JP2964040B2 - MR imaging device - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、MRイメージング装置に関し、特に、心臓
の動きなどを続けてイメージングする実時間シネに有用
である。Description: BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an MR imaging apparatus, and is particularly useful for a real-time cine for continuously imaging the motion of the heart and the like.
［従来の技術］ 従来、心臓の動きを見るために、心拍同期を使ってシ
ネ画像を作ることが行われている。[Prior Art] Conventionally, in order to see the movement of the heart, a cine image is created using heartbeat synchronization.
しかし、これは心臓の一拍ごとの或る瞬間を捉えた画
像をつなぎ合わせているに過ぎず、本当の心臓の動きを
見ているのではない。However, this is only splicing images that capture a certain moment of each heart beat, not the real heart movement.
他方、エコープラナー法や,MBEST法などの超高速MRイ
メージング方法が提案されており、これらは数10msでス
キャンを終了する。On the other hand, ultra-high-speed MR imaging methods such as an echo planar method and a MBEST method have been proposed, and these scans are completed in several tens of ms.
そこで、これらエコープラナー法や,MBEST法によるイ
メージングを繰り返してシネ画像を得ることが試みられ
ている。Therefore, attempts have been made to obtain a cine image by repeating imaging using the echo planar method or the MBEST method.
［発明が解決しようとする課題］ 上記超高速MRイメージング方法により連続的にスキャ
ンを行うと、短い時間間隔で連続する複数の画像を得る
ことが出来る。[Problems to be Solved by the Invention] When scanning is continuously performed by the ultra-high-speed MR imaging method, a plurality of continuous images can be obtained at short time intervals.
しかし、T1緩和により、信号強度が時間と共に変化す
るため、アーチファクトを生ずるなど、良好な画像を得
られない問題点がある。However, the T 1 relaxation, since the signal intensity changes over time, such as produce artifacts, there is a problem that can not be obtained a good image.
また、励起して数10ms以内に全てのデータを取り終わ
るため、T2コントラストをつけることが出来ない問題点
がある。In addition, in order to finish taking all of the data within a few 10ms is excited, there is a problem that can not be given a T 2 contrast.
そこで、この発明の目的は、T1緩和による信号強度の
時間変化を防止したMRイメージング装置を提供すること
にある。Accordingly, an object of the present invention is to provide an MR imaging apparatus capable of preventing the time change of the signal intensity due to T 1 relaxation.
［課題を解決するための手段］ この発明の超高速連続MRイメージング方法は、定常状
態となるまでアイドリングスキャンを１回以上行い、そ
の後、複数回連続的にスキャンを行ってデータを収集
し、短い時間間隔で連続する複数の画像を得ることを特
徴とするものである。[Means for Solving the Problems] According to the ultra-high-speed continuous MR imaging method of the present invention, idling scan is performed at least once until a steady state is reached, and then data is collected by continuously performing scans a plurality of times. It is characterized in that a plurality of continuous images are obtained at time intervals.
上記構成において、データ収集時のスキャンは、GRAS
S（gradient recalled acquisition in steady stat
e），あるいはspoiled FLASH（fast low angle sho
t），あるいはCE−FAST（contrast enhanced−FAST）の
マルチエコーシーケンスで行うのが好ましい。In the above configuration, scanning during data collection is performed by GRAS
S (gradient recalled acquisition in steady stat
e) or spoiled FLASH (fast low angle sho
t) or CE-FAST (contrast enhanced-FAST) multi-echo sequence.
［作用］ この発明の超高速連続MRイメージング方法では、アイ
ドリングスキャンを定常状態となるまで繰り返し、その
後、データ収集のためのスキャンを繰り返し行う。[Operation] In the ultra-high-speed continuous MR imaging method of the present invention, the idling scan is repeated until a steady state is reached, and then the scan for data collection is repeated.
