WO2011148783A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び高周波磁場パルスの変調方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び高周波磁場パルスの変調方法 Download PDF

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阿部　貴之
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus), and in particular, an MRI apparatus suitable for UTE imaging in which a slice is selectively excited using a half-wave high-frequency pulse and a signal is measured with an ultrashort echo time (UTE).
  • an MRI apparatus suitable for UTE imaging in which a slice is selectively excited using a half-wave high-frequency pulse and a signal is measured with an ultrashort echo time (UTE).
  • UTE ultrashort echo time
  • a slice selective gradient magnetic field is applied together with a high-frequency magnetic field pulse in order to select and excite a specific region.
  • a high frequency magnetic field pulse a high frequency modulated by an envelope such as a symmetric sinc function is usually used.
  • the profile obtained by Fourier transforming the high-frequency magnetic field modulated by the sinc function in the frequency direction is rectangular, and a predetermined rectangular region determined by the slice gradient magnetic field is excited.
  • the slice refocus pulse is applied to refocus the phase of magnetization dispersed by the slice gradient magnetic field, but in UTE imaging, by applying the RF pulse including the fall time of the slice gradient magnetic field, The slice refocus pulse can be omitted.
  • the high-frequency magnetic field pulse is changed in accordance with the change of the slice gradient magnetic field. It is necessary to make it.
  • the response (slew rate) of the ideal (eg trapezoidal) slice gradient magnetic field pulse is usually used, but the slice actually applied
  • the gradient response is not necessarily an ideal slice gradient response.
  • a technique has been proposed in which the gradient magnetic field response that is output in hardware is calibrated based on the gradient magnetic field response measured in advance and the gradient magnetic field is output in a more ideal response (Non-patent Document 3). .
  • the gradient magnetic field response measured in advance is a gradient magnetic field response measured based on the reference gradient magnetic field pulse, and strictly speaking, is different from the gradient magnetic field response used in actual imaging.
  • the gradient magnetic field changes at the high output time (near the peak output) of the RF pulse (the gradient magnetic field fall time). Resulting in significant image quality degradation. Specifically, it leads to deterioration of the excitation characteristics of the slice, deviation of the slice thickness, blur in the slice direction, and the like. In UTE imaging, artifacts from the outside occur.
  • An object of the present invention is to enable modulation of a high-frequency magnetic field pulse based on a gradient magnetic field response that is actually used, thereby improving deterioration of slice excitation characteristics, and in particular, improving image quality in UTE imaging.
  • the present invention provides a method of simply measuring a slice gradient magnetic field response for each actual measurement and modulating a high-frequency magnetic field pulse using the actual gradient magnetic field response.
  • the MRI apparatus of the present invention calculates a slice gradient magnetic field response from a magnetic resonance signal measured by a pulse sequence using the same slice gradient magnetic field as the imaging sequence.
  • the pulse sequence for obtaining the slice gradient magnetic field response measures the magnetic resonance signal by applying a read gradient magnetic field in the same direction as the slice gradient magnetic field.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a gradient magnetic field generation unit, a transmission unit that generates a high-frequency magnetic field pulse, a reception unit that receives a magnetic resonance signal from a subject, and the gradient based on an imaging pulse sequence.
  • a control unit that controls a magnetic field generation unit, a transmission unit, and a reception unit, and the imaging pulse sequence includes a first measurement sequence and a second measurement sequence, and the first measurement sequence is the first measurement sequence.
  • the slice selection gradient magnetic field pulse is the same as the slice selection gradient magnetic field pulse used in the second measurement sequence, and the control unit generates the transmission unit using the magnetic resonance signal measured in the first measurement sequence.
  • a high-frequency magnetic field pulse calculating unit for calculating a waveform of the high-frequency magnetic field pulse; and in the second measurement sequence, a high frequency of the waveform calculated by the high-frequency magnetic field pulse calculating unit Controls the transmission unit to a magnetic field pulse is applied in conjunction with the slice selection gradient magnetic field pulses.
  • the first measurement sequence is a sequence in which an echo signal is collected by applying a readout gradient magnetic field pulse to the same axis as the slice selection gradient magnetic field
  • the control unit includes the first measurement sequence.
  • the phase profile of the magnetic resonance signal measured in the measurement sequence is calculated, the phase profile is differentiated in the time direction, and the high frequency magnetic field pulse is modulated using the differentiated profile.
  • the MRI apparatus of the present invention is an imaging pulse sequence in which the high-frequency magnetic field pulse is asymmetrical in the time axis direction, for example, a pulse that is halved from the symmetrical pulse in the time-axis direction, or the intensity of the gradient magnetic field pulse during application of the high-frequency magnetic field pulse.
  • This can be applied to an MRI apparatus provided with an imaging pulse sequence in which a high-frequency magnetic field pulse is applied even at the fall or rise time of a gradient magnetic field pulse.
  • the modulation method of the high-frequency magnetic field pulse of the present invention is a method of modulating the high-frequency magnetic field pulse for excitation of the MRI apparatus, applying the first high-frequency magnetic field pulse and the first slice gradient magnetic field pulse, A step of calculating a phase profile from an echo signal generated by applying a readout gradient magnetic field having the same axis as the gradient magnetic field, a step of differentiating the calculated phase profile in a time axis direction, and the first slice gradient magnetic field pulse, Modulating the second high-frequency magnetic field pulse applied together with the same second slice gradient magnetic field pulse using the profile after differentiation.
  • the actual gradient magnetic field response is measured immediately before imaging, and the high-frequency magnetic field pulse is modulated using the measurement data, so that the slice excitation characteristics are deteriorated due to the estimation error of the gradient magnetic field response. No image can be obtained.
  • UTE imaging using a half RF pulse it is possible to obtain a good image quality without artifacts.
