信号強度の突発的なばら つきを抑制することができる。その結果、画像上に発生するアーチファクトを防止する こと力 Sできる。特に、心電図 R波に同期した撮影において不整脈が発生した場合に、 エコー信号強度の突発的なばらつきを抑制して画質を向上させることができる。
[0049] (第 3の実施形態）
次に、本発明の第 3の実施形態を説明する。本実施形態は、被検体の体動により一 時的に所望の撮影領域が移動するような場合において、その所望の撮影領域が元 の位置に戻ったときに、所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調整する第 1のパル スシーケンスを、前記所望の撮影領域からのエコー信号を計測する第 2のパルスシー ケンスに揷入して実行する形態である。
[0050] 周期的体動によって所望の撮影領域の位置が変わる例として、呼吸動を想定した 本実施形態の一実施例を図 6、図 7に基づいて説明する。
被検体が息止め困難な場合、 自由呼吸下での撮影が求められる。しかし、 自由呼 吸下では横隔膜の上下動に連動して心臓の位置が変化する。そのため、画像上に は呼吸動に基づくアーチファクトが発生して画質が劣化する場合がある。
[0051] 心臓の位置又は位置ずれを検出する技術の一つとして横隔膜ナビがある (非特許 文献 1)。図 6に、横隔膜ナビにおける励起領域の一例を示す。図 6(a)は、被検体の各 組織とスライス断面及び横隔膜ナビ励起領域の位置関係を示す。また図 6(b)は、横 隔膜と直交するスライス断面からみて、 90度パルスによる励起領域 601と 180度パルス による励起領域 602が交差するひし形柱状の領域 603からエコー信号 (以下、ナビエコ 一信号)を発生させることを示す。横隔膜ナビにより、直接的には横隔膜の位置又は 位置ずれが検出される。その結果、間接的に心臓の位置又は位置ずれが検出され る。
非特許文献 1：米国特許 4937526号公報
[0052] 図 7に領域選択励起を実現する横隔膜ナビシーケンスの一例を示す。 90度パルス 701と 180度パルス 702の 2つの RFパルスによって、それぞれ励起される領域 601,602 を横隔膜の位置で交差させ、その交差領域 603からナビエコー信号を計測する。そ のために、 90度励起領域 601を励起するために、第 1の RFパルスとして 90度パルス 701が印加されると同時に領域選択傾斜磁場 703が印加される。その後、周波数ェン コード方向にディフェーズ傾斜磁場 706が印加される。次に、 90度パルス 701から TE/2時間後に、 180度励起領域 602を励起するために、第 2の RFパルスとして 180度 パルス 702が印加されると同時に領域選択傾斜磁場 704が印加される。これにより、 180度パルス 702から TE/2時間後に、横隔膜を含む交差領域 603のみ力もスピンェコ 一信号 705が生じ、このエコー信号 705が、ナビエコー信号として、周波数エンコード 傾斜磁場 707が印加された状態で計測される。
計測されたナビエコー信号はフーリエ変換により投影像に変換され、この投影像を 解析して横隔膜の位置又は位置ずれが検出される。横隔膜の位置又は位置ずれは
、心臓の位置又は位置ずれを反映する間接的な指標となる。
[0053] 以上の横隔膜ナビシーケンス 710は、 R波 101から IRパルス 102の間の待ち時間 TD、 又は、 IRパルス 102から本計測シーケンス 105の間の待ち時間 TI、又は、本計測シー ケンス 105の後のいずれかに挿入することができる。図 7(b)は、 R波 101から IRパルス 102の間の待ち時間 TDに横隔膜ナビシーケンス 710が挿入された例を示す。
[0054] 以上の様にして、横隔膜ナビシーケンス 710を用いて間接的に心臓の位置又は位 置ずれを検出する。そして、心臓の位置が所定の位置に来たとき、又は、心臓の位 置ずれが所定の範囲内となったときに、心臓の位置に連動するスライス断面が所定 の位置に来たと判断することができる。
[0055] スライス断面が所定の位置にある期間は、図 7(b)に示すように、横隔膜ナビシーケ ンス 710で心臓の位置又は位置ずれが間接的にモニタリングされつつ、本計測シー ケンス 105によってスライス断面が撮影される。しかし、呼吸動によって心臓の位置が 変化した場合には、スライス断面の位置がシフトしてそれまで励起されていた位置か らずれてしまう。その様な期間では、本計測シーケンス 105の実行が中断され、横隔 膜ナビシーケンス 710のみが繰り返し実行されて心臓の位置又は位置ずれが間接的 にモニタリングされる。そして、心臓の位置が所定の位置に来たことを検知したときに 、前述の空打ち心拍シーケンス 104が空打ち心拍数だけ実行される。これによつて、 そのスライス断面の縦磁化が調整されて本計測シーケンス 105による撮影時の状態 に戻される。本実施例における空打ち心拍シーケンス 104は、前述の第 1、第 2実施形 態の各実施例と同様であるので、詳細な説明は省略する。空打ち心拍シーケンス 104の終了後は、図 7(b)に示した本計測シーケンス 105に戻って本計測が続行される
[0056] 以上のような、心臓の位置又は位置ずれに対応して、空打ち心拍シーケンス 104と 本計測シーケンス 105の実行が切り替えられて、スライス断面の画像化に必要な全て のエコー信号が計測される。
なお、横隔膜ナビシーケンス 710は、本計測シーケンス 104実行中のみならず、空打 ち心拍シーケンス 104の実行中にも揷入されてもよい。
[0057] 以上説明したように本発明の第 3の実施形態によれば、被検体の体動により一時的 に所望の撮影領域が移動するような場合においても、所望の撮影領域からのエコー 信号強度のばらつきを低減でき、画像上に発生する体動に基づくアーチファクトを防 止して画質を向上させることができる。
[0058] 以上、本発明の MRI方法及び装置の構成と動作の各実施形態を説明したが、本発 明の MRI方法及び装置は上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。 例えば、上記実施形態の説明では水平磁場方式の MRI装置を例にした力 垂直磁 場方式の MRI装置にも同様に本発明を適用することができる。水平'垂直磁場方式 の何れの MRI装置においても、静磁場発生源は、永久磁石、超電導磁石、常電導磁 石の何れも可能である。
[0059] また、上記実施形態の説明では、心臓を撮影対象にした遅延造影に本発明を適用 した例を示したが、一般的に描出可能な太い血管 (胸部大動脈や腹部大動脈など)を 対象臓器とすることや、遅延造影によらず単純な心電同期撮影、或いは同期しない 単純な撮影においてさえも本発明を適用することが可能である。
