(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場内の被検体にＲＦ波を印加するＲＦ波印加手段と、前記被検体に位置情報を付与する勾配磁場を印加する勾配磁場印加手段と、前記被検体におけるプロトンからの磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記ＲＦ波及び前記勾配磁場の印加と前記検出手段による前記磁気共鳴信号の検出とを制御する制御手段とを備え、前記検出手段により検出した前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、
前記制御手段は、前記ＲＦ波印加手段、前記勾配磁場印加手段及び前記検出手段を制御して、
Ｓｐｅｃｔｒａｌ ｓｐａｔｉａｌ法に基づいて前記ＲＦ波及び前記勾配磁場を印加して前記被検体における所定の選択領域の抑制対象プロトンを励起し、
スライス選択軸及びリード軸にクラッシャー勾配磁場を印加して前記励起した抑制対象プロトンを飽和させ、
前記選択領域を含む領域から前記飽和した抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された前記磁気共鳴信号を収集する
パルスシーケンスを実行させる
磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
前記抑制対象プロトンは、脂肪のプロトンである
請求項１に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
前記制御手段は、グラディエントエコー法、スピンエコー法又はエコープラナーイメージング法に基づいて、前記選択領域を含む領域から前記磁気共鳴信号を収集させる
請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】
前記制御手段は、前記選択領域へのプロトンの流入を用いたアンギオグラフィの手法に基づいて前記磁気共鳴信号を収集させる
請求項１から請求項３のいずれかに記載の磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の被検部位の特定領域において磁気共鳴信号の特定の周波数成分を抑制可能な磁気共鳴信号収集方法、磁気共鳴撮影方法および磁気共鳴撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（Magnetic Resonance Imaging：MRI）は、静磁場中の被検体に勾配磁場およびRF（Radio Frequency）波を印加し、被検部位のプロトンからエコーとして放射される磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する技術である。
MRIにおいては、たとえば、脂肪のプロトンの共鳴周波数と同じ周波数帯の磁気共鳴信号を抑制して血管を鮮明に撮影するMRアンギオグラフィ（angiography）（以下、MRAと略記。）のように、特定周波数が抑制された磁気共鳴信号を収集したい場合がある。
【０００３】
特定周波数を抑制した磁気共鳴信号を収集する手法としては、たとえば、CHESS（chemical selective suppression）法やSPSP（spectral spatial）法が知られている。
CHESS法においては、たとえば、脂肪のプロトンの共鳴周波数と同じ周波数のRF波を被検体の被検部位に印加して脂肪のプロトンのみを励起させ、その後脂肪のプロトンを飽和させる勾配磁場を印加し、脂肪のプロトンの共鳴周波数が抑制された磁気共鳴信号を収集する（たとえば、非特許文献１参照。）。
SPSP法においては、たとえば、被検部位の特定の領域における水のプロトンのみを選択的に励起させ、励起させた水のプロトンからの磁気共鳴信号を収集するようにする（たとえば、非特許文献２，３参照。）。
以上により、CHESS法およびSPSP法のいずれにおいても、脂肪よりも水の磁気共鳴信号の強度が相対的に大きくなった画像を生成することができる。
【０００４】
【非特許文献１】
マグラー・ジェイピー・３世（Mugler JP 3rd）,ブルックマン・ジュニア（Brookeman JR.），「３次元前磁化高速グラディエントエコー・イメージング（Three-dimensional magnetization-prepared rapid gradient-echo imaging）」，マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Magnetic Resonance in Medicine）１９９０年７月，15(1):p152-157
