JP4822376B2

JP4822376B2 - 磁気共鳴イメージング方法及び装置

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Publication number: JP4822376B2
Application number: JP2000397768A
Authority: JP
Inventors: 真司川崎; 博幸竹内; 秀樹熊井
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-12-27
Filing date: 2000-12-27
Publication date: 2011-11-24
Anticipated expiration: 2020-12-27
Also published as: JP2002191574A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）方法を用い、被検体内に存在する異なる共鳴周波数を有する２種類の組織（代表的には脂肪成分主体の組織と水成分主体の組織）のそれぞれの信号を主体とする画像を高速に撮影する磁気共鳴イメージング方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般にＭＲＩで身体の断層像を撮影する場合、水成分主体の組織からの信号（以下、「水信号」と称する）と脂肪成分主体の組織からの信号（以下、「脂肪信号」と称する）からなる像が同一の画像上に混在するが、場合によっては脂肪信号が診断の障害になるケースがある。このような場合に脂肪信号を抑制する必要が生じる。この際、磁場強度の高い装置（例えば、１．５Ｔ程度）では、脂肪組織のみを選択的に励起して信号を飽和させる手法を用いるが、比較的磁場強度の低い装置では、水成分と脂肪成分の共鳴周波数差が小さいため、この手法で良好に脂肪組織の信号を抑制することは一般的に困難である。
【０００３】
そこで、従来、比較的磁場強度の低い装置で脂肪信号を抑制する手法として、Dixonが提唱した手法があり、一般にDixon法と呼ばれている。Dixon法は、ＳＥ法あるいはＧＥ法で２回の計測を１組として行い、１回は水信号と脂肪信号の位相が略同一（以下、「In Phase」と称する）であるように設定し、他の１回は両信号の位相が略１８０°の差を持つ（以下、「Out of Phase」と称する）ように設定して行う。このような２回の計測の組を画像作成に必要な位相エンコード数に応じた回数分行い、取得した２回分の生データを加算あるいは減算することにより、水信号主体の画像and/or脂肪信号主体の画像を得るものである。
【０００４】
しかし、Dixon法は、１枚の水信号のみの画像を作成するために、同様の分解能を持つ通常の画像を撮影する場合の２倍の撮影時間を必要とし、被検者の負担軽減や検査の効率向上の点から改善が望まれていた。また、近年、Gd造影剤などを用い、時々刻々の信号変化を観察するダイナミックスタディなども普及し、脂肪信号を抑制した画像を短時間で高速に得る必要も増加してきた。
【０００５】
そこで、このような要望に対して、例えば、特開昭６２−０５４１４９号公報や特開平１−１９０３４２号公報などに記載された方法が知られている。特開昭６２−０５４１４９号公報に記載された方法は、高速化を実現するために、ＳＥ法の２エコー計測を応用したものである。１エコー目信号をIn Phase状態に設定し、２エコー目信号をOut of Phase状態に設定することにより、１度の９０°励起パルス照射で、In PhaseとOut of Phaseの両信号を得るものである。この方法によると、従来Dixon法で通常撮影の２倍の撮影時間を要したところを、通常撮影と同等の時間で水信号主体あるいは脂肪信号主体の画像を得ることができる。
【０００６】
また、特開平１−１９０３４２号公報に記載された方法は、高速化を実現するために、超高速撮像法であるＥＰＩ法を応用したものである。この方法では、水信号と脂肪信号を分離して画像化するために、励起パルスから信号計測までの時間間隔を調整し、両信号の位相が９０°の差を持つように設定する。これにより、理想的には水信号と脂肪信号は生データの実部と虚部に分離されるため、実部のみあるいは虚部のみの生データを再構成するごとにより水信号主体の画像と脂肪信号主体の画像が得られることになる。また、この方法では、信号計測法としてＥＰＩ法を用いているため、高速化においては十分に目的を達することが可能である。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、特開昭６２−０５４１４９号公報に記載された方法では、１８０°パルスを用いるＳＥ法であること、１度に２エコー分の信号しか得られないことから、さらなる高速化は困難であるという問題があった。
【０００８】
また、特開平１−１９０３４２号公報に記載された方法では、装置固有の磁場不均一あるいは被検者が静磁場中に入ることにより生じる磁場不均一などによる信号の位相変化の影響を大きく受けるため、水信号と脂肪信号が良好に分離できないという問題があった。
【０００９】
