WO2010053012A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents

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貴之 阿部
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Hitachi Medical Corp
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    • 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
    • G01R33/5607—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reducing the NMR signal of a particular spin species, e.g. of a chemical species for fat suppression, or of a moving spin species for black-blood imaging

Definitions

  • the present invention detects nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as ⁇ NMR '') signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a specimen, and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc. (MRI) technology.
  • ⁇ NMR '' nuclear magnetic resonance
  • MRI relaxation time distribution, etc.
  • the present invention relates to a technique for performing imaging by applying a prepulse that gives a predetermined effect to an NMR signal prior to execution of an NMR signal detection procedure for imaging.
  • the B0 direction is defined as the z direction in this specification
  • the magnetic moment of the nuclear spin of the tissue composition molecule is Precesses around the B0 direction at the resonance frequency unique to each spin.
  • a magnetic field irradiation high frequency magnetic field B1 having a frequency close to the resonance frequency from a direction orthogonal to the B0 direction
  • the net magnetic moment M rotates (excited) toward the xy plane, and the net The transverse magnetic moment is generated.
  • the MRI apparatus detects the emitted NMR signal (echo signal) and performs signal processing to obtain an image of the living tissue (main imaging).
  • a pre-pulse having a special high-frequency magnetic field prior to the main imaging in order to give some effect to the emitted echo signal.
  • a pre-pulse called CHESS (Chemical Shift Suppression) pulse is applied to suppress echo signals from hydrogen protons in fat molecules (hereinafter abbreviated as “fatty protons”), and only signals from water molecules are imaged.
  • CHESS Chemical Shift Suppression
  • CHESS method see, for example, Non-Patent Document 1
  • a high-frequency magnetic field (hereinafter abbreviated as “RF”) pulse having a constant magnetic field strength (here, 90 ° flip angle) having a resonance frequency of fat protons is used as a CHESS pulse prior to the main imaging.
  • RF high-frequency magnetic field
  • the transverse magnetization of the fat protons selectively excited by the CHESS pulse is phase-dispersed, the magnetization of the fat protons disappears immediately before the main imaging, and the signal from the fat protons is suppressed.
  • the effect of prepulse decreases with time.
  • the longitudinal magnetization of fat protons recovers based on the longitudinal relaxation time of fat protons as time passes immediately after the CHESS pulse is applied.
  • the suppression effect is high, and the fat suppression effect decreases with time after application of the CHESS pulse.
  • FIG. 12A shows a sequence diagram in multi-slice imaging using a CHESS pulse.
  • signals of other slices are acquired within a repetition time TR for one slice to shorten the imaging time.
  • the CHESS pulse 201 is applied immediately before the application of each excitation pulse 202 of the main imaging.
  • the number given to each excitation pulse 202 is a slice number indicating the slice order of the slice to be measured.
  • N slices having slice numbers 1 to N are sequentially imaged.
  • Fig. 12 (b) is a schematic diagram of a repeated loop for multi-slice imaging, where the inner loop is the lower loop. As shown in the figure, the measurement of the number of slices with the phase encoding amount of 1 is repeated for the necessary number of phase encoding steps by changing the phase encoding amount.
  • FIG. 13 (a) shows a sequence diagram on the RF axis of this system and how the longitudinal magnetization Mz (303) of fat excited by the CHESS pulse 301 is relaxed.
  • Reference numeral 302 denotes an excitation pulse for each slice, and a given number is a slice number.
  • FIG. 13 (b) shows a repeated loop of measurement using this method.
  • the first half slice measured immediately after applying the CHESS pulse has a high fat suppression effect and a good fat suppression image is obtained, but it is measured over time after applying the CHESS pulse.
  • the latter half of the slice has a low fat suppression effect, and a desired fat suppression image cannot be obtained.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a technique for obtaining a good prepulse effect for all slices while suppressing the number of prepulse applications in multi-slice imaging using a prepulse together.
  • the k space is divided into a number of segments different from the number of slices in the phase encoding direction, and the slice and the segment to be measured for each pre-pulse application are changed in a predetermined order, Measure until the segment to be measured is completed.
  • the segment measurement order is set so that the segment in the low spatial frequency region of the k space is measured at the timing when the effect of the prepulse is the highest.
  • a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a plurality of different slice planes
  • prepulse application means for applying a prepulse that affects the magnetization in all slice planes to be measured
  • one slice plane Measuring means for measuring the echo signal obtained by providing the phase encoding amount in k-space
  • control means for controlling the operation of the pre-pulse applying means and the measuring means, the control means comprising: After the first pre-pulse application, the measurement is performed once for each slice surface to be measured according to a predetermined order, and the phase encoding amount is changed in a predetermined order to change all the slices in all slices.
  • First control means for controlling to repeat until the k space is filled, and the number of slices to be measured and the number of times different from the multiple are measured.
  • Second control means for controlling the prepulse application means so as to apply the prepulse every time the prepulse is applied, and the first control means has a low spatial frequency region of k-space at a timing when the effect of the prepulse is large.
  • a magnetic resonance imaging apparatus characterized by setting an initial phase encoding amount of each slice so as to perform measurement.
  • a magnetic resonance imaging method for imaging a plurality of different slice planes a prepulse application step for applying a prepulse that affects the magnetization in all slice planes to be measured, and one phase encoding for one slice plane
  • a measurement step for performing measurement to arrange the echo signal obtained by giving a quantity in the k-space and a control step for controlling operations of the prepulse application step and the measurement step, the control step comprising: After applying the pre-pulse, for each slice surface to be measured, the measurement is performed once according to a predetermined order, and the phase encoding amount is changed in a predetermined order to change all k spaces of all slices.
  • a first control step for controlling to repeat until filling, and the number of slices to be measured and its multiples A second control step for controlling the prepulse application step so as to apply the prepulse each time a different number of measurements are performed, wherein the first control step is a k-space at a timing when the effect of the prepulse is large.
  • the magnetic resonance imaging method is characterized in that the initial phase encoding amount of each slice is set so as to measure the low spatial frequency region.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a sequence diagram of the imaging sequence using a CHESS pulse.
  • (a) is a sequence diagram of an imaging sequence according to the embodiment of the present invention, and (b) is a diagram for explaining a measurement region in k-space. It is a sequence diagram of the imaging sequence of the embodiment of the present invention. It is a schematic diagram of the repetition loop of measurement control of the embodiment of the present invention.
  • (a) is a sequence diagram of an imaging sequence in the case of three slices according to the embodiment of the present invention, and (b) is a schematic diagram of the repetition loop. It is a figure for demonstrating the measurement area
  • FIG. 1 It is a sequence diagram of an imaging sequence using another pre-pulse of an embodiment of the present invention,
  • (a) is a T2 preparation pulse,
  • (b) is a pre-saturation pulse,
  • (c) is a sequence diagram of an IR pulse .
  • (a) is a sequence diagram when measurement is performed in sequential order in the embodiment of the present invention, and
  • (b) is a diagram for explaining a measurement region of the k space.
  • (a) is another sequence diagram in the case of performing measurement in sequential order in the embodiment of the present invention, and (b) is a diagram for explaining the measurement region of the k space.
  • (a) is another sequence diagram of the imaging sequence of the embodiment of the present invention, and (b) is a diagram for explaining the measurement region of the k space.
  • (a) is a sequence diagram of multi-slice imaging using a conventional CHESS pulse
  • (b) is a schematic diagram of the repetitive loop.
  • (a) is a sequence diagram of multi-slice imaging using a conventional CHESS pulse
  • (b) is a schematic diagram of the repetitive loop.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 100 of the present embodiment.
  • the MRI apparatus 100 of the present embodiment obtains a tomographic image of a subject using an NMR phenomenon, and includes a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, a reception system 6, and a signal.
  • a processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8 are provided.
  • the static magnetic field generation system 2 is a vertical magnetic field system, the static magnetic field is uniform in the direction perpendicular to the body axis in the space around the subject 1, and if it is a horizontal magnetic field system, the static magnetic field is uniform in the body axis direction of the subject 1. This is realized by a permanent magnet type, normal conducting type or superconducting type static magnetic field generating source arranged around the subject 1.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three axes of X, Y, and Z, which is the coordinate system (stationary coordinate system) of the MRI apparatus 100, and a gradient magnetic field power source that drives each gradient magnetic field coil 10 and.
  • Gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz are applied in the three axial directions of X, Y, and Z by driving the gradient magnetic field power supply 10 of each gradient coil in accordance with a command from the sequencer 4 described later.
  • a slice direction gradient magnetic field pulse is applied in a direction orthogonal to the slice plane (imaging cross section) to set a slice plane for the subject 1, and the remaining two orthogonal to the slice plane and orthogonal to each other
  • a phase encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (Gf) are applied in one direction, and position information in each direction is encoded into an echo signal.
  • the transmission system 5 irradiates the subject 1 with a high-frequency magnetic field (RF) pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and the high-frequency oscillator 11 and the modulator 12, a high frequency amplifier 13, and a high frequency coil (transmission coil) 14 a on the transmission side.
  • the RF pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4 to be described later, amplified by the high-frequency amplifier 13, and transmitted from the transmission coil 14a disposed close to the subject 1.
  • the specimen 1 is irradiated.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1, and receives signals from the high-frequency coil (receiving coil) 14b on the receiving side.
  • An amplifier 15, a quadrature detector 16, and an A / D converter 17 are provided.
  • the response NMR signal induced by the RF pulse irradiated from the transmission coil 14a is detected by the reception coil 14b arranged close to the subject 1, amplified by the signal amplifier 15, and sent from the sequencer 4 described later.
  • the sequencer 4 is controlled to repeatedly apply RF pulses and gradient magnetic field pulses according to a predetermined pulse sequence. It operates under the control of the CPU 8 and is necessary for data collection to reconstruct a tomographic image of the subject 1.
  • Various commands are sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the transmission system 5 and the gradient magnetic field generation system 3 respectively control the application timing, period and intensity of the RF pulse, and the application timing, period and intensity of the gradient magnetic field pulse according to instructions from the sequencer 4.
  • the receiving system 6 detects an echo signal in accordance with an instruction from the sequencer 4.
  • the pulse sequence is created in advance according to the purpose of measurement, and stored as a program and data in a storage device 18 or the like which will be described later.
  • the signal processing system 7 performs various data processing and display and storage of processing results, and includes a CPU 8, a storage device 18 such as a ROM and a RAM, an external storage device 19 such as an optical disk and a magnetic disk, and a display device 20. It consists of.
  • the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display device 20 and also stores it. Record in device 18 or external storage device 19.
  • the operation unit 25 receives input of various control information of the MRI apparatus 100 itself and various control information of processing performed in the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation unit 25 is disposed close to the display device 20, and the operator interactively inputs information necessary for various processes of the MRI apparatus 100 via the operation unit 25 while viewing the display device 20.
  • the transmission coil 14a and the gradient magnetic field coil 9 are opposed to the subject 1 in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 into which the subject 1 is inserted, in the case of the vertical magnetic field method, If it is a horizontal magnetic field system, it is installed so as to surround the subject 1. Further, the receiving coil 14b is disposed so as to face the subject 1 or surround the subject 1.
  • the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is the main constituent material of the subject, as is widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent material of the subject
  • the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • a pulse sequence in pre-pulse combined multi-slice imaging, a pulse sequence is constructed so that the data of the low spatial frequency space region of k space of each slice can be acquired at the timing when the effect of the pre-pulse is the highest, and imaging is controlled.
  • the pulse sequence of the present embodiment for realizing this will be described.
  • a case where a CHESS pulse is used as a pre-pulse will be described as an example.
  • FIG. 2 is a sequence chart of a fat suppression imaging sequence using a general CHESS pulse.
  • the fat suppression imaging sequence acquires a fat suppression pulse unit 412 for suppressing echo signals from fat protons using CHESS pulses and a subject image in which signals from fat tissue are suppressed.
  • a main imaging pulse unit 413 that measures an echo signal for the purpose.
  • RF, Gr, Gs, and Gp indicate timings of application of RF pulse, readout gradient magnetic field, slice gradient magnetic field, and phase encode gradient magnetic field, respectively. Echo indicates the timing of echo signal detection.
  • RF pulse RF
  • slice gradient magnetic field Gs
  • phase encoding gradient magnetic field Gp
  • readout gradient magnetic field Gr
  • the fat suppression pulse unit 412 is a pulse sequence unit for eliminating the magnetization of fat protons in the imaging region.
  • a CHESS pulse 401 for selectively exciting fat protons is applied with non-slice selection, ie without application of a slice gradient magnetic field.
  • the flip angle of the CHESS pulse 401 is set to a predetermined angle ( ⁇ °). Since the CHESS pulse 401 is applied with non-slice selection, in the case of multi-slice imaging, the CHESS pulse 401 is applied to all slices to be imaged.
  • a spoiler gradient magnetic field pulse 404 for phase dispersion of transverse magnetization of fat protons excited by the CHESS pulse 401 follows.
  • the spoiler gradient magnetic field pulse 404 of the fat suppression pulse unit 412 is applied to the three axes Gr, Gs, and Gp, but it is sufficient that it is applied to at least one axis.
  • the main imaging pulse unit 413 is a pulse sequence unit that measures an echo signal for reconstructing the image of the subject 1, and an arbitrary pulse sequence can be applied.
  • an example using a known spin echo sequence is shown as an example.
  • 90 ° excitation pulse 402, 180 ° refocus pulse 403, slice selective gradient magnetic fields 405 and 406, readout gradient magnetic fields 408 and 409, and phase encode gradient magnetic field 410 are applied to measure echo signal 411.
  • a spoiler gradient magnetic field 407 is applied to the three axes.
  • the main imaging pulse unit 413 measures the echo signal 411 for the image of the subject 1 in a state where the magnetization of the fat protons is lost by the immediately preceding fat saturation pulse unit 412. As a result, a fat-suppressed image in which signals from adipose tissue are suppressed can be acquired.
  • the main imaging pulse unit 413 (excitation pulse 302) has the same phase encoding amount after the fat suppression pulse unit 412 (CHESS pulse 301).
  • the combination is repeated by the number of phase encoding steps to obtain a fat-suppressed image of each slice cross section.
  • the phase encoding amount and the CHESS pulse application timing are set so that the measurement of the low spatial frequency region in the k space of each slice is performed at the timing when the CHESS pulse is most effective immediately after the CHESS pulse is applied. Control.
  • a specific measurement control method will be described.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the measurement control of the present embodiment.
  • FIG. 3 (a) is a sequence diagram of an imaging sequence in the measurement control of the present embodiment.
  • FIG. 3B is a diagram for explaining a temporal change of the k space region 610 that is a measurement target of the main imaging in the measurement control of the present embodiment.
  • detecting an echo signal with one phase encoding amount for one slice and arranging the data of the echo signal in the k space is referred to as measurement.
  • the sequence diagram for explaining the subsequent imaging sequence only the timing of the RF pulse sequence is shown. For each measurement of the imaging pulse unit 413, the RF pulse is represented by one excitation pulse.
  • the excitation pulse 602 includes a 90 ° pulse and a 180 ° pulse as shown in FIG. In FIG. 3 (a), this is represented by a single excitation pulse 602.
  • the recovery state of the longitudinal magnetization Mz of the fat protons after application of the CHESS pulse 601 is also shown together with the sequence diagram in order to explain the temporal change of the slice to be measured for the main imaging. Show.
  • slice i the slice ms [i] in which the slice order is determined so as to measure i-th is referred to as slice i.
  • the measurement order of each slice is fixed, and in order to measure the low spatial frequency region of the k space of each slice immediately after application of the CHESS pulse 601, the number of measurements to make a round of all the slices (N), It sets so that the frequency
  • the CHESS pulse 601 is applied every measurement of the number of times of adding 1 to the number N of slices will be described as an example.
  • the CHESS pulse 601 is inserted at intervals of performing N (number of slices) +1 measurement.
  • N + 1 measurement is performed at the application interval of the CHESS pulse 601.
  • the phase encoding amount is adjusted so that the low spatial frequency region of k-space is measured immediately after the CHESS pulse 601 is applied. Specifically, first, the k-space is divided into segments of the number of times of measurement (N + 1) performed at the application interval of adjacent CHESS pulses 601 in the phase encoding direction, and each time the CHESS pulse 601 is applied, the CHESS pulse For each measurement, the measurement target segment is changed so that the spatial frequency region becomes higher in order from the low spatial frequency region in each segment in order of the time from application of 601 in the earliest time.
