JP2008017925A - 核磁気共鳴撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】テーブル移動に伴う画質劣化を、撮像パルスシーケンスにおいて抑制することのできるＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】本発明では、撮像空間に空間分布が一様な磁場パルス（Ｂ0パルス）を印加するためのＢ0コイルをさらに備える。テーブルを連続移動させるパルスシーケンスにおいて、テーブルの移動方向について傾斜磁場パルスを印加するのと同期して、Ｂ0パルスを印加する。これにより、テーブル移動に伴って励起領域に印加される傾斜磁場量が変化するのを、Ｂ0パルスで補正することができる。よって、取得される核磁気共鳴（NMR）信号は、テーブル移動による傾斜磁場量の変化の影響を受けず、画質劣化を抑制できる。
【選択図】図３

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴（以下、「ＮＭＲ」という）信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を映像化する核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置に関し、特に、被検体を搭載したテーブルを連続的に移動させながら被検体を励起しＮＭＲデータを取得することにより、広い部位を撮像する連続ムービングベッド撮像法を行うＭＲＩ装置に関する。

ＭＲＩ装置では、位相エンコード量を変えながらシーケンスを繰り返し実行し、１枚の画像再構成に必要なエコー信号を取得する。そのため、画像の取得時間は繰り返し回数が大きく影響する。高速撮像を行う場合には、一般的には、１回の繰り返し内に複数のエコー信号を発生させるマルチエコータイプのシーケンスが用いられている。たとえば、ＦＳＥシーケンスやＥＰＩシーケンスがそれに当たる。また、脳梗塞や、全身の腫瘍診断には、拡散強調撮像（ＤＷＩ）方法が用いられる。

全身の腫瘍を診断するために全身ＭＲＩという撮影方法が開発されつつある。全身ＭＲＩの公知技術としては、種々の技術があるが、例えば非特許文献１が知られている。非特許文献１記載の技術では、ベッド移動方向と読み出し傾斜磁場方向をそろえ、２Ｄもしくは３Ｄ撮像を行う。ベッド移動に伴い被検体が移動するのに合わせて、励起周波数を変化させることにより、装置座標系での撮像領域をベッド移動に併せて移動させる。これにより、被検体座標系での被検***置を固定したまま撮影を行う。

ムービングベッド撮像法は、マルチステーション撮像と比べて、ステーション間でベッドを移動する時間（３−５ｓ）が不要なため、撮像が高速化できるメリットがある。ベッドを動かしながら撮像することに伴う画質劣化は、信号処理で回復する方法や、ベッド移動速度を、画質劣化が起きない範囲に低速にすることで抑制できることが報告されている。これらの撮像方法では、体軸方向の折り返しアーチファクトを避けるために、非特許文献１のように体軸方向を読み出し傾斜磁場方向とする方法の他に、体軸方向を２次元撮像のスライス方向とする方法がある。

従来の連続テーブル移動撮影の一例の概要を簡単に説明する。被検体と撮影空間との関係を図９に示す。図９中の領域１００１は撮影空間を表し、被検体４０１はテーブル１００２上に載置されている。テーブル１００２はＸ方向に自由に移動する。テーブル１００２を移動させることにより撮影空間１００１と被検体４０１との位置関係が変わるので、異なる部位の画像を取得できる。

例えば、テーブル１００２に対して水平に撮影断面が設定された場合（つまり、Ｚ方向がスライス方向である場合）は、図１０（ａ）、（ｂ）のようになる。図１０（ａ）は、テーブル１００２を真上から見た場合であり、図１０（ｂ）は真横から見た場合である。この場合、撮影中のテーブル１００２の＋（−）Ｘ方向への移動に伴って、撮影領域５０１も被検体に対して相対的に−（＋）Ｘ方向に移動する。

このとき、テーブル移動方向と読み出し傾斜磁場の方向を同一方向に設定して、テーブル１００２の移動に連動して、パルスシーケンスの位相エンコード量を再帰的に変化させながらエコー信号を計測する。そして、パルスシーケンスの１回の繰り返し時間で計測されたエコー信号を読み出し方向（Ｋｘ）に１次元フーリエ変換すると、図１１（ａ）に示す様なハイブリッドデータを取得できる。図１０（ａ）は横軸は、位置（Ｘ）を表し、縦軸が印加された位相エンコード量（Ｋｙ）を表す。撮影の進行に伴い、テーブル１００２の位置が移動しているので、取得されたデータの位置（Ｘ）が移動するが、位相エンコード量を再帰的に繰り返しているので、同じ位相エンコード量で取得されたハイブリッドデータを配置すると、Ｘ方向の位置が連続につながる（即ち、５０２−１と５０２−９、５０２−２と５０２−１０、等）。このようにＸ方向の位置が合わされるようにして結合された結果が図１０（ｂ）である。それぞれのライン５０３−１〜５０３−８では、エコー信号の計測時に印加された位相エンコード量が異なるので、Ｋｙ方向にフーリエ変換することで最終画像となる。

