JP3868754B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3868754B2 JP3868754B2 JP2001106040A JP2001106040A JP3868754B2 JP 3868754 B2 JP3868754 B2 JP 3868754B2 JP 2001106040 A JP2001106040 A JP 2001106040A JP 2001106040 A JP2001106040 A JP 2001106040A JP 3868754 B2 JP3868754 B2 JP 3868754B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- gradient magnetic
- pulse
- echo
- signal
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、MRI装置という）に係り、特により正確な水・脂肪分離画像を取得する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、MRI装置における撮影対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質、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、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【０００３】
被検体に対し高周波磁場を与えプロトンを励起し、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128，256，512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128，256，512，1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のMR画像を作成する。
【０００４】
MRI装置で画像を得る場合、エコー時間（TE）や繰り返し時間（TR）等のパラメータを変化させたり、画像演算を行うことによって、様々な組織コントラストを持つ画像を得ることができる。臨床においては、脂肪による信号を抑制した画像が求められることが多々ある。脂肪を抑制した画像を得る方法の一例として、TEの異なる画像を複数枚取得し、演算により水・脂肪分離画像を得る方法があげられる。その代表的な方法としては、「“Simple Proton Spectroscopic Imaging”; W. Thomas Dixon 他; RADIOLOGY, Vol. 153, 189-194(1984)」に述べられているDixon法と呼ばれるものがある。このDixon法に静磁場不均一の影響を補正する機能を加えた、2点 Dixon法、及び3点Dixon法等がありこれらは既に公知のものとして知られている。
【０００５】
また、演算により水・脂肪分離画像を得る方法で上記Dixon法以外の方法として、以下の文献に記されている方法が挙げられる：「“Water-Fat Imaging with Three-Point Direct Phase Encoding”; Qing-San Xiang and Li An; Proc., SMR 3rd Meeting , 658(1995)」、「“Quadrature 2-Point Water-Fat Imaging”; Li An and Qing-San Xiang; Proc., SMR 4th Meeting, 1541(1996)」、「“Water-Fat Imaging with Three Orthogonal-Phase Acquisitions”; Li An and Qing-San Xiang; Proc., ISMRM 6th Scientific Meeting, 1866(1998)」。以上に述べた方法は、まずTEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算によって水信号と脂肪信号を分離し、画像化する方法という点でDixon法と共通する。
【０００６】
前記の方法のうち、Dixon法について説明する。Dixon法は、水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトの違いを利用した、水・脂肪画像分離法である。水プロトンと脂肪プロトンは異なった共鳴周波数f0w、f0fで歳差運動を行っているため、時間の経過につれ、水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトルの相対的な向きにずれが生じる。水プロトンと脂肪プロトンの共鳴周波数の差をΔfとし、2τ=1/Δfとすれば、励起時に同じ方向を向いている（同位相）水プロトンと脂肪プロトンは、その後、τごとに逆位相（180°）、同位相（360°）、…、を向く。脂肪プロトンは、水プロトンよりも歳差運動の周波数が3.5ppm高くなっており、水プロトンと脂肪のプロトンの共鳴周波数をそれぞれf0w、f0fとすると、その差Δfは
Δf (= f0f - f0w) 〜 γB0 × 3.5×10-6
と表すことができる。ここで、γはプロトンの磁気回転比、B0は静磁場強度である。
【０００７】
Dixon法は、水プロトンと脂肪プロトンがτごとに同位相、逆位相、…、となる、すなわち、水のMR信号と脂肪のMR信号が、同位相、逆位相、…、と変化することを利用して水・脂肪分離の画像を得ている。
【０００８】
次に、2点Dixon法の原理を図1に示す。2点Dixon法では、グラジエントエコー（GE）シーケンスにおいて、TEを異ならせて2回撮像を行う。なお、図1においてはスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場は省略する。1回目の撮像ではTEを2τの整数倍に設定し、高周波励起パルス101、読み出し傾斜磁場パルス102を印加する。2回目の撮像では1回目の撮像時よりTEをτだけ長く設定し、高周波励起パルス101、読み出し傾斜磁場パルス103を印加する。図1において、水信号104、106は黒矢印、脂肪信号105，107は白矢印で示す。1回目の撮影時には、水信号104と脂肪信号105は同位相となり、2回目の撮影時には水信号106と脂肪信号107は逆位相となる。画像の(x,y)の位置での水による信号と脂肪による信号の大きさを、それぞれW(x,y)、F(x,y)とすると、1回目、2回目の信号S1(x,y)、S2(x,y)は、それぞれ次式のように表される。
S1(x,y) = W(x,y) + F(x,y) (1)
S2(x,y) = W(x,y) - F(x,y) (2)
【０００９】
そして、加算画像としてS1(x,y) + S2(x,y) = 2W(x,y)より水画像が、減算画像としてS1(x,y) - S2(x,y) = 2F(x,y)より脂肪画像が得られることになる。図1はGEシーケンスについて描かれているが、スピンエコー（SE）シーケンスを用いることも可能である。
【００１０】
図2にSEシーケンスを用いた場合を示す。SEシーケンスを用いた場合は、高周波励起パルス201と高周波反転パルス202の印加タイミングは、1回目の撮影と2回目の撮影とは同じタイミングで印加する。1回目の撮影では、高周波励起パルス201の印加後読み出し傾斜磁場パルス203を印加してTEに信号を取得し、2回目の撮影では、高周波励起パルス201の印加後読み出し傾斜磁場パルス204を印加して、1回目の撮影時よりτ後に信号を取得する。そして、上述と同様にして水画像、脂肪画像を得ることができる。
【００１１】
一般的にMRI装置では、磁石で発生している静磁場は被検体の周囲の空間で均一であることが理想であるが、磁石にひずみがある場合には、発生した静磁場自身に不均一が存在することがある。また、被検体を挿入したときに、被検体の部位ごとに磁気感受性が異なることによって静磁場に不均一が生じることもある。MRIの視野（Field of View：FOV）での静磁場の不均一は、MR信号の周波数を変化させ、得られた画像に位置ずれや流れ等の画質劣化を引き起こす要因となる。また、静磁場の不均一により画像の位相が変化するため、画像間で複素演算を行う場合、正しい結果が得られなくなる。静磁場に不均一がある場合、式(1)、式(2)は次式のように表される。
S1(x,y) = (W(x,y) + F(x,y)) exp (iα(x,y)) (3)
S2(x,y) = (W(x,y) - F(x,y)) exp (i(α(x,y) + α'(x,y))) (4)
【００１２】
式(4)のα(x,y)は、時間2τ×n（=TE）で生じる静磁場不均一による位相回転の成分と高周波励起パルスの不均一による位相回転の成分からなり、位置に依存するが、エコー間では同一の値をとる。α'(x,y)は時間τで生じる静磁場不均一による位相回転の成分である。このように、静磁場不均一がある場合、例えば1回目の撮像時の水信号と2回目の撮像時の水信号との位相に静磁場不均一による位相差が生じ、単純な加算・減算では水信号と脂肪信号を分離することができないものとなってしまう。
【００１３】
そこで、付加的なコイル（シムコイル）を用いてFOV内の静磁場の不均一を直接補正するオートシミングを行ったり、画像に後処理を施して静磁場不均一の影響を補正したりする。後者の方法、すなわちDixon法に静磁場不均一の分布図（静磁場不均一マップ）を用いて信号の位相補正処理を追加した方法を3点Dixon法と呼ばれ、図4によりその原理を説明する。
【００１４】
3点Dixon法では、TEを変えて3回の撮像を行う。1回目、2回目の撮像は2点Dixon法の場合と同様であり、高周波励起パルス401に対し、1回目の撮像ではTEを2τの整数倍に設定し、読み出し傾斜磁場パルス402を印加する。2回目の撮像では1回目の撮像時よりTEをτだけ長く設定し、読み出し傾斜磁場パルス403を印加する。3回目の撮像では、TEを2回目の撮像時よりさらにτ (1回目の撮像時より2τ) だけ延長し、読み出し傾斜磁場パルス404を印加する。1回目と2回目の撮像時の信号は上述の式(3)、式(4)で表され、3回目の撮像時の信号S3(x,y)は次式のように表される。
