JP3755973B2

JP3755973B2 - Magnetic resonance imaging device

Info

Publication number: JP3755973B2
Application number: JP27844897A
Authority: JP
Inventors: 吉和池崎
Original assignee: ジーイー横河メディカルシステム株式会社
Priority date: 1997-10-13
Filing date: 1997-10-13
Publication date: 2006-03-15
Anticipated expiration: 2017-10-13
Also published as: JPH11113875A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴撮像方法および装置に関し、特に、エコープラナー(echo planar) 法による磁気共鳴撮像方法およびエコープラナー法を実行する磁気共鳴撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
エコープラナー法による磁気共鳴撮像すなわちエコープラナー・イメージング(echo planar imaging：ＥＰＩ) は、例えば図８に示すようなパルスシーケンス(pulse sequece) により、同図の（ａ）に示すように９０°パルス(pulse) で被検体内のスピン(spin)を励起し１８０°パルスでスピンを反転した後、同図の（ｂ），（ｃ）に示すように、読み出し勾配磁場（リードアウト勾配）を高速に交流的に変化させるとともに位相エンコード勾配磁場（フェーズエンコード勾配）を印加して、同図の（ａ）に示すようなエコー(echo)信号を多数回繰返し発生させるようになっている。
【０００３】
エコー信号はディジタルデータ(digital data)としてメモリ(memory)に収集され、それらエコーデータの２次元逆フーリエ(Fourie)変換によって画像が再構成される。
【０００４】
被検体の脂肪部分から発生するエコー信号（脂肪信号）は、ケミカルシフト(chemical shift)により、水部分から発生するエコー信号よりも周波数が低く、再構成画像上では脂肪部分の像の位置ずれ（ケミカルシフト・アーチファクト(chemical shift artifact) ）となって表れるので、脂肪信号を抑制するようにしている。
【０００５】
脂肪信号の抑制は、予め脂肪信号の周波数に一致するＲＦ(radio frequency) 信号で励起して脂肪信号を飽和させることによって行うか、あるいは、水信号に一致するＲＦ信号で選択的に励起することによって行う。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
上記のような脂肪信号ないし水信号の選択的な励起は、主磁場の不均一やＲＦ励起系の能力等により、必ずしも適正な選択励起が行われるとは限らない。そのため、往々にして、水信号まで消えてしまったりあるいは脂肪信号の抑制が不十分になりがちであった。
【０００７】
本発明は上記の問題点を解決するためになされたもので、その目的は、ケミカルシフト・アーチファクトを効果的に抑制するエコープラナー法による磁気共鳴撮像方法および装置を実現することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決する第１の発明は、エコープラナー法により磁気共鳴撮像を行うに当たり、フェーズエンコード量が０のエコーにおいて脂肪信号が水信号に対して実質的に逆位相になるようにした、ことを特徴とする。
【０００９】
（２）上記の課題を解決する第２の発明は、被検体を収容する空間に静磁場を形成する静磁場形成手段と、前記空間に勾配磁場を形成する勾配磁場形成手段と、前記空間に高周波磁場を形成する高周波磁場形成手段と、前記空間から磁気共鳴信号を測定する測定手段と、前記測定手段が測定した前記磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する画像生成手段と、エコープラナー法を実行するに当たり、少なくとも前記勾配磁場形成手段を制御することにより、フェーズエンコード量が０のエコーにおいて脂肪信号が水信号に対して実質的に逆位相になるようにする撮像制御手段と、を具備することを特徴とする。