上記のようなテーブルを連続移動させながら行う撮影では、１枚の撮影スライス内で被検体のテーブル移動方向の広範囲な情報を得ることができる。一方、テーブル移動速度をパルスシーケンスの実行時間（例えば、繰り返し時間）に対応して制御、あるいは逆に、パルスシーケンスの実行時間（例えば、繰り返し時間ＴＲ）をテーブル移動速度に対応して制御することによって、撮影領域が断絶されることなく上記ハイブリッドデータの結合ができるようにする必要がある。

テーブル連続移動撮影では、テーブル移動速度が遅い場合は、被検***置の変化が画像に与える影響が少ないが、テーブル移動速度が速くなるにつれ、エコー信号間の被検***置の変化が大きくなり、正しく画像が再構成できない問題がある。図１０のように撮像断面を設定する場合では、テーブル１００２の移動速度Ｖは、シーケンスの繰り返し時間ＴＲと読み出し傾斜磁場方向の撮影視野ＦＯＶｘ、位相エンコード方向のデータ取得点数Ｎ、繰り返し時間ＴＲを用いて、
Ｖ＝ＦＯＶｘ／（Ｎ×ＴＲ）・・・（式１）
と計算される。典型的なテーブル速度は、１ｃｍ／ｓ〜３ｃｍ／ｓであり、これ以上の速度になると画質が劣化するという研究報告がある。

このため、従来のテーブル連続移動撮像では、テーブルの移動速度は、パルスシーケンスの励起と信号検出との時間間隔において実質的に移動が無視できる程度の低速に設定されている。たとえば、ベッド移動速度２ｃｍ／ｓで、典型的なパルスシーケンス（ＳＥ，ＧｒＥ）の読み出し傾斜磁場印加時間を１０ｍｓとすると、読み出し傾斜磁場印加時間に移動する距離は、０．２ｍｍである。ＭＲＩの画素サイズは、典型的には１〜２ｍｍ、スライス厚さは、２〜５ｍｍであるので、０．２ｍｍというパルスシーケンス実行中の移動距離は、画素サイズの１０〜２０％程度であり無視しうる変動である。よって、ベッド移動に伴う画質劣化が無視できる。このため従来例では、非特許文献１のように、ＲＦ励起パルス間でのみ励起周波数を変えることで画質劣化を抑制しており、励起と信号検出の時間間隔でのテーブル移動については考慮していない。

一方、特許文献１では、テーブルを体軸方向に移動させながら取得したｋ空間データの位相を体軸方向について補正することにより、ｋ空間データ取得中のテーブル位置の変化により、取得データに含まれる位相量を除去する方法を開示している。
Yodong Zhu et al. Extended field-of-view imaging with table translation and frequency sweeping, Magnetic Resonance in Medicine 49:1106-1112,2003. 特表２００５−５０３８７４号公報（ＷＯ２００３／０２７７０１）

全身をＭＲＩ装置で撮像する場合には、従来は２５０〜５００ｓ程度の撮影時間が必要であるが、Ｘ線ＣＴのように、１５ｓ〜３０ｓ程度の高速撮像が潜在的に望まれている。そのためには、マルチエコーシーケンスを適用し、ベッド移動速度を５−１０倍に上げる必要がある。しかしながら、例えばベッド移動速度を２０ｃｍ／ｓまで大きくした場合、典型的なパルスシーケンス（ＳＥ，ＧｒＥ）の読み出し傾斜磁場印加時間は１０ｍｓ程度であるため、その間にベッドが移動する距離が２ｍｍになる。ＭＲＩ装置の一般的な画素サイズは１−２ｍｍなので、シーケンス実行中のこの移動距離は、対画素サイズで１００％となり無視できない。このため、従来は、ベッド移動に伴う画質劣化が大きく実用には供されていない。

また、全身ＭＲＩの臨床適用のひとつに腫瘍検出のために全身ＤＷＩがあるが、連続テーブル移動ＭＲＩ、特に高速テーブル移動でのＤＷＩは提案されていない。

また、取得したデータを補正することにより、テーブル移動の影響を除去する手法は、特許文献１に提案されているが、テーブル移動の影響が抑制されたデータを取得する手法については提案されていない。

本発明の目的は、テーブル移動に伴う画質劣化を、撮像パルスシーケンスにおいて抑制することのできるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、被検体を搭載して撮像空間に配置するテーブルと、テーブルを連続的に移動させる駆動部と、撮像空間に傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場発生部と、撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、駆動部、高周波照射部および傾斜磁場発生部の動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有する。このＭＲＩ装置には、撮像空間に空間分布が一様な磁場パルス（Ｂ0パルス）を印加するためのＢ0コイルをさらに備えられている。パルスシーケンスは、テーブルを連続的に移動させながら、高周波磁場パルスの照射および傾斜磁場パルスの印加を行うものである。制御部は、パルスシーケンスにおいて、テーブルの移動方向について傾斜磁場パルスを印加するのと同期して、Ｂ0パルスを印加する。これにより、テーブル移動に伴って励起領域に印加される傾斜磁場量が変化するのを、Ｂ0パルスで補正することができる。よって、取得される核磁気共鳴（NMR）信号は、テーブル移動による傾斜磁場量の変化の影響を受けず、画質劣化を抑制できる。

