(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場中に配置された被検体に高周波信号を照射する照射手段を備えて、前記被検体のサチュレーション領域の励起と計測領域の励起とを行い、前記計測領域の画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、
前記照射手段は、前記サチュレーション領域に対応する高周波信号と前記計測領域に対応する高周波信号とが合成された高周波信号を照射して、前記サチュレーション領域と前記計測領域とを同時に励起する場合に、
前記計測領域に対応する高周波信号は、所定の中心周波数の正弦波形を振幅変調した第１の高周波信号であり、
前記サチュレーション領域に対応する高周波信号は、前記第１の高周波信号の中心周波数に対して周波数シフトした余弦波を用いて該第１の高周波信号を振幅変調した第２の高周波信号と、前記第１の高周波信号の中心周波数に対して周波数シフトした正弦波を用いて該第１の高周波信号を振幅変調した第３の高周波信号と、を含む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、
前記サチュレーション領域は、前記計測領域の両側の領域であ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または２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記サチュレーション領域は、前記計測領域につながる血管を含む領域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、磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に、被検体を撮影する時、被検体の撮影領域に流入する血液をあらかじめ励起し、偽像の原因となる信号の混入を防止する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来より磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）では、被検体の血流や体動が偽像の原因となるので、それを防止するために撮影領域に流入する血液をあらかじめ飽和させておくことが行われる。
【０００３】
これはプレサチレーションパルスと呼ばれるパルスを、通常の励起パルスを印加する前に印加することで達成される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記ＭＲＩ装置において、撮影領域に流入する血液を予め飽和させるために、プレサチレーションパルスを、通常の励起パルスを印加する前に印加するということは、撮影時間が通常の、すなわち、プレサチレーションパルスを併用しない場合の撮影時間よりも長くなってしまうという問題があった。
【０００５】
本発明の目的は、プレサチレーションパルスと通常の励起パルスを合成し、１個のパルスに撮影領域の励起と撮影領域に隣接する領域の飽和を同時に行う機能を持たせることにより、撮影時間がプレサチレーションパルスを併用しない場合の撮影時間と同一とすることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明は次のように構成される。
静磁場中に配置された被検体に高周波信号を照射する照射手段を備えて、前記被検体のサチュレーション領域の励起と計測領域の励起とを行い、前記計測領域の画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、前記照射手段は、前記サチュレーション領域に対応する高周波信号と前記計測領域に対応する高周波信号とが合成された高周波信号を照射して、前記サチュレーション領域と前記計測領域とを同時に励起する。
【０００９】
本発明によれば、上記被検体の撮影したい断面の励起と、撮影したい領域と隣接する領域の飽和とを同時に行うことにより、従来、撮影領域と飽和領域でそれぞれ１回ずつ必要であった励起を、一回の励起で可能となる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図５は、本発明の一実施形態が適用されるＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。このＭＲＩ装置は、被検体９の生体組織に生起される核磁気共鳴現象を利用して診断部位の断層像を得るものである。
【００１１】
図５において、ＭＲＩ装置は、静磁場発生手段１と、傾斜磁場発生手段２と、傾斜磁場電源３と、プローブ４と、高周波送受信部５と、計算機６と、表示器７とを有する。
【００１２】
上記静磁場発生手段１は、テーブル８に寝載された被検体９の体軸方向と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体９を寝載するテーブル８の周りのある広がりをもった空間に配置され、例えば永久磁石又は磁界発生コイルからなる。
