(57)【要約】【課題】、複数の周波数帯域の磁気共鳴信号を抑制し磁気共鳴画像のコントラストを向上でき、撮影時間を短縮できる。【解決手段】被検体の結合水と脂肪をそれぞれ励起可能な励起周波数帯域をそれぞれ有するMTパルスとCHESSパルスとにおいて、MTパルスの励起周波数帯域の中心周波数とCHESSパルスの励起周波数帯域の中心周波数とが所望のオフセット周波数だけずれるようにCHESSパルスを振幅変調し、MTパルスと振幅変調して得られた変調CHESSパルスとを合成して合成パルスを生成する。生成された合成パルスは、結合水と脂肪とを一度に励起することができるため、撮影時間を短縮できる【選択図】図２
2005152534.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
RF波が印加された被検体からの磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の磁気共鳴画像の画像データを生成する磁気共鳴撮影装置であって、
複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波を前記RF波として前記被検体に印加するRF波印加手段
を有する磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
前記RF波印加手段は、励起する周波数帯域がそれぞれ異なる第１および第２のRF波において、前記第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と前記第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数とが所定のオフセット周波数分ずれるように前記第２RF波を振幅変調し、前記振幅変調された第２RF波と前記第１RF波とを合成して生成される前記複数帯域励起RF波を印加する
請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
前記RF波印加手段は、所望のフリップアングルで励起するように前記第１RF波と前記第２RF波とをそれぞれ変換した後に合成された前記複数帯域励起RF波を印加する
請求項２に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】
前記第１のRF波が結合水のプロトンを励起させるためのRF波であり、前記第２のRF波が脂肪のプロトンを励起させるためのRF波である
請求項２または３に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項５】
前記オフセット周波数は、前記第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と、前記第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数との差となるように、前記被検体に印加される静磁場の磁界強度に基づいて規定されている
請求項２から４のいずれかに記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項６】
磁気共鳴画像生成に用いる磁気共鳴信号を得るために被検体に印加するRF波を生成するRF波生成方法であって、
励起する周波数帯域がそれぞれ異なる第１および第２のRF波を生成する第１のステップと、
前記第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と前記第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数とが所定のオフセット周波数分ずれるように前記第２RF波を振幅変調する第２のステップと、
前記振幅変調された第２RF波と前記第１RF波とを合成して、複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波を前記RF波として生成する第３のステップと
を有するRF波生成方法。
【請求項７】
前記第３のステップにおいては、所望のフリップアングルで励起するように前記第１RF波と前記第２RF波とをそれぞれ変換した後に合成する
請求項６に記載のRF波生成方法。
【請求項８】
前記第１のステップにおいては、結合水を励起する周波数帯域を有する前記第１RF波と、脂肪を励起する周波数帯域を有する前記第２RF波とを生成する
請求項６または７に記載のRF波生成方法。
【請求項９】
前記第２のステップにおいては、前記第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と、前記第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数との差となるように、前記被検体に印加される静磁場の磁界強度に基づいて規定されている前記オフセット周波数を用いる
請求項６から８のいずれかに記載のRF波生成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮影装置およびRF波生成方法に関し、特に、複数の周波数帯域を励起可能なRF波を被検体に印加する磁気共鳴撮影装置、およびそのRF波を生成するRF波生成方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）は、静磁場中の被検体に勾配磁場およびRF（Radio Frequency）波を印加し、被検体から放射され受信される磁気共鳴信号に基づいて被検体の断層画像を生成する技術である。
MRIにおいては、たとえば、被検体内の脂肪からの磁気共鳴信号を抑制して血管を鮮明に撮影するMRアンギオグラフィ（angiography）（以下、MRAと略記。）のように、特定の周波数帯域が抑制された磁気共鳴信号を収集したい場合がある。