【非特許文献２】
フリッツ・シック（Fritz Schick）他，「高選択性の水・脂肪撮影のマルチスライス・シーケンスへのB1場不均一性に対する不感な適用（Highly Selective Water and Fat Imaging Applying Multislice Sequences without Sensitivity to B1 Field Inhomogeneities）」，マグネティック・レゾナンス・イン・メディシン（Magnetic Resonance in Medicine）１９９７年，38:p269-274
【非特許文献３】
ジェイ・フォースター（J Forster）他，「MRアンギオグラフィにおける空間的・スペクトル的選択性プレパルスを用いたスライス選択性脂肪抑制（Slice-Selective Fat Saturation in MR Angiography Using Spatial-Spectral Selective Prepulses）」，ジャーナル・オブ・マグネティック・レゾナンス・イメージング（Journal of Magnetic Resonance Imaging）１９９８年，8(3):p583-589
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、プロトンの共鳴周波数は、静磁場の大きさとプロトンの種類に応じた磁気回転比によって決まる。このため、被検部位に対して静磁場を完全に均一にすることは困難であることから、同じ種類のプロトンでも被検体の領域により共鳴周波数が異なる可能性がある。そして、CHESS法においては、RF波は領域を特定しない被検部位の全体に印加される。したがって、たとえば、脂肪の信号を抑制するために脂肪のプロトンに合わせた周波数のRF波を被検体に印加しても、結果的に、領域によりたとえば水の磁気共鳴信号を抑制する可能性が生じる。その結果、被検部位の対象とする領域への水の流入を利用するMRAにおいて、流入する水の信号が小さくなり、流入効果が低減され、画像におけるコントラスト低下やアーティファクト（artifact）の原因になるという不利益が生じる。
SPSP法においては流入効果の低減はないが、画像生成に用いる磁気共鳴信号を収集するまでのエコー時間が比較的長い傾向にあるという不都合が存在する。
【０００６】
本発明の目的は、エコー時間の増加を抑制しつつ、被検部位の特定の領域における磁気共鳴信号の特定の周波数成分を抑制して、画像の画質を向上させることが可能な磁気共鳴信号収集方法および磁気共鳴撮影方法を提供することにある。また、この磁気共鳴信号収集方法および磁気共鳴撮影方法を用いた磁気共鳴撮影装置を提供することも本発明の目的である。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る磁気共鳴信号収集方法は、被検体の被検部位における所定の選択領域の抑制対象プロトンを励起させる励起ステップと、励起させた前記抑制対象プロトンを飽和させる飽和ステップと、前記被検部位の前記選択領域を含む領域から、飽和した前記抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された磁気共鳴信号を収集する収集ステップとを有する磁気共鳴信号収集方法である。
【０００８】
本発明に係る磁気共鳴撮影方法は、被検体からの磁気共鳴信号により画像を生成する磁気共鳴撮影方法であって、被検体の被検部位における所定の選択領域の抑制対象プロトンを励起させる励起ステップと、励起させた前記抑制対象プロトンを飽和させる飽和ステップと、前記被検部位の前記選択領域を含む領域から、飽和した前記抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された前記磁気共鳴信号を収集する収集ステップとを有し、前記抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された前記磁気共鳴信号により前記画像を生成する。
【０００９】
