(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記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、前記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、前記傾斜磁場発生手段、送信系および受信系を制御する制御系と、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た磁気共鳴イメージング装置において、
前記送信系は、高周波磁場照射による被検体の励起プロファイルを複数に分割し、少なくとも一つの領域ではフリップ角が一定値であり、他の少なくとも一つの領域ではフリップ角が漸増するような高周波磁場を発生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、前記被検体の血流速度に応じて前記分割の位置が制御され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１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記フリップ角が一定にされる領域は血流の流入側であり、前記フリップ角が漸増される領域は血流の流出側であ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た磁気共鳴イメージング装置（MRI装置）に関し、特に血管撮像（MRA）の高画質化を実現することが可能なMRI装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
MRI装置においては、核磁気共鳴信号（NMR信号）の流体に対する感受性を利用して血管を描出する血管撮像法がある。この血管撮像法としては主にタイムオブフライト（飛行時間効果）法とフェイズコントラスト法が用いられている。
【０００３】
このうちタイムオブフライト法は、所定のパルスシーケンスを実行して画像化しようとする領域（スライスまたはスラブ）に存在する原子核スピンを繰り返し励起し、信号を得る際に、その領域に新たに流入し或いはその領域から流出するスピンからの信号が、その領域内の静止スピンからの信号とは異なる様々な変化を受ける現象を利用したものである。その変化の典型的なものはスピン流入による高信号化であり、流入増強（flow-related-enhancement）として知られる現象である。
【０００４】
図６は流入増強を説明する図で、スライス面に直交して流体が移動する場合を示している。MRIでは、このスライス面を画像化する場合、スライス選択性の高周波磁場パルス（RFパルス）を印加し、そのスライスから信号を計測するパルスシーケンスを繰り返し、画像に必要なデータを取得する。この場合、パルスシーケンスの繰り返しによってスライス面は何回もRFパルスに励起され、血液を含めたすべての組織の縦磁化が横方向に何度も倒されることになる。この過程が飽和であり、組織の信号は、縦方向の回復とこれらのRFパルスの働きによる定常状態(steadystate)に達するまで低下する。これに対し、スライス面に流入した新鮮な血液は、初めてRFパルスにより励起されることになるので、最大に磁化され、これによりそのスライス面に残った他の血液や隣接する静止組織に比べて明らかに信号が高くなる。この流入効果は、マルチスライス法の端のスライス面において最もよく起こる。この流入効果による血流の高信号化は"MagneticResonance Imaging. Stark DD et al. Edited,The C.v. Mosby Company, pp108〜137,1988に詳しい。
【０００５】
ところで、MRI装置において撮像する場合、一般にスライス（３次元計測の場合はスラブ）選択に用いられるRF励起パルスは有限長のsinc関数またはそれを修飾した関数をエンベロープとし、その励起プロファイルは図７に示すような矩形に近い形状となる。RFパルスは有限長で打ち切られているため、厳密には図３のプロファイルは完全な矩形ではないが、選択励起された体積の大部分で励起角度（フリップ角）が一定に保たれているものである。つまり、励起された領域内にある磁気スピンの励起角度（フリップ角）の大きさは一定であり一定強度のNMR信号が得られることになる。
【０００６】
このような高周波磁場を用いて上述したタイムオブフライト法により血流等の流体を画像化する場合、多重励起により血流スピンが飽和し、撮像領域の流出部付近では血流信号の低下が生ずる。特に血流の遅い部位においては、血流スピンの励起される回数が多くなり、低下する信号部分も増えることになり血管がコントラストよく描出されないという問題点があった。
【０００７】
このような問題を解決する方法として、図８に示すようにフリップ角が空間的に漸増するプロファイルを持つRF励起パルスを用いて血流スピンの飽和を抑制する方法が提案されている（例えば、「改善されたMRアンジオグラフィ：変化するフリップ角と増加する解像度の磁化転移抑制」（"ImprovedMR Angiography:Magnetization Transfer Suppression with Variable Flip AngleExcitation and Increased Resolution）デニス  アトキンソンら、ラジオロジー190:890〜894,1994、特開平5-154132号、特開平5-269107号など）。この方法により、アンジオグラフィ(特に三次元のタイムオブフライト計測）では、流出部特に抹消部の血管描出能の向上が実現された。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