上記制御部は、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、同期する傾斜磁場パルスの強度に対応した強度に設定する構成にすることができる。また、Ｂ0パルスの磁場強度を、１パルス内で時間に線形に変化させる構成にすることも可能である。これにより、１パルス時間内におけるテーブル移動に対応することができる。また、制御部は、Ｂ0パルスの強度を、同期する傾斜磁場パルスの強度と、高周波磁場パルスの照射から傾斜磁場パルスの印加までのテーブル移動距離との積に設定する構成にすることもできる。

パルスシーケンスは、９０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスの前後に、所定の方向に印加される拡散強調用傾斜磁場パルスとを含む拡散強調画像撮像シーケンスを用いることができる。特に、拡散強調用傾斜磁場パルスが、テーブルの移動方向に印加される場合、Ｂ0パルスを拡散強調用傾斜磁場パルスと同期して印加することにより、特に有効である。拡散強調用傾斜磁場パルスは、強度が大きいため、テーブル移動に伴う画質劣化が生じやすいが、Ｂ0パルスを印加することにより、画質劣化を抑制することが可能である。

以下、本発明の核磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置について、図面を参照して詳述する。
（第１の実施の形態）
まず、図１を用いて、第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成について説明する。ＭＲＩ装置は、被検体４０１の周囲の撮像空間に静磁場を発生する磁石４０２と、撮像空間に空間分布がフラット（０次成分）な磁場を発生するＢ0コイル４１５、撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル４０３と、撮像空間に高周波磁場を発生するＲＦ（高周波）コイル４０４と、被検体４０１が発生するＮＭＲ信号を受信するＲＦプローブ４０５とを備えている。この他に、被検体４０１を搭載するベッド（テーブル）４１２、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６、傾斜磁場電源４０９、Ｂ0コイル電源４１６、モニタ機器４１５、ベッド制御部４１４、信号処理部４０７、制御部４１１および画像表示部４０８を備えている。

Ｂ0コイル５１５は、空間分布がフラット（０次成分）な磁場を発生するように構成されたコイルを含み、Ｂ0コイル電源４１６からの信号に応じて強度分布が均一な磁場を発生する。傾斜磁場コイル４０３は、ｘ、ｙ、ｚの３方向の傾斜磁場コイルを含み、傾斜磁場電源４０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。なお、傾斜磁場コイル４０３は、撮像空間の中心（ｘ＝０，ｙ＝０，ｚ＝０）で傾斜磁場の磁場強度が０となるように設計されている。

Ｂ0コイル４１５および傾斜磁場コイル４０３は、高速な制御（典型的には１ｍｓ以下のパルス制御）を可能とするために渦電流を抑える必要があるため、アクティブシールド型であることが望ましい。具体的には、Ｂ0コイル４１５および傾斜磁場コイル４０３はそれぞれ所定の磁場を発生するメインコイルと、漏れ磁場を打ち消す磁場をアクティブに発生するシールドコイルとを備えるように構成する。

ＲＦコイル４０４は、ＲＦ送信部４１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。一方、ＲＦプローブ４０５で受信されたNMR信号は、信号検出部４０６で検出された後、信号処理部４０７で信号処理され、さらに画像再構成処理により画像信号に変換される。再構成された画像は、画像表示部４０８に表示される。

Ｂ0コイル電源４１６、傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６は制御部４１１で制御される。一般に、傾斜磁場電源４０９、ＲＦ送信部４１０、信号検出部４０６の制御は、撮像パルスシーケンスと呼ばれているが、本実施の形態ではＢ0コイル電源４１６の制御も含めて、撮像パルスシーケンスと呼ぶ。

ベッド４１２は、被検体４０１を搭載し、撮像空間に配置するためのものである。ベッド４１２は、被検体４０１のＨＦ（頭頂−足）方向（図１中矢印４１３）に移動させる駆動部を内蔵する。ベッド制御部４１４は、撮像パルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、ベッド４１２を駆動して、被検体４０１の位置を移動させる。本実施の形態のベッド４１２の移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度ｖ＝２．０ｃｍ／ｓ−２０．０ｃｍ／ｓである。

生体のモニタ機器４１５は生体の拍動もしくは脈波、心電波、呼吸動をモニタし、それらは電気信号もしくは光信号に変換され、制御部４１１ヘリアルタイムで送る。

ＲＦプローブ４０５、信号検出部４０６、信号処理部４０７の一部を図２に示す。図２のように、ＲＦプローブ４０５は、ＲＦ受信コイル３０１と、それに接続されたプリアンプ３０２とを含み、ＲＦ受信コイル３０１が受信した信号をプリアンプ３０２により増幅する。信号検出部４０６は、ＡＤ変換・直交検波回路３０３を備え、プリアンプ３０２の出力をＡＤ変換した後直交検波する。ＡＤ変換・直交検波回路３０３で行われる直交検波は、撮像する信号の周波数に応じてチャンネル毎に変えることが望ましい。信号処理部４０７は、フーリエ変換部３０４と演算部３０５とを備え、直交検波後の信号をフーリエ変換部３０４によりフーリエ変換し、ＲＦ受信コイル３０１で検出したＭＲＩ画像を再構成する。この画像信号に対して、必要に応じて演算部３０５によってさらに演算処理（例えば複数チャンネルから並列に信号を検出した場合の画像合成演算など）をする。再構成画像や演算処理後の画像は、画像表示部４０８に表示される。