S3(x,y) = (W(x,y) + F(x,y)) exp (i(α(x,y) + 2α'(x,y))) (5)
【００１５】
1回目の撮影時には、水信号405と脂肪信号406は同位相の位相407をもつ。この値はαである。同様に、2回目の撮影時には水信号408と脂肪信号409は逆位相となり、水信号の位相410の値はα+α'である。3回目の撮影時には、水信号411と脂肪信号412は再び同位相となり、位相413の値はα+2α'である。1回目と3回目の撮影時には水信号と脂肪信号は同位相となっているので、S3(x,y)/S1(x,y)の位相を求めることにより、静磁場不均一による位相回転量を求めることができる。
【００１６】
arg(S3(x,y)/S1(x,y)) = 2α'(x,y) (6)
arg()は位相を求めることを意味する。式(6)の値をすべての(x,y)について求め、主値回りを除去するアンラップ処理を施した後、2で割って静磁場不均一による位相回転量α'(x,y)を得る。得られたα'(x,y)を用いて、
S2'(x,y) = S2(x,y)exp (-iα'(x,y)) (7)
を計算すれば、加算画像としてS1'(x,y)+S2'(x,y)=2W(x,y) exp (iα(x,y))より水画像が、減算画像としてS1'(x,y)-S2'(x,y)=2F(x,y) exp (iα(x,y))より脂肪画像が得られる。
【００１７】
3点Dixon法においてもGEシーケンスだけでなく、SEシーケンスを用いることが可能である。この場合、2回目の撮影までは図2と同じであり、3回目の撮影では読み出し傾斜磁場パルスを2回目の撮影時よりさらにτ (1回目の撮像時より2τ)
だけ遅らせて、信号を取得する。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来の3点Dixon法では、撮影を3回行わなければならないため、撮影に通常の3倍の時間がかかってしまう。そこで、撮影時間を短縮させるために、1回の撮影でDixon法を行うのに必要な3エコーを発生させるシーケンス（以下、1スキャンシーケンス）を用いることができる。1スキャンシーケンスを図5に示す。高周波励起パルス501印加後、図4の1回目の撮影と同じタイミングで1つ目のエコー信号502（以下、第1エコー）を取得した後に、読み出し傾斜磁場の反転を2回行って、1つ目のエコー信号よりτ後、および2τ後にエコー503、504（以下、それぞれ、第2エコー、第3エコー）を発生させる。つまり、1回の高周波励起パルス501の印加でエコー時間の異なる3つのエコー信号を取得する。図5は第1エコーがGEであるので、GEタイプの1スキャンシーケンスと呼ぶことにする。
【００１９】
この場合もSEタイプの1スキャンシーケンスが可能となる。SEシーケンスを用いた場合は図6に示すように、高周波励起パルス601印加後、TE/2に高周波反転パルス602の印加する。読み出し傾斜磁場パルスを印加して第1エコー603をTEに取得し、続いて読み出し傾斜磁場の反転を2回行って、1つ目のエコー信号よりτ後、および2τ後にエコー604、605（それぞれ、第2エコー、第3エコー）を発生させる。これも上述と同様に1回の高周波励起パルス601の印加でエコー時間の異なる3つのエコー信号を取得する。
【００２０】
このような1スキャンシーケンスでは3つのエコー信号を1回の高周波励起パルスの印加で得られるが、発明者らの経験によれば、オープン型MRI装置において、1スキャンシーケンスで取得したデータで3点Dixon法の処理を行ったところ、水と脂肪が十分に分離されないことがあった。
【００２１】
つまり、式(3)〜式(7)においては、全てのエコーで同じ値をとる位相回転成分（α(x,y)）と静磁場不均一による時間に比例する位相回転成分（α'(x,y),2α'(x,y)）のみの影響を考慮しているが、第1エコー、第2エコー、第3エコーの位相回転の成分として、時間に比例せず、3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分が加わったため、演算により水・脂肪分離画像を得る方法をうまく行うことができないものとなった。この3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分としては、主に読み出し傾斜磁場の反転で生じた渦電流の影響によるものである。
【００２２】
そこで本発明の目的は、3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分を抑制することで、傾斜磁場の反転による渦電流の影響を受けない、良好な水・脂肪分離画像を提供することにある。
【００２３】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記静磁場中にスライス方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の各傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発生手段とを制御して前記静磁場中に配置された被検体の核磁気共鳴現象によるエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、を備え、前記計測制御手段は、１回の撮影で、前記被検体を構成する水と脂肪のプロトン磁化の位相が同位相となる第１種エコー信号を少なくとも一つと、逆位相となる第２種エコー信号とを同時に計測する磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号と前記第２種エコー信号の計測の際に発生する前記読み出し方向傾斜磁場の極性を同一にすることをようにしたものである。
【００２４】
また、少なくとも一つの前記読み出し方向傾斜磁場の前に、該読み出し方向傾斜磁場と逆極性のリワインド傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させてもよい。
【００２５】
また、最初の前記リワインド傾斜磁場の前に、プリパルス傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させてもよい。また、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号をエコー時間が変えて少なくとも２つ計測してもよい。また、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号の１つがスピンエコーとなるように、該第１種エコー信号の計測前に前記高周波パルスを少なくとも２回発生させてもよい。
【００２６】
【発明の実施の形態】
本発明の実施形態を図を用いて説明する。まず、本発明が適用されるMRI装置の構成を図3により説明する。被検体301の周囲に静磁場を発生する磁石302と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル303と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル 304と被検体301が発生するMR信号を検出するRFプローブ305がある。傾斜磁場コイル303は、X，Y，Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源309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304はRF送信部310の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ305の信号は、信号検出部306で検出され、信号処理部307で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部308で表示される。傾斜磁場電源309、RF送信部310、信号検出部306は制御部311で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド312は被検体が横たわるためのものである。
【００２７】
次に、本実施形態の詳細を説明する。まず、GEタイプの1スキャンシーケンスに適用した例を図7に示す。高周波励起パルス（RF）とスライス傾斜磁場パルス（Gs）を印加し、負方向の読み出し傾斜磁場（プリパルス）706を印加した後、正方向の読み出し傾斜磁場701を印加して高周波励起パルスから2τ経過後に第1のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）704、読み出し傾斜磁場702を印加することで、第1のエコー信号からτ経過後に第2のエコー信号を発生させる。そして、最後に負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）705、読み出し傾斜磁場703を印加して、第2のエコー信号からτ経過後に第3のエコー信号を発生させる。そして、この高周波励起パルス、傾斜磁場の印加を位相エンコードを変化させながら複数回（例えば256回）繰り返す。これにより、エコー時間の異なる3種類の画像データを得ることができる。このようにリワインドパルス704，705を印加することにより、エコー信号発生時の読み出し傾斜磁場701，702，703の極性を同じにすることができる。
【００２８】
このリワインドパルス704，705は傾斜磁場の印加強度を大きくかつ印加時間を短くするほど、読み出し傾斜磁場701，702，703の印加時間を長くすることができ、受信バンド幅を下げることができるため、S/N比をあげることができる。すなわち、プリパルス706、リワインドパルス704、705のパルス強度を強く、パルス幅を短くすることが望ましい。
【００２９】
ここで、リワインドパルス704，705は、読み出し傾斜磁場702，703と極性が逆で面積は同一、読み出し傾斜磁場706は読み出し傾斜磁場704と同極性、同強度でパルス幅が1/2の関係であればよいため、読み出し傾斜磁場706、リワインドパルス704，705を正方向、読み出し傾斜磁場701，702，703を負方向にしてもよい。