すなわち、T1緩和の後でデータ収集のためのスキャン
を行うので、信号強度の時間的変化のない状態でデータ
収集を行うことが出来る。That is, since the scanning for data collection after T 1 relaxation, it is possible to perform data acquisition in the absence of temporal change in signal intensity.
なお、データ収集時のスキャンを、GRASSのマルチエ
コーシーケンスで行うことにより、S/N比の高い画像を
得られるようになる。It should be noted that by performing a scan at the time of data collection using a GRASS multi-echo sequence, an image having a high S / N ratio can be obtained.
また、データ収集時のスキャンを、spoiled FLASHの
マルチエコーシーケンスで行うことにより、T1強調の画
像を得られるようになる。Further, the scanning time of data collection, by carrying out a multi-echo sequence of spoiled FLASH, so obtained images of T 1 enhancement.
また、データ収集時のスキャンを、CE−FASTのマルチ
エコーシーケンスで行うことにより、T2強調の画像を得
られるようになる。Further, the scanning time of data collection, by carrying out a multi-echo sequence of CE-FAST, so obtained images of T 2 enhancement.
［実施例］ 以下、図に示す実施例に基づいてこの発明をさらに詳
しく説明する。なお、これによりこの発明が限定される
ものではない。[Example] Hereinafter, the present invention will be described in more detail based on an example shown in the drawings. It should be noted that the present invention is not limited by this.
第３図は、この発明の超高速連続MRイメージング方法
を実施するMRイメージング装置１を示すブロック図であ
る。FIG. 3 is a block diagram showing an MR imaging apparatus 1 for performing the ultra-high-speed continuous MR imaging method of the present invention.
計算機２は、操作卓13からの指示に基づき、全体の作
動を制御する。The computer 2 controls the entire operation based on instructions from the console 13.
シーケンス記憶回路３は、記憶しているシーケンスに
基づいて、勾配磁場駆動回路４を作動させ、マグネット
アセンブリ５の静磁場コイル，勾配磁場コイルで静磁
場，勾配磁場を発生させる。また、ゲート変調回路７を
制御し、RF発振回路６で発生したRF信号を変調して、RF
電力増幅器８からマグネットアセンブリ５の送信コイル
に加える。The sequence storage circuit 3 operates the gradient magnetic field drive circuit 4 based on the stored sequence, and generates a static magnetic field and a gradient magnetic field with the static magnetic field coil and the gradient magnetic field coil of the magnet assembly 5. Further, it controls the gate modulation circuit 7 and modulates the RF signal generated by the RF oscillation circuit 6 to generate an RF signal.
The power is applied from the power amplifier 8 to the transmission coil of the magnet assembly 5.
マグネットアセンブリ５の受信コイルで得られたエコ
ー信号は、前置増幅器９を介して位相検波器10に入力さ
れ、さらに、AD変換器11を介して計算機２に入力され
る。The echo signal obtained by the receiving coil of the magnet assembly 5 is input to the phase detector 10 via the preamplifier 9 and further to the computer 2 via the AD converter 11.
計算機２は、AD変換器11から得たエコー信号のデータ
に基づき、画像データを算出し、表示装置12に画像を表
示する。The computer 2 calculates image data based on the echo signal data obtained from the AD converter 11, and displays the image on the display device 12.
第１図は、この発明の超高速連続MRイメージング方法
に係る作動を示すフローチャートである。FIG. 1 is a flowchart showing the operation according to the ultra-high-speed continuous MR imaging method of the present invention.
オペレータが、操作卓13から「実時間シネモード」を
指定すると、第１図の処理が行われる。When the operator designates “real-time cine mode” from the console 13, the processing in FIG. 1 is performed.
ステップS1では、データ収集時と同じシーケンスによ
りスキャンを行う。但し、データは収集せず、破棄す
る。In step S1, scanning is performed according to the same sequence as when collecting data. However, data is not collected and discarded.
スキャンは、例えば第２図に示すシーケンスで行われ
る。この第２図のシーケンスは、MBEST法をGRASSに適用
したシーケンスである。The scanning is performed, for example, in the sequence shown in FIG. The sequence in FIG. 2 is a sequence in which the MBEST method is applied to GRASS.