【０００３】
特定周波数帯域が抑制された磁気共鳴信号を収集する手法としては、たとえば、CHESS（chemical selective suppression）法やMT（Magnetization Transfer：磁化移動）イメージング法が知られている。
CHESS法においては、たとえば、脂肪のプロトンにおける共鳴周波数と同じ周波数のRF波を被検体の被検部位に印加して脂肪のみを励起させ、その後、励起された脂肪を飽和させる勾配磁場を印加し、脂肪からの磁気共鳴信号を抑制する（たとえば、非特許文献１参照。）。
【０００４】
MTイメージング法においては、たとえば、筋肉や脳細胞組織を含む結合水における共鳴周波数と同じ周波数のRF波を被検体の被検部位に印加して結合水のプロトンのみを励起させ、その後、励起された結合水を飽和させる勾配磁場を印加し、結合水からの磁気共鳴信号を抑制する（たとえば、非特許文献２参照。）。
【０００５】
また、CHESS法とMTイメージング法とを併用して、脂肪と結合水との両方からの磁気共鳴信号を抑制する手法も知られている（たとえば、非特許文献３参照。）。
上記非特許文献３においては、CHESS法におけるRF波印加シーケンスを実行後、MTイメージング法におけるRF波印加シーケンスを実行している。CHESS法とMTイメージング法とを併用することにより、脂肪からの磁気共鳴信号と筋肉や脳細胞組織等からの磁気共鳴信号とを抑制できるため、これらの部分の画像と血管の画像とのコントラストが向上し血管がより細部まで描画された磁気共鳴画像を得ることができる。
【非特許文献１】マオ・ジェイ（Mao J）他，「改善選択性前飽和パルスを用いた脂肪抑制（Fat suppression with an improved selective presaturation pulse.）」，ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス・イメージング（Journal of Magnetic Resonance Imaging）  １９９２年，１０（１）：p49-53
【非特許文献２】ハジナル・ジェイ・ブイ（Hajnal J. V.）他，「臨床用磁化移動パルスシーケンスの設計と実験（Design and implementation of magnetization transfer pulse sequences for clinical use.）」，ジャーナル・オブ・コンピューター・アシステッド・トモグラフィ（Journal of Computer Assisted Tomography）  １９９２年，１月／２月，１６（１）：p7-18
【非特許文献３】フレーミング・ディー・ピー（Flaming D. P.）他，「脂肪抑制定常状態３次元MR画像における磁化移動コントラスト（Magnetization transfer contrast in fat-suppressed steady-state three-dimensional MR images.）」，マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Magnetic Resonance in Medicine）１９９２年７月，２６(1):p122-31
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、上述の非特許文献３においては、CHESS法におけるRF波印加シーケンスの実行後にMTイメージング法におけるRF波印加シーケンスを実行するため、磁気共鳴信号を入手するために必要なRF波の印加時間が、これらのRF波印加シーケンスの実行時間の和となる。その結果、高いコントラストの磁気共鳴画像を取得するためには撮影時間が長くなるという不都合が存在している。
【０００７】
したがって本発明の目的は、複数の周波数帯域の磁気共鳴信号を抑制し磁気共鳴画像のコントラストを向上でき、撮影時間を短縮することが可能な磁気共鳴撮影装置およびRF波生成方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、RF波が印加された被検体からの磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の磁気共鳴画像の画像データを生成する磁気共鳴撮影装置であって、複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波を前記RF波として前記被検体に印加するRF波印加手段を有する。
【０００９】
本発明に係る磁気共鳴撮影装置によれば、複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波をRF波として被検体にRF波印加手段が印加する。
【００１０】
また、本発明に係るRF波生成方法は、磁気共鳴画像生成に用いる磁気共鳴信号を得るために被検体に印加するRF波を生成するRF波生成方法であって、励起する周波数帯域がそれぞれ異なる第１および第２のRF波を生成する第１のステップと、前記第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と前記第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数とが所定のオフセット周波数分ずれるように前記第２RF波を振幅変調する第２のステップと、前記振幅変調された第２RF波と前記第１RF波とを合成して、複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波を前記RF波として生成する第３のステップとを有する。
【００１１】