以上のように、従来の方法では、水信号と脂肪信号を良好に分離できるが高速化に限界があるか、あるいは高速化は可能だが水信号と脂肪信号の分離に間題がある、などのように水信号と脂肪信号の良好な分離と高速化の２つの要望を同時に満すことができないという問題があった。
【００１０】
本発明の目的は、高速でかつ水信号と脂肪信号を良好に分離することが可能な磁気共鳴画像撮影方法を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
（１）上記目的を達成するために、本発明は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与え、励起パルスを繰り返し照射して、被検体の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出して、このエコー信号を用いて画像再構成演算を行う磁気共鳴画像撮影方法において、１回の励起パルス照射に対して読み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信号を得て、異なる共鳴周波数を有する組織１と組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算するようにしたものである。
（２）また、共鳴周波数の異なる組織１と組織２を含む被検体から、読み出し傾斜磁場の極性を反転させて複数のエコー信号を計測する計測制御手段と、前記複数のエコー信号から組織１の画像と組織２の画像の少なくとも一方を再構成する画像再構成手段と、備えた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、隣接する偶数番目のエコー信号と奇数番目のエコー信号とを同一位相エンコードで計測し、前記画像再構成手段は、前記偶数番目のエコー信号と前記奇数番目のエコー信号の加算から前記組織１の画像を再構成し、前記偶数番目のエコー信号と前記奇数番目のエコー信号の減算から前記組織２の画像を再構成するようにしたものである。
（３）さらにまた、前記計測制御手段は、前記組織１からのエコー信号の位相と前記組織２からのエコー信号の位相との差が、１８０°の奇数倍となるように、前記偶数番目エコー信号のピークと前記奇数番目エコー信号のピークとの時間間隔を空けて各エコー信号の計測を行うにしてもよい。
【００１２】
これにより、１つの励起パルスに対して読み出し傾斜磁場パルスの極性を反転して連続して複数個のエコー信号を計測することにより、高速に画像再構成に必要な信号データを取得することが可能となり、また、同位相のタイミングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算することにより、磁場不均一などにも影響を受け難く各組識からの信号主体の画像を良好に分離し得るものとなる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図１〜図３を用いて、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法の処理内容について説明する。
図１は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法の処理内容を示すフローチャートである。図２は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法による処理時のパルスシーケンス図である。図２（Ａ）は、励起ＲＦパルス（ＲＦ）の印加タイミングを示しており、図２（Ｂ）は、スライス選択傾斜磁場パルス（Ｇｓ）の印加タイミングを示しており、図２（Ｃ）は、位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）の印加タイミングを示しており、図２（Ｄ）は、信号読み出し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）の印加タイミングを示している。図３は、本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法による処理時の信号位相の説明図である。
【００１４】
図１のステップｓ２０１において、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置は、処理を開始する。
【００１５】
次に、ステップｓ２０２において、ＭＲＩ装置は、図２（Ａ）に示すように、ＭＲ信号を得るためのＲＦパルス１０１を照射する。また、同時に、図２（Ｂ）に示すように、Ｇｓパルス１１３を印加して、所望のスライス厚とスライス位置を選択した後、Ｇｓパルス１１４を印加して、Ｇｓパルス１１３の印加による励起領域内のスライス選択方向の信号位相拡散を再収束させる。
【００１６】
次に、ステップｓ２０３において、ＭＲＩ装置は、図２（Ｂ）に示すように、第ｉ番目の位相エンコードパルス（Ｇｓ）１１４を印加し、また、Ｇｓパルス１１４の印加と略同時に、図２（Ｃ）に示すように、位相エンコード傾斜磁場パルス（Ｇｐ）１２１を印加し、ＭＲ信号に第ｉ番目の位相エンコード量を与える。また同様に、図２（Ｄ）に示すように、信号読み出し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）１３１を印加し、ＭＲ信号に予備的な位相拡散を与える。なお、Ｇｐパルス１２１が梯子状に描画されているのは、設定条件によっては、Ｇｐパルス１２１の強度を順次変化させつつ、図２のパターンを繰り返し実施することを示している。