しかし上述の方法では、フリップ角が漸増するプロファイルを用いているため、流入部のフリップ角が低くなりすぎて信号が低下し、流入部の描出能が悪くなる場合があった。特に、流速が非常に遅い部位の計測において流出部の血管描出能を高めるためフリップ角変化の傾斜を大きくした場合には、流入部側のフリップ角が非常に小さくなり、低信号化が顕著であった。
【０００９】
そこで本発明は、血流等の流体を画像化する場合に、如何なる部位においても血流等の流体を流入部から流出部に至るまでコントラストよく描出することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は、フリップ角が単純に漸増するのではなく、プロファイルを２分割し、一方の領域内のフリップ角は一定値とし、他方の領域内のフリップ角は所定の関数に従って漸増するような変調を加えたRFパルスを採用する。
【００１１】
即ち、本発明のMRI装置は、被検体の置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記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、前記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、前記傾斜磁場発生手段、送信系および受信系を制御する制御系と、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、前記送信系は、高周波磁場照射による被検体の励起プロファイルを複数に分割し、少なくとも一つの領域ではフリップ角が一定値であり、他の少なくとも一つの領域ではフリップ角が漸増するような高周波磁場を発生することを特徴とする。
【００１２】
このような特定の励起プロファイルを持つ高周波磁場を発生する手段は、具体的には、設定した励起プロファイルに逆フーリエ変換等の演算を行いRF波形を求める手段、逆フーリエ変換等によって求めたRF波形から振幅データおよび位相データを演算する手段および求められた振幅データにより搬送波を振幅変調し、位相データで位相変調する手段を含む。
【００１３】
一部が平坦なプロファイル特性となるようにRFパルスに変調を加えることにより、流入部の信号量を保ちつつ、血流スピンの飽和の生じている流出部のみ選択的に血流スピンの飽和を抑制または補償することができる。
【００１４】
プロファイルを２分割する分割位置は血流速や計測部位によって異なり、必ずしもプロファイルの中央でなくてもよい。例えば血流の比較的遅い部位、抹消血管では、分割位置はプロファイルの１／２よりも流入側にシフトさせる。また流出側の領域におけるフリップ角の漸増の仕方、即ちプロファイルを決める関数としては、スライス方向の位置をZ、フリップ角をαとしたとき、
α(z)=az+b
α(z)=az2+bz+c
α(z)=aecz+b
などを採用することができる。またこれら関数の係数a，b，cは、計測部位の主な血流速や血流速分布等に基づき適宜設定する。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について添付図面を参照して説明する。
【００１６】
図１は本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示すブロック図であり、このMRI装置は、静磁場発生磁石10と、傾斜磁場発生系14と、被検体に高周波磁場を照射する送信系13と、被検体から生ずるNMR信号を検出する受信系15と、信号処理系16と、シーケンサ12と、中央処理装置（CPU）11とを備えている。
【００１７】
静磁場発生磁石10は、永久磁石方式、常伝導方式或いは超伝導方式の静磁場発生手段からなり、被検体6の周りの広がりをもった空間に均一な静磁場を発生させる。静磁場の方向は、被検体6の体軸方向または体軸と直交する方向である。
【００１８】
傾斜磁場発生系14は、X,Y,Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル21とそれぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源22とから成り、シーケンサ12からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源22を駆動することにより、X,Y,Zの三軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを被検体6に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体6に対するスライス面を設定することができる。
【００１９】
シーケンサ12は、上記被検体6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RF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もので、CPU11の制御で動作し、被検体6の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系13、傾斜磁場発生系14および受信系15に送る。
