WO2004021881A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2004021881A1
WO2004021881A1 PCT/JP2003/011061 JP0311061W WO2004021881A1 WO 2004021881 A1 WO2004021881 A1 WO 2004021881A1 JP 0311061 W JP0311061 W JP 0311061W WO 2004021881 A1 WO2004021881 A1 WO 2004021881A1
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WO
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dimensional
nmr signal
space
magnetic field
resonance imaging
Prior art date
Application number
PCT/JP2003/011061
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English (en)
French (fr)
Inventor
Yumiko Yatsui
Tetsuhiko Takahashi
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
Priority date (The priority date 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 date listed.)
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Publication date
Application filed by Hitachi Medical Corporation filed Critical Hitachi Medical Corporation
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
    • G01R33/5613—Generating steady state signals, e.g. low flip angle sequences [FLASH]

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter, referred to as MRI) apparatus for acquiring a tomographic image of a subject, and more particularly to a technique for reducing image quality deterioration of an image acquired by a high-speed imaging method using a steady state.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • An MRI apparatus uses the nuclear magnetic resonance (hereinafter, NMR) phenomenon of, for example, hydrogen nuclei, which is the main constituent substance of an object, to detect NMR signals generated from the object by the NMR phenomenon, and the detected NMR signal
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • An image such as a tomographic image of the observation site is captured based on the image.
  • a pulse sequence based on the SSFP type gradient echo method (hereinafter referred to as a gradient echo sequence) is frequently used.
  • the high-frequency magnetic field pulse is continuously applied to the observed part with a repetition time TR shorter than the longitudinal relaxation time and the transverse relaxation time, so that the applied magnetization at the observed part is in a steady state, that is, a steady state free precession ( Steady State Free Precession (SSFP) is used to image the observation site at high speed by measuring the magnetization in its steady state (for example, Marc Van Cauteren, HFFE and TTFE ultra-fast real-time imaging).
  • Imaging sequence with high S / N ratio INNERVISION, September 16, 2001, P44-P48 (hereinafter referred to as reference 1).
  • Reference 1 discloses a method of shortening the period of the transient state by applying a start-up sequence ( ⁇ / 2-TRZ2) before a series of high-frequency magnetic field pulses. The order is not disclosed. Even if the filling order of the linear order described in Reference 2 is incorporated into Reference 1, the NMR signal that fills the low-frequency region of k-space is acquired before the magnetic field at the observation site reaches a steady state. It does not contribute to improving the image quality. Disclosure of the invention
  • An object of the present invention is to reduce image quality deterioration due to fluctuation of a signal acquired in a transient state in an image acquired by a high-speed imaging method using a steady state (SSFP).
  • SSFP steady state
  • a magnetic resonance imaging apparatus of the present invention is configured as follows.
  • Static magnetic field generating means for generating a static magnetic field applied to the subject; gradient magnetic field generating means for generating three different gradient magnetic fields to be applied to the subject; and generating a high-frequency magnetic field pulse to be applied to the subject.
  • High-frequency magnetic field pulse generating means a signal detecting means for detecting an NMR signal generated from the subject, a signal processing means for reconstructing an image based on the NMR signal obtained by the signal detecting means, A display means for displaying an image reconstructed by the processing means; and a high-frequency magnetic field pulse for observing the subject with a repetition time shorter than the longitudinal relaxation time and the transverse relaxation time of the magnetic field at the observation site of the subject.
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a control unit configured to control each of the units so as to be applied to a site, wherein the control unit is configured such that the magnetization of the observation site is in a steady state. Filling said detected NMR signals in a low frequency region of the k-space.
  • the stable NMR signal detected in the steady state is filled in the low-frequency region of the k-space, which affects the image quality of the captured image, so that artifacts in the captured image can be suppressed and the image quality can be improved. it can.
  • the control means calculates an amount of the gradient magnetic field applied to the NMR signal detected in the steady state by a low frequency of k-space in which the NMR signal is filled.
  • Control is performed so that the amount corresponds to a position in the area.
  • the amount of encoding to be applied can be uniquely determined in accordance with the filling position in the low-frequency region of k-space, so that the NMR signal detected in the steady state is filled in the low-frequency region of k-space. Control can be easily performed.
  • control means applies the high-frequency magnetic field pulse and a slice selection gradient magnetic field to the subject to select a slice plane, and then selects a phase-encode gradient magnetic field and a frequency-encoder.
  • a stable NMR signal detected in a steady state can be filled in the low-frequency region of the two-dimensional k-space. Images can be acquired.
  • the control means calculates the amount of phase encoding applied to the NMR signal detected in the steady state in a low-frequency region of a two-dimensional k-space filled with the NMR signal. Is controlled so as to be an amount corresponding to the position in the box. As a result, it is possible to uniquely determine the amount of phase encoding to be applied corresponding to the filling position in the low-frequency region of the two-dimensional k-space, so that the control for filling the NMR signal into the low-frequency region of the two-dimensional k-space can be performed. Can be easily performed.
  • control means applies the high-frequency magnetic field pulse, the slice-encode gradient magnetic field, the phase-encode gradient magnetic field, and the frequency-encode gradient magnetic field to the subject.
  • the three-dimensional image is acquired by adding three-dimensional position information to the NMR signal, and the NMR signal of the observed part is detected in the steady state in the low-frequency region 3 of the three-dimensional k-space. Fill.
  • control means calculates a slice encoding amount and a phase encoding amount applied to the NMR signal detected in the steady state, by using a three-dimensional k-space filled with the NMR signal. The amount is controlled so as to correspond to the position in the low frequency region.
  • control means converts the NMR signals detected immediately after and after the magnetization of the observation site reaches the steady state into a two-dimensional or three-dimensional k-space low-frequency region. Fill inside.
  • control means determines a slice encoding amount or a phase and a phase encoding code to be applied to the detected NMR signal immediately after the steady state is reached and after that, and the NMR signal is Control is performed so that the amount corresponds to the position in the low frequency region of the 2D or 3D k-space to be filled.
  • the slice code amount and / or phase code amount to be applied corresponding to the filling position in the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space can be uniquely determined. It is possible to easily control the filling of the NMR signal into the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k space immediately after and after reaching.
  • control means converts the NMR signals detected immediately after and after the magnetization of the observation site reaches the steady state into a two-dimensional or three-dimensional k-space low-frequency region. (Detected toward the positive or negative high frequency side from the center).
  • control means calculates a slice encode amount or / and a phase encode code amount applied to the detected NMR signal immediately after the steady state has been reached and thereafter, by using the NMR signal. Is controlled to be an amount corresponding to the position in the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space in which is filled, and to have a positive or negative value whose absolute value increases sequentially.
  • the NMR signal is filled in the order of detection from the center in the low frequency region of k-space toward the positive or negative high frequency side. Can be.
  • control means converts the NMR signals detected immediately after and after the magnetization of the observation site reaches the steady state into a two-dimensional or three-dimensional k-space low-frequency region.
  • the positive and negative positions are filled alternately from the center in the direction toward the high frequency side in the order detected.
  • the control means sets the slice encoding amount and / or the phase encoding code applied to the detected NMR signal immediately after the steady state is reached and thereafter. Control is performed so that the amount corresponding to the position in the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space at which the NMR signal is filled, and the absolute value of the value alternately increases with a positive / negative value.
  • NMR signals can be filled from the center in the low-frequency region of k-space toward the high-frequency side in the order in which positive and negative positions are detected alternately.
  • control unit is configured to convert the MR signals detected immediately after the magnetizing of the observation site reaches the steady state and after that, to a low-dimensional two-dimensional or three-dimensional k-space. Fill in the order of detection from the positive or negative high frequency side in the frequency domain toward the center.
  • control means determines the amount of slice code and / or the amount of phase encode applied to the detected NMR signal immediately after the steady state has been reached and thereafter, by using the NMR signal. Is controlled so that it is an amount corresponding to the position in the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space where is filled, and the absolute value of the positive or negative value gradually decreases.
  • the NMR signal is filled in the order from the positive or negative high frequency side toward the center in the low frequency region of k-space. can do.
  • control unit is configured to convert the NMR signals detected immediately after the magnetic field of the observation site reaches the steady state and after that, into a two-dimensional or three-dimensional k-space. Positive and negative positions are filled in the order in which they are detected alternately from the high frequency side to the center in the frequency domain.
  • control means includes a slice encoding amount and / or a phase encoding amount applied to the detected NMR signal immediately after the steady state is reached and thereafter. Is controlled so as to be an amount corresponding to the position in the low-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space at which the NMR signal is filled, and to have an amount whose absolute value sequentially decreases with alternating positive and negative values.
  • the NMR signal is filled in the order in which positive and negative positions are alternately detected from the high frequency side to the center in the low frequency region of k-space. can do.
  • control means fills the NMR signal in which the magnetization of the observation site is detected in the transient state into a positive or negative high-frequency region of a two-dimensional or three-dimensional k-space. I do.
  • the NMR signal having a large fluctuation detected in the transient state is detected.
  • the artefact of the image can be suppressed and the image quality can be improved.
  • the time required to fill the k-space with NMR signal data that is, the entire scan time, can be reduced.
  • control means fills the NMR signal detected in the transient state with the slice code amount or the Z and phase code amounts applied to the NMR signal. Control is performed so that the amount corresponds to the position in the positive or negative high frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space.
  • the slice code amount or Z and phase encode amount to be applied corresponding to the filling position in the positive or negative high frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space are uniquely determined. Therefore, the control of filling the NMR signal detected in the transient state into the positive or negative high frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space can be easily performed.
  • control means converts the NMR signal detected in the transient state when the magnetic field of the observation site is in the transient state in a positive or negative high-frequency region of a two-dimensional or three-dimensional k-space. Fill in the order of detection from high frequency side to low frequency side.
  • the NMR signal having a large fluctuation detected in the transient state can be filled on the higher frequency side of the k-space, so that the image artifact can be further reduced and the image quality can be further improved.
  • control means fills the NMR signal detected in the transient state with the slice code amount or the Z and phase code amounts applied to the NMR signal. Control is performed so that the absolute value is an amount corresponding to a position in the positive or negative high-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space, and the absolute value of the positive or negative value gradually decreases.
  • NMR signals can be filled in the order of detection from the high-frequency side to the low-frequency side in the positive or negative high-frequency region of the k-space.
  • control means converts the NMR signal in which the magnetization of the observation site is detected in the transient state into a two-dimensional or three-dimensional k-space.
  • the positive and negative positions in the positive or negative high frequency region are filled from the high frequency side to the low frequency side in an alternately detected order.
  • control means fills the NMR signal detected in the transient state with the slice code amount or the Z and phase code amounts applied to the NMR signal. Control is performed so that the amount corresponds to the position in the positive or negative high-frequency region of the two-dimensional or three-dimensional k-space, and the absolute value decreases gradually with positive and negative alternating values.
  • the slice code amount and / or the phase encode amount By controlling the slice code amount and / or the phase encode amount, the order in which the positive and negative positions of the NMR signal are alternately detected from the high frequency side to the low frequency side in the high frequency region of k space is controlled. Can be filled.
  • control means controls the filling of the NMR signal into the k-space after applying a spin preparation pulse for exciting and saturating a desired target.
  • the desired object is fat in the observation region, and the spin preparation pulse excites and saturates only fat. As a result, it is possible to acquire an image in which signals from fat in the observation site are reduced.
  • the desired object is fat in the observation region, and the spin preparation pulse is 180. This makes it possible to acquire an image with reduced signals from fat in the observation site.
  • the desired object is a blood flow in the observation site.