【００１３】
また、傾斜磁場発生手段２は、上記被検体９に、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの３軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを与えるもので、上記テーブル８の周りのある広がりをもった空間に配置されている。傾斜磁場電源３は、上記傾斜磁場発生手段２を駆動するものである。
【００１４】
プローブ４は、上記被検体９の診断部位に対して高周波信号を照射すると共に、被検体９の生体組織のＮＭＲ現象により放出される高周波信号を受信するもので、内部に照射コイルと受信コイルとを有している。
【００１５】
高周波送受信部５は、上記プローブ４より被検体９に対して高周波信号の照射および受信を行うものである。
【００１６】
また、計算機６は、上記傾斜磁場電源３および高周波送受信部５の制御を撮像時のパルスシーケンスにしたがって行うと共に、上記プローブ４で受信した信号の画像再構成処理を行うものである。
【００１７】
さらに、表示器７は、上記計算機６で生成された画像信号を入力して被検体９の断層像として表示するものである。
【００１８】
次に、上記ＭＲＩ装置において、被検体９を撮影する場合の動作について説明する。
最初に、図２に示すように、被検体９の撮影したい領域Ａ、および飽和したい領域Ｂ、Ｃがあり、領域Ａ、Ｂ、Ｃを貫通するように血管Ｄが走行しているものとする。
【００１９】
領域Ａ、Ｂ、Ｃの中心周波数をそれぞれωａ、ωｂ、ωｃとし、領域Ａ、Ｂ、Ｃの間隔を△ω＝｜ωａ−ωｃ｜＝｜ωｂ−ωｃ｜としたとき、領域Ａの励起および領域Ｂ、Ｃの飽和を同時に行う方法を説明する。なお、この明細書においては、Δωはωｄとも表現することとする。
【００２０】
従来のＭＲＩ装置の原理に従うと、領域Ａのスライスプロファイルは、式（１）に示すように、高周波磁場波形をフーリエ変換した波形によって与えられる。
【００２１】
式（１）は、関数ｆ（ｔ）を搬送波ｓｉｎ（ωａ・ｔ）によって振幅変調することを意味している。
Ｆ｛Ａｆ（ｔ）ｓｉｎ（ωａ・ｔ）｝＝（ｊ／２）Ａ｛Ｆ（ω＋ωａ）＋Ｆ（ω−ωａ）｝        −−−（１）
ここで、記号Ｆ｛  ｝はフーリエ変換を、ｊは虚数単位を、Ａは定数を表わしている。
【００２２】
関数ｆ（ｔ）がｓｉｎｃ関数のとき、スライスプロファイルは図１の１１に示すような矩型となる。
【００２３】
さらに、式（１）を拡張した以下の式（２）、式（３）を考える。
【００２４】
Ｆ｛Ｂｆ（ｔ）ｃｏｓ（Δω・ｔ）ｓｉｎ（ωａ・ｔ）｝＝（ｊ／４）Ｂ［｛Ｆ（ω＋（ωａ＋Δω））−Ｆ（ω−（ωａ＋Δω））｝］＋（ｊ／４）Ｂ［｛Ｆ（ω＋（ωａ−Δω））−Ｆ（ω−（ωａ−Δω））｝］      −−−（２）
Ｆ｛Ｃｆ（ｔ）ｓｉｎ（Δω・ｔ）ｃｏｓ（ωａ・ｔ）｝＝（ｊ／４）Ｃ［｛Ｆ（ω＋（ωａ＋Δω））−Ｆ（ω−（ωａ＋Δω））｝］−（ｊ／４）Ｃ［｛Ｆ（ω＋（ωａ−Δω））＋Ｆ（ω−（ωａ−Δω））｝］      −−−（３）
【００２５】
さて、領域Ｂ、Ｃのスライスプロファイルは式（２）、式（３）との組み合わせによって与えれる。
【００２６】
なぜなら、式（３）において、Ｃ＝０の時、定数Ａ、Ｂ、Ｃの大小関係を調整し、図１の１２と１３とを足し合わせると図１の１４が得られ、式（２）、式（３）においてＢ＝−Ｃの時、図１の１２と１３とを足し合わせると図１の１５が得られ、式（２）においてＢ＝Ｃの時、図１の１２と１３とを足し合わせると図１の１６が得られるからである。
【００２７】
そして、図１の１４、１５、１６は各々領域Ｂ＋Ｃ、Ｂ、Ｃのスライスプロファイルに他ならない。
【００２８】
さらに、式（１）から式（３）は、Ｘ、Ｙ、Ｚを定数として、Ｘｓｉｎ（ω・ｔ）＋Ｙｃｏｓ（ω・ｔ）＝Ｚｓｉｎ（ω・ｔ＋φ）の関係により一個の波に合成することができるので、領域Ａの励起および、領域Ｂ、Ｃの飽和を一個の高周波磁場信号で行うことができる。
【００２９】
以上の説明により、撮影したい領域Ａ、および飽和したい領域Ｂ、Ｃを同時に励起する方法を示した。
【００３０】
そこで、次に、従来のパルスシーケンスを説明し、さらに以上に説明した本発明による励起方法をパルスシーケンスに適用した場合を説明する。
【００３１】
図３は、グラディエントエコー法（ＧＥ法）のパルスシーケンスを示す図である。
図３において、まず、時刻ｔｓにて、高周波磁場３１とスライス傾斜磁場３２とを同時に印加して、飽和したい領域Ｂを励起する。このとき、高周波磁場３１の波形は式（１）において中心周波数ωａをωｂに置き換えたものによって与えられる。
【００３２】
次に、時刻ｔｓから時間ＴＳだけ経過した時刻ｔ０において、高周波磁場３３とスライス傾斜磁場３４とを同時に印加して撮影したい領域Ａを励起する。
【００３３】
このとき、高周波磁場３３の波形は式（１）をそのまま適用したものによって与えられる。そして、時刻ｔ１において、位相エンコード傾斜磁場３５および読みだし傾斜磁場３６を印加し、さらに、時刻ｔ２において、読みだし傾斜磁場３６を、その振幅の極性を反転して印加する。