なお、現在ＭＲＩの形態的な撮像対象は、臨床で普及しているものとしては、被検体４０１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、血管（血液、血流）などの機能を２次元もしくは３次元的に撮像する。

次に、撮像パルスシーケンスについて説明する。本実施例に用いられる撮像パルスシーケンスとしては、一般的な各種のパルスシーケンスを用いることができるが、本実施の形態では３Ｄグラディエントエコーシーケンスを用いる場合について説明する。まず、一般的な３Ｄグラディエントエコーシーケンスの手順について図３を用いて説明する。図３のようにスライス選択傾斜磁場パルス６０２を印加するのと同時に、ＲＦパルス６０１を照射した後、スライスエンコード傾斜磁場パルス６０３と位相エンコード傾斜磁場パルス６０４を印加する。その後、ディフェイズパルス６０５および読み出し傾斜磁場パルス６０６を印加し、これによって所定のエコー時間ＴＥ６０８に生じるエコー信号６０７を検出する。これらのパルスシーケンスを繰り返し時間（ＴＲ）（高周波パルス６０１の間隔）６０９で繰り返す。なお、繰り返し時間ＴＲ６０９毎にスライスエンコードおよび位相エンコード傾斜磁場パルス６０３、６０４の量を変え、異なるスライス／位相エンコードを与え、それぞれのエンコードで得られるエコー信号６０７を検出する。

以上の操作をエンコードの数だけ繰り返し、所定の画像取得時間で１枚の３Ｄ画像再構成に必要なエコー信号を取得する。スライスエンコードと位相エンコードの数は通常１枚の３Ｄ画像あたり３２、６４、１２８、２５６、５１２等の値の組み合わせが選ばれる。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３次元フーリエ変換して１枚の３ＤのＭＲ画像を作成する。高速撮像に特化した場合、ＴＥは、１ｍｓ、ＴＲは２ｍｓ、１エコーの周波数エンコード数は１２８、位相エンコードとスライスエンコード数は４０（ハーフスキャン適用）×１６に設定することができる。全エンコードのデータを取得するのに要する時間は１．２４ｓである。ベッド４１２の移動速度を１０ｃｍ／ｓに設定した場合、全エンコードのデータを取得する間に、ベッド４１２は１２．４ｃｍ移動する。

本実施の形態では、ベッド４１２の移動量が大きいため、これに伴う画質劣化を抑制するために、図４のように所定のタイミングでＢ0パルスを印加を追加した撮像パルスシーケンスを実行する。なお、以下の説明において、（ｘ，ｙ，ｚ）は各領域内の位置を表し、図１のようにｘをＲＬ方向（被検体の左右方向）、ｙをＡＰ方向（被検体の前後方向）、ｚをＨＦ方向とする。ベッド４１２の移動方向は、ｚ方向とする。ここでは、ベッド移動方向（ｚ）を、リードアウト軸（Ｇｒ）と一致させている。ｘおよびｙ方向については、Ｇｓ方向およびＧｐ方向のいずれに設定してもよい。

図４の撮像パルスシーケンスと一般的な図３の撮像パルスシーケンスとの相違点は、Ｇｒと連動して、Ｂ0コイル４１５からパルス磁場を印加する点である。Ｂ0パルス磁場の印加タイミングおよび波形について以下説明する。

ＲＦパルス６０１の照射時を時間の原点（ｔ＝０）として考えると、ＲＦパルス６０１の照射から読み出し傾斜磁場パルスＧｒ６０６が印加されるまでに、ベッド４１２は移動する。ベッド４１２の移動速度をｖとして、時間をｔとすると、移動距離Ａ(ｔ)＝ｖ・ｔで表される。なお、傾斜磁場コイル４０３のｚ方向コイルは、撮像空間の中心（ｚ＝０）において磁場強度０の傾斜磁場を印加するように設計されているため、ｔ＝０において傾斜磁場パルスＧｒ(t)を印加すると撮像視野内の点（ｘ、ｙ、ｚ）（ｘ、ｙ、ｚは、装置座標系での位置）には、それぞれＧｒ(t)×ｚの強度の傾斜磁場が印加される。