  • the k space is divided into segments of the number of slices N plus 1 in the phase encoding direction. Then, as shown in FIG. 3 (b), measurement is performed by changing the phase encoding amount in a centric order for each slice for each slice.
  • ⁇ Numbers are assigned to each segment obtained in the centric order in order from the central area of k-space. Specifically, as shown in FIG. 3 (b), the positive and negative regions are alternately arranged around the kx axis, respectively, Seg # 1, Seg # 2, Seg # i, Seg # N, Seg # N + 1 is assigned.
  • N is an even number
  • (N + 1) is an odd number
  • Seg # 1 is a region including the center of the k space.
  • N + 1) is an even number
  • Seg # 1 and Seg # 2 are the regions closest to the center of k-space
  • Seg # 2 is Seg # 1 with respect to the center of k-space.
  • the target area is assigned to each segment obtained in the centric order in order from the central area of k-space.
  • the positive and negative regions are alternately arranged around the kx axis, respectively, Seg # 1, Seg # 2, Seg # i, Seg # N, Seg # N + 1 is assigned.
  • N is an even number
  • phase encoding steps in each segment are as follows. Assuming that the number of phase encoding steps (total number of phase encoding steps) necessary to reconstruct an image of one slice is Ps, in the present embodiment, this is divided into (N + 1) segments. Therefore, the number of phase encoding steps Psn in one segment can be obtained by dividing Ps by (N + 1). Basically, Psn is the integer part of the result of dividing Ps by (N + 1). The remainder obtained by dividing Ps by (N + 1) is assigned in order from the segment with the earlier measurement order, here the segment on the low spatial frequency region side. Therefore, the phase encoding step number Psn of each segment is an integer part int (Ps / (N + 1)) or int (Ps / (N + 1)) + 1 of Ps / (N + 1).
  • the Seg # 1 region which is the low spatial frequency region of space, is measured.
  • measurement is performed by applying one of the phase encode steps int (Ps / (N + 1) (or int (Ps / (N + 1) +1)) included in Seg # 1.
  • FIG. 5 shows a schematic diagram of an iterative loop in the measurement control of this embodiment.
  • a CHESS pulse 601 is applied as the fat suppression pulse unit 412
  • the main imaging pulse unit 413 one phase encoding amount is given to each slice and the excitation pulse 602 is added.
  • Multi-slice measurement by applying.
  • the segment starts measurement from the same area from the one shifted from the previous application of the CHESS pulse 601, and then the slice is changed in a predetermined measurement order.
  • the segment is changed in a centric order, and the measurement is performed N + 1 times when the excitation pulse 602 is applied.
  • Measurements by the fat suppression pulse unit 412 and the main imaging pulse unit 413 are performed PN times (PN is a minimum natural number of Ps ⁇ N / (N + 1) or more until Ps is filled). The number of phase encoding steps per slice) is repeated, and the image is reconstructed using the obtained results. When measuring the same segment of the same slice, a phase encoding amount that has not been measured so far is given.
  • FIG. 6 (a) is a sequence diagram showing only the RF pulses (701, 702) of the present embodiment.
  • the longitudinal magnetization recovery state of fat protons after application of the CHESS pulse 701 is also shown.
  • FIG. 6 (b) is a schematic diagram of an iterative loop in this measurement control.
  • FIG. 7 shows a measurement region in the k space according to the application time T from each CHESS pulse.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining a change in the measurement region of the k space.
  • the measurement area of the k space at three application intervals is shown in order from the top, with the horizontal axis representing the time T from the CHESS pulse 701 and the vertical axis representing the application interval of the adjacent CHESS pulse 701.
  • T 2 , t 3 , t 4 the areas of Seg # 1, Seg # 2, Seg # 3, and Seg # 4 are measured, respectively.
  • one encoded data is collected for each segment in each k space in all slices. This is repeated by changing the phase encoding amount several times included in each segment, and the measurement ends when the k space of all slices is filled. Then, an image for three slices is reconstructed from the obtained k-space data.
  • the repetition time TR is used, and for each slice, the time when the fat suppression effect is high after application of the CHESS pulse.
  • the band measures the low spatial frequency region of the k space, and controls the measurement so that the high spatial frequency region of the k space is measured in the time zone where the fat suppression effect is low. Therefore, according to the present embodiment, for all slices, the acquired data is arranged in the low spatial frequency region of the k space, which has a large influence on the contrast and the like, at the timing when the effect of the prepulse is great.
  • a good fat suppression image can be obtained for all slices without applying a CHESS pulse every time an excitation pulse for main imaging is applied (measured).
  • an image with the same quality can be obtained with a smaller number of application times of the CHESS pulse, and the overall imaging time can be shortened.
  • SAR can be reduced.
  • the case where the CHESS pulse is used as the prepulse and fat is suppressed is described as an example, but the present invention is not limited to this.
  • the various suppression targets may be water during chemical shift imaging.
  • the pre-pulse is not limited thereto.
  • a known T2 preparation pulse for imparting T2 contrast a presaturation pulse for suppressing signals in or out of the slice plane, a known IR (Inversion recovery) pulse for imparting T1 contrast, and the like may be used.
  • An example of an imaging sequence when these are used as prepulses is shown in FIG.
  • FIG. 8 (a) is an example of a T2 preparation pulse
  • FIG. 8 (b) is an example of the pre-saturation pulse
  • FIG. 8 (c) is an example of an IR pulse.
  • the pre-pulse is a CHESS pulse
  • a method of measuring each segment in the centric order as described above is suitable.
  • various measurement orders such as sequential order and anticentric order can be considered. In any case, it is only necessary to control so that the low frequency region of the k space of each slice is measured at the timing when the effect of the prepulse is the highest.
  • FIG. 9 shows an example of moving the measurement target segment in sequential order.
  • a case where an IR pulse 901 is used as a pre-pulse will be described as an example.
  • FIG. 9 (a) is a sequence diagram showing temporal changes in slices to be measured when measurement control is performed so that measurement is performed in sequential order in units of segments. The recovery state of magnetization is also shown.
  • FIG. 9B is a diagram for explaining a temporal change in the k-space region 910 that is a measurement target of the main imaging in the main measurement control example.
  • N the number of slices
  • the phase encoding step is divided into N + 1 segments.
  • the application intensity of the IR pulse 901 is adjusted so that the fat suppression effect of the IR pulse 901 becomes the highest at the N / 2th measurement after the application. Further, it is assumed that N + 1 excitation pulses 902 are applied at an IR pulse 901 application interval, and N + 1 slices are measured.
  • the slice to be measured is changed one by one between the application of one IR pulse 901 and the application of the next IR pulse 901. Change the segment one by one in sequential order and measure the number of slices N + 1. This is repeated to fill the k space of all slices.
  • the intensity of the IR pulse 901 is adjusted so that the effect of the IR pulse 901 becomes the highest in the middle of the application interval of the IR pulse 901 (at the time of the N / 2th measurement). Control is performed to measure the lowest spatial frequency region in k-space.
  • the timing at which the effect of the IR pulse 901 becomes highest is the timing at which the longitudinal magnetization of the fat protons becomes zero.
  • the start segment may be adjusted so as to measure the segment including the lowest spatial frequency region at the M-th time.
  • Fig. 10 (a) The imaging sequence in this case is shown in Fig. 10 (a).
  • a case where an IR pulse 1001 is used as a pre-pulse will be described as an example. Further, similarly to the above, it is assumed that the number of slices N + 1 is applied at the application interval of the IR pulse 1001, and the measurement is performed N + 1 times.
  • the start segment is adjusted to measure Seg # N / 2).
  • TI is larger than M ⁇ TR / (N + 1), that is, when only M times (M is an integer equal to or smaller than N / 2) can be measured at TI time, as shown in FIG.
  • the number of slices N + 1 is measured at the application interval of a pre-pulse such as a CHESS pulse.
  • the number of slices may not be the same as the number of slices N, and may be the number of slices N + L (L is an integer other than 0 and satisfies ⁇ N ⁇ L ⁇ N).
  • the phase encoding step is divided by the number of times of measurement.
  • FIG. 11 (a) shows the imaging sequence at this time
  • FIG. 11 (b) shows changes in the measurement segment of the k space 1110.
  • N + L excitation pulses 1102 are applied at the pre-pulse 1101 application interval, slices are changed in a predetermined order, and N + L measurements are performed. Further, the phase encoding step is divided into segments corresponding to the number of times of measurement performed at the application interval of the pre-pulse 1101, and the phase encoding amount is changed on a segment basis for each measurement performed at the application interval.