【００３０】
次に、SEタイプの1スキャンシーケンスに適用した例を図8に示す。高周波励起パルスとスライス傾斜磁場を印加し、エコー時間の1/2の時間に反転させるための高周波パルスを印加する。そして、負方向の読み出し傾斜磁場（プリパルス）806を印加した後、正方向の読み出し傾斜磁場801を印加して高周波励起パルスからTE経過後に第1のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）804、読み出し傾斜磁場802を印加することで、第1のエコー信号からτ経過後に第2のエコー信号を発生させる。そして、最後に負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）805、読み出し傾斜磁場803を印加して、第2のエコー信号からτ経過後に第3のエコー信号を発生させる。そして、この高周波励起パルス、傾斜磁場の印加を位相エンコードを変化させながら複数回（例えば256回）繰り返す。これにより、エコー時間の異なる3種類の画像データを得ることができる。このようにリワインドパルス804，805を印加することにより、GEタイプの1スキャンシーケンスの時と同様に、エコー信号発生時の読み出し傾斜磁場801，802，803の極性を同じにすることができる。
【００３１】
ここで、上述と同様にリワインドパルス804，805は、読み出し傾斜磁場802，803と極性が逆で面積は同一、読み出し傾斜磁場806は読み出し傾斜磁場804と同極性、同強度でパルス幅が1/2の関係であればよいため、プリパルス806、リワインドパルス804，805を正方向、読み出し傾斜磁場801，802，803を負方向にしてもよい。
【００３２】
このように、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の極性を全て同じにすることができるため、第1〜第3のエコー信号の極性も同じにすることができる。これにより、傾斜磁場の反転による渦電流の影響を抑制することができるため、より正確な水・脂肪分離の演算を行なうことができ、良好な水脂肪分離画像を得ることができる。
【００３３】
図7，図8において、τは11.4msである。この値は、本技術を0.3TMRI装置に適用する際の値である。典型的なField of View(FOV)は200mmから300mmである。
【００３４】
図7，図8において、どちらも第1エコーは水信号と脂肪信号の位相が同じインフェイズ、第2エコーは位相が異なるアウトフェイズ，第3エコーは第1エコーと同じインフェイズとなっている。第2エコーはアウトフェイズであるため脂肪と水が混在する部位では水信号と脂肪信号の極性が異なるため互いに打ち消しあい、信号が低下する。これに対し、第1，第3エコーはインフェイズであるため、脂肪と水が混在する部位でも水信号と脂肪信号の極性が等しく互いに打ち消しあうことはなく信号が大きい。すなわち、第１エコーと第3エコーから静磁場不均一マップを作成することにより、水と脂肪が混在している部位でも静磁場不均一マップを正確に取得できる特徴がある。このことは水脂肪分離画像を安定に得るために重要な役割となっている。また、発明者らの検討によれば、第１エコーがわずかにインフェイズからずれた場合（π/10程度）でも、得られる水脂肪画像は安定であり、このずれは許容できるものであった。
【００３５】
なお、1〜3エコーを、アウトフェイズ，インフェイズ，アウトフェイズとして取得することもできる。但し、発明者らの実験の結果、本実施形態の効果は認められたが、インフェイズ，アウトフェイズ，インフェイズで取得した場合のほうが処理は安定しており、有効であった。
【００３６】
図7，図8においてτの値は、Δf＝γσB（σは水と脂肪の化学シフト差）、2τ＝1/Δfの関係からτ＝1/2γσBとなり静磁場強度に反比例して短縮する。従って、本実施形態では高磁場よりも比較的中低磁場のMRI装置に適用しやすい。典型的には0.2T〜0.5Tである。本実施形態では、特に0.3T程度の静磁場強度で実現しやすい。磁場強度が上がりτが短くなると、傾斜磁場の立ち上げ立ち下げ割合が相対的に増え、信号計測の時間が短くなる。その間に必要なデータをすべて取るためにはサンプリングのピッチを上げる必要があり、結果として受信バンド幅が上がるためS/Nが低下する。傾斜磁場の立ち上げ立ち下げ時間を短縮するには、傾斜磁場の立ち上がり特性を早くすることが望ましい。発明者らの検証は0.3ＴオープンMRI装置で行なった。この装置は、垂直磁場方式、非対称2本柱構造で、静磁場の発生に永久磁石とポールピースを使用している。傾斜磁場のスルーレートは20T/m/sである。撮影シーケンスにおける読み出し傾斜磁場の立ち上がり時間と立下り時間はともに850μｓであった。このときの信号検出帯域は、35ｋHz（FOV=350mm）ないし45ｋHz（FOV=200mm），マトリクスサイズ256×256であった。このような撮影条件ものと、本実施例は無理なく実現できた。
【００３７】
なお、高磁場MRIにおけるエコープラナーイメージング(EPI)においてリワインドパルスを用いることは、「“Echo-Planar Imaging with Asymmetric Gradient Modulation and Inner-Volume Excitation”; D.A.Feinberg 他; Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 13, 162-169(1990)」の文献で述べられている。EPIも読み出し傾斜磁場の反転による位相回転の影響を受けやすいためである。しかしながら、EPIは、1枚の画像を高速で得るためにエコー時間の異なる複数のエコー信号に対してそれぞれ異なる位相エンコードを付与されるものである。これに対し本実施形態は、エコー時間の異なるエコー信号からそれぞれ同じエコー時間のエコー信号をTRの繰り返し数分取得して、個々の3枚の画像を得る点で異なっており、また1TR内のエコー時間の異なるエコー信号には等しい位相エンコードが付与されており異なるものである。また、EPIによるリワインドパルスは1枚の画像中における各エコー信号間の整合性を取るものであるのに対し、本実施形態におけるリワインドパルスは性質の異なる3枚の画像間の整合性を取るものであるため、その効果も異なるものである。したがって、本実施形態は単にEPIのリワインドパルスを適用したものとは異なる。
【００３８】
また、シングルスキャンシーケンスにて、インフェイズ，アウトフェイズ，インフェイズのデータから水脂肪分離画像を得る技術は、[W. Zhang et al, 「Separation of water and fat MR images in a single scan at .35 T using "Sandwich" echoes」, Journal of magnetic resonance imaging, vol. 6, no. 6, pp909-917, 1996]により公知であるが、上記文献では第1、第3エコーの極性と第2エコーの極性が反転したものが開示されており、本実施形態のように全てのエコー信号の極性を同じにすることは開示、示唆されていない。
【００３９】
次に、本発明の他の実施形態を説明する。第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響を同じにするために改良したシーケンスを図9，図10に示す。GEタイプの1スキャンシーケンスへの適用例を図9に示す。図9のシーケンスでは図7のシーケンスに対し、プリパルス706の替わりにリワインドパルス704、705と同じ印加時間、印加強度のリワインドパルス906を印加し、リワインドパルス906と極性が逆でパルス面積が1/2であるプリパルス907をリワインドパルス906の前に追加したものとなっている。プリパルス907の印加によりリワインドパルス906の1/2のパルス面積とオフセットされるため、結果的に図7のシーケンスと同様に読み出し傾斜磁場701，702，703を同じ極性で印加できる。さらにプリパルス907を印加することで、リワインドパルス704，705，906の強度、印加時間もそろえることができるため、第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響、いわゆる傾斜磁場の極性の反転による渦電流の影響を各エコー間で同等にすることができる。
【００４０】
次に、SEタイプの1スキャンシーケンスへの適用例を図10に示す。図10のシーケンスでは図8のシーケンスに対し、プリパルス806の替わりに印加時間を長くしたリワインドパルス1006を印加し、リワインドパルス1006と極性が逆でパルス面積が1/2であるパルス1007をリワインドパルス1006の前に追加したものとなっている。これにより、読み出し傾斜磁場801,802,803を同じ極性で印加できるだけでなく、その直前に印加されるリワインドパルス804，805，1006の強度、印加時間もそろえることができるため、上述のGEタイプの時と同様に第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響、いわゆる傾斜磁場の極性の反転による渦電流の影響を各エコー間で同等にすることができる。
【００４１】
つまり、図7、図8において、第1エコーと第2、第3エコーとでは読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803は同じ印加時間、印加強度ではあるが、その直前に印加するパルス（プリパルス706，806とリワインドパルス704，705，804，805）が異なるため、異なる傾斜磁場の印加による位相回転成分の乱れによる画像の劣化が懸念されるが、上述のように読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の直前印加するパルスを全て同じにすれば乱れは生じないため、この懸念事項は解消される。
【００４２】
