(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、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場を発生する磁場発生手段、前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を検出する手段、所定の繰り返し時間で前記高周波磁場の照射と核磁気共鳴信号の検出を繰り返すように前記磁場生手段および検出手段を制御する手段および検出された核磁気共鳴信号をもとに前記被検体の画像を再構成し表示する手段を備えた核磁気共鳴撮像装置において、
前記制御手段は、前記被検体内の不要成分からの信号を抑制するための抑制パルスの印加面積を、実効ＴＲに対応して制御することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴撮像装置において、
前記制御手段は、前記抑制パルスを第１の印加面積とする第１の実効ＴＲに対して、前記第１の実効ＴＲより短い第２の実効ＴＲの場合には前記第１の印加面積より大きい第２の印加面積の抑制パルスを印加することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項３】
請求項１又は２記載の磁気共鳴撮像装置において、
前記制御手段は、前記実効ＴＲに対応して前記抑制パルスの振幅を制御することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項４】
請求項１又は２記載の磁気共鳴撮像装置において、
前記制御手段は、前記実効ＴＲに対応して前記抑制パルスの印加時間を制御することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体（人体）の対象部位の断層像を得る核磁気共鳴撮像装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に画像信号を構成する主な物質からの信号とその他の物質からの信号とを分離した画像を得るための撮像を行なうＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来のＭＲＩでは通常1Ｈを対象としている。生体は約６０％が水で構成されているため生体内にある水分子（以下、生体水という）の1Ｈからの信号によって画像を構成している。しかし生体には多くの脂肪が含まれており、脂肪にも多くの1Ｈが含まれている。このために脂肪からの信号が高信号となり診断の妨げになることがある。生体水に含まれる1Ｈと脂肪組織に含まれる1Ｈとは、Ｈが存在する環境が異なることに由来して、共鳴周波数が若干異なる。生体内の水からの信号と脂肪組織からの信号では静磁場強度によらず約３．５ｐｐｍ周波数差があるといわれている。図６は、これを模式的に示したものである。
【０００３】
この共鳴周波数の違い（化学シフト）を利用して、脂肪からの信号を抑制する方法が種々開発されている。その一つに、画像化の妨げとなる脂肪の1Ｈを計測前に予め飽和させることにより脂肪組織からの信号を抑制した画像を得る方法がある。この方法では、生体水からの信号を検出するために照射する高周波（ＲＦ）パルスとは異なる周波数のプリパルスを用いて脂肪組織の1Ｈを励起する。プリパルスは９０°パルスであるため信号計測時には脂肪組織の縦磁化はないので画像化されない。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
ところでこのようなプリパルスの照射と画像化のためのＲＦパルスの照射を繰り返すときに、ＲＦパルスの実効繰り返し時間ＴＲが脂肪組織の縦緩和時間Ｔ１に比べ十分に長い場合には、次のプリパルス照射の時点で脂肪組織の縦磁化は前のプリパルスによる励起前の状態となり、常に同様の脂肪抑制効果が得られる。しかし実効ＴＲが脂肪の縦緩和時間Ｔ１よりも短い場合には、脂肪の縦磁化はプリパルスで励起する前の状態に戻っていないため、同じ条件でプリパルスを照射すると脂肪抑制効果が得られない。
【０００５】
そこで本発明は実効ＴＲに関わりなく常に安定した脂肪抑制効果のある画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