【００２０】
送信系13は、シーケンサ12から送り出される高周波パルスにより被検体6の生体組織を構成する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、高周波発振器17と変調器18と高周波増幅器19と照射コイル20とから成る。変調器18は、図示しない振幅変調部と位相変調部とを備え、高周波発振器17から出力された高周波パルス（搬送波）をシーケンサ12の命令に従って変調器18で変調し、この変調された高周波パルスを高周波増幅器19で増幅した後に被検体6に近接して配置された高周波コイル20に供給する。これにより後述する所定の励起プロファイルを持つRFパルスが被検体6に照射される。
【００２１】
受信系15は、被検体6の生体組織の核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するもので、受信側の高周波コイル2と受信回路23と直交位相検波器24とA/D変換器25とからなる。高周波コイル2は被検体6に近接して配置されており、送信側の高周波コイル20から照射された電磁波による被検体6の応答の電磁波(NMR信号)をこの高周波コイル2で検出する。検出されたNMR信号は、受信回路23及び直交位相検波器24を介してA/D変換器25に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ12からの命令によるタイミングで直交位相検波器24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16に送られる。
【００２２】
信号処理系16は、CPU11と磁気ディスク26及び光ディスク27等の記録装置と、CRTなどのディスプレイ28とからなり、CPU11でフーリエ変換、補正係数計算、画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28に断層像として表示する。
【００２３】
本発明において、CPU11は設定された励起プロファイルに基づき、送信系におけるRFパルス変調に必要なデータ（振幅データおよび位相データ）を演算し、この結果をシーケンサ12を介して変調器18に送出する。
【００２４】
次にこのような構成における本発明のMRI装置において、タイムオブフライト法により血流等の流体を画像化する場合を図２を参照して説明する。
【００２５】
まず計測部位およびスライス幅（３次元計測の場合にはスラブ幅）が決まると、そのスライス或いはスラブを励起するRFパルスの励起プロファイルを設定する（ステップ201）。励起プロファイルは、図３に示すように例えばスラブの厚さ方向の位置（ｚ）を横軸としたときの励起角度（フリップ角）で表現することができ、本発明ではこのプロファイルを２分割した第１の領域ではフリップ角が一定値であり、第２の領域ではフリップ角が一定値から漸増するように設定する。プロファイルの設定は、分割位置（ｚ）、一定値および漸増の仕方を表わす関数を設定することにより行うことができる。これらプロファイル設定のためのパラメータや関数は予め組合せておいたものを計測部位や計測条件によって選択するようにすることも可能である。
【００２６】
漸増の仕方を表わす関数として、図３ではα(z)=az+bを採用した場合を示したが、例えば図４に示すようにα(z)=az2+bz+cやα(z)=aecz+bを採用してもよい。これらは測定部位の血流速度やその分布に応じて適宜選択する。
【００２７】
このようにプロファイルが設定されると、これをもとに時間領域におけるRF波形を演算により求める（ステップ202）。一般に時間領域におけるRF波形と周波数領域におけるプロファイルとは互いにフーリエ変換の関係にあたる。従ってフリーエ変換処理を可能にするために、図５(a)に示すようにアナログで与えられた所望のフリップ角特性を示すプロファイルを1/NTごとにサンプル化する。ここで、TはRFパルスのサンプル間隔(s)、Nはサンプル数とする。その結果、図５(b)に示すようにサンプル値H(0)、H(1)、・・・・・、H(N-1)が得られ、これらは次式（１）で表わすことができる。
【００２８】
【数１】
0004083918.tif 000002
ただし、h(nT)はH(k)の離散逆フーリエ変換で、k=0、1、2、・・・・・、N-1とする。H(k)およびh(nT)は、
【００２９】
【数２】
0004083918.tif 000003
とすると、
【００３０】
【数３】
0004083918.tif 000004
と書くことができる。ただし、n=0、1、2、…・・、N-1である。式(2)は
【００３１】
【数４】
0004083918.tif 000005
となる。ここで、
【００３２】
【数５】
0004083918.tif 000006
となるので、
【００３３】
【数６】
0004083918.tif 000007
が成り立つ。
【００３４】
一方、h(nT)は式(2)のIFFT（離散逆フーリエ変換）より
【００３５】
【数７】
0004083918.tif 000008
と求められる。
【００３６】
【数８】
0004083918.tif 000009
なので、
【００３７】