  • the spin preparation pulse is a bipolar gradient magnetic field.
  • the desired object is a region outside the observation region
  • the spin preparation panel includes a presaturation pulse that selectively excites only the region outside the observation region. I do.
  • FIG. 1 shows a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 shows an embodiment of a pulse sequence of the two-dimensional gradient echo method according to the present invention.
  • FIG. 3 shows an embodiment of a pulse sequence of the three-dimensional gradient echo method according to the present invention.
  • Figure 4 shows a conceptual diagram of the SSFP gradient echo sequence.
  • FIG. 5 is a diagram conceptually showing various modified examples of the filling control to the k-space.
  • FIG. 6 is a conceptual diagram in which a spin preparation pulse is added to one embodiment of the gradient echo sequence according to the present invention.
  • Figure 7 shows a conceptual diagram of cardiac imaging using fat suppression pulses.
  • Figure 8 is a conceptual diagram of the CHESS method.
  • FIG. 1 shows a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 shows an embodiment of a pulse sequence of the two-dimensional gradient echo method according to the present invention.
  • FIG. 3 shows an embodiment of a pulse sequence of the three-dimensional
  • FIG. 9 is a pulse sequence diagram of presaturation when presaturation is performed outside the observation site.
  • FIG. 10 shows a conceptual diagram of an example of three-dimensional imaging to which the present invention is applied.
  • FIG. 11 is a conceptual diagram of another example of three-dimensional imaging to which the present invention is applied.
  • FIG. 1 shows a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the MRI apparatus 1 generates a static magnetic field magnet 12 for generating a static magnetic field applied to a subject 10 and a gradient magnetic field applied to the subject 10 in three different directions, for example, Y and ⁇ axes.
  • a gradient magnetic field coil 14 is provided. Any one of these three directions can be used in the slice direction, the phase encode direction, and the frequency encoder.
  • a gradient magnetic field is applied as a code direction.
  • an RF coil 16 for generating a high-frequency magnetic field pulse applied to the subject 10, ie, an RF pulse, and an RF probe 18 for detecting an NMR signal, ie, an echo signal, generated from the subject 10 are provided.
  • a signal processing unit 20 for reconstructing an image based on the echo signal obtained by the RF probe 18 and a display unit 22 for displaying the image reconstructed by the signal processing unit 20 are provided. The operation of the MRI apparatus thus configured will be described.
  • a static magnetic field is applied to the subject 10 by the static magnetic field magnet 12.
  • a slice selection gradient magnetic field is applied to an observation region of the subject 10 to which a static magnetic field is applied, for example, a heart, according to a signal of a gradient magnetic field power supply 26 based on a command from a control unit 24, in accordance with a signal from a gradient magnetic field coil 14 .
  • a slice selection gradient magnetic field is applied, and an RF pulse is applied to the observation site from the RF coil 16 in accordance with a signal from the signal transmission unit 28 based on a command from the control unit 24.
  • causes the NMR phenomenon causes A phase encoding gradient magnetic field and a frequency encoding gradient magnetic field are applied from a gradient magnetic field coil 14 to obtain positional information of the observation site where the NMR phenomenon is caused, and a two-dimensional tomographic image is obtained.
  • a three-dimensional image can be obtained by further applying a slice encoding gradient magnetic field in the slice direction.
  • an echo signal generated from the observation site due to the NMR phenomenon is detected by the signal detection unit 30 from the RF probe 18 based on a command from the control unit 24.
  • the signal processing unit 20 reconstructs a tomographic image of the observation site, for example, a tomographic image of the heart, two-dimensionally or three-dimensionally, and displays the reconstructed two-dimensional or three-dimensional image. Displayed in Part 22.
  • FIGS. 2 and 3 show an embodiment of a pulse sequence according to the gradient echo method according to the present invention.
  • Figure 2 shows a pulse sequence for acquiring a two-dimensional tomographic image
  • Figure 3 shows a pulse sequence for acquiring a three-dimensional image.
  • the horizontal axis shows the application timing of the RF pulse during imaging, the slice selection gradient magnetic field Gs, the phase encoding gradient magnetic field Gp, and the frequency encoding gradient magnetic field Gr, in order from the highest level.
  • the horizontal axis shown at the bottom is a timing chart for receiving an echo signal.
  • the axis direction of each horizontal axis indicates the passage of time.
  • Fig. 3 shows the phase selection code in the slice direction for the slice selection gradient magnetic field Gs in Fig. 2. In order to perform this, a slice magnetic field gradient magnetic field was added.
  • a timing chart of the pulse sequence in FIG. 2 will be described.
  • an observation site for example, a heart
  • the observation site of the subject 10 is arranged in a measurement space in a static magnetic field (for example, 1.5 Tesla).
  • a slice selection gradient magnetic field 101 for example, 1.5 Tesla
  • an RF pulse 102 having a flip angle of a for example, 45 °
  • the phase encoding gradient magnetic field 103 is applied to the observation site where the NMR phenomenon has been induced with the number of phase encodings (for example, 128, 256, 512, etc.) determined by the control unit 24.
  • phase encoding gradient magnetic field 103 When the phase encoding gradient magnetic field 103 is applied to the observation site, a so-called dephase pulse 104 is applied in the frequency encoding direction, that is, in the reading direction. As a result, the phase difference between nuclear spins in the Gr axis direction increases.
  • the echo signal 107 is received during the A / D sampling interval 106 while applying the frequency encode gradient magnetic field 105.
  • the observation site After receiving the echo signal 107, the observation site has a phase encode gradient magnetic field 108 of the opposite polarity to the phase encode gradient magnetic field 103 and a frequency encode code gradient magnetic field 105 in the readout direction in the opposite polarity, and the applied amount of 1Z2 ( A so-called rephase gradient magnetic field 109 (an area surrounded by the gradient magnetic field waveform and the time axis) is applied. This cancels the phase difference between nuclear spins.
  • an RF pulse 110 having a flip angle of 1 ⁇ (for example, 1-45) is applied.
  • the time from when the RF pulse 102 having the flip angle ⁇ is applied to when the RF pulse 110 having the flip angle of 1 ⁇ is applied is referred to as a repetition time TR.
  • a transient or steady state echo signal 107 (for example, a time-series signal consisting of 128, 256, 512, and 1024 sampling data) is acquired. I do.
  • the timing chart of the pulse sequence in Fig. 3 shows that, in addition to Fig. 2 (a), in order to perform phase encoding in the slice direction after the slice selection gradient magnetic field 101, a slice encode gradient magnetic field 111 is applied, and the echo signal 107 Then, a slice encode gradient magnetic field 112 having a polarity opposite to that of the slice encode gradient magnetic field 111 is applied to cancel the phase difference of the nuclear spin between TRs. The rest is the same as Fig. 2 (a). This makes it possible to acquire a three-dimensional image. In the timing chart of such a pulse sequence, if the repetition time TR is shortened and the pulse sequence is repeated, the magnetization reaches a steady state through a transient state.
  • the repetition time ⁇ is set to a time significantly shorter than either of the longitudinal relaxation time T1 and the transverse relaxation time T2 (for example, 3 ms or less)
  • the state in which the temporal change of the magnetism fluctuates that is, the transient state
  • the so-called steady-state free precession (SSFP) changes gradually over time.
  • the fluctuating signal detected in the transient state is filled in the low-frequency region of the k-space
  • the amount of artifacts increases in the captured image. This is because the low-frequency region of k-space determines the overall change of the reconstructed image (image quality, especially the contrast), and the low-frequency region of k-space is filled with the fluctuating signal during the transient state. This will have a large effect on the overall change of the image.
  • the present invention controls the amount of phase encoding or the amount of slice encoding, and suppresses the occurrence of suffocation by filling a signal detected in a steady state into a low-frequency region of k-space.
  • the control unit 24 controls the amount of phase encoding or the amount of slice encoding.
  • Fig. 4 shows a conceptual diagram of a gradient echo sequence of the SSFP type. As shown in the figure, the timing of applying RF pulses 102a to 102n having a flip angle of ⁇ or 1 ⁇ to an observation site, for example, the heart, and the reception of echo signals 107a to: 07b received in accordance with the applied RF pulses Timing is shown on the two horizontal axes.
  • a k-space 112 in which the received echo signal is filled is shown, and the k-space 112 is a frequency encoder direction kx which is a horizontal axis and a vertical axis which is orthogonal to the horizontal axis kx. It is a two-dimensional space formed by the phase encoder direction ky.
  • the k-space 112 is partitioned into a central portion 112a, that is, a low-frequency region and an end portion 112b, that is, a high-frequency region, in the phase encoding direction. This division is empirically determined by the shooting conditions and the shooting target. For example, 1/32 to 1/2 of the total number of phase codes can be set as the low frequency region.
  • the applied amount of the phase encoder gradient magnetic field 103 By controlling the (phase encoder amount), for example, the echo signals 107a to 107e detected in the transient state are discarded, and the echo signals detected after reaching the steady state (e.g., the echo signals 107f to ) Is filled in the center 112a of the k-space 112, and the echo signals detected after filling the area of the center 112a (e.g. Fill end 112b.
  • the amount of phase encoding by the phase encoding gradient magnetic field 103 is set to an amount corresponding to a position in the central portion 112a which is a low-frequency region of the k-space where the echo signal detected in the steady state is filled. Controlled. For example, when the echo signal is filled at the position of ky in the k space in FIG. 4, the phase code amount is set to the side of the observation region at both ends of the FOV (Field of view; width of the field to be imaged) in the direction of the phase code. It is applied so that the phase difference of magnetization becomes 2 ⁇ ky. Therefore, the intensity Gp of the phase encoding gradient magnetic field is
  • equation (1) J ⁇ ⁇ Gp ⁇ FOV ⁇ dt (1)
  • the integral on the right side of equation (1) is the integral over the application time of the phase encoder gradient magnetic field (for example, the application time of 103 in FIG. 2), and ⁇ is the magnetic rotation ratio (42.6 ⁇ for proton).
  • ⁇ is the magnetic rotation ratio (42.6 ⁇ for proton).
  • the echo signal filled in the central portion 112a of the k-space 112 is a stable signal whose signal strength does not fluctuate greatly, the echo signal 107a to 107e detected in the transient state is filled in the central portion 112a.
  • the occurrence of artefat can be suppressed as compared with.
  • the filling order is such that the echo signal 107f is filled into the low-frequency region ⁇ of the k-space.
  • the phase encoder amount by the phase encoder gradient magnetic field for performing the filling control is controlled so as to be an amount corresponding to the position in the low frequency region of the k space where the echo signal is filled.
  • the spin preparation pulse described below must be applied immediately before the application of a series of RF pulses, and the echo signal must be measured before the effect of the spin preparation pulse is reduced. Especially important in the case.
  • the echo signals detected immediately after reaching the steady state and thereafter are filled in the order of detection from the center toward the positive or negative high frequency side in the low frequency region of k-space in the order of detection. .
  • This is the filling order in (1) above, in which the filling is performed in order from the center of the low-frequency region of k-space (kx axis in FIG. 5) toward the positive or negative high-frequency side (112b region in FIG. 5).
  • the echo signal 107f in FIG. 4 is the echo signal immediately after reaching the steady state
  • the subsequent echo signals are sequentially filled toward the high frequency side.
  • the phase encoding amount by the phase encoding code gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the low frequency region of the k space where the echo signal is filled based on the formula (1), and is positive or negative. A negative value is controlled so that its absolute value becomes a gradually increasing amount. Such a filling order is even more effective when the spin preparation pulse is applied.