このような目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、被検体の置かれる空間に静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場を発生する磁場発生手段、前記被検体から生じる核磁気共鳴信号を検出する手段、所定の繰り返し時間で前記高周波磁場の照射と核磁気共鳴信号の検出を繰り返すように前記磁場生手段および検出手段を制御する手段および検出された核磁気共鳴信号をもとに前記被検体の画像を再構成し表示する手段を備え、前記制御手段は、前記被検体内の不要成分からの信号を抑制するための抑制パルスの印加面積を、実効ＴＲに対応して制御する。
【０００７】
尚、ここで実効ＴＲとは画像化しようとする成分を励起するために照射するＲＦパルスの実質的な繰り返し時間であり、１枚のスライスの撮像の場合には、９０゜パルスから次の９０゜パルスが照射されるまでの時間ＴＲであり、マルチスライスの場合には、１枚のスライスについての繰り返し時間ＴＲをスライス数で除した値である。
【０００８】
既に述べたように画像化しようとする成分以外の成分（不要成分）、例えば脂肪組織の縦磁化の緩和状態は、実効ＴＲによって異なるので、実効ＴＲに応じてプリパルスの面積（振幅を照射時間で積分した値）を変化させることにより不要成分からの信号を効果的に抑制することができる。プリパルスの面積は、照射時間と振幅で決まり、その両者あるいはいずれか一方を変更することにより面積を変更することができる。
【０００９】
実効ＴＲに対するプリパルスの最適な振幅値は、実験あるいはシミュレーションによって予め求めることができ、それを関数あるいは近似式として記憶しておくことにより、制御手段は実効ＴＲ毎に最適な振幅を計算することができる。制御手段は、不要組織を励起するリパルスを照射するに際し、実効ＴＲに応じてプリパルスの面積を計算し、設定し、実効ＴＲに応じて最適化する。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する．
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る。このＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の断層像を得るもので、同図に示すように、静磁場発生磁気回路１と、傾斜磁場発生系２と、送信系３と、受信系４と、信号処理系５と、シーケンサ６と、中央処理装置（ＣＰＵ）７と、操作部８とを備えて成る。
【００１１】
静磁場発生磁気回路１は、被検体９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、被検体９の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又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。傾斜磁場発生系２は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル１０と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源１１とから成り、後述するシーケンサ６から命令にしたがってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１１を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｆを被検体９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９に対するスライス面を設定することができる。また被検体から生じる核磁気共鳴（ＮＭＲ）信号に位置情報を付与することができる。
【００１２】
送信系３は、シーケンサ６から送出される高周波磁場パルスにより被検体９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信号を照射するもので、高周波発振器１２と変調器１３と高周波増幅器１４と送信側の高周波コイル１５とから成り、高周波発振器１２から出力された高周波パルスを高周波増幅器１４で増幅した後に被検体９に近接して配置された受信側の高周波コイル１６に供給することにより、電磁波が被検体９に照射されるようになっている。
【００１３】
受信系４は、被検体９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１６と増幅器１７と直交位相検波器１８とＡ／Ｄ変換器１９とから成り、送信側の高周波コイル１５から照射された電磁波による被検体９の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検体９に近接して配置された受信側の高周波コイル１６で検出され、増幅器１７及び直交位相検波器１８を介してＡ／Ｄ変換器１９に入力してディジタル量に変換され、さらにシーケンサ６からの命令によるタイミングで直交位相検波器１８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５に送られるようになっている。
