JP2007275126A - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】空間分解能および時間分解能にすぐれ、しかも、視野外からの信号の混入を防ぐことができるＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】空間的にエンコードされた高周波磁場パルス１０−１、１０−２を、２種類以上順に繰り返し照射させ、高周波磁場パルスの照射ごとに、核磁気共鳴信号２０を取得させ、異なる２種類以上の高周波磁場パルスの照射で取得した核磁気共鳴信号を組み合わせて用いて１つの画像１０９−１を生成させる。このように、２種類以上に空間的エンコードされた高周波磁場パルスにより２次元選択励起を行うことにより、それぞれの種類の高周波磁場パルスによる励起は短時間で行うことができ、しかも、得られた核磁気共鳴信号を組み合わせて画像生成を行うことにより、空間分解能を向上させることが可能になる。
【選択図】図６

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関し、特に、ダイナミック撮像を行うＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩ装置では、位相エンコード量を変えながらシーケンスを繰り返し実行し、１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、画像の取得時間は繰り返し回数が大きく影響する。高速撮像を行う場合には、一般的には、１回の繰り返し内に複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスや、繰り返しの時間間隔を数〜数十ｍｓにまで短縮したシーケンスが用いられている。また、撮像シーケンスそのものを高速化としたエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）が公知である。

一方、造影撮像のように時系列に変化する対象を撮像するために、時系列に画像を取得し、順次表示していくダイナミック撮像法が知られている。近年では、表示空間分解能および時間分解能を向上させるため、計測空間（ｋ空間）を位相エンコード方向について複数の領域に分割し、各領域について順に計測データを取得するシーケンスを繰り返し行うダイナミック撮像法が特許文献１等に提案されている。この撮像法では、時系列に取得された各領域の計測データをシーケンス間で共用して画像再構成を行うことにより、シーケンスの繰り返し回数より多くの画像再構成を行うことが可能であり、空間分解能および時間分解能を向上させることができる。

また、特許文献２に記載されているように、パラレルＭＲＩを活用した高速化手法も公知である。

一方、ＭＲＩ装置においては、視野外の信号に起因する折り返しアーチファクトやケミカルシフトアーチファクト、体動アーチファクトを除くために、２次元選択励起技術やＲＦシミングの技術が用いられる。２次元選択励起法は、ＲＦ励起の際に、計測空間でエンコーディングを行いながらＲＦパルスを照射する方法である(非特許文献１）。エンコーディングの方法は、スパイラル型、ＥＰＩ型などが公知である。計測空間でのエンコーディングは、１回の励起で行うことも可能であるし、複数回に分割して励起することも可能である。２次元励起の形状と計測空間でのエンコーディングとの関係は、簡便な理解としては、互いに２次元フーリエ変換の関係と考えてよい。

ＲＦシミングは、高磁場ＭＲＩで顕著な電磁場のペネトレーション効果に伴う画像のシェーディングを補正するために、ＲＦ励起を行う際に、空間的にＲＦ強度を補償しながらＲＦパルスを印加することをいう。２次元励起の一変形と捉えることができる。

これら２次元選択励起法およびＲＦシミングは、汎用に使われる面内プリサチレーションに比べ短時間でかつ低ＳＡＲで同等以上の効果がある。他方、シャープな選択性を得るには、照射するＲＦパルスのｋ空間軌跡を高周波領域まで伸ばす必要があり、その結果ＲＦ照射時間が長くなり、短ＴＥ撮像が出来ない制約がある。このため、現時点では、スペクトロスコピックイメージングや超高磁場撮像など特殊な撮影に試験的に適用されている。
特許第３２８３６３２号公報 特開２００１−１６１６５７号公報 Journal of magnetic resonance,87巻、639頁から645頁、1990年、Correcting for nonuniform k-space samplingin two-dimensional NMR selective excitation, CJ Hardyほか

臨床ＭＲＩでは、心臓のように時々刻々と形態が変化する部位を撮像する場合がある。また、肝臓のように呼吸動に応じて形態が変化する撮像対象もある。更に、Ｇｄ造影撮像のように、時間経過を追って撮像する場合もある。このような撮像において、視野外からの信号が混入すると画質劣化が起きる。例えば、心臓シネ撮影中に腹部大動脈の血流アーチファクトが入ることや、肝臓の呼吸動に伴う体動アーチファクトが心臓部位に重畳されることがある。また腹部ダイナミック撮像によって、肝臓の造影コントラストの変化を撮影中に、心臓の血流アーチファクトが肝臓に重畳することがある。これらの視野外の信号によるアーチファクトは、画像の診断能を下げる場合がある。

上記のように時間変化がある部位の撮像では、上述のダイナミック撮像と２次元選択励起もしくはＲＦシミングとを併用することにより、ダイナミック撮像の画質向上ができ、診断情報が大きく増えることが期待される。