  • summary of the MRI apparatus with which this invention is applied The figure which shows the imaging procedure by the 1st Embodiment of this invention
  • the figure which shows an example of the pulse sequence with which the MRI apparatus of this invention is provided Diagram showing calculation procedure of gradient magnetic field response
  • the figure which shows the calculation procedure of the high frequency magnetic field pulse shape (a)-(c) is a figure explaining the concept of rescaling among the procedures of FIG.
  • (a) is a figure which shows the shape of the gradient magnetic field calculated from the data of prior measurement
  • (b) is a figure which shows the modulation result of the calculated high frequency magnetic field pulse.
  • FIG. 1 shows an overall configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the MRI apparatus mainly includes a static magnetic field generation system 11 that generates a uniform static magnetic field around the subject 10, and magnetic fields in three axial directions (x, y, z) orthogonal to the static magnetic field.
  • Gradient magnetic field generating system 12 for providing a gradient, high-frequency magnetic field generating system 13 for applying an RF pulse to subject 10, receiving system 14 for detecting a magnetic resonance signal (MR signal) generated from subject 10, and receiving system 14
  • a reconstruction calculation unit 15 that reconstructs a tomographic image, a spectrum, and the like of an object using the MR signal received by the control unit 16 and a control system 16 that controls operations of the gradient magnetic field generation system 12, the high-frequency magnetic field generation system 13, and the reception system 14. It has.
  • the static magnetic field generation system 11 is provided with a magnet such as a permanent magnet or a superconducting magnet, and the subject is placed in the bore of the magnet.
  • the gradient magnetic field generation system 12 includes a gradient magnetic field coil 121 in three axial directions and a gradient magnetic field power source 122 that drives these gradient magnetic field coils 121.
  • the high-frequency magnetic field generating system 13 receives a high-frequency oscillator 131, a modulator 132 that modulates a high-frequency signal generated by the high-frequency oscillator 131, a high-frequency amplifier 133 that amplifies the modulated high-frequency signal, and a high-frequency signal from the high-frequency amplifier 133.
  • an irradiation coil 134 for irradiating the subject 10 with a high-frequency magnetic field pulse.
  • the receiving system 14 includes a receiving coil 141 that detects an MR signal from the subject 10, a receiving circuit 142 that receives a signal detected by the receiving coil 141, and an analog signal received by the receiving circuit 142 at a predetermined sampling frequency. And an A / D converter 143 for converting the signal.
  • the digital signal output from the A / D converter 143 is subjected to calculations such as correction calculation and Fourier transform in the reconstruction calculation unit 15 to reconstruct an image.
  • the processing result in the reconstruction calculation unit 15 is displayed on the display 17.
  • the control system 16 controls the operation of the entire apparatus described above, and in particular, a sequencer for controlling the operations of the gradient magnetic field generation system 12, the high-frequency magnetic field generation system 13 and the reception system 14 at a predetermined timing determined by the imaging method. 18 and a storage unit (not shown) for storing parameters necessary for control.
  • the control system 16 performs calculations and pulse sequence creation to determine the waveform of an RF pulse, which will be described later, and passes the result to the transmission system 13 such as the modulator 132 and the gradient magnetic field generation system 12 via the sequencer 18.
  • the timing of each magnetic field pulse generation controlled by the sequencer 18 is called a pulse sequence.
  • Various pulse sequences are stored in advance in the storage unit, and imaging is performed by reading out and executing a desired pulse sequence. In the MRI apparatus of the present invention, a pulse sequence for UTE imaging described later is provided as a pulse sequence.
  • the control system 16 and the reconstruction calculation unit 15 are provided with a user interface for the user to set conditions necessary for the internal processing. Through this user interface, parameters necessary for selecting an imaging method and executing a pulse sequence are set.
  • the MRI apparatus of the present invention is characterized in that an RF pulse applied during slice gradient magnetic field pulses such as UTE imaging is controlled corresponding to the slice gradient magnetic field pulses.
  • an RF pulse applied during slice gradient magnetic field pulses such as UTE imaging is controlled corresponding to the slice gradient magnetic field pulses.
  • FIG. 2 shows an operation procedure of the present embodiment
  • FIG. 3 shows a pulse sequence diagram according to the present embodiment.
  • the imaging according to the present embodiment is configured with a preliminary measurement 100 for measuring a gradient magnetic field pulse and a main measurement 200 using an RF pulse shape determined from the result of the preliminary measurement. .
  • the above measurement 326 is repeated by changing the polarity of the slice gradient magnetic field pulse 323 applied simultaneously with the half RF pulse 321 to obtain a pair of signals.
  • the echo obtained by excitation with a half RF pulse is the measurement data from one side from the origin when considering the slice axis of k-space, but the signal obtained by two measurements with different polarity of the slice gradient magnetic field By performing complex addition, it is possible to obtain a signal equivalent to that obtained when a full RF pulse is used.
  • Step 110 The pre-measurement pulse sequence 310 is executed.
  • the pre-measurement pulse sequence 310 as shown on the left side of FIG. 3, while applying the same slice gradient magnetic field 312 as the slice gradient magnetic field 322 of the main imaging pulse sequence 320, the half RF pulse 311 is applied, and then the readout gradient magnetic field is applied.
  • the echo signals are measured 317 by applying 314 and 315 to the same axis as the slice gradient magnetic field. Subsequently, the same measurement 319 is performed while applying the same slice gradient magnetic field 313 as the slice gradient magnetic field 323 of the main imaging pulse sequence 320 to obtain an echo signal.
  • Step 120 Using the pair of echo signals obtained in step 110, gradient magnetic field pulses 312 and 313 are calculated. Details of step 120 are shown in FIG.
  • phase profile of the signal is obtained (step 121).