また、本発明に係る磁気共鳴撮影装置は、静磁場内の被検体の被検部位にRF波を印加するRF波印加手段と、前記被検部位に位置情報を付与する勾配磁場を印加する勾配磁場印加手段と、前記被検部位のプロトンからの磁気共鳴信号を検出する検出手段と、前記RF波および前記勾配磁場の印加と前記検出手段による前記磁気共鳴信号の検出を制御する制御手段とを備え、前記検出手段により検出した前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検部位の画像を生成する磁気共鳴撮影装置であって、前記制御手段は、前記RF波印加手段と前記勾配磁場印加手段と前記検出手段とを組み合わせて、前記被検部位における所定の選択領域の抑制対象プロトンの励起と、励起させた前記抑制対象プロトンの飽和と、飽和した前記抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された前記磁気共鳴信号の前記被検部位における前記選択領域を含む領域からの収集とを実行させる。
【００１０】
本発明においては、制御手段がRF波印加手段と勾配磁場印加手段とを組み合わせて駆動させて、被検部位における所定の選択領域の抑制対象プロトンを励起させて、その後、励起させた抑制対象プロトンを飽和させる。
これにより、被検部位からは、選択領域においては飽和した抑制対象プロトンの共鳴周波数の周波数成分が抑制された磁気共鳴信号が放出される。
制御手段は、被検部位における選択領域を含む領域から上記の特定の周波数成分が抑制された磁気共鳴信号を収集するように検出手段を制御する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照しながら述べる。
まず、磁気共鳴撮影装置（MRI装置）の構成例について述べる。
以下では、磁気共鳴撮影として、頭部の血管撮影を行なう場合を例に挙げて述べる。
【００１２】
図１は、本発明の一実施の形態に係るMRI装置の構成例を示す要部の概略構成図である。
図１に示すMRI装置２０は、マグネットシステム２１と、RF（Radio Frequency）コイル駆動部２７１と、勾配コイル駆動部２７２と、データ収集部２７３と、制御部２７４と、画像処理部２７５とを有する。
【００１３】
図１に示すマグネットシステム２１は、静磁場の方向Zが、被検体９９の頭部から脚部に向かう体軸方向に沿っている、いわゆるシリンドリカルタイプのものである。
マグネットシステム２１は、静磁場発生用マグネット部２１２と、勾配コイル部２１３と、RFコイル部２１４とを有する。
【００１４】
本発明におけるRF波印加手段の一実施態様がRFコイル部２１４とRFコイル駆動部２７１とを含んで構成され、検出手段の一実施態様がRFコイル部２１４とデータ収集部２７３とを含んで構成される。また、本発明における勾配磁場印加手段の一実施態様が勾配コイル部２１３と勾配コイル駆動部２７２とを含んで構成される。本発明における制御手段の一実施態様が、制御部２７４に相当する。
【００１５】
円筒形状の静磁場発生用マグネット部２１２の内周側に同じく円筒形状に勾配コイル部２１３が配置され、勾配コイル部２１３の内周側の空間がボア９４となる。
被検体９９は、クレードル２４３上に載置されて、ボア９４内に搬送される。被検体９９の頭部は、頭部をMR撮影する場合には、クレードル２４３上に載置される円筒状の頭部撮影用RFコイル部２１４内に収容される。
【００１６】
静磁場発生用マグネット部２１２は、たとえば超伝導磁石を用いて構成される。超伝導磁石の他に、永久磁石や常伝導磁石などの磁場発生用磁石を用いてもよい。
円筒状に構成されたこれらの磁場発生用磁石によって、ボア９４内において、図中Z方向に沿って均一な静磁場が形成される。
【００１７】
本実施の形態におけるRFコイル部２１４は、RF波の送信用コイルと受信用コイルとを兼ねた形態をしている。
被検体９９の被検部位へのRF信号の印加、および被検部位からのRF信号を検出するためのRFコイル部２１４は、良好な磁気共鳴画像を入手するために、最も均一な静磁場が形成されている、ボア９４の中心部分に位置付けられるが、図１においては、図示の明確さのために、頭部およびRFコイル部２１４はボア９４の外部に描いている。
【００１８】
RFコイル部２１４は、感度領域内のRF波の分布が均一になるように設計された形状のコイルによって、プロトンのスピンの中心軸を傾けるためのRF波を被検部位に印加する。このRF波の印加を停止した際に被検部位から再放射される、被検部位のスピンの傾きに起因して生じる共鳴周波数を有する磁気共鳴信号が、再びRFコイル部２１４のコイルによって検出される。
RF波の周波数の範囲は、たとえば、２．１３MHzから８５MHzまでである。
なお、RF波の印加によりプロトンのスピンの中心軸が傾くことを励起という。