  • FIG. 11 shows a case where measurement is performed in sequential order in segment units.
  • the measurement is performed in the same centric order.
  • the number of application times of the CHESS pulse can be further reduced as compared to the above embodiment, and the SAR can be further reduced. Also, the entire imaging time can be shortened.

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Abstract

　複数の異なるスライス面の撮像を行う磁気共鳴イメージング装置であって、 　計測対象の全スライス面内の磁化に影響を与えるプリパルスを印加するプリパルス印加手段と、1のスライス面について1の位相エンコード量を付与して取得したエコー信号をk空間に配置する計測を行う計測手段と、前記プリパルス印加手段と前記計測手段との動作を制御する制御手段と、を備え、 　前記制御手段は、 　最初のプリパルス印加後に、前記計測対象の全スライス面について、予め定められた順序に従って前記計測をそれぞれ1回実行することを、位相エンコード量を予め定められた順序で変化させて全スライスの全k空間を充填するまで繰返すよう制御する第一の制御手段と、 　前記計測対象のスライス数およびその倍数と異なる回数の計測が行われる毎に前記プリパルスを印加するよう前記プリパルス印加手段を制御する第二の制御手段と、を備え、 　前記第一の制御手段は、前記プリパルスの効果が大きいタイミングでk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう各スライスの初期位相エンコード量を設定する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び方法
　本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を検出し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)技術に関する。特に、画像化のためのNMR信号検出手順の実行に先立ち、NMR信号に所定の効果を与えるプリパルスを印加し、撮像を行う技術に関する。
　生体組織がMRI装置中の一様な静磁場空間(以下、B0と呼ぶ。なお、本明細書内ではB0方向をｚ方向と定義)におかれると、組織組成分子の原子核スピンの磁気モーメントは、B0方向を軸に、各スピン固有の共鳴周波数で歳差運動する。これらのスピンが、B0方向と直交する方向から共鳴周波数に近い周波数を有する磁場(照射高周波磁場B1)にさらされると正味の磁気モーメントMは、x-y面に向かって回転し(励起され)、正味の横磁気モーメントが生じる。この後、照射高周波磁場B1を切ると、励起されていた磁気モーメントは、エネルギー(NMR信号)を放出しながらもとの状態に戻っていく(緩和)。MRI装置は、この際、放出されるNMR信号(エコー信号)を検出し、信号処理することで、生体組織の画像を得る(本撮像)。
　このとき、放出されるエコー信号に何らかの効果を与えるため、本撮像に先立ち、特別な高周波磁場を有するプリパルスを印加する技術がある。例えば、CHESS(Chemical Shift Suppression)パルスと呼ばれるプリパルスを印加して脂肪分子の水素プロトン(以下、「脂肪プロトン」と略記する)からのエコー信号を抑制し、水分子からの信号のみを画像化する技術(CHESS法)がある(例えば、非特許文献1参照)。CHESS法では、本撮像に先行して、脂肪プロトンの共鳴周波数を有する一定磁場強度(ここでは、フリップ角が90°)の高周波磁場(以下、「RF」と略記する)パルスをCHESSパルスとして生体に印加して、脂肪プロトンのみを選択的に励起し、続いてクラッシャー傾斜磁場パルスを印加する。これにより、CHESSパルスにより選択励起された脂肪プロトンの横磁化を位相分散させて、本撮像直前に脂肪プロトンの磁化を消失させ、脂肪プロトンからの信号を抑制する。
　一般に、プリパルスの効果は、時間とともに低減する。例えば、CHESS法では、脂肪プロトンの縦磁化は、CHESSパルスを印加した直後から時間が経つにつれて、脂肪プロトンの縦緩和時間に基づいて回復するため、CHESSパルスを印加した直後に収集した信号は脂肪抑制効果が高く、CHESSパルスの印加から時間が経つにつれて、脂肪抑制効果が低下する。
　このようなプリパルスを用いたマルチスライス撮像が行われている。例えば、CHESSパルスを用いたマルチスライス撮像におけるシーケンス図を図12(a)に示す。ここでは、RF軸におけるパルス系列のみを示す。一般に、マルチスライス撮像では、1のスライスについての繰り返し時間TR内に他のスライスの信号取得を行い、撮像時間を短縮する。このとき、各スライスについて、CHESSパルスの効果を十分に得るためには、図12(a)に示すように、本撮像の各励起パルス202の印加直前にCHESSパルス201を印加する。なお、各励起パルス202に付与する数字は、計測対象のスライスのスライス順を示すスライス番号である。この例では、スライス番号が1からNのN枚のスライスを順に撮像する例である。
　図12(b)はマルチスライス撮像の繰り返しループの模式図であり、内側のループが下位のループになる。本図に示すように、1の位相エンコード量でスライス数回計測を行うことを、位相エンコード量を変化させて必要な位相エンコードステップ数、繰返す。
A.Hasse, J.Frahm, et al: H1 NMR chemical shift selective(CHESS) imagin. Phys. Med. Biol. 30, 341 (1985)
　上記手法では、各スライスの励起パルスを印加する毎にCHESSパルスが印加されるため、全スライスに対して良好な脂肪抑制画像が得られる。しかしながら、CHESSパルスの挿入により繰り返し時間TRが長くなり、撮像時間が延長する。また、頻繁に印加されるCHESSパルスによりSAR(Specific Absorption Rate)も高くなる。
　撮像時間を短縮し、かつ、SARを低減するため、全スライスを1回計測する毎にCHESSパルスを1回印加する方式がある。図13(a)は、この方式のRF軸におけるシーケンス図とその時のCHESSパルス301で励起された脂肪の縦磁化Mz(303)の緩和の様子を示したものである。302は各スライスの励起パルス、付与される数字は、スライス番号である。また、図13(b)はこの方式での計測の繰り返しループを示したものである。
　図13に示す方式では、CHESSパルスを印加した直後に計測される前半のスライスは脂肪抑制効果が高く、良好な脂肪抑制画像が得られるが、CHESSパルスを印加してから時間が経って計測される後半のスライスは脂肪抑制効果が低く、所望の脂肪抑制画像が得られない。
　本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、プリパルスを併用するマルチスライス撮像において、プリパルスの印加回数を抑えつつ、全スライスに対して良好なプリパルスの効果を得る技術を提供することを目的とする。
　本発明は、プリパルス併用マルチスライス撮像において、k空間を位相エンコード方向にスライス数と異なる数のセグメントに分割し、プリパルスの印加毎に計測するスライスおよびセグメントを、それぞれ予め定めた順に変化させて、計測するセグメントが一巡するまで計測を行う。このとき、セグメントの計測順は、プリパルスの効果が最も高いタイミングに、k空間の低空間周波数領域のセグメントの計測が行われるよう設定する。
　具体的には、複数の異なるスライス面の撮像を行う磁気共鳴イメージング装置であって、計測対象の全スライス面内の磁化に影響を与えるプリパルスを印加するプリパルス印加手段と、1のスライス面について1の位相エンコード量を付与して取得したエコー信号をk空間に配置する計測を行う計測手段と、前記プリパルス印加手段と前記計測手段との動作を制御する制御手段と、を備え、前記制御手段は、最初のプリパルス印加後に、前記計測対象の全スライス面について、予め定められた順序に従って前記計測をそれぞれ1回実行することを、位相エンコード量を予め定められた順序で変化させて全スライスの全k空間を充填するまで繰返すよう制御する第一の制御手段と、前記計測対象のスライス数およびその倍数と異なる回数の計測が行われる毎に前記プリパルスを印加するよう前記プリパルス印加手段を制御する第二の制御手段と、を備え、前記第一の制御手段は、前記プリパルスの効果が大きいタイミングでk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう各スライスの初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。
　また、複数の異なるスライス面の撮像を行う磁気共鳴イメージング方法であって、計測対象の全スライス面内の磁化に影響を与えるプリパルスを印加するプリパルス印加ステップと、1のスライス面について1の位相エンコード量を付与して取得したエコー信号をk空間に配置する計測を行う計測ステップと、前記プリパルス印加ステップと前記計測ステップとの動作を制御する制御ステップと、を備え、前記制御ステップは、最初のプリパルス印加後に、前記計測対象の全スライス面について、予め定められた順序に従って前記計測をそれぞれ1回実行することを、位相エンコード量を予め定められた順序で変化させて全スライスの全k空間を充填するまで繰返すよう制御する第一の制御ステップと、前記計測対象のスライス数およびその倍数と異なる回数の計測が行われる毎に前記プリパルスを印加するよう前記プリパルス印加ステップを制御する第二の制御ステップと、を備え、前記第一の制御ステップは、前記プリパルスの効果が大きいタイミングでk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう各スライスの初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法を提供する。