  • the echo signals detected immediately after reaching the steady state and thereafter are filled in the order in which the positive and negative positions are alternately detected from the center in the low frequency region of k-space toward the high frequency side in the order of detection. I do.
  • This is the filling order in which the positive and negative low-frequency regions (positive and negative regions sandwiching the kx axis of the low-frequency region 112a in FIG. 5) are alternately and sequentially filled in the above (1).
  • phase code amount by the phase code gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the low frequency region of the k-space at which the echo signal is filled based on the equation (1), and the sign is alternated. The value is controlled so that its absolute value becomes a gradually increasing amount. As a result, the positive side and the negative side of the low-frequency region are filled in a well-balanced manner, so that an image with further reduced artifact can be obtained.
  • the phase encoder amount by the phase encoder gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the low frequency region of the k-space at which the echo signal is filled based on the equation (1).
  • the control is performed so that the absolute value of the positive or negative value is an amount that sequentially decreases.
  • Echo signals detected immediately after reaching the steady state and after that are detected in the order of detection are detected in the order of detection.
  • One jet in which positive and negative positions are alternately detected from the high frequency side in the low frequency region of k-space toward the center. Fill in the beginning. This is the filling order in which the positive and negative low frequency regions (positive and negative regions sandwiching the k-axis of the low frequency region 112a in FIG. 5) are alternately and sequentially filled in the above (1).
  • the phase encoder amount due to the phase encoder gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the low frequency region of the k-space where the echo signal is filled based on equation (3), and Control is performed so that the absolute value of the value alternates between the positive and negative values and the absolute value decreases gradually. This allows the positive and negative high-frequency sides in the low-frequency region to be filled with fluctuations in the echo signal strength based on a slight transient state in a well-balanced manner, so that an image with further reduced artefact can be obtained.
  • the above has described the embodiment in which the echo signal obtained in the transient state is discarded without using it.
  • the present invention further fills the high frequency region of the k-space with the echo signal obtained in the transient state, and puts the echo signal in the k-space.
  • the overall scan time is reduced by reducing the time to fill the echo signal data.
  • the echo signals 107a to 107e detected in the transient state are filled in the end 112b of the k-space 112 without being discarded.
  • the time required to fill the k-space with the echo signal data can be reduced as compared with the first embodiment in which the k-space is filled using only the signals 107f to 107n detected in the steady state.
  • This is for the following reasons. That is, in general, the signal in the high frequency region of the k space is almost noise or a weak signal, and thus the influence on the captured image is smaller than the signal in the low frequency region. Therefore, even if the high-frequency region in the k-space is filled with a large-variation echo signal detected in the transient state, the adverse effect on the captured image is negligibly small.
  • the following modification is possible with respect to the filling order for filling the high-frequency region of the k-space with a large fluctuation echo signal detected in the above transient state.
  • the phase encode code amount by the phase encode code gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the high frequency region of the k space where the echo signal is filled based on the equation (1), and is a positive or negative value. Is controlled so that the absolute value becomes a gradually decreasing amount. Such a filling order is particularly effective when the period of the transient state cannot be made too long as in the case of applying the spin preparation pulse.
  • NMR NMR Fill the NMR signal detected in the transient state from the high-frequency side to the low-frequency side in the positive or negative high-frequency region of k-space in the order in which the positive and negative positions are detected alternately.
  • This is a filling order in which the positive and negative high-frequency regions (positive and negative regions sandwiching the k-axis of the high-frequency region 112b in FIG. 5) are alternately and sequentially filled in the above (1).
  • the phase encoding amount due to the phase encoding gradient magnetic field for performing the filling control is an amount corresponding to the position in the high frequency region of the k-space where the echo signal is filled based on the equation (1), and the sign is alternated.
  • the value is controlled so that its absolute value becomes a decreasing amount.
  • FIG. 6 is a conceptual diagram in which a spin preparation pulse is added to one embodiment of the gradient echo sequence according to the present invention.
  • the spin preparation pulse 115 (hereinafter, a specific example of the spin preparation pulse) is used.
  • the RF pulses 102a to 102 ⁇ are continuously applied for a repetition time TR to make the observation region in a steady state (SSFP) and to the k-space. Control for filling the echo signal.
  • SSFP steady state
  • a fat excitation pulse 115 for selectively exciting only fat is applied in order to suppress a signal from fat.
  • the fat suppression effect of the fat excitation pulse 115 is highest immediately after the application, and decreases with time. Therefore, it is preferable to fill the center 112a of the k-space 112 with an echo signal (eg, echo signals 107f to 107i) detected immediately after reaching the steady state.
  • the echo signals e.g., echo signals 107f to 107i
  • a frequency selective pulse for example, a CH ESS method (Chemical Shift Suppression; for example, Yuichi Hata, Shinpei Tada: Fat Suppression Image. Diagnosis 14: 48-54, 1994) shown in FIG. Can be.
  • a strong gradient magnetic field pulse i.e., a crash pulse (121s, 121p, 121r)
  • a crash pulse 121s, 121p, 121r
  • Dephasing is performed so that the fat signal does not refocus.
  • the fat signal can be suppressed, and the occurrence of artifacts in the captured image due to the fat signal can be reduced.
  • an inversion recovery (IR) pulse having an excitation angle of 180 ° may be used.
  • the control unit 24 sets the pulse sequence start timing so that the time when the longitudinal magnetization of fat becomes zero due to the inversion recovery pulse and the time when the magnetization of other tissues reaches the steady state are almost the same. Control.
  • the signal immediately after reaching the steady state (example For example, the slice encoding amount or the phase encoding amount is controlled so that the echo signals 107f to 107i) fill the central portion 112a of the k-space 112.
  • the echo signal filled in the central portion 112a becomes an echo signal having a stable characteristic that sufficiently obtains the fat suppressing effect of the inversion recovery pulse, thereby further suppressing the occurrence of artifact in the captured image. can do.
  • This fat excitation pulse 115 is used, for example, when imaging a coronary artery of the heart, when suppressing a fat signal around the coronary artery, and renders an image of the coronary artery with good contrast.
  • FIG. 7 shows a conceptual diagram of cardiac imaging using the fat excitation pulse 115.
  • Figure 7 shows the measurement window, i.e., the time (e.g., 1 second) from the time an ECG R-wave is sensed to the time the next ECG R-wave is sensed, separated by a fixed time (e.g., 100 ms to 200 ms).
  • RF pulses 102a to 102i are applied continuously at a repetition time TR of, for example, 4 ms, using a gradient echo method of the SSFP type for each measurement window separated.
  • a fat excitation pulse 115 is applied to the observation site, for example, the heart, and then, if necessary, an RF pulse 120 having a flip angle of 1 ⁇ / 2 as a start-up sequence (Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-56932) is applied. Then, RF pulses 102a to 102i having a flip angle of ⁇ or 1 ⁇ , which is a high-speed imaging pulse sequence, are applied to control filling of the k-space with the echo signal of the present invention. As described above, by applying the RF pulse 120 having a flip angle of 1 ⁇ / 2, strong vibration of a signal in a transient state can be suppressed.
  • the number of excitations of, for example, 20 to 30 times required to reach the steady state can be reduced to, for example, about 10 to 15 times.
  • the time during which a stable signal can be detected can be reduced as compared with the case where the RF pulse 120 is not applied, and the detected signal can further obtain the fat suppression effect of the fat excitation pulse 115. .
  • a presaturation pulse is applied in order to suppress a signal from outside the observation region. If it is necessary to suppress the signal from outside the observation site, for example, after exciting the outside of the observation site in advance to suppress the signal from the blood flow flowing into the observation site from outside the adjacent observation site, Apply a strong gradient magnetic field pulse or crusher pulse to observe Dephase all external magnetization.
  • a strong gradient magnetic field pulse or crusher pulse to observe Dephase all external magnetization.
  • an example of exciting the outside of the observation site is shown in FIG. Under the application of the normal slice selection gradient magnetic field 122, the RF pulse 123 with the transmission frequency shifted so as to excite the outside of the observation site is applied, and then the crusher pulses (121s, 121p, 121r) similar to Fig. 8 are applied.
  • RF pulses 102a to 102i having a flip angle of 1 or 1 ⁇ , which is a high-speed imaging pulse sequence, are applied to control filling of the k-space with the echo signal of the present invention.
  • the RF pulse 120 having a flip angle of 1 ⁇ ⁇ 2 as the start-up sequence may be applied to shorten the period of the transient state.
  • spin a bipolar gradient magnetic field two continuous gradient magnetic fields whose waveforms are symmetric with respect to the center of each other and have different polarities.
  • a gradient magnetic field having a one-cycle sine waveform in order to suppress artifacts due to blood flow.
  • the control unit 24 when using the bipolar gradient magnetic field for suppressing the echo signal from the blood flow, the control unit 24 obtains the echo signal (for example, the echo signals 107f to 107e) that maximizes the dephasing effect of the bipolar gradient magnetic field in a steady state.
  • the slice encode amount or the phase encode amount is controlled so that 107i) fills the central portion 112a of the k-space 112. Thereby, it is possible to suppress an artifact on the captured image due to the blood flow signal.
  • FIG. 10 shows that after applying the fat excitation pulse 115 to the observation site, for example, the heart, the RF pulses 102a to 102n are continuously applied by applying the three-dimensional pulse sequence based on the Dallasent echo method shown in FIG. Echo signals 107a to 107 ⁇ generated from the applied observation site are detected.
  • FIG. 10 shows that the fat excitation pulse 115 is used as a spin preparation pulse in advance to show that the spin preparation pulse in the third embodiment can be combined in advance and applied.
  • the echo signal 107a ⁇ : L07n is filled in a three-dimensional: k-space 200 (lower left is a perspective view, lower right is a view from the Kp axis direction force).
  • This three-dimensional k-space consists of the Ks axis corresponding to the slice encode axis, the Kp axis corresponding to the phase encode axis, and the Er axis corresponding to the frequency encode axis, and the detected echo signals 107a to : L07n is located at a position corresponding to each slice encoding amount and phase encoding amount, and on a line segment parallel to the Kr axis.
  • the high-speed imaging function of the control unit 24 uses, for example, the first measurement window, that is, from the time when the electrocardiogram R wave is sensed.
  • Signals detected in a transient state until the next ECG R-wave is sensed e.g., echo signals 107a to 107e
  • a first peripheral region that is, a high-frequency region 201b (left side).
  • signals detected immediately after reaching the steady state and after that e.g., echo signals 107f to 107i
  • a signal detected in a state where the suppression effect of the fat excitation pulse 115 is reduced (for example, the echo signals 107j to 07 ⁇ ) is filled in the second peripheral region, that is, the high frequency region 201b (right side).
  • the low-frequency region becomes a square column with the Kr axis as the central axis (longitudinal direction), and the high-frequency region becomes a region surrounding this square column.
  • control unit 24 fills the first area 200a with the echo signal detected in the first measurement window, and similarly, stores the echo signal detected in the second measurement window in the second area 200a.
  • the region 200b is filled, the echo signal detected in the third measurement window is filled in the third region 200c, and the echo signal detected in the fourth measurement window is further filled in the fourth region 200d. Fill.
  • the signal filled in the central portion 201a of the k-space 200 has a small variation in signal intensity and a sufficient effect of suppressing a fat signal, so that the occurrence of artifacts in a high-speed captured image can be suppressed. This makes it possible to obtain a three-dimensional image with good image quality, especially good contrast.
  • FIG. 11 shows a conceptual diagram of another embodiment in which the present invention is applied to three-dimensional imaging.
  • the vertical axis ks of the k space 200 indicates a slice encoding axis
  • the horizontal axis kp indicates a phase encoding axis.