【００１９】
なお、RFコイル部は、図１に示すようなRFコイル部２１４に限らず、被検部位によっては、勾配コイル部２１３のさらに内周側に円筒形状に配置される場合もあるし、被検部位の表面近傍にかざして使用される表面コイルが用いられる場合もある。これらの他のRFコイル部についても、RF波の送信用のコイルと磁気共鳴信号の受信用のコイルを同一のコイルによって兼用してもよいし、それぞれ異なる専用のコイルを用いてもよい。
【００２０】
勾配コイル部２１３は、RFコイル部２１４が検出する磁気共鳴信号に３次元の位置情報を持たせるために勾配磁場コイルを３系統有する。勾配コイル部２１３は、これらの勾配磁場コイルを用いて、静磁場発生用マグネット部２１２が形成した静磁界の強度にX方向、Y方向、Z方向の勾配を付ける勾配磁場を発生させる。
これら３つの勾配磁場は、１つが被検部位のスライスを選択するスライス選択勾配磁場であり、１つが位相エンコード勾配磁場であり、もう１つが読み取り勾配磁場（周波数エンコード勾配磁場とも言う）である。
【００２１】
RFコイル駆動部２７１は、RFコイル部２１４にRF波励起信号を与えることによりボア９４内の被検体にRF波を印加させ、被検体９９の被検部位を励起させる。
【００２２】
勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２１３に勾配磁場励起信号を与えることによりボア９４内に勾配磁場を発生させる。勾配コイル駆動部２７２は、勾配コイル部２１３の３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００２３】
データ収集部２７３は、本実施の形態においては、RFコイル部２１４における検出用のチャンネルに接続され、検出された磁気共鳴信号を取り込み、それを磁気共鳴画像生成のための元データとして収集する。
データ収集部２７３は、たとえば、１つの画像を生成するためのデータを全て収集した後に、収集したデータを画像処理部２７５に送信する。
【００２４】
画像処理部２７５は、データ収集部２７３から受け取った元データに対して所定の画像処理を施し、磁気共鳴画像を生成する。画像処理部２７５は、図１に示すように、好適にはMRI装置本体からは離れた場所に設置されているオペレータコンソール２８０に、生成した画像の画像信号を送信する。
【００２５】
制御部２７４は、オペレータコンソール２８０からの指令信号を受けて、RF波、勾配磁場および磁気共鳴信号が所定のパルスシーケンスに従うようにRFコイル駆動部２７１、勾配コイル駆動部２７２およびデータ収集部２７３を制御する。パルスシーケンスとは、RF波、勾配磁場および磁気共鳴信号のパルス波形を経過時間に沿って示したものであり、各パルス波形がパルスシーケンスによって規定された形となるようなRF波励起信号および勾配磁場励起信号が、RFコイル駆動部２７１および勾配コイル駆動部２７２からRFコイル部２１４および勾配コイル部２１３にそれぞれ入力される。
また、オペレータは、オペレータコンソール２８０を用いて所望の画像を得るための各種指令信号を入力する。これらの指令信号が、制御部２７４を介して画像処理部２７５に送信される。
【００２６】
オペレータコンソール２８０は、図示はしないが、画像処理部２７５から送信された画像信号に基づいた磁気共鳴画像の表示やMRI装置２０の操作のための操作画面を表示する表示部と、制御部２７４にオペレータからの操作信号を入力するための操作部とを備えており、オペレータコンソール２８０を介してMRI装置２０が操作される。
【００２７】
ここで、図２を参照しながら、本実施の形態に係るMRI装置２０における磁気共鳴信号収集および磁気共鳴画像撮影のためのパルスシーケンスの一例について述べる。
図２において、横軸は経過時間tを表わしており、各グラフは、図２の上から順にRF波印加パルスシーケンスRF、スライス選択勾配磁場印加パルスシーケンスG_slice、位相エンコード勾配磁場印加パルスシーケンスG_phase、読み取り勾配磁場印加パルスシーケンスG_read、磁気共鳴信号発生シーケンスSignalをそれぞれ表わしている。
【００２８】
シーケンスRFは、RFコイル部２１４から被検体９９に印加されるRF波の波形を示している。