しかしながら、単純にダイナミック撮像に選択励起やＲＦシミングを追加すると、繰り返し時間（ＴＲ）が長くなり、時間分解能が落ちてしまうという問題が生じる。というのは、選択励起やＲＦシミングは、ＲＦ励起の際に、計測空間でエンコーディングを行いながらＲＦパルスを照射したり、空間的にＲＦ強度を補償しながらＲＦパルスを印加するため、通常のスライス方向にのみ空間選択励起するシーケンスと比べて、ＲＦ照射に時間を要したり、複数回のＲＦ励起および検出をすることが必要になるためである。

本発明の目的は、空間分解能および時間分解能にすぐれ、しかも、視野外からの信号の混入を防ぐことができるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明では、以下のようなＭＲＩ装置が提供される。すなわち、被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、これらを制御する制御部とを有するＭＲＩ装置である。制御部は、空間的にエンコードされた高周波磁場パルスを、２種類以上順に繰り返し照射させ、高周波磁場パルスの照射ごとに、核磁気共鳴信号を取得させ、異なる２種類以上の高周波磁場パルスの照射で取得した核磁気共鳴信号を組み合わせて用いて１つの画像を生成させる。このように、２種類以上に空間的エンコードされた高周波磁場パルスにより２次元選択励起を行うことにより、それぞれの種類の高周波磁場パルスによる励起は短時間で行うことができ、しかも、得られた核磁気共鳴信号を組み合わせて画像生成を行うことにより、空間分解能を向上させることが可能になる。

上記２種類以上の空間的にエンコードされた高周波磁場パルスとしては、撮像空間の被検体への励起強度分布がそれぞれ異なるものを用いることができる。

高周波磁場パルスを空間的にエンコードするために、高周波磁場パルスとともに傾斜磁場パルスを印加させ、高周波磁場パルスの波形および傾斜磁場パルスの波形の少なくとも一方を変化させることにより、２種類以上の空間的にエンコードを行う構成にすることが可能である。

上述の２種類以上の空間的にエンコードされた高周波磁場パルスとしては、撮像空間の被検体への励起強度分布の外形は相互に同じであるが、折り返して励起される部分の極性が異なっているものを用いることが可能である。これにより、励起強度分布を相互に補完することが可能になる。

また、２種類以上の前記空間的にエンコードされた高周波磁場パルスとしては、撮像空間の被検体への励起強度分布の立ち上がり部分の急峻度および折り返して励起される部分の極性のうち少なくとも一方が相互に異なるものを用いることも可能である。これにより、励起強度分布の立ち上がりが急峻、または折り返しの極性の異なる励起強度分布の高周波磁場パルスを用いた場合と同様の画像を得ることができる。なお、ここでいう励起強度分布とは、励起位置と強度との関係を示すグラフを意味する。

本発明では、取得した核磁気共鳴信号を用いて時系列に画像を生成させることが可能であり、これによりダイナミック撮像を実現できる。例えば、核磁気共鳴信号を取得する度に、今回取得した核磁気共鳴信号と、前回以前に今回とは異なる種類の高周波磁場パルスを照射して取得した前記核磁気共鳴信号とを組み合わせて用いて画像を生成する構成にすることができる。

また、高周波磁場パルスを照射するたびに、２種類以上の空間エンコードのいずれかを規則的に選択して行いながら、核磁気共鳴信号を取得する構成にすることが可能であり、画像生成時には、高周波磁場パルスの種類と、信号取得時の空間エンコードの種類との組み合わせに応じて、核磁気共鳴信号を複数選択し、これらを組み合わせて用いて１つの画像を生成させることができる。これにより、磁気共鳴信号の取得を、異なる２種類以上の空間エンコードに分けて行うことができるため、撮像の自由度が向上するとともに、画像生成の時間分解能をさらに向上させることができる。

以下、本発明の核磁気共鳴イメージング装置について、図面を参照して説明する。
（第１の実施の形態）
まず、図１を用いて、第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成について説明する。ＭＲＩ装置は、被検体４０１の周囲の撮像空間に静磁場を発生する磁石４０２（たとえば１．５Ｔ）と、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、撮像空間に高周波磁場を発生するＲＦ（高周波）コイル４０４と、被検体４０１が発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦプローブ４０５とを備えている。この他に、ベッド４１２、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６、傾斜磁場電源４０９、ベッド制御部４１４、信号処理部４０７、制御部４１１および画像表示部４０８を備えている。

傾斜磁場コイル４０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルを含み、傾斜磁場電源４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。ＲＦコイル４０４は、ＲＦ送信部４１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。１．５Ｔではプロトンの共鳴周波数は、６３．８ＭＨｚである。ＲＦプローブ４０５の受信した信号は、信号検出部４０６で検出された後、信号処理部４０７で信号処理され、さらに画像再構成が行われる。再構成された画像は、画像表示部４０８に表示される。傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６は制御部４１１で制御され、制御のタイムチャートは一般に撮像パルスシーケンスと呼ばれている。

