(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
短い繰り返し時間(ＴＲ)でシーケンスを繰り返し、被検体の磁化を過渡状態を経て定常状態にさせ、所定の位相エンコード量を印加してエコー信号を計測して画像形成に供するｋ空間データを取得する計測制御手段と、前記ｋ空間データから画像を再構成する信号処理手段とを有し、
前記計測制御手段は、前記過渡状態のエコー信号が前記ｋ空間の高域に、前記定常状態のエコー信号が前記ｋ空間の低域に、それぞれ配置されるように前記位相エンコード量を制御して前記エコー信号を計測し、
前記信号処理手段は、前記定常状態のエコー信号と前記過渡状態のエコー信号とから前記画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記ｋ空間を位相エンコード方向に複数の領域に分割して、領域毎に高域の領域から低域の領域に向かう順序で、前記エコー信号が配置されるように前記位相エンコード量を制御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】
前記計測制御手段は、前記領域毎に、前記エコー信号が配置されるように前記位相エンコード量を制御することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記計測制御手段は、前記エコー信号の計測毎に、前記エコー信号が異なる領域に配置されるように前記位相エンコード量を制御することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記被検体の心臓の拍動を検出する手段を備え、
前記計測制御手段は、前記エコー信号の計測を、心周期を幾つかに分割して設定された時相毎に行い、
前記信号処理手段は、各時相で取得したエコー信号を複数の心周期分集めて画像を再構成することを特徴とする請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記計測制御手段は、１の前記心時相で計測した複数のエコー信号が一の前記領域に全て配置されるように前記位相エンコード量を制御することを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記計測制御手段は、１の前記心時相で計測した複数のエコー信号が複数の前記領域に分割して配置されるように前記位相エンコード量を制御することを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記各時相毎にプリパレーションパルスが挿入されていることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記計測制御手段は、前記被検体の磁化の過渡状態に基づくエコー信号の振動を低減する空打ちの後に、前記画像形成に供するｋ空間データの取得を行うことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか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に係り、特にSSFPシーケンスを用いて被検体の心臓等の運動臓器を撮影する技術に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
図3は典型的なMRI装置の構成である。MRI装置は、被検体301の周囲に静磁場を発生する磁石302と、該空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル303と、この領域に高周波磁場を発生するRFコイル304と被検体301が発生するMR信号を検出するRFプローブ305を備えている。傾斜磁場コイル303は、X、Y、Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源309からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。RFコイル304はRF送信部310の信号に応じて高周波磁場を発生する。RFプローブ305の信号は、信号検出部306で検出され、信号処理部307で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は表示部308で表示される。傾斜磁場電源309、RF送信部310、信号検出部306は制御部311で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。ベッド312は被検体が横たわるためのもの、また313は操作者が操作指令を入力する操作卓である。