　本発明によれば、マルチスライス撮像において、プリパルスの印加回数を抑えつつ、全スライスに対して良好なプリパルス効果を得ることができる。
本発明の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 CHESSパルスを用いた撮像シーケンスのシーケンス図である。 (a)は、本発明の実施形態の撮像シーケンスのシーケンス図であり、(b)は、k空間の計測領域を説明するための図である。 本発明の実施形態の撮像シーケンスのシーケンス図である。 本発明の実施形態の計測制御の繰り返しループの模式図である。 (a)は、本発明の実施形態の3スライスの場合の撮像シーケンスのシーケンス図であり、(b)は、その繰り返しループの模式図である。 本発明の実施形態の3スライスの場合のk空間の計測領域を説明するための図である。 本発明の実施形態の他のプリパルスを用いた撮像シーケンスのシーケンス図であり、(a)は、T2プリパレーションパルス、(b)は、プレサチュレーションパルス、(c)は、IRパルスのシーケンス図である。 (a)は、本発明の実施形態において、シーケンシャルオーダで計測を行う場合のシーケンス図であり、(b)は、そのk空間の計測領域を説明するための図である。 (a)は、本発明の実施形態において、シーケンシャルオーダで計測を行う場合の他のシーケンス図であり、(b)は、そのk空間の計測領域を説明するための図である。 (a)は、本発明の実施形態の撮像シーケンスの他のシーケンス図であり、(b)は、そのk空間の計測領域を説明するための図である。 (a)は、従来のCHESSパルスを用いたマルチスライス撮像のシーケンス図であり、(b)は、その繰り返しループの模式図である。 (a)は、従来のCHESSパルスを用いたマルチスライス撮像のシーケンス図であり、(b)は、その繰り返しループの模式図である。
　＜＜第一の実施形態＞＞
　以下、本発明を適用する実施形態について説明する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。
　まず、本実施形態のMRI装置の全体構成について説明する。図1は、本実施形態のMRI装置100の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置100は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置(CPU)8とを備える。
　静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、被検体1の体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源により実現される。
　傾斜磁場発生系3は、MRI装置100の座標系(静止座標系)であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とを備える。後述のシ-ケンサ4からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X、Y、Zの3軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮像時には、スライス面(撮像断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(Gf)とを印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
　送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体1に高周波磁場(RF)パルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル(送信コイル)14aとを備える。高周波発振器11から出力されたRFパルスは後述するシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調され、高周波増幅器13で増幅され、被検体1に近接して配置された送信コイル14aから被検体1に照射される。
　受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピン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、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とを備える。送信コイル14aから照射されたRFパルスによって誘起された応答のNMR信号は、被検体1に近接して配置された受信コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅され、後述するシーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、計測データとして信号処理系7に送られる。
　シーケンサ4は、所定のパルスシーケンスに従って、RFパルスと傾斜磁場パルスとを繰り返し印加するよう制御するもので、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像を再構成するためのデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。送信系5および傾斜磁場発生系3は、シーケンサ4からの指示に従って、RFパルスの印加タイミング、期間および強度、傾斜磁場パルスの印加タイミング、期間および強度をそれぞれ制御する。また、受信系6は、シーケンサ4からの指示に従って、エコー信号を検出する。パルスシーケンスは、計測の目的に従って予め作成され、プログラムおよびデータとして後述する記憶装置18等に格納される。
　信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU8と、ROM、RAM等の記憶装置18と、光ディスク、磁気ディスク等の外部記憶装置19と、表示装置20とにより構成される。受信系6からの計測データがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像を表示装置20に表示すると共に、記憶装置18または外部記憶装置19に記録する。
　操作部25は、MRI装置100自体の各種制御情報および信号処理系7で行う処理の各種制御情報の入力を受け付けるもので、トラックボール又はマウス23、および、キーボード24を備える。操作部25は表示装置20に近接して配置され、オペレータは、表示装置20を見ながら操作部25を介してインタラクティブにMRI装置100の各種処理に必要な情報を入力する。
　なお、図1において、送信コイル14aと傾斜磁場コイル9とは、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして設置される。また、受信コイル14bは、被検体1に対向して、或いは被検体1を取り囲むように設置される。
　現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。
　本実施形態では、プリパルス併用マルチスライス撮像において、各スライスのk空間の低空間周波空間領域のデータをプリパルスの効果が最も高いタイミングで取得できるようパルスシーケンスを構築し、撮像を制御する。以下、それを実現する本実施形態のパルスシーケンスについて説明する。ここでは、プリパルスとしてCHESSパルスを用いる場合を例にあげて説明する。
　まず、CHESSパルスを用いた脂肪抑制撮像シーケンスについて説明する。図2は、一般的なCHESSパルスを用いた脂肪抑制撮像シーケンスのシーケンスチャートである。本図に示すように、脂肪抑制撮像シーケンスは、CHESSパルスを用いた脂肪プロトンからのエコー信号を抑制するための脂肪抑制パルス部412と、脂肪組織からの信号が抑制された被検体画像を取得するためのエコー信号を計測する本撮像パルス部413とを備える。本図において、RF、Gr、Gs、Gpはそれぞれ、RFパルス、読み出し傾斜磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場印加のタイミングを示す。また、echoは、エコー信号検出のタイミングを示す。脂肪抑制撮像シーケンスでは、それぞれ、RFパルス(RF)と、スライス傾斜磁場(Gs)と、位相エンコード傾斜磁場(Gp)と、読み出し傾斜磁場(Gr)と、がシーケンスチャートに記載されたタイミングで印加され、その結果、本撮像パルス部でエコー信号(echo)が計測される。
　脂肪抑制パルス部412は、撮像領域中の脂肪プロトンの磁化を消失させるためのパルスシーケンス部である。脂肪プロトンを選択的に励起するためのCHESSパルス401が、非スライス選択で、即ち、スライス傾斜磁場の印加無しに、印加される。そのCHESSパルス401のフリップ角は、所定の角度(α°)とされる。CHESSパルス401は、非スライス選択で印加されるので、マルチスライス撮像の場合、撮像対象の全てのスライスに対してCHESSパルス401が印加されることになる。この様な脂肪抑制パルス部412により、脂肪抑制パルス部412の直後において、即ち、本撮像パルス部413の直前において、撮像領域中の脂肪プロトンの磁化が消失される。