【００１４】
この信号処埋系５は、受信系４で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行うと共に画像表示をするもので、受信系４で検出したエコー信号についてフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の処理及びシーケンサ６の制御を行うＣＰＵ７と、経時的な画像解析処理及び計測を行うプログラムやその実行において用いる不変のパラメータなどを記憶するＲＯＭ（読み出し専用メモリ）２０と、前計測で得た計測パラメータや受信系４で検出したエコー信号、及び関心領域設定に用いる画像を一時保管すると共にその関心領域を設定するためのパラメータなどを記憶するＲＡＭ（随時書き込み読み出しメモリ）２１と、ＣＰＵ７で再構成された画像データを記録するデータ格納部となる光磁気ディスク２２及び磁気ディスク２３と、これらの光磁気ディスク２２又は磁気ディスク２３から読み出した画像データを映像化して断層像として表示する表示部となるディスプレイ２４とから成る。
【００１５】
シーケンサ６は、被検体９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ある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段となるもので、ＣＰＵ７の制御で動作し、被検体９の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３及び傾斜磁場発生系２並びに受信系４に送るようになっている。
【００１６】
本発明においては、パルスシーケンスとして画像化しようとする成分以外の成分、例えば脂肪からの信号を抑制するためのプリパルスを含むパルスシーケンスを実行する。このためＣＰＵ７は前述した画像再構成のための演算およびシーケンサの制御の他、パルスシーケンスによって設定された実効繰り返し時間ＴＲに基づき、最適なプリパルスの振幅を計算し、計算された振幅でプリパルスが照射されるように送信系３を制御する。
【００１７】
操作部８は、信号処理系５で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール２５及びキーボード２６から成る。プリパルスを伴う撮影方法（パルスシーケンス）の設定も操作部８で行う。
【００１８】
次に上記構成のＭＲＩ装置において脂肪抑制法を適用した撮像を行う方法を説明する。図２はシーケンサ６に組み込まれたパルスシーケンスの一例を示す図で、ここではＳＥ法を基本とした脂肪抑制法を示している。このパルスシーケンスでは、まず脂肪の1Ｈを励起するためのプリパルス２０１を照射し、次いでクラッシャー傾斜磁場２０２を傾斜磁場の各軸方向に印加する。この状態で、生体水の1Ｈを励起する９０゜パルス２０３をスライス選択傾斜磁場Ｇｓ２０４とともに印加し、位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｐ２０５を印加した後、１８０゜パルス２０７をスライス選択傾斜磁場Ｇｓ２０８とともに印加する。読み出し方向の傾斜磁場２０６，２０９を印加して、９０゜パルス２０３からエコー時間ＴＥ経過後にエコー信号を計測する。信号計測後、再びクラッシャー傾斜磁場２１０を印加し、繰り返し時間ＴＲ経過後、次のプリパルス２０１を印加する。位相エンコード傾斜磁場２０５の強度を変化させながら、このようなシーケンスを繰り返し、画像再構成に必要なエコー信号を計測する。
【００１９】
図２では、一つのスライスを計測する場合を示したが、一つのスライスについての繰り返し時間ＴＲ内に励起するスライスを変えて複数のスライスを励起することも可能である。この場合、実効ＴＲは、図２のＴＲをスライス数で除した値となる。
【００２０】
上述したシーケンスにおいて、プリパルス２０１は脂肪の1Ｈを励起するような中心周波数をもつ高周波パルスであり、その振幅は実効ＴＲに基づき最適な値となるように決定される。実効ＴＲ毎の最適振幅値は予め実験あるいはシュミレーションによって求めた近似式からＣＰＵ７が計算し、プリパルスの振幅を求めた最適振幅値に設定する。以下、ＣＰＵ７が振幅を計算する計算式を例示する。
【００２１】
