(57)【要約】【課題】傾斜磁場電源の定格出力が小さいＭＲＩ装置であっても、過度状態での核スピンの振動を抑制したＴＲの短いＳＳＦＰパルスシーケンスを実施できるようにする。【解決手段】フリップ角α／２の高周波パルスと第１番目のフリップ角αの高周波パルスとの印加時間間隔をＴＲ／２＋ΔＴとし、第１番目のフリップ角αの高周波パルスと第２番目のフリップ角αの高周波パルスとの印加時間間隔をＴＲ＋ΔＴとし、第２番目のフリップ角αの高周波パルス以降は引き続き複数回印加されるフリップ角αの高周波パルスとの印加時間間隔をそれぞれＴＲとする。【選択図】      図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
フリップ角α／２の高周波パルスを印加した後、フリップ角αを持つ複数ｎの高周波パルスを交互に正負に極性を反転しながら短い繰返し時間ＴＲで連続的に印加し、磁化が過度振動状態から定常状態自由歳差運動に達した後にエコー信号を取得して画像を得る磁気共鳴イメージング装置において、
第（ｉ−１）番目のフリップ角αの高周波パルスと第ｉ番目のフリップ角αの高周波パルスとの印加時間間隔をＴ（ｉ）  （ただし０番目の高周波パルスはフリップ角α／２の高周波パルスとする）
としたときに、特定のｎ（ｎ≧２）番目のフリップ角αの高周波パルスの印加に対して、Ｔ（ｉ）は
【数１】
2005000270.tif 000005
を満たすことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
ｎ＝２のとき、
Ｔ（１）＝ＴＲ／２＋ΔＴ
Ｔ（２）＝ＴＲ＋ΔＴ    （ΔＴ＞０）
を満たすことを特徴とする請求項１に記載の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、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という。）  に関し、特に傾斜磁場発生系の性能が低い装置においても繰り返し時間（ＴＲ）の短いＳＳＦＰシーケンスを用いることが出来るようにしたＭＲＩ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＩ装置は、所定の均一な強度を有した静磁場空間へ置かれた被検体へ高周波磁場（ＲＦ磁場）を照射することにより、被検体の組織を構成する原子の原子核、例えばプロトンに核磁気共鳴現象を起こさせ、被検体から放出される電磁波信号を計測並びに信号処理して画像化するものである。前記核磁気共鳴現象を起こさせ、その信号を検出するためには、均一な静磁場に置かれた被検体へＲＦ磁場、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場及びリードアウト傾斜磁場を所定のパルスシーケンスに則って印加する。
【０００３】
従来から、パルスシーケンスとして各種のものが開発され、実用化されているが、大きく分けて、スピンエコー系に属するものとグラジェントエコー系に属するものがある。グラジェントエコー系のパルスシーケンスは励起された核スピンの位相反転を行うための反転ＲＦパルスを印加しないので、エコー時間ＴＥ及びシーケンスの繰返し時間ＴＲをスピンエコー系パルスシーケンスより短くすることができる。その反面、ＴＲを短くすると各シーケンスを終え次のシーケンスを開始するまでに核スピンの横磁化が消失せずに残留し、その残留横磁化が次のシーケンス内に持ち越されてしまう。
【０００４】
この残留横磁化が次のシーケンスに持ち込まれることを積極的に利用する計測方法がある。すなわち、ＴＲを短くして繰返し核スピンを励起すると、励起開始からしばらくの間核スピンは振動し、その後ほぼＴ１あるいはＴ２の時間経過後に定常状態に移行する。この定常状態を定常状態自由歳差運動（Ｓｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ  Ｆｒｅｅ  Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ：以下、ＳＳＦＰという。）の状態という。このＳＳＦＰ状態に達するまでの過程を過渡状態というが、この過渡状態の間は前記のように核スピンが振動するために計測される信号が安定したものとはならないために、この過渡状態の信号を画像形成に用いることは好ましくないと考えられている。
【０００５】