　このCHESSパルス401によって励起された脂肪プロトンの横磁化を位相分散させるためのスポイラー傾斜磁場パルス404がその後に続く。なお、図2では、脂肪抑制パルス部412のスポイラー傾斜磁場パルス404は、Gr、Gs、及びGpの3軸に印加されているが、少なくとも1軸に印加されればよい。
　本撮像パルス部413は、被検体1の画像を再構成するためのエコー信号を計測するパルスシーケンス部であり、任意のパルスシーケンスを適用することができる。ここでは、一例として公知のスピンエコーシーケンスを用いた例を示す。このスピンエコーシーケンスでは、90°励起パルス402、180°再収束パルス403、スライス選択傾斜磁場405、406、読み出し傾斜磁場408、409、位相エンコード傾斜磁場410、が印加されてエコー信号411が計測される。また、エコー信号411の計測後は、スポイラー傾斜磁場407が3軸に印加される。この本撮像パルス部413により、直前の脂肪抑制パルス部412により脂肪プロトンの磁化が消失された状態で、被検体1の画像用のエコー信号411が計測される。その結果、脂肪組織からの信号が抑制された、脂肪抑制画像を取得できる。
　従来の脂肪抑制撮像におけるマルチスライス撮像では、図13に示すように、脂肪抑制パルス部412(CHESSパルス301)の後に、本撮像パルス部413(励起パルス302)が、位相エンコード量を同じにしてスライス枚数(ここではN枚)分繰り返される。そして、その組み合わせを、位相エンコードステップ数だけ繰り返し、各スライス断面の脂肪抑制画像を得る。このようなシーケンスにすることで、上述のように、繰り返し時間TR間に他のスライスの計測を行うことができるため、全体の計測時間は短縮できる。しかし、CHESSパルスの印加から時間が経過するに従って、CHESSパルスの効果が薄れるため、計測タイミングが遅いスライスほど、脂肪抑制効果の低い画像となってしまう。
　本実施形態では、繰り返し時間TRを有効に使いつつ、いずれのスライスであっても、画像のコントラストなどに影響の大きいk空間の低空間周波数領域に、CHESSパルスの効果の高いタイミングで取得したデータを充填する。これを実現するため、本実施形態では、CHESSパルス印加直後の最もCHESSパルスの効果の高いタイミングに、各スライスのk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう位相エンコード量およびCHESSパルス印加タイミングを制御する。以下、具体的な計測制御手法を説明する。
　図3は、本実施形態の計測制御を説明するための図である。図3(a)は、本実施形態の計測制御における、撮像シーケンスのシーケンス図である。図3(b)は、本実施形態の計測制御における、本撮像の計測対象となるk空間領域610の時間的な変化を説明するための図である。以後、1のスライスについて1の位相エンコード量でエコー信号を検出し、エコー信号のデータをk空間に配置することを計測と呼ぶ。また、以後の撮像シーケンスを説明するためのシーケンス図では、RFパルス系列のタイミングのみ示す。また、本撮像パルス部413の各計測については、RFパルスを1の励起パルスで示す。例えば、本撮像パルス部413で用いる撮像シーケンスが、SEシーケンスであれば、図4に示すように、励起パルス602は、90°パルスと180°パルスとを備える。これを、図3(a)では、1の励起パルス602で代表して示す。なお、図3(a)では、本撮像の計測対象となるスライスの時間的な変化を説明するため、シーケンス図と併せて、CHESSパルス601印加後からの脂肪プロトンの縦磁化Mzの回復状態も示す。
　図3はスライス数がN枚の例であり、計測するスライス順はms[i](計測するスライス数をNとすると、ここではi＝1～N)で定義されているものとする。具体的には、1のスライスを計測する度にiをインクリメントしながら計測を進め、iがNまで終了したら、i＝1から再び繰返し、マルチスライス計測を実行する。なお、スライス順はユーザが設定する撮像条件(スライス計測順序)で決定される。以後、i番目に計測するようスライス順が決定されているスライスms[i]を、スライスiと呼ぶ。
　本実施形態では、各スライスの計測順は固定し、かつ、CHESSパルス601の印加直後に各スライスのk空間の低空間周波数領域を計測するため、全スライスを一巡する計測回数(N)と、隣接する、すなわち、最近の2つのCHESSパルス601を印加する間(印加間隔)に行う計測回数とが異なるよう設定する。ここでは、一例として、CHESSパルス601をスライス枚数Nに1を加えた回数の計測毎に印加する場合を例にあげて説明する。本実施形態では、CHESSパルス601を、N(スライス数)＋1回の計測を実行する間隔で挿入する。
　また、図3(a)に示すように、CHESSパルス601印加直後の時間をT＝0として、スライスiの励起パルス602の印加タイミングをT＝tiとする。本実施形態では、上述のように、CHESSパルス601の印加間隔に、N＋1回の計測が行われる。例えば、T＝t1ではスライス1が励起される場合、T＝t2ではスライス2が、T＝tNではスライスNが励起される。そして、T＝tN＋1では、また、スライス1が励起される。つまり、T＝tN＋1の時間に印加される励起パルス602が励起するスライスは、CHESSパルス601印加後に最初(T＝t1)に励起されたスライスと同じものとなる。なお、繰り返し時間TRは、脂肪抑制パルス部412のRFパルス(CHESSパルス601)のピークから本撮像パルス部413の計測開始までの時間をd、スライス間での励起間隔(CHESSパルス無しの場合の繰り返し時間TRをスライス数Nで割った値)をtrとすると、TR＝tr×N＋dとなる。
　さらに、CHESSパルス601の印加直後にk空間の低空間周波数領域を計測するよう、位相エンコード量を調整する。具体的には、まず、k空間を位相エンコード方向に、隣接するCHESSパルス601の印加間隔に行われる計測の回数(N＋1)のセグメントに分割し、CHESSパルス601が印加される毎に、CHESSパルス601の印加からの時間が早い順に計測毎にセグメントの中で低空間周波数領域のものから順に空間周波数領域が高くなる方に計測対象セグメントを変化させて計測を進める。ここでは、k空間を、位相エンコード方向に、スライス数Nに1を加えた数のセグメントに分割する。そして、図3(b)に示すように、スライス毎にセグメント単位でセントリックオーダで位相エンコード量を変更し計測を行う。
　分割して得られた各セグメントに、k空間の中心領域から、順にセントリックオーダで番号を付与する。具体的には、図3(b)に示すように、kx軸を中心に、正負領域を交互に、それぞれ、Seg＃1、Seg＃2、・・Seg＃i、・・Seg＃N、Seg＃N＋1と番号を付与する。なお、Nが偶数の場合、(N＋1)は奇数になるので、Seg＃1は、k空間の中心を含む領域となる。一方、Nが奇数の場合、(N＋1)は偶数になるので、Seg＃1とSeg＃2とが最もk空間の中心に近い領域となり、Seg＃2はk空間の中心に対してSeg＃1と対象な領域となる。
　なお、各セグメント内の位相エンコードステップは以下のとおりである。1スライスの画像を再構成するのに必要な位相エンコードステップ数(全位相エンコードステップ数)をPsとすると、本実施形態では、これを(N＋1)のセグメントに分割する。従って、1セグメント内の位相エンコードステップ数Psnは、Psを(N＋1)で除算することにより得られる。基本的には、Psnは、Psを(N＋1)で除算した結果の整数部分となる。Psを(N＋1)で割った余りは、計測順の早いセグメント、ここでは、低空間周波数領域側のセグメント、から順に割り当てる。従って、各セグメントの位相エンコードステップ数Psnは、Ps／(N＋1)の整数部分int(Ps／(N＋1))またはint(Ps／(N＋1))＋1である。
　図3(b)に示すように、本実施形態の計測制御では、最初のCHESSパルス601の印加後、時間T＝t1の時間に励起パルス602によって励起されるスライスms[1]は、k空間の低空間周波数領域であるSeg＃1の領域を計測する。ここでは、Seg＃1に含まれる上記位相エンコードステップint(Ps／(N＋1)(またはint(Ps／(N＋1)＋1)のいずれかの位相エンコード量を印加し、計測を行う。次の時間T＝t2の時間に励起パルス602によって励起されるスライスms[2]は、Seg＃2の領域を計測する。次の時間T＝t3の時間に励起されるスライスms[3]は、Seg＃3の領域を計測する。同様にして、時間Tが大きい時間になるにつれて、k空間の高空間周波数領域を計測するように制御する。時間T＝tNでは、スライスms[N]のSeg＃Nの領域を計測し、時間T＝tN+1では、スライスms[1]のSeg＃N＋1の領域を計測する。なお、この時間T＝tN＋1において励起されるスライスは、CHESSパルス601の印加直後の時間T＝t1の時間に励起されたスライスと同じスライスms[1]である。
　スライスms[1]のSeg＃N＋1の領域の計測を終えると、2回目のCHESSパルス601が印加される。印加直後の時間TをT＝0に再設定する。そして、次のスライス、すなわち、ms[2]から順に、Seg＃1からSeg＃N＋1まで順に、スライス毎に計測するセグメント領域を変更しながら、N＋1スライスの計測を行う。最後の(N＋1)回目に計測されるのはスライスms[2]の、Seg＃N＋1の領域となる。すなわち、2回目のCHESSパルス601印加後は、1回目のCHESSパルス601印加時に比べ、時間Tに対して励起されるスライスの関係が1つシフトする形で同様の計測が繰り返される。一方、k空間のデータ収集領域については、時間Tに対し、1回目と同じセグメントで特定される領域が計測される。