このように、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の極性を全て同じにし、さらに読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の直前に印加するリワインドパルス704，705，804，805，906，1006の印加時間、強度を同じにしたため、第1〜第3エコーへの傾斜磁場印加による影響の乱れがなくなり全て同じになる。これにより、傾斜磁場の反転による渦電流の影響さらには乱れを抑制することができるため、さらに正確な水・脂肪分離の演算を行なうことができ、良好な水脂肪分離画像を得ることができる。
【００４３】
図9において、プリパルス907のパルス高さは、リワインドパルス906のパルス高さに比べ低くてもよい。また、同様に図10において、プリパルス1007のパルス高さは、リワインドパルス1006のパルス高さに比べ低くてもよい。なお、パルスの高さが低い場合、印加時間を延長しパルス面積を所定の値とする。
【００４４】
また、図10において、プリパルス1007は、2回目の高周波パルスの前に印加させているが、これはTEを短縮するために有用である。その理由としては、シーケンス設計上は、プリパルス1007は、2回目の高周波パルスの後でも良いが、その場合、後半のTE/2にて、プリパルス1007、リワインドパルス1006の2つのパルスを印加することになりTEの短縮が制約されるためである。
【００４５】
図７〜図10において、リワインドパルス704，705，804，805，906，1006のパルス高さは極力大きくすることが望ましい。例えば、最大傾斜磁場15mT/mの傾斜磁場系を有するMRI装置では、14mT/m程度以上とする。この結果、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の印加時間を長くでき、結果として、受信バンド幅を低く抑えることができ画像S/Nが向上する。
【００４６】
図7〜図10に示した本実施形態では、傾斜磁場パルスの印加により発生する渦電流の影響が無視できないMRI装置で特に有効である。例えば、残留磁場や渦電流が大きいポールピースを有するMRI装置にも好適である。
【００４７】
以上のようにDixon法に適用する場合の例を示したが、本実施形態ではDixon法以外にも、Qing-San Xiangらの方法に代表されるような、「TEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算によって水信号と脂肪信号を分離し、画像化する方法」にも適用可能である。また、水信号と脂肪信号を分離する場合に限らず、TEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算を行う場合に適用でき、その演算精度を上げることができる。
【００４８】
【発明の効果】
本発明は以上のように構成されたので、TEの異なる複数枚の画像データを取得したときも、それぞれのエコーにおいて、時間に比例しない成分が加わることをほぼ抑制することができる。よって、演算により水・脂肪分離画像を得る方法を正しく行うことができ、良好な水・脂肪分離画像を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の2点Dixon法におけるGEシーケンスを示す図。
【図２】従来の2点Dixon法におけるSEシーケンスを示す図。
【図３】本発明が適用されるMRI装置の構成を示すブロック図。
【図４】従来の3点Dixon法におけるGEシーケンスを示す図。
【図５】従来の3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図６】従来の3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図７】本発明の一実施形態を示す3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図８】本発明の一実施形態を示す3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図９】本発明の他の実施形態を示す3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図１０】本発明の他の実施形態を示す3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【符号の説明】
301 被検体
302 静磁場磁石
303 傾斜磁場コイル
304 RFコイル
305 RFプローブ
306 信号検出部
307 信号処理部
308 表示部
309 傾斜磁場電源
310 RF送信部
311 制御部
312 ベッド
701、702、703、801、802、803 読み出し傾斜磁場
704、705、804、805、906、1006 リワインドパルス
706、806、907、1007 プリパルス
【発明が属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置（以下、MRI装置という）に係り、特により正確な水・脂肪分離画像を取得する技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、MRI装置における撮影対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質、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、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【０００３】
被検体に対し高周波磁場を与えプロトンを励起し、傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128，256，512等の値が選ばれる。各エコー信号は通常128，256，512，1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のMR画像を作成する。
【０００４】
MRI装置で画像を得る場合、エコー時間（TE）や繰り返し時間（TR）等のパラメータを変化させたり、画像演算を行うことによって、様々な組織コントラストを持つ画像を得ることができる。臨床においては、脂肪による信号を抑制した画像が求められることが多々ある。脂肪を抑制した画像を得る方法の一例として、TEの異なる画像を複数枚取得し、演算により水・脂肪分離画像を得る方法があげられる。その代表的な方法としては、「“Simple Proton Spectroscopic Imaging”; W. Thomas Dixon 他; RADIOLOGY, Vol. 153, 189-194(1984)」に述べられているDixon法と呼ばれるものがある。このDixon法に静磁場不均一の影響を補正する機能を加えた、2点 Dixon法、及び3点Dixon法等がありこれらは既に公知のものとして知られている。
【０００５】
また、演算により水・脂肪分離画像を得る方法で上記Dixon法以外の方法として、以下の文献に記されている方法が挙げられる：「“Water-Fat Imaging with Three-Point Direct Phase Encoding”; Qing-San Xiang and Li An; Proc., SMR 3rd Meeting , 658(1995)」、「“Quadrature 2-Point Water-Fat Imaging”; Li An and Qing-San Xiang; Proc., SMR 4th Meeting, 1541(1996)」、「“Water-Fat Imaging with Three Orthogonal-Phase Acquisitions”; Li An and Qing-San Xiang; Proc., ISMRM 6th Scientific Meeting, 1866(1998)」。以上に述べた方法は、まずTEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算によって水信号と脂肪信号を分離し、画像化する方法という点でDixon法と共通する。
【０００６】
前記の方法のうち、Dixon法について説明する。Dixon法は、水プロトンと脂肪プロトンの化学シフトの違いを利用した、水・脂肪画像分離法である。水プロトンと脂肪プロトンは異なった共鳴周波数f0w、f0fで歳差運動を行っているため、時間の経過につれ、水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトルの相対的な向きにずれが生じる。水プロトンと脂肪プロトンの共鳴周波数の差をΔfとし、2τ=1/Δfとすれば、励起時に同じ方向を向いている（同位相）水プロトンと脂肪プロトンは、その後、τごとに逆位相（180°）、同位相（360°）、…、を向く。脂肪プロトンは、水プロトンよりも歳差運動の周波数が3.5ppm高くなっており、水プロトンと脂肪のプロトンの共鳴周波数をそれぞれf0w、f0fとすると、その差Δfは
Δf (= f0f - f0w) 〜 γB0 × 3.5×10-6
と表すことができる。ここで、γはプロトンの磁気回転比、B0は静磁場強度である。
【０００７】
Dixon法は、水プロトンと脂肪プロトンがτごとに同位相、逆位相、…、となる、すなわち、水のMR信号と脂肪のMR信号が、同位相、逆位相、…、と変化することを利用して水・脂肪分離の画像を得ている。
【０００８】
次に、2点Dixon法の原理を図1に示す。2点Dixon法では、グラジエントエコー（GE）シーケンスにおいて、TEを異ならせて2回撮像を行う。なお、図1においてはスライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場は省略する。1回目の撮像ではTEを2τの整数倍に設定し、高周波励起パルス101、読み出し傾斜磁場パルス102を印加する。2回目の撮像では1回目の撮像時よりTEをτだけ長く設定し、高周波励起パルス101、読み出し傾斜磁場パルス103を印加する。図1において、水信号104、106は黒矢印、脂肪信号105，107は白矢印で示す。1回目の撮影時には、水信号104と脂肪信号105は同位相となり、2回目の撮影時には水信号106と脂肪信号107は逆位相となる。画像の(x,y)の位置での水による信号と脂肪による信号の大きさを、それぞれW(x,y)、F(x,y)とすると、1回目、2回目の信号S1(x,y)、S2(x,y)は、それぞれ次式のように表される。