  • the phase can be calculated by calculating the arc tangent of the real part and the imaginary part of the complex signal, and is proportional to the integral value of the actually applied slice gradient magnetic field, as will be described below.
  • the entire phase calculated for all sample points is called a phase profile.
  • the transverse magnetization of the signal measured by applying the readout gradient magnetic field to the axis of the slice gradient magnetic field can be expressed by the following equation (1).
  • x is the position in the slice direction
  • M 0 is the initial magnetization
  • rf (t) is the high-frequency magnetic field pulse
  • G (s) is the gradient magnetic field pulse in the slice direction, and represents the gradient magnetic field strength in the time axis s direction.
  • the echo signal m (t) calculated by the pre-measurement is expressed by the expression in the integral symbol of Expression (1) as shown in Expression (2).
  • step 121 the left side of equation (3) is determined, which is proportional to the integral of G (s).
  • Equation (4) G (s) is expressed as G (t) in accordance with the phase time axis t.
  • Step 210 Based on the gradient magnetic field pulse output G (t) obtained in step 120, the shape of the half RF pulse used in the main imaging is calculated. That is, the half RF pulse designed as the main imaging pulse sequence is modulated by the gradient magnetic field output G (t) obtained in step 120. Details of this step 210 are shown in FIG.
  • rescaling of the sample time of the half RF pulse (hereinafter referred to as the original RF pulse) rf designed as the high-frequency magnetic field pulse of this measurement pulse sequence is performed (steps 211 and 212).
  • the sample interval k (t) in the slice direction (kz direction) of the k space also changes and is not equal.
  • the RF pulse is hard-controlled, it is controlled at equal sample intervals. Rescaling is a process of changing the time interval of the RF pulse corresponding to the changing sample interval in the kz direction.
  • the sample interval in the kz direction is narrower than the regions 701 and 703 in the central region 702, as indicated by the upper kz axis in (c).
  • this is a rescale process, which means that the RF pulse waveform shown in (a) is sampled in the gradient magnetic field strength change, that is, in the kz space. It means to extend in the time axis direction according to the interval.
  • Equation (6) a cumulative sum Gsum (t) of the gradient magnetic field pulses G (s) obtained in Step 120 is created (Step 211), and the maximum value Max (Gsum ( Normalize at t)) and rescale the sample interval t in the time direction at that rate (step 212).
  • k (t) is equivalent to a sample point in the slice direction of the k space.
  • rf (t ') is created by interpolating the values of equally spaced sample points in the time direction (t 'Is an equally spaced sample point ranging from 0 to T) (step 213).
  • G (t) _max is the maximum value of G (t). That is, RF (t ′) is obtained by multiplying rf (t ′) by G (t) normalized by the maximum value.
  • Step 220 Using the RF pulse RF (t ′) calculated in step 210, an imaging pulse sequence for the main measurement is created.
  • Step 230 The imaging pulse sequence created in step 210 is executed. This pulse sequence is based on the pulse sequence 320 shown in FIG. 3 and the half RF pulse shape is modulated, and the other pulses are as described above.
  • the measurement is repeated with different readout gradient magnetic fields, and the obtained MR signal (2D data) is sent to the reconstruction calculation unit 15.
  • the reconstruction calculation unit 15 reconstructs an image using this MR signal, displays it on the display 17, and stores it in a storage medium (not shown) or transfers it to another modality as necessary.
  • the means for measuring the actual gradient magnetic field response immediately before imaging and the means for modulating the high-frequency magnetic field pulse using the measurement data are provided. Therefore, it is possible to obtain a good image quality without artifacts.
  • Fig. 9 shows the imaging procedure of this embodiment.
  • the prior measurement of the response of the gradient magnetic field pulse is the same as in the first embodiment. That is, also in the present embodiment, the pre-measurement pulse sequence 310 shown in FIG. 3 is executed using the same slice gradient magnetic field as the slice gradient magnetic field used in the imaging pulse sequence of the main measurement to obtain an echo signal (step 901). ). The response of the slice gradient magnetic field is calculated by obtaining the phase of the obtained echo signal and differentiating it.
  • the waveform of the RF pulse used in the main measurement is calculated, and in the subsequent main imaging, an imaging pulse sequence is executed using the calculated RF pulse (step 902).
  • the RF pulse waveform calculation is performed according to the procedure shown in FIGS. 4 and 6 as in the first embodiment.
  • step 904 If the slice thickness and / or slice cross-section is changed after this measurement (step 904), return to the pre-measurement step 901, measure the slice gradient magnetic field response, calculate the RF pulse waveform, and change the slice conditions This measurement is performed with. If the slice condition is not changed, the main measurement is repeated until the imaging is completed (step 903).
  • the RF pulse can be changed in real time in conjunction with the change of the slice condition, and a good image can be obtained even in imaging in which the response of the slice gradient magnetic field changes during imaging. .
  • the present invention is not limited to UTE imaging but also a pulse sequence in which the slice gradient magnetic field strength changes during excitation by RF pulses. If there is, it can be applied.
  • imaging include two-dimensional cylinder excitation (Magn. Reson. Med., 17 (2): 390-401, 1991, J. Magn. Reson., 87: 639-645, 1990).
  • the slice gradient magnetic field response is obtained by calculation from the measured signal. be able to.
