WO2006046450A1

WO2006046450A1 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: WO2006046450A1
Application number: PCT/JP2005/019213
Authority: WO
Inventors: Kosuke Hirai; Shinji Kawasaki
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2004-10-29
Filing date: 2005-10-19
Publication date: 2006-05-04
Also published as: JPWO2006046450A1; JP5004588B2

Description

明細書

磁気共鳴イメージング装置

技術分野

[0001] 本発明は、磁気共鳴イメージング (以下、 MRIと称す)装置に関し、特に二項パルス法による二項パルス列を使った脂肪抑制画像パルスシーケンスを有する MRI装置の改良に関する。

背景技術

[0002] MRI装置は、静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加することにより、被検体内組織のプロトンを励起しそこ力ゝらの NMR (核磁気共鳴)信号を検出し、これに信号処理を施して画像化する装置である。被検体内組織のプロトンには、水、蛋白質、脂肪等のプロトンが含まれ、これらの中でも脂肪のプロトンに因る NMR信号は、他のプロトンに因るそれよりも相対的に高信号となることが多いという特徴を持つ。し力しながら、臨床現場においては多くの場合、画像に現れる脂肪成分は妨げとなるため、脂肪成分を抑制した画像を取得することが望まれる。

[0003] 脂肪成分を抑制した画像を取得する手法としては、 CHESS (Chemical Shift Selectiv e)法、 STIR (Short TI Inversion Recovery)法、 Dixon法、二項パルス法が知られている。 CHESS法は、ケミカルシフトによる水'脂肪の磁ィ匕の共鳴周波数の違いを利用し、周波数選択性の照射高周波磁場プリパルスを用いて予め脂肪信号だけを飽和させることで脂肪信号を抑制する。 STIR法は、水'脂肪の磁化の縦緩和時間差を利用し、静磁場方向に対して縦磁ィ匕を 180° 反転させるプリパルスを照射して縦磁ィ匕を反転した後、縦緩和によって脂肪信号の縦磁ィ匕が null pointに達する時点で撮像を開始することで脂肪信号を飽和させ、抑制する。 Dixon法は、水'脂肪の磁ィ匕のラーモア周波数差を利用して、水'脂肪の磁ィ匕の位相が同位相になる時点と逆位相になる時点で合計 2エコーを検出し、それぞれを加算'減算処理することで、水'脂肪を分離した画像を取得する。二項パルス法は、 Dixon法と同様に水'脂肪の磁ィ匕のラーモア周波数を利用して水信号のみを選択的に励起する二項パルス列を照射し、脂肪成分を抑制した画像を取得する方法であり、例えば、特開平 11— 276453号公報に記載されている。

[0004] 二項パルス法で用いられる二項パルスのパルス列とは、少なくとも二つの高周波磁場パルスを含み、各高周波磁場パルスの時間 ·振幅積比が二項分布となるように設定され、しかも高周波磁場パルスの間隔が水 ·脂肪の磁ィ匕の歳差運動による位相差力 S180° の奇数倍となるように設定されたパルス列である。このような二項パルスを撮像シーケンスの前に照射することにより、水信号のみを選択的に励起することができる。一般的に二項パルス法におけるパルス列は、パルスの時間、振幅積の比を取つて、 2波の場合は 1 1 (時間'振幅積の比が 1対 1)、 3波の場合は 1 2— 1 (時間' 振幅積の比が 1対 2対 1)、 4波の場合には 1 3— 3— 1 (時間 ·振幅積の比が 1対 3 対 3対 1)のように記述される。

[0005] この二項パルス法は、前述の CHESS法や STIR法のような予め脂肪の磁化のみを飽和または反転させるプリパルスを用いる手法ではな、ため、大幅な撮像時間の延長はない。また、 Dixon法のように加算 ·減算処理も必要としないため、簡便な脂肪抑制法である。

[0006] 上述のように、臨床において画像中の高信号の脂肪成分は往々にして診断の妨げになるため、脂肪成分を抑制した画像が必要とされている。し力しながら、臨床現場では単に脂肪成分を抑制するだけでなぐどの組織が脂肪組織力、の判別が必要となることも多い。このような場合には、脂肪抑制画像だけでは脂肪組織がどこにあるか判別することが難しいため、脂肪抑制画像と共に非抑制画像を撮像し、ユーザが 2画像を見比べることで脂肪組織を判別し、脂肪抑制画像の正確な読影を行って、た。脂肪抑制画像と非脂肪抑制画像の両方を取得するためには、脂肪抑制法の有りおよび無しの 2回の撮像シーケンスを行う必要があり、撮像時間が 2倍になるという問題かあつた。

[0007] また、二項パルス列を用いて水の磁ィ匕を励起し、脂肪の磁ィ匕を抑制するためには、最初の高周波磁場パルスによって励起された水の磁ィ匕の回転位相を計算により求め、その磁ィ匕の位相に対して、次に照射する高周波磁場パルスの位相を直交させるように照射位相を制御する必要がある。例えば、 2波の二項パルス列（1— 1パルス）によって水を励起する際には、第 1波の 45° パルスによって傾斜した水'脂肪の磁ィ匕が、夫々のラーモア周波数で歳差運動し、所定の時間が経過すると両者の位相差が 1 80° となる。その時点で、さらに水だけを所定の 90° まで傾斜するよう、この時点での水の位相に対し、直交するように高周波磁場パルスの照射位相を制御して励起する。そうすることで、 180° 位相が反転した脂肪に対しては一 45° パルスとして働くため抑制されること〖こなる。

[0008] 第 2波の高周波磁場パルスは、従来、次式（1)を用いて計算により第 1波と第 2波の間の磁ィ匕の回転位相 Θを求めることで、水の磁ィ匕の位相を予測し、照射位相を直交させるように制御を行う。