【００１７】
次に、ステップｓ２０４において、ＭＲＩ装置は、図２（Ｄ）に示すように、奇数番目読み出し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）１３２を印加しつつ、図２（Ｅ）に示す信号１４１を計測する。
【００１８】
次に、ステップｓ２０５において、ＭＲＩ装置は、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３２の極性を反転した偶数番目読み出し傾斜磁場パルス（Ｇｒ）１３３を印加しつつ、図２（Ｅ）に示す信号１４２を計測する。
【００１９】
このように信号を計測する際、信号１４１と信号１４２，信号１４３と信号１４４，信号１４５と信号１４６のピーク位置間の時間τは、組織１（代表的には水主体の組織）と組織２（代表的には脂肪主体組織）の信号位相が１８０°の略奇数倍になるように設定する。τの値は例えば、静磁場強度０．３Ｔの装置では約１１ｍｓになる。
【００２０】
次に、ステップｓ２０６において、ＭＲＩ装置は、１回の励起に対する全てのエコー信号を取得済みかどうかの判定を行い、取得済みでない場合にはステップｓ２０７に進み、取得が済むとステップｓ２０８に進む。
【００２１】
１回の励起に対する全てのエコー信号の取得が済んでいなければ、ステップｓ２０７において、ＭＲＩ装置は、ｉに、ｋ（ｊ）（ｋ（ｊ）は任意の数）を加算する。加算処理が終了すると、ステップｓ２０３に戻り、ステップｓ２０３〜ｓ２０５の処理を繰り返す。
【００２２】
即ち、図２（Ｃ）に示すように、Ｇｐパルス１２２を印加することにより、ＭＲ信号に、第（ｉ＋ｋ（ｊ１））番目（ｋ（ｊ１）は任意の数）の位相エンコード量を与え、続いて、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３４を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号１４３を計測し、次に、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルスの極性を反転したＧｒパルス１３５を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号１４４を計測する。
【００２３】
同様に、図２（Ｃ）に示すように、Ｇｐパルス１２３を印加しＭＲ信号に第（ｉ＋ｋ（ｊ２））番目（ｋ（ｊ２）は任意の数）の位相エンコード量を与えた後、図２（Ｄ）に示すように、Ｇｒパルス１３６および１３７を印加しつつ、図２（Ｅ）に示すように、信号１４５および１４６を計測する。
【００２４】
なお、ｉ、ｋ（ｊ１）、ｋ（ｊ２）は、それぞれパルスシーケンスの１回あるいは複数回の実施により、画像再構成に必要な位相エンコード量を与えられた全ての信号データが取得できるように設定する。
【００２５】
ステップｓ２０６の判定で、１回の励起に対する全てのエコー信号の取得が済んでいる場合、ステップｓ２０８において、ＭＲＩ装置は、画像再構成に必要な全ての信号を取得済みかどうかの判定を行う。全ての信号の取得が済んでいなければ、ステップｓ２０９にて、ｉに、１を加算して、ステップｓ２０２〜ｓ２０６のＲＦ励起から信号計測までの処理を繰り返す。
【００２６】
ステップｓ２０８の判定で、画像再構成に必要な全ての信号を取得済みの場合には、ステップｓ２１０において、ＭＲＩ装置は、奇数番目のエコー信号と偶数番目のエコー信号の生データを、位相エンコード量が対応するものどうしで加算and/or減算する。
【００２７】
ここで、図３を用いて、上述のようにして計測を行った場合における組織１と組織２の信号の位相について説明する。
【００２８】
上述したように、信号１４１と信号１４２間、信号１４３と信号１４４間、信号１４５と信号１４６間の間隔τは、組織１と組織２の信号位相が１８０°の略奇数倍になるように設定しているため、信号１４１，信号１４３，信号１４５では、図３（Ａ）に示すように、組織１と組織２の信号位相は同位相になり、図３（Ｂ）に示すように、信号１４２，信号１４４，信号１４６では両者の信号位相は逆位相になる。なお、信号１４２と信号１４３，信号１４４と信号１４５の間の時間は代表的にはτと同一とするが、組織１と組織２の信号位相が１８０°の略奇数倍になるように設定しても良いものである。
【００２９】
ステップｓ２１０では、次にようにして、計測した信号データを用いて組織１からの信号主体の画像と組織２からの信号主体の画像を作成する。
【００３０】
例えば、信号１４１では組織１と組織２の信号が同位相であるのに対し、信号１４２では両組織の信号は逆位相である。従って、これらの信号データを画像再構成する前の生データの段階で加算することにより、組織２の信号は打ち消し合い主に組織１の信号のみが残る。同様に、信号１４３と信号１４４，信号１４５と信号１４６、さらには計測した全ての信号データについて同様に、同一の位相エンコード量を与えられた隣接する信号データ同士を加算することにより、画像再構成に必要な全ての信号データに対して主に組織１の信号のみを有する信号データが得られる。