一方、速度ｖで移動する被検体４０１内の特定の部位（励起部位）は、ベッド４１２の移動により時々刻々と移動し、その位置は、装置座標系では（ｘ、ｙ、ｚ＋ｖｔ）と記述される。従って、時刻ｔにおける被検体４０１内の特定の部位（ｘ、ｙ、ｚ＋ｖｔ）には、ｚ方向についてＧｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)の傾斜磁場が印加される。本実施の形態のようにベッド４１２の移動速度ｖ（ｖ＝２．０ｃｍ／ｓ−２０．０ｃｍ／ｓ）が高速な場合には、ヘッド４１２の移動によって特定の部位に印加される傾斜磁場の大きさの変化、すなわちＧｒ(t)×ｚと（Ｇｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)）との差（Ｇｒ(t)×ｖｔ）が無視できなくなる。そこで、本実施の形態では、ｚに線形な強度分布をもつＧｒ(t)パルスを印加するときに、Ｂ0コイルで（−Ｇｒ(t)×ｖｔ）の磁場を印加することにより高速移動の影響を除去する。

具体的な、Ｂ0パルス７０１，７０２の波形を図４に示す。Ｂ0パルスは、ｚ方向の傾斜磁場パルスＧｒ６０５、６０６の波形と、（−ｖｔ）とを掛け合わせた波形である。よって、Ｂ0パルス７０１，７０２は、傾斜磁場パルスＧｒ６０５、６０６と同期して印加され、そのパルス波形は、（−ｖｔ）の変化に依存して傾斜している。なお、時間ｔの原点は、ＲＦパルス６０１の照射時であるので、（−ｖｔ）は、ＲＦパルス６０１の照射ごとにゼロにリセットされる。

このように、Ｂ0パルス７０１、７０２を印加することにより、上記特定部位に印加される傾斜磁場Ｇｒ（＝Ｇｚ）＝Ｇｒ(t)×(ｚ＋ｖｔ)に、Ｂ0＝（−Ｇｒ(t)×ｖｔ）が重畳して印加され、（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）の項を打ち消すことができる。よって、特定部位に本来印加すべき（Ｇｒ(t)×ｚ）の磁場を印加することができ、ベッド４１２の移動に起因する傾斜磁場の大きさの変化、（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）を補正することができる。これにより、ベッド移動による印加傾斜磁場の大きさの変化に起因して、取得されるデータに誤差が含まれることを抑制することができる。

なお、図４に示したように、Ｂ0パルス７０１，７０２のパルス波形は、ｖｔの変化に依存して傾斜しているが、ディフェイズパルス６０５の幅・振幅が十分に小さいときは、パルス７０１内でｖｔが一定という近似をし、矩形のパルス７０１を印加することも可能である。

つぎに、図５（ａ）を用いて、ベッド４１２の位置と傾斜磁場強度の関係を模式的に示す。ＲＦパルス６０１の励起直後ｔ＝０の状態では、傾斜磁場Ｇｚ（＝Ｇｒ）は印加されないので、図５（ａ）に記載のグラフ９０１のように、Ｇｚは、全空間でゼロである。ディフェイズパルス６０５が印加される時間をｔ_ａ、読み出し用傾斜磁場パルス６０６が印加される時間をｔ_ｂ（＝ＴＥ）とすると、ＲＦパルス６０１で励起された核磁化は、時間ｔ＝ｔ_ａでは、ｖ・ｔ_ａ移動しているので、この核磁化が受ける傾斜磁場（Ｇｚ’（ｔ_ａ）・ｚ）９０２は、Ｇｚ（ｔ_ａ）（ｚ−ｖ・ｔ_ａ）と表される。（なお、傾きＧｚ（ｔ_ａ）は、ディフェイズパルス６０５の大きさＧｒ（ｔ_ａ）と等しい。）したがって、Ｂ0コイル４１５から、グラフ９０２のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔ_ａ）＝Ｇｚ（ｔ_ａ）（−ｖｔ_ａ）の大きさの空間分布が一様なＢ0磁場パルス７０１を印加すれば、ベッド４１２の移動により核磁化が移動していても実質的に移動していないのと同様の傾斜磁場を受けることができる。すなわち、
Ｇｚ’（ｔ_ａ）・ｚ−Ｂ0（ｔ_ａ）＝Ｇｚ(ｔ_ａ)・ｚ
である。

つぎに、時間ｔ＝ｔ_ｂでは、ＲＦパルス６０１で励起された核磁化は、ｖ・ｔ_ｂ移動しているので、この核磁化が受ける傾斜磁場Ｇｚ’（ｔ_ｂ）９０３は、Ｇｚ（ｔ_ｂ）（ｚ−ｖｔ_ｂ）と表される。（なお、傾きＧｚ（ｔ_ｂ）は、読み出し用傾斜磁場パルス６０６の大きさＧｒ（ｔ_ｂ）である。）したがって、グラフ９０３のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔ_ｂ）＝Ｇｚ（ｔ_ｂ）（−ｖｔ_ｂ）の大きさの空間分布が一定なＢ0磁場パルス７０２を印加すれば、ベッド４１２の移動により核磁化が移動していても実質的に、移動がしていないのと同様の傾斜磁場を受けることができる。すなわち、
Ｇｚ’（ｔ_ｂ）・ｚ−Ｂ0（ｔ_ｂ）＝Ｇｚ（ｔ_ｂ）・ｚ
である。