本発明に係るRF波生成方法によれば、第１のステップにおいては、励起する周波数帯域がそれぞれ異なる第１および第２のRF波を生成する。そして、第２のステップにおいては、第１RF波が励起する周波数帯域の中心周波数と第２RF波が励起する周波数帯域の中心周波数とが所定のオフセット周波数分ずれるように第２RF波を振幅変調する。そして、第３のステップにおいては、振幅変調された第２RF波と第１RF波とを合成して、複数の異なる周波数帯域を励起する複数帯域励起RF波をRF波として生成する。
【発明の効果】
【００１２】
本発明は、複数の周波数帯域の磁気共鳴信号を抑制し磁気共鳴画像のコントラストを向上でき、撮影時間を短縮することが可能な磁気共鳴撮影装置およびRF波生成方法を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、添付図面を参照しながら、本発明の実施の形態について述べる。
まず、磁気共鳴撮影装置（MR撮影装置）の構成例について述べる。
以下では、磁気共鳴撮影として、頭部の血管撮影を行なう場合を例に挙げて述べる。
【００１４】
図１は、本発明の一実施の形態に係るMR撮影装置の構成例を示す要部の概略構成図である。
図１に示すMR撮影装置１は、本体部２０と、オペレータコンソール２８０とを有する。本体部２０は、マグネットシステム２１と、RF（Radio Frequency）コイル駆動部２７１と、勾配コイル駆動部２７２と、データ収集部２７３と、画像処理部２７５とをさらに有する。
また、オペレータコンソール２８０は、制御部２７４と、信号生成部１７と、記憶部１８と、操作部１９と、表示部２０とをさらに有する。
本発明におけるRF波印加手段の一実施態様が、マグネットシステム２１の後述するRFコイル部２１４と、RFコイル駆動部２７１とを含んで構成される。
【００１５】
図１に示すマグネットシステム２１は、静磁場の方向Zが、被検体９９の頭部から脚部に向かう体軸方向に沿っている、いわゆるシリンドリカルタイプのものである。
マグネットシステム２１は、静磁場発生用マグネット部２１２と、勾配コイル部２１３と、RFコイル部２１４とを有する。
【００１６】
円筒形状の静磁場発生用マグネット部２１２の内周側に同じく円筒形状に勾配コイル部２１３が配置され、勾配コイル部２１３の内周側の空間がボア９４となる。
被検体９９は、クレードル２４３上に載置されて、ボア９４内に搬送される。被検体９９の頭部は、頭部をMR撮影する場合には、クレードル２４３上に載置される円筒状の頭部撮影用RFコイル部２１４内に収容される。
【００１７】
静磁場発生用マグネット部２１２は、たとえば超伝導磁石を用いて構成される。超伝導磁石の他に、永久磁石や常伝導磁石などの磁場発生用磁石を用いてもよい。
円筒状に構成されたこれらの磁場発生用磁石によって、ボア９４内において、図中Z方向に沿って均一な静磁場が形成される。
【００１８】
本実施の形態におけるRFコイル部２１４は、RF波の送信用コイルと受信用コイルとを兼ねた形態をしている。
被検体９９の被検部位へのRF信号の印加、および被検部位による磁気共鳴信号を検出するためのRFコイル部２１４は、良好な磁気共鳴画像を入手するために、均一な静磁場が形成されているボア９４の中心部分に位置付けられるが、図１においては、図示の明確さのために、被検体９９の頭部およびRFコイル部２１４はボア９４の外部に描いている。
【００１９】
RFコイル部２１４は、感度領域内のRF波の分布が均一になるように設計された形状のコイルによって、プロトンのスピンの中心軸を傾けるための所定の周波数帯域を有するRF波を被検部位に印加する。このRF波の印加を停止した際に被検部位から再放射される、被検部位のスピンの傾きに起因して生じる共鳴周波数を有する磁気共鳴信号が、再びRFコイル部２１４のコイルによって検出される。
RF波の周波数の範囲は、たとえば、２．１３MHzから８５MHzまでである。
なお、RF波の印加によりプロトンのスピンの中心軸が傾くことを励起という。
【００２０】
なお、RFコイル部は、図１に示すようなRFコイル部２１４に限らず、被検部位によっては、勾配コイル部２１３のさらに内周側に円筒形状に配置される場合もあるし、被検部位の表面近傍にかざして使用される表面コイルが用いられる場合もある。これらの他のRFコイル部についても、RF波の送信用のコイルと磁気共鳴信号の受信用のコイルを同一のコイルによって兼用してもよいし、それぞれ異なる専用のコイルを用いてもよい。
【００２１】
勾配コイル部２１３は、RFコイル部２１４が検出する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために勾配磁場コイルを３系統有する。勾配コイル部２１３は、これらの勾配磁場コイルを用いて、静磁場発生用マグネット部２１２が形成した静磁界の強度にX方向、Y方向、Z方向の勾配を付ける勾配磁場を発生させる。
これら３つの勾配磁場は、１つが被検部位のスライスを選択するスライス選択勾配磁場であり、１つが位相エンコード勾配磁場であり、もう１つが読み取り勾配磁場（周波数エンコード勾配磁場とも言う）である。
【００２２】
RFコイル部２１４にRFコイル駆動部２７１が接続されている。RFコイル駆動部２７１は、オペレータコンソール２８０の信号生成部１７にさらに接続されている。
RFコイル駆動部２７１は、信号生成部１７から送信される信号波形のRF波励起信号をRFコイル部２１４に与える。これによりRFコイル部２１４からボア９４内の被検体にRF波が印加され、その結果、被検体９９の被検部位のスピンの中心軸の傾きを変化させることができる。
【００２３】
勾配コイル部２１３に勾配コイル駆動部２７２が接続されている。勾配コイル駆動部２７２も、信号生成部１７にさらに接続されている。
勾配コイル駆動部２７２は、信号生成部１７から送信される信号波形の勾配磁場励起信号を勾配コイル部２１３に与える。これによりボア９４内に勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２１３の３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００２４】