【００１０】
（作用）
第１の発明または第２の発明では、フェーズエンコード量が０のエコーにおいて、脂肪信号が水信号に対して逆位相になることにより、再構成画像ではケミカルシフト・アーチファクトのコントラスト(contrast)が低下する。
【００１１】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。
【００１２】
図１に磁気共鳴撮像装置のブロック図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。本装置の動作によって本発明の方法に関する実施の形態の一例が示される。
【００１３】
（構成）
本装置の構成を説明する。図１に示すように、本装置においては概ね円筒形を成す静磁場発生部２がその内部空間に均一な静磁場（主磁場）を形成するようになっている。静磁場発生部２は、本発明における静磁場形成手段の実施の形態の一例である。
【００１４】
静磁場発生部２の内部には、概ね円筒形を成す勾配コイル(coil)部４とボデイコイル(body coil) 部６が中心軸を共有して配置されている。ボデイコイル部６の内部に形成される概ね円柱状の空間に、被検体８が図示しない搬入手段によって搬入されている。
【００１５】
勾配コイル部４には勾配駆動部１０が接続されている。勾配コイル部４および勾配駆動部１０は、本発明における勾配磁場形成手段の実施の形態の一例である。勾配駆動部１０は勾配コイル部４に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させるようになっている。発生する勾配磁場は、スライス(slice) 勾配磁場、読み出し（リードアウト(read out)）勾配磁場および位相エンコード（フェーズエンコード(phase encode)）勾配磁場の３種である。
【００１６】
ボデイコイル部６には送信部１２が接続されている。ボデイコイル部６および送信部１２は、本発明における高周波磁場形成手段の実施の形態の一例である。送信部１２はボデイコイル部６に駆動信号（ＲＦ信号）を与えてＲＦ磁場を発生させ、それによって、被検体８の体内のスピンを励起するようになっている。
【００１７】
励起されたスピンが発生する磁気共鳴信号がボデイコイル部６によって検出されるようになっている。ボデイコイル部６には受信部１４が接続されている。受信部１４はボデイコイル部６が検出した信号を受信するようになっている。
【００１８】
受信部１４にはアナログ・ディジタル(analog-to-digital) 変換部１６が接続されている。ボデイコイル部６、受信部１４およびアナログ・ディジタル変換部１６は、本発明における測定手段の実施の形態の一例である。アナログ・ディジタル変換部１６は、受信部１４の出力信号をディジタル信号に変換するようになっている。
【００１９】
コンピュータ１８はアナログ・ディジタル変換部１６からディジタル信号を入力し、図示しないメモリ(memory)に記憶するようになっている。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間は２次元フーリエ空間を構成する。コンピュータ１８は、この２次元フーリエ空間のデータを２次元逆フーリエ変換して被検体８の画像を再構成する。コンピュータ１８は、本発明における画像生成手段の実施の形態の一例である。
【００２０】
コンピュータ１８には制御部２０が接続されている。コンピュータ１８および制御部２０は、本発明における撮像制御手段の実施の形態の一例である。制御部２０には勾配駆動部１０、送信部１２、受信部１４およびアナログ・ディジタル変換部１６が接続されている。制御部２０は、コンピュータ１８から与えられる指令に基づいて勾配駆動部１０、送信部１２、受信部１４およびアナログ・ディジタル変換部１６をそれぞれ制御するようになっている。
【００２１】
コンピュータ１８には表示部２２と操作部２４が接続されている。表示部２２はコンピュータ１８から出力される再構成画像を含む各種の情報を表示するようになっている。操作部２４は操作者によって操作され、各種の指令や情報等をコンピュータ１８に入力するようになっている。