なお、Ｂ0パルス７０２における磁場の大きさＢ0（ｔ）は、図４に示したように、Ｂ0パルス７０２内でもベッドが連続移動しているため、時間ｔに対して線形に変化している。これを、図５（ｂ）を用いて、具体的に説明する。図５（ｂ）は、図５(ａ）のグラフ９０３と、その時間ｔ_ｂの前後の時間ｔ＝ｔ_ｂ−α（ただし、αは微小時間）およびｔ＝ｔ_ｂ＋αでの傾斜磁場Ｇｚのグラフ９０４、９０５を示している。ｔ＝ｔ_ｂ−αにおける傾斜磁場Ｇｚ（ｔ_ｂ−α）のグラフ９０４から、グラフ９０４のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔ_ｂ−α）の大きさは、Ｂ０（ｔ_ｂ）よりも小さいことがわかる。逆に、グラフ９０５のＧｚ切片の値に相当するＢ0（ｔ_ｂ＋α）の大きさは、Ｂ０（ｔ_ｂ）よりも大きい。このように、Ｂ0パルス７０２における磁場の大きさＢ0（ｔ）は、Ｂ0パルス７０２内でも時間に対して線形に変化している。

なお、Ｂ0パルス７０２の時間幅が小さく、傾斜磁場強度Ｇｒがさほど大きくないときには、簡略的な考えとして、パルス内では平均的な値を用いることも可能である。

上述してきたように、第１の実施の形態では、Ｂ0コイル４１５から所定のタイミングの所定の波形のＢ0パルスを印加することにより、テーブル移動に伴って励起領域に印加される傾斜磁場に生じる誤差を打ち消すことができ、テーブル移動がない場合と同等の傾斜磁場を励起領域に印加することができる。よって、取得されるNMR信号には、テーブル移動に伴う誤差成分は含まれないため、テーブル移動に伴う画質劣化を、撮像パルスシーケンスにおいて抑制することができる。

（第２の実施の形態）
次に、第２の実施の形態のＭＲＩ装置として、典型的なＤＷＩ（拡散強調画像）撮像方法に、第１の実施の形態と同様のＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するＭＲＩ装置について説明する。高強度の傾斜磁場を印加するＤＷＩ等のパルスシーケンスは、高速でベッドを移動させる場合のみならず、低速でベッドを移動させる場合であっても、ベッド移動に伴う傾斜磁場印加強度の変化が大きくなるため、Ｂ０パルスを適用することによって画質劣化を抑制する効果が得られる。

本実施の形態のＭＲＩ装置が実行する撮像パルスシーケンスは、図６のように、一般的な２Ｄ−ＳＥ−ＥＰＩに拡散傾斜磁場を付与したパルスシーケンスを用いる。図６のパルスシーケンスでは、拡散するプロトンの位相を分散させて信号を生じさせないようにするためのＭＰＧ（ｍｏｔｉｏｎ ｐｒｏｂｉｎｇ ｇｒａｄｉｅｎｔ）パルス１０５，１０７が、Ｇｓ方向に印加されている。ここでは、Ｇｓ方向をベッド４１２移動方向（ｚ方向）とする。すなわち、撮像断面は体軸に直交する方向（ＴＲＳ）で、ＭＰＧの方向が体軸（ｚ）方向である。

以下、パルスシーケンスを具体的に説明する。９０度パルス１０１はスライス傾斜磁場パルス１０３と共に印加され、リフェイズパルス１０４のあとＭＰＧパルスの前半部分１０５が印加される。その後、スライス傾斜磁場パルス１０６と１８０度パルス１０２が同時に印加され、引き続き、ＭＰＧパルスの後半部分１０７が印加される。ＭＰＧパルスの印加が終わったら、位相エンコードパルスのプリパルス１０８と読み出し傾斜磁場パルスのディフェイズパルス１１１を印加する。次に、読み出し傾斜磁場パルス１１２、位相エンコードパルスのブリップ傾斜磁場１０９、反転読み出し傾斜磁場パルス１１３、ブリップ傾斜磁場１０９、読み出し傾斜磁場パルス１１４…と繰り返す。エコー信号１１７〜１２１は、読み出し傾斜磁場パルスの印加と同時に検出される。

典型的なＭＰＧパルス１０５、１０７の幅は、２０ｍｓ、２つのＭＰＧパルスの間隔は３０ｍｓ、エコータイム（ＴＥ）１２４は、６０ｍｓ、繰り返し時間（ＴＲ）１２５は、１００〜１５０ｍｓである。インターエコータイム１１０は、１ｍｓである。ブリップパルス１０９の数は、位相エンコード数から決められ、４０〜８０個程度である。