【０００３】
現在MRIの撮影対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮影する。
【０００４】
次に、撮影方法を説明する。励起された核スピンへ傾斜磁場により異なる位相エンコード量を与え、それぞれの位相エンコード量を与えられたエコー信号が検出される。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり128、256、512等の値が選ばれる。また、各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。これらのデータを2次元フーリエ変換して1枚のMR画像が作成される。
【０００５】
図7にグラジェントエコーシーケンスの例を示す。図7に示すパルスシーケンスは、SSFP型のグラジェントエコーシーケンスであり、全軸の傾斜磁場がパルスシーケンスの繰り返し時間TRにおいてリフェーズしている公知の技術である(true FISP, balanced SG, FIESTAなどと呼ばれることもある)。図7で、RFは高周波励起パルス、Gsはスライス方向傾斜磁場、Gpは位相エンコード方向傾斜磁場、Grは読み出し方向傾斜磁場、A/Dはエコー信号を読み出すタイミングとサンプリング期間を、またechoはエコー信号を表す。
【０００６】
このパルスシーケンスの動作を説明すると、先ず、静磁場中に置かれた被検体へスライス選択傾斜磁場101を印加しながら、高周波励起パルス102を印加する。次に、位相エンコード傾斜磁場103と読み出し方向のディフェーズパルス104を印加した後、読み出し傾斜磁場105を印加しながら、A/D間隔106の間にエコー信号107の読み出しを行う。そして、エコー信号107を計測した後、位相エンコード方向傾斜磁場108、読み出し方向傾斜磁場109を印加して、核スピンのリフェーズを行う。そして繰り返し時間TRが経過した時点で、再び核スピンを励起、すなわち高周波励起パルス102の印加から110の印加までを、エコー信号へ与える位相エンコード量の変化を伴わせて繰り返し時間TRで繰り返す。
【０００７】
なお、SSFPシーケンスを用いて心臓のイメージングを行う場合、静磁場強度が1.5Tの装置では、TR≦3msが好ましいとされている。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である。
【０００８】
グラジエントエコー法では、スピンエコー法にくらべ、TE/TRを短く設定することができる。その反面、TRを短くすると、各TRの終わりでも横磁化が消失せずに残留し、次のTR内に持ち越されてしまう。短いTR間隔でRF励起を続けると、しばらく磁化が振動した後、ほぼT1あるいはT2の大きさの過程後に定常状態に到達する。この状態を、定常状態自由歳差運動(Steady State Free Precession: SSFP)状態という。核スピンの励起を開始してから定常状態に達するまでのエコー信号の強度変化を図5に示す。図5では、横軸が励起(TRの繰り返し)回数、縦軸が信号強度、すなわち磁化の絶対値を表している。磁化が定常状態に達するまでには数十回の励起を必要とし、図5では90回程度励起を繰り返すことで定常状態に到達している。磁化が定常状態に達するまでの過程を過渡状態というが、過渡状態では信号の振動が強く不安定であるため、この過渡状態における信号を画像再構成に用いるのは好ましくないと考えられていた(特開2000-350714)。
【０００９】
心臓イメージングを行う場合は、図8に示すように心電同期法が用いられる。これは、心電波形の隣合うR波、例えばR波201、202の間の時間間隔(心周期、R-R間隔)は通常1s程度であるが、この心周期を複数の時相に分割し、各時相内に計測ウィンドウを設けて被検体内から画像信号（エコー信号）を取得し、各時相に対応する画像を作成するものである。この計測ウィンドウの間に図7に示したSSFPシーケンスのTR分を複数回繰り返して、複数の位相エンコードされたエコーデータを取得する。
【００１０】
図8の下部には、図7を簡略化したSSFPシーケンスの高周波励起パルス（RF）とエコー信号（echo）の発生タイミングのみが示してある。これを複数の心周期繰り返して、画像再構成に必要とされるエコー信号を得る。
【００１１】