  • the control unit 24 Signal (e.g., echo signals 107f-107i) that fills the low-frequency region of k-space 200, i.e., the circular center 202a, and also detects signals in the transient state (e.g., The echo signals 107j to 107n) are filled in the high frequency region, that is, the peripheral region 202b.
  • the low-frequency region has a cylindrical shape with the Kr axis as the central axis (longitudinal direction), and the high-frequency region is a region surrounding this cylinder.
  • the signal filled in the central part 202a has a small variation in signal intensity and a sufficient effect of suppressing a fat signal. 3D images can be obtained.
  • the filling j of the echo signal into the three-dimensional k-space should be applied to the three-dimensional k-space by applying the same deformation as the modification of the filling order into the two-dimensional k-space shown in Fig. 5. You can do it.
  • the slice encode amount by the slice encode gradient magnetic field 111 is controlled to be an amount corresponding to a position in the central portion 201a which is a low-frequency region of the k-space where the echo signal detected in the steady state is filled. You.
  • the slice encode amount and the phase encode amount are the FOVs in the slice encode direction or the FOVp in the phase encode code.
  • the phase is applied so that the phase difference of the transverse magnetic field at the observation site becomes 2 ⁇ ′ ks and 2 ⁇ ⁇ kp, respectively. Therefore, the intensity Gs of the slice switch gradient magnetic field and the intensity Gp of the phase switch gradient magnetic field are respectively
  • Equation (2) and (3) Is the integral over the application time of the gradient magnetic field (e.g., 111 in Figure 3) and the integral over the application time of the phase gradient magnetic field (e.g., 103 in Figure 3), and ⁇ is the magnetic rotation Ratio.
  • the expression (1), the amount of phase encoding, and the description of ky in the case of the two-dimensional k space described in (1) to (4) above are expressed by the expression (2), the amount of the Slyen code, ks, and It is applied by substituting the phase encoder and kp.

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Abstract

SSFPを利用した高速撮像法における撮像画像の画質の劣化を低減する。静磁場発生手段12と、傾斜磁場発生手段14と、高周波磁場パルス発生手段16と、信号検出手段18と、信号処理手段20と、表示手段22と、各手段を制御する制御手段24とを備えてなる磁気共鳴イメージング装置において、制御手段24は、高周波磁場パルス発生手段16により、被検体の観察部位における磁化の縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間で高周波磁場パルスを観察部位に印加させ、印加による観察部位の磁化が定常状態において検出されたNMR信号をk空間の低周波領域に充填するように、傾斜磁場の位相エンコード量又はスライスエンコード量を制御する。

Description

明 細 書 磁気共鳴イメージング装置 技術分野
本発明は、 被検体の断層像を取得する磁気共鳴イメージング (以下、 MRI とい う）装置に関し、特に定常状態を利用した高速撮像法によって取得される画像の画 質劣化を低減する技術に関する。 背景技術
MRI装置は、 被検体の主な構成物質である例えば水素原子核の核磁気共鳴 (以 下、 NMRという)現象を用い、 NMR現象により被検体から発生する NMR信号 を検出し、 検出された NMR信号に基づいて観察部位の断層像などの画像を撮像 するものである。
このような MRI装置において、種々の高速撮像技法が提案されており、特に、 SSFP型のグラジェントェコ一法に基づくパルスシーケンス (以下、 グラジェント エコーシーケンスという）が多用されている。 これは、縦緩和時間と横緩和時間よ り短い繰り返し時間 TRで観察部位に高周波磁場パルスを連続して印加すること により、 印加された観察部位の磁化を定常状態すなわち定常状態自由歳差運動 (Steady State Free Precession： SSFP)の状態にして、 その定常状態における磁 化を測定することにより観察部位を高速に撮像するものである (例えば、 Marc Van Cauteren, H FFEと T TFE超高速リアルタィム撮像と高 S/Nを両立さ せた撮像シーケンス」 、 INNERVISION、 2001年 9月 16日、 P44— P48(以下、 文献 1という）に記載されている)。
このような SSFP型のグラジェントエコーシーケンスでは、観察部位の磁ィ匕が 定常状態に達するまでのいわゆる過渡状態では、 磁ィ匕が変化を続けて振動するた め、 検出された NMR信号の信号強度も大きく変動する。 この変動が大きい過渡 状態の NMR信号に基づいて画像を再構成すると、 アーチファタトが生じて画像 の画質が劣化する。 一方、 k空間へ NMR信号を充填していく従来方法は、 k空間の一方の高周波 側から中心を通つて他方の高周波側に順次 NMR信号を充填していくリ二ァォー ダ一の充填順序 (例えば、 特開 2001—70283号公報 (以下、 文献 2という；))が知ら れている。上記文献 1にはスタートアップシーケンス（α/2— TRZ2)を一連の高 周波磁場パルスの前に印加して過渡状態の期間を短縮する方法が開示されている ものの、 ： k空間の NMR信号の充填順序については開示されていない。 仮に上記 文献 2のリニアオーダーの充填順序を上記文献 1に取り入れたとしても、観察部 位の磁ィヒが定常状態に達する前に k空間の低周波領域に充填される NMR信号を 取得してしまい画質の改善には貢献しない。 発明の開示
本発明の目的は、定常状態 (SSFP)を利用した高速撮像法によって取得される画 像において、 過渡状態に取得される信号の変動に基づく画質劣化を低減すること である。
上記目的を達成するために、 本発明の磁気共鳴ィメ一ジング装置は以下の様に 構成される。
被検体に印加する静磁場を発生する静磁場発生手段と、 前記被検体に印加する 互いに異なる 3方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、 前記被検体に印 加する高周波磁場パルスを発生する高周波磁場パルス発生手段と、 前記被検体か ら発生する NMR信号を検出する信号検出手段と、 該信号検出手段により得られ た NMR信号に基づいて画像を再構成する信号処理手段と、 該信号処理手段によ り再構成された画像を表示する表示手段と、 前記被検体の観察部位における磁ィ匕 の縦緩和時間と横緩和時間より短い繰り返し時間で前記高周波磁場パルスが該被 検体の観察部位に印加されるように前記各手段を制御する制御手段とを備えてな る磁気共鳴イメージング装置において、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 定常状態において検出された前記 NMR信号を k空間の低周波領域内に充填する。 これにより、 撮像画像の画質に影響を与える k空間の低周波領域に、 定常状態 において検出された安定な NMR信号が充填されるので、 撮像画像のアーチファ クトを抑制して画質を向上することができる。 · 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態において検出さ れた NMR信号に印加される前記傾斜磁場のェンコ一ド量を、 該 NMR信号が充 填される k空間の低周波領域内の位置に対応する量となるように制御する。 これにより、 k空間の低周波領域内の充填される位置に対応して印加すべきェ ンコード量を一意に決定できるので、 k空間の低周波領域内へ定常状態において 検出された NMR信号を充填する制御を容易に行うことができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記被検体に前記高周 波磁場パルスとスライス選択傾斜磁場を印加してスライス面を選択した後に位相 ェンコ一ド傾斜磁場と周波数ェンコ一ド傾斜磁場を印加して前記 NMR信号に 2 次元位置情報を付与して 2次元の前記画像を取得し、 前記観察部位の磁化が前記 定常状態において検出された前記 NMR信号を 2次元 k空間の低周波領域内に充 填する。
これにより、 特に 2次元断層像を取得する場合に、 2次元 k空間の低周波領域 内に定常状態において検出された安定な NMR信号を充填することができ、 ァー チファクトを抑制して 2次元画像を取得することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態において 検出された NMR信号に印加される位相ェンコ一ド量を、 該 NMR信号が充填さ れる 2次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量となるように制御する。 これにより、 2次元 k空間の低周波領域内の充填される位置に対応して印加す べき位相エンコード量を一意に決定できるので、 2次元 k空間の低周波領域内へ NMR信号を充填する制御を容易に行うことができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記被検体に前記高周 波磁場パルスとスライスェンコ一ド傾斜磁場と位相ェンコ一ド傾斜磁場と周波数 ェンコ一ド傾斜磁場を印加して前記 NMR信号に 3次元位置情報を付与して 3次 元の前記画像を取得し、 前記観察部位の磁ィ匕が前記定常状態において検出された 前記 NMR信号を 3次元 k空間の低周波領域內に充填する。
これにより、 特に 3次元断層像を取得する場合に、 3次元 k空間の低周波領域 内に定常状態において検出された安定な NMR信号を充填することができ、 ァー トを抑制して 3次元画像を取得することができる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態において 検出された NMR信号に印加されるスライスエンコード量と位相ェンコ一ド量を、 該 NMR信号が充填される 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量とな るように制御する。
これにより、 3次元 k空間の低周波領域内の充填される位置に対応して印加す べきスライスエンコード量と位相エンコード量を一意に決定できるので、 3次元 k空間の低周波領域内へ NMR信号を充填する制御を容易に行うことができる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 前記定常状態に到達した直後とその後において検出された前記 NMR信号を、 2 次元又は 3次元 k空間の低周波領域内に充填する。
これにより、特にスピンプリパレーションパルスを事前に印加する様な場合に、 スピンプレパレーションパルスの効果が低減する前に NMR信号を検出すること ができ、 アーチファタトを抑制しつつスピンプレパレーシヨンパルスの効果をよ り明確に反映した画像を取得することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態に到達し た直後とその後において検出された NMR信号に印加されるスライスエンコード 量又はノ及び位相ェンコード量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量となるように制御する。