ＲＦプローブ４０５、信号検出部４０６、信号処理部４０７の一部を図２に示す。図２のように、ＲＦプローブ４０５は、ＲＦ受信コイル３０１と、それに接続されたプリアンプ３０２とを含む。信号検出部４０６は、ＡＤ変換・直交検波回路３０３を備え、プリアンプ３０２の出力が入力される。ＡＤ変換・直交検波回路３０３で行われる直交検波は、撮像する信号の周波数に応じてチャンネル毎に変えることが望ましい。信号処理部４０７は、フーリエ変換部３０４と演算部３０５とを備え、フーリエ変換部３０４によりフーリエ変換することにより、ＲＦ受信コイル３０１で検出したＭＲＩ画像を再構成し、この画像信号を必要に応じて演算部３０５によって演算（例えば複数チャンネルから並列に信号を検出した場合の画像合成演算など）をする。

ベッド４１２は、被検体４０１を搭載し、撮像空間に配置するためのものである。ベッド４１２は、被検体４０１の頭頂−足の方向（Ｈ−Ｆ方向）（図１中矢印４１３）に移動させる駆動部を内蔵する。ベッド制御部４１４は、撮像パルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、ベッド４１２を駆動して、被検体４０１の位置を移動させる。典型的な移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度で０．５ｃｍ／ｓ−２．０ｃｍ／ｓである。

なお、現在ＭＲＩの形態的な撮像対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体４０１の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、血管（血液、血流）などの機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

次に、本実施の形態の撮像パルスシーケンスについて図３を用いて説明する。図３の撮像パルスシーケンスは、２次元励起パルス列１０の後に撮像シーケンス２０を行う動作を、繰り返し時間６０８で繰り返し行うものである。２次元励起パルス列１０は、繰り返し時間６０８毎に、ｋ空間（２次元周波数空間）における励起強度分布（励起プロファイル）が異なる第１の２次元励起パルス列１０−１と、第２の２次元励起パルス列１０−２とを交互に行う。撮像シーケンス２０は、ここでは典型的な撮像シーケンスであるグラディエントエコーＥＰＩシーケンスを用いる。

まず、２次元励起パルス列１０−１、１０−２について説明する。図３のように、これら２次元励起パルス列１０−１、１０−２は、いずれも、２次元選択高周波（ＲＦ）パルス列５０１と、スライス選択傾斜磁場パルス列６０２、傾斜磁場パルス列６０３とを含む。ＲＦパルス列５０１は、３波のＳＩＮＣパルスからなるサブパルス３１を５波、時系列に並べたものである。５波のサブパルス３１のピークを結んだ架空の線３２が、もうひとつのＳＩＮＣ関数となっている。サブパルス３１を構成するＳＩＮＣ関数によってスライス（Ｇｓ）方向の空間選択範囲が決定され、架空の線３２が表すＳＩＮＣ関数によって位相エンコード（Ｇｐ）方向の空間選択範囲が決定される。スライス選択傾斜磁場パルス列６０２は、ＲＦパルス列５０１のサブパルス３１ごとに交互にパルスの極性が反転する。また、傾斜磁場パルス列６０３は、位相エンコード方向の傾斜磁場パルス列であり、スライス選択傾斜磁場パルス列６０２の反転のタイミングに合わせて、ブリップパルス３３を印加する。このように、傾斜磁場パルス列６０２および６０３を印加しながらＲＦパルス列５０１を印加することにより、ＲＦパルス列５０１によって励起される位置が空間的にエンコードされ、励起される位置が軌跡を描く。これにより、所定の励起プロファイルで励起を行うことができる。

スライス選択傾斜磁場パルス列６０２の最後の小さいパルス３４は、励起完了時のスピンをｋ空間の所定の位置に戻すためのパルスであり、ここではフリップバックパルスと呼ぶことにする。傾斜磁場パルス列６０３の最後にも同様のフリップバックパルス５０２が印加される。どちらのフリップバックパルス３４，５０２もその面積は、２次元励起パルス列１０−１、１０−２の中心を示す時間３５（点線で図示）からフリップバックパルス３４，５０２の印加直前までのパルスの総面積（強度と時間の積、ただし極性を考慮）と同じ大きさで、極性を反転させたものである。このような条件にすることで、空間軌跡（励起プロファイル）の中心位置を、ｋ空間の所定位置に一致させることができる。

本実施の形態では、２次元励起パルス列１０−１により、図４（ａ）に示したＫｙ方向に５本の線を等間隔に並べた線状軌跡４１に沿ってｋ空間を励起する。また、フリップバックパルス５０２は、線状軌跡４１の中心位置をｋ空間の原点に一致させるように設定する。