各計測ウィンドウは通常100msから200ms程度の時間にするが、計測ウィンドウを短くするほど1心周期内に取得できる心臓画像の数が増える。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
上述のように、過渡状態では信号の振動が強く不安定であるため、この状態での信号を画像再構成に用いるのは好ましくないと考えられており、そこで従来においては、前記過渡状態ではエコー信号を取得せず高周波励起パルスによる磁化の励起のみ(エコー信号の計測を行わない励起であるので、以下、「空打ち」と記す。) を行うが、（空打ちの時間）＝TR×(空打ち回数) だけ計測に要する時間が延長する。一方で、心臓撮影は呼吸動の影響を強く受けるので、呼吸動の影響を抑制するために息止め撮影を行うことがある。このとき、患者に可能な息止め時間には制約があることから、計測時間は短いことが望ましい。息止めを行わない場合は一般にナビゲーションエコーを用いた呼吸動補正を行うが、この場合には、ナビゲーションエコーを取得する毎に磁化の定常状態が壊れてしまうため、その都度、空打ちを行って磁化を定常状態へ戻してから計測を行う必要がある。この場合、計測ウィンドウが延長するので、1心周期内で画像を取得できる時相数が減少してしまう。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、本発明は、取得するエコー信号の位相エンコード順に工夫を凝らしている。すなわち、本発明のMRI装置では、核スピンの励起を開始してから磁化が過渡状態となったならばエコー信号の計測を開始するものとし、特に過渡状態入った直後に計測されるエコー信号にはそれらがk空間の端部(高域)に配置されるように位相エンコード量を付与する。そして、過渡状態が定常状態へ向かって移行しつつある過渡状態期間に計測されるエコー信号には前記計測開始直後のエコー信号よりもk空間の中央に近い領域へ順次配置されるように位相エンコード量を付与する。最終的に定常状態に達したエコー信号群の少なくとも一部は、それらがk空間の中央付近(低域)の領域に配置されるように位相エンコード量を付与する。
【００１４】
上記の如くエコー信号を計測することで、心臓イメージングにおいて、全体の計測時間を短縮できる。また、1心周期内に取得できる画像数を増やすことができるので、心臓の動きを高時間分解能で観察できる。
【００１５】
また、過渡状態のエコー信号はk空間の高域に、定常状態に達した安定なエコー信号は低域に配置されるため、アーチファクトを抑制することができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。本実施の形態に用いるMRI装置は図6に示したものへ心電計320を組み合わせた構成を有し、心電計の出力は制御部311へ入力されるようになっている。制御部311は心電波形の特徴的な時相としてR波を検出するとともに、その検出したR波から1心周期を計測する。このR波及び1心周期を計測するための技術は、医療機器の分野において心電同期技術として公知であるので、その説明は省略する。
【００１７】
次に、図1を用いて本発明の第1の実施形態を説明する。操作者は、キーボード等の入力キーを備えた操作卓313から前記心電計320によって計測された１心周期に対し何枚の画像を取得するかを考慮して、1心周期内に複数の時相を設定する入力操作を行う。本実施形態ではこの時相数を8として説明を行う。
【００１８】
時相数の設定が完了すると、操作者は被検体を撮影位置、すなわちMRI装置の撮影空間へ移動し、心臓の撮影断面の設定を行う。そして撮影が開始される。撮影は心電計320による被検体の心電検出と同期して行われる。
【００１９】
MRI装置には、図5に示される核スピンのSSFP状態に達する挙動データに基づいて、過渡状態になるまでの空打ち回数、心電のR波を基準としての時相分割、およびそれらに対するSSFPシーケンスの関連がソフトとして組み込まれている。したがって、撮影開始指令が制御部311からMRI装置の各ユニットに発せられると、図1には示されていないR波の検出から所定時間が経過した時、空打ちが開始される。そして、空打ちがある回数行われた時点で図1に示すR波（R1）が検出される。このR1は時相設定のトリガー信号となっており、R1が検出されてからΔｔ時間後に時相1の画像取得のためにNMR信号の計測が開始される。このNMR信号の計測が開始される時点では空打ちによって磁化は過渡状態になっている。本実施形態では心周期約１秒間の心臓の動きを8画像で観察するために、1時相の時間間隔は、100〜120msとされる。前述のように、SSFPシーケンスのTRは3ms程度が望ましいので、1時相間に約40個程度までのエコー信号が計測可能である。1画像を幾つの心拍数で計測するかは、1画像を形成する位相エンコード数と1時相内に計測するエコー信号数から設定することとなる。図1の例ではこれを3心拍としている。