シーケンスG_sliceは、被検部位の撮影スライス選択のために勾配コイル部２１３が被検部位に印加するスライス選択勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスG_phaseは、被検体の位相方向の位置情報のエンコーディングに用いるために勾配コイル部２１３が被検部位に印加する位相エンコード勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスG_readは、RFコイル部２１４によりRF波が印加された被検部位から磁気共鳴信号を放出させるために勾配コイル部２１３が被検部位に印加する読み取り勾配磁場パルスの波形を表わしている。
シーケンスSignalは、被検部位から放出される磁気共鳴信号５４を表わしている。
【００２９】
なお、RF波を印加して位相エンコード勾配磁場により位相エンコードするステップは、目的とする画像のピクセルサイズに応じて、位相エンコード勾配磁場の大きさを変化させながら所定回数繰返される。この作業を、図２のシーケンスG_phaseにおける複数の位相エンコード勾配磁場パルス５２により表現している。
また、たとえば、MRAにより血管を立体的に画像化するためには、複数のスライスを重ねたある程度厚いスラブ（slab）を対象に磁気共鳴信号を取得するが、このためにはスライス方向においてもエンコーディングが必要となる。図２における複数のスライス選択勾配磁場パルス５１dは、このスライス方向におけるエンコーディングの作業を表わしている。
【００３０】
本実施の形態における磁気共鳴信号収集および磁気共鳴撮影のためのパルスシーケンスは、図２に示すように、大別して第１の部分パルスシーケンスPS１、第２の部分パルスシーケンスPS２および第３の部分パルスシーケンスPS３の３つの部分パルスシーケンスからなる。
本発明における励起ステップの一実施態様が部分パルスシーケンスPS１に相当し、飽和ステップの一実施態様が部分パルスシーケンスPS２に相当し、収集ステップの一実施態様が部分パルスシーケンスPS３に相当する。
【００３１】
部分パルスシーケンスPS１により、被検部位の所定の選択領域における抑制対象プロトンを励起させる。被検部位の領域とプロトンの共鳴周波数との関係を、図３を参照して述べる。
図３において、Y方向およびZ方向は、図１におけるY方向およびZ方向にそれぞれ対応している。Y方向およびZ方向のいずれにも直交する方向をX方向とする。画像Imは、被検部位としての頭部のYZ平面に平行な面内における断面画像である。たとえば、矩形状の画像Imの周縁部Sarの内部が、RFコイル部２１４の感度領域を表わしているとする。
本実施の形態では、Z方向をスライス方向とし、たとえば、厚さW１のスラブSb１の領域に存在する脂肪のプロトンを抑制対象として選択的に励起させる。
また、図３におけるグラフGh１〜３は、プロトンの種類とその共鳴周波数との関係を表わすスペクトルのグラフである。グラフGh１〜３の横軸がそれぞれ周波数F[Hz]を表わしており、各スペクトルの縦軸方向における大きさが、各スペクトルの強度Amを表わしている。
【００３２】
グラフGh１〜３におけるスペクトルwt１およびft１は、スラブSb１に存在する水および脂肪のプロトンの共鳴周波数をそれぞれ模式的に示している。
また、グラフGh１〜３におけるスペクトルwt２およびft２は、参考のために示すスラブSb１と同じ厚さW１のスラブSb２に存在する水および脂肪のプロトンの共鳴周波数成分をそれぞれ模式的に示している。
マグネット部２１２によって形成される静磁場の大きさをRFコイル部２１４の感度領域内において完全に均一にすることは困難である。そのため、同じ種類のプロトンであっても、静磁場の大きさの磁気回転比により決まる共鳴周波数は、感度領域内の異なる領域において異なる場合がある。たとえば、グラフGh１に示すように、スラブSb２における水のプロトンの中心共鳴周波数FRは、スラブSb１における水のプロトンの中心周波数とは異なり、スラブSb１の脂肪の中心周波数と一致する場合がある。
【００３３】
グラフGh１に示すようにスラブSb１における脂肪のプロトンのみを選択的に励起させるためには、部分パルスシーケンスPS１として、たとえば、SPSP（spectral spatial）法のパルスシーケンスを用いる。
SPSP法については、たとえば前述の非特許文献２および３に記載されているため、詳細な記述は省略するが、図２のRF波５０aおよびスライス選択勾配磁場パルス５１aに示すように所定の波形のRF波およびスライス選択勾配磁場パルスを連続的に印加することにより、抑制対象プロトンを励起させる領域を選択することができる。
【００３４】
