JP3688782B2

JP3688782B2 - MRI equipment

Info

Publication number: JP3688782B2
Application number: JP34411595A
Authority: JP
Inventors: 美津恵宮崎
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1995-12-28
Filing date: 1995-12-28
Publication date: 2005-08-31
Anticipated expiration: 2015-12-28
Also published as: JPH09182729A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）に係り、とくに、被検体の断面画像のデータ収集を行うときに脂肪抑制（脂肪からのＭＲ信号の収集を抑制すること）を行うパルスシーケンスを採用したＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号に基づいて画像を再構成したり、スペクトルを得る装置である。
【０００３】
被検体の断面のＭＲ画像を得る場合、断面内に在る脂肪は化学シフトに因ってアーチファクトなどの原因になるから、脂肪からのＭＲ信号はなるべく収集しないようにする脂肪抑制の技術は必要不可欠である。
【０００４】
この脂肪抑制を行うため、従来、各種のパルスシーケンスを使用する手法が知られている。その一つに周波数選択励起パルスで脂肪からの信号抑制を行う方法があり、周波数選択励起パルスとして例えばバイノミアル（binomial）パルスを用いた方法が、“J.P Hore, Solvent suppression in fourier transformnuclear magnetic resonance, J.Magn.Reson., 55, 283-300, 1983”により示されている。また、周波数選択励起パルスを用いる「ＣＨＥＳＳ法」と呼ばれる撮像法が、“A.Hasse, J.Frahm, W.Hanicke, D.Matthaei, 1H NMR chemical shiftselective (CHESS) imaging, Phy. Med. Biol., 30, 341-344, 1985”に示されている。さらに、周波数選択励起パルスを用いつつ、マルチスライス撮影におけるスライス断面毎のＲＦパルスの中心周波数（通常、水周波数）のずれを考慮した撮像法が“M.Miyazaki et al., Uniform Fat Suppression in MultisliceImaging: A Multislice Off-resonance Fat Suppression Technique(MSOFT), #796 Abstract of SMR books, 1994”に示されている。
【０００５】
いずれの手法も、通常の画像収集シーケンスの前に、周波数選択励起パルスで脂肪のスピンを飽和させておくことをベースにしている。
【０００６】
このような脂肪抑制技術を用いて、異なる複数種類の断面（アキシャル面、サジタル面、コロナル面、それらのオブリーク面）のＭＲデータを順次収集し、複数種類の断面画像（アキシャル像、サジタル像、コロナル像、オブリーク像）を読影して所見を下す診断が多用されている。例えば腹部の場合がそうである。従来では、このような撮影の場合、予め設定された周波数選択励起ＲＦパルスの中心周波数ｆ_０（通常、被検体内の水成分の共鳴周波数に設定される）が、最初の所望断面撮影時に１回だけ微調整される。
【０００７】
例えば、アキシャル像でサジタル面のスライス位置を決めをした後、サジタル像、コロナル像の画像データを前述した脂肪抑制技術を使って順次収集するとする。このためには、最初に、位置決め用のアキシャル像で励起の中心周波数ｆ_０（水の共鳴周波数）を探し、次いで、例えば１次のボリュームシミングを行い、このシミングによりずれた中心周波数ｆ0を微調整する。そして、計画した最初のサジタル面の画像データを脂肪抑制しながら収集する。次いで、サジタル像を位置決め画像に用いてコイル面のスライス位置を決め、コロナル面の画像データを脂肪抑制しながら収集する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した中心周波数ｆ_０の従来の設定法によれば、撮像断面をサジタル面から２番目の撮像断面であるコロナル面に更新させる際、最初のサジタル面で使っていた周波数選択励起パルスの中心周波数ｆ_０が次のコロナル面のそれと一致するとは必ずしも限らない。その理由は、撮像部位の位置、形状、水／脂肪の量の違い、サスセプタビリティ（susceptibility）の違いなどに因る。一般に、体腔の多い肺野や腹部では、撮像断面の種類を変えると、ＦＯＶに入ってくる体腔の面積が変わること等に因って、中心周波数のｆ0のずれは大きい。このように、ある断面（例えばサジタル面）で得た中心周波数ｆ0を別の面（例えばコロナル面）でもそのまま使って励起すると、その別の面（コロナル面）において脂肪抑制を実施する周波数選択励起パルスの周波数帯域が脂肪スペクトラム位置からずれてしまい、脂肪抑制効果が半減または不完全になってしまうという問題があった。
【０００９】
本発明は、このような従来技術による不都合に鑑みてなされたもので、複数種類の断面を順次撮像する場合、撮像断面が更新されても確実な脂肪抑制効果が得られるようにすることを、その目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明に係るＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体の複数種の撮像断面を脂肪抑制シーケンスを用いて順次撮像するＭＲＩ装置であり、前記撮像断面を前記複数種のうちの１つの撮像断面から別の撮像断面に更新する度に、更新した撮像断面の励起の中心周波数の変化量を演算する演算手段と、この演算手段により演算された変化量を前記脂肪抑制シーケンスの脂肪抑制に反映させる反映手段とを備えたことを特徴とする。
前記複数種の撮像断面は、アキシャル面、サジタル面、コロナル面、及びそれらのオブリーク面の内の少なくとも２種類の面である。
【００１１】
また前記脂肪抑制シーケンスは、周波数選択励起パルスを用いたＣＨＥＳＳ法に拠るパルスシーケンス、水周波数選択励起法（ＷＣＨＡＳＥ：Water chemicalselective excitation 法）、又はこの励起法を改善したＰＡＳＴＡ（Polarityaltered spectral spatial selective acquisition）法に拠るパルスシーケンスである。
【００１２】
また、前記反映手段は、前記シーケンスに含まれる周波数選択励起ＲＦパルスの中心周波数を前記変化量に応じて調整するようにしてある。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の一つの実施の形態を図１〜図９を参照して説明する。
【００１４】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部と、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システムコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。
【００１５】
磁石部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0を発生させる。なお、この磁石部には１次のシミング用のシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するコントローラの制御下で、シムコイル電源１５から磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できるようになっている。
【００１６】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、Ｘ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はさらに、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体を管理するコントローラ６（コンピュータを搭載）からＳＥ法などに係るデータ収集用のパルスシーケンスの指令信号を受ける。これにより、傾斜磁場シ−ケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ0に重畳可能になっている。この実施例では、互いに直交する３軸Ｘ，Ｙ，Ｚの内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場ＧSとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場ＧRとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコ−ド用傾斜磁場ＧEとする。