  • 11 static magnetic field generation system 12 gradient magnetic field generation system, 13 high frequency magnetic field generation system, 14 reception system, 15 reconstruction calculation unit, 16 control system, 17 display, 18 sequencer

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Abstract

　実際に用いられる傾斜磁場応答に基づく高周波磁場パルスの変調を可能にし、これによりスライス励起特性の劣化を改善する。そのために、第1の計測シーケンスと、第2の計測シーケンスとを含む撮像パルスシーケンスを実行する。第1の計測シーケンスは第2の計測シーケンスで用いるスライス選択傾斜磁場パルスと同じスライス選択傾斜磁場パルスを用いる。第1の計測シーケンスで計測した磁気共鳴信号の位相を微分し、その結果を用いて高周波磁場パルスの波形を算出する。第2の計測シーケンスでは、算出された波形の高周波磁場パルスをスライス選択傾斜磁場パルスとともに印加し、画像用磁気共鳴信号を計測する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び高周波磁場パルスの変調方法
　本発明は磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という)に関し、特に、半波形の高周波パルスを用いてスライス選択励起し、超短エコー時間(UTE)で信号を計測するUTE撮像に適したMRI装置に関する。
　MRI装置では、被検体の原子核スピンを励起して核磁気共鳴信号を発生させる際に、特定の領域を選択して励起するために、高周波磁場パルスとともにスライス選択傾斜磁場を印加する。高周波磁場パルスとしては、通常、対称sinc関数などのエンベロープで変調された高周波が用いられる。sinc関数で変調された高周波磁場を周波数方向にフーリエ変換したプロファイルは矩形であり、スライス傾斜磁場で決まる所定の矩形の領域が励起されることになる。
　上述した対称関数をエンベロープ(所定の波形)とする高周波磁場パルス(これをフルRFパルスという)に対し、その半分の波形(所定の波形の一部分の波形)の高周波磁場パルス(ハーフRFパルスという)を用いた方法がある(特許文献1、特許文献2など)。ハーフRFパルスは、例えば対称sincパルスをそのピークを中心として時間方向の前後に分けたとき、その前半の波形のみを用いたパルスである。
　特許文献1等で提案されたUTE撮像では、このハーフRFパルスを適用し、スライス傾斜磁場のリフォーカスパルスを省くとともに、他のTEを増加させる要素、すなわち、位相エンコード傾斜磁場および読み出し傾斜磁場のディフェイズ傾斜磁場をも省くことで、スピン励起から極めて短時間で信号を計測することを可能にしている。このようにUTE撮像ではTEを極めて短くできるため、従来のMRIでは画像化が困難であった横緩和時間T2の短い組織、例えば骨組織等の撮像への応用が期待されている。
　スライスリフォーカスパルスは、スライス傾斜磁場により分散した磁化の位相をリフォーカスするために印加されるものであるが、UTE撮像ではスライス傾斜磁場の立下げ時間も含めてRFパルスを印加することで、スライスリフォーカスパルスを省くことができる。ただし、傾斜磁場の立下げ時間では、傾斜磁場が所定のスルーレートで変化することになるので、同一スライス厚で励起するためには、このスライス傾斜磁場の変化に応じて、高周波磁場パルスを変化させることが必要となる。スライス傾斜磁場の変化に応じて、高周波磁場パルスを変調するとともに部分的に印加時間を延長し、スライス傾斜磁場による周波数変化に追随した高周波磁場パルスを出力する技術は、VERSE(Variable-Rate Selective Excitation)として知られており(非特許文献1、特許文献3)、特許文献1に記載されたUTE撮像でもこの技術を採用することが記載されている。
　スライス傾斜磁場による空間的な周波数変化に追随した高周波磁場パルスの計算には、通常、理想形(例えば台形)のスライス傾斜磁場パルスの応答(スルーレート)が用いられるが、実際に印加されるスライス傾斜磁場の応答は必ずしも理想的なスライス傾斜磁場応答ではない。この問題に対し、事前に測定された傾斜磁場応答をもとにハード出力される傾斜磁場応答を校正し傾斜磁場をより理想的な応答に出力する技術が提案されている(非特許文献3)。
米国特許5025216号公報 米国特許5150053号公報 米国特許4760336号公報
JMRI 25:279-289(2007) JMR 78,440-458(1988) Proc.Intl.Soc.Mag.Reson.Med.11(2004),p628
　事前に測定された傾斜磁場応答は基準傾斜磁場パルスをもとに測定された傾斜磁場応答であり厳密には実際の撮像で用いられる傾斜磁場応答と異なる。ハーフRFパルスを使用する場合、RFパルスの高出力時間(ピーク出力近辺)で傾斜磁場が変化するタイミング(傾斜磁場のたち下がり時間)となるため、実際の傾斜磁場応答の推定誤差が高周波磁場パルスの変調誤差につながり、顕著な画質劣化となる。具体的にはスライスの励起特性の劣化、スライス厚のずれ、スライス方向のボケ等につながる。UTE撮像では面外からのアーチファクトが生じる。
　本発明は、実際に用いられる傾斜磁場応答に基づく高周波磁場パルスの変調を可能にし、これによりスライス励起特性の劣化を改善することに、特にUTE撮像における画質を向上することを課題とする。
　上記問題を解決するため、本発明は、実際の計測毎に、簡便にスライス傾斜磁場応答を測定し実際の傾斜磁場応答を用いて高周波磁場パルスを変調する手法を提供する。本発明のMRI装置は、撮像シーケンスと同じスライス傾斜磁場を用いたパルスシーケンスにより計測した磁気共鳴信号からスライス傾斜磁場応答を算出する。スライス傾斜磁場応答を求めるためのパルスシーケンスは、スライス傾斜磁場と同軸方向に読み出し傾斜磁場を印加して磁気共鳴信号を計測する。