【００３１】
同様に同一の位相エンコード量を与えられた隣接する信号データ同士を減算することにより、組織１の信号は打ち消しあい主に組織２の信号のみが残る。
【００３２】
次に、ステップｓ２１１において、ＭＲＩ装置は、ステップｓ２１０において得られた加算／減算結果の生データを、画像再構成し、結果の画像を得て、ステップｓ２１２にて、処理を終了する。
【００３３】
このように、加算した結果の信号データに対して、画像再構成演算を行うことにより、組織１からの信号主体の画像を得ることができる。また、減算した結果の信号データに対して、画像再構成演算を行うことにより、組織２からの信号主体の画像を得ることができる。
【００３４】
なお、ステップｓ２０２からｓ２０６の間に計測しないエコー信号が存在しても良いものである。また、ステップｓ２０４を奇数番目、ｓ２０５を偶数番目としているが、これは奇数と偶数が逆でもよいものである。
【００３５】
なお、以上の説明では、ＭＲ信号の取得方法として、グラジェントエコー系ＥＰＩに基づくパルスシーケンスを用いたが、信号取得方法は、グラジェントエコー系ＥＰＩに基づいている必要はなく、スピンエコー系ＥＰＩなど他のパルスシーケンスでも同様に実現可能である。
【００３６】
また、以上の説明では、第１番目と第２番目のエコー信号、第３番目と第４番目のエコー信号、…をそれぞれ１組として同一の位相エンコード量を印加したが、これはこの組み合わせに限らず、どの隣接するエコー信号同士を１組として同一の位相エンコード量を与えても良く、同様の効果が得られる。なお、隣接するエコー信号同士の組と他のエコー信号同士の組は隣接する必要はなく、同様の効果が得られる。
【００３７】
さらに、以上の説明では、６個のエコー信号を取得するパルスシーケンスの例を示したが、これは６個に限られるものではなく、他のエコー信号数でも同様の効果が得られる。例えば、加算／減算する組の信号データ（１４１と１４２、１４３と１４４等）は、それぞれ位相エンコードが異なるため、所定のエンコード数（例えば２５６）に対して２個のエコー信号（２５６×２＝５１２）を得れば、組織１あるいは組織２からの信号主体の画像を得ることができる。
また、加算／減算する信号データを２個以上でおこなってもよい。その場合、同位相の信号と逆位相の信号の数は同じほうがよく、２の倍数であることが望ましい。
【００３８】
以上説明したように、本実施形態によれば、信号計測に際し、１回の励起パルス照射に対して読み出し傾斜磁場パルスの極性反転により複数のエコー信号を取得するため、高速に撮影を行うことが可能である。また、組織１と組織２の信号位相が同位相のタイミングと逆位相のタイミングで計測した信号を加減算することにより、両組織からの信号を分離して、一方の組織からのみの信号による画像を良好に作成することが可能である。したがって、高速でかつ水信号と脂肪信号を良好に分離することが可能となる。
【００３９】
【発明の効果】
本発明によれば、高速でかつ水信号と脂肪信号を良好に分離することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法の処理内容を示すフローチャートである。
【図２】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法による処理時のパルスシーケンス図である。
【図３】本発明の一実施形態による磁気共鳴画像撮影方法による処理時の信号位相の説明図である。
【符号の説明】
１０１ＲＦパルス
１１３，１１４Ｇｓパルス
１２１，１２２，１２３Ｇｐパルス
１３１，…，１３７Ｇｒパルス
１４１，…，１４６信号

Claims

共鳴周波数の異なる組織１と組織２を含む被検体から、読み出し傾斜磁場の極性を反転させて複数のエコー信号を計測する計測制御手段と、前記複数のエコー信号から組織１の画像と組織２の画像の少なくとも一方を再構成する画像再構成手段と、備えた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、ＥＰＩシーケンスを用いて、１つのみのＲＦパルスの後に、４以上の２の倍数個のエコー信号を、隣接する偶数番目のエコー信号と奇数番目のエコー信号に対して同一位相エンコードで異なる極性の読み出し傾斜磁場を印加し、２エコー信号毎に位相エンコード傾斜磁場を印加して、計測し、
前記画像再構成手段は、前記偶数番目のエコー信号と前記奇数番目のエコー信号の加算から前記組織１の画像を再構成し、前記偶数番目のエコー信号と前記奇数番目のエコー信号の減算から前記組織２の画像を再構成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、
前記計測制御手段は、前記組織１からのエコー信号の位相と前記組織２からのエコー信号の位相との差が、１８０°の奇数倍となるように、前記偶数番目のエコー信号のピークと前記奇数番目のエコー信号のピークとの時間間隔を空けて各エコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。