θ = γ Χ Βο Χ τ (1)

ただし、て = 1/ (2 Χ δ ) · ·· (2)

なお、 γは、磁気回転比、 Boは、静磁場強度、 τは、第 1波力も第 2波の照射までの時間、 δは、水と脂肪のケミカルシフト差 (ラーモア周波数 (Hz)の差)である。

[0009] し力しながら、実際には、式（1)から求めた回転位相量と実際の位相回転量は必ずしも一致しない場合がある。このような場合、水の位相と高周波磁場パルスの照射位相を完全に直交させることができないため、水の励起および脂肪の抑制が不十分になるという問題が生じる。

[0010] その要因としては、静磁場の時間的な変動が考えられる。特に永久磁石装置においては、温度変化に応じて時間的に静磁場が変動する上、傾斜磁場パルスの印加に伴った渦電流や残留磁ィ匕成分によって、磁場が変動することが考えられるため、式（1)から算出される位相回転量力ずれが生じることになる。

[0011] このように、計算により求められる位相回転量に対して、種々の要因により位相ずれが生じるため、第 2波以降の二項パルスの照射位相を完全に水の位相に対して直交させるように照射するのは困難であった。

[0012] 本発明の目的は、撮像時間を実質的に引き延ばすことなぐ正確な読影を可能とする二項パルス法による二項パルス列を使った脂肪抑制画像取得の撮像パルスシーケンスを有する MRI装置を提供することである。

発明の開示

[0013] 上記目的を達成する本発明の一つの観点は、二項パルス法による二項パルス列を使った脂肪抑制画像取得の撮像パルスシーケンスの 1回の実行で、脂肪抑制画像と同時に脂肪組織の判別を容易にしかつ取得した脂肪抑制画像の読影を容易にする非脂肪抑制画像を取得するものである。

[0014] さらに具体的に説明すると、上記観点の発明では、撮像パルスシーケンスの単位の繰り返し時間 (TR)内に、被検体内組織の水成分及び脂肪成分の励起角度を異ならせるための高周波磁場二項パルス列を印加する。このとき、二項パルス列を構成する高周波磁場二項パルス間のうち少なくとも 1回、ならびに、二項パルス列の照射後に、それぞれ傾斜磁場を印加して NMR信号を取得する。このように得られる 2種以上の NMR信号の中では、水成分の磁化と脂肪成分の磁化の寄与率の異なって!/、るため、これを再構成することにより、水成分の磁化の寄与率の異なる 2種類の画像が同時に生成される。

[0015] 二項パルス列を構成する高周波磁場二項パルスのパルス間隔は、水プロトンの磁ィ匕と脂肪プロトンの磁ィ匕の歳差運動による位相差が 180° となる時間の任意の奇数倍に設定される。

[0016] また、二項パルス列を構成する高周波磁場二項パルス間で NMR信号を取得するための傾斜磁場を印カロした後、当該傾斜磁場により水および脂肪の磁ィ匕に生じた影響を打ち消すための傾斜磁場が、同一の高周波磁場二項パルス間でさらに印加される。

[0017] 上記目的を達成する本発明のもう一つの観点は、二項パルス法による二項パルス列を使った脂肪抑制画像取得の撮像パルスシーケンスによる本計測に先立って、引き続く 2つの二項パルス間で水の磁ィ匕に生じる位相回転量を実際に計測するリファレンス計測を加え、このリファレンス計測で計測された水磁ィ匕の実位相回転量に基づヽて、本計測における第 2波以降の二項パルスの照射位相を補正し、水の磁ィ匕のフリツプ角が正確に 90° 、脂肪の磁ィ匕のフリップ角が正確に 0° となるように照射するものである。

[0018] さらに具体的に説明すると、上記観点の発明では、被検体が配置される撮像空間に静磁場を印加する静磁場発生部と、撮像空間に所定の方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、被検体に高周波磁場パルスを印加する高周波磁場照射部と、被検体からの磁気共鳴信号を受信する受信部と、傾斜磁場発生部と高周波磁場照射部とを制御して、所定のタイミングで傾斜磁場および高周波磁場パルスを印加する所定のパルスシーケンスを実行する制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置において、この所定の撮像パルスシーケンスは、被検体関心領域の画像再構成のための磁気共鳴信号を取得する本計測と、本計測の前に行うリファレンス計測とを含む構成とする。このとき本計測は単位の繰り返し時間 (TR)内に高周波磁場二項パルス列を用いて、被検体内の水および脂肪の成分の内の水の成分の磁ィ匕を選択励起して、その磁気共鳴信号を計測するシーケンスであり、リファレンス計測は、高周波磁場二項パルス列のパルス間に生じる水の磁化の位相回転量を計測するシーケンスとする。制御部は、リファレンス計測で計測した水の磁ィ匕の位相回転量に応じて、本計測の高周波磁場二項パルス列で第 2波以降に照射する高周波磁場二項パルスの少なくとも一つの照射位相を制御する。これにより種々の要因により複雑な位相ずれ△ Θ が発生した場合であっても、第二波以降の高周波磁場二項パルスの照射位相を実測の水の磁ィ匕の位相に合わせて照射することが可能となる。

[0019] 上記リファレンス計測のパルスシーケンスは、本計測のパルスシーケンスを変形したものであって、まず本計測と同じ高周波磁場二項パルス列のうちの 1つの高周波磁場二項パルスのみを印加し所定のタイミングで第 1のェコ一信号を取得した後、次に高周波磁場二項パルス列のうち別の 1つの高周波磁場二項パルスのみを印加して所定のタイミングで第 2のエコー信号を取得するシーケンスとする。制御部は、第 1および第 2のエコー信号の位相回転量をそれぞれ検出し、位相回転量差を求めることにより、引き続く 2つの高周波磁場二項パルス間での水磁ィ匕の位相回転量を求める。

