JP3605071B2 - Nuclear magnetic resonance equipment - Google Patents

Description

数式（１）において、右辺の係数ｂはＭＰＧの印加量に依存する位相の関数であり、ｂ−ｆａｃｔｏｒ（傾斜磁場による核磁気共鳴信号減衰因子）と呼ばれる。数式（１）から、複数のｂ−ｆａｃｔｏｒに対して左辺対数のプロットを直線近似すれば、上記直線の傾きから拡散係数Ｄが求められる。
【０００９】
厳密にはｂ−ｆａｃｔｏｒはＭＰＧだけでなく、イメージングの傾斜磁場にも依存する。拡散係数計測値に及ぼすイメージング傾斜磁場の影響が、「ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）」、第９０巻、３０３〜３１２頁（１９９０年）にて論じられている。
【００１０】
拡散現象の効果を強調するために、ＭＰＧとして用いる傾斜磁場は、通常のイメージング傾斜磁場に比べて高強度である。しかし、最近では、計測時間を短縮するため、エコープラナー法（ｅｃｈｏ ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ、ＥＰＩ）等の超高速撮影法を用いて拡散計測を行うことが多い。これらの超高速撮影法の多くは、高強度のイメージング傾斜磁場を用いるため、ｂ−ｆａｃｔｏｒへの寄与も大きい。そこで、一般に用いられている拡散計測では、イメージング傾斜磁場の影響までも含めたｂ−ｆａｃｔｏｒを数式（２）に従って計算する。
【００１１】
【数２】

ここで、ｋ（ｘ、ｙ、ｔ）およびｋ_１はそれぞれ数式（３）および数式（４）により与えられる。Ｇ（ｘ、ｙ、ｔ）は傾斜磁場強度分布である。また、ＴＥは励起高周波パルス印加からエコー発生までの時間間隔である。
【００１２】
【数３】

【００１３】
【数４】

上記数式（２）計算をＭＲＩ計測空間の各軸に対して行う。上記方法により求められるｂ−ｆａｃｔｏｒは、ＭＰＧに起因する項、イメージング傾斜磁場に起因する項、両者のクロスタームの和となる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
前述のごとく、上記従来技術により求められるｂ−ｆａｃｔｏｒは、ＭＰＧに起因する項、イメージング傾斜磁場に起因する項、両者のクロスタームの和である。しかし、拡散計測では高強度の傾斜磁場を用いるため、渦電流の発生量が多い。エコープラナー法などのイメージング法を拡散計測に適用すれば、ＭＰＧだけでなくイメージング傾斜磁場による渦電流も無視できない。渦電流が傾斜磁場コイル上に生じた場合、二次的な傾斜磁場が発生し、画像歪みなどの原因となる。
【００１５】
上記傾斜磁場コイル上に生じた渦電流がＭＲＩ信号に与える影響は、減衰の時定数により異なる。第１のケースは、上記時定数が十分短く、信号計測期間以前に減衰する場合であり、このケースでは、渦電流の影響は問題にならない。第２のケースは、上記時定数が信号計測期間に比べ十分長い場合であり、このケースでは、渦電流の影響はほぼ傾斜磁場のオフセットと見なすことができるので、シミングによる磁場補正や信号処理による画像補正も可能である。第３のケースは、信号計測時間と同程度の時定数を有する場合であり、このケースでは、シミングも画像補正も困難である。特に、エコープラナー法のように１スキャン毎の信号計測時間が長い計測法では、第３のケースに該当する可能性が高い。このような信号計測期間中に変動する渦電流の影響を押さえるため、本計測に先立ってプリスキャンを行い、渦電流を定常状態にする方法がよく用いられる。
【００１６】
しかし、プリスキャンを行って渦電流を定常状態とし、信号計測期間中に変動する成分を抑制したとしても、ｂ−ｆａｃｔｏｒに対する上記渦電流の寄与は消滅するわけではない。第１、第２のケースについても同様である。従って、ｂ−ｆａｃｔｏｒを求める際に上記渦電流に起因する項を考慮する必要がある。しかし、この渦電流の発生量は装置ごとに異なり、計算によって求めることは難しい。
【００１７】
本発明の目的は、核磁気共鳴装置において、上述した渦電流による二次的な傾斜磁場に起因する項を含めたｂ−ｆａｃｔｏｒを求める技術を提供することにある。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を解決するために、本発明では、傾斜磁場コイルから発生した傾斜磁場波形の時間積分を計測し、数式（２）に従ってｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるものである。
【００１９】
上記傾斜磁場波形の時間積分は、被検体から発生するＭＲ信号の位相に基づいて得られる。このような傾斜磁場波形計測法については、「ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）」、第１３２巻、１５０〜１５３頁（１９９８年）において論じられている。
【００２０】
上記傾斜磁場波形計測法では、傾斜磁場の各軸に対して２回ずつの計測を行う。第１の計測では、ひとつの軸に直交し、傾斜磁場中心を含まない任意断面を選択的に励起した後、傾斜磁場波形計測の対象となるパルスシーケンスで用いられる傾斜磁場パルスのうち、上記軸成分のみを発生させ、任意期間の信号計測を行う。第２の計測では、第１の計測と同一の断面を選択的に励起した後、上記傾斜磁場の発生は行わずに、上記任意期間の信号計測のみ行う。上記第１、第２の信号の位相差Δφ（ｒ、ｔ）は、傾斜磁場波形Ｇ（ｒ、ｔ）の時間積分ｋ（ｒ、ｔ）、磁気回転比γ、および上記任意断面の傾斜磁場中心からの距離Ｄとの積になる。ここで、ｒ＝（ｘ、ｙ、ｚ）である。γおよびＤは既知であるから、これらの値で位相差Δφ（ｒ、ｔ）を除算することにより、ｋ（ｒ、ｔ）を求めることができる。
【００２１】
本発明では、上記計測法を利用して任意パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを計測するものである。スピンエコーを用いて、ｂ−ｆａｃｔｏｒを計測するパルスシーケンスを図３に示す。
【００２２】
図３において斜線を施した、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６において、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測の対象となるパルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを印加する。ただし、１回の計測に際してはいずれかひとつの軸方向にのみ、上記傾斜磁場パルスを印加する。３０２〜３０４は、選択的高周波パルス３０１とともに検査対象に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスである。ただし、１回の計測に際しては、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測の対象となるパルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを印加する軸と同方向のスライス選択傾斜磁場パルスを印加する。該任意断面の核磁化を励起してから所定の時間τ後、非選択高周波パルス３０５を印加し、上記核磁化の反転を行う。上記非選択高周波パルス３０５の印加からさらに時間τが経過すると、スピンエコーが発生するので、Ａ／Ｄ区間３０７において、スピンエコーを計測する。
【００２３】
上記スピンエコーは静磁場不均一等に応じて減衰するため、減衰時間の時定数に比べて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６が長い場合は、１回のスキャンで上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６全区間の信号計測を行うことは困難である。
【００２４】
そこで、図４に示すように、非選択高周波パルスの印加タイミング、およびＡ／Ｄ区間をずらすことにより、異なる区間の信号を計測する。このように、必要に応じて複数回のスキャンを行うことにより、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６全体の信号を計測することができる。なお、図４中の４０１〜４０７は、それぞれ図３中の３０１〜３０７に対応する。
【００２５】
次に、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６において、傾斜磁場パルスの印加を行わずに信号計測のみを行う。傾斜磁場パルスを印加する場合と同様に、必要に応じて複数回のスキャンを行い、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６全体の信号を計測する。本発明では、上記傾斜磁場パルスを印加する場合および印加しない場合の２通りの計測を、上記スライス選択傾斜磁場を印加する軸を変えて３通り行うため、合計６通りの計測を行う。
【００２６】
また、スティミュレィテッドエコーを用いて、ｂ−ｆａｃｔｏｒを計測するパルスシーケンスを図１１に示す。図１１において斜線を施した、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７において、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測の対象となるパルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを印加する。ただし、１回の計測に際してはいずれかひとつの軸方向にのみ、上記傾斜磁場パルスを印加する。１１０２〜１１０４は、選択的高周波パルス１１０１とともに検査対象に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスである。ただし、１回の計測に際しては、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測の対象となるパルスシーケンスに含まれる傾斜磁場パルスを印加する軸と同方向のスライス選択傾斜磁場パルスを印加する。任意断面の核磁化を励起してから所定の時間τ後、非選択高周波パルス１１０５を印加し、上記励起された核磁化を縦磁化に戻す。上記非選択高周波パルス１１０５の印加からさらに時間ε後、非選択高周波パルス１１０６を印加し、上記核磁化を再び励起する。さらに時間τが経過すると、スティミュレィテッドエコーが発生するので、Ａ／Ｄ区間１１０８において、スティミュレィテッドエコーを計測する。
【００２７】
上記スティミュレィテッドエコーは静磁場不均一等に応じて減衰するため、減衰時間の時定数に比べて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７が長い場合は、１回のスキャンで上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７全区間の信号計測を行うことは困難である。
【００２８】
そこで、図１２に示すように上記時間τを変えるか、あるいは図１３に示すように上記時間εを変えて、Ａ／Ｄ区間をずらすことにより、異なる区間の信号を計測する。このように、必要に応じて複数回のスキャンを行うことにより、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７全体の信号を計測することができる。
【００２９】
次に、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７において、傾斜磁場パルスの印加を行わずに信号計測のみを行う。傾斜磁場パルスを印加する場合と同様に、必要に応じて複数回のスキャンを行い、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７全体の信号を計測する。本発明では、上記傾斜磁場パルスを印加する場合および印加しない場合の２通りの計測を、上記スライス選択傾斜磁場を印加する軸を変えて３通り行うため、合計６通りの計測を行う。
【００３０】
上記６通りの計測で得られたＭＲ信号に基づき、ｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるためのアルゴリズムを図１に示す。図１において、変数ｉは１〜３の値を取り、スライス選択傾斜磁場の方向を表す。該変数ｉが４以上となった時、繰り返しループ１０２を抜ける。変数ｊは１〜２の値を取り、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６あるいは１１０７における傾斜磁場パルスの有無を表す。図３〜４、図１１〜１３のパルスシーケンスを用いて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６あるいは１１０７のＭＲ信号を計測する。該変数ｊが３以上となった時、繰り返しループ１０４を抜け、数式（２）に従ってＭＲ信号の位相差Δφ（ｒ、ｔ）からｂｉを求める。ここで、ｂｉはｂ−ｆａｃｔｏｒのｉ方向成分である。最後にｂ１、ｂ２、ｂ３の和からｂ−ｆａｃｔｏｒを求められる（１１１）。
【００３１】
上記ＭＲ信号の位相差Δφ（ｒ、ｔ）には、傾斜磁場パルス自身による位相項だけでなく、傾斜磁場により発生する渦電流による位相項も含まれるため、渦電流の影響を含むｂ−ｆａｃｔｏｒが求められる。
【００３２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
【００３３】
図２は、本発明を実施するための拡散計測装置の一例を示す構成図である。図において、２０１は静磁場を発生するコイル、２０２は傾斜磁場を発生するコイル、２０３は検査対象であり、この検査対象はコイル２０１および２０２内に配置される。シーケンサ２０４は傾斜磁場電源２０５、高周波発信器２０６に命令を送り、傾斜磁場および高周波パルスを検査対象２０３に印加する。高周波パルスは、高周波変調器２０７、高周波増幅器２０８を経て高周波送信器２０９により、検査対象２０３に印加される。検査対象から発生したＭＲ信号は受信器２１０によって受波され、増幅器２１１、位相検波器２１２、Ａ／Ｄ変換器２１３を通ってＣＰＵ２１４に送られ、ここでｂ−ｆａｃｔｏｒの計算や画像再構成などの信号処理が行われる。必要に応じて、記憶媒体２１５に信号や演算結果、測定条件などを記憶させることもできる。また、ＣＰＵ２１４で信号処理を行った結果を表示装置２１６に表示させることもできる。
【００３４】