. これにより、 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の充填される位置に対応 して印加すべきスライスェンコ一ド量又は/及ぴ位相ェンコ一ド量を一意に決定 できるので、定常状態に到達した直後とその後においても 2次元又は 3次元 k空 間の低周波領域内へ NMR信号を充填する制御を容易行うことができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 前記定常状態に到達した直後とその後において検出された前記 NMR信号を、 2 次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の中心から正又は負の高周波側に向けて検 出された)頃序で充填する。
これにより、特にスピンプリパレーションパルスを事前に印加する様な場合に、 スピンプレパレーションパルスの効果を最大限に反映した画像を取得することが できる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態に到達し た直後とその後において検出された NMR信号に印加されるスライスエンコード 量又は/及ぴ位相ェンコード量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が 順次増加する量となるように制御する。
これにより、 スライスェンコ一ド量又は/及び位相ェンコ一ド量を制御して、 NMR信号を k空間の低周波領域内の中心から正又は負の高周波側に向けて検出 された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 前記定常状態に到達した直後とその後において検出された前記 NMR信号を、 2 次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の中心から高周波側に向けて正と負の位置 を交互に検出された順序で充填する。
これにより、 NMR信号を k空間の低周波領域内にバランス良く充填すること ができるので、 アーチファタトをさらに低減した画像を取得することができる。 また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態に到達し た直後とその後にぉ 、て検出された NMR信号に印加されるスライスエンコード 量又は/及び位相ェンコード量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が 順次増加する量となるように制御する。
これにより、 スライスエンコード量又は Z及ぴ位相エンコード量を制御して、
NMR信号を k空間の低周波領域内の中心から高周波側に向けて正と負の位置を 交互に検出された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁ィ匕が 前記定常状態に到達し 直後とその後において検出された前記 MR信号を、 2 次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の正又は負の高周波側から中心に向けて検 出された順序で充填する。
これにより、 現実的には定常状態に達したと見なせても僅かな過渡状態が残つ ている様な場合に、僅かな過渡状態に基づく NMR信号強度の変動を k空間の低 周波領域内の高周波側に充填できるので、 この僅かな NMR信号強度の変動に基 づく画像のアーチファクトを低減することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態に到達し た直後とその後において検出された NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド 量又は/及び位相ェンコード量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が 順次減少する量となるように制御する。
二れにより、 スライスエンコード量又は/及び位相ェンコ一ド量を制御して、 NMR信号を k空間の低周波領域内の正又は負の高周波側から中心に向けた位置 に検出された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁ィ匕が 前記定常状態に到達した直後とその後において検出された前記 NMR信号を、 2 次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の高周波側から中心に向けて正と負の位置 を交互に検出された順序で充填する。
これにより、僅かな過渡状態に基づく NMR信号強度の変動を k空間の低周波 領域内の高周波側にバランス良く充填することができるので、 さらに画像のァー チファク トを低減することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記定常状態に到達し た直後とその後におレ、て検出された NMR信号に印加されるスライスエンコード 量又は/及び位相ェンコ一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が 順次減少する量となるように制御する。
これにより、 スライスェンコ一ド量又は/及び位相ェンコード量を制御して、 NMR信号を k空間の低周波領域内の高周波側から中心に向けて正と負の位置を 交互に検出された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 前記過渡状態において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 正又は負の高周波領域内に充填する。
これにより、撮像画像の画質特にコントラストに与える影響の少ない k空間の 正又は負の高周波領域内に、 過渡状態において検出された変動の大きい NMR信 号を充填することにより、 画像のアーチファタトを抑制して画質を向上すること ができる。 さらに、 k空間に NMR信号データを充填する時間つまり全体のスキ ャン時間を短縮することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記過渡状態において 検出された NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は Z及ぴ位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周 波領域内の位置に対応する量となるように制御する。
これにより、 過渡状態においても、 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周 波領域内の充填される位置に対応して印加すべきスライスェンコ一ド量又は Z及 び位相エンコード量を一意に決定できるので、 2次元又は 3次元 k空間の正又は 負の高周波領域内へ過渡状態において検出された NMR信号を充填する制御を容 易に行うことができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁ィ匕が 前記過渡状態において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 正又は負の高周波領域内の高周波側から低周波側に向けて検出された順序で充填 する。
これにより、過渡状態において検出された変動の大きい NMR信号を k空間の より高周波側に充填することができるので、 より画像のアーチファタトを低減し て画質をさらに向上することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記過渡状態において 検出された NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は Z及び位相ェンコ 一ド量を、 '該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周 波領域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が順次減少する 量となるように制御する。
これにより、 スライスエンコード量又は/及び位相エンコード量を制御して、
NMR信号を k空間の正又は負の高周波領域内の高周波側から低周波側に向けた 位置に検出された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が 前記過渡状態において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 正又は負の高周波領域内の高周波側から低周波側に向けて正と負の位置を交互に 検出された順序で充填する。
これにより、過渡状態において検出された変動の大きい NMR信号を k空間の 正負両側の高周波領域にバランス良く充填することができるので、 より画像のァ —チファタトを低減して画質をさらに向上することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 前記過渡状態において 検出された NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は Z及ぴ位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周 波領域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次減少する 量となるように制御する。
これにより、 スライスェンコ一ド量又は/及び位相エンコード量を制御して、 NMR信号を k空間の高周波領域内の高周波側から低周波側に向けて正と負の位 置を交互に検出された順序で充填することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記制御手段は、 所望の対象を励起して 飽和させるスピンプレパレーションパルスを印加した後に、 前記 NMR信号の k 空間への充填制御を行う。
これにより、 スピンプレパレーシヨンパルスの効果が低減する前に、 所望の対 象からの信号が抑制された NMR信号を取得することができ、 その結果、 所望の 対象からの信号が効果的に低減された画像を取得することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記所望の対象が前記観察部位中の脂肪 であり、 前記スピンプレパレーシヨンパルスは脂肪のみを励起して飽和させる。 これにより、 観察部位中の脂肪からの信号が低減された画像を取得することが できる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記所望の対象が前記観察部位中の脂肪 であり、 前記スピンプレパレーシヨンパルスは 180。 の励起角度を有する高周波 これにより、 観察部位中の脂肪からの信号が低減された画像を取得することが できる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記所望の対象が前記観察部位中の血流 であり、 前記スピンプレパレーションパルスはバイポーラ傾斜磁場とする。
これにより、 観察部位中の血流からの信号によるアーチファタトを低減した画 像を取得することができる。
また、 好ましい一実施態様によれば、 前記所望の対象が前記観察部位外の領域 であり、 前記スピンプレパレーションパノレスは該観察部位外の領域のみを選択励 起するプリサチユレーシヨンパルスとする。
これにより、 観察部位外の領域から信号が低減された画像を取得することがで さる。 図面の簡単な説明
図 1は本発明を適用した MRI装置の構成例を示す。 図 2は本発明に係る 2次 元の場合のグラジェントェコ一法のパルスシーケンスの一実施形態を示している。 図 3本発明に係る 3次元の場合のグラジェントェコ一法のパルスシーケンスの一 実施形態を示している。 図 4は SSFP型のグラジェントエコーシーケンスの概念 図を示している。 図 5は k空間への充填制御の各種変形例を概念的に示す図であ る。 図 6は本発明に係るグラジェントエコーシーケンスの一実施形態にスピンプ リパレーシヨンパルスを付加した概念図を示している。 図 7は脂肪抑制パルスを 用いた心臓イメージングの概念図を示している。 図 8は CHESS法の概念図であ る。 図 9は観察部位外をプリサチユレーションする場合のプリサチユレーション のパルスシーケンス図である。 図 10は本発明を適用した 3次元撮像の一例の概 念図を示している。 図 11は本発明を適用した 3次元撮像の他の例の概念図を示 している。 発明を実施するための最良の形態
本努明の実施の形態を図面に基づいて説明する。図 1は本発明を適用した MRI 装置の構成例を示す。 図に示すとおり、 MRI装置 1は、 被検体 10に印加する静 磁場を発生する静磁場磁石 12と、被検体 10に印加する互いに異なる 3方向例え ば Y、 Ζ軸方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル 14が設けられている。 これらの 3方向のいずれかをスライス方向、 位相エンコード方向、 周波数ェンコ ード方向として傾斜磁場を印加する。 また被検体 10に印加する高周波磁場パル スすなわち RFパルスを発生する RFコイル 16と、被検体 10から発生する NMR 信号すなわちエコー信号を検出する RFプローブ 18が備えられている。 RFプロ ーブ 18により得られたェコ一信号に基づいて画像を再構成する信号処理部 20と、 信号処理部 20により再構成された画像を表示する表示部 22とが設けられている。 このように構成された MRI装置の動作について説明する。静磁場磁石 12によ り被検体 10に静磁場が印加される。静磁場を印加した被検体 10の観察部位例え ば心臓に対して、制御部 24の指令に基づいた傾斜磁場電源 26の信号に応じて傾 斜磁場コイル 14カゝらスライス選択傾斜磁場を印加する。 スライス選択傾斜磁場 を印加するとともに、 観察部位に対して、 制御部 24の指令に基づいた信号送信 部 28の信号に応じて RFコイル 16から RFパルスが印加されて構成物質中の例 えば水素原子核に NMR現象が引き起こされる。 NMR現象が引き起こされた観 察部位の位置情報を取得するために傾斜磁場コイル 14力 ら位相エンコード傾斜 磁場と周波数ェンコ一ド傾斜磁場が印加されて 2次元断層像が取得される。 ある いは、 さらにスライス方向にもスライスエンコード傾斜磁場を印加すると 3次元 像を取得することができる。
そして、 NMR現象により観察部位から発生するエコー信号が制御部 24の指令 に基づいて RFプローブ 18から信号検出部 30により検出される。検出されたェ コー信号に基づいて信号処理部 20により観察部位の断層像例えば心臓の断層像 が 2次元的又は 3次元的に再構成され、再構成された 2次元又は 3次元画像が表 示部 22に表示される。