[0020] 上記制御部は、求めた位相回転量を用いて第 2波以降の高周波磁場二項パルスの照射位相を設定する。上記高周波磁場二項パルス列としては、水と脂肪の磁化の歳差運動による位相差が 180° の奇数倍になる時間間隔を空けた、少なくとも 2つの高周波磁場二項パルスを含むパルス列を用いる。

図面の簡単な説明

[0021] [図 1]本発明を実施する MRI装置の全体構成を示すブロック図である。

[図 2]図 1の MRI装置で実行される本発明の一実施例による二項パルス法による 1一 1二項パルス列を使った非脂肪抑制画像および脂肪抑制画像取得のための撮像パルスシーケンスを示す図である。

[図 3]図 2に示した撮像パルスシーケンスを実行した時の、水および脂肪プロトンの磁化の斜きとエコー信号検出のタイミングを説明する図である。

[図 4]図 1の MRI装置で実行される本発明のもう一つの実施例による二項パルス法による 1 2— 1の二項パルス列を使った 2つの非脂肪抑制画像および 1つの脂肪抑制画像取得のための撮像パルスシーケンスを実行した時の水および脂肪プロトンの磁化の斜きとエコー信号検出のタイミングを説明する図である。

[図 5A.5B]図 1の MRI装置で実行される本発明のさらにもう一つの実施例による二項パルス法による 1 1の二項パルス列を使った脂肪抑制画像取得のための撮像パルスシーケンスを示す図で、図 5Aは、図 5Bの本計測のパルスシーケンスの実行に先立って実行されるリファレンス計測のパルスシーケンス、図 5Bはその後に実行される本計測のパルスシーケンスである。

[図 6]図 1の MRI装置が図 5A, 5Bの撮像パルスシーケンスを実行して静磁場強度の空間的および時間的不均一の影響を排除した脂肪抑制画像を再構成するまでのプ口セスを説明するフローチャートである。

[0022] 以下、本発明の第一の観点に基づく実施形態について図 1〜4を用いて説明する本実施の形態の MRI装置では、二項パルス列を用い、二項パルス列を構成する高周波磁場 (RF)パルス間で脂肪の磁ィ匕が横磁ィ匕を持つことを利用し、まずこのパルス間で NMR (核磁気共鳴)信号を検出することにより非脂肪抑制画像を取得するとともに、二項パルス列照射後に脂肪抑制画像を取得する。

[0023] 本実施の形態の MRI装置の全体構成を図 1を用いて説明する。この MRI装置は、磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るもので、静磁場発生装置 1と、傾斜磁場発生系 2と、送信系 3と、受信系 4と、信号処理系 5と、シーケンサ 6と、中央処理装置 (CPU) 7と、操作部 8と、被検体 9を搭載するベッド 27とを備えている。

[0024] 静磁場発生装置 1は、ベッド 27に搭載された被検体 9の周りに、その体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる装置である。静磁場発生装置 1 としては、磁場発生源として永久磁石、常電導磁石または超電導磁石を備えるものを用いることができる。傾斜磁場発生系 2は、直交する三軸方向の傾斜磁場 Gs, Gp、 Grを被検体 9に印加する。この傾斜磁場の加え方により、被検体 9に対するスライス面の設定、ならびに、 NMR信号への位置情報の付加等を行う。

[0025] 送信系 3は、シーケンサ 6から送出される信号を受け取って、被検体 9の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起させるための RFパルス (ここでは RF二項パルス)を生成し、被検体 9に対して照射するものであり、高周波発振器 12と変調器 13と高周波増幅器 14と高周波照射コイル 15とを備えている。高周波発振器 12が出力した高周波信号は、シーケンサ 6からの信号に応じて変調器 13で変調され、さらに高周波増幅器 14で増幅された後に被検体 9に近接して配置された高周波照射コィル 15に供給される。これにより、高周波照射コイル 15から RFパルスを被検体 9〖こ照射する。

[0026] 受信系 4は、被検体 9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 (NMR信号)を検出するものであり、高周波受信コイル 16と増幅器 17と直交位相検波器 18と AZD変翻19とを備えている。この構成により、被検体 9の核磁気共鳴により生じたエコー信号は、被検体 9に近接して配置された高周波受信コイル 16 によって受信され、増幅器 17および直交位相検波器 18によって所望の NMR信号が検出され、 AZD変 19でディジタル量に変換され、さらにシーケンサ 6からの命令によるタイミングで直交位相検波器 18によりサンプリングされた-系列の収集データとされる。この信号が信号処理系 5に送られる。

[0027] 信号処理系 5は、受信系 4で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行い、再構成した画像を表示する。信号処理系 5は、 CPU7と、 ROM20と、 RAM21と、光磁気ディスク 22や磁気ディスク 24等のデータ格納部と、ディスプレイ 23とを有する。 ROM20には、 CPU7が実行する各種のプログラムとその実行において用いる不変のパラメータ等が予め格納されている。 CPU7は、 ROM20に格納されているプログラムを読み込んでそれを実行することにより、受信系 4で得たエコー信号についてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成演算等の処理を行い、得られた断層像等をディスプレイ 23に表示させる。また、プログラムに従って経時的な画像解析処理等も行う。 RAM21は、計測に使う計測パラメータや受信系 4で検出したエコー信号、および関心領域設定に用いる画像を一時保管する。光磁気ディスク 22や磁気ディスク 24には、 CPU7が再構成した断層像等を記録する。