図３および図４は、本発明を実施するためのパルスシーケンスの一実施例である。図３において、３０１は選択高周波パルス、３０２〜３０４はスライス選択傾斜磁場パルス、３０５は非選択高周波パルスである。スライス選択傾斜磁場３０２〜３０４は、選択的高周波パルス３０１とともに検査対象に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスであり、１回の計測に際してはいずれかひとつを用いて任意断面の核磁化の励起を行う。ただし、任意断面は傾斜磁場中心を含まない。上記任意断面の核磁化を励起してから所定の時間τ後、非選択高周波パルス３０５を印加し、上記核磁化の反転を行う。上記非選択高周波パルス３０５の印加からさらに時間τが経過すると、スピンエコーが発生するので、 Ａ／Ｄ区間３０７において、該スピンエコーを計測する。また、斜線で示した３０６はｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間であり、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒの計測対象となるパルスシーケンスのうち、上記スライス選択傾斜磁場と同方向の傾斜磁場パルスが印加される。
【００３５】
上記スピンエコーは検査対象の静磁場不均一等に応じて減衰するため、減衰時間の時定数に比べて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６が長い場合は、１回のスキャンで上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６全体の信号計測を行うことは困難である。
【００３６】
そこで、図４に示すように、非選択高周波パルスの印加タイミング、およびＡ／Ｄ区間のタイミングを変えて、図３と同様のパルスシーケンスを実行する。これは、Ａ／Ｄ区間のタイミングを変えて同様の計測を繰り返し行うことにより、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間全体の信号を取得するためである。上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間の区間長から、上記繰り返し計測の回数が決まるので、該繰り返し回数に応じて上記非選択高周波パルスの印加タイミングおよびＡ／Ｄ区間のタイミングを決める。
【００３７】
図３あるいは図４において、二番目の高周波パルスとして非選択高周波パルスを用いる理由は、該高周波パルスの印加タイミングが、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６に含まれるためである。選択高周波パルスを用いれば、同時にスライス選択傾斜磁場を印加しなければならないので、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６で印加される傾斜磁場パルスは、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象となるパルスシーケンスとは一致しなくなる。このため、スライス選択は一番目の高周波パルスのみで行い、二番目の高周波パルスは非選択高周波パルスを用いる。非選択高周波パルスは、核磁化を１８０度回転させる反転パルスとして用いるため、上記選択高周波パルスが作用しない領域の核磁化からは信号が発生しない。
【００３８】
本発明では、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間全体の信号の位相φ１からｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるが、該位相φ１には静磁場不均一やケミカルシフトなど、上記傾斜磁場パルスや渦電流に起因する位相以外の成分が含まれる。そこで、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６において、傾斜磁場パルスの印加を行わずに信号計測を行い、該信号の位相φ２を上記位相φ１から差し引くことにより、上記傾斜磁場パルスや渦電流に起因する位相以外の成分を除去する。ｂ−ｆａｃｔｏｒを求める場合には、上記位相の差分Δφ（ｔ）＝φ１−φ２を用いる。本発明では、上記傾斜磁場パルスを印加する場合と印加しない場合の２通りの計測を、上記スライス選択傾斜磁場の方向を変えて３通り行うため、合計６通りの計測を行う。
【００３９】
次に、本発明を各種の拡散計測法に適用した場合についての具体例を述べる。
【００４０】
図５は、スピンエコー法による拡散計測法のパルスシーケンスである。図５において、５０１は第１の選択高周波パルス、５０２は第１のスライス選択傾斜磁場パルス、５０３は第２の選択高周波パルス、５０４は第２のスライス選択傾斜磁場パルスである。第１の選択高周波パルス５０１と第２の選択高周波パルス５０３は、時間ＴＥ／２によって隔てられており、上記第２の選択高周波パルス５０３からさらに時間ＴＥ／２の後にスピンエコーが発生する。５０５はリードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、５０６はリードアウト方向のリフェーズ傾斜磁場である。該リードアウト方向のリフェーズ傾斜磁場５０６は、上記ディフェーズ傾斜磁場５０５印加による位相分散が相殺される時刻と、上記スピンエコー発生時刻とが一致するように配置する。５０７は位相エンコード傾斜磁場、５０８はスライス方向の第１のＭＰＧ、５０９はスライス方向の第２のＭＰＧ、５１０はリードアウト方向の第１のＭＰＧ、５１１はリードアウト方向の第２のＭＰＧ、５１２は位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、５１３は位相エンコード方向の第２のＭＰＧである。各方向の第１および第２のＭＰＧは、傾斜磁場波形は同一である。また、各方向のＭＰＧは同時に印加するとは限らず、いずれか１方向にのみ印加する場合も、複数方向に同時に印加する場合もある。ＭＰＧ複数方向に同時に印加する場合、上記ＭＰＧの傾斜磁場波形は一致しているとは限らない。
【００４１】
また、図５のパルスシーケンスにより、検査対象の拡散係数を求める場合には、従来技術の項で述べたように、第１および第２のＭＰＧ５０８〜５１３の傾斜磁場強度を変化させて複数回の計測を行う。
【００４２】
前節図５では一般的に用いられているスピンエコー法による拡散計測法について説明したが、本節では上記スピンエコー法による拡散計測法に本発明を適用し、ｂ−ｆａｃｔｏｒを計測する場合について述べる。
【００４３】
図６において、６０１は選択高周波パルス、６０２〜６０４はスライス選択傾斜磁場パルスである。ただし、選択高周波パルス６０１は図５における選択高周波パルス５０１とは異なり、ＭＲＩ計測空間の３方向に直交する任意の断面を選択的に励起するために用いられる。上記スライス選択傾斜磁場パルス６０２〜６０４は同時に印加するのではなく、１計測につきいずれかひとつを用いる。６０５は非選択高周波パルスであり、上記選択高周波パルス６０１により励起された核磁化を反転させ、所定の時刻にスピンエコーを発生させるために用いられる。Ａ／Ｄ区間６０６において、スピンエコーを計測する。
【００４４】
図３および図４の説明において述べたように、上記非選択高周波パルス６０５の印加タイミングをずらすことによって、上記スピンエコーの発生時刻もずれる。該スピンエコー発生時刻のずれに連動して、上記Ａ／Ｄ区間６０６がずれるので、任意区間の信号を計測することができる。この様子を図７に示す。図７のパルスシーケンスでは、非選択高周波パルス７０５の印加タイミングが図６よりも遅れているため、スピンエコー発生時刻がずれ、Ａ／Ｄ区間７０６も後ろにずれている。７０７はｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分であり、上記スピンエコー法による拡散計測法のパルスシーケンスで用いられる傾斜磁場パルスが印加される。すなわち、７０８、７０９、７１０、７１１、７１２、７１３、７１４、７１５、７１６、７１７、７１８は、それぞれ上記５０２、５０４、５０５、５０６、５０７、５０８、５０９、５１０、５１１、５１２、５１３と同一の傾斜磁場パルスである。
【００４５】
傾斜磁場パルス、および渦電流以外の要因に起因する位相成分を除去するため、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分６０７において、傾斜磁場パルスを印加せずに上記位相成分除去用の信号を計測する。上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分６０７において、傾斜磁場パルスを印加した場合と印加しない場合の信号からそれぞれ位相を求め、両者の差分Δφ（ｒ、ｔ）から数式（２）に従ってｂｉを求める。なお、上記ｂｉは、上記選択高周波パルス６０１と同時に印加するスライス選択傾斜磁場パルス６０２〜６０４の印加方向の成分である。ＭＲＩ計測空間の３方向に対して同様のｂ−ｆａｃｔｏｒ計測を行い、全成分の和を求める。
【００４６】
上述したように、検査対象の拡散係数を求める場合には、第１および第２のＭＰＧ５０８〜５１３の傾斜磁場強度を変化させて繰り返し信号計測を行う。この場合、図６のパルスシーケンスにおいても、ＭＰＧ５０８〜５１３と同様にＭＰＧ６１３〜６１８の傾斜磁場強度を変化させて、繰り返し計測を行う。
【００４７】
図８はエコープラナー法による拡散計測法のパルスシーケンスである。図８において、８０１は第１の選択高周波パルス、８０２は第１のスライス選択傾斜磁場パルス、８０３は第２の選択高周波パルス、８０４は第２のスライス選択傾斜磁場パルスである。第１の選択高周波パルス８０１と第２の選択高周波パルス８０３は、時間ＴＥ／２時間によって隔てられており、上記第２の選択高周波パルス８０３からさらに時間ＴＥ／２の後にスピンエコーが発生する。８０５はリードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、８０６はリードアウト傾斜磁場であり、極性反転を繰り返してマルチエコーを発生させる。８０７は位相エンコード方向のディフェーズ傾斜磁場、８０８はブリップ位相エンコード傾斜磁場である。
【００４８】
スキャン方法によっては、上記位相エンコード方向のディフェーズ傾斜磁場８０７が不要な場合もあり、また８０８のようなブリップパルスではなく、連続的な矩形パルスが用いられる場合もある。８０９はスライス方向の第１のＭＰＧ、８１０はスライス方向の第２のＭＰＧ、８１１はリードアウト方向の第１のＭＰＧ、８１２はリードアウト方向の第２のＭＰＧ、８１３は位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、８１４は位相エンコード方向の第２のＭＰＧである。各方向の第１および第２のＭＰＧは傾斜磁場波形は同一である。また、各方向のＭＰＧは同時に印加するとは限らず、いずれか１方向にのみ印加する場合も、複数方向に同時に印加する場合もある。ＭＰＧ複数方向に同時に印加する場合、上記ＭＰＧの傾斜磁場波形は一致しているとは限らない。
【００４９】
また、図８のパルスシーケンスにより、検査対象の拡散係数を求める場合には、従来技術の項で述べたように、第１および第２のＭＰＧ８０９〜８１４の傾斜磁場強度を変化させて複数回の計測を行う。
【００５０】
前節図８では一般的に用いられているエコープラナー法による拡散計測法について説明したが、本節では上記エコープラナー法による拡散計測法に本発明を適用し、ｂ−ｆａｃｔｏｒを計測する場合について述べる。
【００５１】
図９において、９０１は選択高周波パルス、９０２〜９０４はスライス選択傾斜磁場パルスである。ただし、選択高周波パルス９０１は、図８における選択高周波パルス８０１とは異なり、ＭＲＩ計測空間の３方向に直交する任意の断面を選択的に励起するために用いられる。上記スライス選択傾斜磁場パルス９０２〜９０４は同時に印加するのではなく、１計測につきいずれかひとつを用いる。９０５は非選択高周波パルスであり、上記選択高周波パルス９０１により励起された核磁化を反転させ、所定の時刻にスピンエコーを発生させるために用いられる。Ａ／Ｄ区間９０６において、スピンエコーを計測する。
【００５２】
図３および図４の説明において述べたように、上記非選択高周波パルス９０５の印加タイミングをずらすことによって、上記スピンエコーの発生時刻もずれる。スピンエコー発生時刻のずれに連動して、上記Ａ／Ｄ区間９０６がずれるので、任意区間の信号を計測することができる。この様子を図１０に示す。図１０のパルスシーケンスでは、非選択高周波パルス１００５の印加タイミングが図９よりも遅れているため、スピンエコー発生時刻がずれ、Ａ／Ｄ区間１００６も後ろにずれている。
【００５３】
９０７はｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分であり、上記スピンエコー法による拡散計測法のパルスシーケンスで用いられる傾斜磁場パルスが印加される。すなわち、９０８、９０９、９１０、９１１、９１２、９１３、９１４、９１５、９１６、９１７、９１８、９１９は、それぞれ上記８０２、８０４、８０５、８０６、８０７、８０８、８０９、８１０、８１１、８１２、８１３、８１４と同一の傾斜磁場パルスである。
【００５４】
傾斜磁場パルス、および渦電流以外の要因に起因する位相成分を除去するため、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分９０７において、傾斜磁場パルスを印加せずに上記位相成分除去用の信号を計測する。上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分９０７において、傾斜磁場パルスを印加した場合と印加しない場合の信号からそれぞれ位相を求め、両者の差Δφ（ｒ、ｔ）から数式（２）に従ってｂｉを求める。なお、上記ｂｉは、上記選択高周波パルス９０１と同時に印加するスライス選択傾斜磁場パルス９０２〜９０４の印加方向の成分である。ＭＲＩ計測空間の３方向に対して同様のｂ−ｆａｃｔｏｒ計測を行い、全成分の和を求める。
【００５５】
上述したように、検査対象の拡散係数を求める場合には、第１および第２のＭＰＧ８０９〜８１４の傾斜磁場強度を変化させて繰り返し信号計測を行う。この場合、図９のパルスシーケンスにおいても、ＭＰＧ８０９〜８１４と同様にＭＰＧ９１４〜９１９の傾斜磁場強度を変化させて、繰り返し計測を行う。
【００５６】