【００２０】
エコー信号を計測する際、本実施形態では、計測するエコー信号が磁化の過渡状態にあるものは、計測順にk空間の両端部（高域）から中心へ向けてそれらが順次配置されるように位相エンコード量が印加されるようにする。
【００２１】
図5より、励起開始から90回くらいまでが過渡状態に当るが、励起を30〜40回程度繰り返すと磁化の絶対値の振動はある程度低下する。そこで、空打ちを40回程度に抑えて、401で示した励起40回から90回くらいまでに取得した信号を図2(a)に示すようにk空間高域に配置する。図1の例では、励起40回から80回程度までは時相1、また励起80回から90回程度までは時相2において計測されることとなる。
【００２２】
エコー信号の具体的なk空間配置の方法、すなわちエコー信号へ付与される位相エンコード量を図2(b),(c)に示す。図2(b),(c)は、k空間を8つの領域に分けた場合を示しているが、計測開始から信号を取得した順に、k空間領域の1,2,3,4,…と番号の順に配置していく。このときの配置方法には、大きく分けて2つの方法が存在する。
【００２３】
(i)1計測ウィンドウで取得された信号をそのままk空間の分割した領域に対応させる方法、と
(ii)各計測ウィンドウの最初に取得されたエコー信号を1の領域、2番目に取得したエコー信号を2の領域…、と配置していく方法
である。
【００２４】
位相エンコード方向の計測マトリクスを128とすると、図2(b)の分割されたそれぞれの領域には16のエコー信号が配置される。図2(c)の場合には、領域1から領域7は2つずつ存在するが、それぞれの領域で8エコーずつ配置され、同じ番号の領域では合計16エコー配置される。領域8には16エコー配置される。
【００２５】
(i)の方法の場合、心周期の所定時相の1計測ウィンドウで16のエコー信号取得を8心周期繰り返す。ここに、第1心周期で取得されたエコー信号は図2(b),(c)の領域1に、第2心周期で取得されたエコー信号は領域2に…、第8心周期で取得されたエコー信号は領域8に配置される。(ii)の方法では、心周期の所定時相の1計測ウィンドウで8エコー信号の取得を16心周期繰り返す。それぞれの心周期の計測ウィンドウで1番最初に取得されたエコー信号は図2(b),(c)の領域1に、2番目に取得されたエコーは領域2に…、8番目に取得されたエコーは領域8に配置される。図4(a),(b)に、k空間を図2(b)のように分割した場合のエコー信号の配置例を示す。図4(a)は(i)の方法、図4(b)は(ii)の方法に対応する。
【００２６】
なお、空打ち回数をさらに減らして信号取得開始時間を早めることもできるが、空打ち回数を減らすと信号取得開始直後の信号絶対値の振動が大きくなるため、得られる画像の画質は低下する。
【００２７】
図1に示した第1の実施形態の場合、信号の過渡状態は、計測開始直後に1度だけ存在する。そこで、この時間に取得したエコーをk空間の高域に配置する方法としては、前述の(i)の方法が適している。
【００２８】
図1に戻って説明を続ける。時相1に期間にTRを所定回数繰り返してエコー信号を計測し、それらのエコー信号を上記のｋ空間配置を行った後、次に時相2の計測が行われる。この時相2においても過渡状態のエコー信号計測が含まれるので、計測されたエコー信号は上記ｋ空間配置方法によって時相１のエコー信号を配置されたｋ空間とは別のｋ空間へ取り込まれる。さらに引き続いて、時相3、時相4、…、時相8の各計測ウィンドウについて計測が行われる。時相3以後のエコー信号は定常状態で計測されるのであれば、上記(i)または(ii)のｋ空間配置を行う必要はないと考えられるが、時相１、時相2と異なった位相エンコード付与手順を別にソフトへ組み込むと、ソフトが複雑になるのでそれらの時相についても同一配置法を採用することが好ましいであろう。
【００２９】
第1計測心拍における時相8の計測が終わると、制御部311はトリガー信号のR2検出を待ち、R2が検出されると第2心周期の計測を開始する。そして第2心周期についても時相１から時相8までエコー信号の計測が行われる。この第2心周期で計測されたエコー信号は上記(i)または(ii)のｋ空間配置法によりｋ空間へ取り込まれる。以下、同様に第3心周期についてのエコー信号計測が行われる。