[0028] さらに、 CPU7は、 ROM20に格納されている撮像用プログラムを実行することにより、シーケンサ 6を制御し、所定のパルスシーケンスで撮像 (計測）を実行させる。シーケンサ 6は、パルスシーケンスに従って、送信系 3の変調器 13、傾斜磁場電源 11および受信系 4の AZD変換器 19にそれぞれ制御信号を出力することにより、 RFパルスおよび傾斜磁場パルスを被検体 9の所定の領域に所定のタイミングで印加し、被検体 9の関心領域の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴によるエコー信号を生じさせ、所定のタイミングでこれを検出する。

[0029] 操作部 8は、信号処理系 5で行う処理の制御情報ならびに計測条件等をユーザが入力するもので、マウス 25およびキーボード 26を含む。

[0030] 次に、本実施の形態のパルスシーケンスについて図 2に示す。このパルスシーケンスでは、二項パルス列を構成する RF二項パルス間、ならびに、二項パルス列の照射後にエコー信号取得用傾斜磁場パルス列を印加することにより、脂肪の磁ィヒの寄与率の異なる複数種の NMR信号 (ここでは 2種の）を検出する。

[0031] 本実施の形態のパルスシーケンスでは、図 2に示したように、 2波（RFパルス 101, 114)の二項パルス列を用いている。 RFパルス 101、 104は、いずれも核磁化を 45 ° 傾斜させるように時間と振幅の積が設定されている。また、 RFパルス 101と RFパルス 114の時間間隔ては、脂肪プロトンと水プロトンの磁ィ匕の歳差運動による位相差力 S180° となるような間隔に設定されている。この二項パルス列を用いたパルスシーケンスの原理を図 3を用いて簡単に説明する。第 1の RFパルス 101の照射により、水プロトンと脂肪プロトンの磁ィ匕は、図 3に示したように同じ傾斜角（45° )に傾く。この状態の横磁ィ匕を利用してエコー信号取得用傾斜磁場パルス列を印加することにより第 1エコー 107を検出する。第 2の RFパルス 114の照射後には、脂肪プロトンの磁化は横磁ィ匕がなくなるのに対し、水プロトンの磁ィ匕は所定の角度まで、即ちフリップ角 9 0° まで、倒されるので、この状態で第 2エコー 120を検出する。第 1エコー 107からは水力の信号と脂肪力の信号とが同程度に寄与した画像を、第 2エコー 120からは脂肪抑制画像をそれぞれ得ることができる。このように、 1つのパルスシーケンスで、一度に脂肪信号の寄与率の異なる 2つの画像を同時に得ることができる。

[0032] 以下、本実施の形態の図 2のパルスシーケンスを詳しく説明する。まず、第 1の RF パルス 101を高周波照射コイル 15から照射する。このとき、スライス方向の傾斜磁場パルス（Gs) 102を同時に印加し、スライスを選択する。これにより、選択したスライスの水プロトンと脂肪プロトンの磁化が、図 3に示したように 45° 傾けられる。この状態では、水と脂肪の磁ィ匕が同じ角度に傾斜しているため、水と脂肪の横磁化成分が同じ割合で生じている。そこで、図 2に示したように傾斜磁場パルス列を印加し、両成分の横磁化からのエコー信号 107を得る。ここでは、エコー信号取得用傾斜磁場パルス列として、グラディエントエコー（GE)シーケンスを用いている。

[0033] 即ち、エコー信号取得用傾斜磁場パルス列は、スライス選択傾斜磁場パルス 102 によって分散した磁ィ匕を収束するためのスライス方向のリフェーズ用傾斜磁場 (Gs) 1 03、位相エンコード方向のオフセット傾斜磁場パルス（Gp) 104、読み出し方向のォフセット傾斜時場パルス (Gr) 105を印加した後、読み出し傾斜磁場パルス 106を印加する。読み出し傾斜磁場パルス 106の印加中に発生する第 1エコー信号 107を受信系 4で受信し、 AZD変換器 19により時間範囲 108の間サンプリングする。なお、図 2では、リフエーズ用傾斜磁場パルス 103、オフセット傾斜磁場パルス 104、オフセット傾斜磁場パルス 105をタイミングをずらして印加している力同時に印加してもよい。

[0034] エコー信号 107の受信後、読み出し傾斜磁場パルス 106で分散した磁化を収束するための読み出し方向リフェーズ傾斜磁場パルス 110、位相エンコード傾斜磁場パルス 104に対するリワインド傾斜磁場パルス 109、次のスライス選択傾斜磁場パルス 115のためのスライス方向のディフェーズ傾斜磁場パルス 111を印加する。これらの傾斜磁場パルスは、 RFパルス 101、 114間に加えられるすべての傾斜磁場パルスの時間と強度との積の和が三方向についてそれぞれ 0になるようにパルスの時間と強度が設定されている。これにより、第 2の RFノルス 114を印加する前に、磁化がリフエ一ズされた状態を作ることができる。なお、傾斜磁場パルス 109、 110、 111は同時に印カロしてちょい。 [0035] 第 1の RFパルス 101を印加してから、時間 τが経過するタイミングで第 2の RFパルス 114を印加する。時間ては、従来の二項パルス法と同様に、水プロトンの磁ィ匕と脂肪プロトンの磁化が歳差運動周波数の差により、位相差が 180° となる時間てに設定されている。すなわち、水プロトンと脂肪プロトンの磁ィ匕の歳差運動周波数の差 (ケミカルシフト）を δ (Hz)とすると、 τは以下のように設定されている。

τ (2. δ ) (η=任意の奇数）

[0036] ηは、パルスシーケンス全体の時間を短縮するためにできるだけ小さ、奇数 (η= 1) となるように設定する。ただし、時間ては、静磁場発生装置 1が形成する静磁場の強度が大きくなるとそれに伴い短くなるため、時間ての間にエコー信号取得用傾斜磁場パルス列（傾斜磁場パルス 103〜106, 109〜111)を実行する時間が確保できるように、静磁場強度に応じて η= 3、 5 · ·のように任意の奇数に設定する。