データ収集部２７３は、本実施の形態においては、RFコイル部２１４における検出用のチャンネルに接続され、検出された磁気共鳴信号を取り込み、それを磁気共鳴画像生成のための元データとして収集する。
データ収集部２７３は、たとえば、１つの画像を生成するためのデータを全て収集した後に、収集したデータを画像処理部２７５に送信する。
【００２５】
画像処理部２７５は、データ収集部２７３から受け取った元データに対して所定の画像処理を施し、磁気共鳴画像の画像データを生成する。
【００２６】
データ収集部２７３と画像処理部２７５と、オペレータコンソール２８０内の制御部２７４と記憶部１８と表示部２０とは相互に接続されている。
制御部２７４は、信号生成部１７と操作部１９とにさらに接続されている。
【００２７】
操作部１９は、たとえば、キーボードやマウス等の入力デバイスにより実現される。操作部１９を介して、オペレータコンソール２８０を操作するオペレータからの指令信号が制御部２７４に入力される。
【００２８】
制御部２７４は、CPU等の演算のためのハードウェアと、このハードウェアの駆動のためのプログラム等のソフトウェアとによって実現される。
上記のプログラムは、たとえば、RAM（Random Access Memory）やハードディスクドライブによって実現される記憶部１８に記憶される。また、記憶部１８には、データ収集部２７３が収集したデータと、画像処理部２７５が生成した画像データとを記憶させておくこともできる。
制御部２７４は、操作部１９を介して入力されたオペレータからの指令を実現するように、信号生成部１７、データ収集部２７３、画像処理部２７５、および表示部２０を統合的に制御する。本体部２０のハードウェア的な制限等の制限が存在する場合には、制御部２７４は入力された指令を実行することができない旨を表示部２０に表示させる。
【００２９】
画像処理部２７５が生成した画像、または記憶部１８に記憶されている画像は、オペレータからの表示指令を制御部２７４が実行することにより表示部２０に表示させることができる。
表示部２０は、たとえば、液晶表示パネルやCRT（Cathode-Ray Tube）等のモニタによって実現される。
また、表示部２０には、MR撮影装置１を操作するための操作画面も表示される。
【００３０】
以上の構成により、MR撮影装置１を用いて被検体９９の磁気共鳴画像を生成することができる。このとき、RFコイル部２１４から被検体９９に印加するRF波の周波数帯域に応じて、被検部位から得られる磁気共鳴信号においてRF波の周波数帯域に対応した周波数帯域の励起や抑制が可能となる。たとえば、MRAにおいては、脂肪や脳細胞組織からの磁気共鳴信号を抑制することにより、血管が相対的に強調された画像を生成することができる。
このように、磁気共鳴撮影においては、所望の画像を得るためには、どのような周波数帯域を有するRF波を生成して印加するかが重要となる。
以下では、図２〜４を参照しながら、本実施の形態に係るRF波生成方法について述べる。
【００３１】
図２は、本実施の形態に係るRF波生成の手順の一例を示す図である。
図３は、本実施の形態に係るRF波生成の手順に伴うRF波の波形信号の変化をグラフによって示した図である。図３に示す（a-１），（a-２），（b-１）〜（b-３），（c）の各グラフにおいて、横軸は時間t（sec）を、縦軸は波形信号の強度をそれぞれ表わしている。ただし、図３（a-１），（a-２），（b-１）〜（b-３），（c）の各グラフにおける信号強度の値は、実際の値とは必ずしも一致していない。
図４は、本実施の形態に係るRF波生成の手順に伴うRF波の周波数帯域の変化を示す図である。図４に示す（i）〜（vi）の各図において、横軸は周波数（Hz）を表わしており、この横軸上にRF波生成の各手順におけるRF波の周波数帯域を描いている。
【００３２】
本実施の形態に係るRF波生成の手順においては、まず、信号生成部１７が、どのような条件のもとで撮影を行なうかという撮影条件を入手する（ステップST１）。
撮影条件には、たとえば、静磁場発生用マグネット部２１２が形成する静磁場の磁界強度や、勾配コイル部２１３やRFコイル部２１４によって印加可能な磁場の最大の磁界強度等の条件が含まれる。
【００３３】
次に、信号生成部１７は、所望の周波数帯域を励起可能なRF波を生成するため、元となるRF波の波形信号を生成する（ステップST２）。
本発明における第１のステップの一実施態様がステップST２に相当する。
以下に詳述するように、本実施の形態においては、２種類のRF波の波形信号を合成することによって、磁気共鳴信号の所望の周波数帯域を励起可能なRF波を生成する。
【００３４】
元となる２種類のRF波としては、たとえば、MT（Magnetization Transfer）イメージング法において結合水のプロトンを励起するために印加するRF波と、CHESS（chemical selective suppression）法において脂肪のプロトンを励起するために印加するRF波とを用いる。
なお、結合水とは、筋肉や脳細胞組織等の他の分子と結合して動きが制限されている水を指す。脳細胞等の高分子の組織と結合した水のことを、高分子化合物ともいう。結合水は自由に動ける水（自由水）とは共鳴周波数が変化するため、結合水の共鳴周波数を含む周波数帯域のRF波を印加して結合水を励起した後に飽和させれば、結合水からの磁気共鳴信号が抑制され、血管等の自由水の部分からの磁気共鳴信号を相対的に強調することができる。
【００３５】
以下、簡単のため、結合水のプロトンを励起するためのRF波をMTパルスと呼び、脂肪のプロトンを励起するためのRF波をCHESSパルスと呼ぶ。本発明における第１のRF波の一実施態様がMTパルスに相当し、第２のRF波の一実施態様がCHESSパルスに相当する。