これを改善するために、繰り返して実行されるグラジェントエコーシーケンスの最初のシーケンスにおけるＲＦ励起パルスよりＴＲ／２時間前に、ＲＦ励起パルス（励起角αとする）の１／２の励起角（α／２）のＲＦパルスをプリパルスとして印加することが、〔非特許文献１〕に提案されている。このプリパルスの印加により、過渡状態における強い振動を抑制することができるとされ、プリパルスを用いない場合に比べ、早く信号の取得を開始することができるとされている。
【０００６】
【非特許文献１】
Ｍ．  Ｄｅｉｍｌｉｎｇ  ａｎｄ  Ｏ．  Ｈｅｉｄ：  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ  Ｐｒｅｐａｒｅｄ  Ｔｒｕｅ  ＦＩＳＰ  Ｉｍａｇｉｎｇ，  Ｐｒｏｃ．，  ＳＭＲＭ，  ２ｎｄ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ，  ｐ４９５  ，１９９４
【０００７】
シーケンスの実行前に印加されるプリパルスとしては、脂肪抑制パルスや反転回復パルスなども挙げられるが、プリパルス印加後は、時間の経過と共にその効果が低下するため、プリパルスの印加後速やかに信号計測を行うことが望まれる。
【０００８】
前記非特許文献１に記載されたＴｒｕｅ  ＦＩＳＰシーケンスを臨床に用いる場合、例えば心臓のイメージングを行う場合には、静磁場強度が１．５Ｔの装置ではＴＲ≦３ｍｓが好ましいとされる。その理由として、ＴＲ≦３ｍｓでは血液と心筋の良好なコントラストが得られるからとされ、またＴＲが長くなると静磁場不均一の影響によるダークバンドアーチファクトが生じるため、これを避けるためにもＴＲの短縮が必要とされている。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
前記非特許文献１に記載されたＴｒｕｅ  ＦＩＳＰシーケンスを実行するには励起角α／２のプリパルスを印加するためにＴＲ／２だけ時間を要することになる。しかし、ＴＲ／２の間にプリパルスの印加、スライス選択傾斜磁場の印加、スライス選択傾斜磁場の印加に対するスライス方向リフェーズ用傾斜磁場の印加を行わなければならず、ＴＲを短縮すればするほどに傾斜磁場の印加時間を短縮する必要が生じる。傾斜磁場の印加時間を短縮するということは、傾斜磁場の強度を高くすることが必要であることを意味する。
【００１０】
したがって、Ｔｒｕｅ  ＦＩＳＰを実行するためには、傾斜磁場発生系の能力が高いことが求められる。すなわち、電源容量が大きく、高速のスイッチング性能を有した傾斜磁場発生系が要求される。
このために、Ｔｒｕｅ  ＦＩＳＰシーケンスはハイエンド機にしか導入されず、傾斜磁場発生系の性能がさほど高くないＭＲＩ装置では、そのような短ＴＲのＳＳＦＰシーケンスで、過渡状態のスピンの振動をおさえる技術は実現されておらず、その開発が要望されている。
【００１１】
本発明は、上記に鑑みて成されたもので、傾斜磁場発生系の性能がさほど高くないＭＲＩ装置においても短ＴＲのＳＳＦＰシーケンスを実行でき、また過渡状態における核スピンの振動を抑制し早期に信号計測ができるようにしたＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために本発明は、フリップ角α／２の高周波パルスを印加した後、フリップ角αの高周波パルスを交互に正負に極性を反転しながら短い繰返し時間ＴＲで連続的に印加し、磁化が過度振動状態から定常状態自由歳差運動に達した後にエコー信号を取得して画像を得る磁気共鳴イメージング装置において、第（ｉ−１）番目のフリップ角αの高周波パルスと第ｉ番目のフリップ角αの高周波パルスとの印加時間間隔をＴ（ｉ）（ただし０番目の高周波パルスはフリップ角α／２の高周波パルスとする）としたときに、特定のｎ（ｎ≧２）番目のフリップ角αの高周波パルスの印加に対して、Ｔ（ｉ）は
【数２】
2005000270.tif 000003
を満たすようにしたものであり、
特に、ｎ＝２のとき、
Ｔ（１）＝ＴＲ／２＋ΔＴ
Ｔ（２）＝ＴＲ＋ΔＴ    （ΔＴ＞０）
を満たすことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。図３は本実施形態で用いられるＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図である。図３において、３０１は被検体、３０２は被検体３０１を含む所定の大きさの空間へ所定の強度でかつ均一な静磁場を発生する静磁場発生用磁石で、公知の永久磁石タイプ、常電導磁石タイプ、あるいは超電導磁石タイプの物が用いられる。３０３は傾斜磁場コイルで、前記被検体３０１を含む空間において前記静磁場へ重畳されほぼリニアな磁場勾配を形成するもので、基本的にはＸ，Ｙ，Ｘの直交する３軸方向へそれぞれが傾斜磁場を発生する３組の傾斜磁場コイルから構成されている。３０４は前記被検体３０１へ高周波（ＲＦ）磁場をパルス状に照射する高周波コイルであり、ＲＦ送信コイルとここでは称する。３０５は前記ＲＦ送信コイル３０４から被検体へＲＦパルスを照射したときに被検体内の組織を構成する原子の原子核、例えばプロトンが核磁気共鳴現象を起こすことにより放出される電磁波を電磁誘導によって検出するＲＦ受信コイルである。なお、ＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルは別個に設けても、両者を兼用する構成としても良い。