[0037] 第 2の RFパルス 114の印加と同時に、スライス選択傾斜磁場パルス 115を印加する。これにより、図 3に示したように水プロトンの磁化は 90° のフリップ角まで倒され、脂肪プロトンの磁ィ匕はフリップ角 0° となる。よって、脂肪プロトンの横磁ィ匕はなくなる。この状態で、エコー信号取得用傾斜磁場パルス列を印加し水プロトンの磁ィ匕のみのエコー信号 120を検出する。具体的には、スライス選択傾斜磁場パルス 115によつて分散した磁ィ匕を収束するためのスライス方向のリフエーズ傾斜磁場パルス 116、位相エンコード方向オフセット傾斜磁場パルス 117、読み出し方向のオフセット傾斜磁場パルス 118を印加した後、読み出し傾斜磁場パルス 119を印加する。読み出し傾斜磁場パルス 119の印加中に発生する第 2のエコー信号 120を、受信系 4で受信し、 AZD変換器 19で時間範囲 121の間サンプリングする。これにより、脂肪プロトンの磁化が抑制され、水プロトンの磁化のみのエコー信号 120を取得することができる。

[0038] この後、位相エンコード傾斜磁場パルス 117に対するリワインド傾斜磁場パルス 12 2、読み出し方向に磁ィ匕を分散させるスポイル傾斜磁場パルス 123、スライス方向に磁ィ匕を分散させるスポイル傾斜磁場パルス 124を印加する。これにより、先の第 1の R Fパルス 101を印加する前と同様の、磁化がリフエーズさえた状態を作ることができる

[0039] なお、傾斜磁場パルス 116、 117、 118も、先と同様に同時に印加してもよい。また、傾斜磁場パルス 122, 123, 124も先と同様に同時に印加してもよい。

[0040] 上記ノルスシーケンスを繰り返し単位 (TR)毎に位相エンコード方向オフセット傾斜磁場パルスの強度を変化させながら、 1スライスの画像再構成に必要なデータ数が得られるまで、例えば、 256回、繰り返す。 CPU7は、所定数のエコー信号 107とエコー信号 120からそれぞれ合わせて 2つの画像を再構成する。これにより、エコー信号 10 7から水成分と脂肪成分とが混合された画像を、エコー信号 120から脂肪抑制画像を得る。 CPU7は、得られた 2種類の画像をディスプレイ 23に表示させる。表示方法は、ユーザが 2種類の画像を比較して脂肪組織を判別し、正確に脂肪抑制画像が読影できるように行う。例えば、 2種類の画像を並列に表示する方法や、 2種類の画像間で信号強度 (濃淡）に差異のある画素を画像処理により抽出することにより、まず脂肪組織を抽出して表示する等、所望の方法をとることができる。これにより、ユーザは、脂肪組織を容易に判別することができると共に正確に脂肪抑制画像を読影することができる。

[0041] このように本実施の形態の MRI装置では、従来の二項パルス法を使った脂肪抑制画像取得のパルスシーケンスとほぼ同じ計測時間で、脂肪抑制画像のみならず、脂肪成分と水成分とが混合された画像を同時に得ることができる。

[0042] 本実施の形態のパルスシーケンスでは、 1つのパルスシーケンス内で脂肪寄与率の異なる 2種類のェコ一信号を一度に取得することができるため、二項パルス法によるパルスシーケンスにより脂肪抑制画像を取得した後、更めて通常のパルスシーケンスを使って非脂肪抑制画像を取得して、た従来の方法と比べて、撮像時間を約半分に短縮することができる。し力も、 2種類のエコー信号を同一ノルスシーケンス内に得ることが出来るため、脂肪寄与率以外の、被検体の体動等の経時変化による差異が生じにくい。よって、両画像力も脂肪成分の有無のみを精度よく判別することができ、検査精度を向上させることができるという効果が得られる。

[0043] なお、図 2のパルスシーケンスにおいて、エコー信号取得用傾斜磁場パルス列を 3 次元（3D)撮像にすることも出来る。その場合には、図 2に破線で示したように、スライス方向にスライスエンコード傾斜磁場パルス 112、 125とそれに対するリワインド傾斜磁場パルス 113、 126を追力！]し、スライス方向のスポイル傾斜磁場パルス 124はこの場合には印加しない。これにより、脂肪寄与率の異なる 2種類の画像の 3D撮像を実現できる。なお、スライスエンコード傾斜磁場パルス 112は、スライス方向リフエーズ傾斜磁場パルス 116と重畳して印加してもょ、。

[0044] 上述の実施の形態では、 2波の二項パルス列を用いている力 3波以上のニ項パルス列を用いることも出来る。この場合、各ノルス間でそれぞれエコー信号取得用傾斜磁場パルス列を印加することにより、脂肪寄与率の異なる 3種以上の画像を得ることができる。図 4に二項パルス列として 1— 2— 1パルスを用いた場合を示す。第 1パルス 401と第 3ノレス 403は、フリップ角 22. 5。の RF二項パルスであり、第 2パルス 402はフリップ角 45° の RF二項パルスである。各パルス間隔（時間て )は、上述の実施の形態と同様に、脂肪と水のプロトンの磁ィ匕の位相差が 180° になるように設定されている。これら各パルス間にそれぞれ図 2に示したエコー信号取得傾斜磁場パルス列 103〜106を印加し、図 4に示したようにそれぞれ第 1および第 2エコー信号 4 04、 405を検出する。その後、図 2の傾斜磁場パルス 109、 110、 111を印カロし、磁化をリフエーズする。また、第 3パルス 403の後に図 2のエコー信号取得用傾斜磁場パルス列 116〜119を印加し、第 3エコー信号 406を検出する。その後、リワインド傾斜磁場 122、スポイル用傾斜磁場パルス 123、 124を印加し、磁ィ匕を分散させる。これにより、第 1および第 2エコー信号により、脂肪成分と水成分の寄与率がそれぞれ異なる 2種類の画像を得ることができる。第 3エコー信号により、脂肪抑制画像を得ることができる。よって、水'脂肪の磁化の寄与率の異なる 3種類の画像を 1度の撮像で同時に取得することが出来る。