また、MTパルスとCHESSパルスとを合成して得られ、本実施の形態における目的として生成するRF波を、以下では合成パルスと呼ぶ。本発明における複数帯域励起RF波の一実施態様が、この合成パルスに相当する。
【００３６】
MTパルスを利用して結合水を励起し、CHESSパルスを利用して脂肪を励起することができる。なお、CHESS法およびMTイメージング法の詳細については、たとえば、前述の非特許文献１，２にそれぞれ記載されているため記載は省略する。
【００３７】
図３（a-１）のグラフがMTパルスの波形の一例を示しており、図３（b-１）のグラフがCHESSパルスの波形の一例を示している。ただし、図３（a-１），（b-１）におけるMTパルス，CHESSパルスのそれぞれの強度の値は、必ずしも実際の通りではない。
【００３８】
MTパルスとCHESSパルスとを合成する際に、本実施の形態においては、CHESSパルスをあるオフセット周波数で振幅変調（Amplitude Modulation）する。これは、MTパルスの周波数帯域とCHESSパルスの周波数帯域とをオフセット周波数ぶんだけ離すためである。
MTパルスは結合水を励起させるためのパルスであり、CHESSパルスは、たとえば、脂肪を励起させるためのパルスである。したがって、結合水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との差がオフセット周波数の値となる。しかしながら、結合水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との差は、被検体９９が位置している静磁場の大きさに応じて変わるため、MTパルスの周波数帯域とCHESSパルスの周波数帯域とを結合水の共鳴周波数帯域と脂肪の共鳴周波数帯域とにそれぞれ位置させるためには、静磁場の大きさに応じてオフセット周波数の値を決める必要がある。
したがって、信号生成部１７は、オフセット周波数の値が結合水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との差となるように、ステップST１において入手していた静磁場磁界強度の情報に基づいて、オフセット周波数の値を自動的に決定する（ステップST３）。
なお、結合水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との差の絶対値は、たとえば、静磁場磁界強度が１．５テスラ（T）の場合には約２２０Hzである。
【００３９】
オフセット周波数の決定後に、信号生成部１７は、決定したオフセット周波数にてCHESSパルスを振幅変調する（ステップST４）。
本発明における第２のステップの一実施態様がステップST４に相当する。
図３（b-１）のグラフに示すCHESSパルスを、たとえば、１kHzで変調した結果得られる変調CHESSパルスの波形を、図３（b-２）に示している。
振幅変調の場合には、図３（b-１）に示すような搬送波としてのCHESSパルスを、Ipcos（２πfp）という一般形で表わされる信号波によって変調するため、変調CHESSパルスの波形は、図３（b-２）に示すような振幅が時間と共に変化する波形となる。ここで、記号Ipは信号波の振幅を表わしており、記号fpは変調周波数を表わしている。１kHzで変調した場合には、fp＝１（kHz）となる。
【００４０】
なお、CHESSパルスは変調せず、代わりにMTパルスを変調してもよい。ただし、エネルギー効率を考慮して本体部２０の負荷を抑制するためには、CHESSパルスの方を変調することが好ましい。これは、結合水は水が他の組織と結合しているため励起には脂肪よりも大きなエネルギーを必要とし、それに伴い結合水を励起するためのMTパルスの変調に必要なエネルギーもより大きくなるためである。
【００４１】
ここで、図３（a-１）に示すMTパルスの周波数のスペクトルと、図３（b-２）に示す変調CHESSパルスの周波数のスペクトルとを考える。
MTパルスと変調CHESSパルスとは、結合水と脂肪とをそれぞれ励起するために、結合水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数とを含む固有の周波数帯域をそれぞれ有するパルスである。したがって、これらの固有の周波数帯域が、スペクトルとなって現れる。
なお、これらの固有の周波数帯域は、それぞれ固有の組織を励起するための周波数帯域となっているため、以下では励起周波数帯域と記すこともある。
【００４２】
図４（i）がMTパルスの励起周波数帯域FMTを表わす図であり、図４（ii）が変調CHESSパルスの励起周波数帯域FCHを表わす図である。
それぞれの励起周波数帯域FMT，FCHは、ある幅を持っている。この幅の中心部分の周波数を、中心周波数という。図４（i），（ii）においては中心周波数を明瞭に示すために急峻な励起周波数帯域FMT，FCHのグラフを示しているが、実際には励起周波数帯域FMT，FCHの頂上はよりなだらかになっている場合が多い。
【００４３】
各励起周波数帯域FMT，FCHの中心周波数はそれぞれある値を持っているが、中心周波数の値は上述のように静磁場磁界強度に応じて変化するため、ある周波数を基準として相対的に中心周波数を表わす場合がある。
図４においては、MTパルスの励起周波数帯域FMTの中心周波数を、０（Hz）の基準周波数と規定している。
あるオフセット周波数で振幅変調して得られた変調CHESSパルスの中心周波数は、MTパルスの中心周波数からオフセット周波数ぶんだけずれた位置に現れる。即ち、オフセット周波数をfh（Hz）とすると、図４（ii）に示すように、基準となるMTパルスの０（Hz）の中心周波数から周波数fhだけ離れた位置に、励起周波数帯域FCHが現れる。