ベッド速度を１０ｃｍ／ｓとすると、ＴＲ＝１００ｍｓの場合、１ＴＲ間にベッド４１２が移動する距離は１ｃｍであるので、１ＴＲ間でのベッド移動距離は無視できない。そこで、本実施の形態では、傾斜磁場パルスＧｓ１０３〜１０７に対応させてＢ0パルス１２６〜１３０を印加し、励起領域に印加される傾斜磁場を補正する。具体的には、Ｂ0パルス１２６〜１３０の強度（波形）は、図６のように、Ｇｓパルス１０３〜１０７波形にベッド移動量（−ｖｔ）１３１を掛けた（Ｇｓ(t)×(−ｖｔ)）である。

このように、第２の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）と傾斜磁場Ｇｓの方向とが一致しているため、傾斜磁場パルスＧｓ１０３〜１０７に対応させてＢ0パルス１２６〜１３０を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因する傾斜磁場Ｇｓの誤差（Ｇｓ(t)×(ｖｔ)）を打ち消す。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。ＤＷＩのパルスシーケンスは、高強度の傾斜磁場を印加するため、高速でベッドを移動させる場合のみならず、低速でベッドを移動させる場合であってもベッド移動に伴う傾斜磁場印加強度の変化が大きいが、本実施の形態のようにＢ０パルスを適用することによって画質劣化を抑制する効果が得られる。

（第３の実施の形態）
つぎに、本発明の第３の実施の形態のＭＲＩ装置について図７を用いて説明する。
第３の実施の形態のＭＲＩ装置は、第２の実施の形態と同様に、ＤＷＩ撮像方法にＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するものであるが、第２の実施の形態と異なり、ベッド移動方向（ｚ方向）と読み出し傾斜磁場Ｇｒの方向が一致するように設定されている。すなわち、撮像断面は、ＳＡＧ（矢状断面）またはＣＯＲ（冠状断面）であり、ＭＰＧ１０５，１０７は、ＲＬ（左右）方向（図１のｘ方向）またはＡＰ（前後）方向（ｙ方向）に印加する。

この場合、図７に示したように、Ｂ0パルス２０１〜２０６をベッド移動方向であるＧｒ方向の傾斜磁場パルス１１１〜１１６に対応させて印加する。傾斜磁場パルスＧｒ１１１〜１１６は、読み出し傾斜磁場パルスのディフェイズパルス１１１と読み出し傾斜磁場パルス１１２〜１１６である。Ｂ0パルス２０１〜２０６のそれぞれの強度（波形）は、Ｇｒパルス１１１〜１１６の強度（Ｇｒ）にベッド移動量（−ｖｔ）２０７を掛けた（Ｇｒ(t)×(−ｖｔ)）である。

このように、第３の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）が読み出し傾斜磁場Ｇｒ方向であっても、傾斜磁場パルスＧｒ１１１〜１０７を補正するＢ0パルス２０１〜２０６を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因して、励起領域に印加される傾斜磁場Ｇｒの誤差（Ｇｒ(t)×(ｖｔ)）を打ち消すことができる。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。

（第４の実施の形態）
つぎに、本発明の第４の実施の形態のＭＲＩ装置について図８を用いて説明する。
第４の実施の形態のＭＲＩ装置は、第２の実施の形態と同様に、ＤＷＩ撮像方法にＢ０パルスを適用した撮像パルスシーケンスを実行するものであるが、第２の実施の形態と異なり、ベッド移動方向（ｚ方向）と位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの方向が一致するように設定されている。すなわち、撮像断面は、ＳＡＧ（矢状断面）またはＣＯＲ（冠状断面）であり、ＭＰＧ１０５，１０７は、ＡＰ（前後）方向（ｙ方向）またはＲＬ（左右）方向（図１のｘ方向）に印加する。

この場合、図８に示したように、Ｂ0パルス１１０１〜１１０２をベッド移動方向であるＧｐ方向の傾斜磁場パルス１０８〜１０９に対応させて印加する。Ｇｐ方向の傾斜磁場パルス１０８〜１０９は、位相エンコードパルスのプリパルス１０８と、複数のブリップ傾斜磁場１０９である。Ｂ0パルス１１０１〜１１０２のそれぞれの強度（波形）は、Ｇｐパルス１０８〜１０９の強度（Ｇｒ）にベッド移動量（−ｖｔ）１１０３を掛けた（Ｇｐ(t)×(−ｖｔ)）である。

このように、第４の実施の形態では、ベッド４１２の移動方向（ｚ方向）が位相エンコード傾斜磁場Ｇｐ方向であっても、傾斜磁場パルスＧｐ１０８〜１０９を補正するＢ0パルス１１０１〜１１０２を印加することにより、ベッド４１２の移動に起因して、励起領域に印加される傾斜磁場Ｇｐの誤差（Ｇｐ(t)×(ｖｔ)）を打ち消すことができる。これにより、ベッド移動により、取得されるデータに生じる誤差を抑制することができる。