[0045] このように 3波以上の複数パルスカゝらなる二項パルス列であっても、同様な撮像をおこなうことにより、水'脂肪の磁ィ匕の寄与率の異なる 3種以上の画像を一度の撮像で同時に得ることができるため、それらを比較することにより脂肪組織の判別が容易になる。なお、 3以上のパルス力もなる二項パルス列を用いる場合、必ずしも複数のパルス間の全てにおいてエコー信号取得用傾斜磁場パルス列を印加しなければならないわけではなぐ複数のパルス間のうちの少なくとも 1回と、二項パルス列照射後にエコー信号取得用傾斜磁場パルス列の印加を実行する構成にすればょ、。これにより、少なくとも 1種類の脂肪 ·水成分混合画像と、脂肪抑制画像とが得られる。 [0046] また、本実施の形態では、二項パルス列は脂肪を抑制するように印加した力これに限られるものではなく水を抑制し脂肪画像を得るように印加することも可能である。

[0047] 以下、本発明の第二の観点に基づく実施形態について、図 1、 5A、 5B、 6を用いて説明する。

[0048] 本実施の形態の MRI装置では、その撮像パルスシーケンスとして図 5Aに示すリフアレンス計測および図 5Bに示す本計測を含み、本計測に先立ってリファレンス計測を行うことによって、それぞれの二項パルス照射力エコー信号検出までの水の磁ィ匕の位相回転量を実際に計測し、静磁場の空間的および時間的変動による位相ずれ量を求める。本計測は、 2波の二項パルス列（1— 1)によって水の磁化の選択励起と脂肪の磁ィ匕の抑制を行った後、グラディエントエコー法 (GE)により画像再構成のための磁気共鳴信号を取得するパルスシーケンスであり、この本計測時に先のリファレンス計測で求めた位相回転量に基づいて第 2波以降の二項パルスの照射位相を決定する。なお、本計測における画像再構成のための磁気共鳴信号を取得する撮像方法としては、グラディエントエコー法に限らず所望の方法、例えば、スピンエコー法 (SE)、を用いることができる。

[0049] リファレンス計測による水磁ィ匕の位相の測定を図 5Aを用いて説明する。図 5Aには、 2波の二項パルス列（1 1パルス）により水の磁ィ匕を選択励起する撮像シーケンスのリファレンス計測を示す。図 5Aに示すようにリファレンス計測は、第 1リファレンス計測区間 510と第 2リファレンス計測区間 520とを含み、第 1および第 2リファレンス計測区間 510、 520ではそれぞれ、本計測と同様のパルスシーケンスを繰り返す。ただし、第 1リファレンス計測区間 510では 1—1パルスのうちの第 1波 101の高周波磁場パルスのみを照射し、第 2波 114は照射せず、エコー信号 (磁気共鳴信号) 511を取得する。第 2リファレンス計測区間 520では、第 1波 101は照射せず、第 2波 114のみを照射し、エコー信号 521を取得する。高周波磁場パルス以外の傾斜磁場パルス (Gs , Gr) 102、 103、 115、 116、 118, 119、 123の印カロタイミングおよびエコー信号 5 11、 521の取得タイミングは、本計測と同じにする。

[0050] 第 1リファレンス計測区間 510で取得されるエコー信号 511の位相は、第 1波 101からエコー信号取得までの水の磁ィ匕の位相回転量 0 1を示しており、第 2リファレンス計測区間 520で取得されるエコー信号 520の位相は、第 2波 114からエコー信号取得までの水の磁化の位相回転量 Θ 2を示している。よって、位相回転量 0 1と 0 2との差を取ることにより、第 1波 101から第 2波 102までの水の磁ィ匕の実際の位相回転量（ θ 1 - Θ 2)を実測することができる。

[0051] 実測した磁ィ匕の位相回転量（ 0 — 0 )には、下式（3)で求まる理論上の位相回転

2 1

量△ 0に、静磁場強度の時間的変動による位相ずれを加算した位相となる。そのため、リファレンス計測によって求めた位相回転量を基に第 2波以降の照射位相を設定することで、位相ずれを吸収することができる。

Δ θ = ( γ Χ Βο Χ τ ) · · · (3)

[0052] 次に、以上のリファレンス計測に引き続いて実行される本計測シーケンスの内容について説明する。本計測シーケンスは、図 5Βに示したようにそれぞれの磁ィ匕を 45° 傾斜させる高周波磁場パルスである第 1波 101および第 2波 114を予め定めた時間 τの間隔で印加する。この時間 τは、先に説明したように水の磁化と脂肪の磁ィ匕の歳差運動による回転位相差を 180° にするために、設定されている。

[0053] 第 1波 101の照射と同時にスライス選択傾斜磁場パルス 102を印加することにより、所定のスライスを選択し、当該スライスの水の磁ィ匕および脂肪の磁ィ匕をフリップ角 45 ° に傾斜させる。つぎに、スライス選択傾斜磁場 102の印加によって分散した磁ィ匕を、第 2波 114の印加タイミングで再度収束させるためのスライス方向（Gs)リフエーズ傾斜磁場パルス 103を印加する。そして、上記時間 τが経過して水の磁化と脂肪の磁化の位相差が 180° になったタイミングで第 2波 114を照射すると共にスライス選択傾斜磁場 115を印加することにより、水の磁化のフリップ角を 90° 傾斜させ、脂肪の磁ィ匕のフリップ角を 0° にする。なお、第 2波 114の照射位相 Θ eは第一波の照射位