次に図 2と図 3は、本発明に係るグラジェントェコ一法のパルスシーケンスの 一実施形態を示している。 図 2は 2次元断層像を取得するためのパルスシーケン スであり、 図 3は 3次元像を取得するためのパルスシーケンスである。 図 2にお いて、 横軸は、 最上位段から順に、 撮像時の RFパルスの印加タイミング、 スラ イス選択傾斜磁場 Gs、 位相エンコード傾斜磁場 Gp、 周波数エンコード傾斜磁場 Grの印加タイミングを示しており、最下段に示す横軸は、エコー信号を受信する タイミングチヤ一トである。 また、 それぞれの横軸の軸方向は時間経過を示して いる。 図 3は図 2のスライス選択傾斜磁場 Gsにスライス方向の位相ェンコード を行うために、 スライスェンコ一ド傾斜磁場を追カ卩したものである。
図 2のパルスシーケンスのタイミングチャートを説明する。 まず、 MRI装置 1 により被検体 10の観察部位例えば心臓を撮像するとき、 静磁場 (例えば 1. 5テ スラー)中の計測空間内に被検体 10の観察部位を配置する。 そして観察部位にス ライス選択傾斜磁場 101を印加するとともに、 フリップ角が a (例えば 45°)であ る RFパルス 102を印加して観察部位のスライス内に NMR現象を誘起する。 NMR現象が誘起された観察部位に位相エンコード傾斜磁場 103を制御部 24に より決められた位相エンコード数 (例えば 128、 256、 512等)で印加する。 位相ェ ンコード傾斜磁場 103が観察部位に印加されるとき、周波数ェンコ一ド方向すな わち読み出し方向にいわゆるディフェーズパルス 104を印加する。 これにより、 Gr軸方向の原子核スピン間の位相差が拡大する。
次いで、 周波数ェンコ一ド傾斜磁場 105を印加しながら、 A/Dサンプリング 間隔 106の間にエコー信号 107を受信する。 エコー信号 107を受信した後、 観 察部位に位相ェンコ一ド傾斜磁場 103と逆極性の位相ェンコ一ド傾斜磁場 108と 読み出し方向に周波数ェンコード傾斜磁場 105の逆極性で、 かつ 1Z2の印加量 (傾斜磁場波形と時間軸との囲む面積)のいわゆるリフェーズ傾斜磁場 109を印加 する。 これにより、 原子核スピン間の位相差がキャンセルされる。
そして、 フリップ角が一 α (例えば一45。)である RFパルス 110を印加する。 こ こで、 フリップ角 αの RFパルス 102を印加した時からフリップ角が一 αの RF パルス 110を印加した時までの時間を繰り返し時間 TRという。 この繰り返し時 間 ΊΈで RFパルスを連続して観察部位に印加することにより過渡状態または定 常状態のエコー信号 107(例えば 128、 256、 512、 1024個のサンプリングデータ からなる時系列信号)を取得する。
図 3のパルスシーケンスのタイミングチャートは、 図 2(a)に加えてスライス選 択傾斜磁場 101の後にスライス方向の位相エンコードを行うために、スライスェ ンコード傾斜磁場 111を印加し、ェコ一信号 107を受信後にスライスエンコード 傾斜磁場 111と逆極性のスライスェンコ一ド傾斜磁場 112を印加して原子核スピ ンの位相差を TR間でキャンセルする。 そのほかは図 2(a)と同じである。 これに より 3次元画像を取得することができる。 このようなパルスシーケンスのタイミングチャートにおいて、 繰り返し時間 TR を短くしてパルスシーケンスを繰り返すと、 磁化が過渡状態を経て定常状態 に到達する。 つまり、 繰り返し時間 ΊΈを縦緩和時間 T1 と横緩和時間 T2のど ちらよりも大幅に短い時間 (例えば 3ms以下)にすると、磁ィ匕の時間的変ィ匕の様子 が変動する状態すなわち過渡状態を経た後、 いわゆる定常状態自由歳差運動 (SSFP)という磁ィ匕の時間的変化の様子が安定した状態となる。 このとき、過渡状 態において検出された変動する信号が k空間の低周波領域に充填されると、撮像 画像においてアーチファクトの発生量が増大する。 これは、 k空間の低周波領域 の信号がそれによつて再構成された画像の全体的な変化 (画質特にコントラスト） を決めるため、 k空間の低周波領域に過渡状態時の変動する信号が充填されると 画像の全体的な変化に大きく影響を及ぼすためである。
そこで、 本発明は、 位相エンコード量又はスライスエンコード量を制御して、 定常状態において検出された信号を k空間の低周波領域に充填することにより了 一チフヱタ トの発生を抑制する。 以下、 これに関する本発明の第 1の実施形態を 説明する。 本実施形態では、 位相エンコード量又はスライスエンコード量の制御 を制御部 24で行う。
ここで、 本実施形態の特徴部である制御手段 24の高速撮像機能について説明 する。図 4は、 SSFP型のグラジェントエコーシーケンスの概念図を示している。 図に示すとおり、 フリップ角が α或いは一 αである RFパルス 102a〜102nを観 察部位例えば心臓に印加するタイミングと、 印加された RFパルスに応じて受信 されるエコー信号 107a〜：07bの受信タイミングを 2つの横軸に示している。 そ して受信されたエコー信号が充填される k空間 112が示されており、その k空間 112は、横軸である周波数ェンコ一ド方向 kxとその横軸 kxに直交する縦軸であ る位相ェンコ一ド方向 kyとにより形成される 2次元空間である。 また、 k空間 112 は、 位相エンコード方向において中央部 112aすなわち低周波領域と端部 112bすなわち高周波領域の領域に区画されている。この区画割は撮影条件と撮影 対象により経験的に決定される。例えば、全位相ェンコ一ド数の 1/32〜1/2を 低周波領域とすることができる。
このとき、 制御部 24の指令に基づいて位相ェンコ一ド傾斜磁場 103の印加量 (位相ェンコ一ド量)を制御することにより、 例えば、 過渡状態において検出され たエコー信号 107a〜107eを破棄し、 そして、 定常状態に到達した以降において 検出されたエコー信号 (例えばエコー信号 107f〜)のいずれかを k空間 112の中央 部 112aに充填し、さらに中央部 112aの領域を充填した後に検出されたエコー信 号 (例えばエコー信号 107j〜：)を k空間 112の未充填の領域例えば端部 112bに充 填する。
この際、位相エンコード傾斜磁場 103による位相エンコード量は、定常状態に おいて検出されたエコー信号が充填される k空間の低周波領域である中央部 112a内の位置に対応する量となるように制御される。例えば、エコー信号が図 4 の k空間の kyの位置に充填されるとき、 位相ェンコード量が位相ェンコード方 向の FOV(Field of view；画像ィ匕される視野幅)の両端において観察部位の横磁化 の位相差が 2 π ■ kyとなる様に印加される。 従って、 位相エンコード傾斜磁場の 強度 Gpは、
ky = J γ · Gp · FOV · dt (1) の関係となるように印加される。 ここで (1)式の右辺の積分は位相ェンコ一ド傾斜 磁場の印加時間 (例えば図 2の 103の印加時間)にわたる積分であり、 Ίは磁気回 転比 (プロトンでは 42.6ΜΗζΖΤ)である。 この (1)式の関係は、 後述する充填順序 の変形例①から⑦においても同じ関係が成立する。
これにより、 k空間 112の中央部 112aに充填されたエコー信号は信号強度が 大きく変動しない安定な信号であるため、 過渡状態において検出されるエコー信 号 107a〜107eを中央部 112aに充填する場合に比べて、 アーチファタトの発生 を抑制することができる。
上記の定常状態に到達した以降において検出されたエコー信号を k空間の低周 波領域内へ充填していく充填順序に関しては、 図 5に示す通り、 以下のような変 形が可能である。 図 5は位相エンコード数 (ky方向) =128の例である。 ただし、 図 5の k空間 112は図 4の k空間 112より ky方向を引き延ばして表示しており、 ky=—8〜+8を低周波領域としている。
① 定常状態に到達した直後とその後において検出されたエコー信号を k空 間の低周波領域内に充填する。 これは特に定常状態に達した直後のエコー 信号を重要視して、それらを k空間の低周波領域内に充填していく充填順 序である。 例えば、 図 4のエコー信号 107fが定常状態に達した直後のェ コ一信号とすれば、 このェコ一信号 107fから k空間の低周波領域內に充 填する充填順序である。 この充填制御を行うための位相ェンコ一ド傾斜磁 場による位相ェンコ一ド量は、エコー信号が充填される k空間の低周波領 域内の位置に対応する量となるように制御される。 この様な充填順序は、 以下に述べるスピンプレパレーションパルスを一連の RFパルス印加直前 に印加して、 そのスピンプレパレーションパルスの効果が低減する前にェ コ一信号を計測しなければならな 、場合に特に重要である。
定常状態に到達した直後とその後において検出されたェコ一信号を検 出された順序で k空間の低周波領域の中で中心から正又は負の高周波側に 向けて検出された順序で充填する。 これは上記①において、 さらに k空間 の低周波領域の中心 (図 5の kx軸)から正又は負の高周波側 (図 5の 112b 領域側)に向けて順次充填する充填順序である。例えば、図 4のエコー信号 107fが定常状態に達した直後のェコ一信号とすれば、このェコ一信号 107f を k空間の中心 (図 5の k 軸； ky=0)に充填し、 次のエコー信号 107gを ky== + lに充填し、 . · という具合に以降のエコー信号を高周波側に向け て順次充填していく。 この充填制御を行うための位相ェンコード傾斜磁場 による位相ェンコ一ド量は、ひ)式に基づいてエコー信号が充填される k空 間の低周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値 が順次増加する量となるように制御される。 この様な充填順序は、 上記ス ピンプレパレーションパルスを印加する場合には①ょりも更に効果的で める。
定常状態に到達した直後とその後において検出されたエコー信号を検 出された順序で k空間の低周波領域内の中心から高周波側に向けて正と負 の位置を交互に検出された順序で充填する。 これは上記②において、 さら に正負の低周波領域 (図 5の低周波領域 112aの kx軸を挟む正負の領域)を 交互に順次充填する充填順序である。 例えば、 図 4のエコー信号 I07fを kx軸 (ky=0)に、 次のエコー信号 107gを正側の ky= + l上に、 次のェコ 一信号 I07hを負側の ky=—1上に、 次のエコー信号 107iを正側の ky= +2上に · · ·という具合に正負交互に高周波側に向けて順次充填してい く。 この充填制御を行うための位相ェンコード傾斜磁場による位相ェンコ 一ド量は、ひ)式に基づいてエコー信号が充填される k空間の低周波領域内 の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次増加する量 となるように制御される。 これにより低周波領域の正側と負側がバランス 良く充填されるので、 アーチファタトをさらに低減した画像を取得するこ とができる。
④ 定常状態に到達した直後とその後において検出されたエコー信号を検 出された順序で k空間の低周波領域内の正又は負の高周波側から中心に向 けて検出された順序で充填する。 これは上記①において、 さらに k空間の 低周波領域内の正又は負の高周波側 (図 5の正負の 112b領域側)から中心 (図 5の kx軸)に向けて順次充填する充填順序である。例えば、図 4のェコ 一信号 107f が定常状態に達した直後のエコー信号とすれば、 このエコー 信号 107f を k空間の低周波領域 (112a)内の高周波側 (図 5の 112b領域 側) ky= +8上に充填し、 次のエコー信号 107gを ky= +7上に、 · ·とレ、 う具合に以降は中心に向けて順次充填していく。 この充填制御を行うため の位相ェンコ一ド傾斜磁場による位相ェンコ一ド量は、（1)式に基づいてェ コー信号が充填される k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、且つ 正又は負の値でその絶対値が順次減少する量となるように制御される。 こ の様な充填順序は、 現実的には定常状態に達したと見なせても僅かな過渡 状態が残っている場合に、 僅かな過渡状態に基づくエコー信号強度の変動 によるアーチファタトの低減に有効である。
⑤ 定常状態に到達した直後とその後において検出されたエコー信号を検 出された順序で k空間の低周波領域内の高周波側から中心に向けて正と負 の位置を交互に検出された 1噴序で充填する。 これは上記④において、 さら に正負の低周波領域 (図 5の低周波領域 112aの k 軸を挟む正負の領域)を 交互に順次充填する充填順序である。 例えば、 図 4のエコー信号 I07f を 正側の ky= + 8上に、 次のエコー信号 107gを負側の ky=—8上に、 次の エコー信号 I07hを正側の ky= + 7上に、 次のエコー信号 107iを負側の ky=— 7上に' · 'という具合に低周波領域の中で正負交互に中心 (図 5の k 軸)に向けて順次充填していく。 この充填制御を行うための位相ェンコ 一ド傾斜磁場による位相ェンコ一ド量は、ひ)式に基づいてエコー信号が充 填される k空間の低周波領域内の位置に対応する量で、且つ正負交互の値 でその絶対値が順次減少する量となるように制御される。 これにより低周 波領域内の正負の高周波側に僅かな過渡状態に基づくェコ一信号強度の 変動がバランス良く充填されるので、 アーチファタトをさらに低減した画 像を取得することができる。
以上は過渡状態に得られるェコ一信号を利用せずに捨てる実施形態を説明した 力 本発明は、 更にこの過渡状態において得られるエコー信号を k空間の高周波 領域に充填して、 k空間にエコー信号データを充填する時間を短縮することによ り全体のスキャン時間を短縮する。 以下、 これに関する本発明の第 2の実施形態 について図 4を用いて説明する。