　本発明のMRI装置は、具体的には、傾斜磁場発生部と、高周波磁場パルスを発生する送信部と、被検体からの磁気共鳴信号を受信する受信部と、撮像パルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生部、送信部および受信部を制御する制御部と、を備え、前記撮像パルスシーケンスは、第1の計測シーケンスと、第2の計測シーケンスとを含み、前記第1の計測シーケンスは前記第2の計測シーケンスで用いるスライス選択傾斜磁場パルスと同じスライス選択傾斜磁場パルスを用いるものであり、前記制御部は、前記第1の計測シーケンスで計測した磁気共鳴信号を用いて前記送信部が発生する高周波磁場パルスの波形を算出する高周波磁場パルス算出部を備え、前記第2の計測シーケンスにおいて、前記高周波磁場パルス算出部が算出した波形の高周波磁場パルスを前記スライス選択傾斜磁場パルスとともに印加するように前記送信部を制御する。
　また本発明のMRI装置において、第1の計測シーケンスは、読み出し傾斜磁場パルスを前記スライス選択傾斜磁場と同じ軸に印加してエコー信号を収集するシーケンスであり、前記制御部は、前記第1の計測シーケンスで計測した磁気共鳴信号の位相プロファイルを算出し、当該位相プロファイルを時間方向に微分し、微分後のプロファイルを用いて高周波磁場パルスを変調する。
　本発明のMRI装置は、高周波磁場パルスが時間軸方向に非対称なパルス例えば時間軸方向に対称なパルスを半分にしたパルスである撮像パルスシーケンスや、高周波磁場パルスの印加中に傾斜磁場パルスの強度が変化する撮像パルスシーケンス例えば傾斜磁場パルスの立下りや立ち上り時間にも高周波磁場パルスを印加する撮像パルスシーケンスを備えたMRI装置に適用することができる。
　本発明の高周波磁場パルスの変調方法は、MRI装置の励起用高周波磁場パルスを変調する方法であって、第1の高周波磁場パルスと第1のスライス傾斜磁場パルスを印加し、前記第1のスライス傾斜磁場と同じ軸の読み出し傾斜磁場を印加して発生させたエコー信号から位相プロファイルを算出するステップと、算出した位相プロファイルを時間軸方向に微分するステップと、前記第1のスライス傾斜磁場パルスと同じ第2のスライス傾斜磁場パルスとともに印加される第2の高周波磁場パルスを、微分後のプロファイルを用いて変調するステップとを含むものである。
　本発明のMRI装置によれば、撮像の直前に実際の傾斜磁場応答を測定し、その計測データを用いて高周波磁場パルスを変調するので、傾斜磁場応答の推定誤差に伴うスライス励起特性の劣化のない画像を得ることができる。特に、ハーフRFパルスを用いたUTE撮像において、アーチファクトのない良好な画質を得ることができる。
本発明が適用されるMRI装置の全体概要を示す図 本発明の第1の実施形態による撮像手順を示す図 本発明のMRI装置が備えるパルスシーケンスの一例を示す図 傾斜磁場応答の算出手順を示す図 事前計測されたエコー信号を時間方向に微分した結果の一例を示す図 高周波磁場パルス形状の算出手順を示す図 (a)～(c)は、図6の手順のうちリスケールの概念を説明する図である。 (a)は事前計測のデータから計算された傾斜磁場の形状を示す図、(b)は計算された高周波磁場パルスの変調結果を示す図である。 本発明の第2の実施形態による撮像手順を示す図
　以下、本発明の実施の形態を説明する。
　図1に本発明が適用されるMRI装置の全体構成図を示す。MRI装置は、図1に示すように、主として、被検体10の周囲に均一な静磁場を発生する静磁場発生系11と、静磁場に直交する3軸方向(x、y、z)の磁場勾配を与える傾斜磁場発生系12と、被検体10にRFパルスを印加する高周波磁場発生系13と、被検体10から発生する磁気共鳴信号(MR信号)を検出する受信系14と、受信系14が受信したMR信号を用いて被検体の断層画像やスペクトルなどを再構成する再構成演算部15と、傾斜磁場発生系12、高周波磁場発生系13および受信系14の動作を制御する制御系16を備えている。
　静磁場発生系11は、図示していないが、永久磁石や超電導磁石などの磁石が配置され、磁石のボア内に被検体が置かれるようになっている。傾斜磁場発生系12は3軸方向の傾斜磁場コイル121と、これら傾斜磁場コイル121を駆動する傾斜磁場電源122とからなる。高周波磁場発生系13は、高周波発振器131と、高周波発振器131が発生する高周波信号を変調する変調器132と、変調された高周波信号を増幅する高周波増幅器133と、高周波増幅器133からの高周波信号を受けて高周波磁場パルスを被検体10に照射する照射コイル134とからなる。
　RFパルスの周波数および波形(エンベロープ)は、それぞれ、高周波発振器131の周波数および変調器132からの変調信号によって決まり、制御系16の制御により変調器132からの変調信号を変更することにより所望の波形のRFパルスを出力することができる。
　受信系14は、被検体10からのMR信号を検出する受信コイル141と、受信コイル141が検出した信号を受信する受信回路142と、受信回路142で受信したアナログ信号を所定のサンプリング周波数でデジタル信号に変換するA/D変換器143とからなる。A/D変換器143から出力されるデジタル信号は再構成演算部15で、補正計算、フーリエ変換などの演算が施され、画像が再構成される。再構成演算部15における処理結果は、ディスプレイ17に表示される。
　制御系16は、上述した装置全体の動作を制御するもので、特に、傾斜磁場発生系12、高周波磁場発生系13及び受信系14の動作を撮像方法によって決まる所定のタイミングで制御するためにシーケンサ18と、制御に必要なパラメータ等を記憶する記憶部(図示せず)などを備えている。制御系16、また、後述するRFパルスの波形を決めるための演算やパルスシーケンスの作成を行い、結果をシーケンサ18を介して変調器132等の送信系13および傾斜磁場発生系12に渡す。シーケンサ18で制御される各磁場パルス発生のタイミングは、パルスシーケンスと呼ばれ、各種のパルスシーケンスが予め記憶部に格納されており、所望のパルスシーケンスを読み出し実行することにより撮像が行なわれる。本発明のMRI装置では、パルスシーケンスとして後述するUTE撮像のパルスシーケンスが備えられている。
　制御系16および再構成演算部15は、それら内部の処理に必要な条件などをユーザーが設定するためのユーザーインターフェイスを備えている。このユーザーインターフェイスを通して、撮像方法の選択やパルスシーケンスの実行に必要なパラメータの設定が行なわれる。