S1(x,y) = W(x,y) + F(x,y) (1)
S2(x,y) = W(x,y) - F(x,y) (2)
【０００９】
そして、加算画像としてS1(x,y) + S2(x,y) = 2W(x,y)より水画像が、減算画像としてS1(x,y) - S2(x,y) = 2F(x,y)より脂肪画像が得られることになる。図1はGEシーケンスについて描かれているが、スピンエコー（SE）シーケンスを用いることも可能である。
【００１０】
図2にSEシーケンスを用いた場合を示す。SEシーケンスを用いた場合は、高周波励起パルス201と高周波反転パルス202の印加タイミングは、1回目の撮影と2回目の撮影とは同じタイミングで印加する。1回目の撮影では、高周波励起パルス201の印加後読み出し傾斜磁場パルス203を印加してTEに信号を取得し、2回目の撮影では、高周波励起パルス201の印加後読み出し傾斜磁場パルス204を印加して、1回目の撮影時よりτ後に信号を取得する。そして、上述と同様にして水画像、脂肪画像を得ることができる。
【００１１】
一般的にMRI装置では、磁石で発生している静磁場は被検体の周囲の空間で均一であることが理想であるが、磁石にひずみがある場合には、発生した静磁場自身に不均一が存在することがある。また、被検体を挿入したときに、被検体の部位ごとに磁気感受性が異なることによって静磁場に不均一が生じることもある。MRIの視野（Field of View：FOV）での静磁場の不均一は、MR信号の周波数を変化させ、得られた画像に位置ずれや流れ等の画質劣化を引き起こす要因となる。また、静磁場の不均一により画像の位相が変化するため、画像間で複素演算を行う場合、正しい結果が得られなくなる。静磁場に不均一がある場合、式(1)、式(2)は次式のように表される。
S1(x,y) = (W(x,y) + F(x,y)) exp (iα(x,y)) (3)
S2(x,y) = (W(x,y) - F(x,y)) exp (i(α(x,y) + α'(x,y))) (4)
【００１２】
式(4)のα(x,y)は、時間2τ×n（=TE）で生じる静磁場不均一による位相回転の成分と高周波励起パルスの不均一による位相回転の成分からなり、位置に依存するが、エコー間では同一の値をとる。α'(x,y)は時間τで生じる静磁場不均一による位相回転の成分である。このように、静磁場不均一がある場合、例えば1回目の撮像時の水信号と2回目の撮像時の水信号との位相に静磁場不均一による位相差が生じ、単純な加算・減算では水信号と脂肪信号を分離することができないものとなってしまう。
【００１３】
そこで、付加的なコイル（シムコイル）を用いてFOV内の静磁場の不均一を直接補正するオートシミングを行ったり、画像に後処理を施して静磁場不均一の影響を補正したりする。後者の方法、すなわちDixon法に静磁場不均一の分布図（静磁場不均一マップ）を用いて信号の位相補正処理を追加した方法を3点Dixon法と呼ばれ、図4によりその原理を説明する。
【００１４】
3点Dixon法では、TEを変えて3回の撮像を行う。1回目、2回目の撮像は2点Dixon法の場合と同様であり、高周波励起パルス401に対し、1回目の撮像ではTEを2τの整数倍に設定し、読み出し傾斜磁場パルス402を印加する。2回目の撮像では1回目の撮像時よりTEをτだけ長く設定し、読み出し傾斜磁場パルス403を印加する。3回目の撮像では、TEを2回目の撮像時よりさらにτ (1回目の撮像時より2τ) だけ延長し、読み出し傾斜磁場パルス404を印加する。1回目と2回目の撮像時の信号は上述の式(3)、式(4)で表され、3回目の撮像時の信号S3(x,y)は次式のように表される。
S3(x,y) = (W(x,y) + F(x,y)) exp (i(α(x,y) + 2α'(x,y))) (5)
【００１５】
1回目の撮影時には、水信号405と脂肪信号406は同位相の位相407をもつ。この値はαである。同様に、2回目の撮影時には水信号408と脂肪信号409は逆位相となり、水信号の位相410の値はα+α'である。3回目の撮影時には、水信号411と脂肪信号412は再び同位相となり、位相413の値はα+2α'である。1回目と3回目の撮影時には水信号と脂肪信号は同位相となっているので、S3(x,y)/S1(x,y)の位相を求めることにより、静磁場不均一による位相回転量を求めることができる。
【００１６】
arg(S3(x,y)/S1(x,y)) = 2α'(x,y) (6)
arg()は位相を求めることを意味する。式(6)の値をすべての(x,y)について求め、主値回りを除去するアンラップ処理を施した後、2で割って静磁場不均一による位相回転量α'(x,y)を得る。得られたα'(x,y)を用いて、
S2'(x,y) = S2(x,y)exp (-iα'(x,y)) (7)
を計算すれば、加算画像としてS1'(x,y)+S2'(x,y)=2W(x,y) exp (iα(x,y))より水画像が、減算画像としてS1'(x,y)-S2'(x,y)=2F(x,y) exp (iα(x,y))より脂肪画像が得られる。
【００１７】
3点Dixon法においてもGEシーケンスだけでなく、SEシーケンスを用いることが可能である。この場合、2回目の撮影までは図2と同じであり、3回目の撮影では読み出し傾斜磁場パルスを2回目の撮影時よりさらにτ (1回目の撮像時より2τ)
だけ遅らせて、信号を取得する。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記従来の3点Dixon法では、撮影を3回行わなければならないため、撮影に通常の3倍の時間がかかってしまう。そこで、撮影時間を短縮させるために、1回の撮影でDixon法を行うのに必要な3エコーを発生させるシーケンス（以下、1スキャンシーケンス）を用いることができる。1スキャンシーケンスを図5に示す。高周波励起パルス501印加後、図4の1回目の撮影と同じタイミングで1つ目のエコー信号502（以下、第1エコー）を取得した後に、読み出し傾斜磁場の反転を2回行って、1つ目のエコー信号よりτ後、および2τ後にエコー503、504（以下、それぞれ、第2エコー、第3エコー）を発生させる。つまり、1回の高周波励起パルス501の印加でエコー時間の異なる3つのエコー信号を取得する。図5は第1エコーがGEであるので、GEタイプの1スキャンシーケンスと呼ぶことにする。
【００１９】
この場合もSEタイプの1スキャンシーケンスが可能となる。SEシーケンスを用いた場合は図6に示すように、高周波励起パルス601印加後、TE/2に高周波反転パルス602の印加する。読み出し傾斜磁場パルスを印加して第1エコー603をTEに取得し、続いて読み出し傾斜磁場の反転を2回行って、1つ目のエコー信号よりτ後、および2τ後にエコー604、605（それぞれ、第2エコー、第3エコー）を発生させる。これも上述と同様に1回の高周波励起パルス601の印加でエコー時間の異なる3つのエコー信号を取得する。
【００２０】
このような1スキャンシーケンスでは3つのエコー信号を1回の高周波励起パルスの印加で得られるが、発明者らの経験によれば、オープン型MRI装置において、1スキャンシーケンスで取得したデータで3点Dixon法の処理を行ったところ、水と脂肪が十分に分離されないことがあった。
【００２１】
つまり、式(3)〜式(7)においては、全てのエコーで同じ値をとる位相回転成分（α(x,y)）と静磁場不均一による時間に比例する位相回転成分（α'(x,y),2α'(x,y)）のみの影響を考慮しているが、第1エコー、第2エコー、第3エコーの位相回転の成分として、時間に比例せず、3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分が加わったため、演算により水・脂肪分離画像を得る方法をうまく行うことができないものとなった。この3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分としては、主に読み出し傾斜磁場の反転で生じた渦電流の影響によるものである。
【００２２】
そこで本発明の目的は、3つのエコーで別々の値をとる位相回転成分を抑制することで、傾斜磁場の反転による渦電流の影響を受けない、良好な水・脂肪分離画像を提供することにある。
【００２３】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記静磁場中にスライス方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の各傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発生手段とを制御して前記静磁場中に配置された被検体の核磁気共鳴現象によるエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、を備え、前記計測制御手段は、１回の撮影で、前記被検体を構成する水と脂肪のプロトン磁化の位相が同位相となる第１種エコー信号を少なくとも一つと、逆位相となる第２種エコー信号とを同時に計測する磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号と前記第２種エコー信号の計測の際に発生する前記読み出し方向傾斜磁場の極性を同一にすることをようにしたものである。
【００２４】
また、少なくとも一つの前記読み出し方向傾斜磁場の前に、該読み出し方向傾斜磁場と逆極性のリワインド傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させてもよい。
【００２５】
また、最初の前記リワインド傾斜磁場の前に、プリパルス傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させてもよい。また、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号をエコー時間が変えて少なくとも２つ計測してもよい。また、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号の１つがスピンエコーとなるように、該第１種エコー信号の計測前に前記高周波パルスを少なくとも２回発生させてもよい。