【数９】
0004083918.tif 000010
となる。つまり、所望のフリップ角特性の形状（サンプル値H(k)）とサンプル数Nが決まれば、所望のRFパルスh(nT)が求まることになる。
【００３８】
ここで、サンプル数が有限値であることから生ずる特性の劣化をできるだけ少なくするために実際に用いるh(nT)には適当な窓関数をかけることが好ましい（ステップ203）。窓関数としては次式に示すようなハニング窓やハミング窓やブラックマン窓等が一般的に知られており、いずれを採用してもよい。例えばシミュレーション等により、設定したプロファイルと最も整合性のよいプロファイルのRF波形が得られるような窓関数を選択することができる。また最適な窓関数をかけるために、下式における係数を変えてもよい。
【００３９】
【数１０】
0004083918.tif 000011
ステップ202或いは203で求めたRFパルスh(nT)は、実関数と虚関数からなるので、その絶対値を取ることにより振幅データ｜h(nT)｜が得られ、偏角をとることにより位相データarg(h(nT))が得られる（ステップ204）。図５(c)は図５(a)のプロファイルから求めたRFパルスh(nT)にブラックマン窓をかけた場合の振幅データおよび位相データを模式的に示したものである。
【００４０】
このように求めた振幅データおよび位相データを用いて、前述のMRI装置の送信系で搬送波を変調することにより、設定したプロファイルを持つRFパルスを発生させることができる。即ち搬送波を｜h(nT)｜で振幅変調し、arg(h(nT))で位相変調したRFパルスを増幅器19で増幅した後に送信側の高周波コイル20に供給する。高周波コイル20から照射される電磁波によって生体組織を励起すれば図３で示すようなフリップ角特性を有する励起が可能となる（ステップ205）。
【００４１】
このようにRFパルスが設定された後は、通常のタイムオブフライト法による撮増シーケンスを実行して選択されたスライス或いはスラブについてエコー信号の計測（ステップ206）、計測されたエコー信号に基づく画像再構成処理（ステップ207）を行い、血流画像を得る。
【００４２】
得られた血流画像では、静止部からの信号は多重励起による信号低下があるのに対し、スライス内に流入した血流スピンは一定のフリップ角で励起され、信号量が保たれる。また流出側に移動した血流スピンはその励起回数の増加に伴って生じる信号低下をフリップ角の増大によって補償されるので、信号低下が抑制され、新たに流入した血流と同様に高い信号を確保することができる。
【００４３】
尚、スライス内に流入する血流の方向は動脈か静脈かによって異なるので、描出しようとする血流の種類に応じて励起プロファイルの形状が常に、スライス方向の血流流入側でフリップ角を一定にし、流出側で漸増するように設定することが必要である。
【００４４】
以上の説明ではスライス或いはスラブ内に流入するスピンが血液である場合を説明したが、本発明は血液の撮像に限定されず、一般に撮像領域内に流入する流体の撮像に適用できる。
【００４５】
【発明の効果】
本発明のMRI装置は、所定の撮像領域を励起するRFパルスとして血流の流入側ではフリップ角が一定で、流出側においてフリップ角が漸増するような励起プロファイルを持つものを発生させる手段を備えたので、タイムオブフライト法によるMRアンジオグラフィにおいて血流のスラブ（或いはスライス）流入部側の信号量を保ちつつ、血流スピンの飽和の生じているスラブ（或いはスライス）流出部側のみ選択的に血流スピンの飽和を抑制し、スラブ全体にわたって血管コントラストを向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が適応されるMRI装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】本発明によるMRI装置のRFパルス発生手段の手順を示す図。
【図３】本発明のMRI装置で発生するRFパルスの励起プロファイルの一実施例を示す図。
【図４】本発明のMRI装置で発生するRFパルスの励起プロファイルの他の実施例を示す図。
【図５】設定された励起プロファイルからRF励起パルスを作成する方法を説明する図で、（a）は設定された励起プロファイル、（b）は（a）を標本化したもの、（c）は（b）を離散逆フーリエ変換後、絶対値および位相データを求めたものである。
【図６】  MR撮像における選択領域の静止スピンとその領域に流入するスピンの励起状態を示す図。
【図７】従来のMRI装置で発生するRFパルスの励起プロファイルの一例を示す図。
【図８】従来のMRI装置で発生するRFパルスの励起プロファイルの改良された一例を示す図。
【符号の説明】
2…受信側の高周波コイル
6…被検体
10…静磁場発生装置
11…CPU（制御系）
12…シーケンサ
13…送信系
14…傾斜磁場発生系
15…受信系
16…信号処理系
20…送信側の高周波コイル
【図１】
0004083918.tif 000012
【図２】
0004083918.tif 000013
【図３】
0004083918.tif 000014
【図４】
0004083918.tif 000015
【図５】
0004083918.tif 000016
【図６】
0004083918.tif 000017
【図７】
0004083918.tif 000018
【図８】
0004083918.tif 000019