図 4において、 過渡状態において検出されたエコー信号 107a〜107eを破棄せ ず、 k空間 112の端部 112bに充填する。 これにより、 定常状態において検出さ れた信号 107f〜107n〜のみを用いて k空間を充填する第 1の実施形態の場合に 比べて、 k空間にエコー信号データを充填する時間を短縮できる。 これは、 次の 理由による。 すなわち、 一般的に k空間の高周波領域の信号はほとんどノイズか 又は微弱な信号となるため、 撮像画像に対する影響は低周波領域の信号と比較し て小さい。 そのため、 過渡状態で検出される変動の大きいエコー信号を k空間の 高周波領域に充填しても撮像画像にもたらす悪影響が無視できる程度に小さくな るためである。
上記の過渡状態において検出された変動の大きいエコー信号を k空間の高周波 領域へ充填していく充填順序に関しては、 図 5に示す通り、 以下のような変形が 可能である。
⑥ 過渡状態において検出された NMR信号を、 k空間の正又は負の高周波 領域内の高周波側から低周波側に向けて検出された順序で充填する。 これ は特に変動の大きい始めの過渡状態から得られるェコ一信号を重要視し、 撮像画像への影響がより少ない高周波領域の中の高周波側に充填する充 填順序である。 例えば、 図 4のエコー信号 107aを正側の Ky=+63に充 填し、 次のエコー信号 107bを正側の: ky= +62に充填し、 · · という具 合に以降のェコ一信号を k空間の中心側に向けて順次充填していく。 この 充填制御を行うための位相ェンコード傾斜磁場による位相ェンコード量 は、（1)式に基づいてエコー信号が充填される k空間の高周波領域内の位置 に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が順次減少する量となる ように制御される。 この様な充填順序は、 上記スピンプレパレーシヨンパ ルスを印加する場合の様に過渡状態の期間をあまり長く取れない場合に 特に有効である。
⑦ 過渡状態において検出された NMR信号を k空間の正又は負の高周波領 域内の高周波側から低周波側に向けて正と負の位置を交互に検出された 順序で充填する。 これは上記⑥において、 さらに正負の高周波領域 (図 5 の高周波領域 112bの k 軸を挟む正負の領域)を交互に順次充填する充填 順序である。 例えば、 図 4のエコー信号 107aを負側の Ky=— 64に充填 し、 次のエコー信号 107bを正側の ky= +63に充填し、 次のエコー信号 107cを負側の Ky=_63に充填し' 'という具合に高周波領域の中で正負 交互に中心 (図 5の kx軸)に向けて順次充填していく。この充填制御を行う ための位相エンコード傾斜磁場による位相ェンコ一ド量は、（1)式に基づい てエコー信号が充填される k空間の高周波領域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次減少する量となるように制御され る。 これにより高周波領域の正側と負側がバランス良く充填されるので、 アーチファクトをさらに低減した画像を取得することができる。
次に、上記 k空間へのエコー信号の充填制御を伴う高速撮像機能との組み合わ せに好適なスピンプレパレーションパルスを事前に印加する本発明の第 3の実施 形態を説明する。
図 6は、 本発明に係るグラジェントエコーシーケンスの一実施形態にスピンプ レパレーシヨンパルスを付加した概念図を示している。 図 6に示すように、 スピ ンプレパレーションパルス 115(以下、スピンプレパレーションパルスの具体例に も同じ符号 115をつけて説明する）を観察部位に印加した後、 RFパルス 102a〜 102ηを繰り返し時間 TRで連続印加して観察部位の磁ィ匕を定常状態 (SSFP)にし て上記 k空間へのエコー信号の充填制御を行う。 このとき、 スピンプレパレーシ ョンパルス 115の効果が減少しない時間内に、 k空間の低周波領域内に充填すベ きエコー信号を取得する必要があるため、スピンプレパレーシヨンパルス 115直 後から観察部位の磁ィヒを定常状態にするまでの時間をなるベく短くし、 かつ、 定 常状態に達した直後から即座にエコー信号を k空間の低周波領域内に充填する必 要がある。
このスピンプレパレーションパルスの一例として、 本発明では脂肪からの信号 を抑制するために、脂肪のみを選択励起する脂肪励起パルス 115を印加する。 脂 肪励起パルス 115の脂肪抑制効果は、 印加した直後が最も高く、 時間の経過とと もに低下する。 したがって、定常状態に到達した直後に検出されたエコー信号 (例 えばエコー信号 107f〜107i)を k空間 112の中心部 112a内に充填することが好 ましい。 これにより、 中心部 112a内に充填されたエコー信号 (例えばエコー信号 107f〜107i)は脂肪抑制効果を充分に得ている信号なので、アーチファクトの発生 を抑制しつつ、脂肪からの信号がより抑制された良好な画像を得ることができる。 この脂肪励起パルス 115として、例えば周波数選択パルス例えば図 8に示す C H ESS法 (Chemical Shift Suppression；例えば、 畑雄一、 多田信平：脂肪抑制 画像. 画像診断 14 : 48— 54， 1994)を利用することができる。 つまり、 周波数選 択パルス (例えば 30msec)120に続レ、て、強力な傾斜磁場パルスすなわちクラッシ ヤーパルス (121s、 121p、 121r)を複数軸例えばスライス軸、 位相エンコード軸、 周波数エンコード軸方向に印加して脂肪信号がいわゆるリフォーカスしないよう に大きくディフェーズする。 これにより、 脂肪信号を抑制することができ脂肪信 号による撮像画像のアーチファクトの発生を低減することができる。
また、 脂肪からの信号を抑制するためのスピンプレパレーシヨンパルスの別の 例として、 180° の励起角度を有する反転回復 (IR)パルスを用いてもよい。このと き、 制御部 24は、 例えば、 反転回復パルスにより脂肪の縦磁化がゼロになる時 間と他の組織の磁化が定常状態に達する時間がほぼ同一となるようにパルスシー ケンス開始のタイミングを制御する。そして、定常状態に到達した直後の信号 (例 えばエコー信号 107f〜107i)を k空間 112の中央部分 112a内に充填するように スライスエンコード量又は位相エンコード量を制御する。 これにより、 中央部分 112a内に充填されるェコ一信号は、反転回復パルスの脂肪抑制効果を充分に得た 安定な特性を有するエコー信号となるので、 撮像画像のアーチファタトの発生を より一層抑制することができる。
この脂肪励起パルス 115は、 例えば、 心臓の冠状動脈を撮像する場合は、 冠状 動脈の周囲にある脂肪の信号を抑制する際に使用され、 良好なコントラストで冠 状動脈の撮像画像を描出することができる。 図 7は、脂肪励起パルス 115を用い た心臓イメージングの概念図を示している。 図 7には、 計測ウィンドウすなわち 心電図 R波を感知した時から次の心電図 R波を感知するまでの時間 (例えば 1秒） を一定時間 (例えば 100ms乃至 200ms)で区切られたものが示されている。区切ら れた計測ウィンドウ毎に、 SSFP型のグラジェントエコー法を用いて、 繰り返し 時間 TR例えば 4msで RFパルス 102a〜102iを連続して印加する。
このとき、 観察部位例えば心臓に、 脂肪励起パルス 115を印加し、 次に、 必要 に応じてスタートアップシーケンスであるフリップ角が一 α /2 の RF パルス 120(特開平 8—56932号公報)を印加し、続いて高速撮像パルスシーケンスである フリップ角が α或いは一 αである RFパルス 102a〜102iを印加して本発明のェ コー信号の k空間への充填制御を行う。このように、フリップ角が一 α /2の RF パルス 120を印加することにより、過渡状態での信号の強い振動を抑えることが できる。 したがって、 従来、 定常状態に到達するまでに必要とされていた例えば 20回乃至 30回の励起回数を、例えば 10回乃至 15回程度に低減することができ る。 このように、 RFパルス 120を印加しない場合に比べて、 安定な信号を検出 できる時間を短縮することができるので、 検出された信号は脂肪励起パルス 115 による脂肪抑制効果をより一層得ることができる。
次に、 スピンプレパレーシヨンパルスの他の例として、 本発明では観察部位外 からの信号を抑制するためにプリサチュレーションパルスを印加する。 観察部位 外からの信号を抑制する必要がある場合は、 例えば、 隣接する観察部位外から観 察部位内に流入する血流からの信号を抑制するために、 事前に観察部位外を励起 した後に強力な傾斜磁場パルスすなわちクラッシヤーパルスを印加して観察部位 外の全磁化をディフェーズする。ここで、観察部位外を励起する例を図 9に示す。 通常のスラィス選択傾斜磁場 122印加の下、観察部位外を励起するように送信周 波数をシフトした RFパルス 123を印加し、 その後に図 8と同様のクラッシャー パルス (121s、 121p、 121r)を印加して観察部位外の全磁ィヒをディフェーズする。 この後は高速撮像パルスシーケンスであるフリップ角が 或いは一 αである RF パルス 102a〜102iを印加して本発明のエコー信号の k空間への充填制御を行う。 なお、 この場合もスタートアップシーケンスであるフリップ角が一α Ζ2 の RF パルス 120を印加して、 過渡状態の期間を短縮してもよい。
また、 例えば血流によるアーチファタトを抑制するためにバイポーラ傾斜磁場 (波形の形状が相互の中心に関して対称で極性が異なる 2つの連続する傾斜磁場。 例えば、 1周期のサイン波形をもつ傾斜磁場)をスピンプレパレーションパルス（こ の場合は、 観察部位を励起後にバイポーラ傾斜磁場を印加して血流部の横磁ィ匕を ディフヱーズする）として使用する場合でも、本発明のスピンプレパレーシヨンパ ルスの効果を利用した高速撮像機能を適用することができる。つまり、制御部 24 は、血流からのェコ一信号を抑制するためのバイポーラ傾斜磁場を使用する際に、 定常状態においてバイポーラ傾斜磁場のディフェーズ効果を最も得るエコー信号 (例えばエコー信号 107f〜107i)を k空間 112の中央部分 112a内に充填するよう にスライスエンコード量又は位相エンコード量を制御する。 これにより、 血流信 号による撮像画像上のアーチファクトを抑制することができる。
最後に、 3次元撮像において 3次元 k空間にエコー信号を充填する順序に関す る本発明の第 4の実施形態を図 10の概念図を用いて説明する。図 10に示すよう に、観察部位例えば心臓に脂肪励起パルス 115を印加した後に、 図 3に示すダラ ジェントエコー法に基づく 3次元パルスシーケンスを適用して、 RFパルス 102a 〜102n が連続印加され、 印加された観察部位から発生するエコー信号 107a〜 107ηが検出される。 なお、 図 10には、 上記第 3の実施形態におけるスピンプリ パレーションパルスを事前に印加することを組み合わせて実施することも可能で あることを示すために、 スピンプリパレーションパルスとして脂肪励起パルス 115を事前に印加する例を示したが、 スピンプリパレーシヨンパルスの無い図 3 の様な SSFP型の 3次元グラジェントエコーシーケンスのみでも良い。検出され たエコー信号 107a〜： L07nは 3次元: k空間 200(左下は斜視図で右下は Kp軸方向 力 ら見た図)に充填される。この 3次元 k空間は、スライスエンコード軸に対応す る Ks軸、 位相ェンコ一ド軸に対応する Kp軸、 及ぴ周波数ェンコ一ド軸に対応 する Er軸から成り、 検出されたエコー信号 107a〜： L07nは、 それぞれのスライ スエンコード量と位相ェンコ一ド量に対応した位置で、 且つ Kr軸に平行な線分 上に配置される。
図 7に示す様な心臓ィメ一ジングを上記 3次元撮像に適用する場合においては、 制御部 24の高速撮像機能により、 例えば、 第 1の計測ウィンドウすなわち心電 図 R波を感知した時間から次の心電図 R波を感知するまでの時間における過渡状 態で検出された信号 (例えばエコー信号 107a〜107e)は、第 1の周辺領域すなわち 高周波数領域 201b (左側)に充填される。 また、 定常状態に到達した直後とその後 において検出された信号 (例えばエコー信号 107f〜： 107i)は低周波数領域内すなわ ち中央部 201a内に充填される。 さらに、 脂肪励起パルスの 115の抑制効果が低 減した状態において検出された信号 (例えばエコー信号 107j〜：07η)が第 2の周辺 領域すなわち高周波数領域 201b (右側)に充填される。 つまり、 このような 3次元 k空間において低周波領域は Kr軸を中心軸 (長手方向）とする四角柱状となり、高 周波領域はこの四角柱を囲む周りの領域となる。
このように、 制御部 24は、 第 1の計測ウィンドウにおいて検出されたエコー 信号を第 1の領域 200aに充填し、 同様に、 第 2の計測ウィンドウにおいて検出 されたェコ一信号を第 2の領域 200bに充填し、 また、 第 3の計測ウィンドウに おいて検出されたエコー信号を第 3の領域 200cに充填し、 さらに、 第 4の計測 ウィンドウにおいて検出されたエコー信号を第 4の領域 200dに充填する。
これにより、 k空間 200の中央部 201aに充填された信号は、 信号強度の変動 が少なく、 かつ脂肪信号の抑制効果を充分に得ているので、 高速撮像画像におい てアーチファタトの発生を抑制することができ、 画質特にコントラストが良好な 3次元画像を得ることができる。
また、 図 11は、 本発明を 3次元撮像に適用した他の実施形態の概念図を示し ている。 図 11に示すとおり、 k空間 200の縦軸 ksはスライスエンコード軸を示 し、横軸 kpは位相エンコード軸を示している。 このとき、制御部 24は、 定常状 態に到達した直後に検出される信号 (例えばエコー信号 107f〜107i)を k空間 200 の低周波数領域すなわち円状の中央部 202a内に充填し、 また、 過渡状態におい て検出される信号 (例えばエコー信号 107j〜107n)を高周波数領域すなわち周辺 領域 202bに充填する。 つまり、 このような 3次元 k空間において低周波領域は Kr軸を中心軸 (長手方向)とする円柱状となり、高周波領域はこの円柱を囲む周り の領域となる。
これにより、 中央部' 202a内に充填された信号は、 信号強度の変動が少なく、 かつ脂肪信号の抑制効果を充分に得ているので、 画像のアーチファタトの発生を 抑制して画質特にコントラストが良好な 3次元画像を得ることができる。