【００１７】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設される高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００１８】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを入力して画像データやスペクトルデータを演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は、内蔵するメモリで形成される２次元フーリエ空間への実測データの配置、画像再構成のためのフーリエ変換などの処理をも行う。また、この演算ユニット１０の演算データは必要に応じてコントローラ６に送られ、コントローラ６での位置決め計画などの判断に供される。コントローラ６は傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００１９】
次に、この実施形態の動作を説明する。
【００２０】
磁石１の診断用空間に患者Ｐをセットした後で、ＭＲＩ装置が起動すると、コントローラ６は所定メインプログラムを実行し、その中で図２に示す一連の処理を実行する。この実施形態では、腹部の撮像で多く見られるように、位置決めをアキシャル像で行い、脂肪抑制シーケンスを駆使した撮像をその他の断面像で行うものとする。ここで使用する脂肪抑制シーケンスは、周波数選択励起パルス（化学シフト選択パルスとも呼ばれる）として「１３３１」のバイノミアルパルスから成るプリパルスを用いたＣＨＥＳＳ（chemical shift selective）法に拠る、ＳＥ法のパルスシーケンスを用いる。なお、プリパルスとしてはSINC関数パルス、Gaussian関数パルス、又は他のバイノミアルパルスであってもよい。また、イメージング方法としては、ＦａｓｔＳＥ法、ＦＥ法、ＦａｓｔＦＥ法、ＧＲＡＳＥ法、ＥＰＩ法などであってもよい。
【００２１】
コントローラ６は図２の最初のステップＳ１で、傾斜磁場シーケンサ５ａ、ＲＦシーケンサ５ｂ、及び演算ユニット１０に位置決め用のアキシャル像の撮像（例えばＳＥ法）を指令する。これにより得られたアキシャル像が得られる。次いでステップＳ２に移行し、オペレータは位置決め用アキシャル像を見ながらサジタル面の所望スライス位置、スライス幅などの撮像条件を決める。
【００２２】
次いで、ステップＳ３に移行して、コントローラ６はシーケンサ５及び演算ユニット１０に指令を与え、脂肪抑制用プリパルスの中心周波数ｆ0を設定する。この設定は図３の処理に沿って実行される。すなわち、位相エンコードを掛けないシーケンス（例えば図５参照）を実行して所望サジタル面でのスキャンを行い（図３ステップＳ３ａ）、これより得られたＭＲ信号（例えばエコー信号）をフーリエ変換して、図７（ａ）に示すような周波数スペクトルを得る（同図ステップＳ３ｂ）。そして、このスペクトルから水の共鳴曲線Ｃwatの中心周波数（水周波数）を探して、この周波数を脂肪抑制用プリパルスの中心周波数ｆ0として設定する（同図ステップＳ３ｃ）。
【００２３】
次いでステップＳ４に移行し、１次のボリュームシミングの実施を指令する。ここで言う「シミング」は、所定値以上の均一性を有する静磁場の中に患者Ｐを入れることにより乱れた静磁場の均一性を補正する処理である。このシミングは図４の手順に基づいて行われる。最初に、シーケンサ５を介して、図５に示すような位相エンコードを掛けないシーケンス（例えばＳＥ法）を所定ボリューム領域で実行する（図４ステップＳ４ａ）。これにより得られたエコー信号をフーリエ変換し（同図ステップＳ４ｂ）、水の共鳴曲線Ｃwatおよび脂肪の共鳴曲線Ｃfatの半値幅Ｗwat及びＷfatをそれぞれ演算する（同図ステップＳ４ｃ）。そして、この半値幅Ｗwat及びＷfatが最小となるように、シムコイル１４に流す電流をシムコイル電源１５を介して調整する（同図ステップＳ４ｄ，Ｓ４ｅ）。この一連の処理は図７（ｂ）に示す如く、半値幅Ｗwat及びＷfatの最小値が見つかるまで行われる。ステップＳ４ｄの処理でＹＥＳ、すなわち水及び脂肪の共鳴曲線の半値幅Ｗwat及びＷfatが決まると、この半値幅Ｗwatを有する水の共鳴曲線Ｃwatの共鳴周波数を新しい中心周波数ｆ_０′として決める。この中心周波数ｆ_０′は、ボリュームシミング前の中心周波数ｆ0からずれることがほとんである。なお、上記シミングとしては、位相ずれを最小にする（phase mapping）方法であってもよい。
【００２４】
そこで、コントローラ６は次のステップＳ５の処理にて、ボリュームシミング前後の中心周波数ｆ_０、ｆ_０′の周波数差Δｆ＝ｆ_０−ｆ_０′を演算し、この差Δｆだけ、その後に印加予定のプリパルスの値を自動的に（又は手動で）調整する。この調整により、ボリュームシミングにより中心周波数ｆ_０がずれても、その後で使う脂肪抑制用プリパルスの中心周波数が水の共鳴周波数に正確に合わせられる。
【００２５】
このように準備が済むと、コントローラ６はステップＳ６に移行して、位置決めしたサジタル面をスキャンし、画像データを収集する。この収集は図６に示すように、１３３１の脂肪抑制用のプリパルスを用いたＣＨＥＳＳ法に拠る脂肪抑制シーケンス（ＳＥ法）に基づいて行われる。これにより、サジタル画像のエコーデータが収集される。その収集時のスペクトルは図８（ａ）のようになり、脂肪抑制用プリパルスの中心周波数ｆ0が水の共鳴周波数に確実に一致し、これによって、プリパルスによる事前励起の周波数域は同図のように脂肪の共鳴曲線Ｃfatを的確にカバーし、画像データ収集前に脂肪のプロトンスピン（水信号から３．５ppmだけ低周波数にあるmethyl基）のみが十分に励起される。これにより、その後の位相エンコード量を掛けるイメージング用シーケンスでは脂肪からのエコー信号は実効的に零又は零に近い値に抑えることができる。
【００２６】
次いで、ステップＳ７にて、コロナル像を撮像するか否かを判断する。この判断は例えば入力器１３を介してオペレータと対話しながら、その入力情報に基づいて行われる。コロナル像の撮影は予め撮像ルーチンに組み込んでおいて、自動的に撮像判断を下すようにしてもよい。コロナル像を撮像する必要があると判断すると、コントローラ６はステップＳ８にて、既に得られているサジタル像又は位置決め用アキシャル像に基づき所望のコロナル面のスライス位置を決める。
【００２７】
このように撮像断面をサジタル面からコロナル面に更新すると、プリパルスの中心周波数ｆ_０がずれていることが多い。とくに腹部のように体腔が多い部位では、撮像断面をどのように採るかによって、撮像断面のＦＯＶに入ってくる体腔の面積が変わること等に因ってサスセプタビリティが変わり、中心周波数ｆ_０も変わるのである。そこで本実施形態では従来法とは異なり、続くステップＳ９にて、更新した撮像断面であるコロナル面のプリパルスの中心周波数ｆ_０を再設定する。
【００２８】
この中心周波数ｆ_０の再設定は前述した図３の処理に基づき実行される。つまり、新しく位置決めしたコロナル面を位相エンコードを掛けないシーケンス（例えばＳＥ法）でスキャンし、これにより得られるエコー信号をフーリエ変換し、スペクトルを例えば図７（ｃ）に示すように得る。このスペクトルによれば、コロナル面での中心周波数ｆ_０（水周波数）＝ｆ_０″となり、殆どの場合、撮像断面が変わったことに伴い、水の共鳴曲線Ｃwatの共鳴周波数ｆ_０″がそれまでのサジタル面における曲線（同図（ｂ）参照）のそれからΔｆ″だけずれてしまう。そこで、コントローラ６は、演算ユニット１０から送られてくる撮像断面更新前後の中心周波数ｆ_０′、ｆ_０″の差分Δｆ′＝ｆ_０″−ｆ_０′だけ、脂肪抑制用プリパルスの中心周波数ｆ0を自動的に（又は手動で）微調整し、この調整した中心周波数ｆ0をＲＦシーケンサ５ｂに送る。なお、最新のｆ_０″をＲＦシーケンサ５ｂに送って、ＲＦシーケンサ５ｂにてそれまでの中心周波数ｆ_０（＝ｆ_０′）を最新の値ｆ0″に置換するようにしてもよい。
【００２９】
次いで、コントローラ６はステップＳ１０にて、中心周波数ｆ0を微調整した図６の脂肪抑制シーケンスを用いてコロナル面でのスキャン及びエコーデータの収集を行う。このコロナル面の撮像において、図８（ｂ）に示すように水、脂肪の共鳴周波数位置がサジタル面のときに比べて低周波数側又は高周波数側のいずれかに移動している場合でも、水の共鳴位置とプリパルスの中心周波数ｆ_０とが的確に一致し、これにより、プリパルスによる事前励起の周波数範囲が脂肪の共鳴曲線と的確に一致する。つまり、脂肪抑制が確実に掛り、その後のイメージングシーケンスにおいて脂肪からのエコーデータが的確に抑制される。
【００３０】