部分パルスシーケンスPS１の実行後に、たとえば図２の勾配磁場パルス５１b，５３aに示すような、励起された脂肪のスピンの位相を分散させてこれ以降の新たなRF波による励起に不感にさせる勾配磁場パルスを被検部位に印加する部分パルスシーケンスPS２を実行する。
プロトンのスピンの位相が分散され、縦磁化が回復するまでのあいだRF波による励起に不感になることを、プロトンが飽和しているという。
また、勾配磁場パルス５１b，５３aのような、プロトンを飽和させる勾配磁場をクラッシャー（crusher）勾配磁場という。
【００３５】
クラッシャー勾配磁場の印加により、励起された脂肪のプロトンのみが飽和し、スラブSb１における脂肪のスペクトルft１の大きさのみが図３のグラフGh２に示すスペクトルft１Lのように小さくなる。
【００３６】
部分パルスシーケンスPS２実行後の部分パルスシーケンスPS３においては、スピンエコー（spin echo）法やグラディエントエコー（gradient echo）法、エコープラナーイメージング（echo planar imaging）法等の周知のパルスシーケンスを適宜適用することができる。
図２には、一例として、グラディエントエコー法によって被検体から磁気共鳴信号を入手する部分パルスシーケンスを挙げている。図２に示すように、スライス選択勾配磁場パルス５１cの印加によりスライスを選択した状態において、RF波５０bを被検体９９に印加する。
【００３７】
本実施の形態においては、スライス選択勾配磁場パルス５１cにより、脂肪のプロトンを飽和させたスラブSb１を選択する。
RFコイル部２１４からのRF波５０bは、図３のグラフGh３に示すように、スラブSb１を含む被検部位全体に印加される。
【００３８】
RF波５０bを印加した後に、図２に示すようにスライス選択勾配磁場パルス５１dおよび位相エンコード勾配磁場パルス５２を印加してスライス方向および位相エンコード方向においてそれぞれエンコーディングを行ないながら、読み出し勾配磁場パルス５３bを被検部位に印加する。読み出し勾配磁場パルス５３bの印加により、スラブSb１からのエコーとしての磁気共鳴信号５４がRFコイル部２１４により検出される。
【００３９】
図２に示す勾配磁場パルス５１eは、磁気共鳴信号５４の取得後に、余分なコヒーレンスを減衰するためのクラッシャーとしてのパルスである。
磁気共鳴信号５４を取得するために印加するRF波５０bの中心から磁気共鳴信号５４の中心までの時間を、エコー時間TEという。
また、部分パルスシーケンスPS１からPS３までの時間を、繰返し時間TRという。１つのスラブSb１の撮影には、繰返し時間TRが所定回数含まれる。
【００４０】
以上のように、脂肪のプロトンを飽和させたスラブSb１を対象に磁気共鳴信号５４収集の部分パルスシーケンスPS３を実行することにより、図３のグラフGh３に示すように、水のプロトンのスペクトルwt１が脂肪のプロトンのスペクトルft１Lよりも相対的に大きくなり、結果的に脂肪の信号が抑制された磁気共鳴信号５４をスラブSb１から得ることができる。
このとき、たとえば、スラブSb１における脂肪のプロトンの共鳴周波数成分とスラブSb２における水のプロトンの共鳴周波数成分が一致していたとしても、スラブSb１における脂肪のプロトンを飽和させるための部分パルスシーケンスPS１はスラブSb２には影響を与えない。このため、グラフGh３に示すようにスラブSb２における水のプロトンのスペクトルwt２が小さくなることはなく、たとえば、MRAにおける流入効果が減少することはない。
【００４１】
以上のように、本実施の形態においては、部分パルスシーケンスPS１により被検部位における選択領域としてのスラブSb１の脂肪のプロトンを選択的に励起させた後に、励起させた脂肪のプロトンを部分パルスシーケンスPS２により飽和させる。これにより、選択した領域の選択したプロトン（たとえば脂肪）のみを飽和させることができる。そして、磁気共鳴信号収集のための部分パルスシーケンスPS３を実行することにより、選択した領域の選択したプロトンの信号のみが抑制された磁気共鳴信号５４を収集することができる。
部分パルスシーケンスPS３としては各種の周知の磁気共鳴信号収集のパルスシーケンスを適用することができるため、エコー時間TEを比較的短くすることが可能である。
また、選択領域の選択したプロトンの信号のみを抑制して他の領域におけるプロトンの信号には影響を与えないため、たとえばMRAにおける流入効果を低下させることがない。したがって、選択領域の画像におけるアーチファクトの発生やコントラスト低下を防止して、画質を向上させることが可能になる。