2

相 Θ eに対して、リファレンス計測にて求めた磁ィ匕の位相回転量（ Θ Θ )だけ位相

1 2 1 をずらした位相 θ β = θ β + ( θ — Θ )を設定することで、位相ずれを補正する。

2 1 2 1

[0054] 即ち、求めた位相ずれ量△ Θに対応させて第 2波 114の照射位相を補正することにより、静磁場強度の空間的不均一性および時間的変動による位相ずれが生じている場合であっても、水の磁ィ匕の位相に一致した照射位相の高周波磁場パルス (第 2 波 114)により水の磁ィ匕のフリップ角を正確に 90° 傾斜させて選択できるとともに、脂肪の磁化のフリップ角を 0° にして抑制することができる。

[0055] その後、第 2のリフエーズ傾斜磁場パルス 116をスライス方向（Gs)に印加する。これと同時、もしくは遅れて読み出し方向（Gr)のディフェーズ傾斜磁場パルス 118および位相方向（Gp)のエンコード用傾斜磁場パルス 117を印加した後、読み出し方向（Gr)傾斜磁場パルス 119を印加して磁ィ匕を収束させ、発生するエコー信号 120を時間範囲 121の間サンプリングする。その後、位相方向のリワインド用傾斜磁場パルス 122と読み出し方向のスポイル傾斜磁場 123とを印加する。 3D計測を行う場合にはさらにスライス方向のエンコード用傾斜磁場パルス 123とリワインド用傾斜磁場パルス 126とを印加する。本計測では、このシーケンスを位相エンコード用傾斜磁場パルス 117 (スライス方向エンコード用傾斜磁場パルス 125の強度）を変化させながら、例えば、 256回、繰り返し行い、画像再構成に必要なデータ数のエコーィ信号を取得する。

[0056] 次に、図 5A、 5Bを参照して説明したリファレンス計測および本計測を含む撮像パルスシーケンスおよび本計測で取得したエコー信号力脂肪が抑制された画像の再構成されるまでの CPU7によって実行される流れを図 6のフローチャートで説明する。

[0057] CPU7は、図 5A、 5Bのようにリファレンス計測と本計測を連続して実行させる力リファレンス計測の第 1および第 2リファレンス計測区間 510、 520でエコー信号 511、 521が取得された時点で、それぞれの位相 θ 1, Θ 2を検出する。（ステップ 601, 60 2)。検出した 0 、 Θ を基に第 1波と第 2波の間の位相回転量（Θ — Θ )を求める。

1 2 2 1

[0058] 上記位相回転量と第 1波の照射位相 Θ eを基にして第 2波の照射位相 0 eを 0 e =

1 2 2

Θ Θ + ( Θ — θ )のように設定する (ステップ 604)。設定した照射位相 Θ eの第 2波 1

1 2 1 2

14により、本計測を、例えば、 256回繰り返し実行し、所定数のエコー信号を取得する (ステップ 605)。取得したエコー信号力も被検体の関心領域の脂肪が抑制された断層像等を再構成する (ステップ 606)。

[0059] 上述してきた本実施の形態の MRI装置では、静磁場強度の空間的および時間的不均一による水の磁ィヒの位相ずれを考慮して第 2波以降の二項パルスの照射位相を水の磁化の位相に一致させることができるため、水の磁化のフリップ角を 90° 傾斜させて励起できるとともに、脂肪の磁ィ匕のフリップを 0° に抑制することができる。よつて、十分に脂肪信号が抑制された画像を取得することができる。

[0060] なお、本実施の形態では 2波の二項パルス（1 1パルス）列を用いる場合につ！ヽて説明したが、 3波以上の二項パルス列についても適用することができる。その場合、二項パルスの照射回数分のリファレンス計測を行、、照射回数分のエコー信号を取得して、上述の実施の形態と同様に本計測の二項パルスの照射位相を設定してもよいが、リファレンス計測は図 5Aのシーケンス同様に 2回とし、得られた△ Θから本計測の二項パルス列の第 2波以降の照射位相を計算により設定することもできる。このようにリファレンス計測を 2回とすることにより、リファレンス計測全体を短時間で終了させることができる。

[0061] なお、上述してきた実施の形態では、水の磁化を選択励起し、脂肪磁化を抑制する場合について説明した力この組み合わせに限らず、二項パルス列による種々の組織成分の選択励起 (抑制）に本発明を適用することができる。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体が配置される撮像空間に静磁場を印加する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加する高周波磁場照射部と、前記被検体からの NMR信号を受信する受信部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波磁場照射部とを制御して、所定のタイミングで前記傾斜磁場および前記高周波磁場パルスを前記被検体に印加する所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部を有した磁場共鳴イメージング装置において前記制御による制御により、前記所定の撮像パルスシーケンスの単位の繰り返し時間 (TR)内に、前記被検体内組織の少なくとも 2つの成分の励起角度を異ならせるための高周波磁場二項パルス列を前記高周波磁場照射部により印加し、前記ニ項パルス列を構成する高周波磁場二項パルス間のうち少なくとも 1回、ならびに、前記二項パルス列の照射後に、それぞれ前記傾斜磁場発生部により前記傾斜磁場を印加して少なくとも 2種の NMR信号を前記受信部により取得し、取得した 2種以上の NM R信号に基づいて所定成分の磁化の寄与率の異なる少なくとも 2種の画像を生成するための手段が備えられていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[2] 前記制御部は、前記所定の撮像パルスシーケンスを実行して、水プロトンの磁化と脂肪プロトンの磁ィ匕の寄与率の異なる少なくとも 2種の NMR信号を生じさせることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[3] 前記制御部は、前記所定の撮像パルスシーケンスの実行に際して、前記二項パルス列を構成する前記高周波磁場パルスのパルス間隔を、水プロトンの磁化と脂肪プロトンの磁ィ匕の歳差運動による位相差が 180° となる最小時間の任意の奇数倍に設定することを特徴とする請求の範囲第 2項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[4] 前記所定の撮像パルスシーケンスの実行は、前記二項パルス列を構成する高周波磁場二項パルスの印加後、前記 NMR信号を取得するための第 1の傾斜磁場を印加し、前記 NMR信号を取得した後で次の高周波磁場パルスを印加する前に前記第 1 の傾斜磁場により前記非検体内組織成分の磁ィヒに生じた影響を打ち消すための第 2の傾斜磁場を印加することにより行われることを特徴とする請求項 1〜3項のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。