このとき、変調CHESSパルスは図３（b-２）に示すように正負の振幅を有するため、図４（ii）に示すように、中心周波数が周波数fhに位置する励起周波数帯域FCHと、周波数−fhに位置する励起周波数大域FCHとの２つの励起周波数帯域FCH，FCHが現れる。
【００４４】
MTパルスの信号と変調CHESSパルスの信号とを生成した後には、信号生成部１７は、MTパルスと変調CHESSパルスとを合成して合成パルスを生成する（ステップST５）。
本発明における第３のステップの一実施態様が、ステップST５に相当する。
このとき、MTイメージング法とCHESS法とでは、MTパルスにおけるフリップアングル（flip angle）とCHESSパルスにおけるフリップアングルとが異なっているため、合成時にこの差異を実現するようにする。
具体的には、たとえば、MTパルスでのフリップアングルは約８００°〜１０００°であり、CHESSパルスでのフリップアングルは約９０°〜９５°である。つまり、CHESSパルスのフリップアングルは、MTパルスのそれの約１／１０程度である。したがって、信号生成部１７は、MTパルスとCHESSパルスとにおいてそれぞれが所望のフリップアングルとなるように変換した後に、両者を合成する。
【００４５】
なお、フリップアングルとは、スピンの中心軸が励起によって傾く角度を意味している。このフリップアングルは、被検体中のプロトンに印加するRF波の強度と印加時間によって決まる。したがって、図３に示す各グラフの面積がフリップアングルを意味することになる。
【００４６】
信号生成部１７は、たとえば、図３（a-２）および図３（b-３）に示すように、MTパルスの信号強度は変化させず、変調CHESSパルスの信号強度を小さくして縮小変調CHESSパルスを新たに生成する。
そして、信号生成部１７は、サンプリング時間毎に信号データを加算することにより、MTパルスと縮小変調CHESSパルスとを合成し、図３（c）に示すような合成パルスを生成する。
【００４７】
図３（c）に示す合成パルスにおいて、MTパルスに相当するパルスのフリップアングルは、〔合成パルスの面積×MTパルスの面積／（MTパルスの面積＋縮小変調CHESSパルスの面積）〕となる。
また、縮小変調CHESSパルスに相当するパルスのフリップアングルは、〔合成パルスの面積×縮小変調CHESSパルスの面積／（MTパルスの面積＋縮小変調CHESSパルスの面積）〕となる。
【００４８】
MTパルスでのフリップアングルとCHESSパルスでのフリップアングルとの比が１０：１程度の場合には、合成パルスの波形は、図３（c）に示すように、MTパルスの波形が縮小変調CHESSパルスの振幅の変動に合わせて細かく変動するような形状のパルスとなる。
なお、図３（b-２）に示す変調CHESSパルスの波形信号と図３（b-３）に示す縮小変調CHESSパルスの波形信号とは必ずしも実際に生成する必要は無い。信号生成部１７は、操作部１９と制御部２７４とを介して図３（a-１），（b-１）に示すような波形を用いて合成パルスを生成する内容の指令が入力された場合には、図３（c）に示す合成パルスの波形の信号を直接生成すればよい。
【００４９】
周波数帯域のスペクトルとして考えると、MTパルスの励起周波数帯域FMTの強度は、図４（i）と図４（iii）とに示すように変化しない。一方、変調CHESSパルスの信号強度を小さくしてフリップアングルを小さくしたときには、図４（ii）の変調CHESSパルスの励起周波数帯域FCHの強度は小さくなり、図４（iv）に示す縮小変調CHESSパルスの励起周波数帯域FCRへと変化する。このとき、励起周波数帯域FCR，FCRの中心周波数は±fhから変化しない。
【００５０】
MTパルスと縮小変調CHESSパルスとを合成した合成パルスの周波数のスペクトルは、図４（v）に示すように、０（Hz）の中心周波数を有するMTパルスの励起周波数帯域FMTと±fhの中心周波数を有する２つの励起周波数帯域FCR，FCRとの３つの励起周波数帯域を有するスペクトルとなる。
【００５１】
合成パルスの信号を生成した後には、信号生成部１７は合成パルスの波形信号をRFコイル駆動部２７１に送信して、この合成パルスの波形に従うRF波をRFコイル部２１４から被検体９９に印加させる。
このとき、たとえば、脂肪を励起させるための励起周波数帯域FCRの中心周波数fhが、静磁場中の被検体９９の被検部位における脂肪の実際の共鳴周波数に一致しているとは限らない。したがって、信号生成部１７は、励起周波数帯域FCRの中心周波数を脂肪の実際の共鳴周波数に一致させるために、合成パルスの送信周波数を送信オフセット周波数ftだけずらして被検部位に印加させる指令信号をRFコイル駆動部２７１に送信する。
【００５２】
合成パルスの送信周波数を送信オフセット周波数ftだけずらすことにより、合成パルスの有する励起周波数帯域FMTとFCR，FCRとが、図４（vi）に示すように送信オフセット周波数ftだけずれる。したがって、最終的に合成パルスの励起周波数帯域FMTは共鳴周波数ftの組織を励起し、励起周波数帯域FCR，FCRは共鳴周波数（±fh＋ft）の組織を励起することになる。
たとえば、周波数（fh＋ft）が脂肪の共鳴周波数と一致するように送信オフセット周波数ftを決めれば、励起周波数帯域FCRによって脂肪を励起することが可能になる。
CHESSパルスの変調に用いたオフセット周波数fhは、脂肪と結合水との共鳴周波数の差と規定しているため、周波数（fh＋ft）が脂肪の共鳴周波数と一致しているときには、周波数fhは結合水の共鳴周波数と一致し、中心周波数ftの励起周波数帯FMTにより結合水を励起することが可能になる。
たとえば、脂肪の共鳴周波数をffとすると、送信オフセット周波数ftは、ft＝ff−fhという計算によって求めることができる。
【００５３】
以上のような、脂肪と結合水とをそれぞれ励起可能な複数の励起周波数帯域FMT，FCRを有する合成パルスが、RFコイル部２１４から被検部位に印加される。