５本の線状軌跡４１の励起の順番は、Ｋｙ方向の負から正へ（図４（ａ）においての下側に位置する線から順次上方へ）、ｋｘ方向（左右）に交互に進みながらジグザグに励起走査していくと理解して良い。より具体的には、ＲＦパルス列５０１の最初のサブパルス３１によって図４（ａ）の一番下の軌跡４１が励起され、２番目のサブパルス３１によって下から２番目の軌跡４１が励起され、最後のサブパルス３１によって一番上の軌跡４１が励起される。前述のフリップバックパルス３４，５０２により、下から３本目の励起軌跡４１の中心がｋ空間の原点に一致する。

図４（ａ）に２次元励起パルス列１０−１により励起されたｋ空間の励起プロファイル４３をｋｙ方向について示す。この励起プロファイル４３は、励起軌跡４１のｋｙ方向の包絡線の形状で決まる。また、励起プロファイル４３のＹ方向の両脇には、折り返しがあらわれる。

この２次元励起パルス列１０−１によって励起される実空間の領域４２は、このｋ空間の励起プロファイル４３を２次元フーリエ変換して得られる図４（ｂ）のような形状となる。図４（ｂ）では一例として、励起領域４２を円形としているが、Ｙ方向に近接して折り返しの励起領域があらわれている。なお、励起領域４２の形状は、円形に限らず、２次元励起パルス列１０−１の各パルスを適切に設計することにより、矩形や任意形状にすることが可能である。

一方、２次元励起パルス列１０−２は、位相エンコード方向傾斜磁場パルス列６０３のフリップバックパルス５０４の大きさを、図５のようにｋ空間の励起軌跡４５の中心が原点からＫｙ方向に所定量だけずれるように設定されている。また、ブリップパルス３３は、２次元励起パルス列１０−１と同じである。これにより、励起軌跡４５の５本の軌跡間隔は、励起軌跡４１の軌跡間隔と同じであるが、２次元励起パルス列１０−２の励起軌跡４５は、前述した２次元励起パルス列１０−１の励起軌跡４１の５本の線からずれた位置を通る軌跡となる。ここでは、励起軌跡４５の５本の線が、励起軌跡４１の５本の線の間の中間位置をそれぞれ通るように、すなわち励起軌跡４５と励起軌跡４１との間隔が等間隔になるように、フリップバックパルス５０４を設定している。

図５に２次元励起パルス列１０−２により励起されたｋ空間のｋｙ方向の励起プロファイル４６を示す。この励起プロファイル４６は、励起軌跡４５のｋｙ方向の包絡線の形状で決まり、励起領域４２の励起プロファイル４６は、上述の励起プロファイル４３とほぼ同じであるが、励起軌跡４５がｋ空間の原点に対しｋｙ方向に非対称であるため、励起プロファイル４６のＹ方向の両脇にあらわれる折り返し部分のプロファイルは、励起プロファイル４３の折り返し部分のプロファイルに対して、位置および形状が等しく、極性（正負）が逆転している。よって、励起プロファイル４１と励起プロファイル４５を加算すると、互いの折り返し部分の励起プロファイルを相殺し合う形状になる。

なお、２次元励起パルス列１０−２によって励起される実空間の領域は、２次元励起パルス列１０−１によって励起される領域４２（図４（ｂ））と折り返しを除いて略同一である。

図３の撮像シーケンス２０では、２次元励起パルス列１０−１または１０−２によって励起された領域４２からそれぞれ所定の数のＮＭＲ信号（エコー信号６０６）を取得する。本実施の形態では、撮像シーケンス２０として、図３に示したように、一連の位相エンコード傾斜磁場パルス６０４および一連の読み出し傾斜磁場パルス６０５を印加し、発生する一連のエコー信号６０６を順次取得するＥＰＩシーケンスを用いる。このＥＰＩシーケンスでは、読み出し傾斜磁場パルス６０５を反転しつつ繰り返すとともに、位相エンコード傾斜磁場パルス６０４の量を変えて、異なる位相エンコードを与え、それぞれのエンコードでエコー信号６０６を検出する。図３において、時間６０７は、エコー時間（ＴＥ）である。

２次元励起パルス列１０−１の後に行う撮像シーケンス２０のｋ空間軌跡は、２次元励起パルス列１０−１の励起軌跡４１と一致させても、一致させなくてもよい。また、２次元励起パルス列１０−２の後に行う撮像シーケンス２０のｋ空間軌跡も、２次元励起パルス列１０−２の励起軌跡４５と一致させても、一致させなくてもよい。励起のＦＯＶ（視野）と撮像のＦＯＶ（視野）は、通常の選択励起を用いる撮像方法と同様に、ほぼ同等とすることが望ましい。また、空間分解能についても、通常の選択励起と同様に、励起では低く、撮像では高くすることが望ましい。したがって、２次元励起パルス列１０−１と１０−２を組み合わせたｋ空間軌跡のピッチは、撮像シーケンス２０のｋ空間軌跡とほぼ等しいピッチとなる。励起の軌跡の全体の幅は撮像シーケンス２０のｋ空間軌跡の幅と比べて狭くなる。