第１〜第４の実施の形態において、Ｂ0パルスの印加は、視野内のすべての磁化の位相を早めたり遅らせたりする制御と等価であるので、本実施例で示した操作は、ＲＦ照射周波数、ＲＦ照射位相、ＲＦ受信位相の制御を行うことによって（部分的に適用することも含めて）、得られる作用と同等である。しかし、本実施の形態では、Ｂ０コイル４１５を傾斜磁場コイル４０３と同期して動作させることにより実施することができるため、パルスシーケンスの設計が簡便である、という大きな特徴がある。また、オブリーク撮像にも適用でき、さらに、ＥＰＩのようなマルチエコーシーケンスや、高強度のＭＰＧパルスを用いる拡散強調撮影にも適用できる。

上述してきたように、本発明は、テーブルを連続的に移動中に被検体を励起しＮＭＲデータを取得することにより、広い部位を撮像するムービングベッド全身撮像法において、高速でテーブル移動するＭＲＩ装置、もしくはＤＷＩのような高強度の傾斜磁場を印加するパルスシーケンスにおいて画質劣化を抑制する効果がある。

本発明の第１の実施の形態のＭＲＩ装置の構成を示すブロック図。 図１のＭＲＩ装置の一部の構成を示すブロック図。 第１の実施の形態で実施する３Ｄグラディエントエコーシーケンスの典型例を示す説明図。 第１の実施の形態において実施する、図３のシーケンスにＢ0パルスを追加した本発明のパルスシーケンスを示す説明図。 （ａ）第１の実施の形態において、ベッドの移動に伴い、励起領域に印加される傾斜磁場が移動しことを示すグラフ、（ｂ）Ｂ0パルス７０２内の時間ｔｂの前後において、傾斜磁場が移動し、印加すべきＢ0が変化することを示すグラフ。 第２の実施の形態のベッド移動方向がＧｓ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図。 第３の実施の形態のベッド移動方向がＧｒ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図本発明の他の実施例を示す図。 第４の実施の形態のベッド移動方向がＧｐ方向のＤＷＩ撮像シーケンスにＢ0パルスを適用したパルスシーケンスを示す説明図。 従来のムービングベッド撮像方法の概要を示す説明図。 従来のムービングベッド撮像方法において、テーブルに対して水平に撮像断面を設定した場合の撮像領域の移動を示すための、（ａ）上面図および（ｂ）側面図。 （ａ）従来のムービングベッド撮像方法において、ベッドの位置（撮像領域）と取得されるデータとの関係を示す説明図、（ｂ）取得データを連続的につなげた状態を示す説明図。

符号の説明

１２６〜１３０…Ｂ0パルス、４０１…被検体、４０２…磁石、４０３…傾斜磁場コイル、４０４…ＲＦコイル、４０５…ＲＦプローブ、４０６…信号検出部、４０７…信号処理部、４０８…画像表示部、４０９…傾斜磁場電源、４１０…ＲＦ送信部、４１１…制御部、４１２…ベッド、４１５…Ｂ0コイル、４１６…Ｂ0コイル電源、７０１、７０２…Ｂ0パルス。

Claims (6)

1. 撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生部と、被検体を搭載して前記撮像空間に配置するテーブルと、前記テーブルを連続的に移動させる駆動部と、前記撮像空間に傾斜磁場パルスを印加する傾斜磁場発生部と、前記撮像空間に高周波磁場パルスを照射する高周波照射部と、前記被検体が発生する核磁気共鳴信号を取得する検出部と、前記検出部の検出信号を演算処理し画像を生成する信号処理部と、前記駆動部、前記高周波照射部および前記傾斜磁場発生部の動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有し、
   前記撮像空間に空間分布が一様な磁場パルス（Ｂ0パルス）を印加するためのＢ0コイルをさらに備え、
   前記パルスシーケンスは、前記テーブルを連続的に移動させながら、前記高周波磁場パルスの照射および前記傾斜磁場パルスの印加を行うものであり、
   前記制御部は、前記パルスシーケンスにおいて、前記テーブルの移動方向について前記傾斜磁場パルスを印加するのと同期して、前記Ｂ0パルスを印加することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
2. 請求項１に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、同期する前記傾斜磁場パルスの強度に対応した強度に設定することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
3. 請求項１または２に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの磁場強度を、１パルス内で時間に線形に変化させることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
4. 請求項１ないし３に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記制御部は、前記Ｂ0パルスの強度を、同期する前記傾斜磁場パルスの強度と、前記高周波磁場パルスの照射から該傾斜磁場パルスの印加までのテーブル移動距離との積に設定することを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
5. 請求項１ないし４に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記パルスシーケンスは、９０°励起用高周波磁場パルスと、１８０°励起用高周波磁場パルスと、該１８０°励起用高周波磁場パルスの前後に、所定の方向に印加される拡散強調用傾斜磁場パルスとを含む拡散強調画像撮像シーケンスであることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
6. 請求項５に記載の核磁気共鳴撮像装置において、前記拡散強調用傾斜磁場パルスは、前記テーブルの移動方向に印加され、前記Ｂ0パルスは、前記拡散強調用傾斜磁場パルスと同期して印加されることを特徴とする核磁気共鳴撮像装置。
   

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