【００５４】
以下、図５を参照しながら、本実施の形態に係るMR撮影装置１における磁気共鳴画像撮影のためのパルスシーケンスの一例について述べる。
図５において、横軸は経過時間tを表わしており、各グラフは、図５の上から順にRF波印加パルスシーケンスRF、スライス選択勾配磁場印加パルスシーケンスG_slice、位相エンコード勾配磁場印加パルスシーケンスG_phase、読み取り勾配磁場印加パルスシーケンスG_read、磁気共鳴信号発生シーケンスSignalをそれぞれ表わしている。
なお、パルスシーケンスとは、RF波、勾配磁場および磁気共鳴信号のパルス波形を経過時間に沿って示したものであり、各パルス波形がパルスシーケンスによって規定された形となるようなRF波励起信号および勾配磁場励起信号が、RFコイル駆動部２７１および勾配コイル駆動部２７２からRFコイル部２１４および勾配コイル部２１３にそれぞれ入力される。
【００５５】
シーケンスRFは、RFコイル部２１４から被検体９９に印加されるRF波の波形を示している。
シーケンスG_sliceは、被検部位の撮影スライス選択のために勾配コイル部２１３が被検部位に印加するスライス選択勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスG_phaseは、被検体の位相方向の位置情報のエンコーディングに用いるために勾配コイル部２１３が被検部位に印加する位相エンコード勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスG_readは、RFコイル部２１４によりRF波が印加された被検部位から磁気共鳴信号を放出させるために勾配コイル部２１３が被検部位に印加する読み取り勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスSignalは、被検部位から放出される磁気共鳴信号５４を表わしている。
【００５６】
なお、RF波を印加して位相エンコード勾配磁場により位相エンコードするステップは、目的とする画像のピクセルサイズに応じて、位相エンコード勾配磁場の大きさを変化させながら所定回数繰返される。この作業を、図５のシーケンスG_phaseにおける複数の位相エンコード勾配磁場パルス５２により表現している。
また、たとえば、MRAにより血管を立体的に画像化するためには、複数のスライスを重ねたある程度厚いスラブ（slab）を対象に磁気共鳴信号を取得するが、このためにはスライス方向においてもエンコーディングが必要となる。図５における複数のスライス選択勾配磁場パルス５１dは、このスライス方向におけるエンコーディングの作業を表わしている。
【００５７】
本実施の形態における磁気共鳴撮影のためのパルスシーケンスは、図５に示すように、大別して第１の部分パルスシーケンスPS１、第２の部分パルスシーケンスPS２および第３の部分パルスシーケンスPS３の３つの部分パルスシーケンスを有する。
【００５８】
第１の部分パルスシーケンスPS１においては、これまで述べてきた手法によって生成した合成パルス５０aを被検体９９の被検部位に印加する。
これまで述べてきたように、合成パルス５０aは、たとえば、結合水の共鳴周波数帯域と脂肪の共鳴周波数帯域のような磁気共鳴信号における複数の異なる周波数帯域を励起可能な複数帯域励起RF波であり、合成パルス５０aを印加することにより、結合水と脂肪のような複数の組織を一度に励起することが可能となる。
【００５９】
部分パルスシーケンスPS１の実行後に、たとえば図５の勾配磁場パルス５１b，５３aに示すような、励起された組織の信号のコヒーレンスを減衰させてこれ以降の新たなRF波による励起に不感にさせる勾配磁場パルスを被検部位に印加する部分パルスシーケンスPS２を実行する。
励起された組織の信号のコヒーレンスが減衰され、縦磁化が回復するまでのあいだRF波による励起に不感になることを、プロトンが飽和しているという。
また、勾配磁場パルス５１b，５３aのような、プロトンを飽和させる勾配磁場をクラッシャー（crusher）勾配磁場という。
クラッシャー勾配磁場の印加により、励起された結合水と脂肪のプロトンのみが飽和する。
【００６０】
部分パルスシーケンスPS２実行後の部分パルスシーケンスPS３においては、血管撮影に特化したMRAのパルスシーケンスや、スピンエコー（spin echo）法やグラディエントエコー（gradient echo）法、エコープラナーイメージング（echo planar imaging）法等のような、被検部位からエコーとしての磁気共鳴信号を発生させるためのパルスシーケンスを適宜適用することができる。
図５には、一例として、グラディエントエコー法によって被検体から磁気共鳴信号を入手する部分パルスシーケンスを挙げている。図５に示すように、スライス選択勾配磁場パルス５１cの印加によりスライスまたはスラブを選択した状態において、磁気共鳴信号発生のためのRF波５０bを被検体９９に印加する。
【００６１】
RF波５０bを印加した後に、図５に示すようにスライス選択勾配磁場パルス５１dおよび位相エンコード勾配磁場パルス５２を印加してスライス方向および位相エンコード方向においてそれぞれエンコーディングを行ないながら、読み出し勾配磁場パルス５３bを被検部位に印加する。読み出し勾配磁場パルス５３bの印加により、被検部位のスラブからのエコーとしての磁気共鳴信号５４がRFコイル部２１４により検出される。
RF波５０bを印加する時点においては、合成パルス５０aによって励起された結合水と脂肪のプロトンのみが飽和しているため、これらはRF波５０bによっては励起されにくい。したがって、磁気共鳴信号５４においては、結合水と脂肪の共鳴周波数の周波数成分は相対的に抑制されていることになる。
【００６２】