以上説明した図３のパルスシーケンスの流れをブロック図として図６に示す。２次元励起パルス列１０−１と１０−２により、異なる励起プロファイル４３，４６でｋ空間が交互に励起され、それぞれの励起領域４２からのエコー信号６０６が、撮像シーケンス２０によって取得される。ここでは、図６の２次元励起パルス列１０−１または１０−２と撮像シーケンス２０との組み合わせ（１繰り返し時間ＴＲ）を順に第１〜第４の撮像７１〜７４と呼ぶ。まず、第１の撮像７１の撮像シーケンス２０によって得られたエコー信号６０６を２次元フーリエ変換して第１の画像を得、第２の撮像７２の撮像シーケンス２０によって得られたエコー信号６０６を２次元フーリエ変換して第２の画像を得る。これらの画像では、選択励起領域４２は、略同一であるが、２次元励起パルス列１０−１，１０−２が異なるため複素信号としてみると互いにそのプロファイルは異なる。本実施の形態では、このような特徴を有する互いに異なる、第１と第２の画像を複素加算して、図６のように、所望の２次元選択励起画像１０９−１を得る。

さらに、第３の撮像７３の撮像シーケンス２０によって得られたエコー信号６０６から第３の画像を得、第４の撮像７４の撮像シーケンス２０によって得られたエコー信号６０６から第４の画像を得る。第１と第２の画像を複素加算して、図６のように、２次元選択励起画像１０９−２を得る。以降同様に、順次２次元選択励起画像を取得していく。得られた２次元選択励起画像１０９−１、１０９−２は、時系列画像信号として扱い、画像表示部４０８に表示する。これにより、ダイナミック撮像を実現することができる。

このような、ダイナミック撮像法は、例えば２次元選択励起の心臓リアルタイム撮像に適する。しかも、このダイナミック画像は、２次元選択励起を行っているため、選択領域以外からのアーチファクトの混入が無く画質が向上している。ダイナミック画像の時間分解能は、２次元励起パルス列１０−１から撮像シーケンス２０、２次元励起パルス列１０−２、撮像シーケンス２０までの撮像時間（２×ＴＲ）で決定される。

このように、本実施の形態では、励起プロファイルの異なる２つの画像を合成するため、得られる画像は、合成前の画像と比べると、図５の励起プロファイル４３と励起プロファイル４６とを加算したフラットな励起プロファイルで励起して得た画像と同等になる。よって、５本の励起軌跡で励起する２次元励起パルス列１０−１、１０−２を用いながら、図１０のように、１０本程度の細かい間隔の励起軌跡で励起した場合と同様の画像を得ることができる。

すなわち、同じ画像を、合成しないで得ようとした場合には、２次元励起パルス列１０−１の励起ＲＦパルス５０１の励起サブパルス３１の数を２倍にする必要があるが、本実施の形態では、少ないサブパルス３１の数でこれを同様の画像を得ることができる。このように、サブパルス数を１／２に削減することができることにより、パルスシーケンスの設計の自由度を広げることが可能である。具体的には、２次元励起パルス列１０−１，１０−２を用いた時の、ＴＥ６０７を短縮できる。

なお、第１の実施の形態では、第１〜第４の撮像７１〜７４で取得したエコー信号から一旦、第１〜第４の画像を再構成し、第１および第２の画像を複素加算し、第３および第４の画像を複素加算することにより、順次画像１０９−１、１０９−２・・・を取得している構成であったが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、第１および第２の撮像７１、７２で取得したエコー信号をそのまま複素加算した信号を用いて、画像１０９−１を再構成することも可能である。この場合、必要に応じて、撮像条件の違い等を考慮して、エコー信号に補正を施したり、演算処理を施した後、画像を再構成することも可能である。

第１の実施の形態では、２次元励起パルス列１０−１，１０−２として、励起軌跡４１，４５の間隔が等しく、ｋｙ方向に位置がずれた励起プロファイル４３，４６となるものを用いたが、本発明はこれに限定されるものではない。図７（ａ），（ｂ）に示したように、相互に異なる形状の励起プロファイル５１，５３が得られるように２次元励起パルス列１０−１，１０−２を設定することもできる。

一般に知られているように、ｋｙ方向の励起プロファイルは、励起軌跡の間隔が広いと、励起強度はＹ方向に沿って折り返し成分が近接してあらわれる。逆に、励起軌跡の間隔が狭いと、折り返し成分が離れてあらわれる。また、励起軌跡が、ｋｙの大きい（高周波）領域まで覆っていると、励起プロファイルの立ち上がりはシャープになり、逆に励起軌跡が、ｋｙの小さい（低周波）領域のみを覆うと、励起プロファイルの立ち上がりがシャープではなくなる。

よって、２次元励起パルス列１０−１として、図７（ａ）に示した励起軌跡５０のように、ｋｙ方向の高周波領域を覆う軌跡で励起するパルス列１０−１を用いることにより、図７（ａ）の励起プロファイル５１で励起することができる。励起強度がマイナスなのは極性が負であることを意味する。また、２次元励起パルス列１０−２として、図７（ｂ）に示した励起軌跡５２のように、間隔が狭く、ｋｙ方向の低周波領域のみを覆う軌跡で励起するパルス列１０−２を用いることにより、図７（ｂ）のエンベロップがなだらかな励起プロファイル５３で励起することができる。これにより、励起プロファイル５１と５３とを加算した励起プロファイルは、図７（ｃ）のようになり、よって、励起プロファイル５１、５３のいずれか一方のみを用いた場合と比較して、励起強度をｋｙ方向に比較的フラットすることができ、かつ励起プロファイルの立ち上がりをシャープにすることができる。よって、周囲からの信号混入を低減して、画質の向上を図ることができる。しかも、合成しないで図７（ｃ）のプロファイルを得ようとした場合よりも、ＲＦパルス列５０１のサブパルス３１の数を１／２に削減できるという効果が得られ、パルスシーケンスの設計の自由度が向上する。

（第２の実施の形態）
つぎに、本発明の第２の実施の形態について図８を用いて説明する。
図８に示した実施の形態は、第１の実施の形態と画像の合成処理が異なっている。なお、装置構成および撮像パルスシーケンスについては、第１の実施の形態と同様であるので説明を省略する。

図８に示すように、第２の実施の形態は、第１の実施の形態の図６と同様に図３の撮像パルスシーケンスを一定時間で繰り返すダイナミック撮像法である。図６の撮像法との違いは、第１および第２の撮像７１、７２で得たエコー信号を用いて画像７０１−１を得、第２および第３の撮像７２、７３で得たエコー信号を用いて画像７０１−２を得る。そして、第３および第４の撮像７３、７４で得たエコー信号を用いて画像７０１−３を得る。このように異なる２次元励起パルス列１０−１、１０−２を行って取得するエコー信号を、前後の撮像で共用することにより、２倍の数の画像を再構成することができるため、２次元選択励起ダイナミック撮像の画像表示レートを２倍にすることができる。すなわち、第２の実施の形態では、図６に示した画像合成処理と同等の画像を、２倍の繰り返しレートで撮像できる。しかも、画質は、図６の場合と同等である。

このように、第２の実施の形態では、撮像により得られたエコー信号を、前後の撮像と共用することにより、時間分解能が高く、しかも、高画像分解能の２次元選択励起ダイナミック撮像を実現することができる。

なお、第１および第２の撮像７１、７２で得たエコー信号を用いて画像７０１−１を再構成する手法としては、第１の実施の形態と同様に、第１および第２の撮像７１，７２のエコー信号からそれぞれ第１および第２画像を再構成した後、画像同士を複素加算する方法を用いることが可能である。また、エコー信号の状態で複素加算して、所定の補正等を加えた後、画像を再構成する方法を用いることも可能である。

第１および第２の実施の形態では、撮像シーケンス２０は、シングルショットＥＰＩを用いた例を説明したが、シングルショットＦＳＥシーケンスを用いることも可能である。

（第３の実施の形態）
つぎに、本発明の第３の実施の形態について図９を用いて説明する。
図９に示した実施の形態は、第１および第２の実施の形態とは異なり、撮像シーケンス２０として、マルチショットＥＰＩもしくはマルチショットＦＳＥシーケンスを用いている。すなわち、撮像シーケンス２０を２回に分け、撮像シーケンス２０−１により、第１のｋ空間軌跡に沿ってエコー信号を取得し、撮像シーケンス２０−２により、第２のｋ空間軌跡に沿ってエコー信号を取得する。２次元選択励起パルス列１０−１、１０−２は、第１の実施の形態と同様である。

したがって、撮像パルスシーケンスは、図９に示すように、第１および第２の撮像８１、８２では、いずれも２次元励起パルス列１０−１によりｋ空間を励起プロファイル４３で励起した後、第１の撮像８１では撮像シーケンス２０−１により、第１のｋ空間軌跡についてエコー信号を取得する。第２の撮像８２では撮像シーケンス２０−２により、第２のｋ空間軌跡についてエコー信号を取得する。第３および第４の撮像８３、８４では、いずれも２次元励起パルス列１０−２によりｋ空間を励起プロファイル４６で励起した後、第３の撮像８３では撮像シーケンス２０−１により、第１のｋ空間軌跡についてエコー信号を取得する。第４の撮像８４では撮像シーケンス２０−２により、第２のｋ空間軌跡についてエコー信号を取得する。第５の撮像８５は、第１の撮像８１と同様に行う。