　図5に、本実施形態の計測制御における繰り返しループの模式図を示す。本図に示すように、本実施形態では、脂肪抑制パルス部412としてCHESSパルス601を印加する毎に、本撮像パルス部413として、各スライスに対して1の位相エンコード量を付与し励起パルス602の印加によるマルチスライス計測を行う。本撮像パルス部413では、1回前のCHESSパルス601の印加時からスライスは1つシフトさせたものから、セグメントは同じ領域から計測を開始し、その後、スライスは予め定めた計測順で変化させ、セグメントはセントリックオーダで変化させ、励起パルス602を印加するN＋1回の計測を行う。このような脂肪抑制パルス部412と本撮像パルス部413とによる計測を、全てのスライスのk空間が充填されるまでPN回(PNはPs×N/(N＋1)以上の最小の自然数。Psは1スライスの位相エンコードステップ数)繰り返し、得られた結果を用いて画像を再構成する。なお、同一スライスの同一セグメント内を計測する際、それまでに計測されていない位相エンコード量を付与する。
　ここで、図6、図7を用いて、スライス数が3枚の場合を例に、本実施形態の具体的な計測制御を説明する。図6(a)は、本実施形態のRFパルス(701、702)のみを示したシーケンス図である。合わせて、CHESSパルス701印加後からの脂肪プロトンの縦磁化回復状態も示す。図6(b)は、この計測制御における繰り返しループの模式図である。一方、図7には、各CHESSパルスからの印加時間Tに応じた、k空間の計測領域を示す。
　ここでは、スライス数Nが3のため、k空間を4つ(スライス数N＋1)に分割する。また、各セグメントを、低空間周波数領域から順にSeg＃1、Seg＃2、Seg＃3、Seg＃4とする。図7は、k空間の計測領域の変化を説明するための図である。横軸をCHESSパルス701からの時間T、縦軸を隣接するCHESSパルス701の印加間隔として、上から順に、3回分の印加間隔におけるk空間の計測領域を示す。
　図6に示すように、スライス枚数は3枚であり、計測するスライス順はms[i](i＝1～3)で定義されている。まず、最初にCHESSパルス701が印加され、それに続いて、各時間T＝t1、t2、t3、t4において、それぞれ、本撮像の励起パルス702が印加され、スライスms[1]、スライスms[2]、スライスms[3]、スライスms[1]の順で励起する。このとき、CHESSパルス701の印加直後の時間Tに基づいて計測するk空間の領域は、図7に示すように、1回目のCHESSパルス701の印加後の印加間隔721では、時間T＝t1、t2、t3、t4において、それぞれ、Seg＃1、Seg＃2、Seg＃3、Seg＃4の領域が計測される。
　この例では、一回目のCHESSパルス701の印加後の印加間隔721では、時間T＝t1にスライスms[1]が励起され、スライスms[1]のSeg＃1の領域が計測され、時間T＝t2にスライスms[2]が励起され、スライスms[2]のSeg＃2の領域が計測され、時間T＝t3にスライスms[3]が励起され、スライスms[3]のSeg＃3の領域が計測される。そして、時間T＝t4にスライスms[1]が励起され、スライスms[1]のSeg＃4の領域がそれぞれ計測される。
　2回目のCHESSパルス701の印加後の印加間隔722では、同時間Tにおいて励起されるスライスが1つシフトされ、同様の計測が繰り返される。すなわち、時間T＝t1に、スライスms[2]が励起され、スライスms[2]のSeg＃1の領域が計測され、時間T＝t2に、スライスms[3]が励起され、励起されたスライスのSeg＃2の領域が計測され、時間T＝t3に、スライスms[1]が励起され、励起されたスライスのSeg＃3の領域が計測され、時間T＝t4に、スライスms[2]が励起され、励起されたスライスのSeg＃4の領域が計測される。
　同様にして、3回目のCHESSパルス701印加後の印加間隔723には、時間T＝t1に、スライスms[3]が励起され、励起されたスライスのSeg＃1の領域が計測され、時間T＝t2に、スライスms[1]が励起され、励起されたスライスのSeg＃2の領域が計測され、時間T＝t3に、スライスms[2]が励起され、励起されたスライスのSeg＃3の領域が計測され、時間T＝t4に、スライスms[3]が励起され、励起されたスライスのSeg＃4の領域が計測される。
　この例では、以上により、全てのスライスにおいて、各k空間の各セグメントに関し、1つのエンコードデータが収集されたことになる。これを、各セグメント内に含まれる位相エンコード数回、位相エンコード量を変化させて繰り返し、全てのスライスのk空間が充填された時点で計測を終了する。そして、得られたk空間データから3スライス分の画像を再構成する。
　以上説明したように、本実施形態によれば、CHESSパルスといったプリパルスの印加を併用するマルチスライス撮像において、繰り返し時間TRを利用し、各スライスについて、CHESSパルスの印加後、脂肪抑制効果が高い時間帯は、k空間の低空間周波数領域を計測し、脂肪抑制効果が低い時間帯はk空間の高空間周波数領域を計測するよう計測を制御する。従って、本実施形態によれば、全スライスについて、コントラストなどに影響の大きいk空間の低空間周波数領域は、プリパルスの効果の大きいタイミングに取得したデータが配置される。このため、本実施形態によれば、本撮像の励起パルスの印加(計測)毎にCHESSパルスを印加しなくても、全スライスについて良好な脂肪抑制画像を得ることができる。また、本撮像の励起パルスの印加(計測)毎にCHESSパルスを印加する場合に比べ、同程度の品質の画像を、少ないCHESSパルスの印加回数で得ることができ、全体の撮像時間を短縮できるとともに、SARも低減できる。
　なお、本実施形態では、プリパルスとしてCHESSパルスを用い、脂肪を抑制する場合を例にあげて説明しているが、これに限られない。抑制対象各種は、ケミカルシフトイメージング時では水であってもよい。さらに、抑制パルスを印加する場合を例にあげて説明しているが、プリパルスはこれに限られない。例えば、T2コントラストを付与する公知のT2プリパレーションパルス、スライス面内または面外の信号を抑制するプリサチュレーションパルス、T1コントラストを付与する公知のIR(Inversion recovery)パルス等であっても良い。これらをプリパルスとする場合の、撮像シーケンス例を図8に示す。ここで、図8(a)は、T2プリパレーションパルスの例、図8(b)は、上記プリサチュレーションパルスの例、図8(c)は、IRパルスの例である。
　また、上記実施形態では、プリパルスがCHESSパルスの場合を例にあげて説明している。このように、プリパルスが、その印加直後の効果が最も高く、その後単調減少するものの場合、上述のようにセントリックオーダで各セグメントを計測していく手法が適している。しかし、プリパルスによっては、シーケンシャルオーダ、アンチセントリックオーダなど種々の計測順が考えられる。いずれであっても、プリパルスの効果が最も高いタイミングで、各スライスのk空間の低周波領域が計測されるよう制御されていればよい。
　ここで、シーケンシャルオーダで、計測対象セグメントを移動する場合の例を図9に示す。ここでは、プリパルスとしてIRパルス901を用いる場合を例にあげて説明する。図9(a)は、セグメント単位でシーケンシャルオーダで計測するよう計測制御を行う場合の、計測対象のスライスの時間的な変化を示すシーケンス図であり、IRパルス901印加後からの脂肪プロトンの縦磁化の回復状態を併せて示す。図9(b)は、本計測制御例における本撮像の計測対象となるk空間領域910の時間的な変化を説明するための図である。ここでは、スライス数をN、位相エンコードステップをN＋1のセグメントに分割するものとする。ここでは、IRパルス901の脂肪抑制効果が、印加後、N／2回目の計測時に最も高くなるよう、IRパルス901の印加強度が調整されているものとする。また、IRパルス901の印加間隔に、N＋1回励起パルス902を印加し、N＋1のスライスを計測するものとする。
　ここでも、図9に示すように、1回のIRパルス901の印加から、次のIRパルス901の印加までの間に、計測対象スライスを1つづつ変更し、スライスの変更に伴い、計測対象セグメントをシーケンシャルオーダで1ずつ変化させ、スライス数N＋1回計測を行う。これを繰り返し、全スライスのk空間を充填する。
　なお、シーケンシャルオーダで計測対象セグメントを変化させる場合、必ずしも端のセグメントから計測を行う必要はない。上記図9の例では、IRパルス901の印加間隔の中間(N/2回目の計測時)に、IRパルス901の効果が最も高くなるようIRパルス901の強度を調整し、最も高くなるとき、k空間の最も低い空間周波数領域を計測するよう制御している。IRパルス901の効果が最も高くなるタイミングとは、脂肪プロトンの縦磁化がゼロになるタイミングである。しかし、これに限られない。例えば、プリパルスの効果が最も高くなるタイミングが、M回目の計測タイミングである場合、M回目に最も低い空間周波数領域を含むセグメントを計測するよう、開始セグメントを調整してもよい。
　この場合の撮像シーケンスを図10(a)に示す。ここでは、プリパルスとして、IRパルス1001を用いる場合を例にあげて説明する。また、上記同様、IRパルス1001の印加間隔に、スライス枚数N＋1回励起パルス1002を印加し、N＋1回の計測を行うものとする。
　IRパルスでは、再構成画像に望むコントラストによって、印加後、最も効果の高い時間が異なる。図10(b)に示すように、時間Tに従って、セグメント領域をシーケンシャルに計測を行うが、所望のTＩ時間(T＝tM)に、k空間1010の中心となるセグメント領域(図10(b)の例ではSeg＃N／2)を計測するよう、開始セグメントを調整する。TＩがM×TR／(N＋1)より大きい場合、すなわち、TＩ時間に、M回(MはN/2以下の整数)しか計測できない場合、図10(b)に示すように、T＝t1において、スライスms[1]のSeg＃(N／2-M)から計測を開始し、スライスとセグメントを上記同様に変化させて、T＝tN／2＋M＋1にスライスms[N/2＋M＋1]のSeg＃(N＋1)の計測を実行し、その後、スライスms[N/2＋M＋2]からスライスms[1]の、それぞれ、Seg＃1からSeg＃(N／2-M-1)の領域の計測を実行するよう制御する。