【００１４】
３０６は信号検出部で、増幅器と直交検波器とＡ／Ｄ変換器とから成り、前記ＲＦ受信コイルで検出された信号を増幅、直交検波、Ａ／Ｄ変換の順に処理し、画像を形成する信号に変換するもの、３０７は信号処理部で、信号検出部３０６から入力した信号に対して画像再構成演算や各種解析演算等を行うもの、３０８は表示部で、信号処理部３０７で再構成された画像データや解析データをディスプレイの画面へ表示したり、それらのデータを記録保存するもの、３０９は前記傾斜磁場コイル３０３へ電流を供給する傾斜磁場電源である。
【００１５】
３１１は中央演算処理装置（ＣＰＵ）であり、上記各構成要件を所定のタイミングチャート（これをパルスシーケンスと称す。）に則り動作制御するものである。なお、図示を省略されているが、撮像の各種パラメータや解析条件等の他に装置の起動のオン／オフ指令を入力するコンソールがＣＰＵ３１１へ接続されている。
【００１６】
次に、上記の構成になるＭＲＩ装置で動作させられるパルスシーケンスの一実施形態を説明する。図１は本実施形態のパルスシーケンスを示し、図２は図１に示すパルスシーケンスが進行中のオフレゾナンス状態にある核スピンの挙動を示す。図１に示すパルスシーケンスにおいては、先ずスライス選択傾斜磁場２０１の印加と共にフリップ角（−α／２）のプリパルス１０１が照射される。すると、スライス選択傾斜磁場２０１の傾斜とプリパルス１０１の周波数帯域によって決まるスライス内の核スピンは図２（ａ）に示すようにＸ軸上でＸ−Ｙ平面方向へ励起される。プリパルスによる励起が終了後、極性を反転されたスライス方向傾斜磁場２０２が印加され、励起された核スピンのスライス方向における位相合わせが行われる。ＲＦパルス１０１によって励起された核スピンのうちオフレゾナンス状態にある核スピンは位相回転を生じ、図２（ａ）の状態から図２（ｂ）の状態へ時間の経過とともに位相回転をする。オフレゾナンスは静磁場不均一や磁気感受率の相違によって生ずる。
【００１７】
そしてプリパルス１０１の印加から信号計測時のシーケンスの繰返し時間ＴＲの１／２の時間すなわちＴＲ／２と、ΔＴ時間とが経過した時刻（ＴＲ／２＋ΔＴ）にフリップ角αのＲＦパルス１０２を２０１と同様なスライス選択傾斜磁場２０３と共に印加する。これによってスライス内の核スピンの位相は図２（ｂ）及び図２（ｃ）に示すように、ＴＲ／２＋ΔＴの待ち時間にディフェーズされ（図２（ｂ））、ＲＦパルス１０２の印加によって核スピンはその位相がｚ軸周りにαだけ進められる（図２（ｃ））。なお、スライス選択傾斜磁場２０３の後半分とスライス選択傾斜磁場２０３の前半分とは印加量が等しく、核スピンのスライス方向の位相回転をキャンセルするようになっている。
【００１８】
次に、ＲＦパルス１０２とスライス選択傾斜磁場２０３を印加したことによって励起された核スピンのスライス方向の位相ずれを修正するリフェージング用傾斜磁場２０４を印加する。
【００１９】
さらに次のＲＦパルス１０３とスライス方向傾斜磁場２０６の印加に対する核スピンの位相ずれを事前にリフェージングするスライス方向傾斜磁場２０５とを印加し、ＲＦパルス１０２の印加からＴＲ＋ΔＴの経過後にスライス選択傾斜磁場２０６の印加の下にＲＦパルス１０３（フリップ角−α）を印加する。このとき核スピンの位相はＴＲ＋ΔＴの待ち時間によって図２（ｄ）にあった位置からＲＦパルス１０３の印加により図２（ｅ）の位置に移動する。
【００２０】
その後、繰返し時間ＴＲの間に、スライス方向のリフェーズ、ディフェーズのための傾斜磁場２０７，２０８の印加、位相エンコード傾斜磁場３０１（エンコード用），３０２（リフェーズ用）及びリードアウト傾斜磁場４０１（ディフェーズ用）、４０２（エンコード用）、４０３（リフェーズ用）を順次印加し、Ａ／Ｄ変換器のサンプリング期間５０１の間にエコー信号６０１を計測する。このエコー信号計測中に核スピンの位相は図２（ｅ）から図２（ｆ）へ変化する。
【００２１】