図１１乃至図１３は、本発明を実施するためのパルスシーケンスの他の実施例である。図１１において、１１０１は選択高周波パルス、１１０２〜１１０４はスライス選択傾斜磁場パルス、１１０５〜１１０６は非選択高周波パルスである。スライス選択傾斜磁場１１０２〜１１０４は、選択的高周波パルス１１０１とともに検査対象に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスであり、１回の計測に際してはいずれかひとつを用いて任意断面の核磁化の励起を行う。ただし、任意断面は傾斜磁場中心を含まない。
【００５７】
上記任意断面の核磁化を励起してから所定の時間τ後、非選択高周波パルス１１０５を印加し、上記核磁化を縦磁化に戻す。縦磁化に戻した核磁化は、再び励起されるまで静磁場不均一や横緩和時間の影響を受けない。上記非選択高周波パルス１１０５の印加からさらに時間ε後、非選択高周波パルス１１０６を印加し上記縦磁化に戻した核磁化を再び励起する。さらに時間τが経過すると、スティミュレィテッドエコーが発生するので、Ａ／Ｄ区間１１０８において、スピンエコーを計測する。また、斜線で示した１１０７はｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間であり、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒの計測対象となるパルスシーケンスのうち、上記スライス選択傾斜磁場と同方向の傾斜磁場パルスが印加される。上記スティミュレィテッドエコーは検査対象の静磁場不均一等に応じて減衰するため、該減衰時間の時定数に比べて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７が長い場合は、１回のスキャンで上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７全体の信号計測を行うことは困難である。
【００５８】
そこで、図１２あるいは１３に示すように、非選択高周波パルスの印加タイミングおよび、Ａ／Ｄ区間のタイミングを変えて、図１１と同様のパルスシーケンスを実行する。図１２は時間τを変え、図１３は時間ｔを変えることにより、上記Ａ／Ｄ区間のタイミングを変えている。これは、Ａ／Ｄ区間のタイミングを変えて同様の計測を繰り返し行うことにより、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間全体の信号を取得するためである。上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間の区間長から、上記繰り返し計測の回数が決まるので、繰り返し回数に応じて上記非選択高周波パルスの印加タイミングおよびＡ／Ｄ区間のタイミングを決める。
【００５９】
図１１〜１３において、二番目および三番目の高周波パルスとして非選択高周波パルスを用いる理由は、該高周波パルスの印加タイミングが、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７に含まれるためである。選択高周波パルスを用いれば、同時にスライス選択傾斜磁場を印加しなければならないので、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間１１０７で印加される傾斜磁場パルスは、ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象となるパルスシーケンスとは一致しなくなる。このため、スライス選択は１番目の高周波パルスのみで行い、２番目および３番目の高周波パルスは非選択高周波パルスを用いる。
【００６０】
本発明では、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間全体の信号の位相φ１からｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるが、位相φ１には静磁場不均一やケミカルシフトなど、上記傾斜磁場パルスや渦電流に起因する位相以外の成分が含まれる。そこで、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間３０６において、傾斜磁場パルスの印加を行わずに信号計測を行い、該信号の位相φ２を上記位相φ１から差し引くことにより、上記傾斜磁場パルスや渦電流に起因する位相以外の成分を除去する。ｂ−ｆａｃｔｏｒを求める場合には、上記位相の差分Δφ（ｔ）＝φ１−φ２を用いる。本発明では、上記傾斜磁場パルスを印加する場合と印加しない場合の２通りの計測を、上記スライス選択傾斜磁場の方向を変えて３通り行うため、合計６通りの計測を行う。
【００６１】
上記６通りの計測で得られたＭＲ信号に基づき、ｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるためのアルゴリズムを図１に示す。図１において、変数ｉは１〜３の値を取り、スライス選択傾斜磁場の方向を表す。該変数ｉは初期値を１とし（１０１）、ｉ＜４である間＋１を加算して（１１０）繰り返し、ｉ≧４となった時、繰り返しループ１０２を抜ける。変数ｊは１〜２の値を取り、上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間における傾斜磁場パルスの有無を表す。図３〜図４、あるいは図１１〜１３のパルスシーケンスを用いて上記ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間のＭＲ信号を計測し、位相φｊ（ｒ、ｔ）を求める（１０５）。該変数ｊは初期値を１とし（１０３）、ｊ＜３である間＋１を加算して繰り返し、ｊ≧３以上となった時、繰り返しループ１０４を抜ける。φ１とφ２の位相差Δφ（ｒ、ｔ）を求め（１０７）、上記励起断面と傾斜磁場中心との距離ＬｉでΔφ（ｒ、ｔ）を割って、傾斜磁場波形の時間積分ｋ（ｒ、ｔ）を求める（１０８）。数式（２）に従って、ｋ（ｒ、ｔ）からｂｉを求める（１０９）。ここで、ｂｉはｂ−ｆａｃｔｏｒのｉ方向成分である。最後にｂ１、ｂ２、ｂ３の和からｂ−ｆａｃｔｏｒを求められる（１１１）。
【００６２】
上記ＭＲ信号の位相差Δφ（ｒ、ｔ）には、傾斜磁場パルス自体による位相項だけでなく、傾斜磁場により発生する渦電流による位相項も含まれるため、渦電流の影響を含むｂ−ｆａｃｔｏｒが求められる。
【００６３】
以上述べたように、本発明は、任意の拡散計測法パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを、パルスシーケンス実行中に傾斜磁場コイルから発生する傾斜磁場波形の時間積分を計測することにより求めるものである。上記傾斜磁場波形の時間積分はＭＲ信号の位相から求められるので、ＭＲ信号を発生させるために、任意断面を選択励起してから所定の時間後に、非選択高周波パルスを印加してスピンエコーあるいはスティミュレィテッドエコーを発生させるようにしたものである。
【００６４】
上記ＭＲ信号を計測するためのパルスシーケンスでは、上記選択励起に引き続いて、上記任意の拡散計測法パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルスを印加するので、上記ＭＲ信号の位相には傾斜磁場パルスに起因する位相項が含まれる。また、傾斜磁場パルス自体だけでなく、傾斜磁場に起因する渦電流が発生する２次的な傾斜磁場に起因する位相項も含まれるため、渦電流の影響を含むｂ−ｆａｃｔｏｒを求めることができる。従って、本発明によれば、従来法に比べて、より精度の高い拡散計測を行うことが可能である。
【００６５】
また，本発明では、上記非選択高周波パルスの印加タイミングを変化させることにより、上記スピンエコーあるいはスティミュレィテッドエコーの発生タイミングをずらし、複数回にわけて上記ＭＲ信号の計測を行うので、上記任意の拡散計測法パルスシーケンスが、静磁場不均一等による信号減衰の時定数に比べて長い場合においても、ｂ−ｆａｃｔｏｒを計測することが可能である。
【００６６】
以上、本発明を整理すると、次のようになる。
【００６７】
１）核磁気共鳴を用いた拡散計測にあって、任意の拡散計測パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを、パルスシーケンス実行中に傾斜磁場コイルから発生する傾斜磁場波形の時間積分を計測することにより求めるよう構成したことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００６８】
２）静磁場を発生する静磁場発生手段と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を取得する信号検出手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を処理する信号処理手段とを備えた核磁気共鳴装置において、前記傾斜磁場発生手段のひとつの軸に直交し、かつ傾斜磁場中心を含まない任意断面からの第１のスピンエコーを発生させる手段と、任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルスのうち、前記軸方向成分の印加を行う手段と、前記第１のスピンエコーの位相値（φ１）から、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルス波形の時間積分を求める手段と、前記時間積分から前記任意の拡散計測パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを求める手段とを有してなることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００６９】
３）前記２）の構成において、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルスの印加を行わずに、前記任意断面からの第２のスピンエコーを発生させる手段と、前記第２のスピンエコーの位相値（φ２）を、前記第１のスピンエコーの位相値（φ１）から差し引いた位相差の差分（Δφ＝φ１−φ２）から、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルス波形の時間積分を求める手段とを有し、前記時間積分から前記任意の拡散計測パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるよう構成したことことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７０】
４）静磁場を発生する静磁場発生手段と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と、検査対象からの核磁気共鳴信号を取得する信号検出手段と、前記検査対象からの核磁気共鳴信号を処理する信号処理手段とを備えた核磁気共鳴装置において、前記傾斜磁場発生手段のひとつの軸に直交し、かつ傾斜磁場中心を含まない任意断面からの第１のスティミュレィテッドエコーを発生させる手段と、任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルスのうち、前記軸方向成分の印加を行う手段と、前記第１のスティミュレィテッドエコーの位相値（φ１）から、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルス波形の時間積分を求める手段と、前記時間積分から前記任意の拡散計測パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを求める手段とを有してなることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７１】
５）前記４）の構成において、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルスの印加を行わずに、前記任意断面からの第２のスティミュレィテッドエコーを発生させる手段と、前記第２のスティミュレィテッドエコーの位相値（φ２）を、前記第１のスティミュレィテッドエコーの位相値（φ１）から差し引いた位相差の差分（Δφ＝φ１−φ２）から、前記任意の拡散計測パルスシーケンスにおいて用いられる傾斜磁場パルス波形の時間積分を求める手段とを有し、前記時間積分から前記任意の拡散計測パルスシーケンスのｂ−ｆａｃｔｏｒを求めるよう構成したことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７２】
６）前記３）の構成において、前記第１のスピンエコーの位相値（φ１）および前記第２のスピンエコーの位相値（φ２）は、それぞれ発生タイミングの異なる複数個のスピンエコーから得られるよう構成したことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７３】
７）前記５〕の構成において、前記第１のスティミュレィテッドエコーの位相値（φ１）および前記第２のスティミュレィテッドエコーの位相値（φ２）は、それぞれ発生タイミングの異なる複数個のスティミュレィテッドエコーから得られるよう構成したことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７４】
８）前記３）又は前記５）の構成において、前記時間積分を求める手段は、前記位相値（φ１）あるいは位相差の差分（Δφ）を前記任意断面と傾斜磁場中心との距離で割ることにより、前記時間積分を求めるよう構成したことを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７５】
９）前記２）の構成において、前記スピンエコーを発生させる手段は、第１および第２の高周波パルスを印加する手段であり、前記第２の高周波パルスは非選択高周波パルスであることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７６】
１０）前記４）の構成において、前記スティミュレィテッドエコーを発生させる手段は、第１および第２および第３の高周波パルスを印加する手段であり、前記第２および前記第３の高周波パルスは非選択高周波パルスであることを特徴とする核磁気共鳴装置。
【００７７】
【発明の効果】
本発明は、核磁気共鳴を用いた拡散計測装置において、渦電流による二次的な傾斜磁場に起因する項を含めたｂ−ｆａｃｔｏｒを求める技術を実現するものであり、従来法に比べて、より精度の高い拡散計測を行うことが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるｂ−ｆａｃｔｏｒ計測アルゴリズムを説明するフロー図。
【図２】本発明を実施するための計測装置の構成を説明するブロック図。