　本発明のMRI装置は、上述の構成において、UTE撮像等の、スライス傾斜磁場パルスが変化する間に印加されるRFパルスを、そのスライス傾斜磁場パルスに対応して制御することに特徴がある。以下、RFパルスの制御手法に主眼を置いて、本発明のMRI装置の動作の実施の形態を説明する。
　＜第1の実施の形態＞
　図2に本実施の形態の動作手順を、図3に本実施の形態によるパルスシーケンス図を示す。
　図2に示すように、本実施の形態の撮像は、傾斜磁場パルスを測定するための事前計測100と、事前計測の結果から決定されるRFパルス形状を用いた本計測200とで構成される。
　事前計測100は、本計測200で用いられるスライス傾斜磁場と同じ条件で印加されるスライス傾斜磁場の出力を算出するための計測であり、図3に示す事前計測パルスシーケンス310の実行ステップ110とそれに続く傾斜磁場出力(実際の傾斜磁場の応答)の計算ステップ120とからなる。本計測200は、本実施の形態では、UTE撮像シーケンスに基づく計測であり、事前計測100で算出された傾斜磁場応答を用いたRFパルスの計算ステップ210と、計算ステップ210で算出されたRFパルスを用いた撮像パルスシーケンス320の作成ステップ220と、作成された撮像シーケンス320の実行ステップ230とからなる。
　撮像パルスシーケンス320は、公知のUTE撮像シーケンスである。簡単に説明すると、図3の右側に示したように、ハーフRFパルス321をスライス傾斜磁場パルス322とともに印加し、2軸方向の読み出し傾斜磁場324、325を印加しながら信号を計測326する。UTE撮像は、ハーフRFパルスを用いるとともに、読み出し傾斜磁場324、325の立ち上り時点から信号計測326を開始し、ディフェイズのための傾斜磁場を不要にすることにより、極めて短いTEの信号計測を可能にしている。
　上記計測326を、ハーフRFパルス321と同時に印加するスライス傾斜磁場パルス323の極性を異ならせて繰り返し、一対の信号を得る。ハーフRFパルスによる励起で得られるエコーは、k空間のスライス軸を考えたときに、その原点から片側の計測データであるが、スライス傾斜磁場の極性を異ならせた2回の計測で得た信号を複素加算することにより、フルRFパルスを用いたときと等価な信号を得ることができる。
　これら一対の計測を読み出し傾斜磁場の強度を変えて繰り返すことにより、2次元の画像再構成に必要なデータを得ることができる。
　このような本撮像パルスシーケンスを踏まえて、以下、図2に示す各ステップの詳細を説明する。
　＜＜ステップ110＞＞
　事前計測パルスシーケンス310を実行する。事前計測パルスシーケンス310では、図3の左側に示したように、本撮像パルスシーケンス320のスライス傾斜磁場322と同じスライス傾斜磁場312を印加しながら、ハーフRFパルス311を印加した後、読み出し傾斜磁場314、315をスライス傾斜磁場と同じ軸に印加してエコー信号を計測317する。続けて、本撮像パルスシーケンス320のスライス傾斜磁場323と同じスライス傾斜磁場313を印加しながら同様の計測319を行い、エコー信号を得る。
　この事前計測パルスシーケンス310は、読み出し傾斜磁場314、315をスライス傾斜磁場312、313と同軸方向に印加することが特徴であり、これによりスライス傾斜磁場応答の情報をエコー信号から算出可能となる。なお、図3の事前計測では、本計測320で用いる正負一対のスライス傾斜磁場に対応して、スライス傾斜磁場312、313の極性を異ならせた2回の計測を行っているが、一方の極性の傾斜磁場パルスを用いた計測を行い、その結果から他方の極性の傾斜磁場パルス応答を推定(符号を反転させる)することも可能である。
　＜＜ステップ120＞＞
　ステップ110で得た一対のエコー信号を用いて、傾斜磁場パルス312、313を算出する。本ステップ120の詳細を図4に示す。
　まず、2回の計測で得られた信号(複素信号)のそれぞれについて、信号の位相プロファイルを求める(ステップ121)。位相は、複素信号の実部と虚部とのアークタンジェントを計算することにより算出することができ、以下、説明するように、実際に印加されたスライス傾斜磁場の積分値に比例する。なお全てのサンプル点について計算された位相の全体を位相プロファイルという。
　読み出し傾斜磁場をスライス傾斜磁場の軸に印加することによって計測された信号の横磁化は、次式(1)で表わすことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　ここで、ｘはスライス方向の位置、M0は初期磁化、rf(t)は高周波磁場パルス、G(s)はスライス方向の傾斜磁場パルスであり、時間軸ｓ方向の傾斜磁場強度を表している。
　事前計測により計算されるエコー信号m(t)は、式(2)に示すように、式(1)の積分記号の中の式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　そして、取得したエコー信号の位相φ(t)は式(3)で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
 　すなわち、ステップ121では、式(3)の左辺が求められ、それはG(s)を積分したものに比例する。
　次にステップ121で求めた計測信号の位相プロファイルを時間軸(t)方向に微分する(ステップ122)。位相プロファイルを微分した結果は、式(4)に示すように、傾斜磁場パルスに比例したものとなる。なお式(4)では、位相の時間軸tに合わせて、G(s)をG(t)と表記している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
 　位相を微分した結果に対し、下記のマスクmask(t)を掛けて式(5)によりG(t)を抽出する(ステップ123)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　こうして傾斜磁場パルスの出力G(t)を求めることができる。
　図5に、事前計測によって得られたエコー信号501と、その位相を時間方向に微分したプロファイル502(上記式(4)で得られた結果)を示す。図5(b)は、(a)の主要部分を拡大した図である。
　＜＜ステップ210＞＞
　ステップ120で得られた傾斜磁場パルス出力G(t)をもとに、本撮像で用いるハーフRFパルスの形状を算出する。すなわち、本撮像パルスシーケンスとして設計されたハーフRFパルスを、ステップ120で得られた傾斜磁場出力G(t)で変調する。本ステップ210の詳細を図6に示す。
　まず本計測パルスシーケンスの高周波磁場パルスとして設計されたハーフRFパルス(以下、オリジナルのRFパルスという)rfのサンプル時間のリスケールを行う(ステップ211、212)。RFパルスによる励起の印加中に傾斜磁場が変化する場合、k空間のスライス方向(kz方向)のサンプル間隔k(t)も変化し等間隔ではなくなる。一方、RFパルスをハード制御する場合は、等間隔のサンプル間隔で制御される。変化するkz方向のサンプル間隔に対応して、RFパルスの時間間隔を変更する処理がリスケールである。
　リスケールの概念を、フルRFパルスを用いた場合の励起を例にして図7により説明する。図中、(a)は、傾斜磁場パルスの強度が一定であるときにRFパルスを印加する一般的なスライス励起を示し、(b)は傾斜磁場パルスがRFパルス印加中に変化するスライス励起を示しており、横軸は時間軸である。(b)では、RFパルス印加中の傾斜磁場パルス強度が、両端の領域701、703で一定で、中央の領域702で減少している。この場合、スライス方向のk空間走査(kz走査)は、(c)の上側のkz軸に示すように、kz方向のサンプル間隔が、中央の領域702で領域701、703より狭くなっている。これを、(c)の下側のkz軸に示すように、等間隔にする処理がリスケールであり、このことは、(a)に示すRFパルス波形を傾斜磁場強度変化すなわちkz空間でのサンプル間隔に合わせて時間軸方向に延長することを意味する。
　具体的には、式(6)で示すように、ステップ120で得られた傾斜磁場パルスG(s)の累積和Gsum(t)を作成し(ステップ211)、それを最大値Max(Gsum(t))で正規化し、その割合で時間方向のサンプル間隔tをリスケールする(ステップ212)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　ここで、k(t)はk空間のスライス方向のサンプル点と等価である。
　オリジナルのRFパルスrf(k(t))をリスケールしたものは時間軸方向に延長されているので、時間方向に等間隔のサンプル点の値を補間してrf(t’)を作成する(t’は0～Tの範囲の等間隔のサンプル点である)(ステップ213)。
　最後に、リスケール後のrf(t’)と、ステップ120で得られた傾斜磁場出力G(t)とを用いて、本撮像のRFパルス311(RF(t’))を式(7)によりを計算する(ステップ214)。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　式(7)中、G(t)_maxはG(t)の最大値である。すなわち、rf(t’)にG(t)を最大値で正規化したものを掛けることにより、RF(t’)が求められる。
　図8(a)に理想的な傾斜磁場パルスに対して本実施の形態で計測された傾斜磁場パルスの応答(式(5)の結果)を、図8(b)に本実施の形態で計測された傾斜磁場パルスの応答を用いて、高周波磁場パルスを変調した結果(式(7)の結果)を示す。
　＜＜ステップ220＞＞
　ステップ210で算出されたRFパルスRF(t’)を用いて、本計測の撮像パルスシーケンスを作成する。
　＜＜ステップ230＞＞
　ステップ210で作成された撮像パルスシーケンスを実行する。このパルスシーケンスは、図3に示すパルスシーケンス320を基本として、ハーフRFパルス形状が変調されたものであり、それ以外のパルスは前述したとおりである。読み出し傾斜磁場を異ならせて繰り返し計測を行い、得られたMR信号(2Dデータ)を再構成演算部15に送る。再構成演算部15は、このMR信号を用いて画像を再構成し、ディスプレイ17に表示するとともに、必要に応じて、図示しない記憶媒体に記憶したり、他のモダリティに転送する。
　本実施の形態によれば、撮像の直前に実際の傾斜磁場応答を測定する手段とその計測データを用いて高周波磁場パルスを変調する手段を備えたことにより、ハーフRFパルスを用いたUTE撮像において、アーチファクトのない良好な画質を得ることができる。
　＜第2の実施の形態＞
　次に、本発明を、スライス選択の条件を変更しながら連続して撮像するMRI装置に適用した実施の形態を説明する。本実施の形態が対象とする連続撮像として、例えば、関節の屈折動作等の被検体動作に応じてスライス断面や撮像条件をインタラクティブに変更しながら撮像する動態撮像や、3D撮像から2D撮像に切り替える撮像などがある。
　図9に本実施の形態の撮像手順を示す。本実施の形態においても、本計測に先立って、本計測で用いるRFパルスの形状を決定するために、傾斜磁場パルスの応答の事前計測を行うことは第1の実施の形態と同じである。すなわち、本実施の形態においても、本計測の撮像パルスシーケンスで用いるスライス傾斜磁場と同じスライス傾斜磁場を用いて、図3に示す事前計測のパルスシーケンス310を実行し、エコー信号を得る(ステップ901)。得られたエコー信号の位相を求め、それを微分することによりスライス傾斜磁場の応答を算出する。
　次いで算出されたスライス傾斜磁場の応答を用いて、本計測で用いるRFパルスの波形を計算し、続く本撮像では計算されたRFパルスを用いて撮像パルスシーケンスを実行する(ステップ902)。RFパルスの波形計算は、第1の実施の形態と同様に、図4および図6に示す手順に従い行う。
　本計測後に、スライス厚および/またはスライス断面の変更があった場合には(ステップ904)、事前計測ステップ901に戻り、スライス傾斜磁場応答の測定、RFパルス波形の計算を行い、変更したスライス条件で本計測を行う。スライス条件の変更がない場合には、撮像が終了するまで本計測を繰り返す(ステップ903)。
　本実施の形態によれば、スライス条件の変更に連動して、リアルタイムでRFパルスを変更することができ、スライス傾斜磁場の応答が撮像中に変化する撮像においても良好な画像を得ることができる。
　以上、本発明の実施の形態として本発明をUTE撮像に適用した各実施形態を説明したが、本発明はUTE撮像のみならず、RFパルスによる励起中にスライス傾斜磁場強度が変化するパルスシーケンスであれば、適用することが可能である。そのような撮像として、例えば、二次元シリンダー型励起(Magn.Reson.Med.,17(2):390-401,1991,J.Magn.Reson.,87:639－645，1990)などが挙げられ、いずれの場合にも、事前計測において、本計測とスライス傾斜磁場パルスを用い、読み出し傾斜磁場をスライス軸にして信号を計測することにより、計測された信号からスライス傾斜磁場応答を計算によって求めることができる。
　11　静磁場発生系、12　傾斜磁場発生系、13　高周波磁場発生系、14　受信系、15　再構成演算部、16　制御系、17　ディスプレイ、18　シーケンサ

Claims (13)

  1. 　傾斜磁場発生部と、高周波磁場パルスを発生する送信部と、被検体からの磁気共鳴信号を受信する受信部と、撮像パルスシーケンスに基づいて前記傾斜磁場発生部、送信部および受信部を制御する制御部と、を備え、
    　前記撮像パルスシーケンスは、第1の計測シーケンスと、第2の計測シーケンスとを含み、前記第1の計測シーケンスは前記第2の計測シーケンスで用いるスライス選択傾斜磁場パルスと同じスライス選択傾斜磁場パルスを用いるものであり、
    　前記制御部は、前記第1の計測シーケンスで計測した磁気共鳴信号を用いて前記送信部が発生する高周波磁場パルスの波形を算出する高周波磁場パルス算出部を備え、前記第2の計測シーケンスにおいて、前記高周波磁場パルス算出部が算出した波形の高周波磁場パルスを前記スライス選択傾斜磁場パルスとともに印加するように前記送信部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。
  2. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記第1の計測シーケンスは、読み出し傾斜磁場パルスを前記スライス選択傾斜磁場と同じ軸に印加してエコー信号を収集するシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 　請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、前記第1の計測シーケンスで計測した磁気共鳴信号の位相プロファイルを算出し、当該位相プロファイルを時間方向に微分し、微分後のプロファイルを用いて高周波磁場パルスを変調することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記第1及び第2の計測シーケンスで用いるスライス選択傾斜磁場は、前記高周波磁場パルスの印加中に強度の変化するスライス選択傾斜磁場であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 　請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記第1及び第2の計測シーケンスで用いるスライス選択傾斜磁場は、立ち上り時間及び立下り時間を有する略台形のプロファイルを有し、
    　前記制御部は、前記高周波磁場パルスを、当該スライス選択傾斜磁場の立ち上り時間及び／又は立下り時間を含むスライス選択傾斜磁場印加中に印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記第1及び第2の計測シーケンスの高周波磁場パルスは、時間軸方向の形状が非対称形な高周波磁場パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 　請求項6に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記第1及び第2の計測シーケンスの高周波磁場パルスは、時間軸方向の一点について対称な高周波磁場パルスを半分にした非対称高周波磁場パルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  8. 　請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記撮像パルスシーケンスは、スライス選択傾斜磁場の印加条件が異なる複数の第2の計測シーケンスを含み、
    　前記制御部は、前記第2の計測シーケンスのスライス選択傾斜磁場の印加条件が変更される毎に、変更に先立って、前記第1の計測シーケンスの実行と高周波磁場パルスの波形の算出を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 　請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    　前記制御部は、基本となる高周波磁場パルスを前記位相プロファイルの時間軸に合わせてリスケールすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 　磁気共鳴イメージング装置の励起用高周波磁場パルスを変調する方法であって、
    　第1の高周波磁場パルスと第1のスライス傾斜磁場パルスを印加し、前記第1のスライス傾斜磁場パルスと同じ軸の読み出し傾斜磁場を印加して発生させたエコー信号から位相プロファイルを算出するステップと、
    　算出した位相プロファイルを時間軸方向に微分するステップと、
    　前記第1のスライス傾斜磁場パルスと同じ第2のスライス傾斜磁場パルスとともに印加される第2の高周波磁場パルスを、微分後のプロファイルを用いて変調するステップとを含む高周波磁場パルスの変調方法。
  11. 　請求項10に記載の高周波磁場パルスの変調方法であって、
    　前記変調するステップは、基本となる高周波磁場パルスを前記位相プロファイルの時間軸に合わせてリスケールするステップを含むことを特徴とする高周波磁場パルスの変調方法。
  12. 　請求項10に記載の高周波磁場パルスの変調方法であって、
    　前記第1および第2のスライス傾斜磁場パルスは、高周波磁場パルス印加中に強度の変化するパルスであることを特徴とする高周波磁場パルスの変調方法。
  13. 　請求項10に記載の高周波磁場パルスの変調方法であって、
    　前記第1および第2の高周波磁場パルスは、時間軸方向の一点について対称な高周波磁場パルスを半分にした非対称高周波磁場パルスであることを特徴とする高周波磁場パルスの変調方法。
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