【００３０】
そして、最後の心周期について計測が終了すると、8つのｋ空間がエコー信号により埋まる。これらの8つのｋ空間をそれぞれ2次元フーリエ変換すると、心周期の各時相に対応した8枚の画像が得られる。これらの画像は、操作者が操作卓313から入力した画像表示指令により表示部308の表示画面へ表示される。その表示態様は、各画像を個別に表示する方法や、シネ表示法により表示することができる。
【００３１】
図3に、本発明の第2の実施形態を示す。この実施例では、計測ウィンドウ毎にナビゲートエコーを取得したり、プリパルスをはさんだりする。そのため、計測ウィンドウごとに磁化の定常状態が壊れてしまう。そこで、計測ウィンドウごとに空打ちを行い、磁化を定常状態に到達させる必要が生じる。定常状態に到達させるためには数十回の空打ちを行わねばならないため、1時相分の計測に必要な時間は非常に長くなり、取得できる時相数が少なくなってしまう。そこで、空打ちを減らしてデータ信号の取得を始める。すなわち過渡状態で取得されたエコー信号も再構成に用いる。過渡状態で取得されたエコー信号はk空間の高域に配置されるが、図3に示した第2の実施形態の場合、信号の過渡状態は計測ウィンドウごとに存在するため、k空間の配置方法として、前述の(ii)の場合を用いるのが好ましい。
【００３２】
これにより、第2の実施形態では各計測ウィンドウの時間を短縮することができ、画像を取得する時相数を増やすことができる。したがって、過渡状態ではエコー信号の計測を行わない場合に比べて時相数が同じの場合は、1心周期で取得できる位相エンコード数が多くなるので心周期の繰り返し数が少なくなり、撮影時間を短縮できる。また、定常状態に達した安定なエコー信号を計測空間の低域に持ってくるため、エコー信号のk空間での配置を考慮しない場合に比べ、画質が向上する。この実施例はナビゲート信号による呼吸動補正を用いた冠状動脈の撮影などに好適である。
【００３３】
本発明の実施形態では、1励起で1エコーを取得するSSFPシーケンスを開示したが、本発明は本質的に全てのSSFPシーケンスに適用可能である。例えば、TRを短縮したスパイラルシーケンス、TRを短縮したマルチショットEPIなど、定常状態で作用するマルチエコーシーケンスでも上記実施例と同様の効果が期待できる。
【００３４】
また、本発明は3次元撮影にも適用できる。本発明は、心臓以外にも心電同期を行う撮影(例えば拡散強調撮影)にも適用できる。
【００３５】
【発明の効果】
本発明は以上のように構成されたので、心臓イメージングなどの撮影において、全体の計測時間を短縮、あるいは、1心周期内で取得できる画像数を増やすことができる。
【００３６】
また、過渡状態のエコー信号はk空間高域に、定常状態に達した安定なエコー信号を低域に配置するため、アーチファクトを抑制することができるので、得られる画像も良好なものとすることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第1の実施形態における信号計測法と画像形成法を示す図。
【図２】本発明におけるk空間におけるエコー信号の配置を表した図。
【図３】本発明の第2の実施形態における信号計測法を示す図。
【図４】本発明におけるk空間におけるエコー信号の配置の詳細な例を表した図。
【図５】励起繰り返し回数と磁化の絶対値の関係を表した図。
【図６】本発明が適用されるMRI装置のブロック図。
【図７】  SSFP型グラジエントエコーシーケンスを示す図。
【図８】従来の心電同期を用いたデータ取得タイムチャート。
【符号の説明】
301…被検体
302…静磁場磁石
303…傾斜磁場コイル
304…RFコイル
305…RFプローブ
306…信号検出部
307…信号処理部
308…表示部
309…傾斜磁場電源
310…RF送信部
311…制御部
312…ベッド
313…操作卓
320…心電計
【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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【図７】
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【図８】
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