【図３】本発明を実施するためのパルスシーケンスの一例（１）を示す図。
【図４】本発明を実施するためのパルスシーケンスの一例（２）を示す図。
【図５】スピンエコー法による拡散計測パルスシーケンスの例を示す図。
【図６】図５のスピンエコー法による拡散計測パルスシーケンスへの本発明の適用例（１）を示す図。
【図７】図５のスピンエコー法による拡散計測パルスシーケンスへの本発明の適用例（２）を示す図。
【図８】エコープラナー法による拡散計測パルスシーケンスの例を示す図。
【図９】図８のエコープラナー法による拡散計測パルスシーケンスへの本発明の適用例（１）を示す図。
【図１０】図８のエコープラナー法による拡散計測パルスシーケンスへの本発明の適用例（２）を示す図。
【図１１】本発明を実施するためのパルスシーケンスの他の例（１）を示す図。
【図１２】本発明を実施するためのパルスシーケンスの他の例（２）を示す図。
【図１３】本発明を実施するためのパルスシーケンスの他の例（３）を示す図。
【符号の説明】
２０１：静磁場を発生するコイル、２０２：傾斜磁場を発生するコイル、２０３：検査対象、２０４：シーケンサ、２０５：傾斜磁場電源、２０６：高周波発信器、２０７：高周波変調器、２０８：高周波増幅器、２０９：高周波送信器、２１０：受信器、２１１：増幅器、２１２：位相検波器、２１３：Ａ／Ｄ変換器、２１４：ＣＰＵ、２１５：記憶媒体、２１６：表示装置、３０１、４０１：選択高周波パルス、３０２〜３０４、４０２〜４０４：スライス選択傾斜磁場パルス、３０５、４０５：非選択高周波パルス、３０６、４０６：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間、３０７、４０７：Ａ／Ｄ区間、５０１：第１の選択高周波パルス、５０２：第１のスライス選択傾斜磁場パルス、５０３：第２の選択高周波パルス、５０４：第２のスライス選択傾斜磁場パルス、５０５：リードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、５０６：リードアウト方向のリフェーズ傾斜磁場、５０７：位相エンコード傾斜磁場、５０８：スライス方向の第１のＭＰＧ、５０９：スライス方向の第２のＭＰＧ、５１０：リードアウト方向の第１のＭＰＧ、５１１：リードアウト方向の第２のＭＰＧ、５１２：位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、５１３：位相エンコード方向の第２のＭＰＧ、６０１、７０１：選択高周波パルス、６０２〜６０４、７０２〜７０４：スライス選択傾斜磁場パルス、６０５、７０５：非選択高周波パルス、６０６、７０６：Ａ／Ｄ区間、６０７、７０７：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分、６０８、７０８：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける第１のスライス選択傾斜磁場パルス、６０９、７０９：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける第２のスライス選択傾斜磁場パルス、６１０、７１０：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、６１１、７１１：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向のリフェーズ傾斜磁場、６１２、７１２：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード傾斜磁場、６１３、７１３：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるスライス方向の第１のＭＰＧ、６１４、７１４：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるスライス方向の第２のＭＰＧ、６１５、７１５：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向の第１のＭＰＧ、６１６、７１６：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向の第２のＭＰＧ、６１７、７１７：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、６１８、７１８：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード方向の第２のＭＰＧ、８０１：第１の選択高周波パルス、８０２：第１のスライス選択傾斜磁場パルス、８０３：第２の選択高周波パルス、８０４：第２のスライス選択傾斜磁場パルス、８０５：リードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、８０６：リードアウト傾斜磁場、８０７：位相エンコード方向のディフェーズ傾斜磁場、８０８：ブリップ位相エンコード傾斜磁場、８０９：スライス方向の第１のＭＰＧ、８１０：スライス方向の第２のＭＰＧ、８１１：リードアウト方向の第１のＭＰＧ、８１２：リードアウト方向の第２のＭＰＧ、８１３：位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、８１４：位相エンコード方向の第２のＭＰＧ、９０１、９０１：選択高周波パルス、９０２〜９０４、１００２〜１００４：スライス選択傾斜磁場パルス、９０５、１００５：非選択高周波パルス、９０６、１００６：Ａ／Ｄ区間、９０７、１００７：はｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンス挿入部分、９０８、１００８：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける第１のスライス選択傾斜磁場パルス、９０９、１００９：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける第２のスライス選択傾斜磁場パルス、９１０、１０１０：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向のディフェーズ傾斜磁場、９１１、１０１１：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト傾斜磁場、９１２、１０１２：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード方向のディフェーズ傾斜磁場、９１３、１０１３：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるブリップ位相エンコード傾斜磁場、９１４、１０１４：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるスライス方向の第１のＭＰＧ、９１５、１０１５：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるスライス方向の第２のＭＰＧ、９１６、１０１６：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向の第１のＭＰＧ、９１７、１０１７：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおけるリードアウト方向の第２のＭＰＧ、９１８、１０１８：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード方向の第１のＭＰＧ、９１９、１０１９：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測対象パルスシーケンスにおける位相エンコード方向の第２のＭＰＧ、１１０１、１２０１、１３０１：選択高周波パルス、１１０２〜１１０４、１２０２〜１２０４：スライス選択傾斜磁場パルス、１１０５〜１１０６、１２０５〜１２０６、１３０５〜１３０６：非選択高周波パルス、１１０７、１２０７、１３０７：ｂ−ｆａｃｔｏｒ計測区間、１１０８、１２０８、１３０８：Ａ／Ｄ区間。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a nuclear magnetic resonance apparatus, and more particularly, to a diffusion measurement apparatus using nuclear magnetic resonance.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art A nuclear magnetic resonance imaging (MRI) apparatus obtains a tomographic image of a substance by utilizing the fact that a nuclear spin placed in a static magnetic field absorbs a high-frequency magnetic field satisfying a resonance condition of nuclear magnetic resonance. Device.
[0003]
At the time of signal measurement, a diffusion measurement method for obtaining a diffusion coefficient by applying a gradient magnetic field pair that emphasizes molecular diffusion (Brownian motion) was proposed in 1965 and applied to diagnosis of cerebral infarction and the like. The details of the diffusion measurement method are described in "Journal of Chemical Physics", Vol. 42, pp. 288-292 (1965), but will be briefly described below.
[0004]
In the most common diffusion measurement method, a gradient magnetic field (motion probing gradient, MPG) for detecting spin motion is applied before and after application of an inverted high-frequency pulse using a spin echo type pulse sequence. At the time of the first MPG application, each spin senses a gradient magnetic field having an intensity corresponding to the location where each spin exists, so that the frequency of the differential motion changes for each location, and a phase change occurs. The phase change depends on the applied amount of the gradient magnetic field (the product of the intensity and the time). After the inverted high frequency pulse, a second MPG having the same shape as the first MPG is applied.
[0005]
At the stationary part, the positions of the spins at the time of the first and second MPG application are the same, so the phase change caused by the first MPG application is canceled by the second MPG application. Therefore, the signal amount does not decrease due to the application of the MPG.
On the other hand, in a moving part, the positions of the spins at the time of applying the first and second MPGs are different. Therefore, the phase change caused by the application of the first MPG is not canceled by the application of the second MPG, and the signal changes. The amount is attenuated. When the movement is performed at a constant speed, the phase change becomes a constant value. However, when the movement is random, the decrease in the signal amount increases with the dispersion of the phase.
[0006]
In the above example, a spin echo type pulse sequence is used, but the same measurement can be performed with a gradient echo type pulse sequence. In this case, the gradient magnetic field pulses of the first and second MPGs have opposite polarities, and have the same shape except for the polarity.