この撮像断面を更新することに伴う脂肪抑制確実化の利点は、図９に示す従来法の例示と比較すればより明らかになる。図９（ａ）、（ｂ）は上記図８（ａ）、（ｂ）にそれぞれ対応しており、サジタル面で合わせたプリパルスの中心周波数ｆ_０のままコロナル面を撮像した場合のスペクトルを示す。つまり、コロナル面の場合、スペクトルの水、脂肪の共鳴周波数位置が変わっても、プリパルスの中心周波数ｆ_０の位置が変わっていないため、脂肪抑制用プリパルスに拠る励起位置が脂肪Ｃfatの曲線からずれてしまう。この結果、コロナル面では脂肪抑制効果が無い又は不十分に終わる。これに対して、本実施形態によれば、図８の（ｂ）に示す如くそのような不都合を確実に回避できる。
【００３１】
図２の処理に戻って、コロナル像での撮像が終了すると、コントローラ６は図２のステップＳ１１の処理にて、今度はアキシャル像を撮像するか否か判断する。この判断は例えばオペレータからの入力情報に基づいて行う。アキシャル像を撮像する場合、同図ステップＳ１２にて、例えば上記コロナル像やサジタル像からアキシャル面のスライス位置などを決める。そして、このアキシャル面の場合にも前述したステップＳ９と同様に、更新したアキシャル面における新しいプリパルスの中心周波数を決め、それまでの中心周波数ｆ0を微調整する（ステップＳ１３）。さらに、この微調整したプリパルスを用いた脂肪抑制シーケンス（図６参照）でアキシャル面の画像データを収集させる。
【００３２】
さらにコントローラ６はステップＳ１５でオブリーク像を撮像する必要があるか否かを例えばオペレータからの指示に基づいて判断し、その必要があると判断したときは、所望断面のオブリーク面について同様の位置決め、中心周波数ｆ_０の決定（微調整）、スキャンを行う（ステップＳ１６〜Ｓ１８）。
【００３３】
このように撮像断面を更新する毎に、その新しい断面における脂肪抑制用プリパルスの中心周波数ｆ0の決定及び微調整を行うので、脂肪抑制効果が十分に且つ安定して発揮され、脂肪によるアーチファクトの無い高画質の画像を得ることができる。
【００３４】
なお、上述した実施形態では１次のボリュームシミングを最初に１回だけ行うことを前提としているが、撮像断面それぞれにおいてシミングを実施するようにしてもよい。
【００３５】
これに対して、近年のＭＲＩ装置には、磁石や被検体を模擬した試験体を使った状態での磁場均一性の調整方法の改善により、被検体挿入前の静磁場の均一性が著しく向上している機種がある。このタイプのＭＲＩ装置ではシミングを行わなくても脂肪抑制効果を発揮させたイメージングを行うことができる。その場合の、つまりシミングが不要な場合の撮像手順の一例を図１０に示す。同図は図２に対応するものであり、図２のステップＳ４，Ｓ５の処理を省いたもので、図１０のステップＳ２１〜Ｓ３６が図２のステップＳ１，Ｓ２，Ｓ５〜Ｓ１８にそれぞれ対応して、同一の処理を行っている。このようにシミングを実施しない場合、シミングに要する時間（通常、数分）だけ患者の拘束時間を短縮させることができ、イメージングに要する全体の時間を短縮させて患者スループットを向上させる。
【００３６】
またなお、上述した実施形態及びその変形形態では、アキシャル像を位置決め画像にして、サジタル像、コロナル像、アキシャル像、及びオブリーク像を組み合わせて撮像可能な撮像手順を説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、コロナル像を位置決め画像に使ってもよいし、また診断部位などによっては組み合せる複数種の断面像を、サジタル像とコロナル像との組み合わせなど、適宜なものに限定するようにしてもよい。
【００３７】
さらに、上述した実施形態及びその変形形態ではＣＨＥＳＳ法をＳＥ法で実施する場合を説明したが、高速ＳＥ法やＦＥ法であっても同様に実施できる。また、脂肪抑制シーケンスとしてのＣＨＥＳＳ法に用いる脂肪抑制用プリパルスは、１３３１以外のバイノミアルパルスであってもよいし、シンク関数であってもよいし、またガウシャン関数であってよい。また、シンク関数にガウシャン関数を掛け合わせた関数など、関数同士の組み合せであってもよい。すなわち、周波数選択的励起パルスであればよい。
【００３８】
さらに、上述した実施形態及びその変形形態では撮像断面毎の中心周波数のずれを脂肪抑制シーケンスに反映させる手段として、脂肪抑制用プリパルスの中心周波数そのものを微調整するようにしたが、中心周波数のずれ量に基づいて９０°選択励起ＲＦパルスの周波数を調整し、撮像断面が変わる毎に水の共鳴曲線から−３．５ｐｐｍ離れた脂肪の共鳴曲線にプリパルスの励起範囲を合わせ、これにより脂肪信号の抑制を行ってもよい。
【００３９】
さらに、本発明で使用可能な脂肪抑制シーケンスは上述したＣＨＥＳＳ法以外に、被検体のスライス面の水のみを選択的に励起させるシーケンスであるＷＣＨＡＳＥ（Water ChemicAl Selective Excitation :Water-CHASE）法であってもよく、ＳＥ法の９０°ＲＦパルスの中心周波数を撮像断面を変える度に微調整すればよい。
【００４０】
さらに、本発明で使用可能な脂肪抑制シーケンスは上述したＣＨＥＳＳ法やＷＣＨＡＳＥ法以外に、ＳＥ法で実施されるＰＡＳＴＡ（Polarity alteredspectral and spatial selective acquisition）法であってもよい。このＰＡＳＴＡ法はＷＣＨＡＳＥ法をさらに改善したもので、例えば、ＳＭＲ１９９５＃６５７“A Polarity Altered Spectral and Spatial Selective Acquisi-tion Technique”に示されている。
【００４１】
このＰＡＳＴＡ法の概要を図１１〜図１５に基づいて説明する。図１１はＳＥ法を使って実施される、脂肪抑制効果を有するＰＡＳＴＡ法のパルスシーケンスを示す。図１２は９０°ＲＦパルスの励起及び１８０°ＲＦパルスのスピン反転の周波数帯域を示す。９０°ＲＦパルスは周波数帯域で矩形を示すようにシンク関数波形で形成され、エコー時間ＴＥを短縮させるため、時間軸上で左右非対象に整形される。例えば９０°ＲＦパルスは、１．５Ｔでパルス全長１６ｍｓで、τ長＝４ｍｓ、ＢＷ＝２５０Ｈｚに設定される。９０°ＲＦパルスはまた、その周波数帯域がスライス方向の第１の傾斜磁場Ｇ90の存在下ではスライス中心において水スピンを励起し、かつ脂肪スピンを励起しない狭帯域ΔＦ90に設定される。これに対し、１８０°ＲＦパルスの帯域ΔＦ180は９０°ＲＦパルスのそれΔＦ90より広く設定される。
【００４２】
脂肪信号の収集を抑制するため、スライス方向の第２の傾斜磁場Ｇ180は第１の傾斜磁場Ｇ90に対して極性を反転するとともに、第２の傾斜磁場Ｇ180の強度は第１の傾斜磁場Ｇ90の強度のｎ倍（ｎ＞２）に設定されている。この強度比に基づくスライス位置と周波数の関係を図１３に示す。
【００４３】
次いでスピンの挙動を説明する。図１４（ａ）の初期状態から第１の傾斜磁場Ｇ90の存在下で９０°ＲＦパルスが印加されると、水スピンは図１３のＡ−Ａ′のスライス位置で（図１４（ｂ））、脂肪スピンは化学シフトのために図１３のＣ−Ｃ′のスライス位置で（図１４（ｄ）、それぞれ回転座標のＸ′軸上に倒される。
【００４４】
次いで、逆極性の第２の傾斜磁場Ｇ180の存在下で１８０°ＲＦパルスが印加されると、水スピンは図１３のＨ−Ｈ′のスライス位置で（図１４（ｃ））、脂肪スピンは化学シフトに因り図１３のＩ−Ｉ′のスライス位置で（図１４（ｅ））１８０°反転される。
【００４５】
つまり図１３に示すように、スライス位置Ｈ−Ｈ′はＡ−Ａ′に含まれるので、スライス位置Ｈ−Ｈ′の範囲の水スピンはＸ′軸から−Ｘ′軸に反転され、位相収束に拠りエコーを発生させる。これに対して、スライス位置Ｉ−Ｉ′はＣ−Ｃ′とはスライス位置的に重ならないので、スライス位置Ｉ−Ｉ′の範囲の脂肪スピンは９０°ＲＦパルスの影響を受けておらず、１８０°ＲＦパルスによってＺ′軸から−Ｚ′軸に反転するのみである。つまり、この脂肪スピンはＸ′Ｙ′回転成分を持たないので、ＸＹ面に平行に配置された高周波コイル７にはエコー信号として検出されない。さらに、スライス位置Ｃ−Ｃ′の範囲の脂肪スピンは９０°ＲＦパルスの影響を受けるのみであり、１８０°ＲＦパルスの影響を受けないから、Ｘ軸上にフリップした後、図１４（ｅ）に示すようにＸ′軸の回りにばらついていくだけで、エコー信号を発生させない。これにより、収集するエコー信号はその殆どがスライス面Ａ−Ａ′の水のエコー信号のみとなり、脂肪からのエコー信号の混濁を効率良く抑制できる。
【００４６】
ＰＡＳＴＡ法はこのように第１の傾斜磁場Ｇ90と第２の傾斜磁場Ｇ180の極性を反転させたことを特徴としており、これにより脂肪抑制を効果的に発揮させることは勿論、第１、第２の傾斜磁場Ｇ90、Ｇ180の強度比の設計条件を、前述したＷＣＨＡＳＥ法の場合に比べて大幅に緩和できるという利点がある。
【００４７】
このＰＡＳＴＡ法に係る第１，第２の傾斜磁場Ｇ90，Ｇ180の強度は詳しくは以下のように説明される。ＰＡＳＴＡ法では、９０°ＲＦパルス及び１８０°ＲＦパルスにより励起されるスライスのオーバラップ比は、
【数１】