図５に示す勾配磁場パルス５１eは、磁気共鳴信号５４の取得後に、余分なコヒーレンスを減衰するためのクラッシャーとしてのパルスである。
磁気共鳴信号５４を取得するために印加するRF波５０bの中心から磁気共鳴信号５４の中心までの時間を、エコー時間TEという。
また、部分パルスシーケンスPS１からPS３までの時間を、繰返し時間TRという。１つのスラブの撮影には、繰返し時間TRが所定回数含まれる。
【００６３】
以上のように、本実施の形態においては、それぞれ異なる励起周波数帯域を有する複数のRF波の信号を、１つの信号を基準として他の信号を変調して合成し合成パルス５０aを生成する。変調を利用したこの合成により、合成パルス５０aは合成に用いた元のRF波が有していた励起周波数帯域を全て備えることになる。この合成パルス５０aを被検体９９に印加することにより、被検体９９の被検部位において上記の励起周波数帯域に中心周波数が含まれている複数の組織を一度に励起することが可能になる。したがって、複数の組織を励起する場合に、従来のように各組織を励起させるためのパルスシーケンスを個別に実行する必要が無くなり、磁気共鳴信号取得の前段階におけるパルスシーケンスの時間を短くすることができる。その結果、繰り返し時間TRが短くなり、撮影時間が短くなる。たとえば、本実施の形態において、合成パルス５０aを印加するための部分パルスシーケンスPS１の時間が８msec程度であり、クラッシャーを印加する部分パルスシーケンスPS２の時間が２msec程度であるため、前段階のパルスシーケンスの時間は１０msec程度となる。
また、２つの部分パルスシーケンスPS１，PS２を実行することにより、磁気共鳴信号５４においては、結合水と脂肪の共鳴周波数の周波数成分は相対的に抑制されていることになる。このため、磁気共鳴画像においては血管の背景に存在する結合水の組織部分が暗くなって血管と背景とのコントラストが向上し、また、画像の読影に不必要な脂肪が描出されなくなるため、より画質の良い磁気共鳴画像を得ることができる。
【００６４】
〔比較例〕
比較のために、複数の組織を励起する場合に、各組織を励起させるためのパルスシーケンスを個別に実行する従来のパルスシーケンスを図６に示す。図６において、図５の場合と同じ意味を表わす部分には同じ符号を付し、詳細な記述は省略する。
【００６５】
図６に示すように、従来は脂肪を励起するためのCHESSパルス５０cを被検体９９に印加する部分パルスシーケンスPS４を実行した後に、クラッシャーを印加する部分パルスシーケンスPS２を一度実行する。その後さらに、結合水を励起するためのMTパルス５０dを被検体９９に印加する部分パルスシーケンスPS５を実行した後に、クラッシャーを印加する部分パルスシーケンスPS２を実行する。なお、CHESSパルス５０cのフリップアングルとMTパルス５０dのフリップアングルとは必ずしも実際の通りではない。
【００６６】
従来は、以上のように複数の組織のそれぞれを励起させるためのパルスシーケンスをそれぞれ個別に実行した後に、磁気共鳴信号を取得するための部分パルスシーケンスPS３を実行していた。
その結果、部分パルスシーケンスPS３の前段階のパルスシーケンスの時間が長くなり、結果的に繰り返し時間TRおよび撮影時間が長くなる傾向があった。
たとえば、２つの部分パルスシーケンスPS４，PS５の時間が、それぞれ１６msec，８msec程度であり、部分パルスシーケンスPS２の時間が２msec程度であるため、前段階のパルスシーケンスの時間は計２８msec程度必要となる。上記実施の形態における前段階のパルスシーケンスの時間は１０msecであるため、上記実施の形態の場合の方が大幅に時間が短縮されていることが分かる。
【００６７】
なお、本発明は上記実施の形態の内容に限定されず、特許請求の範囲内において種々の変更が可能である。たとえば、MTパルスとCHESSパルスとに限らず、対象とする組織の共鳴周波数帯域と印加時におけるフリップアングルとがずれていれば、３種類以上のRF波を合成して印加することも可能である。
また、合成パルスにおける励起周波数帯域を適宜選択することにより、磁気共鳴画像における結合水と脂肪の抑制だけでなく、自由水を励起して血管が強調された磁気共鳴画像を得ることや、自由水を抑制した画像を得るなど、種々の画像の生成に本発明を応用することができる。
【産業上の利用可能性】
【００６８】
本発明は、磁気共鳴画像生成の分野において好適に利用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００６９】
【図１】本発明の一実施の形態に係るMR撮影装置の構成例を示す要部の概略構成図である。
【図２】本発明の一実施の形態に係るRF波生成の手順の一例を示す図である。
【図３】本発明の一実施の形態に係るRF波生成の手順に伴うRF波の波形信号の変化をグラフによって示した図である。
【図４】本発明の一実施の形態に係るRF波生成の手順に伴うRF波の周波数帯域の変化を示す図である。
【図５】図１に示すMR撮影装置を用いた磁気共鳴撮影において実行するパルスシーケンスの一例である。
【図６】従来の磁気共鳴撮影において実行するパルスシーケンスの一例である。
【符号の説明】
【００７０】
１…MR撮影装置
１７…信号生成部
５０a…合成パルス（複数帯域励起RF波）
９９…被検体
２１２…マグネット部
２１３…勾配コイル部
２１４…RFコイル部
２７１…RFコイル駆動部
２７２…勾配コイル駆動部
２７４…制御部
【図１】
2005152534.tif 000003
【図２】
2005152534.tif 000004
【図３】
2005152534.tif 000005
【図４】
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【図５】
2005152534.tif 000007
【図６】
2005152534.tif 000008