[0007]
With the above mechanism, the ease of movement (diffusion coefficient) of the measurement site is reflected as the contrast of the MRI image. Such an image is called a diffusion weighted image. When cells are calcified due to cerebral infarction or the like, the diffusion coefficient changes with respect to the surrounding tissue, so that the lesion site can be specified from the contrast of the diffusion-weighted image. Also, by repeating the image measurement while changing the applied amount of MPG, the diffusion coefficient for each pixel can be obtained. The MRI signals when MPG is not applied and when MPG is applied are respectively S ₀ , S _mpg Then, the relationship between these signals and the diffusion coefficient D is expressed by Expression (1).
[0008]
(Equation 1)

In equation (1), the coefficient b on the right side is a function of the phase depending on the applied amount of MPG, and is called b-factor (nuclear magnetic resonance signal attenuation factor due to a gradient magnetic field). From equation (1), if a plot of the logarithm of the left side is linearly approximated for a plurality of b-factors, the diffusion coefficient D is obtained from the slope of the straight line.
[0009]
Strictly speaking, b-factor depends not only on MPG but also on the gradient magnetic field of imaging. The effect of imaging gradient magnetic field on diffusion coefficient measurements is discussed in "Journal of Magnetic Resonance", Vol. 90, pp. 303-312 (1990).
[0010]
In order to emphasize the effect of the diffusion phenomenon, the gradient magnetic field used as the MPG has a higher intensity than a normal imaging gradient magnetic field. However, recently, in order to reduce the measurement time, diffusion measurement is often performed using an ultra-high-speed imaging method such as an echo planar method (echo planar imaging, EPI). Many of these ultra-high-speed imaging methods use a high-intensity imaging gradient magnetic field, and thus greatly contribute to the b-factor. Therefore, in the diffusion measurement generally used, b-factor including the influence of the imaging gradient magnetic field is calculated according to the equation (2).
[0011]
(Equation 2)

Where k (x, y, t) and k ₁ Is given by Equations (3) and (4), respectively. G (x, y, t) is a gradient magnetic field intensity distribution. TE is a time interval from application of the excitation high-frequency pulse to generation of the echo.
[0012]
(Equation 3)

[0013]
(Equation 4)

The above equation (2) is calculated for each axis in the MRI measurement space. The b-factor obtained by the above method is a sum of a term caused by the MPG, a term caused by the imaging gradient magnetic field, and a cross term of both terms.
[0014]
[Problems to be solved by the invention]
As described above, the b-factor obtained by the above-described conventional technique is the sum of the term caused by the MPG, the term caused by the imaging gradient magnetic field, and the cross term of both terms. However, in the diffusion measurement, since a high-intensity gradient magnetic field is used, a large amount of eddy current is generated. If an imaging method such as an echo planar method is applied to diffusion measurement, not only MPG but also eddy current due to an imaging gradient magnetic field cannot be ignored. When an eddy current is generated on the gradient coil, a secondary gradient magnetic field is generated, which causes image distortion and the like.
[0015]
The effect of the eddy current generated on the gradient coil on the MRI signal differs depending on the time constant of the attenuation. In the first case, the time constant is sufficiently short and attenuates before the signal measurement period. In this case, the effect of the eddy current does not matter. The second case is a case where the time constant is sufficiently longer than the signal measurement period. In this case, the influence of the eddy current can be regarded as almost an offset of the gradient magnetic field, and thus the magnetic field correction by shimming and the signal processing Image correction is also possible. The third case is a case where the time constant is almost the same as the signal measurement time. In this case, both shimming and image correction are difficult. In particular, in a measurement method such as an echo planar method in which the signal measurement time per scan is long, the possibility of falling into the third case is high. In order to suppress the influence of the eddy current fluctuating during the signal measurement period, a method of performing a prescan prior to the main measurement and setting the eddy current to a steady state is often used.
[0016]
However, even if the eddy current is set to a steady state by performing the pre-scan and the component that fluctuates during the signal measurement period is suppressed, the contribution of the eddy current to the b-factor does not disappear. The same applies to the first and second cases. Therefore, it is necessary to consider the term caused by the eddy current when obtaining the b-factor. However, the generation amount of the eddy current differs for each device, and it is difficult to obtain by calculation.
[0017]
An object of the present invention is to provide a technique for obtaining a b-factor including a term caused by the secondary gradient magnetic field due to the eddy current in a nuclear magnetic resonance apparatus.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above-mentioned object, according to the present invention, a time integral of a gradient magnetic field waveform generated from a gradient magnetic field coil is measured, and a b-factor is obtained according to Expression (2).
[0019]
The time integration of the gradient magnetic field waveform is obtained based on the phase of the MR signal generated from the subject. Such a gradient magnetic field waveform measurement method is discussed in "Journal of Magnetic Resonance", Vol. 132, pp. 150-153 (1998).
[0020]
In the gradient magnetic field waveform measurement method, measurement is performed twice for each axis of the gradient magnetic field. In the first measurement, after selectively exciting an arbitrary cross section orthogonal to one axis and not including the center of the gradient magnetic field, of the gradient magnetic field pulses used in the pulse sequence to be measured for the gradient magnetic field waveform, Only the component is generated, and the signal is measured for an arbitrary period. In the second measurement, after selectively exciting the same cross section as in the first measurement, only the signal measurement in the arbitrary period is performed without generating the gradient magnetic field. The phase difference Δφ (r, t) between the first and second signals is a time integral k (r, t) of the gradient magnetic field waveform G (r, t), a gyromagnetic ratio γ, and a gradient magnetic field of the arbitrary cross section. It is the product of the distance D from the center. Here, r = (x, y, z). Since γ and D are known, k (r, t) can be obtained by dividing the phase difference Δφ (r, t) by these values.
[0021]
In the present invention, the b-factor of an arbitrary pulse sequence is measured by using the above measurement method. FIG. 3 shows a pulse sequence for measuring b-factor using spin echo.
[0022]
In a b-factor measurement section 306, which is hatched in FIG. 3, a gradient magnetic field pulse included in a pulse sequence to be subjected to b-factor measurement is applied. However, at the time of one measurement, the gradient magnetic field pulse is applied only in one of the axial directions. 302 to 304 are slice selection gradient magnetic field pulses applied to the inspection target together with the selective high-frequency pulse 301. However, at the time of one measurement, a slice selection gradient magnetic field pulse in the same direction as the axis to which the gradient magnetic field pulse included in the pulse sequence to be subjected to the b-factor measurement is applied is applied. After a predetermined time τ after exciting the nuclear magnetization of the arbitrary cross section, a non-selective high-frequency pulse 305 is applied to invert the nuclear magnetization. When the time τ further elapses from the application of the non-selection high-frequency pulse 305, a spin echo is generated. Therefore, the spin echo is measured in the A / D section 307.
[0023]
Since the spin echo is attenuated in accordance with the static magnetic field inhomogeneity or the like, when the b-factor measurement section 306 is longer than the time constant of the decay time, the entire scan of the b-factor measurement section 306 is performed by one scan. Is difficult to measure.
[0024]
Therefore, as shown in FIG. 4, signals in different sections are measured by shifting the application timing of the non-selection high-frequency pulse and the A / D section. In this way, by performing a plurality of scans as necessary, it is possible to measure the signals of the entire b-factor measurement section 306. Note that 401 to 407 in FIG. 4 correspond to 301 to 307 in FIG. 3, respectively.
[0025]
Next, in the b-factor measurement section 306, only signal measurement is performed without applying a gradient magnetic field pulse. As in the case where the gradient magnetic field pulse is applied, a plurality of scans are performed as necessary, and the signal of the entire b-factor measurement section 306 is measured. In the present invention, since the two kinds of measurement, that is, the case where the gradient magnetic field pulse is applied and the case where the gradient magnetic field pulse is not applied, are performed three different times while changing the axis to which the slice selection gradient magnetic field is applied, a total of six types of measurement are performed.
[0026]
FIG. 11 shows a pulse sequence for measuring b-factor using stimulated echo. In a b-factor measurement section 1107 shaded in FIG. 11, a gradient magnetic field pulse included in a pulse sequence to be subjected to b-factor measurement is applied. However, at the time of one measurement, the gradient magnetic field pulse is applied only in one of the axial directions. Reference numerals 1102 to 1104 denote slice selection gradient magnetic field pulses applied to the inspection target together with the selective high-frequency pulse 1101. However, at the time of one measurement, a slice selection gradient magnetic field pulse in the same direction as the axis to which the gradient magnetic field pulse included in the pulse sequence to be subjected to the b-factor measurement is applied is applied. After a predetermined time τ after exciting the nuclear magnetization of an arbitrary cross section, a non-selective high-frequency pulse 1105 is applied to return the excited nuclear magnetization to longitudinal magnetization. After a further time ε from the application of the non-selective high-frequency pulse 1105, a non-selective high-frequency pulse 1106 is applied to excite the nuclear magnetization again. When the time τ elapses further, a stimulated echo is generated. In the A / D section 1108, the stimulated echo is measured.
[0027]
Since the stimulated echo is attenuated in accordance with static magnetic field inhomogeneity or the like, if the b-factor measurement section 1107 is longer than the time constant of the decay time, the b-factor measurement section can be performed in one scan. It is difficult to perform signal measurement for all sections of 1107.
[0028]
Therefore, by changing the time τ as shown in FIG. 12 or changing the time ε as shown in FIG. 13, the signals in different sections are measured by shifting the A / D section. In this manner, by performing a plurality of scans as necessary, it is possible to measure the signals of the entire b-factor measurement section 1107.
[0029]
Next, in the b-factor measurement section 1107, only signal measurement is performed without applying a gradient magnetic field pulse. Similarly to the case where the gradient magnetic field pulse is applied, scanning is performed a plurality of times as necessary, and the signal of the entire b-factor measurement section 1107 is measured. In the present invention, since the two kinds of measurement, that is, the case where the gradient magnetic field pulse is applied and the case where the gradient magnetic field pulse is not applied, are performed three different times while changing the axis to which the slice selection gradient magnetic field is applied, a total of six types of measurement are performed.
[0030]
FIG. 1 shows an algorithm for obtaining the b-factor based on the MR signals obtained by the above six types of measurement. In FIG. 1, a variable i takes a value of 1 to 3, and represents a direction of a slice selection gradient magnetic field. When the variable i becomes 4 or more, the processing exits the repetition loop 102. The variable j takes a value of 1 to 2, and indicates the presence or absence of a gradient magnetic field pulse in the b-factor measurement section 306 or 1107. The MR signal in the b-factor measurement section 306 or 1107 is measured using the pulse sequences in FIGS. 3 and 4 and FIGS. When the variable j becomes 3 or more, the process exits the repetition loop 104 and obtains bi from the phase difference Δφ (r, t) of the MR signal according to the equation (2). Here, bi is the i-direction component of b-factor. Finally, b-factor is obtained from the sum of b1, b2, and b3 (111).
[0031]
Since the phase difference Δφ (r, t) of the MR signal includes not only the phase term due to the gradient magnetic field pulse itself but also the phase term due to the eddy current generated by the gradient magnetic field, b-factor including the influence of the eddy current is included. Is required.