【００２６】
【発明の実施の形態】
本発明の実施形態を図を用いて説明する。まず、本発明が適用されるMRI装置の構成を図3により説明する。被検体301の周囲に静磁場を発生する磁石302と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル303と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル 304と被検体301が発生するMR信号を検出するRFプローブ305がある。傾斜磁場コイル303は、X，Y，Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源309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304はRF送信部310の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ305の信号は、信号検出部306で検出され、信号処理部307で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部308で表示される。傾斜磁場電源309、RF送信部310、信号検出部306は制御部311で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド312は被検体が横たわるためのものである。
【００２７】
次に、本実施形態の詳細を説明する。まず、GEタイプの1スキャンシーケンスに適用した例を図7に示す。高周波励起パルス（RF）とスライス傾斜磁場パルス（Gs）を印加し、負方向の読み出し傾斜磁場（プリパルス）706を印加した後、正方向の読み出し傾斜磁場701を印加して高周波励起パルスから2τ経過後に第1のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）704、読み出し傾斜磁場702を印加することで、第1のエコー信号からτ経過後に第2のエコー信号を発生させる。そして、最後に負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）705、読み出し傾斜磁場703を印加して、第2のエコー信号からτ経過後に第3のエコー信号を発生させる。そして、この高周波励起パルス、傾斜磁場の印加を位相エンコードを変化させながら複数回（例えば256回）繰り返す。これにより、エコー時間の異なる3種類の画像データを得ることができる。このようにリワインドパルス704，705を印加することにより、エコー信号発生時の読み出し傾斜磁場701，702，703の極性を同じにすることができる。
【００２８】
このリワインドパルス704，705は傾斜磁場の印加強度を大きくかつ印加時間を短くするほど、読み出し傾斜磁場701，702，703の印加時間を長くすることができ、受信バンド幅を下げることができるため、S/N比をあげることができる。すなわち、プリパルス706、リワインドパルス704、705のパルス強度を強く、パルス幅を短くすることが望ましい。
【００２９】
ここで、リワインドパルス704，705は、読み出し傾斜磁場702，703と極性が逆で面積は同一、読み出し傾斜磁場706は読み出し傾斜磁場704と同極性、同強度でパルス幅が1/2の関係であればよいため、読み出し傾斜磁場706、リワインドパルス704，705を正方向、読み出し傾斜磁場701，702，703を負方向にしてもよい。
【００３０】
次に、SEタイプの1スキャンシーケンスに適用した例を図8に示す。高周波励起パルスとスライス傾斜磁場を印加し、エコー時間の1/2の時間に反転させるための高周波パルスを印加する。そして、負方向の読み出し傾斜磁場（プリパルス）806を印加した後、正方向の読み出し傾斜磁場801を印加して高周波励起パルスからTE経過後に第1のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）804、読み出し傾斜磁場802を印加することで、第1のエコー信号からτ経過後に第2のエコー信号を発生させる。そして、最後に負方向の読み出し傾斜磁場（リワインドパルス）805、読み出し傾斜磁場803を印加して、第2のエコー信号からτ経過後に第3のエコー信号を発生させる。そして、この高周波励起パルス、傾斜磁場の印加を位相エンコードを変化させながら複数回（例えば256回）繰り返す。これにより、エコー時間の異なる3種類の画像データを得ることができる。このようにリワインドパルス804，805を印加することにより、GEタイプの1スキャンシーケンスの時と同様に、エコー信号発生時の読み出し傾斜磁場801，802，803の極性を同じにすることができる。
【００３１】
ここで、上述と同様にリワインドパルス804，805は、読み出し傾斜磁場802，803と極性が逆で面積は同一、読み出し傾斜磁場806は読み出し傾斜磁場804と同極性、同強度でパルス幅が1/2の関係であればよいため、プリパルス806、リワインドパルス804，805を正方向、読み出し傾斜磁場801，802，803を負方向にしてもよい。
【００３２】
このように、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の極性を全て同じにすることができるため、第1〜第3のエコー信号の極性も同じにすることができる。これにより、傾斜磁場の反転による渦電流の影響を抑制することができるため、より正確な水・脂肪分離の演算を行なうことができ、良好な水脂肪分離画像を得ることができる。
【００３３】
図7，図8において、τは11.4msである。この値は、本技術を0.3TMRI装置に適用する際の値である。典型的なField of View(FOV)は200mmから300mmである。
【００３４】
図7，図8において、どちらも第1エコーは水信号と脂肪信号の位相が同じインフェイズ、第2エコーは位相が異なるアウトフェイズ，第3エコーは第1エコーと同じインフェイズとなっている。第2エコーはアウトフェイズであるため脂肪と水が混在する部位では水信号と脂肪信号の極性が異なるため互いに打ち消しあい、信号が低下する。これに対し、第1，第3エコーはインフェイズであるため、脂肪と水が混在する部位でも水信号と脂肪信号の極性が等しく互いに打ち消しあうことはなく信号が大きい。すなわち、第１エコーと第3エコーから静磁場不均一マップを作成することにより、水と脂肪が混在している部位でも静磁場不均一マップを正確に取得できる特徴がある。このことは水脂肪分離画像を安定に得るために重要な役割となっている。また、発明者らの検討によれば、第１エコーがわずかにインフェイズからずれた場合（π/10程度）でも、得られる水脂肪画像は安定であり、このずれは許容できるものであった。
【００３５】
なお、1〜3エコーを、アウトフェイズ，インフェイズ，アウトフェイズとして取得することもできる。但し、発明者らの実験の結果、本実施形態の効果は認められたが、インフェイズ，アウトフェイズ，インフェイズで取得した場合のほうが処理は安定しており、有効であった。
【００３６】
図7，図8においてτの値は、Δf＝γσB（σは水と脂肪の化学シフト差）、2τ＝1/Δfの関係からτ＝1/2γσBとなり静磁場強度に反比例して短縮する。従って、本実施形態では高磁場よりも比較的中低磁場のMRI装置に適用しやすい。典型的には0.2T〜0.5Tである。本実施形態では、特に0.3T程度の静磁場強度で実現しやすい。磁場強度が上がりτが短くなると、傾斜磁場の立ち上げ立ち下げ割合が相対的に増え、信号計測の時間が短くなる。その間に必要なデータをすべて取るためにはサンプリングのピッチを上げる必要があり、結果として受信バンド幅が上がるためS/Nが低下する。傾斜磁場の立ち上げ立ち下げ時間を短縮するには、傾斜磁場の立ち上がり特性を早くすることが望ましい。発明者らの検証は0.3ＴオープンMRI装置で行なった。この装置は、垂直磁場方式、非対称2本柱構造で、静磁場の発生に永久磁石とポールピースを使用している。傾斜磁場のスルーレートは20T/m/sである。撮影シーケンスにおける読み出し傾斜磁場の立ち上がり時間と立下り時間はともに850μｓであった。このときの信号検出帯域は、35ｋHz（FOV=350mm）ないし45ｋHz（FOV=200mm），マトリクスサイズ256×256であった。このような撮影条件ものと、本実施例は無理なく実現できた。
【００３７】
なお、高磁場MRIにおけるエコープラナーイメージング(EPI)においてリワインドパルスを用いることは、「“Echo-Planar Imaging with Asymmetric Gradient Modulation and Inner-Volume Excitation”; D.A.Feinberg 他; Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 13, 162-169(1990)」の文献で述べられている。EPIも読み出し傾斜磁場の反転による位相回転の影響を受けやすいためである。しかしながら、EPIは、1枚の画像を高速で得るためにエコー時間の異なる複数のエコー信号に対してそれぞれ異なる位相エンコードを付与されるものである。これに対し本実施形態は、エコー時間の異なるエコー信号からそれぞれ同じエコー時間のエコー信号をTRの繰り返し数分取得して、個々の3枚の画像を得る点で異なっており、また1TR内のエコー時間の異なるエコー信号には等しい位相エンコードが付与されており異なるものである。また、EPIによるリワインドパルスは1枚の画像中における各エコー信号間の整合性を取るものであるのに対し、本実施形態におけるリワインドパルスは性質の異なる3枚の画像間の整合性を取るものであるため、その効果も異なるものである。したがって、本実施形態は単にEPIのリワインドパルスを適用したものとは異なる。
【００３８】