で表わされる。ΔＳはスライス厚、ΔＦｆは脂肪のケミカルシフト量、Ｇ90，Ｇ180はそれぞれ９０°，１８０°ＲＦパルスに対する傾斜磁場強度、τ90，τ180はそれぞれ９０°，１８０°ＲＦパルスのＲＦローブの長さである。９０°，１８０°ＲＦパルスτ長と傾斜磁場Ｇ90，Ｇ180の関係は、
【数２】

と表わされ、ケミカルシフト量ΔＦｆと９０°，１８０°ＲＦパルスτ長の関係は、
【数３】

と表わされる。
【００４８】
さらに、このＰＡＳＴＡ法はＣＨＥＳＳ法に比べて磁場均一性の面で非常に有利である。図１５に示すように、ＣＨＥＳＳ法の場合には図１５（ａ）に示すように、脂肪抑制用プリパルスにより事前励起される領域は比較的狭く、診断部位の種類、状況によっては、その励起領域から脂肪共鳴曲線の裾野部分（同図の斜線部分）がはみ出すことが頻発する。この裾野部分は励起されないから画像上のアーチファクトとなる。したがって、ＣＨＥＳＳ法の場合、シミングを行って脂肪の共鳴曲線が励起領域に入るように絞ることは殆ど必須事項であり、その分、検査時間が長くなる。
【００４９】
これに対し、ＰＡＳＴＡ法では、水周波数選択領域は９０°ＲＦパルスのパルス長（τ長）を適宜に設定することで、水の共鳴曲線の予想される最大幅に正確に合わせることができる。つまり、ＰＡＳＴＡ法の場合には、シミングしなくても水の周波数選択励起が的確に掛かり、効果的な脂肪抑制が可能になる。このようにＰＡＳＴＡ法で本発明を実施する場合、本発明に係る撮像断面変更毎にプリパルスの中心周波数ｆ0を調整すること、及び、ＰＡＳＴＡ法が本質的に持っている特質などに拠って、シミングは不要となり、例えば前述した図１０の処理で済み、オペレータの操作の手間の簡略化及び検査時間の短縮を推し進めることができるという有利さがある。
【００５０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲＩ装置によれば、静磁場中に置かれた被検体の複数種の撮像断面を脂肪抑制シーケンスを用いて順次撮像する場合、撮像断面を例えばサジタル面からコロナル面などに更新する度に、更新した撮像断面の励起の中心周波数の変化量を求め、この変化量を脂肪抑制シーケンスの脂肪抑制に反映させるようにしたため、撮像断面が変わってサスセプタビリティなどの変化により中心周波数がずれるようなことがあっても、その新しい撮像断面毎に例えば脂肪抑制用プリパルスの中心周波数が微調整されることから、新しい撮像断面でも脂肪抑制効果が十分に発揮され、その安定性が向上するという効果がある。
【００５１】
またとくに、脂肪抑制シーケンスとしてＰＡＳＴＡ法を採用することで、シミング処理を省くことができ、操作の手間を簡略化しかつ検査時間の短縮を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】実施形態に係るコントローラの処理の一例を示すフローチャート。
【図３】中心周波数を決めるための処理の概要を示すフローチャート。
【図４】シミング処理の概要を示すフローチャート。
【図５】シミング処理などの一例を示すパルスシーケンス。
【図６】ＣＨＥＳＳ法によるＳＥ法の画像データ収集の一例を示すシーケンス。
【図７】シミング及び撮像断面の更新に伴うスペクトルの変化を説明する図。
【図８】実施形態の効果を説明するスペクトル図。
【図９】実施形態の効果を対比して説明する、従来法によるスペクトル図。
【図１０】本発明の変形実施形態に係るコントローラの処理の概要フローチャート。
【図１１】本発明の変形実施形態に係るＰＡＳＴＡ法の一例を示すパルスシーケンス。
【図１２】ＰＡＳＴＡ法によるＲＦパルスの周波数帯域を説明する図。
【図１３】９０°ＲＦパルスと１８０°ＲＦパルスの水、脂肪毎のスライス範囲を説明する図。
【図１４】９０°ＲＦパルスと１８０°ＲＦパルスによる水スピン、脂肪スピンの挙動を説明する図。
【図１５】ＰＡＳＴＡ法のＣＨＥＳＳ法に対する磁場均一性での優位性を説明する図。
【符号の説明】
１磁石
２静磁場電源
３傾斜磁場コイルユニット
４傾斜磁場電源
５シーケンサ
６コントローラ
７高周波コイル
８Ｔ送信機
８Ｒ受信機
１０演算ユニット
１１記憶ユニット
１４シムコイル
１５シムコイル電源[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
  The present invention relates to MRI (magnetic resonance imaging) using the magnetic resonance phenomenon of nuclear spins in a subject, and particularly to fat suppression (collection of MR signals from fat) when collecting cross-sectional image data of a subject. Adopted a pulse sequenceFor MRI equipmentRelated.
[0002]
[Prior art]
  The MRI apparatus magnetically excites a nuclear spin of a subject placed in a static magnetic field with a high frequency signal of Larmor frequency, reconstructs an image based on an MR signal generated by this excitation, It is a device to obtain.
[0003]
  When obtaining an MR image of a cross-section of a subject, fat in the cross-section causes artifacts due to chemical shifts, so a fat suppression technique that minimizes the collection of MR signals from fat is necessary It is essential.
[0004]
  In order to perform this fat suppression, conventionally, methods using various pulse sequences are known. One of them is a method of suppressing signal from fat with a frequency selective excitation pulse. For example, a method using a binomial pulse as a frequency selective excitation pulse is described in “JP Hore, Solvent suppression in fourier transform nuclear magnetic resonance, J .Magn.Reson., 55, 283-300, 1983 ”. An imaging method called “CHESS method” using frequency selective excitation pulses is described in “A. Hasse, J. Frahm, W. Hanicke, D. Matthaei, 1H NMR chemical shift selective (CHESS) imaging, Phy. Med. Biol. , 30, 341-344, 1985 ”. Furthermore, an imaging method that takes into account the shift of the center frequency (usually the water frequency) of the RF pulse for each slice section in multi-slice imaging while using frequency selective excitation pulses is “M.Miyazaki et al., Uniform Fat Suppression in Multislice Imaging”. : A Multislice Off-resonance Fat Suppression Technique (MSOFT), # 796 Abstract of SMR books, 1994 ”.
[0005]
  Both approaches are based on saturating fat spins with frequency selective excitation pulses prior to normal image acquisition sequences.
[0006]
  Using such fat suppression technology, MR data of different types of cross sections (axial surface, sagittal surface, coronal surface, oblique surfaces thereof) are sequentially collected, and multiple types of cross-sectional images (axial image, sagittal image, Diagnosis is often made by interpreting coronal and oblique images. This is the case for the abdomen, for example. Conventionally, in such imaging, the center frequency f of a preset frequency selective excitation RF pulse is set.₀(Usually set to the resonance frequency of the water component in the subject) is finely adjusted only once at the first desired cross-sectional imaging.
[0007]
  For example, after determining the slice position of the sagittal plane with an axial image, it is assumed that image data of the sagittal image and the coronal image is sequentially collected using the fat suppression technique described above. For this purpose, first, an excitation center frequency f₀(Resonance frequency of water) is searched, then, for example, primary volume shimming is performed, and the center frequency f0 shifted by this shimming is finely adjusted. Then, the image data of the planned first sagittal plane is collected while suppressing fat. Next, the slice position of the coil surface is determined using the sagittal image as the positioning image, and the image data of the coronal surface is collected while suppressing fat.
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
  However, the center frequency f described above₀According to the conventional setting method, when the imaging section is updated to the coronal plane which is the second imaging section from the sagittal plane, the center frequency f of the frequency selective excitation pulse used on the first sagittal plane is changed.₀Does not necessarily match that of the next coronal plane. The reason is due to the difference in the position and shape of the imaging region, the amount of water / fat, the difference in susceptibility, and the like. In general, in a lung field or abdomen with many body cavities, if the type of imaging section is changed, the deviation of the center frequency f0 is large due to the change in the area of the body cavity entering the FOV. In this way, when the center frequency f0 obtained in a certain cross section (for example, sagittal plane) is excited using another plane (for example, coronal plane) as it is, frequency selective excitation for performing fat suppression on the other plane (coronal plane). There is a problem that the frequency band of the pulse is shifted from the position of the fat spectrum, and the fat suppression effect is halved or incomplete.
[0009]
  The present invention was made in view of such inconveniences of the prior art, and when imaging a plurality of types of cross-sections sequentially, it is possible to obtain a reliable fat suppression effect even if the imaging cross-section is updated, For that purpose.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
  In order to achieve the above object, an MRI apparatus according to the present invention provides:An MRI apparatus that sequentially captures a plurality of types of imaging sections of a subject placed in a static magnetic field using a fat suppression sequence, wherein the imaging section is changed from one imaging section of the plurality of types to another imaging section. Every time you update It is characterized by comprising calculation means for calculating the change amount of the center frequency of excitation of the imaging section, and reflection means for reflecting the change amount calculated by this calculation means in the fat suppression of the fat suppression sequence.
  The plurality of types of imaging cross sections are at least two of the axial plane, the sagittal plane, the coronal plane, and their oblique planes.