[0032]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0033]
FIG. 2 is a configuration diagram showing an example of a diffusion measurement device for implementing the present invention. In the figure, 201 is a coil that generates a static magnetic field, 202 is a coil that generates a gradient magnetic field, and 203 is an inspection target. The inspection target is arranged in the coils 201 and 202. The sequencer 204 sends a command to the gradient magnetic field power supply 205 and the high frequency oscillator 206 to apply the gradient magnetic field and the high frequency pulse to the inspection target 203. The high-frequency pulse is applied to the inspection target 203 by the high-frequency transmitter 209 via the high-frequency modulator 207 and the high-frequency amplifier 208. The MR signal generated from the inspection target is received by the receiver 210 and sent to the CPU 214 through the amplifier 211, the phase detector 212, and the A / D converter 213, where calculation of b-factor and image reconstruction are performed. Is performed. If necessary, the storage medium 215 can store signals, calculation results, measurement conditions, and the like. Further, the result of the signal processing performed by the CPU 214 can be displayed on the display device 216.
[0034]
3 and 4 show one embodiment of a pulse sequence for implementing the present invention. In FIG. 3, reference numeral 301 denotes a selected high frequency pulse, 302 to 304 denote slice selection gradient magnetic field pulses, and 305 denotes a non-selected high frequency pulse. The slice selection gradient magnetic fields 302 to 304 are slice selection gradient magnetic field pulses applied to the object to be inspected together with the selective high-frequency pulse 301. In one measurement, one of them is used to excite nuclear magnetization of an arbitrary cross section. . However, the arbitrary cross section does not include the center of the gradient magnetic field. After a predetermined time τ after exciting the nuclear magnetization in the arbitrary cross section, a non-selective high-frequency pulse 305 is applied to invert the nuclear magnetization. When the time τ further elapses from the application of the non-selection high-frequency pulse 305, a spin echo is generated. In the A / D section 307, the spin echo is measured. A hatched area 306 is a b-factor measurement section, and a gradient magnetic field pulse in the same direction as the slice selection gradient magnetic field in the pulse sequence to be measured for the b-factor is applied.
[0035]
Since the spin echo is attenuated in accordance with the static magnetic field inhomogeneity of the inspection object or the like, when the b-factor measurement section 306 is longer than the time constant of the decay time, the b-factor measurement section is performed by one scan. It is difficult to measure the signal of the entire 306.
[0036]
Therefore, as shown in FIG. 4, the pulse sequence similar to that of FIG. 3 is executed by changing the application timing of the non-selection high-frequency pulse and the timing of the A / D section. This is because the same measurement is repeatedly performed while changing the timing of the A / D section to obtain a signal of the entire b-factor measurement section. Since the number of times of the repetition measurement is determined from the section length of the b-factor measurement section, the application timing of the unselected high-frequency pulse and the timing of the A / D section are determined according to the number of repetitions.
[0037]
In FIG. 3 or FIG. 4, the reason why an unselected high-frequency pulse is used as the second high-frequency pulse is that the application timing of the high-frequency pulse is included in the b-factor measurement section 306. If the selection high-frequency pulse is used, the slice selection gradient magnetic field must be applied at the same time, so that the gradient magnetic field pulse applied in the b-factor measurement section 306 does not match the pulse sequence to be subjected to the b-factor measurement. . Therefore, slice selection is performed only with the first high-frequency pulse, and non-selected high-frequency pulses are used as the second high-frequency pulse. Since the non-selection high-frequency pulse is used as an inversion pulse for rotating the nuclear magnetization by 180 degrees, no signal is generated from the nuclear magnetization in a region where the selection high-frequency pulse does not act.
[0038]
In the present invention, the b-factor is obtained from the phase φ1 of the signal in the entire b-factor measurement section. The phase φ1 has a phase other than the phase caused by the gradient magnetic field pulse or the eddy current, such as non-uniform static magnetic field or chemical shift. Is contained. Therefore, in the b-factor measurement section 306, the signal is measured without applying the gradient magnetic field pulse, and the phase φ2 of the signal is subtracted from the phase φ1 to obtain the phase caused by the gradient magnetic field pulse and the eddy current. Other components are removed. When calculating the b-factor, the phase difference Δφ (t) = φ1−φ2 is used. In the present invention, since two types of measurement, that is, a case where the gradient magnetic field pulse is applied and a case where the gradient magnetic field pulse is not applied, are performed three times by changing the direction of the slice selection gradient magnetic field, a total of six types of measurements are performed.
[0039]
Next, specific examples of a case where the present invention is applied to various diffusion measurement methods will be described.
[0040]
FIG. 5 shows a pulse sequence of the diffusion measurement method by the spin echo method. In FIG. 5, reference numeral 501 denotes a first selection high-frequency pulse, 502 denotes a first slice selection gradient magnetic field pulse, 503 denotes a second selection high-frequency pulse, and 504 denotes a second slice selection gradient magnetic field pulse. The first selected high-frequency pulse 501 and the second selected high-frequency pulse 503 are separated by a time TE / 2, and a spin echo is generated after the time TE / 2 from the second selected high-frequency pulse 503. 505 is a dephase gradient magnetic field in the readout direction, and 506 is a rephase gradient magnetic field in the readout direction. The rephase gradient magnetic field 506 in the readout direction is arranged so that the time at which the phase dispersion due to the application of the dephase gradient magnetic field 505 is canceled out and the time at which the spin echo is generated. 507 is a phase encoding gradient magnetic field, 508 is a first MPG in a slice direction, 509 is a second MPG in a slice direction, 510 is a first MPG in a readout direction, 511 is a second MPG in a readout direction, 512 Is a first MPG in the phase encoding direction, and 513 is a second MPG in the phase encoding direction. The first and second MPGs in each direction have the same gradient magnetic field waveform. Further, the MPG in each direction is not always applied simultaneously, and may be applied in only one direction or simultaneously in a plurality of directions. When the MPG is applied simultaneously in a plurality of directions, the gradient magnetic field waveforms of the MPG do not always match.
[0041]
In addition, when the diffusion coefficient of the inspection target is obtained by the pulse sequence of FIG. 5, as described in the section of the related art, the gradient magnetic field strength of the first and second MPGs 508 to 513 is changed to perform a plurality of times. Perform measurement.
[0042]
In FIG. 5 in the previous section, the diffusion measurement method using the spin echo method which is generally used has been described. In this section, the case where the present invention is applied to the diffusion measurement method using the spin echo method to measure the b-factor will be described.
[0043]
In FIG. 6, reference numeral 601 denotes a selection radio frequency pulse, and reference numerals 602 to 604 denote slice selection gradient magnetic field pulses. However, unlike the selected high-frequency pulse 501 in FIG. 5, the selected high-frequency pulse 601 is used to selectively excite an arbitrary cross section orthogonal to three directions in the MRI measurement space. The slice selection gradient magnetic field pulses 602 to 604 are not applied simultaneously, but one of them is used for one measurement. Reference numeral 605 denotes a non-selection high-frequency pulse, which is used to invert the nuclear magnetization excited by the selection high-frequency pulse 601 and generate a spin echo at a predetermined time. In the A / D section 606, the spin echo is measured.
[0044]
As described in the description of FIG. 3 and FIG. 4, by shifting the application timing of the non-selection high-frequency pulse 605, the generation time of the spin echo also shifts. Since the A / D section 606 is shifted in conjunction with the shift of the spin echo occurrence time, a signal in an arbitrary section can be measured. This is shown in FIG. In the pulse sequence of FIG. 7, since the application timing of the non-selection high-frequency pulse 705 is later than that of FIG. 6, the spin echo generation time is shifted, and the A / D section 706 is also shifted backward. Reference numeral 707 denotes a b-factor measurement pulse sequence insertion portion to which a gradient magnetic field pulse used in the pulse sequence of the diffusion measurement method by the spin echo method is applied. That is, 708, 709, 710, 711, 712, 713, 714, 715, 716, 717, 718 are the same as 502, 504, 505, 506, 507, 508, 509, 510, 511, 512, 513, respectively. Is a gradient magnetic field pulse.
[0045]
In order to remove the gradient magnetic field pulse and the phase component caused by factors other than the eddy current, the signal for removing the phase component is measured without applying the gradient magnetic field pulse in the b-factor measurement pulse sequence insertion portion 607. . In the b-factor measurement target pulse sequence insertion portion 607, the phase is obtained from the signal when the gradient magnetic field pulse is applied and the signal when the gradient magnetic field pulse is not applied, and bi is obtained from the difference Δφ (r, t) according to equation (2). . Here, bi is a component in the application direction of the slice selection gradient magnetic field pulses 602 to 604 applied simultaneously with the selection high-frequency pulse 601. The same b-factor measurement is performed in three directions in the MRI measurement space, and the sum of all components is obtained.
[0046]
As described above, when determining the diffusion coefficient of the inspection target, the signal measurement is repeatedly performed by changing the gradient magnetic field strength of the first and second MPGs 508 to 513. In this case, also in the pulse sequence of FIG. 6, the measurement is repeatedly performed by changing the gradient magnetic field strength of the MPGs 613 to 618, similarly to the MPGs 508 to 513.
[0047]
FIG. 8 shows a pulse sequence of the diffusion measurement method by the echo planar method. In FIG. 8, reference numeral 801 denotes a first selection high-frequency pulse, 802 denotes a first slice selection gradient magnetic field pulse, 803 denotes a second selection high-frequency pulse, and 804 denotes a second slice selection gradient magnetic field pulse. The first selected high-frequency pulse 801 and the second selected high-frequency pulse 803 are separated by the time TE / 2, and a spin echo is generated after the time TE / 2 from the second selected high-frequency pulse 803. 805 is a dephase gradient magnetic field in the readout direction, and 806 is a readout gradient magnetic field, which generates a multi-echo by repeating polarity inversion. 807 is a dephase gradient magnetic field in the phase encoding direction, and 808 is a blip phase encoding gradient magnetic field.
[0048]
Depending on the scanning method, the dephase gradient magnetic field 807 in the phase encoding direction may not be necessary, and a continuous rectangular pulse may be used instead of the blip pulse as in 808. 809 is a first MPG in the slice direction, 810 is a second MPG in the slice direction, 811 is a first MPG in the lead-out direction, 812 is a second MPG in the lead-out direction, and 813 is a first MPG in the phase encoding direction. MPG 814 is a second MPG in the phase encoding direction. The first and second MPGs in each direction have the same gradient magnetic field waveform. Further, the MPG in each direction is not always applied simultaneously, and may be applied in only one direction or simultaneously in a plurality of directions. When the MPG is applied simultaneously in a plurality of directions, the gradient magnetic field waveforms of the MPG do not always match.
[0049]
When the diffusion coefficient of the inspection target is obtained by the pulse sequence shown in FIG. 8, as described in the section of the related art, the gradient magnetic field strength of the first and second MPGs 809 to 814 is changed to perform a plurality of times. Perform measurement.
