(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中におかれた被検体に所定のパルスシーケンスで高周波磁場、勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を構成するＭＲＩ装置において、
周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だけずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に励起する手段と、
水分子の拡散の度合いを強調するための付加的勾配磁場を印加する手段と、
勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させる手段とを有することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
データ収集を反復性生理的動作に対して同期して行うマルチスライス撮像時において、必要枚数のスライスを所定枚ずつの組に分けて、それぞれの組ごとに前記同期をかけることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）現象を利用してイメージングを行うＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Diffusion Weighted Imaging（拡散強調イメージング）は、水分子の微細でランダムな運動(IVIM,intravoxel incoherent motion) の特性を画像のコントラスト要因として、画像化した核磁気共鳴画像(Magnetic Resonance Imaging)であり、この画像上では例えば脳梗塞部分が高信号高輝度で表れ、健常部分が低信号低輝度で表される。
【０００３】
拡散の度合いを強調するための手法としては古くから、図６に示すようなStejscal-Tanner のシーケンスが知られている（Stejscal EO,Tanner JE:Spin diffusion measurements:Spin echos in the presence of a time depentent field gradient.J Chem Phys,42:299-292,1965.）。
【０００４】
これは拡散による水分子の微細な動きによるスピンの位相ズレを強調するために、スピンエコー法で、ある軸（一般的には任意であるが、図６の場合はリード方向）に１８０度パルスをはさんで、時間と振幅の等しい２つの勾配磁場パルスからなる付加的なMotion Probing Gradient （ＭＰＧ）パルスを加えたものである。
【０００５】
すなわち、最初の勾配磁場パルスによってスピンの位相ズレを与え、２番目の勾配磁場パルスによってスピンの位相ズレを元に戻すようにする。２つの勾配磁場パルスの間に水分子の位置が変化しなければ、信号強度には影響を与えないが、この間に水分子が運動していた場合には、スピンは位相分散を起し、エコー信号の強度を減らす結果となる。
【０００６】
生体内では、分子の微視的な並進運動には拡散以外の運動も含まれるので、拡散強調イメージングで強調されるのは拡散だけでなく、微視的並進運動の総和、すなわち「みかけの拡散」ということになる。このため、拡散強調イメージングからは、みかけの拡散係数（ＡＤＣ）が得られる。
【０００７】
しかし、この拡散強調イメージングでは、ＭＰＧパルスを加えなければならないので、撮像時間が長くかかる。このため、患者の負担が大きく、患者の動きを抑制しきれず、体動アーチファクトが問題となってしまう。
【０００８】
また、拡散強調イメージングでは、生体内での水分子のあらゆる動きによる位相変化が生じるため、拡散のみならず、体動、血流、呼吸動、心拍動などの大きな動き(bulk motion) による位相シフトも強調される。
【０００９】
通常の２ＤＦＴ法（２次元フーリエ変換法）では、繰り返し時間（ＴＲ）毎に位相エンコードを乃至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を収集するが、１ＴＲ内でのエコーは２００msec以内に収集されるため、動きによる位相シフトは同程度とみなせるが、ＴＲが変わって動きの量が異なると、別のＴＲでのエコーの位相シフト量に違いが生じる。
【００１０】
この違いは画像上では、各周波数成分で位置のシフト量が異なる、すなわちゴーストとして表れることになる。
上述の大きな動きの内、心拍動によるものは、ＥＣＧ同期（心電同期）をかけて、各ＴＲごとにＲ−Ｒ波内の同時相で収集して、動きによる位相シフトを同程度にすることで、ゴーストを軽減することができる。特に収集時相は、動きの激しい時相（Ｒ波前後の期間内）を避けることが行われている。
【００１１】
このように拡散強調イメージングでは、通常、ＥＣＧ同期を行うが、勾配磁場パルスを印加するためにシーケンス長が比較的長いので、多スライス撮像を行う場合、そのスライス枚数は少なくなってしまう。スライス枚数を多く設定した場合には、２つのＲ波にまたがって収集することになるが、Ｒ−Ｒ波間隔は必ずしも一定でないため、同期トリガから時間的に遠い後ろの時刻に収集されるスライスほど、ＴＲ間での動きの状態の変化が大きくなり、ゴーストが強く発生してしまう。また数心拍にわたって撮像すると、実質的なＴＲが延び、Ｋ空間上での１つの位相エンコードラインから次のラインのデータが収集されるまでの時間が長くなることになる。
【００１２】
スライス枚数を増やすために、複数スライスを同時に励起し、画像を各スライスに分離する方法がある。この方法としては、Hadamard encoding による方法(S. P. Souza, J. Szumowski, C.L.Dumolin, D.P.Plewes, G. Glover : SIMA : Simultaneous Multislice Acqusition of MR Images by Hadamard-Encoded Excitation J.of Computer Assisted Tomography,12:1026-1039,1988) や、Fourier encodingによる方法((G.H.Glover,A.shimakawa:POMP(Phase Offset Multi-Planar)imaging:Book of abstract SMRM 241(1988)),(G.H. G1over : POMP (Phase Offset Multi-Planar)Volume Imaging:A New Technique J.of SMRI 457(1991)) がある。
【００１３】
しかし、これらの方法では、各スライスを励起するＲＦパルスを同時刻に印加するために、各ＲＦパルスのピーク位置が重なって、同時励起するスライス数を多くするほど、合成ＲＦパルスのピークが高くなる。
【００１４】
出力できるＲＦパルスのピークは、Ｓ．Ａ．Ｒ．やＲＦアンプ、さらにＲＦコイルの耐久性などによって限界があるので、同時励起できるスライス数は制限を受けやすくなる。
【００１５】
そこで、限られたＲＦピークの内で同時励起スライス数を増やすための方法として、各スライスを励起するパルスを少しずつすらして重ね合わせる方法（以下、Ｑｕａｄ法と呼ぶ）が提案されている（(Ching Yao,Li1y Shen,Jiang Wu,Margaret Kritzer : Parallel Multi-slice Imaging with Limited Peak RF Power.Book of abstract SMRM 427 (1993))。このＱｕａｄ法では、１ＴＲ内で収集するエコーが１つであるため、撮像時間が長くなってしまうため、拡散強調イメージングに併用した場合、体動アーチファクトが発生するおそれが高くなる。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、拡散強調イメージングにおいて１心拍内で収集可能なスライス枚数を増加させるＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
本発明は、静磁場中におかれた被検体に所定のパルスシーケンスで高周波磁場、勾配磁場を印加し、これによって発生する磁気共鳴信号を収集して磁気共鳴画像を構成するＭＲＩ装置において、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だけずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に励起する手段と、
水分子の拡散の度合いを強調するための付加的勾配磁場を印加する手段と、
勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させる手段とを有する。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明を一実施形態により説明する。
図１に本実施形態が適用されるＭＲＩ装置の構成を示す。磁石部１には、静磁場コイル２、勾配コイルセット３、高周波コイル（ＲＦコイルともいう）４が装備される。
【００１９】
静磁場コイル１は、静磁場電源６から電流の供給を受けて、磁石部１の略中央部に位置する略円筒形の撮像可能領域内に静磁場を発生する。撮像時には被検体は寝台５に載置された状態でこの撮像可能領域内に挿入される。
【００２０】
なお、説明の便宜上、この撮像可能領域の中心を原点として、静磁場の向きと平行にＺ軸をとって、直交３軸（ＸＹＺ）を規定する。
勾配コイルセット３には、磁場強度がＸＹＺ各軸に沿って空間的に勾配するＸＹＺ各軸の勾配磁場を撮像可能領域内に発生するために３組の勾配コイルが組み込まれている。勾配電源７は、この勾配コイルセット３に軸毎に電流を供給することが可能に構成されている。
【００２１】
例えば、Ｘ、Ｙ、Ｚ各軸の勾配磁場は、任意に撮像スライスを決めるためのスライス選択用勾配磁場Ｇs 、空間的位置情報を位相情報としてＭＲ信号に与えるための位相エンコード用勾配磁場Ｇe 、空間的位置情報を周波数情報としてＭＲ信号に与えるためのリードアウト用勾配磁場Ｇr に対してそれぞれ対応される。
【００２２】
高周波コイル４は、送信機８から高周波電流の供給を受けて、高周波磁場（ＲＦパルスともいう）を発生する。なお、高周波磁場には、被検体内の対象原子核の磁化スピンを励起して横磁化成分を発生させるフリップ角が９０度の励起パルスや、磁化スピンの位相の進み遅れを反転させるフリップ角が１８０度の反転パルスなどの種類がある。
【００２３】
送信機８は、高周波信号を発生する発振部と、高周波信号の位相を選択する位相選択部と、位相選択された高周波信号の周波数を変調する周波数変調部と、周波数変調された高周波信号の振幅を例えばシンク間数に従って変調する振幅変調部と、振幅変調された高周波信号を増幅し、高周波コイル４に供給する高周波増幅部を有する。
【００２４】
受信機９は、高周波コイル４を介して、横磁化から生じるＭＲ信号を増幅するプリアンプと、検波されたＭＲ信号をディジタル信号に変換するアナログディジタル変換部を有する。
【００２５】
プロセッサ１２は、受信機９からのＭＲ信号に対して例えば２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実行して、画像データを再構成する再構成部、再構成された画像データを出力する出力部を有する。ディスプレイ１３は、プロセッサ１２から出力された画像データを表示する。
【００２６】
コントローラ１１は、オペレータとのインターフェースとしてのコンソール１４から撮像条件等を入力する入力部、入力された撮像条件に従ってパルスシーケンスデータを作成するパルスシーケンスデータ作成部、作成されたパルスシーケンスデータをシーケンサ１０に出力する出力部、アベレージングや画像再構成等の信号処理に必要な情報をプロセッサ１２に出力する出力部を有する。
【００２７】
シーケンサ１０は、コントローラ１１から供給されたパルスシーケンスデータを解読し、それに従って勾配電源７、送信機８、受信機９を制御して、勾配パルスの印加、高周波パルスの印加、受信の各タイミングを調整する。
【００２８】
次に本実施形態の動作について説明する。図２に本実施形態による拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す。拡散強調イメージングを行う際には、一定の大きさを持つた２つ１組の勾配磁場パルスを印加するために、励起パルスから第１エコーまでの時間を長くとる必要がある。このため、パルスシーケンス長はどうしても長くなり、現状ではＭＰＧの強度にもよるが、１３０msccから２００msecぐらいである。また、心拍動に起因する動き（ＣＳＦ（脳脊髄液）の拍動など）影響を抑えるために、複数回の励起によりＫ空間を埋めるような撮像では、ＥＣＧ同期を行う。人体でのＲ−Ｒ波間隔が８００msec程度の場合、Ｒ−Ｒ波間隔が変動すること考慮して実際に収集に使用できる時間は７００msec程度となり、１心拍内で撮像できるスライス枚数は３枚〜５枚程度となる。頭部撮像における、必要とすべき撮像範囲を考えると、３枚〜５枚程度では不足である。
【００２９】
本実施形態では、１Ｒ−Ｒ波間隔内で収集できるスライス枚数の増加を図るための第１の工夫として、複数スライス同時励起法の１種であるＱｕａｄ法を選択した。この方法では、例えば４スライスを同時励起すれば、１Ｒ−Ｒ波間隔内で収集できるスライス枚数は１２枚〜２０枚に増やすことができる。
【００３０】
通常、スピンエコー法（ＳＥ法）においても、１心拍ごとでなく、複数の心拍にわたって収集すれば、必要なスライス枚数を確保することができるが、この場合、Ｋ空間上でのあるラインと隣のラインを収集する間の時間が長くなるので、体動などの人為的な動きにより位相シフト量が変わってしまう可能性が高くなる。特に０エンコード近辺の低周波数成分のデータを、短い時間の範囲で収集した方が、ゴーストが発生する可能性が低下する。
【００３１】
ただし、同時励起したスライスを分離するために、位相エンコード数を同時励起スライス数倍にとる必要があり、トータルの撮像時間は通常法とほとんど変わらない。撮像時間が長くかかると、患者の負担が大きく、患者の動きを抑制しきれず、体動アーチファクトが問題となる。
【００３２】
そこで、撮像時間を短縮させるために、複数回の勾配磁場の反転により、複数個のエコー（グラジエントエコー）を次々と発生させ、それぞれのエコーに異なる位相エンコードを与えることで、Ｋ空間上での複数ライン分のデータを一励起で収集する撮影法、本実施形態ではエコープラナー法（ＥＰＩ法）をさらに組み合わせる。これが第２の工夫である。なお、この撮像時間の短縮には、励起パルス（ＲＦパルス）後に反転パルス（ＲＦパルス）を繰り返し印加するいわゆるＲＡＲＥ法あるいはｆａｓｔＳＥ法（高速スピンエコー法）でも効果的である。しかし、我々は、反転パルスのフリップ角（１８０度）の不完全性による疑似エコー（エコー時刻のずれたエコー）による画質劣化を危惧してｆａｓｔＳＥ法を採用せず、ＥＰＩを採用した。
【００３３】
図３（ａ）に、図２に採用されているスピンエコー系のＱｕａｄ法の基本的パルスシーケンスを示す。この図３（ａ）において、ＲＦ１は第１のスライスに対する高周波磁場を表し、ＲＦ２は第２のスライスに対する高周波磁場を表している。説明の便宜上、同時励起スライス数を“２”として説明する。
【００３４】
まず、最初のスライス選択勾配磁場の印加と共に、第１のスライスに対する励起パルスと、第２のスライスに対する励起パルスとを若干ずらして印加する。続いて、２番目のスライス選択勾配磁場の印加と共に、第１のスライスに対する反転パルスと、第２のスライスに対する反転パルスとをそれぞれの印加時刻を若干ずらして印加する。第１のスライスのエコー時刻（ＴＥ１）と第２のスライスのエコー時刻（ＴＥ２）とが一致するように、励起パルスのずれ時間に対して反転パルスのずれ時間が調整されている。
【００３５】
このようにＱｕａｄ法では、ＲＦ印加時刻を若干ずらしているので、図３（ｂ）に示すように、高周波パルスのピークが重なり合って、ピークが高くなりすぎることがなく、ＲＦアンプやコイルのハード的なことによって同時励起できるスライス数の制限を緩和できる。
【００３６】
そして、エコー毎に位相エンコードを１乃至数ラインずつ位相シフトさせながら、Ｋ空間全体を収集する。このとき、図４に示すように第１のスライスの画像と第２のスライスの画像とを位相エンコード方向に分離するために、位相エンコード数を同時励起スライス数倍にすると共に、第１のスライスに対する励起パルスの位相を例えば（＋Ｘ）に固定し、第２のスライスに対する励起パルスの位相を繰り返し毎に１８０度ずつ進めていく。
【００３７】
このようにして拡散強調イメージングにＱｕａｄ法及びＥＰＩ法と併用することにより、体動によるアーチファクトを軽減しつつ、スライス枚数を増やすことができる。
【００３８】
ところで、Ｓ．Ａ．Ｒ．(specific absorption rate)の制約により、同時励起スライス枚数を多くとることができず、１心拍内で必要なスライス枚数が得られず、２心拍にわたって収集を行わざるを得ない場合がある。このような場合、必要スライス枚数（図では６スライス）を図５（ａ）に示すように収集した場合には、Ｒ−Ｒ波間隔が一定ではないため、同期トリガのＲ波から離れた時刻に収集されるスライスほど、Ｋ空間上における位相エンコード方向のデータ間での動きの状態の変化が大きくなり、ゴーストが強く発生することになる。
【００３９】
そこで図５（ｂ）のように、スライスを２つの群に分けて、それぞれの群ごとに同期をかければ、位相エンコード方向のデータ間での動きの状態の差が少なくなり、ゴーストを低減させることができる。
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能であるのは勿論である。
【００４０】
【発明の効果】
本発明によると、拡散強調イメージングに、周波数の相違する複数の高周波パルスを所定時間だけずらして印加することにより複数の領域をほぼ同時に励起する方法と、勾配磁場の反転によりエコーを繰り返し発生させる方法とを併用することにより、１心拍内で収集可能なスライス枚数を増加させることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態が適用されるＭＲＩ装置の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態により１心拍内の撮像スライス枚数を増加可能な拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す図。
【図３】図２のパルスシーケンスに適用されるＱｕａｄ法の基本的パルスシーケンスと、２段面同時励起の際のＲＦパルスの波形とを示す図。
【図４】２段面同時励起の際に、本実施形態におけるＲＦパルスの位相操作による画像シフトの説明図。
【図５】本実施形態による２心拍にわたる同時撮像法の説明図。
【図６】従来の拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１…磁石部、
２…静磁場コイル、
３…勾配コイルセット、
４…高周波コイル、
５…寝台、
６…静磁場電源、
７…勾配電源、
８…送信機、
９…受信機、
１０…シーケンサ、
１１…コントローラ、
１２…プロセッサ、
１３…ディスプレイ、
１４…コンソール。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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