[0011]
  The fat suppression sequence is a pulse sequence based on the CHESS method using a frequency selective excitation pulse, a water frequency selective excitation method (WCHASE), or a PASTA (Polarityaltered spectral spatial selective acquisition) improved from this excitation method. It is a pulse sequence according to the law.
[0012]
  Also,The reflecting means is the sequence.The center frequency of the frequency selective excitation RF pulse included in the frequency is adjusted according to the amount of change.It is.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
  Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
[0014]
  A schematic configuration of an MRI (magnetic resonance imaging) apparatus according to this embodiment is shown in FIG. The MRI apparatus includes a bed unit on which a subject P is placed, a magnet unit for generating a static magnetic field, a gradient magnetic field unit for adding position information to the static magnetic field, a transmission / reception unit that transmits and receives a high-frequency signal, system control, and And a control / arithmetic unit for image reconstruction.
[0015]
  The magnet unit includes, for example, a superconducting magnet 1 and a static magnetic field power source 2 that supplies current to the magnet 1, and an axial direction (Z) of a cylindrical opening (diagnostic space) into which the subject P is loosely inserted. A static magnetic field H0 is generated in the axial direction). The magnet portion is provided with a shim coil 14 for primary shimming. The shim coil 14 is supplied with a current for homogenizing a magnetic field from a shim coil power supply 15 under the control of a controller which will be described later. The bed portion can be removably inserted into the opening of the magnet 1 with the top plate on which the subject P is placed.
[0016]
  The gradient magnetic field unit includes a gradient magnetic field coil unit 3 incorporated in the magnet 1. The gradient magnetic field coil unit 3 includes three sets (types) of x, y, and z coils 3x to 3z in the X, Y, and Z axis directions. The gradient magnetic field unit further includes a gradient magnetic field power supply 4 for supplying current to the x, y, z coils 3x to 3z, and a gradient magnetic field sequencer 5a in the sequencer 5 for controlling the power supply 4. The gradient magnetic field sequencer 5a includes a computer and receives a pulse sequence command signal for data collection related to the SE method or the like from a controller 6 (equipped with a computer) that manages the entire apparatus. As a result, the gradient magnetic field sequencer 5a controls the application and strength of each gradient magnetic field in the X, Y, and Z axis directions in accordance with the commanded pulse sequence so that these gradient magnetic fields can be superimposed on the static magnetic field H0. It has become. In this embodiment, the gradient magnetic field in the Z-axis direction among the three axes X, Y, and Z orthogonal to each other is the slicing gradient magnetic field GS, that in the X-axis direction is the readout gradient magnetic field GR, and further in the Y-axis direction. This is the gradient magnetic field GE for phase encoding.
[0017]
  The transmission / reception unit includes a high-frequency coil 7 disposed in the vicinity of the subject P in the imaging space in the magnet 1, a transmitter 8T and a receiver 8R connected to the coil 7, and the transmitter 8T and the receiver. And an RF sequencer 5b (equipped with a computer) in the sequencer 5 for controlling the operation of 8R. The transmitter 8T and the receiver 8R supply an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting nuclear magnetic resonance (NMR) to the high frequency coil 7 under the control of the RF sequencer 5b, while the high frequency coil 7 receives the RF current pulse. The received MR signal (high-frequency signal) is received and subjected to various signal processing to form a corresponding digital signal.
[0018]
  Further, in addition to the controller 6 described above, the control / arithmetic unit stores the arithmetic unit 10 that inputs digital data of MR signals formed by the receiver 8R and calculates image data and spectrum data, and stores the calculated image data. A storage unit 11, a display 12 for displaying an image, and an input unit 13. The arithmetic unit 10Built inProcessing such as placement of measured data in a two-dimensional Fourier space formed by a memory and Fourier transform for image reconstruction is also performed. In addition, the calculation data of the calculation unit 10 is sent to the controller 6 as necessary, and is used for determination such as a positioning plan in the controller 6. The controller 6 controls the operation content and operation timing of the gradient magnetic field sequencer 5a and the RF sequencer 5b while synchronizing them.
[0019]
  Next, the operation of this embodiment will be described.
[0020]
  After the patient P is set in the diagnostic space of the magnet 1, when the MRI apparatus is activated, the controller 6 executes a predetermined main program and executes a series of processes shown in FIG. In this embodiment, as is often seen in imaging of the abdomen, positioning is performed using an axial image, and imaging using a fat suppression sequence is performed using other cross-sectional images. The fat suppression sequence used here is “1” as a frequency selective excitation pulse (also called a chemical shift selection pulse).331An SE method pulse sequence based on a CHESS (chemical shift selective) method using a pre-pulse consisting of a binomial pulse is used. Note that the prepulse may be a SINC function pulse, a Gaussian function pulse, or another binomial pulse. Further, the imaging method may be a Fast SE method, an FE method, a Fast FE method, a GRASE method, an EPI method, or the like.
[0021]
  The controller 6 instructs the gradient magnetic field sequencer 5a, the RF sequencer 5b, and the arithmetic unit 10 to take an axial image for positioning (for example, SE method) in the first step S1 in FIG. As a result, the obtained axial image is obtained. Next, the process proceeds to step S2, and the operator determines imaging conditions such as a desired slice position and slice width on the sagittal plane while viewing the positioning axial image.
[0022]
  Next, in step S3, the controller 6 gives a command to the sequencer 5 and the arithmetic unit 10 to set the center frequency f0 of the fat suppression prepulse. This setting is executed in accordance with the processing of FIG. That is, a sequence without applying phase encoding (see, for example, FIG. 5) is performed to scan on the desired sagittal plane (step S3a in FIG. 3), and the MR signal (for example, echo signal) obtained thereby is Fourier transformed. A frequency spectrum as shown in FIG. 7A is obtained (step S3b in FIG. 7). Then, the center frequency (water frequency) of the resonance curve Cwat of water is searched from this spectrum, and this frequency is set as the center frequency f0 of the prepulse for fat suppression (step S3c in the figure).
[0023]