[0050]
In FIG. 8 in the previous section, the diffusion measurement method using the generally used echo planar method has been described. In this section, a case where the present invention is applied to the diffusion measurement method using the above echo planar method to measure the b-factor will be described.
[0051]
In FIG. 9, reference numeral 901 denotes a selection radio frequency pulse, and reference numerals 902 to 904 denote slice selection gradient magnetic field pulses. However, unlike the selected high-frequency pulse 801 in FIG. 8, the selected high-frequency pulse 901 is used to selectively excite an arbitrary cross section orthogonal to three directions in the MRI measurement space. The slice selection gradient magnetic field pulses 902 to 904 are not applied simultaneously, but one of them is used for one measurement. Reference numeral 905 denotes a non-selection high-frequency pulse, which is used to invert the nuclear magnetization excited by the selection high-frequency pulse 901 and generate a spin echo at a predetermined time. In the A / D section 906, the spin echo is measured.
[0052]
As described in the description of FIGS. 3 and 4, by shifting the application timing of the non-selection high-frequency pulse 905, the generation time of the spin echo also shifts. Since the A / D section 906 is shifted in conjunction with the shift of the spin echo occurrence time, a signal in an arbitrary section can be measured. This is shown in FIG. In the pulse sequence of FIG. 10, since the application timing of the unselected high-frequency pulse 1005 is later than that of FIG. 9, the spin echo generation time is shifted, and the A / D section 1006 is also shifted backward.
[0053]
Reference numeral 907 denotes a b-factor measurement pulse sequence insertion portion to which a gradient magnetic field pulse used in the pulse sequence of the diffusion measurement method by the spin echo method is applied. That is, 908, 909, 910, 911, 912, 913, 914, 915, 916, 917, 918, 919 are respectively 802, 804, 805, 806, 807, 808, 809, 810, 811, 812, 813. , 814 are the same gradient magnetic field pulses.
[0054]
In order to remove the gradient magnetic field pulse and the phase component caused by factors other than the eddy current, the signal for removing the phase component is measured without applying the gradient magnetic field pulse in the b-factor measurement pulse sequence insertion portion 907. . In the b-factor measurement target pulse sequence insertion portion 907, the phase is obtained from the signal when the gradient magnetic field pulse is applied and the signal when the gradient magnetic field pulse is not applied, and bi is obtained from the difference Δφ (r, t) according to equation (2). . Note that bi is a component in the application direction of the slice selection gradient magnetic field pulses 902 to 904 applied simultaneously with the selection high-frequency pulse 901. The same b-factor measurement is performed in three directions in the MRI measurement space, and the sum of all components is obtained.
[0055]
As described above, when determining the diffusion coefficient of the inspection target, the signal measurement is repeatedly performed while changing the gradient magnetic field strength of the first and second MPGs 809 to 814. In this case, also in the pulse sequence of FIG. 9, the measurement is repeatedly performed by changing the gradient magnetic field strength of the MPGs 914 to 919 as in the case of the MPGs 809 to 814.
[0056]
11 to 13 show another embodiment of the pulse sequence for implementing the present invention. In FIG. 11, 1101 is a selected high-frequency pulse, 1102 to 1104 are slice selection gradient magnetic field pulses, and 1105 to 1106 are non-selected high-frequency pulses. The slice selection gradient magnetic field 1102 to 1104 is a slice selection gradient magnetic field pulse applied to the inspection target together with the selective high-frequency pulse 1101. In one measurement, one of them is used to excite nuclear magnetization of an arbitrary cross section. . However, the arbitrary cross section does not include the center of the gradient magnetic field.
[0057]
After a predetermined time τ after exciting the nuclear magnetization of the arbitrary cross section, a non-selective high-frequency pulse 1105 is applied to return the nuclear magnetization to longitudinal magnetization. The nuclear magnetization returned to longitudinal magnetization is not affected by static magnetic field inhomogeneity or transverse relaxation time until it is excited again. After a further time ε from the application of the non-selective high frequency pulse 1105, the non-selective high frequency pulse 1106 is applied to excite the nuclear magnetization returned to the longitudinal magnetization again. When the time τ further elapses, stimulated echo is generated, so that the spin echo is measured in the A / D section 1108. A hatched portion 1107 is a b-factor measurement section, and a gradient magnetic field pulse in the same direction as the slice selection gradient magnetic field is applied in the pulse sequence to be measured for the b-factor. Since the stimulated echo is attenuated in accordance with the static magnetic field inhomogeneity of the inspection object or the like, when the b-factor measurement section 1107 is longer than the time constant of the decay time, the b is measured in one scan. It is difficult to measure the signal of the entire −factor measurement section 1107.
[0058]
Therefore, as shown in FIG. 12 or 13, the pulse sequence similar to that of FIG. 11 is executed by changing the application timing of the non-selection high-frequency pulse and the timing of the A / D section. 12 changes the time τ, and FIG. 13 changes the time t to change the timing of the A / D section. This is because the same measurement is repeatedly performed while changing the timing of the A / D section to obtain a signal of the entire b-factor measurement section. Since the number of times of the repetition measurement is determined from the section length of the b-factor measurement section, the application timing of the unselected high-frequency pulse and the timing of the A / D section are determined according to the number of repetitions.
[0059]
In FIGS. 11 to 13, the reason why the non-selected high-frequency pulse is used as the second and third high-frequency pulses is that the application timing of the high-frequency pulse is included in the b-factor measurement section 1107. If the selection high-frequency pulse is used, the slice selection gradient magnetic field must be applied at the same time, so that the gradient magnetic field pulse applied in the b-factor measurement section 1107 does not match the pulse sequence to be subjected to the b-factor measurement. . Therefore, slice selection is performed only with the first high-frequency pulse, and non-selected high-frequency pulses are used as the second and third high-frequency pulses.
[0060]
In the present invention, the b-factor is obtained from the phase φ1 of the signal in the entire b-factor measurement section. However, the phase φ1 has a phase other than the phase caused by the gradient magnetic field pulse or the eddy current, such as inhomogeneous static magnetic field or chemical shift. Ingredients are included. Therefore, in the b-factor measurement section 306, the signal is measured without applying the gradient magnetic field pulse, and the phase φ2 of the signal is subtracted from the phase φ1 to obtain the phase caused by the gradient magnetic field pulse and the eddy current. Other components are removed. When calculating the b-factor, the phase difference Δφ (t) = φ1−φ2 is used. In the present invention, since two types of measurement, that is, a case where the gradient magnetic field pulse is applied and a case where the gradient magnetic field pulse is not applied, are performed three times by changing the direction of the slice selection gradient magnetic field, a total of six types of measurements are performed.
[0061]
FIG. 1 shows an algorithm for obtaining the b-factor based on the MR signals obtained by the above six types of measurement. In FIG. 1, a variable i takes a value of 1 to 3, and represents a direction of a slice selection gradient magnetic field. The variable i is set to an initial value of 1 (101), and is repeated by adding +1 while i <4 (110). When i ≧ 4, the process exits the repetition loop 102. The variable j takes a value of 1 to 2, and represents the presence or absence of a gradient magnetic field pulse in the b-factor measurement section. The MR signal in the b-factor measurement section is measured using the pulse sequence shown in FIGS. 3 to 4 or 11 to 13 to obtain the phase φj (r, t) (105). The variable j has an initial value of 1 (103), and repeats by adding +1 while j <3. When j ≧ 3, the process exits the repetition loop 104. The phase difference Δφ (r, t) between φ1 and φ2 is obtained (107), Δφ (r, t) is divided by the distance Li between the excitation cross section and the center of the gradient magnetic field, and the time integral k (r, t) is obtained (108). In accordance with equation (2), bi is obtained from k (r, t) (109). Here, bi is the i-direction component of b-factor. Finally, b-factor is obtained from the sum of b1, b2, and b3 (111).
[0062]
Since the phase difference Δφ (r, t) of the MR signal includes not only the phase term due to the gradient magnetic field pulse itself but also the phase term due to the eddy current generated by the gradient magnetic field, b-factor including the influence of the eddy current is included. Is required.
[0063]
As described above, in the present invention, the b-factor of an arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained by measuring the time integral of the gradient magnetic field waveform generated from the gradient magnetic field coil during execution of the pulse sequence. Since the time integration of the gradient magnetic field waveform is obtained from the phase of the MR signal, in order to generate the MR signal, a predetermined time after selective excitation of an arbitrary cross section, a non-selective high-frequency pulse is applied to apply a spin echo or a static echo. This is to generate a muted echo.
[0064]
In the pulse sequence for measuring the MR signal, a gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement method pulse sequence is applied subsequent to the selective excitation, so that the phase of the MR signal is caused by the gradient magnetic field pulse. Phase term. Further, not only the gradient magnetic field pulse itself but also a phase term caused by a secondary gradient magnetic field in which an eddy current is generated due to the gradient magnetic field is included. Therefore, a b-factor including an influence of the eddy current can be obtained. . Therefore, according to the present invention, it is possible to perform more accurate diffusion measurement than the conventional method.
[0065]
Further, in the present invention, the generation timing of the spin echo or stimulated echo is shifted by changing the application timing of the non-selection high-frequency pulse, and the measurement of the MR signal is performed a plurality of times. Even when the pulse sequence of any diffusion measurement method is longer than the time constant of signal decay due to non-uniformity of the static magnetic field, it is possible to measure b-factor.
[0066]
As described above, the present invention is as follows.
[0067]
1) In the diffusion measurement using nuclear magnetic resonance, the b-factor of an arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained by measuring the time integration of the gradient magnetic field waveform generated from the gradient coil during the execution of the pulse sequence. A nuclear magnetic resonance apparatus, comprising:
[0068]
2) Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, high frequency magnetic field generating means for generating a high frequency magnetic field, and signal detecting means for obtaining a nuclear magnetic resonance signal from a test object A signal processing means for processing a nuclear magnetic resonance signal from the test object, a nuclear magnetic resonance apparatus comprising: A means for generating a first spin echo, a means for applying the axial component of the gradient magnetic field pulse used in an arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and a phase value (φ1) of the first spin echo. Means for calculating the time integral of the gradient magnetic field pulse waveform used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and the arbitrary diffusion measurement pulse sequence from the time integration. Nuclear magnetic resonance apparatus characterized by comprising a means for obtaining a b-factor of the cans.
[0069]
3) In the configuration of the above 2), a means for generating a second spin echo from the arbitrary cross section without applying a gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and the second spin The gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained from the difference (Δφ = φ1−φ2) of the phase difference obtained by subtracting the phase value (φ2) of the echo from the phase value (φ1) of the first spin echo. Means for calculating a time integral of a waveform, wherein the b-factor of the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is determined from the time integral.