'また、図 10、図 11に基づいて説明した 3次元画像の撮像において、； k空間 200 内の軌跡 (k一 trajectory)が直線的である場合、 フーリエ変換前にダリッディング (例； Lは、 J. I Jackson et. al. , Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding, IEEE Trans. Med. Imaging, vol.10, pp. 473—478, 1991)を行うことが好ましい。 このとき、 k空間 200内の軌跡として、 直線の近 傍にある格子点を選択して、 k空間 200内の軌跡を直線に沿ったギザギザ状すな わち折線状としてもよレ、。
なお、 3次元 k空間へのェコ一信号の充填 j噴序は、 図 5に示した 2次元 k空間 への充填順序の変形と同様の変形を 3次元 k空間に拡張して適用することもでき る。 この際、 スライスエンコード傾斜磁場 111 によるスライスエンコード量は、 定常状態において検出されたエコー信号が充填される k空間の低周波領域である 中央部 201a内の位置に対応する量となるように制御される。 例えば、 エコー信 号が図 10の k空間の (ks、 kp)の位置に充填されるとき、 スライスエンコード量 と位相ェンコ一ド量は、 スライスェンコ一ド方向の FOVs又は位相ェンコード方 向の FOVpの両端において観察部位の横磁ィ匕の位相差がそれぞれ 2 π ' ks、 2 π · kpとなる様に印加される。 従って、 スライスェンコ一ド傾斜磁場の強度 Gsと位 相ェンコ一ド傾斜磁場の強度 Gpは、 それぞれ
ks = J γ · Gs · FOVs · dt (2) kp = I γ · Gp■ FOVp ' dt (3) の関係となるように印加される。 ここで (2)、（3)式の右辺の積分は、それぞれスラ イスェンコ一ド傾斜磁場の印加時間 (例えば図 3の 111の印加時間)にわたる積分 と位相ェンコ一ド傾斜磁場の印加時間 (例えば図 3の 103の印加時間)にわたる積 分であり、 γは磁気回転比である。 そして、 上記①〜⑦に記載された 2次元 k空 間の場合における (1)式と位相エンコード量と kyに関する記載を、（2)式とスライ スェンコード量と ks、及び、（3)式と位相ェンコ一ド量と kpに置き換えて適用す る。
以上述べたとおり、 本発明によれば、 SSFPを利用した高速撮像法における撮 像画像の画質の劣化を低減することができる。

Claims

求 の 範 囲
1. 被検体に印加する静磁場を発生する静磁場発生手段と、 前記被検体に印 加する互いに異なる 3方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前 記被検体に印加する高周波磁場パルスを発生する高周波磁場パルス発生 手段と、 前記被検体から発生する NMR信号を検出する信号検出手段と、 該信号検出手段により得られた NMR信号に基づいて画像を再構成する信 号処理手段と、 該信号処理手段により再構成された画像を表示する表示手 段と、 前記被検体の観察部位における磁化の縦緩和時間と横緩和時間より 短い繰り返し時間で前記高周波磁場パルスが該被検体の観察部位に印加 されるように前記各手段を制御する制御手段とを備えてなる磁気共鳴ィ メージング装置において、
前記制御手段は、前記観察部位の磁化が定常状態において検出された前 記 NMR信号を k空間の低周波領域内に充填することを特徴とする磁気共 鳴イメージング装置。
2. 前記制御手段は、 前記定常状態において検出された NMR信号に印加さ れる前記傾斜磁場のエンコード量を、該 NMR信号が充填される k空間の 低周波領域内の位置に対応する量となるように制御することを特徴とす る請求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
3. 前記制御手段は、前記被検体に前記高周波磁場パルスとスライス選択傾 斜磁場を印加してスライス面を選択した後に位相ェンコ一ド傾斜磁場と 周波数ェンコード傾斜磁場を印加して前記 NMR信号に 2次元位置情報を 付与して 2次元の前記画像を取得し、前記観察部位の磁ィ匕が前記定常状態 において検出された前記 NMR信号を 2次元 k空間の低周波領域内に充填 することを特徴とする請求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
4. 前記制御手段は、 前記定常状態において検出された NMR信号に印加さ れる位相ェンコ一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元 k空間の低周 波領域内の位置に対応する量となるように制御することを特徴とする請 求項 3に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
5. 前記制御手段は、前記被検体に前記高周波磁場パルスとスライスェンコ 一ド傾斜磁場と位相ェンコ一ド傾斜磁場と周波数ェンコ一ド傾斜磁場を 印加して前記 NMR信号に 3次元位置情報を付与して 3次元の前記画像を 取得し、 前記観察部位の磁化が前記定常状態において検出された前記 NMR信号を 3次元 k空間の低周波領域内に充填することを特徴とする請 求項 1に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
6. 前記制御手段は、 前記定常状態において検出された NMR信号に印加さ れるスライスエンコード量と位相エンコード量を、 該 NMR信号が充填さ れる 3次元 k空間の低周波領域内の位置に対応する量となるように制御す ることを特徴とする請求項 5に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
7. 前記制御手段は、前記観察部位の磁化が前記定常状態に到達した直後と その後において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 低周波領域内に充填することを特徴とする請求項 3又は 5に記載の磁気共 鳴イメージング装置。
8. 前記制御手段は、前記定常状態に到達した直後とその後において検出さ れた NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は Z及ぴ位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領 域内の位置に対応する量となるように制御することを特徴とする請求項 7 に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
9. 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が前記定常状態に到達した直後と その後において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 低周波領域内の中心から正又は負の高周波側に向けて検出された順序で 充填することを特徴とする請求項 7に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
10. 前記制御手段は、前記定常状態に到達した直後とその後において検出さ れた NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は/及び位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領 域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が順次増加す る量となるように制御することを特徴とする請求項 9に記載の磁気共鳴ィ メー
11. 前記制御手段は、前記観察部位の磁化が前記定常状態に到達した直後と その後において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 低周波領域内の中心から高周波側に向けて正と負の位置を交互に検出さ れた 序で充填することを特徴とする請求項 7に記載の磁気共鳴ィメージ ング装置。
12. 前記制御手段は、前記定常状態に到達した直後とその後において検出さ れた NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は/及び位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領 域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次増加す る量となるように制御することを特徴とする請求項 11に記載の磁気共鳴 イメージング装置。
13. 前記制御手段は、前記観察部位の磁ィ匕が前記定常状態に到達した直後と その後において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 低周波領域内の正又は負の高周波側から中心に向けて検出された順序で 充填することを特徴とする請求項 7に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記制御手段は、前記定常状態に到達した直後とその後において検出さ れた NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は/及ぴ位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領 域内の位置に対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が順次減少す る量となるように制御することを特徴とする請求項 13に記載の磁気共鳴 イメージング装置。
15. 前記制御手段は、前記観察部位の磁化が前記定常状態に到達した直後と その後において検出された前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の 低周波領域内の高周波側から中心に向けて正と負の位置を交互に検出さ れた順序で充填することを特徴とする請求項 7に記載の磁気共鳴ィメージ ング装置。
16. 前記制御手段は、前記定常状態に到達した直後とその後において検出さ れた NMR信号に印加されるスライスェンコ一ド量又は Z及び位相ェンコ 一ド量を、該 NMR信号が充填される 2次元又は 3次元 k空間の低周波領 域内の位置に対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次減少す る量となるように制御することを特徴とする請求項 15に記載の磁気共鳴 イメージング装置。
17. 前記制御手段は、前記観察部位の磁化が前記過渡状態において検出され た前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周波領域内 に充填することを特徴とする請求項 3又は 5に記載の磁気共鳴ィメージン
18. 前記制御手段は、前記過渡状態において検出された NMR信号に印加さ れるスライスエンコード量又は/及び位相エンコード量を、 該 NMR信号 が充填される 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周波領域内の位置に 対応する量となるように制御することを特徴とする請求項 17に記載の磁 気共鳴イメージング装置。
19. 前記制御手段は、 前記観察部位の磁化が前記過渡状態において検出され た前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周波領域內 の高周波側から低周波側に向けて検出された順序で充填することを特徴 とする請求項 17に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
20. 前記制御手段は、 前記過渡状態において検出された NMR信号に印加さ れるスライスェンコ一ド量又は/及び位相ェンコ一ド量を、 該 NMR信号 が充填される 2次元又は 3次元： k空間の正又は負の高周波領域内の位置に 対応する量で、 且つ正又は負の値でその絶対値が順次減少する量となるよ うに制御することを特徴とする請求項 19に記載の磁気共鳴ィメージング
21. 前記制御手段は、前記観察部位の磁ィ匕が前記過渡状態において検出され た前記 NMR信号を、 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周波領域内 の高周波側から低周波側に向けて正と負の位置を交互に検出された順序 で充填することを特徴とする請求項 Γ7に記載の磁気共鳴イメージング装
22. 前記制御手段は、 前記過渡状態において検出された NMR信号に印加さ れるスライスェンコ一ド量又は 及び位相ェンコ一ド量を、 該 NMR信号 が充填される 2次元又は 3次元 k空間の正又は負の高周波領域内の位置に 対応する量で、 且つ正負交互の値でその絶対値が順次減少する量となるよ うに制御することを特徴とする請求項 21 に記載の磁気共鳴ィメ一ジング
23. 前記制御手段は、 所望の対象を励起して飽和させるスピンプレパレーシ ョンパルスを印加した後に、前記 NMR信号の k空間への充填制御を行う ことを特徴とする請求項 1、 3, 5， 7， 9， 11, 13, 15， 17， 19, 21のい ずれか一項に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
24. 前記所望の対象が前記観察部位中の脂肪であり、 前記スピンプレパレー シヨンパルスは脂肪のみを励起して飽和させることを特徴とする請求項
23に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
25. 前記所望の対象が前記観察部位中の脂肪であり、 前記スピンプレパレー ションパルスは 180° の励起角度を有する高周波磁場パルスであることを 特徴とする請求項 23に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
26. 前記所望の対象が前記観察部位中の血流であり、 前記スピンプレパレー ションパルスはバイポーラ傾斜磁場であることを特徴とする請求項 23 に 記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。
27. 前記所望の対象が前記観察部位外の領域であり、 前記スピンプレパレー シヨンパルスは該観察部位外の領域のみを選択励起するプリサチュレー ションパルスであることを特徴とする請求項 23に記載の磁気共鳴ィメ一 ジング装置。
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