[5] 被検体が配置される撮像空間に静磁場を印加する静磁場発生部と、前記撮像空間に所定の方向の傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場パルスを印加する高周波磁場照射部を、前記被検体からの磁気共鳴信号を受信する受信部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波磁場照射部とを制御して、所定のタイミングで前記傾斜磁場および前記高周波磁場パルスを前記被検体に印加する所定の撮像パルスシーケンスを実行する制御部とを有し、

前記所定の撮像パルスシーケンスは、画像再構成のための磁気共鳴信号を取得する本計測と、本計測の前に行うリファレンス計測とを含み、前記本計測は、単位の繰り返し時間 (TR)内に高周波磁場二項パルス列を用いて、前記被検体内組織の複数の成分の内の所望の成分の磁ィヒを前記高周波磁場照射部により選択励起して、その磁気共鳴信号を前記受信部により計測するシーケンスであり、前記リファレンス計測は、前記高周波磁場二項パルス列のパルス間に生じる所望成分の磁化の位相回転量を計測するシーケンスであり、

前記制御部は、前記リファレンス計測で計測した所望成分の磁ィ匕の位相回転量に応じて、前記本計測の前記高周波磁場二項パルス列で第 2波以降で前記高周波磁場照射部により照射する高周波磁場二項パルスの少なくとも一つの照射位相を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[6] 前記リファレンス計測のパルスシーケンスは、前記本計測のパルスシーケンスの変形であって、前記本計測と同じ高周波磁場二項パルス列のうちの第 1の高周波磁場二項パルスのみを印加し所定のタイミングで第 1のェコ一信号を取得した後、次に前記高周波磁場二項パルス列のうち第 1の高周波磁場二項パルスより後に印加される第 2の高周波磁場二項パルスのみを印加して所定のタイミングで第 2のエコー信号を取得するシーケンスを含み、前記制御部は、前記第 1および第 2のエコー信号の位相回転量をそれぞれ検出し、位相回転量差を求めることにより、引き続く 2つの高周波磁場二項パルス間での所望成分の磁ィ匕の位相回転量を求めることを特徴とする請求の範囲第 5項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[7] 前記制御部は、前記リファレンス計測で求めた位相回転量分だけ、前記第 1の高周波磁場二項パルスの照射位相をずらして、前記第 2の高周波磁場二項パルスを照射する際の照射位相とすることを特徴とする請求項 6記載の磁気共鳴イメージング装置

[8] 前記高周波磁場二項パルス列は、水と脂肪のプロトンの磁ィ匕の歳差運動による位相差が 180° の奇数倍になる時間間隔を空けた少なくとも 2つの高周波磁場二項パルスを有することを特徴とする請求の範囲第 5〜7項のいずれかに記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。

[9] 二項パルス法による二項パルス列を使った被検体の関心領域の脂肪抑制画像を取得するための撮像パルスシーケンスを有する磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像パルスシーケンスは繰り返される単位撮像パルスシーケンス力も構成され、前記各単位撮像パルスシーケンスはその最後の二項パルスの照射後脂肪抑制画像を再構成するための脂肪の磁ィ匕の信号成分が抑制されたエコー信号を取得するための傾斜磁場パルス列に加えて先行する二項パルス間で非脂肪抑制画像を再構成するための脂肪の磁化と水の磁ィ匕による信号成分の寄与度が同等のエコー信号を取得するための傾斜磁場パルス列を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[10] 二項パルス法による二項パルス列を使った被検体の関心領域の脂肪抑制画像を取得するための撮像パルスシーケンスを有する磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像パルスシーケンスは、二項パルス法による二項パルス列を使った脂肪抑制画像を取得するための本計測に先立って実行される本計測の各単位撮像パルスシ一ケンスで引き続ヽて照射される二項パルス間で生じる水の磁ィ匕の位相回転量を実測するための本計測単位撮像パルスシーケンスを変形したリファレンス計測を有し、本計測の各単位撮像パルスシーケンスではリファレンス計測で実測された水の磁ィ匕の位相回転量に合わせて各単位撮像パルスシーケンスの第 2波以降の二項パルスの照射位相が調整されることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

[11] 前記リファレンス計測は前記単位撮像パルスシーケンス中の第 2波の二項パルスの照射を省略した第 1のリファレンス計測と、前記単位撮像パルスシーケンス中の第 1 波の二項パルスの照射を省略した第 2のリファレンス計測を有することを特徴とする請求の範囲第 10項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[12] エコー信号を取得するための前記単位撮像パルスシーケンスはグラジェントエコー法あるいはスピンエコー法によるパルスシーケンスであることを特徴とする請求の範囲第 9〜： L 1項のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。

[13] 前記撮像パルスシーケンスを実行することにより 2Dまたは 3Dの脂肪抑制画像を再構成することが出来るエコー信号が取得されることを特徴とする請求の範囲第 9〜11 項の、ずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。