画像の合成は、以下のように行う。まず、第１および第２の撮像８１、８２で取得したエコー信号を加算して画像８０１を再構成する。これにより、励起プロファイル４３で選択励起された画像８０１が得られる。次に、第３および第４の撮像８３、８４で取得したエコー信号を加算して画像８０２を再構成する。これにより、励起プロファイル４６で選択励起された画像８０２が得られる。画像８０１と画像８０２とを加算することにより、画像８１１−１を生成する。画像８１１−１は、励起プロファイル４３と４６とを加算した励起プロファイルで励起して、シングルショットで取得したエコー信号から再構成した画像と同等の画質の２次元選択励起画像である。

つぎに、第５の撮像８５で第１のｋ空間軌跡に沿ってエコー信号が取得されたならば、第２の撮像８２で第２のｋ空間軌跡に沿って得られたエコー信号と加算して画像８０３を再構成する。これにより、第５の撮像８５を撮像した時点のエコー信号に、過去の第２の撮像８２で取得したエコー信号を共用することにより、励起プロファイル４３で選択励起された画像を再構成することができる。得られた画像８０３は、第３および第４の撮像で得た画像８０２と加算することにより、２次元選択励起画像８１１−２を取得することができる。得られた画像８１１−１、８１１−２を順次表示していくことにより、２次元選択励起ダイナミック撮像を行うことができる。

このように、第３の実施の形態を用いることにより、２種類の２次元選択励起パルス列１０−１、１０−２のみならず、撮像シーケンスについても２種類の撮像シーケンス２０−１、２０−２を用いて、２次元選択励起ダイナミック撮像を行うことができる。

なお、第３実施の形態において、２種類の撮像シーケンス２０−１、２０−２においてエコー信号を取得する第１および第２のｋ空間軌跡は、例えばｋ空間を２つの領域に分け、第１の領域を第１の軌跡が覆うように配置し、第２の領域を第２の軌跡が覆うように配置することができる。また、図７のようにｋ空間の低周波領域を第１の軌跡によって覆い、高周波領域を第２の軌跡によって覆うように配置することもできる。また、第１のｋ空間軌跡の間を縫うように第２のｋ空間軌跡を配置することも可能である。なお、軌跡の形状は、線状軌跡に限られるものではなく、ラディアルスキャンであっても、スパイラルスキャンであってもよい。

また、撮像シーケンス２０−１、２０−２は２次元計測に限定されるものではなく、３次元計測に適用することももちろん可能である。

上述してきた各実施の形態で用いた図３の撮像パルスシーケンスでは、２次元励起パルス列とグラディエントエコー（ＧｒＥ）ＥＰＩシーケンスを用いた例について説明したが、本発明は、これに限定されるものではなく、種々の励起パルスや、撮像方法に適用することができる。セグメンテッドＧｒＥシーケンスの各セグメントに反転パルスや飽和パルスを付加した高速撮像シーケンスにも本発明は適用できる。具体的には、反転パルスや飽和パルスを２次元選択励起パルスとし、それを図６，図８，図９のパルス列１０−１、１０−２として用いることができる。また、撮像シーケンスとして、冠動脈撮像や汎用Ｔ２Ｗ画像を得るためのＦＳＥ（ファースト スピン エコー）ダイナミックシーケンスを用いることができる。

さらに、本発明は、２次元選択励起パルス１０−１、１０−２のように、空間的な選択の場合だけでなく、励起周波数の選択シーケンスに適用することも可能である。

本発明の撮像方法を好適に用いることができる撮像部位は、例えば、頭部・頚部・胸部３Ｄ撮影、下肢撮影などである。

図１のベッド４１２を移動させながら撮像するムービングベッド撮像方法に本発明を適用する場合に好適なＭＲＩ装置を図１１に示す。典型的には、体軸方向の厚さが薄く、Ｘ線ＣＴ装置のようにベッドが移動しながら、撮像を行っていく。撮像領域は、一例として体軸方向に６４ｍｍ程度であり、３次元撮像によりスライス厚さは、１ｍｍ〜２ｍｍである。このようにベッドを移動しながら、２次元励起を連続して行う際に、本発明を適用することにより、撮像時間が大幅に短縮するメリットがある。このような連続移動型のＭＲＩ装置では、ベッド４１２の移動に伴い、２次元励起の領域を空間的にシフトしても良い。