  Next, the process proceeds to step S4 to instruct execution of primary volume shimming. Here, “shimming” is a process of correcting the uniformity of the static magnetic field disturbed by putting the patient P in the static magnetic field having a uniformity equal to or greater than a predetermined value. This shimming is performed based on the procedure of FIG. First, a sequence (for example, SE method) without applying phase encoding as shown in FIG. 5 is executed in a predetermined volume area via the sequencer 5 (step S4a in FIG. 4). The echo signal thus obtained is Fourier transformed (step S4b in the figure), and the half-value widths Wwat and Wfat of the water resonance curve Cwat and the fat resonance curve Cfat are calculated (step S4c in the figure). Then, the current flowing through the shim coil 14 is adjusted via the shim coil power supply 15 so that the half widths Wwat and Wfat are minimized (steps S4d and S4e in the figure). This series of processing is performed until the minimum values of the half-value widths Wwat and Wfat are found as shown in FIG. If YES in step S4d, that is, if the half-value widths Wwat and Wfat of the resonance curve of water and fat are determined, the resonance frequency of the resonance curve Cwat of water having this half-value width Wwat is set to the new center frequency f.₀Decide as'. This center frequency f₀It is assumed that ′ deviates from the center frequency f0 before volume shimming. The shimming may be a method of minimizing phase shift (phase mapping).
[0024]
  Therefore, the controller 6 performs the center frequency f before and after the volume shimming in the next step S5.₀, F₀Frequency difference Δf = f₀-F₀′ Is calculated, and the value of the pre-pulse to be applied thereafter is automatically (or manually) adjusted by this difference Δf. By this adjustment, the center frequency f₀Even if the frequency shifts, the center frequency of the fat suppression pre-pulse to be used thereafter is accurately adjusted to the resonance frequency of water.
[0025]
  When the preparation is completed in this way, the controller 6 proceeds to step S6, scans the positioned sagittal surface, and collects image data. As shown in FIG.331This is performed based on a fat suppression sequence (SE method) based on the CHESS method using prepulses for fat suppression. Thereby, echo data of the sagittal image is collected. The spectrum at the time of acquisition is as shown in FIG. 8 (a), and the center frequency f0 of the fat suppression pre-pulse surely matches the resonance frequency of water, so that the frequency range of pre-excitation by the pre-pulse is as shown in FIG. The fat resonance curve Cfat is accurately covered, and only fat proton spins (methyl groups having a low frequency of 3.5 ppm from the water signal) are sufficiently excited before collecting image data. As a result, the echo signal from fat can be effectively suppressed to zero or a value close to zero in the subsequent imaging sequence multiplied by the phase encoding amount.
[0026]
  Next, in step S7, it is determined whether or not a coronal image is to be captured. This determination is made based on the input information while interacting with the operator via the input device 13, for example. Coronal image shooting may be incorporated in the imaging routine in advance and the imaging determination may be made automatically. If it is determined that it is necessary to capture a coronal image, the controller 6 determines a desired coronal plane slice position based on the already obtained sagittal image or positioning axial image in step S8.
[0027]
  When the imaging cross section is updated from the sagittal plane to the coronal plane in this way, the center frequency f of the prepulse is obtained.₀Are often misaligned. In particular, in a part having a large number of body cavities such as the abdomen, the susceptibility changes due to the change in the area of the body cavity entering the FOV of the imaging section depending on how the imaging section is taken, and the center frequency f₀Will also change. Therefore, in the present embodiment, unlike the conventional method, in the subsequent step S9, the center frequency f of the prepulse on the coronal surface, which is the updated imaging section.₀To reset.
[0028]
  This center frequency f₀The resetting is executed based on the above-described processing of FIG. That is, the newly positioned coronal surface is scanned with a sequence (for example, SE method) in which phase encoding is not performed, and an echo signal obtained thereby is Fourier-transformed to obtain a spectrum as shown in FIG. 7C, for example. According to this spectrum, the center frequency f on the coronal plane₀(Water frequency) = f₀In most cases, the resonance frequency f of the resonance curve Cwat of water with the change in the imaging section₀"" Deviates by Δf "from that of the curve on the sagittal plane (see (b) in the figure). Therefore, the controller 6 sends the center frequency f before and after the imaging section update sent from the arithmetic unit 10.₀′, F₀″ Difference Δf ′ = f₀″ -F₀The center frequency f0 of the fat suppression pre-pulse is automatically (or manually) finely adjusted by ', and this adjusted center frequency f0 is sent to the RF sequencer 5b. The latest f₀”Is sent to the RF sequencer 5b, and the center frequency f until then is sent to the RF sequencer 5b.₀(= F₀′) May be replaced with the latest value f0 ″.
[0029]
  Next, in step S10, the controller 6 performs scanning on the coronal plane and collecting echo data using the fat suppression sequence of FIG. 6 in which the center frequency f0 is finely adjusted. In the imaging of the coronal plane, as shown in FIG. 8B, even when the resonance frequency position of water and fat moves to either the low frequency side or the high frequency side compared to the sagittal plane, Resonance position and prepulse center frequency f₀Thus, the frequency range of pre-excitation with prepulses exactly matches the fat resonance curve. That is, fat suppression is reliably performed, and echo data from fat is accurately suppressed in the subsequent imaging sequence.
[0030]
  The advantage of ensuring fat suppression associated with updating the imaging cross section becomes more apparent when compared to the conventional method illustrated in FIG. FIGS. 9 (a) and 9 (b) correspond to FIGS. 8 (a) and 8 (b), respectively, and the center frequency f of the pre-pulse combined on the sagittal plane.₀The spectrum when the coronal plane is imaged as it is is shown. That is, in the case of the coronal plane, even if the resonance frequency position of water or fat in the spectrum changes, the center frequency f of the prepulse is changed.₀Therefore, the excitation position based on the fat suppression prepulse deviates from the fat Cfat curve. As a result, there is no fat suppression effect on the coronal surface or it ends inadequately. On the other hand, according to the present embodiment, such inconvenience can be reliably avoided as shown in FIG.
[0031]
  Returning to the processing in FIG. 2, when the imaging with the coronal image is completed, the controller 6 determines whether or not the axial image is to be imaged in the processing in step S <b> 11 in FIG. 2. This determination is made based on, for example, input information from the operator. When an axial image is captured, the slice position of the axial plane is determined from the coronal image or sagittal image, for example, in step S12 in FIG. In the case of this axial plane as well, as in step S9 described above, the center frequency of the new pre-pulse on the updated axial plane is determined, and the center frequency f0 so far is finely adjusted (step S13). Further, the image data of the axial plane is collected by the fat suppression sequence (see FIG. 6) using the finely adjusted pre-pulse.
[0032]
  Further, the controller 6 determines whether or not it is necessary to capture an oblique image in step S15 based on, for example, an instruction from the operator. Center frequency f₀(Fine adjustment) and scan are performed (steps S16 to S18).
[0033]
  Thus, every time the imaging section is updated, the center frequency f0 of the fat suppression prepulse in the new section is determined and finely adjusted, so that the fat suppression effect is sufficiently and stably exhibited, and there is no artifact due to fat. A high-quality image can be obtained.
[0034]
  In the above-described embodiment, it is assumed that the primary volume shimming is performed only once at the beginning. However, shimming may be performed in each imaging section.
[0035]
  On the other hand, in recent MRI apparatuses, the uniformity of the static magnetic field before the subject insertion is remarkably improved by improving the method for adjusting the magnetic field uniformity in a state where a test object simulating a magnet or the subject is used. There are models. This type of MRI apparatus can perform imaging with a fat suppression effect without shimming. FIG. 10 shows an example of an imaging procedure in that case, that is, when shimming is unnecessary. FIG. 10 corresponds to FIG. 2 and omits steps S4 and S5 in FIG. 2. Steps S21 to S36 in FIG. 10 correspond to steps S1, S2, S5 to S18 in FIG. The same processing is performed. When shimming is not performed in this manner, the patient's restraint time can be shortened by the time required for shimming (usually several minutes), and the overall time required for imaging is shortened to improve patient throughput.
[0036]
  In the above-described embodiment and its modification, the imaging procedure is described in which the axial image is used as a positioning image and the sagittal image, coronal image, axial image, and oblique image can be combined. However, the coronal image may be used for the positioning image, and a plurality of types of cross-sectional images to be combined depending on the diagnostic site are limited to appropriate ones such as a combination of a sagittal image and a coronal image. You may make it do.
[0037]
  Further, in the above-described embodiment and its modification, the case where the CHESS method is performed by the SE method has been described. However, the high-speed SE method and the FE method can be similarly performed. The prepulse for fat suppression used in the CHESS method as the fat suppression sequence is 1331It may be a binomial pulse other than the above, a sync function, or a Gaussian function. Also, a combination of functions such as a function obtained by multiplying a sync function by a Gaussian function may be used. That is, it may be a frequency selective excitation pulse.
[0038]
  Furthermore, in the above-described embodiment and its modification, the center frequency itself of the fat suppression prepulse is finely adjusted as means for reflecting the shift of the center frequency for each imaging section in the fat suppression sequence. The frequency of the 90 ° selective excitation RF pulse is adjusted based on the amount, and every time the imaging cross section changes, the prepulse excitation range is adjusted to the fat resonance curve that is -3.5 ppm away from the water resonance curve. Suppression may be performed.
[0039]
  In addition to the CHESS method described above, the fat suppression sequence that can be used in the present invention is a WCHASE (Water Chemic Al Selective Excitation: Water-CHASE) method, which is a sequence that selectively excites only water on the slice surface of the subject. The center frequency of the 90 ° RF pulse of the SE method may be finely adjusted each time the imaging section is changed.
[0040]
  Furthermore, the fat suppression sequence usable in the present invention may be a PASTA (Polarity altered spectral and spatial selective acquisition) method implemented by the SE method, in addition to the CHESS method and the WCHASE method described above. This PASTA method is a further improvement of the WCHASE method and is described in, for example, SMR 1995 # 657 “A Polarity Altered Spectral and Spatial Selective Acquisition Technique”.
[0041]
  The outline of the PASTA method will be described with reference to FIGS. FIG. 11 shows a pulse sequence of the PASTA method having a fat suppression effect performed using the SE method. FIG. 12 shows the frequency band of 90 ° RF pulse excitation and 180 ° RF pulse spin reversal. The 90 ° RF pulse is formed with a sync function waveform so as to indicate a rectangle in the frequency band, and is shaped into left and right non-objects on the time axis in order to shorten the echo time TE. For example, a 90 ° RF pulse is set to 1.5 T, a pulse total length of 16 ms, τ length = 4 ms, and BW = 250 Hz. The 90 ° RF pulse is also set to a narrow band ΔF90 whose frequency band excites water spins at the center of the slice and does not excite fat spins in the presence of the first gradient magnetic field G90 in the slice direction. On the other hand, the band ΔF180 of the 180 ° RF pulse is set wider than that ΔF90 of the 90 ° RF pulse.
[0042]
  In order to suppress the collection of fat signals, the second gradient magnetic field G180 in the slice direction reverses the polarity with respect to the first gradient magnetic field G90, and the intensity of the second gradient magnetic field G180 is equal to that of the first gradient magnetic field G90. It is set to n times the intensity (n> 2). FIG. 13 shows the relationship between the slice position and frequency based on this intensity ratio.
[0043]
  Next, the spin behavior will be described. When a 90 ° RF pulse is applied from the initial state of FIG. 14A in the presence of the first gradient magnetic field G90, the water spin is at the slice position AA ′ in FIG. 13 (FIG. 14B). The fat spin is tilted on the X ′ axis of the rotation coordinate at the slice position CC ′ in FIG. 13 (FIG. 14D) due to chemical shift.
[0044]
  Next, when a 180 ° RF pulse is applied in the presence of the second gradient magnetic field G180 having the reverse polarity, the water spin is at the slice position HH ′ in FIG. 13 (FIG. 14C), and the fat spin is Due to the chemical shift, it is inverted 180 ° at the slice position II ′ of FIG. 13 (FIG. 14E).
[0045]
  That is, as shown in FIG. 13, since the slice position HH ′ is included in AA ′, the water spin in the range of the slice position HH ′ is inverted from the X ′ axis to the −X ′ axis, and the phase convergence is achieved. An echo is generated according to On the other hand, since slice position II ′ does not overlap with CC ′ in terms of slice position, fat spins in the range of slice position II ′ are not affected by the 90 ° RF pulse, It is only reversed from the Z ′ axis to the −Z ′ axis by the 180 ° RF pulse. That is, since this fat spin does not have an X′Y ′ rotation component, it is not detected as an echo signal by the high-frequency coil 7 arranged parallel to the XY plane. Furthermore, since the fat spin in the range of the slice position C-C ′ is only affected by the 90 ° RF pulse and not affected by the 180 ° RF pulse, after flipping on the X axis, FIG. As shown in FIG. 5, the echo signal is not generated only by varying around the X ′ axis. Thereby, most of the collected echo signals are only the echo signals of water on the slice plane A-A ′, and the opacity of the echo signals from fat can be efficiently suppressed.
[0046]
  The PASTA method is characterized in that the polarities of the first gradient magnetic field G90 and the second gradient magnetic field G180 are reversed in this way, and this effectively exhibits fat suppression, as well as the first and second gradient magnetic fields. There is an advantage that the design condition of the intensity ratio of the gradient magnetic fields G90 and G180 can be greatly relaxed compared to the case of the WCHASE method described above.
[0047]
  The intensities of the first and second gradient magnetic fields G90 and G180 according to the PASTA method will be described in detail as follows. In the PASTA method, the overlap ratio of slices excited by 90 ° RF pulses and 180 ° RF pulses is
[Expression 1]

It is represented by ΔS is the slice thickness, ΔFf is the fat chemical shift amount, G90 and G180 are the gradient magnetic field strengths for 90 ° and 180 ° RF pulses, respectively, and τ90 and τ180 are the lengths of the RF lobes of the 90 ° and 180 ° RF pulses, respectively. . The relationship between 90 °, 180 ° RF pulse τ length and gradient magnetic field G90, G180 is
[Expression 2]

The relationship between the chemical shift amount ΔFf and the 90 °, 180 ° RF pulse τ length is
[Equation 3]

It is expressed as
[0048]
  Furthermore, this PASTA method is very advantageous in terms of magnetic field uniformity compared to the CHESS method. As shown in FIG. 15, in the case of the CHESS method, as shown in FIG. 15 (a), the region that is pre-excited by the fat suppression prepulse is relatively narrow. The base part of the fat resonance curve (shaded part in the figure) often protrudes from. Since this skirt portion is not excited, it becomes an artifact on the image. Therefore, in the case of the CHESS method, it is almost essential to perform shimming to narrow the fat resonance curve so that it enters the excitation region, and the inspection time is increased accordingly.
[0049]
  On the other hand, in the PASTA method, the water frequency selection region can be accurately adjusted to the expected maximum width of the water resonance curve by appropriately setting the pulse length (τ length) of the 90 ° RF pulse. That is, in the case of the PASTA method, frequency selective excitation of water is accurately performed without shimming, and effective fat suppression is possible. As described above, when the present invention is implemented by the PASTA method, the shimming is performed by adjusting the center frequency f0 of the pre-pulse every time the imaging section according to the present invention is changed, and by the characteristics inherent in the PASTA method. For example, the processing of FIG. 10 described above is sufficient, and there is an advantage that simplification of the operation of the operator and shortening of the inspection time can be promoted.
[0050]
【The invention's effect】
  As explained above, the present inventionMRI apparatus related toAccording to the above, when sequentially imaging a plurality of types of imaging sections of a subject placed in a static magnetic field using a fat suppression sequence, the imaging sections are, for example, sagittal plane to coronal planeUpdate toEvery time, the amount of change in the center frequency of excitation of the updated imaging section was obtained, and this amount of change was reflected in the fat suppression of the fat suppression sequence, so the center frequency was changed due to changes in the imaging section and changes in susceptibility, etc. Even if there is a deviation, for example, the center frequency of the prepulse for fat suppression is finely adjusted for each new imaging section, so that the fat suppression effect is sufficiently exhibited even in the new imaging section, and the stability is improved. There is an effect.
[0051]
  In particular, by adopting the PASTA method as a fat suppression sequence, shimming processing can be omitted, and the labor of operation is simplified and inspected.Short timeShrinkage can be achieved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing an example of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a flowchart illustrating an example of processing of a controller according to the embodiment.
FIG. 3 is a flowchart showing an outline of processing for determining a center frequency.
FIG. 4 is a flowchart showing an outline of shimming processing.
FIG. 5 is a pulse sequence showing an example of shimming processing.
FIG. 6 is a sequence showing an example of image data collection of SE method by CHESS method.
FIG. 7 is a diagram for explaining a change in spectrum accompanying shimming and imaging cross-section update.
FIG. 8 is a spectrum diagram for explaining the effect of the embodiment.
FIG. 9 is a spectrum diagram according to a conventional method for explaining the effect of the embodiment in comparison.
FIG. 10 is a schematic flowchart of processing of a controller according to a modified embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a pulse sequence showing an example of a PASTA method according to a modified embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram for explaining a frequency band of an RF pulse by a PASTA method.
FIG. 13 is a diagram for explaining a slice range for each water and fat of a 90 ° RF pulse and a 180 ° RF pulse.
FIG. 14 is a diagram for explaining the behavior of water spin and fat spin by 90 ° RF pulse and 180 ° RF pulse.
FIG. 15 is a diagram for explaining superiority in magnetic field uniformity over the CHESS method of the PASTA method.
[Explanation of symbols]
1 Magnet
2 Static magnetic field power supply
3 Gradient magnetic field coil unit
4 Gradient magnetic field power supply
5 Sequencer
6 Controller
7 High frequency coil
8T transmitter
8R receiver
10 Arithmetic unit
11 Storage unit
14 Shim Coil
15 Shim coil power supply

Claims

In an MRI apparatus that sequentially images a plurality of types of imaging sections of a subject placed in a static magnetic field using a fat suppression sequence,
Each time the imaging section is updated from one of the plurality of imaging sections to another imaging section, a computing unit that computes the amount of change in the center frequency of excitation of the updated imaging section, and is computed by the computing unit. And a reflecting means for reflecting the amount of change in the fat suppression of the fat suppression sequence.

2. The MRI apparatus according to claim 1, wherein the plurality of types of imaging cross sections are at least two types of an axial plane, a sagittal plane, a coronal plane, and an oblique plane thereof.

The MRI apparatus according to claim 1 or 2, further comprising shimming means for performing shimming to make a static magnetic field of a desired volume portion of the subject uniform before imaging at least the first imaging section .

The MRI apparatus according to claim 3, wherein the shimming is primary volume shimming .

The MRI apparatus according to claim 1, wherein the magnetic field uniformity of the static magnetic field is a value equal to or greater than a predetermined value in a state where shimming is not performed.

The MRI apparatus according to claim 1 , wherein the fat suppression sequence is a pulse sequence based on a CHESS method using a frequency selective excitation pulse.

The MRI apparatus according to claim 6, wherein the reflecting unit is a unit that adjusts a center frequency of a frequency selective excitation RF pulse included in the fat suppression sequence according to the amount of change .

The fat suppression sequence is a pulse sequence based on a water chemical selective excitation method (WCHASE) or a PASTA (Polarity altered spectral and spatial selective acquisition) method improved from the excitation method . The MRI apparatus according to any one of the above .

The MRI apparatus according to claim 8, wherein the fat suppression sequence is a pulse sequence based on the PASTA method, and the magnetic field uniformity of the static magnetic field is not less than a predetermined value in a state where shimming is not performed.