[0070]
4) Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, high frequency magnetic field generating means for generating a high frequency magnetic field, and signal detecting means for acquiring a nuclear magnetic resonance signal from a test object A signal processing means for processing a nuclear magnetic resonance signal from the test object, a nuclear magnetic resonance apparatus comprising: A means for generating a first stimulated echo; a means for applying the axial component of the gradient magnetic field pulse used in an arbitrary diffusion measurement pulse sequence; and a means for applying the first stimulated echo. Means for obtaining a time integration of a gradient magnetic field pulse waveform used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence from the phase value (φ1); Nuclear magnetic resonance apparatus characterized by comprising a means for obtaining a b-factor of the arbitrary spreading measurement pulse sequence.
[0071]
5) In the configuration of 4), means for generating a second stimulated echo from the arbitrary cross section without applying a gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and 2 from the phase difference (Δφ = φ1−φ2) obtained by subtracting the phase value (φ2) of the stimulated echo 2 from the phase value (φ1) of the first stimulated echo. Means for calculating the time integral of the gradient magnetic field pulse waveform used in the measurement pulse sequence, wherein the b-factor of the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained from the time integration. .
[0072]
6) In the configuration of 3), the phase value (φ1) of the first spin echo and the phase value (φ2) of the second spin echo are obtained from a plurality of spin echoes having different generation timings. A nuclear magnetic resonance apparatus, comprising:
[0073]
7) In the configuration of 5), the phase value (φ1) of the first stimulated echo and the phase value (φ2) of the second stimulated echo are different from each other in a plurality of generation timings. A nuclear magnetic resonance apparatus characterized by being obtained from stimulated echo.
[0074]
8) In the configuration according to 3) or 5), the means for obtaining the time integral is obtained by dividing the phase value (φ1) or the difference in phase difference (Δφ) by the distance between the arbitrary cross section and the center of the gradient magnetic field. A nuclear magnetic resonance apparatus configured to obtain the time integration.
[0075]
9) In the configuration of 2), the means for generating the spin echo is means for applying first and second high-frequency pulses, and the second high-frequency pulse is an unselected high-frequency pulse. Nuclear magnetic resonance equipment.
[0076]
10) In the configuration of 4), the means for generating the stimulated echo is means for applying first, second, and third high-frequency pulses, and the second and third high-frequency pulses are A nuclear magnetic resonance apparatus characterized by being a non-selective high-frequency pulse.
[0077]
【The invention's effect】
The present invention realizes a technique for obtaining a b-factor including a term caused by a secondary gradient magnetic field due to an eddy current in a diffusion measurement apparatus using nuclear magnetic resonance. It is possible to perform more accurate diffusion measurement.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a flowchart illustrating a b-factor measurement algorithm according to the present invention.
FIG. 2 is a block diagram illustrating a configuration of a measurement device for implementing the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example (1) of a pulse sequence for implementing the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an example (2) of a pulse sequence for implementing the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing an example of a diffusion measurement pulse sequence by a spin echo method.
FIG. 6 is a diagram showing an application example (1) of the present invention to the diffusion measurement pulse sequence by the spin echo method in FIG. 5;
FIG. 7 is a diagram showing an application example (2) of the present invention to the diffusion measurement pulse sequence by the spin echo method in FIG. 5;
FIG. 8 is a diagram showing an example of a diffusion measurement pulse sequence by the echo planar method.
FIG. 9 is a diagram showing an application example (1) of the present invention to the diffusion measurement pulse sequence by the echo planar method in FIG. 8;
FIG. 10 is a diagram showing an application example (2) of the present invention to the diffusion measurement pulse sequence by the echo planar method of FIG. 8;
FIG. 11 is a diagram showing another example (1) of a pulse sequence for implementing the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing another example (2) of a pulse sequence for implementing the present invention.
FIG. 13 is a diagram showing another example (3) of a pulse sequence for implementing the present invention.
[Explanation of symbols]
201: a coil for generating a static magnetic field, 202: a coil for generating a gradient magnetic field, 203: a test object, 204: a sequencer, 205: a gradient magnetic field power supply, 206: a high frequency transmitter, 207: a high frequency modulator, 208: a high frequency amplifier, 209: high frequency transmitter, 210: receiver, 211: amplifier, 212: phase detector, 213: A / D converter, 214: CPU, 215: storage medium, 216: display device, 301, 401: selected high frequency pulse , 302 to 304, 402 to 404: slice selection gradient magnetic field pulse, 305, 405: non-selection high frequency pulse, 306, 406: b-factor measurement section, 307, 407: A / D section, 501: first selection high frequency Pulse, 502: first slice selection gradient magnetic field pulse, 503: second selection high frequency pulse, 504: second slice Selection gradient magnetic field pulse, 505: dephase gradient magnetic field in readout direction, 506: rephase gradient magnetic field in readout direction, 507: phase encoding gradient magnetic field, 508: first MPG in slice direction, 509: second MPG in slice direction , 510: first MPG in the lead-out direction, 511: second MPG in the lead-out direction, 512: first MPG in the phase encoding direction, 513: second MPG in the phase encoding direction, 601, 701 : Selected high frequency pulse, 602 to 604, 702 to 704: Slice selection gradient magnetic field pulse, 605, 705: Non-selected high frequency pulse, 606, 706: A / D section, 607, 707: b-factor measurement pulse sequence insertion part , 608, 708: b-factor measurement target pulse sequence 609, 709: b-factor measurement target pulse sequence in second slice selection gradient magnetic field pulse, 610, 710: de-phase gradient in read-out direction in b-factor measurement target pulse sequence Magnetic field, 611, 711: Re-phase gradient magnetic field in the readout direction in the b-factor measurement target pulse sequence, 612, 712: Phase encoding gradient magnetic field in the b-factor measurement target pulse sequence, 613, 713: b-factor measurement target pulse sequence , The first MPG in the slice direction, 614, 714: the second MPG in the slice direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 615, 715, the pulse sequence for b-factor measurement First MPG in the readout direction in the readout direction, 616, 716: the second MPG in the readout direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 617, 717: the first in the phase encoding direction in the pulse sequence for b-factor measurement. MPG, 618, 718: second MPG in the phase encoding direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 801: first selected high frequency pulse, 802: first slice selection gradient magnetic field pulse, 803: second selection High frequency pulse, 804: second slice selection gradient magnetic field pulse, 805: dephase gradient magnetic field in readout direction, 806: readout gradient magnetic field, 807: dephase gradient magnetic field in phase encoding direction, 808: blip phase encoding gradient magnetic field , 809: Sly First MPG in direction, 810: second MPG in slice direction, 811: first MPG in lead-out direction, 812: second MPG in lead-out direction, 813: first MPG in phase encoding direction, 814: second MPG in the phase encoding direction, 901, 901: selected high frequency pulse, 902 to 904, 1002 to 1004: slice selection gradient magnetic field pulse, 905, 1005: non-selected high frequency pulse, 906, 1006: A / D section , 907, 1007: b-factor measurement target pulse sequence insertion portion, 908, 1008: first slice selection gradient magnetic field pulse in b-factor measurement target pulse sequence, 909, 1009: b-factor measurement target pulse sequence 2 slice selection gradient pulses, 910, 010: Dephase gradient magnetic field in the readout direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 911, 1011: Readout gradient magnetic field in the pulse sequence for b-factor measurement, 912, 1012: Phase encoding in the pulse sequence for b-factor measurement 913, 1013: blip factor encoding gradient magnetic field in the pulse sequence to be measured, 914, 1014: first MPG in the slice direction in the pulse sequence to be b-factor measured, 915, 1015: b -Second MPG in slice direction in pulse sequence for factor measurement, 916, 1016: First in readout direction in pulse sequence for b-factor measurement , 1017: second MPG in the readout direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 918, 1018: first MPG in the phase encoding direction in the pulse sequence for b-factor measurement, 919, 1019: b -The second MPG in the phase encoding direction in the factor measurement target pulse sequence, 1101, 1201, 1301: selected high frequency pulse, 1102 to 1104, 1202 to 1204: slice selection gradient magnetic field pulse, 1105 to 1106, 1205 to 1206, 1305 1306: Non-selection high-frequency pulse, 1107, 1207, 1307: b-factor measurement section, 1108, 1208, 1308: A / D section.

Claims (5)

In diffusion measurement using nuclear magnetic resonance, the b-factor of an arbitrary diffusion measurement pulse sequence is calculated based on the time integral of the gradient magnetic field waveform generated from the gradient magnetic field coil during execution of the pulse sequence based on the phase of the nuclear magnetic resonance signal. A nuclear magnetic resonance apparatus characterized in that the nuclear magnetic resonance apparatus is configured to obtain the value by performing measurement. A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, a high frequency magnetic field generating means for generating a high frequency magnetic field, and a signal detecting means for acquiring a nuclear magnetic resonance signal from a test object, A signal processing means for processing a nuclear magnetic resonance signal from an object to be inspected, wherein a first section from an arbitrary cross section orthogonal to one axis of the gradient magnetic field generating means and not including the gradient magnetic field center is provided. A means for generating the spin echo, a means for applying the axial component of the gradient magnetic field pulse used in an arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and a phase value (φ1) of the first spin echo. A means for calculating a time integral of a gradient magnetic field pulse waveform used in an arbitrary diffusion measurement pulse sequence; and the arbitrary diffusion measurement pulse sequence from the time integration. Scan a nuclear magnetic resonance apparatus characterized by comprising a means for obtaining a b-factor of. Means for generating a second spin echo from the arbitrary cross section without applying a gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and a phase value (φ2) of the second spin echo, Means for calculating the time integral of the gradient magnetic field pulse waveform used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence from the difference (Δφ = φ1−φ2) of the phase difference subtracted from the phase value (φ1) of the first spin echo. 3. The nuclear magnetic resonance apparatus according to claim 2, wherein the b-factor of the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained from the time integration. A static magnetic field generating means for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field generating means for generating a gradient magnetic field, a high frequency magnetic field generating means for generating a high frequency magnetic field, and a signal detecting means for acquiring a nuclear magnetic resonance signal from a test object, A signal processing means for processing a nuclear magnetic resonance signal from an object to be inspected, wherein a first section from an arbitrary cross section orthogonal to one axis of the gradient magnetic field generating means and not including the gradient magnetic field center is provided. Means for generating a stimulated echo of the following, means for applying the axial component of the gradient magnetic field pulse used in an arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and a phase value of the first stimulated echo. Means for calculating the time integral of the gradient magnetic field pulse waveform used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence from (φ1); Nuclear magnetic resonance apparatus characterized by comprising a means for obtaining a b-factor of the spreading measurement pulse sequence will. Means for generating a second stimulated echo from the arbitrary cross section without applying a gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence, and a phase of the second stimulated echo A gradient magnetic field pulse used in the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is obtained from a difference (Δφ = φ1−φ2) of the phase difference obtained by subtracting the value (φ2) from the phase value (φ1) of the first stimulated echo. 5. The nuclear magnetic resonance apparatus according to claim 4, further comprising means for calculating a time integral of the waveform, wherein the b-factor of the arbitrary diffusion measurement pulse sequence is calculated from the time integral.

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