　また、上記実施形態では、CHESSパルスなどのプリパルスの印加間隔に、スライス数N＋1回の計測を行うよう構成しているが、これに限られない。スライス数Nと同数でなければよく、スライス数N＋Ｌ(Ｌは0以外の整数であって、-N＜Ｌ＜Nを満たす整数)であればよい。この場合、計測回数分、位相エンコードステップを分割する。このときの撮像シーケンスを図11(a)に、k空間1110の計測セグメントの変化を図11(b)に示す。本図に示すように、ここでは、プリパルス1101の印加間隔に、N＋Ｌ回励起パルス1102を印加し、予め定められた順序でスライスを変更し、N＋Ｌ回の計測を行う。また、プリパルス1101の印加間隔に行われる計測回数分のセグメントに、位相エンコードステップを分割し、印加間隔に行われる計測毎にセグメント単位で位相エンコード量を変化させる。
　なお、図11には、セグメント単位でシーケンシャルオーダで計測を行う場合を示す。なお、プリパルスが、その効果が印加直後が最も大きく、その後は単調減少するものである場合、同様にセントリックオーダで計測を行う。
　図11に示す例において、Ｌを、上記を満たす2以上の整数とすることにより、上記実施形態よりさらにCHESSパルスの印加回数を減らすことができ、よりSARを低減することができる。また、全体の撮像時間も短縮することができる。
1　被検体、2　静磁場発生系、3　傾斜磁場発生系、4　シーケンサ、5　送信系、6　受信系、7　信号処理系、8　中央処理装置(CPU)、9　傾斜磁場コイル、10　傾斜磁場電源、11　高周波発振器、12　変調器、13　高周波増幅器、14a　高周波コイル(送信コイル)、14b　高周波コイル(受信コイル)、15　信号増幅器、16　直交位相検波器、17　A/D変換器、18　記憶装置、19　外部記憶装置、20　表示装置、23　トラックボール又はマウス、24　キーボード、25　操作部、201　CHESSパルス、202　励起パルス、301　CHESSパルス、302　励起パルス、401　CHESSパルス、402　励起パルス、403　再収束パルス、404　スポイラー傾斜磁場パルス、405　スライス選択傾斜磁場、406　スライス選択傾斜磁場、407　スポイラー傾斜磁場、408　読み出し傾斜磁場、409　読み出し傾斜磁場、410　位相エンコード傾斜磁場、411　エコー信号412　脂肪抑制パルス部、413　本撮像パルス部、601　CHESSパルス、602　励起パルス、610　k空間領域、701　CHESSパルス、702　励起パルス、721　印加間隔、722　印加間隔、723　印加間隔、901　CHESSパルス、902　励起パルス、910　k空間領域、1001　CHESSパルス、1002　励起パルス、1010　k空間領域。

Claims (14)

  1. 　複数の異なるスライス面の撮像を行う磁気共鳴イメージング装置であって、
    　計測対象の全スライス面内の磁化に影響を与えるプリパルスを印加するプリパルス印加手段と、1のスライス面について1の位相エンコード量を付与して取得したエコー信号をk空間に配置する計測を行う計測手段と、前記プリパルス印加手段と前記計測手段との動作を制御する制御手段と、を備え、
    　前記制御手段は、
    　最初のプリパルス印加後に、前記計測対象の全スライス面について、予め定められた順序に従って前記計測をそれぞれ1回実行することを、位相エンコード量を予め定められた順序で変化させて全スライスの全k空間を充填するまで繰返すよう制御する第一の制御手段と、
    　前記計測対象のスライス数およびその倍数と異なる回数の計測が行われる毎に前記プリパルスを印加するよう前記プリパルス印加手段を制御する第二の制御手段と、を備え、
    　前記第一の制御手段は、前記プリパルスの効果が大きいタイミングでk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう各スライスの初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、効果が単調減少するパルスであって、
    　前記第一の制御手段は、k空間を前記プリパルス印加手段が前記プリパルスを印加する間に行われる計測の回数分のセグメントに分割し、セントリックオーダで前記セグメント単位で前記計測毎に前記位相エンコード量を変化させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、印加後所定のタイミングで最大の効果を奏するパルスであって、
    　前記第一の制御手段は、k空間を前記プリパルス印加手段が前記プリパルスを印加する間に行われる計測の回数分のセグメントに分割し、シーケンシャルオーダで前記セグメント単位で計測毎に前記位相エンコード量を変化させるとともに、前記プリパルスの効果が最も大きいタイミングに、最も低空間周波数領域を含むセグメント内に配置するデータを取得するよう初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、脂肪分子の水素プロトンからのエコー信号を抑制するパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、不要な組織を選択的に励起するパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、T2プリパレーションパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記プリパルスは、IR(Inversion Recovery)パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　複数の異なるスライス面の撮像を行う磁気共鳴イメージング方法であって、
    　計測対象の全スライス面内の磁化に影響を与えるプリパルスを印加するプリパルス印加ステップと、1のスライス面について1の位相エンコード量を付与して取得したエコー信号をk空間に配置する計測を行う計測ステップと、前記プリパルス印加ステップと前記計測ステップとの動作を制御する制御ステップと、を備え、
    　前記制御ステップは、
    　最初のプリパルス印加後に、前記計測対象の全スライス面について、予め定められた順序に従って前記計測をそれぞれ1回実行することを、位相エンコード量を予め定められた順序で変化させて全スライスの全k空間を充填するまで繰返すよう制御する第一の制御ステップと、
    　前記計測対象のスライス数およびその倍数と異なる回数の計測が行われる毎に前記プリパルスを印加するよう前記プリパルス印加ステップを制御する第二の制御ステップと、を備え、
    　前記第一の制御ステップは、前記プリパルスの効果が大きいタイミングでk空間の低空間周波数領域の計測を行うよう各スライスの初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  9. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、効果が単調減少するパルスであって、
    　前記第一の制御ステップは、k空間を前記プリパルス印加ステップが前記プリパルスを印加する間に行われる計測の回数分のセグメントに分割し、セントリックオーダで前記セグメント単位で前記計測毎に前記位相エンコード量を変化させることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  10. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、印加後所定のタイミングで最大の効果を奏するパルスであって、
    　前記第一の制御ステップは、k空間を前記プリパルス印加ステップが前記プリパルスを印加する間に行われる計測の回数分のセグメントに分割し、シーケンシャルオーダで前記セグメント単位で計測毎に前記位相エンコード量を変化させるとともに、前記プリパルスの効果が最も大きいタイミングに、最も低空間周波数領域を含むセグメント内に配置するデータを取得するよう初期位相エンコード量を設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  11. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、脂肪分子の水素プロトンからのエコー信号を抑制するパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  12. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、不要な組織を選択的に励起するパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  13. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、T2プリパレーションパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
  14. 　請求項8に記載の磁気共鳴イメージング方法であって、
    　前記プリパルスは、IR(Inversion Recovery)パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
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