【００３４】
傾斜磁場３６の時間積分値が０となる時刻ＴＥ（時刻ｔ０からの時刻）にエコー３７が発生するので、これをサンプリングし計算機６に格納する。時刻ｔ０からこの作業までの時間をＴＲとする。
【００３５】
以上の手順を繰り返し時間ＴＲ＋ＴＳで繰り返して、例えば、２５６回繰り返して行う。ただし、傾斜磁場３５の振幅は時間ＴＲごとにステップ状に変化させるものとする。
【００３６】
さて、本発明を、上記ＧＥ法に適用すると、上述のとおり、高周波磁場３１と高周波磁場３３とは、式（１）から式（３）よって合成できる。
【００３７】
つまり、中心周波数ωａの正弦波形の搬送波をｓｉｎｃ関数を用いて振幅変調した第１の高周波磁場と、中心周波数ωａの正弦波形の搬送波をｓｉｎｃ関数およびその中心周波数ωａに対する周波数シフト△ωを周波数とする余弦波を用いて振幅変調した第２の高周波磁場と、中心周波数ωａの正弦波形の搬送波をｓｉｎｃ関数およびその中心周波数ωａに対する周波数シフト△ωを周波数とする正弦波を用いて振幅変調した第３の高周波磁場とを合成した高周波磁場を用いることができる。
【００３８】
このため、図４に示すように、高周波磁場３１と高周波磁場３３とが合成された高周波磁場を４１とすると、領域Ａの励起および領域Ｂ、Ｃの飽和を高周波磁場４１とスライス傾斜磁場４２の印加のみで達成できる。
【００３９】
すなわち、時刻ｔ０において、高周波磁場４１とスライス傾斜磁場４２とを同時に印加して撮影したい領域Ａを励起および領域Ｂ、Ｃを飽和する。
【００４０】
そして、時刻ｔ１において、位相エンコード傾斜磁場４３および読みだし傾斜磁場４４を印加し、さらに、時刻ｔ２において、読みだし傾斜磁場４４を、その振幅の極性を反転して印加する。
【００４１】
傾斜磁場４４の時間積分値が０となる時刻ＴＥ（時刻ｔ０からの時刻）にエコー４５が発生するので、これをサンプリングし計算機６に格納する。時刻ｔ０からこの作業までの時間をＴＲとする。
【００４２】
以上の手順を繰り返し時間ＴＲで繰り返して、例えば、２５６回繰り返して行う。
したがって、図３と図４とを比較すると、本発明によるＭＲＩ装置では繰り返し時間がＴＳだけ短縮されるので、撮影時間が短縮されることが分かる。
【００４３】
以上のように、本発明の一実施形態によれば、プレサチレーションパルスと通常の励起パルスを合成し、１個のパルスにより撮影領域の励起と撮影領域に隣接する領域の飽和を同時に行うことができるので、プレサチレーションパルスのみを印加するための時間が不要でありながら、プレサチレーションパルスを併用したと同様に、偽像を抑制することが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【００４４】
なお、飽和された磁気スピンの移動時間は、従来技術によると図３のパルスシーケンスの時間ＴＳとなり、本発明では図４のバルスシーケンスの次の時間ＴＲとなることが分かる。
【００４５】
なお、上述した例では、ＧＥ法に適用した場合の例を示したが、他のパルスシーケンス、例えばスピンエコー（ＳＥ）法等に適用しても同様の効果を奏することは明らかである。
【００４６】
また、本発明によれば、スピン励起の角度は、撮影位置によって任意に設定することができることから、例えば、領域Ｂ、Ｃを９０°とし、領域Ａを６０°又は３０°とすれば、領域別にプロファイルを得ることができる。
【００４７】
また、本発明によれば、上記パルスシーケンス、つまり、被検体の撮影したい断面の励起と、上記撮影したい領域に隣接する領域の飽和の励起と、を合成した励起により、被検体の撮影したい領域の断面の励起および撮影したい領域に隣接する領域の飽和を１回の励起で行う処理を計算機６により行うため処理プログラムを記録した記録媒体を実現することも可能である。
【００４８】
【発明の効果】
本発明によれば、プレサチレーションパルスと通常の励起パルスを合成し、１個のパルスに撮影領域の励起と撮影領域に隣接する領域の飽和を同時に行う機能を持たせることにより、擬像が抑制され、かつ、撮影時間がプレサチレーションパルスを併用しない場合の撮影時間と同一とすることが可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態を説明するための図である。
【図２】本発明の一実施形態を説明するための図である。
【図３】従来のパルスシーケンスを説明するための図である。
【図４】本発明を適用したパルスシーケンスを説明するための図である。
【図５】本発明を適用するＭＲＩ装置の概略構成ブロック図である。
【符号の説明】
１  静磁場コイル
２  傾斜磁場コイル
３  傾斜磁場電源
４  プローブ
５  高周波送受信機
６  計算機
７  表示器
８  ベツド
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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