上述してきたように、本発明によれば、空間分解能および時間分解能にすぐれ、しかも、視野外からの信号の混入を防ぐことができるＭＲＩ装置を提供することができる。

本発明の第１の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置の一部構成を示すブロック図。 第１の実施の形態のＭＲＩ装置で行う撮像パルスシーケンスを示す説明図。 （ａ）第１の実施の形態の２次元励起パルス列１０−１のｋ空間の励起軌跡４１とその励起プロファイル４３を示す説明図、（ｂ）励起プロファイル４３に対応する実空間励起領域４２を示す説明図。 第１の実施の形態の２次元励起パルス列１０−１、１０−２のｋ空間の励起軌跡４１、４５と、その励起プロファイル４３，４６の関係を示す説明図。 第１の実施の形態の撮像パルスシーケンスと画像の合成を説明するブロック図。 （ａ）および（ｂ）第１の実施の形態の２次元励起パルス列１０−１、１０−２として、異なる形状のｋ空間の励起軌跡５０，５２および励起プロファイル５１，５３を示すものを用いる例を示す説明図、（ｃ）励起プロファイル５１，５３を加算した場合を示す説明図。 第２の実施の形態の撮像パルスシーケンスと画像の合成を説明するブロック図。 第３の実施の形態の撮像パルスシーケンスと画像の合成を説明するブロック図。 従来の１０本の励起軌跡にそってｋ空間を励起する場合を示す説明図。 本発明をムービングベッド撮像方法に適用する場合に好適なＭＲＩ装置を示す説明図。

符号の説明

１０−１，１０−２…２次元励起パルス列、２０…撮像パルスシーケンス、３１…サブパルス、３４…フリップバックパルス、４１…励起軌跡、４２…実空間励起領域、４３…励起プロファイル、４５…励起軌跡、４５…励起プロファイル、５０…励起軌跡、５１…励起プロファイル、５２…励起軌跡、５３…励起プロファイル、７１〜７４…第１〜第４の撮像、４０１…被検体、４０２…磁石、４０３…傾斜磁場コイル、４０４…ＲＦコイル、４０５…ＲＦプローブ、４０６…信号検出部、４０７…信号処理部、４０８…画像表示部、４０９…傾斜磁場電源、４１０…ＲＦ送信部、４１１…制御部、４１２…ベッド、５０１…ＲＦパルス列、５０２…フリップバックパルス。

Claims (8)

1. 被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、前記撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、前記被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、前記高周波照射部、前記検出部、前記傾斜磁場発生部および前記信号処理部を制御する制御部とを有し、
   前記制御部は、
   空間的にエンコードされた前記高周波磁場パルスを、２種類以上順に繰り返し照射させ、
   前記高周波磁場パルスの照射ごとに、前記核磁気共鳴信号を取得させ、
   異なる２種類以上の前記高周波磁場パルスの照射で取得した前記核磁気共鳴信号を組み合わせて用いて１つの画像を生成させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、２種類以上の前記空間的にエンコードされた高周波磁場パルスは、前記撮像空間の被検体への励起強度分布がそれぞれ異なることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１または２に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記高周波磁場パルスを空間的にエンコードするために、前記高周波磁場パルスとともに前記傾斜磁場パルスを印加させ、前記高周波磁場パルスの波形および前記傾斜磁場パルスの波形の少なくとも一方を変化させることにより、前記２種類以上の空間的なエンコードを行うことを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１ないし３のいずれか１項に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、２種類以上の前記空間的にエンコードされた高周波磁場パルスは、前記撮像空間の被検体への励起強度分布の外形は相互に同じであるが、折り返して励起される部分の極性が異なっていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１ないし３のいずれか１項に記載の核磁気共鳴イメージングにおいて、２種類以上の前記空間的にエンコードされた高周波磁場パルスは、前記撮像空間の被検体への励起強度分布の立ち上がり部分の急峻度および折り返して励起される部分の極性のうち少なくとも一方が相互に異なることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１ないし５のいずれか１項に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、取得した前記核磁気共鳴信号を用いて時系列に画像を生成させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項６に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記核磁気共鳴信号を取得する度に、今回取得した核磁気共鳴信号と、前回以前に今回とは異なる種類の前記高周波磁場パルスを照射して取得した前記核磁気共鳴信号とを組み合わせて用いて画像を生成させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１ないし７のいずれか１項に記載の核磁気共鳴イメージング装置において、前記制御部は、前記高周波磁場パルスを照射する度に、２種類以上の空間エンコードのいずれかを規則的に選択して行いながら前記核磁気共鳴信号を取得させ、
   前記高周波磁場パルスの種類と、前記信号取得時の空間エンコードの種類との組み合わせに応じて、前記核磁気共鳴信号を複数選択し、これらを組み合わせて用いて１つの画像を生成させることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
   

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