図３はプリパルスの照射時間を一定として、実効ＴＲを変えた場合の、プリパルスの最適な振幅を実験的に求めた値をプロットしたものである。図は１．５Ｔ装置における結果を示すもので実効ＴＲ（横軸）の単位はｍｓである。またプリパルスの振幅は実効ＴＲが縦緩和時間よりも十分長い場合（ここでは５００ｍｓのとき）を１として正規化した値を示している。
【００２２】
このような実験結果から、プリパルスの最適振幅は、例えば図４（ａ）あるいは（ｂ）に示すように、式（１）あるいは式（２）で近似することができる。
ｆ（ｘ）＝（ａ／ｘ）＋ｂ                （１）
式中、ａ及びｂはそれぞれ曲線の傾きおよび切片を決める変数であり、ｘは実効ＴＲである。
ｆ（ｘ）＝ａ・ｅｘｐ（ｂ／ｘ）＋ｃ      （２）
【００２３】
このように実効ＴＲに対する最適な振幅値を１次の式により近似し、常に最適な振幅値を設定することにより、実効ＴＲに関わりなく常に安定した脂肪抑制効果を得ることができる。尚、ここでは実効ＴＲに対し振幅値を変更するようにしているが、実効ＴＲに対しプリパルスの面積が最適になればよいので、その形状や照射時間を最大の脂肪抑制効果が得られるように最適化することも可能である。
【００２４】
また上記２例では、１次の式で近似しているが、理論的には脂肪抑制効果の変化（低下）は、実効ＴＲが縦緩和時間Ｔ１より短い場合に顕著となるので、縦緩和時間Ｔ１より短い場合にのみ実効ＴＲに応じてプリパルスの面積を変化させてもよい。あるいは縦緩和時間Ｔ１を境に近似式を変えることも可能である。
【００２５】
縦緩和時間Ｔ１を境に異なる近似式を採用した例を図５（ａ），（ｂ）に示す。図５（ａ）では、次式に示すように、実効ＴＲｘが縦緩和時間未満では、図４（ａ）と同じ近似式を用い、縦緩和時間以上を直線で近似している。
ｘ＜Ｔ１→ｆ（ｘ）＝（ａ／ｘ）＋ｂ
ｘ≧Ｔ１→ｆ（ｘ）＝−ｃｘ＋ｄ
【００２６】
図５（ｂ）では、次式に示すように、実効ＴＲｘが縦緩和時間未満では、図４（ｂ）と同じ近似式を用い、縦緩和時間以上を直線で近似している。
ｘ＜Ｔ１→ｆ（ｘ）＝ａ・ｅｘｐ（ｂ／ｘ）＋ｃ
ｘ≧Ｔ１→ｆ（ｘ）＝−ｄｘ＋ｅ
【００２７】
尚、１．５Ｔ装置における脂肪組織の縦緩和時間Ｔ１値は約１５０ｍｓ程度である。
この場合にも、これら近似式を用いて実効ＴＲに対して常に最適な脂肪抑制パルスの面積を算出し照射することにより、実効ＴＲにかかわらず常に安定した脂肪抑制効果を得ることができる。
【００２８】
尚、以上の実施例では、スピンエコー法を基本としたパルスシーケンスを用いて説明したが、パルスシーケンスは特定の原子核スピンについて信号抑制用プリパルスを用いるシーケンスであればスピンエコー法に限らず全てのシーケンスに適用できる。また以上の実施例では、水素プロトンを撮影の対象として脂肪抑制する方法を適用する場合を説明したが、本発明のＭＲＩ装置はケミカルシフト差を利用してプリパルスによる信号抑制を含む撮像方法であれば全て適用することができる。この場合、信号を抑制すべき原子核スピンを励起するぷりパルスの周波数を適当に調整するとともに、その振幅を実効ＴＲに基づき変更することにより、常に安定して一方の原子核スピンからの信号を抑制した撮影方法を実現することができる。
【００２９】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置は実効ＴＲに応じて脂肪抑制パルスの面積を制御することが可能であり、これにより安定した脂肪抑制画像を作成することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】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。
【図２】本発明のＭＲＩ装置で採用する脂肪抑制シーケンスの一実施例を示すタイミング図。
【図３】脂肪抑制シーケンスにおける実効ＴＲに対し脂肪抑制パルスの最適振幅（実験結果）をプロットした図。
【図４】（ａ）および（ｂ）はそれぞれ図３の実験結果の近似式を示す図。
【図５】（ａ）および（ｂ）はそれぞれ図３の実験結果を脂肪の縦緩和時間Ｔ１を境に異なる関数で近似した場合を示す図。
【図６】水と脂肪のＭＲスペクトルを示す模式図。
【符号の説明】
１  静磁場発生磁気回路
２  傾斜磁場発生系
３  送信系
４  受信系（検出手段）
５  信号処理系
６  シーケンサ
７  ＣＰＵ（制御手段）
８  操作部
９  被検体
【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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