Gphase中のGp1は、最大のフェイズシフト量である。G
p2は、Gphaseを１周期にわたって時間積分すると０にな
るように調整する。Gfreq中のGf1は、ディフェーズ勾配
である。Gf2はスポイラである。Gp1 in Gphase is the maximum phase shift amount. G
p2 is adjusted so as to become 0 when the time of Gphase is integrated over one cycle. Gf1 in Gfreq is the dephase gradient. Gf2 is a spoiler.
ステップS2では、アイドリングを終了するか否かを判
定する。この判定は、例えば励起開始からの経過時間を
判定することにより行われる。アイドリング時間は例え
ば１秒から５秒程度である。また、ステップS1の実行回
数を判定してもよい。第２図に示すシーケンスの１周期
の時間TRは数10msから100ms程度であるから、アイドリ
ングスキャン実行回数は例えば数10回から200回程度で
ある。In step S2, it is determined whether or not to end idling. This determination is made, for example, by determining the elapsed time from the start of excitation. The idling time is, for example, about 1 to 5 seconds. Further, the number of executions of step S1 may be determined. Since the time TR of one cycle of the sequence shown in FIG. 2 is about several tens to 100 ms, the number of times of idling scan execution is, for example, about several tens to 200 times.
ステップS2で、アイドリングを終了しないと判定する
と、前記ステップS1に戻る。他方、アイドリングを終了
すると判定すれば、ステップS3に進む。If it is determined in step S2 that idling is not to be ended, the process returns to step S1. On the other hand, if it is determined that idling is to be ended, the process proceeds to step S3.
ステップＳでは、第２図に示すシーケンスでスキャン
を行い、データを収集する。In step S, scanning is performed in the sequence shown in FIG. 2 to collect data.
このとき得られるデータは、MBEST法と同様に、ｋ−s
pace上に並べて（第５図）、２次元フーリエ変換を施し
て画像化することが出来る。The data obtained at this time is k-s, as in the MBEST method.
The images can be imaged by arranging them on a pace (FIG. 5) and performing a two-dimensional Fourier transform.
第４図は、励起開始からの時間と信号強度Ｍの関係を
示す特性図である。励起開始から定常状態なるまでがア
イドリングスキャンを行う期間であり、定常状態になっ
てから後がデータ収集のためのスキャンの期間である。FIG. 4 is a characteristic diagram showing the relationship between the time from the start of excitation and the signal strength M. The period from the start of the excitation to the steady state is a period during which the idling scan is performed, and the period after the steady state is reached is the scan period for data collection.
この第４図から理解されるように、画像再構成に用い
るデータは、信号強度の変化のない状態で収集したもの
である。従って、アーチファクトを生じることもなく、
良好な画像が得られる。また、数10ms〜100ms程度の短
い時間間隔で連続する複数の画像となるから、実時間シ
ネとして、好適に心臓の動きなどを見ることが出来るよ
うになる。As can be understood from FIG. 4, the data used for the image reconstruction is collected without any change in the signal intensity. Therefore, without causing artifacts,
Good images can be obtained. Further, since a plurality of images are consecutively formed at short time intervals of about several tens ms to 100 ms, the movement of the heart can be suitably viewed as a real-time cine.
この発明の他の実施例としては、第２図におけるGpha
seのシーケンスを、第６図に示すGphaseのシーケンスで
置換したものが挙げられる。As another embodiment of the present invention, Gpha in FIG.
The sequence of se is replaced with the sequence of Gphase shown in FIG.
これはエコープレナー法をGRASSに適用したシーケン
スであり、第７図に示す如きｋ−spacetrajectoryとな
る。This is a sequence in which the echo planar method is applied to GRASS, and is a k-space trajectory as shown in FIG.
なお、第６図において、Gp1からGp2までの１周期の時
間積分は０とする。In FIG. 6, the time integral of one cycle from Gp1 to Gp2 is 0.