【００４２】
比較例
比較のために、SPSP法による磁気共鳴信号収集の手順を、図４に示すSPSP法のパルスシーケンスPS＿SPSPの図、および図５に示す被検部位の領域とプロトンの共鳴周波数との関係を表わす図を参照しながら述べる。
図４は図２に対応しており、図５は図３に対応しているため、同じ意味を表わす部分には同じ符号を付し、詳細な記述は省略する。
【００４３】
たとえば、上記の本願における実施の形態と同様に、脂肪を抑制したMRA画像を生成することを考える。SPSP法においては、図４に示すようにRF波５０aおよびスライス選択勾配磁場パルス５５aにより、図５のグラフGh４に示すようにスラブSb１における水のプロトンのみを選択的に励起させる。
その後、SPSP法においては、スライス選択勾配磁場パルス５５bおよび位相エンコード勾配磁場パルス５２を被検部位に印加して読み出し勾配磁場パルス５３bを印加する。これにより、図５のグラフGh５に示すように脂肪のプロトンのスペクトルft１＿Aよりも励起した水のプロトンのスペクトルwt１が相対的に大きくなった磁気共鳴信号５４をスラブSb１から収集する。
【００４４】
以上のように、SPSP法においては対象とするプロトンを選択領域において直接的に励起して磁気共鳴信号を収集する。図４に示すように、選択領域において励起対象プロトンを選択的に励起させるためのRF波５０aおよびスライス選択勾配磁場パルス５５aは比較的長いため、エコー時間TEが長くなる傾向にある。
図２と図４とを比較して分かるように、SPSP法におけるエコー時間TEよりも本願の実施の形態におけるエコー時間TEの方が短い。
【００４５】
なお、本発明は上述の実施の形態に限定されず、特許請求の範囲内において適宜変更可能である。
たとえば、図１に示すようなシリンドリカルタイプのマグネットシステムを有するMRI装置に限らず、撮影空間の大部分が開放されているいわゆるオープンタイプのマグネットシステムを有するMRI装置にも本発明は適用可能である。
また、上記実施の形態においては、部分パルスシーケンスPS３としてはグラディエントエコー法のシーケンスを使用した場合について述べたが、本発明においてはスピンエコー法等のその他の磁気共鳴信号収集シーケンスを用いてもよい。部分パルスシーケンスPS１としては、抑制対象プロトンの周波数を所定の選択領域において選択可能であればSPSP法以外のパルスシーケンスを適用してもよい。さらに、脂肪の信号の抑制だけでなく、必要がある場合には血管、即ち水の信号を抑制した画像を得ることもでき、抑制対象プロトンを選択することにより、任意の組織を抑制した画像を得ることもできる。
【００４６】
【発明の効果】
以上のように、本発明によれば、エコー時間の増加を抑制しつつ、被検部位の特定の領域における磁気共鳴信号の特定の周波数成分を抑制して、画像の画質を向上させることが可能な磁気共鳴信号収集方法および磁気共鳴撮影方法を提供することができる。
また、本発明によれば、この磁気共鳴信号収集方法および磁気共鳴撮影方法を用いた磁気共鳴撮影装置を提供することもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態に係るMRI装置の構成例を示す要部の概略構成図である。
【図２】図１に示すMRI装置における磁気共鳴信号収集および磁気共鳴画像撮影のためのパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図３】本発明の一実施の形態における被検部位の領域とプロトンの共鳴周波数との関係を示す図である。
【図４】比較例としてのSPSP法におけるパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図５】  SPSP法を用いた場合の被検部位の領域とプロトンの共鳴周波数との関係を示す図である。
【符号の説明】
２０…MRI装置
２１…マグネットシステム
５０a…RF波
５１a〜e，５５a，５５b…スライス選択勾配磁場パルス
５２…位相エンコード勾配磁場パルス
５３a，５３b…読み取り勾配磁場パルス
５４…磁気共鳴信号
９９…被検体
２８０…オペレータコンソール
PS１〜３…部分パルスシーケンス
TE…エコー時間
TR…繰返し時間
【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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