以後、同様に位相エンコード量を変化させながら繰返し時間ＴＲで極性が交互に反転するＲＦパルスを印加してエコー信号を計測する。
なお、上記実施形態はｎ＝２のときを説明したものであるが、本発明はｎ≧３にも適用することが可能であり、ｎ＝２，３，４のときのＴ（ｉ）の値を表１に示す。
【００２２】
【表１】
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本実施形態では、ＲＦパルス１０２と１０３の間に生ずるエコー信号は計測せず、ＲＦパルス１０３と１０４の間、１０４と１０５の間、…に生ずるエコー信号しか計測しない。したがって、計測時間の延長が懸念されるが、実際の撮影では、最初の１０エコー程度は過度状態の振動の影響を避けるために画像再構成には用いないために撮影時間の延長やデータ取得効率の低下にはほとんど影響はないと考えてよい。
【００２３】
本発明は心電同期計測にも用いることができる。以下、その実施形態を図４を用いて説明する。図４は１心拍中に４枚の画像を得る、すなわち、１心拍中に１から４までの４つの心時相画像を取得する例を示している。図には、第１心周期の第１心時相についてシーケンスの詳細を示しているが、このシーケンスは、プリパレーションパルスＲＦｐとそれに続き図１に示すパルスシーケンスとから成っている。プリパレーションパルスＲＦｐは、例えば脂肪組織の核スピンを選択的に飽和するもので、各時相の始めに印加される。このプリパレーションパルスＲＦｐを印加すると各時相で定常状態が崩れている。そこで、プリパレーションパルスの印加後に図１のパルスシーケンスを適用するようにして、ＴＲの短縮と、所望の画像コントラストを得られるようにした。なお、ここにＴＲとΔＴの具体的な数値を示すと、ＴＲ＝４．０ｍｓ、ΔＴ＝１．５ｍｓである。
【００２４】
また、本発明はα／２ポストパルスにも適用できる。ここで、α／２ポストパルスとは、ＳＳＦＰシーケンスの途中にプリパレーションパルスを挿入したいときなどに印加するもので、ＳＳＦＰ状態にある核スピンの横磁化を縦磁化に戻すＲＦパルスを言い、〔非特許文献２〕に記載されている。本発明をα／２ポストパルスに用いた実施形態を図５に示す。図５は図１に記載したシーケンスを時間経過を逆転したもので、α／２ポストパルス７０３を印加するには、その２つ前のＲＦパルス７０１の印加後にＴＲ＋ΔＴの時間を置いてＲＦパルス７０２を印加し、ＲＦパルス７０２の印加からＴＲ／２＋ΔＴの時間経過後にα／２ポストパルスを印加するようにする。これによりスライス方向のリワインド傾斜磁場８０１の印加時間に余裕を生じさせることができるので、リワインド傾斜磁場８０１の印加強度を下げることができる。
【００２５】
【非特許文献２】
Ｋ．Ｓｃｈｅｆｆｌｅｒ  ｅｔ  ａｌ．：  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ  Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ  ｄｕｒｉｎｇ  ｔｈｅ  Ｓｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ：  Ｆａｔ  Ｓａｔｕｒａｔｅｄ  ３Ｄ  Ｔｒｕｅ  ＦＩＳＰ，  Ｐｒｏｃ．，  ＩＳＭＡＭ，  ９ｔｈ  Ａｎｎｕａｌ  Ｍｅｅｔｉｎｇ，  ４４０（２００１）
【００２６】
【発明の効果】
以上述べたように本発明によれば、傾斜磁場電源の定格が小さなＭＲＩ装置でも過度状態での磁化の振動を抑制したＴＲの短いＳＳＦＰシーケンスを実施することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態のパルスシーケンスを示す図。
【図２】図１のパルスシーケンスの進行中におけるオフレゾナンス状態にある核スピンの挙動を示す図。
【図３】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図。
【図４】本発明を心電同期撮影法へ適用した実施形態を示す図。
【図５】本発明をα／２ポストパルスへ適用した実施形態を示す図。
【符号の説明】
１０１…フリップ角α／２のＲＦパルス
１０２〜１０５…フリップ角αのＲＦパルス
２０１〜２１３…スライス選択傾斜磁場
３０１〜３０５…位相エンコード傾斜磁場
４０１〜４０７…リードアウト傾斜磁場
５０１〜５０３…サンプリング期間
６０１〜６０３…エコー信号
【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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