この発明のさらに他の実施例としては、第２図のシー
ケンスに代えて、第８図のシーケンスによりスキャンを
行うものが挙げられる。As still another embodiment of the present invention, there is one in which scanning is performed by the sequence of FIG. 8 instead of the sequence of FIG.
これはMBEST法をCE−FASTに適用したシーケンスであ
る。This is a sequence in which the MBEST method is applied to CE-FAST.
なお、Gphaseの１周期の時間積分は０である。 The time integral of one cycle of Gphase is zero.
さらにまた他の実施例としては、第８図のシーケンス
のGphaseを、第９図に示すGphaseで置換したものが挙げ
られる。In still another embodiment, the Gphase in the sequence of FIG. 8 is replaced with the Gphase shown in FIG.
これは、エコープレナー法をCE−FASTに適用したシー
ケンスである。This is a sequence in which the echo planar method is applied to CE-FAST.
なお、Gphaseの１周期にわたる時間積分は０とする。 The time integration over one cycle of Gphase is set to 0.
第８図および第９図に示すシーケンスでは、CE−FAST
のマルチエコーシーケンスを用いているため、T2コント
ラストのついた実時間シネ画像が得られる。In the sequence shown in FIGS. 8 and 9, CE-FAST
Due to the use of multi-echo sequence, the real-time cine images with a T 2 contrast.
なお、第１図に示すように、アイドリングスキャン中
のデータを捨てる場合は、Gphaseについては、１周期内
の時間積分が０になるようにすれば、どのような波形で
もよい。また、Gfreqについても、１周期内の時間積分
がデータ収集時の１周期内の時間積分に等しくなるよう
にすれば、どのような波形でもよい。As shown in FIG. 1, when data during the idling scan is discarded, any waveform may be used for Gphase as long as the time integration within one cycle becomes zero. Also, Gfreq may have any waveform as long as the time integral in one cycle is equal to the time integral in one cycle at the time of data collection.
この発明の変形として、１周期の時間TRや，フリップ
角度を変更可能として、これによりコントラストを変え
られるようにしてもよい。As a modification of the present invention, the time TR of one cycle and the flip angle may be changeable so that the contrast can be changed.
１周期の時間TRを長くしたときには、空き時間に他の
スライスを励起し、データ収集を行うようにしてもよい
（マルチスライス化）。When the time TR of one cycle is lengthened, another slice may be excited during the idle time to collect data (multi-slice).
また、１周期内で１画像分のデータを全て収集する代
りに、数周期に分けてデータ収集を行うようにしてもよ
い。Instead of collecting all data for one image in one cycle, data may be collected in several cycles.
また、上記GRASSやCE−FASTに代えて、spoiled FLASH
のマルチエコーシーケンスを適用してもよい。Also, instead of GRASS and CE-FAST, spoiled FLASH
May be applied.
さらに、GsliceにMBEST法またはエコープレナー法のG
phaseのパルス波形を加えて、位相エンコードをGslice
とGphaseの２重にし、これにより３次元イメージングを
行なってもよい。In addition, Gslice uses G for the MBEST method or the echo planar method.
Gslice phase encoding by adding a phase pulse waveform
And Gphase, so that three-dimensional imaging may be performed.
［発明の効果］ この発明のMRイメージング装置によれば、数10ms〜10
0ms程度の短い時間間隔で連続した複数の画像を得られ
るから、実時間シネ画像を得ることが出来る。[Effect of the Invention] According to the MR imaging apparatus of the present invention, several tens of ms to 10
Since a plurality of continuous images can be obtained at a short time interval of about 0 ms, a real-time cine image can be obtained.
そして、データ収集を信号強度が変化しない期間に行
うから、得られる画像は良好な画質のものとなる。Since the data collection is performed during a period in which the signal intensity does not change, the obtained image has good image quality.