また、シングルスキャンシーケンスにて、インフェイズ，アウトフェイズ，インフェイズのデータから水脂肪分離画像を得る技術は、[W. Zhang et al, 「Separation of water and fat MR images in a single scan at .35 T using "Sandwich" echoes」, Journal of magnetic resonance imaging, vol. 6, no. 6, pp909-917, 1996]により公知であるが、上記文献では第1、第3エコーの極性と第2エコーの極性が反転したものが開示されており、本実施形態のように全てのエコー信号の極性を同じにすることは開示、示唆されていない。
【００３９】
次に、本発明の他の実施形態を説明する。第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響を同じにするために改良したシーケンスを図9，図10に示す。GEタイプの1スキャンシーケンスへの適用例を図9に示す。図9のシーケンスでは図7のシーケンスに対し、プリパルス706の替わりにリワインドパルス704、705と同じ印加時間、印加強度のリワインドパルス906を印加し、リワインドパルス906と極性が逆でパルス面積が1/2であるプリパルス907をリワインドパルス906の前に追加したものとなっている。プリパルス907の印加によりリワインドパルス906の1/2のパルス面積とオフセットされるため、結果的に図7のシーケンスと同様に読み出し傾斜磁場701，702，703を同じ極性で印加できる。さらにプリパルス907を印加することで、リワインドパルス704，705，906の強度、印加時間もそろえることができるため、第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響、いわゆる傾斜磁場の極性の反転による渦電流の影響を各エコー間で同等にすることができる。
【００４０】
次に、SEタイプの1スキャンシーケンスへの適用例を図10に示す。図10のシーケンスでは図8のシーケンスに対し、プリパルス806の替わりに印加時間を長くしたリワインドパルス1006を印加し、リワインドパルス1006と極性が逆でパルス面積が1/2であるパルス1007をリワインドパルス1006の前に追加したものとなっている。これにより、読み出し傾斜磁場801,802,803を同じ極性で印加できるだけでなく、その直前に印加されるリワインドパルス804，805，1006の強度、印加時間もそろえることができるため、上述のGEタイプの時と同様に第1エコー、第2エコー、第3エコーの取得時の読み出し傾斜磁場印加の影響、いわゆる傾斜磁場の極性の反転による渦電流の影響を各エコー間で同等にすることができる。
【００４１】
つまり、図7、図8において、第1エコーと第2、第3エコーとでは読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803は同じ印加時間、印加強度ではあるが、その直前に印加するパルス（プリパルス706，806とリワインドパルス704，705，804，805）が異なるため、異なる傾斜磁場の印加による位相回転成分の乱れによる画像の劣化が懸念されるが、上述のように読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の直前印加するパルスを全て同じにすれば乱れは生じないため、この懸念事項は解消される。
【００４２】
このように、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の極性を全て同じにし、さらに読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の直前に印加するリワインドパルス704，705，804，805，906，1006の印加時間、強度を同じにしたため、第1〜第3エコーへの傾斜磁場印加による影響の乱れがなくなり全て同じになる。これにより、傾斜磁場の反転による渦電流の影響さらには乱れを抑制することができるため、さらに正確な水・脂肪分離の演算を行なうことができ、良好な水脂肪分離画像を得ることができる。
【００４３】
図9において、プリパルス907のパルス高さは、リワインドパルス906のパルス高さに比べ低くてもよい。また、同様に図10において、プリパルス1007のパルス高さは、リワインドパルス1006のパルス高さに比べ低くてもよい。なお、パルスの高さが低い場合、印加時間を延長しパルス面積を所定の値とする。
【００４４】
また、図10において、プリパルス1007は、2回目の高周波パルスの前に印加させているが、これはTEを短縮するために有用である。その理由としては、シーケンス設計上は、プリパルス1007は、2回目の高周波パルスの後でも良いが、その場合、後半のTE/2にて、プリパルス1007、リワインドパルス1006の2つのパルスを印加することになりTEの短縮が制約されるためである。
【００４５】
図７〜図10において、リワインドパルス704，705，804，805，906，1006のパルス高さは極力大きくすることが望ましい。例えば、最大傾斜磁場15mT/mの傾斜磁場系を有するMRI装置では、14mT/m程度以上とする。この結果、読み出し傾斜磁場701〜703、801〜803の印加時間を長くでき、結果として、受信バンド幅を低く抑えることができ画像S/Nが向上する。
【００４６】
図7〜図10に示した本実施形態では、傾斜磁場パルスの印加により発生する渦電流の影響が無視できないMRI装置で特に有効である。例えば、残留磁場や渦電流が大きいポールピースを有するMRI装置にも好適である。
【００４７】
以上のようにDixon法に適用する場合の例を示したが、本実施形態ではDixon法以外にも、Qing-San Xiangらの方法に代表されるような、「TEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算によって水信号と脂肪信号を分離し、画像化する方法」にも適用可能である。また、水信号と脂肪信号を分離する場合に限らず、TEの異なる複数枚の画像データを取得し、取得した画像データの演算を行う場合に適用でき、その演算精度を上げることができる。
【００４８】
【発明の効果】
本発明は以上のように構成されたので、TEの異なる複数枚の画像データを取得したときも、それぞれのエコーにおいて、時間に比例しない成分が加わることをほぼ抑制することができる。よって、演算により水・脂肪分離画像を得る方法を正しく行うことができ、良好な水・脂肪分離画像を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の2点Dixon法におけるGEシーケンスを示す図。
【図２】従来の2点Dixon法におけるSEシーケンスを示す図。
【図３】本発明が適用されるMRI装置の構成を示すブロック図。
【図４】従来の3点Dixon法におけるGEシーケンスを示す図。
【図５】従来の3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図６】従来の3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図７】本発明の一実施形態を示す3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図８】本発明の一実施形態を示す3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図９】本発明の他の実施形態を示す3点Dixon法におけるGEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【図１０】本発明の他の実施形態を示す3点Dixon法におけるSEタイプ1スキャンシーケンスを示す図。
【符号の説明】
301 被検体
302 静磁場磁石
303 傾斜磁場コイル
304 RFコイル
305 RFプローブ
306 信号検出部
307 信号処理部
308 表示部
309 傾斜磁場電源
310 RF送信部
311 制御部
312 ベッド
701、702、703、801、802、803 読み出し傾斜磁場
704、705、804、805、906、1006 リワインドパルス
706、806、907、1007 プリパルス
Claims (5)
- 静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場中に高周波パルスを発生する高周波パルス発生手段と、前記静磁場中にスライス方向、位相エンコード方向、及び読み出し方向の各傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記高周波パルス発生手段と前記傾斜磁場発生手段とを制御して前記静磁場中に配置された被検体の核磁気共鳴現象によるエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、を備え、
前記計測制御手段は、１回の撮影で、前記被検体を構成する水と脂肪のプロトン磁化の位相が同位相となる第１種エコー信号を少なくとも一つと、逆位相となる第２種エコー信号とを同時に計測する磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号と前記第２種エコー信号の計測の際に発生する前記読み出し方向傾斜磁場の極性を同一にすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、少なくとも一つの前記読み出し方向傾斜磁場の前に、該読み出し方向傾斜磁場と逆極性のリワインド傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、最初の前記リワインド傾斜磁場の前に、プリパルス傾斜磁場を前記読み出し方向に発生させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項１乃至３のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号をエコー時間が変えて少なくとも２つ計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項１乃至４のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、前記第１種エコー信号の１つがスピンエコーとなるように、該第１種エコー信号の計測前に前記高周波パルスを少なくとも２回発生させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001106040A JP3868754B2 (ja) | 2001-04-04 | 2001-04-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10/465,976 US6906515B2 (en) | 2000-12-28 | 2001-12-27 | Magnetic resonance imaging device and method |