[0060] また、空打ち心拍シーケンス中の IRパルスまたは SRパルスをスライス非選択とした 力 所望のスライスを含む広範囲の領域 (スラブ)を選択励起するような RFパルスでも よい。
また、被検体の拍動を検出するために、心電波形を用いる例を説明したが、脈波計 を用いる事も可能である。

Claims

請求の範囲
[1] 磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の所望の撮影領域を撮影して画像化 する磁気共鳴イメージング方法であって、以下の工程を有する。
(a)前記被検体の体動情報を取得する体動情報取得工程と、
(b)前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所望の 状態にするための第 1のパルスシーケンスを 1回以上繰り返して実行する縦磁化調整 工程と、
(c)前記体動情報に同期して、前記所望の撮影領域を撮影して画像化するための エコー信号を計測する計測シーケンスを有する第 2のパルスシーケンスを 1回以上繰 り返して実行する計測工程と、
(d)前記計測工程 (c)で計測されたエコー信号を用いて前記画像を再構成して表示 する再構成工程と、
を有し、
前記第 1のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定 の角度に励起する調整パルスを有し、
前記第 2のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を 180度反転する 反転パルスを有する。
[2] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記縦磁化調整工程 (b)は、前記撮影の開始時に実行され、
前記計測工程 (c)は、前記縦磁化調整工程 (b)の後に実行されることを特徴とする磁 気共鳴イメージング方法。
[3] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記体動情報取得工程 (a)は、前記被検体の心電波形とその R波を検出し、 前記第 1と第 2のパルスシーケンスは、心拍毎に、前記 R波を検知してから第の待ち 時間経過後に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[4] 請求項 3記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記縦磁化調整工程 (b)の前に (e)前記被検体に造影剤を投与する造影剤投与ェ 程、
を有し、
前記縦磁化調整工程 (b)は、前記造影剤投与工程 (e)から所定の待機時間経過後 に実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[5] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、前記体動が周期的である場 合に、
前記体動情報取得工程 (a)は、前記周期の変化を検出し、
前記縦磁化調整工程 (b)は、前記周期の変化が検出された直後に、実行中の前記 計測工程 (c)に挿入されて実行されることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[6] 請求項 5記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記周期の変化が不整脈に基づくことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[7] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記体動情報検出工程 (a)は、前記所望の撮影領域の位置又は変位を検出し、 前記縦磁化調整工程 (b)は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前記変位が 所望の範囲となったときに、実行中の前記計測工程 (c)に挿入されて実行されることを 特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[8] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記調整パルスの励起角度力 S 180度であることを特徴とする磁気共鳴イメージング 方法。
[9] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記調整パルスの励起角度が 90度以上 180度以下であることを特徴とする磁気共 鳴イメージング方法。
[10] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記調整パルスの励起角度が、心拍毎に変更されることを特徴とする磁気共鳴ィメ 一ジング方法。
[11] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記第 1のパルスシーケンスは、前記調整パルスの後に、前記計測シーケンスと同 一の擬似計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[12] 請求項 11記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記擬似計測シーケンスで計測された前記エコー信号から、前記第 1のノ^レスシー ケンスの繰り返し回数を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[13] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記第 2のパルスシーケンスは、前記反転パルスから第 2の待ち時間経過後に、前 記計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[14] 請求項 13記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記計測シーケンスは、該計測シーケンスの実行前に、該計測シーケンスと同一の 空打ち計測シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[15] 請求項 5記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記縦磁化調整工程 (b)は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行さ れる前記第 1のパルスシーケンスの繰り返し回数を異ならせることを特徴とする磁気共 鳴イメージング方法。
[16] 請求項 5記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記縦磁化調整工程 (b)は、撮影開始時と前記周期の変化直後にそれぞれ実行さ れる前記第 1のパルスシーケンスを構成する前記調整パルスの励起角度を異ならせ る特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[17] 請求項 7記載の磁気共鳴イメージング方法において、
前記体動情報検出工程 (a)は、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映さ れたナビゲーシヨンエコーを検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[18] 被検体に静磁場を印加する静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向 と周波数エンコード方向の傾斜磁場を前記被検体に印加する傾斜磁場発生手段と、 前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを照射 する高周波磁場送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を受信するェ コー信号受信手段と、前記エコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手 段と、前記被検体の状態を検出してその状態を反映した情報を出力する被検体状態 検出手段と、前記被検体状態に対応して前記エコー信号を受信するためのパルスシ 一ケンスを制御するパルスシーケンス制御手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装 置において、
前記被検体状態検出手段からの情報に同期して、前記被検体の所望の撮影領域 を撮影する前記パルスシーケンスが、該所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を調 整する第 1のパルスシーケンスと、その後に続いて実行される前記所望の撮影領域か らのエコー信号を計測する第 2のパルスシーケンスとからなり、
前記第 1のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域を含む領域の縦磁化を所定 の角度に励起する調整パルスを有し、
前記第 2のパルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の縦磁化を 180度反転する 反転パルスを有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[19] 請求項 18記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体状態検出手段は、前記被検体の心電波形又は脈波形を電気信号に 変換して出力する手段を有し、
前記パルスシーケンス制御手段は、前記第 1のパルスシーケンスと前記第 2のパル スシーケンスを前記電気信号に同期させて、心拍毎にそれぞれ所定回数繰り返すこ とを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[20] 請求項 18記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、前記所望の撮影領域の位置又は変位情報が反映され たナビゲーシヨンエコーを計測するパルスシーケンスを有し、
前記被検体状態検出手段は、前記ナビゲーシヨンエコーから、前記所望の撮影領 域の位置又は変位を検出し、
前記パルスシーケンス制御手段は、前記位置が所定の位置に来たとき、又は、前 記変位が所望の範囲となったときに、前記第 1のパルスシーケンスを実行中の前記第 2のノ^レスシーケンスに揷入して実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装 置。
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005125096A (ja) * 2003-10-21 2005-05-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 非選択的且つノッチを有するｒｆ飽和パルスを用いたｍｒ潅流画像収集の方法及び装置
JP2007020852A (ja) * 2005-07-15 2007-02-01 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
DE102005051323A1 (de) * 2005-10-26 2007-05-03 Siemens Ag Verfahren und Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz
JP2007111188A (ja) * 2005-10-19 2007-05-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
JP2007143626A (ja) * 2005-11-24 2007-06-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
JP2007185300A (ja) * 2006-01-12 2007-07-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2017042224A (ja) * 2015-08-24 2017-03-02 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置
US10386442B2 (en) 2015-10-05 2019-08-20 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method controlling execution of a pulse sequence based on recovery of longitudinal magnetization of a monitor region

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2006028015A1 (ja) * 2004-09-06 2006-03-16 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置及び方法
US20080004518A1 (en) * 2006-06-29 2008-01-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance sequence for quantitative t1 mapping during free breathing
US8086297B2 (en) 2007-01-31 2011-12-27 Duke University Dark blood delayed enhancement magnetic resonance viability imaging techniques for assessing subendocardial infarcts
DE102007018089B4 (de) * 2007-04-02 2010-10-14 Siemens Ag Herz-Bildgebung mittels MRI mit adaptiver Inversionszeit
US9804245B2 (en) * 2007-06-29 2017-10-31 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US8446148B2 (en) * 2008-08-29 2013-05-21 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Long T1 artifact suppression techniques for magnetic resonance imaging
CN102143707B (zh) * 2008-09-04 2014-04-16 株式会社东芝 磁共振成像装置
US8542016B2 (en) * 2008-11-07 2013-09-24 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method
WO2011018954A1 (ja) * 2009-08-12 2011-02-17 株式会社 日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及び同期計測方法
US9149203B2 (en) 2010-05-05 2015-10-06 Duke University Blood signal suppressed enhanced magnetic resonance imaging
US9131870B2 (en) 2010-05-05 2015-09-15 Duke University Blood signal suppressed contrast enhanced magnetic resonance imaging
JP5848713B2 (ja) * 2010-12-07 2016-01-27 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置及びコントラスト強調画像取得方法
EP2515138A1 (en) * 2011-04-19 2012-10-24 Koninklijke Philips Electronics N.V. Motion triggered MR imaging using APT/CEST
CN102908143B (zh) * 2011-04-22 2016-04-20 纽约大学 对至少一个解剖结构成像的方法和系统
WO2015005456A1 (ja) * 2013-07-10 2015-01-15 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
WO2015082234A1 (en) * 2013-12-02 2015-06-11 Koninklijke Philips N.V. Real-time adaptive physiology synchronization and gating for steady state mr sequences
US11428768B2 (en) * 2017-04-05 2022-08-30 The General Hospital Corporation Chemical exchange saturation transfer magnetic resonance imaging with gating synchronized acquisition
CN109222974A (zh) * 2018-11-30 2019-01-18 济南市儿童医院（山东大学齐鲁儿童医院） 一种具有对流动伪影的抑制的mr成像方法
CN114167331B (zh) * 2021-12-07 2022-10-18 无锡鸣石峻致医疗科技有限公司 一种非均匀磁场下测量纵向弛豫时间的方法和设备

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000023937A (ja) * 1998-07-13 2000-01-25 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法
JP2000342550A (ja) * 1999-06-02 2000-12-12 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴撮影装置
JP2001149340A (ja) * 1999-11-29 2001-06-05 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びスピンの緩和時間計測方法

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH01221154A (ja) * 1988-02-29 1989-09-04 Shimadzu Corp Ｍｒ撮像法
US4937526A (en) * 1988-11-23 1990-06-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Adaptive method for reducing motion and flow artifacts in NMR images
US5000182A (en) * 1989-08-11 1991-03-19 Picker International, Inc. Cardiac synchronization magnetic resonance imaging
JPH04141144A (ja) * 1990-09-30 1992-05-14 Shimadzu Corp Ｍｒイメージング法
JPH06133950A (ja) * 1992-10-26 1994-05-17 Toshiba Medical Eng Co Ltd 磁気共鳴撮影方法
US5609153A (en) * 1995-09-27 1997-03-11 General Electric Company Magnetic resonance (MR) angiography using a toroidal polarizing magnet and a low-field imaging magnet
US5924987A (en) * 1997-10-06 1999-07-20 Meaney; James F. M. Method and apparatus for magnetic resonance arteriography using contrast agents
US5999839A (en) * 1998-01-30 1999-12-07 General Electric Company Arterial MRI with chemical-shift nulling
JP4406139B2 (ja) * 1999-12-24 2010-01-27 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｍｒｉ装置
US6526307B2 (en) * 2000-12-29 2003-02-25 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Method and apparatus to improve myocardial infarction detection with blood pool signal suppression
JP5002099B2 (ja) * 2001-08-31 2012-08-15 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000023937A (ja) * 1998-07-13 2000-01-25 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置およびｍｒイメージング方法
JP2000342550A (ja) * 1999-06-02 2000-12-12 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴撮影装置
JP2001149340A (ja) * 1999-11-29 2001-06-05 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置及びスピンの緩和時間計測方法

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005125096A (ja) * 2003-10-21 2005-05-19 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 非選択的且つノッチを有するｒｆ飽和パルスを用いたｍｒ潅流画像収集の方法及び装置
JP4582516B2 (ja) * 2003-10-21 2010-11-17 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 非選択的且つノッチを有するｒｆ飽和パルスを用いたｍｒ潅流画像収集の方法及び装置
JP2007020852A (ja) * 2005-07-15 2007-02-01 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP4639136B2 (ja) * 2005-10-19 2011-02-23 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
JP2007111188A (ja) * 2005-10-19 2007-05-10 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
DE102005051323B4 (de) * 2005-10-26 2008-01-31 Siemens Ag Verfahren und Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz
DE102005051323A1 (de) * 2005-10-26 2007-05-03 Siemens Ag Verfahren und Gerät zur Magnet-Resonanz-Bildgebung auf Basis einer Gradientenechosequenz
US8185188B2 (en) 2005-10-26 2012-05-22 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for magnetic resonance imaging on the basis of a gradient echo sequence
JP2007143626A (ja) * 2005-11-24 2007-06-14 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置
JP4717608B2 (ja) * 2005-11-24 2011-07-06 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
JP2007185300A (ja) * 2006-01-12 2007-07-26 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2017042224A (ja) * 2015-08-24 2017-03-02 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置
US10386442B2 (en) 2015-10-05 2019-08-20 Canon Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method controlling execution of a pulse sequence based on recovery of longitudinal magnetization of a monitor region

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