さらに、データ収集時のスキャンを、GRASSのマルチ
エコーシーケンスで行えば、定常状態に入るスピンの割
合が高いため、S/Nが高くなる。Furthermore, if the scan at the time of data collection is performed by the GRASS multi-echo sequence, the ratio of spins that enter the steady state is high, so that the S / N is increased.
また、データ収集時のスキャンを、spoiled FLASHの
マルチエコーシーケンスで行うことで、T1コントラスト
のついた画像を得られるようになる。Further, the scanning time of data collection, by performing a multi-echo sequence of spoiled FLASH, so obtain an image with a T 1 contrast.
また、データ収集時のスキャンを、CE−FASTのマルチ
エコーシーケンスで行えば、T2コントラストのついた画
像が得られるようになる。Further, the scanning time of data collection, be performed in a multi-echo sequence of CE-FAST, so image with a T 2 contrast.
第１図はこの発明の超高速連続MRイメージング方法の一
実施例のフローチャート、第２図はMBEST法をGRASSに適
用したシーケンスの説明図、第３図はこの発明の超高速
連続MRイメージング方法を実施するMRイメージング装置
のブロック図、第４図は信号強度の時間変化の特性図、
第５図は第２図に示すシーケンスに対応するｋ−space
trajectoryの概念図、第６図はエコープレナー法をGRAS
Sに適用する場合のGphaseのシーケンスの説明図、第７
図はエコープレナー法をGRASSに適用した場合のｋ−spa
ce trajectoryの概念図、第８図はMBEST法をCE−FASTに
適用した場合のシーケンスを示す説明図、第９図はエコ
ープレナー法をCE−FASTに適用した場合のGphaseのシー
ケンスの概念図である。 （符合の説明） １……MRイメージング装置 S1……アイドリングスキャンのステップ S3……データ収集時のスキャンのステップ。FIG. 1 is a flowchart of one embodiment of the ultra-high-speed continuous MR imaging method of the present invention, FIG. 2 is an explanatory view of a sequence in which the MBEST method is applied to GRASS, and FIG. FIG. 4 is a block diagram of an MR imaging apparatus to be implemented, FIG.
FIG. 5 shows a k-space corresponding to the sequence shown in FIG.
Fig. 6 is a conceptual diagram of trajectory.
Explanatory diagram of Gphase sequence when applied to S, seventh
The figure shows k-spa when the echo planar method is applied to GRASS.
FIG. 8 is an explanatory diagram showing a sequence when the MBEST method is applied to CE-FAST, and FIG. 9 is a conceptual diagram of a Gphase sequence when the echo planar method is applied to CE-FAST. is there. (Explanation of reference numerals) 1 .... MR imaging apparatus S1 ... Idling scan step S3 ... Scan step during data collection.
Claims (1)
るMRイメージング装置であって、 前記NMR信号の強度が定常状態になるまでアイドリング
スキャンを行い、その後、前記被検体の同一部位につい
て、所定のシーケンスに従ったRF信号を送信して１枚の
前記画像を生成する高速スキャンを複数回繰り返して複
数枚の画像を生成することにより、実時間シネを可能と
する手段を備えたことを特徴とするMRイメージング装
置。An MR imaging apparatus for receiving an NMR signal and generating an image of a subject, performing an idling scan until the intensity of the NMR signal reaches a steady state, and thereafter performing an idling scan on the same part of the subject. Means for transmitting a RF signal in accordance with a predetermined sequence and generating a plurality of images by repeating a high-speed scan for generating one image a plurality of times, thereby enabling real-time cine. An MR imaging apparatus characterized in that:
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP1334259A JP2964040B2 (en) | 1989-12-22 | 1989-12-22 | MR imaging device |
Applications Claiming Priority (1)
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Publications (2)
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|---|---|
| JPH03193032A JPH03193032A (en) | 1991-08-22 |
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1989
- 1989-12-22 JP JP1334259A patent/JP2964040B2/en not_active Expired - Fee Related
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| JPH03193032A (en) | 1991-08-22 |
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