| PCT/JP2001/011593 WO2002053031A1 (fr) | 2000-12-28 | 2001-12-27 | Appareil et procede d'imagerie par resonance magnetique |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001106040A JP3868754B2 (ja) | 2001-04-04 | 2001-04-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002301041A JP2002301041A (ja) | 2002-10-15 |
| JP2002301041A5 JP2002301041A5 (ja) | 2005-09-15 |
| JP3868754B2 true JP3868754B2 (ja) | 2007-01-17 |
Family
ID=18958623
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001106040A Expired - Fee Related JP3868754B2 (ja) | 2000-12-28 | 2001-04-04 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3868754B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6853184B2 (en) * | 2002-12-02 | 2005-02-08 | Honeywell International Inc. | Methods and systems for utilizing a ring magnet for magnetic sensing applications |
| US7141972B2 (en) * | 2003-11-17 | 2006-11-28 | Toshiba America Mri, Inc. | Water-fat separation for fast spin echo imaging in an inhomogeneous field with progressive encoding |
| JP4739767B2 (ja) * | 2005-02-03 | 2011-08-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
2001
- 2001-04-04 JP JP2001106040A patent/JP3868754B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2002301041A (ja) | 2002-10-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5786692A (en) | Line scan diffusion imaging | |
| JP4236320B2 (ja) | Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を形成する方法 | |
| KR101863893B1 (ko) | 자기 공명 데이터를 취득하기 위한 방법 및 이를 위한 수단 | |
| JP3529446B2 (ja) | Ｅｐｉ及びｇｒａｓｅ ｍｒｉにおける読み出し傾斜磁界極性の補正方法 | |
| Finsterbusch | Improving the performance of diffusion‐weighted inner field‐of‐view echo‐planar imaging based on 2D‐selective radiofrequency excitations by tilting the excitation plane | |
| US6806709B2 (en) | Flow imaging using balanced phase contrast steady state free precession magnetic resonance imaging | |
| JP4049649B2 (ja) | 磁気共鳴撮影装置 | |
| GB2320576A (en) | A multi-echo Dixon water and fat separation sequence | |
| US10247798B2 (en) | Simultaneous multi-slice MRI measurement | |
| US7689262B2 (en) | Method and magnetic resonance tomography apparatus for correcting changes in the basic magnetic field | |
| US10302729B2 (en) | Method and magnetic resonance apparatus for speed-compensated diffusion-based diffusion imaging | |
| US6836113B2 (en) | Measurement and correction of gradient-induced cross-term magnetic fields in an EPI sequence | |
| US20050017719A1 (en) | Magnetic resonance tomography method and apparatus with suppression of ambiguity artifacts in spin echo images | |
| US6906515B2 (en) | Magnetic resonance imaging device and method | |
| JP3838377B2 (ja) | 磁気共鳴法により対象を画像化する方法及び装置 | |
| WO2002013692A1 (fr) | Appareil d'imagerie par resonance magnetique | |
| JPH07116144A (ja) | 核磁気共鳴撮影方法及び装置 | |
| US6229309B1 (en) | MR method | |
| JP2000279390A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP3868754B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP2000262490A (ja) | 磁気共鳴イメージング方法および磁気共鳴イメージング装置 | |
| JP4319035B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 | |
| US20220057467A1 (en) | Epi mr imaging with distortion correction | |
| JP3907944B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング方法及び装置 | |
| GB2304419A (en) | Method and apparatus for providing separate fat and water MRI images in a single acquisition scan |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050401 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050401 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20061010 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20061011 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091020 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101020 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101020 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111020 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111020 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121020 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121020 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131020 Year of fee payment: 7 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |