(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信手段と、この受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する制御手段とを
備える核磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、第１の組織と第２の組織との共鳴周波数の化学シフト差がΔｆのとき、最初の高周波磁場の照射から１／（２・Δｆ）経過後にグラジエントエコー法により第１のエコー信号を取得し、第１のエコー信号取得後、スピンエコー法により第２のエコー信号を取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを加算して第１の画像を得て、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを減算して第２の画像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記第１の組織は水であり、上記第２の組織は脂肪であり、
上記制御手段は、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを加算して第２の組織である脂肪からの信号が抑制された画像を得て、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを減算して第１の組織である水からの信号が抑制された画像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、第１及び第２のエコー信号取得の際に印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の極性が互いに同一となるように印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、水を構成するプロトンからの信号と脂肪を構成するプロトンからの信号とを分離可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（以下「ＮＭＲ」と略記する）現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン（以下、単にスピンと称す）の密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示するものである。
【０００３】
通常、観測する原子核は、プロトン（1Ｈ）である。このプロトンは水分子や脂肪分子にも含まれるので、水が多く含まれる組織や脂肪が多く含まれる組織も画像化できる。
【０００４】
しかし、実際の臨床では診断を容易にするため脂肪組織からの信号を抑制することがある。
【０００５】
脂肪抑制技術としては、共鳴周波数の差に伴う位相のずれを利用する方法（Dixon法）がある。水を構成するプロトン（以下水プロトンという）と脂肪を構成するプロトン（以下脂肪プロトンという）の共鳴周波数の差は３．５ｐｐｍである。
【０００６】
ここで、Ｎを整数とし、化学シフトの差を周波数で表す、つまり、第１の組織の共鳴周波数をｆ１とし、第２の共鳴周波数をｆ２とし、周波数ｆ１とｆ２との差の周波数Δｆ［Ｈｚ］で化学シフトの差を表し、τ＝１／（２△ｆ）とおくと、２Ｎτ［sec］毎に水プロトンと脂肪プロトンとのスピンの磁化ベクトルは同位相になる。
【０００７】
また、（２Ｎ＋１）τ［sec］毎には水プロトンと脂肪プロトンとのスピンの磁化ベクトルは逆位相となる。同位相のエコー信号と逆位相のエコー信号とを加算すると位相が逆になっている脂肪プロトンからの信号は打ち消し合って脂肪抑制画像となる。
【０００８】
水プロトンと脂肪プロトンとの位相が同位相になったときと、逆位相になったときのエコー信号の計測例を図４に示す。
【０００９】
図４において、９０°パルスの照射からエコー時間ＴＥが経過した時刻でのエコー信号の水プロトンと脂肪プロトンとの位相は同位相である。次に、エコー時間ＴＥからτだけ経過した時刻でのエコー信号の水プロトンと脂肪プロトンとの位相は逆位相になる。
【００１０】
これら２つの同位相のエコー信号と逆位相のエコー信号とを加算すると脂肪プロトンからの信号が打ち消され、水画像が得られる。また、両者を減算すると水プロトンからの信号が打ち消され、脂肪画像が得られる。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記した従来の方法では、同位相のエコー信号と逆位相のエコー信号とを計測するためには、エコー時間ＴＥの後のτだけ経過した時点で、エコー信号を計測しなければならないため、繰り返し時間（ＴＲ）が長くなってしまう。このため、計測できるマルチスライス数も小さくなってしまっていた（なお、τは、一例として、０．３テスラの場合１１．４ｍｓである）。
【００１２】
また、従来の方法では、１つめのエコー信号と２つめのエコー信号とを得るためには、それぞれの傾斜磁場の極性を互いに反転させる必要があったが、傾斜磁場の極性を連続して反転させる場合、ハードウェアの誤差が影響して、極性のみ相反し、その他は互いに同一形状である２つの傾斜磁場を形成することは困難であった。
【００１３】
このため、上述したように、正確な２つの傾斜磁場を形成することは困難なことから、得られるエコー信号の精度の向上化も困難であった。
【００１４】
本発明の目的は、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【００１５】
また、本発明の他の目的は、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能であるとともに、高精度のエコー信号を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明は次のように構成される。
（１）被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する制御手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置において、上記制御手段は、１回の繰り返し時間内において、最初の高周波磁場を照射し、傾斜磁場の反転により第１のエコー信号を取得し、次いで反転する高周波磁場の照射により第２のエコー信号を取得するよう制御する。
【００１７】
（２）好ましくは、上記（１）において、上記制御手段は、第１及び第２のエコー信号取得の際に印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の極性が互いに同一となるように印加する。
（３）また、好ましくは、上記（１）において、上記制御手段は、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを加算して第１の画像を得て、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを互いに減算して第２の画像を得る。
【００１８】
（２）被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を照射する送信手段と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信手段と、この受信手段で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、得られた画像を表示する手段と、上記傾斜磁場、高周波磁場を所定のシーケンスで繰り返し印加する制御手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置において、上記制御手段は、第１の組織と第２の組織との共鳴周波数の化学シフト差がΔｆのとき、最初の高周波磁場の照射から１／（２・Δｆ）経過後にグラジエントエコー法により第１のエコー信号を取得し、第１のエコー信号取得後、スピンエコー法により第２のエコー信号を取得する。
（３）好ましくは、上記（２）において、上記制御手段は、第１及び第２のエコー信号取得の際に印加する周波数エンコード方向の傾斜磁場の極性が互いに同一となるように印加する。
（４）好ましくは、上記（３）において、上記制御手段は、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを加算して第１の画像を得て、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを減算して第２の画像を得る。
（５）好ましくは、上記（２）において、上記第１の組織は水であり、上記第２の組織は脂肪であり、上記制御手段は、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを加算して第２の組織である脂肪からの信号が抑制された画像を得て、上記第１エコー信号と上記第２のエコー信号とを減算して第１の組織である水からの信号が抑制された画像を得る。
【００１９】
本発明によるＭＲＩ装置において、水を構成するプロトンと脂肪を構成するプロトンの共鳴周波数の差を△ｆとすると、９０°ＲＦパルス励起後、１／（２△ｆ）の時刻に、周波数エンコード方向の傾斜磁場を反転させて（グラジエントエコー法）でエコー信号を取得する。このエコー信号は、水プロトンの磁化ベクトルと脂肪プロトンの磁化ベクトルが逆位相になっている。
【００２０】
その後、スピンエコー法の為の１８０°ＲＦパルスを印加した後エコー信号を取得する。このエコー信号は水プロトンと脂肪プロトンの磁化ベクトルは同位相になる。これら２つの信号を加算または減算することで、水画像・脂肪画像を得る。
【００２１】
計測の繰り返し時間ＴＲはスピンエコーシーケンスと同じで計測できるので、マルチスライス数を少なくすることなく２つの位相の異なる信号を計測できる。
また、２つのエコー信号は同じ極性の周波数エンコード方向の傾斜磁場で計測することができる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図２は本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示す概略ブロック図である。
【００２３】
この磁気共鳴イメージング装置は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図２に示すように、静磁場発生磁石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（ＣＰ∪）８とを備えている。
【００２４】
上記静磁場発生磁石２は、被検体１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もので、上記被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。
【００２５】
傾斜磁場発生系３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの三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９を駆動する傾斜磁場電源１０とを備え、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイル９の傾斜磁場電源１０を駆動することにより、Ｘ、Ｙ、Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。
【００２６】
この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面を設定することができる。シーケンサ４は、上記被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する。
【００２７】
そして、シーケンサ４は、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系５及び傾斜磁場発生系３並びに受信系６に送るようになっている。
【００２８】
送信系５は、上記シーケンサ４から送り出される高周波パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するものである。
【００２９】
そして、送信系５は、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１４ａとを備える。送信系５は、上記高周波発振器１１から出力された高周波パルスをシーケンサ７の命令に従って変調器１２で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１３で増幅した後に、被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、電磁波が上記被検体１に照射されるようになっている。
【００３０】
受信系６は、被検体１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、受信側の高周波コイル１４ｂと、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。
【００３１】
上記送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は、被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ｂで検出され、増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力してディジタル量に変換される。
【００３２】
ディジタル量に変換された信号は、シーケンサ４からの命令によるタイミングで直交位相検波器１６によりサンプリングされた二系列の収集データとされ、その信号が信号処理系７に送られるようになっている。
【００３３】
信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とを備え、上記ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ２０に断層像として表示するようになっている。
【００３４】
なお、図２において、送信側及び受信側の高周波コイル１４ａ、１４ｂと傾斜磁場コイル９とは、被検体１の周りの空間に配置された静磁場発生磁石２の磁場空間内に設置されている。
【００３５】
次に、上記構成におけるシーケンサ４によるパルスシーケンスの動作について図１を参照して説明する。
最初に、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ１１１の印加の下に、９０°ＲＦパルス１０１を被検体に照射する。これによって被検体のスライス内の核スピンが選択励起される。次いで、スライス選択傾斜磁場Ｇｓ１１２を印加し、選択励起された核スピンのスライス方向での位相合わせを行なう。
【００３６】
この位相合わせの終了後または位相合わせと重複して、位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ１２１を印加する。位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ１２１は位相エンコード方向に対して核スピンの位置情報を付与する。
【００３７】
位相エンコードの終了後または位相エンコードと重複して周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３１を所定時間印加する。そして、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３１の印加に続いて、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３２を印加する。
【００３８】
この周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３２の印加量は、傾斜磁場Ｇｆ１３１の２倍とする傾斜磁場Ｇｆの振幅と積が傾斜磁場Ｇｆ１３１と等しくなる時刻が、τ＝１／（２△ｆ）となるようにする。そして、傾斜磁場Ｇｆ１３２を印加しながらエコー信号１４１を計測する。
【００３９】
このようにした後、１８０°ＲＦパルス１０２と傾斜磁場Ｇｓ１１３とを同時に印加し、１８０°励起後、周波数エンコード傾斜磁場Ｇｆ１３２と同極性の周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｆ１３３を印加する。この傾斜磁場Ｇｆ１３３を印加しながらエコー信号１４２を計測する。
【００４０】
９０°ＲＦパルス信号１０１の印加から、エコー信号１４１、１４２の計測までを所定の繰り返し時間ＴＲで、位相エンコード傾斜磁場１２１を変化させながら、像再構成に必要なエコー信号を収集するまで繰り返す。
【００４１】
そして、得られた２つのエコー信号１４１と１４２とを加算して像構成することにより、脂肪からの信号が抑制された画像を得ることができる。また、得られた２つのエコー信号１４１と１４２とを減算して像構成することにより、水からの信号が抑制された画像を得ることができる。
【００４２】
次に、本発明の一実施形態において、マルチスライス計測の撮像可能枚数について、図３を用いて説明する。
本発明の一実施形態において、１スライスあたりの計測時間は従来のスピンエコー法と同じ計測時間で済むためスピンエコー法と同じマルチスライス数を計測できる。つまり、本発明の一実施形態においては、エコー時間ＴＥ時間で２つのエコー信号を得ることができ、従来の技術のように、エコー時間ＴＥ＋τで２つのエコー信号を得ることができる場合に比較して、繰り返し時間ＴＲ内で、例えば、図４の（ａ）に示すように、マルチスライス数は４枚計測できる。
【００４３】
これに対して、スピンエコー法でエコー信号を計測してその後に位相の異なるエコー信号を計測する従来技術による方法では、１スライスあたりの計測時間はスピンエコー法に比べて、τだけ、長くなるため、計測可能なマルチスライス数は少なくなる。例えば、図４の（ｂ）に示すように、マルチスライス数は３枚となる。
【００４４】
図４の（ａ）と図４の（ｂ）とを比較すれば明らかなように、本発明の一実施形態では計測可能なマルチスライス数を減らすことなく、２つのエコー信号を得ることができる。
【００４５】
以上のように、本発明の一実施形態によれば、２つの異なる第１の組織と第２の組織の化学シフト差を周波数で表した値がΔｆのとき、一回の励起である９０°ＲＦパルス信号により、第１の周波数エンコード傾斜磁場で第１のエコー信号を上記一回の励起からτ＝１／（２Δｆ）経過した時刻にグラジエントエコー法により計測し、一回の励起からエコー時間ＴＥの１／２を経過した時点で、１８０°ＲＦパルス信号により、この１８０°ＲＦパルス信号からエコー時間ＴＥの１／２を経過した時点で、第１の周波数エンコード傾斜磁場と同極性の第２の周波数エンコード傾斜磁場を印加するスピンエコー法により、第２のエコー信号を得るように構成されている。
【００４６】
したがって、第１及び第２のエコー信号は、エコー時間ＴＥからτだけ時間を経過することなく得ることができ、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００４７】
また、第１の周波数エンコード傾斜磁場と第２の周波数エンコード傾斜磁場とは、同極性であるので、互いに同一な周波数エンコード傾斜磁場を発生することができ、第１及び第２のエコー信号の精度を向上することができる。
【００４８】
これにより、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能であるとともに、高精度のエコー信号を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００４９】
なお、本発明の他の実施形態としては、図１に示したシーケンスを実行するソフトウエアプログラムを記録した記録媒体がある。
【００５０】
つまり、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、被検体に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、被検体の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するシーケンサと、このシーケンサからの高周波パルスにより被検体の生体組織の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射する送信系と、上記の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系と、得られた画像を表示する手段とを備える核磁気共鳴イメージング装置により、核磁気共鳴によリ放出されるエコー信号の計測を繰り返し行って断層像を得る動作プログラムを記録する記録媒体において、２つの異なる第１の組織と第２の組織との化学シフト差が△ｆ［Ｈｚ］のとき、１回の励起によって第１のエコー信号を、上記１回の励起から１／（２・△ｆ）経過した時刻にグラジエントエコー法で計測し、第２のエコー信号をスピンエコー法で計測するように動作させるプログラムが記録された記録媒体が構成される。
【００５１】
なお、上述した例においては、第１の周波数エンコード傾斜磁場と第２の周波数エンコード傾斜磁場とは、互いに同極性となるようにしたが、互いに異なる極性となるように構成することもできる。
【００５２】
この場合には、得られる第１及び第２のエコー信号の精度向上は実現できないが、これら第１及び第２のエコー信号を得るに必要な時間を短縮化することは可能である。
【００５３】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００５４】
また、計測時間を長期化することなく、計測可能マルチスライス数を増加可能であるとともに、高精度のエコー信号を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００５５】
つまり、最初にグラジエントエコー法で第１のエコー信号を取得し、その後にスピンエコー法で第２のエコー信号を取得することにより、従来のスピンエコー法と比較して計測可能なマルチスライス数を少なくすることなく位相の異なる信号を取得することができ、脂肪抑制画像または水抑制画像を得ることができる。
【００５６】
また、２つのエコーを一回の繰り返し時間内に、同じ極性の周波数エンコード傾斜磁場で取得することができるので極性間で発生するハードウェアの誤差に依存しない正しい水と脂肪が分離される画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態であるＭＲＩ装置による信号の計測例を示す図である。
【図２】本発明の一実施形態が適用されるＭＲＩ装置の全体像を示すブロック図である。
【図３】本発明と従来技術との計測可能なマルチスライス数を比較する図である。
【図４】従来の脂肪抑制シーケンスの一例とエコー信号の位相を表す図である。
【符号の説明】
１              被検体
２              磁場発生装置
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              ＣＰＵ
９              傾斜磁場コイル
１０            傾斜磁場電源
１４ａ          送信側の高周波コイル
１４ｂ          受信側の高周波コイル
【図１】
0004609975.tif 000002
【図２】
0004609975.tif 000003
【図３】
0004609975.tif 000004
【図４】
0004609975.tif 000005