【００２２】
（動作）
本装置の動作を説明する。先ずＥＰＩについて説明し、次にケミカルシフト・アーチファクトの抑制について説明する。図２にＥＰＩ用のパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスはスピンエコー(spin echo) 収集するためのものである。
【００２３】
同図において、（ａ）はＲＦパルスとエコー信号、（ｂ）はリードアウト勾配磁場（リードアウト勾配）とディフェーズ(dephase) 勾配磁場（ディフェーズ勾配）、（ｃ）はフェーズエンコード勾配磁場（フェーズエンコード勾配）、（ｄ）は水信号から見た脂肪信号の位相を示す。
【００２４】
なお、スライス勾配磁場については図示を省略する。また、エコー信号はＲＦパルスに比べてはるかに信号強度が弱いが便宜的に同等の振幅で示す。後述する他のパルスシーケンスにおいても同様である。
【００２５】
ＲＦパルスのシーケンスは送信部１２の動作を示す。リードアウト勾配とフェーズエンコード勾配のシーケンスは勾配駆動部１０の動作を示す。後述する他のパルスシーケンスにおいても同様である。
【００２６】
図３にスピンの挙動を概念的に示す。同図において、ｘ’，ｙ’，ｚ’は、回転座標系における互いに垂直な３つの座標軸を示す。以下、図２および図３を用いて動作を説明する。
【００２７】
図２に示すように、時刻ｔ１において９０°パルスによりスピンの励起が行われる。これによって、図３の（ａ）に示すように、ｚ’方向を向いていたスピンが９０°倒れてｙ’方向を向く。
【００２８】
次に、時刻ｔ２においてディフェーズ勾配とフェーズエンコード勾配が所定時間印加される。これによって、図３の（ｂ）に示すようにスピンの位相が分散（ディフェーズ）する。
【００２９】
次に、時刻ｔ３において１８０°パルスによりスピンの反転が行われる。これによって、図３の（ｃ）に示すように、スピンのｙ’方向の向きが反転する。
次に、時刻ｔ４においてリードアウト勾配が印加される。リードアウト勾配は時刻ｔ６でその極性が反転するまで一定値を保つ。このリードアウト勾配の印加期間中にスピンの位相変化が継続し、図３の（ｄ）に示すように、分散していた位相が収束する。
【００３０】
途中の時刻ｔ５において、リードアウト勾配の積分値が時刻ｔ２で印加したディフェーズ勾配の積分値に等しくなり、図３の（ｅ）に示すように、スピンの位相が揃う。この時点で最初の磁気共鳴信号（スピンエコー信号）のピーク(peak)が生じる。
【００３１】
時刻ｔ５を過ぎると、図３の（ｆ）に示すように、スピンの位相変化の継続により位相が分散してエコー信号は減衰する。
時刻ｔ４からｔ６までのリードアウト勾配印加期間中にエコー信号の読み出しが行われる。エコー信号の読み出しは、ボデイコイル部６−受信部１４−アナログ・ディジタル変換部１６−コンピュータ１８の系統によって行われる。以下同様である。
【００３２】
この期間のエコー信号を、時間軸を拡大して示せば図４のようになる。ただし、エコー信号は正確な波形図ではなく概念図で示す。同図に示すように、エコー信号は時刻ｔ４からｔ５にかけて次第に振幅が増加してピークに達し、時刻ｔ５から時刻ｔ６にかけて振幅が減衰する。
【００３３】
図２に戻って、時刻ｔ６でのリードアウト勾配の極性反転に合わせて、フェーズエンコード勾配が短時間印加され、これによってフェーズエンコードが１ステップ(step)進められ、次のビュー(view)のためのフェーズエンコードが行われる。このフェーズエンコード勾配はブリップパルス(blip pulse)と呼ばれる。
【００３４】
時刻ｔ６からｔ８までの負極性のリードアウト勾配によって２番目のビューのエコー信号の発生および読み出しが行われる。負極性のリードアウト勾配の振幅の絶対値は、正極性の振幅と同一になっている。また、時刻ｔ６からｔ８までの時間は時刻ｔ４からｔ６までの時間に等しくなっている。
【００３５】
このリードアウト勾配によって、図３の（ｆ）に示したように分散したスピンの位相の引き戻しが行われる。これによって、図３の（ｆ）における矢印とは逆方向に位相が変化して、同図の（ｅ）の状態となり、さらにそこを過ぎて（ｄ）の状態になる。ただし、スピンの位相変化の方向は矢印とは逆である。
【００３６】
このため、エコー信号は時刻ｔ７でピークに達し、そこから時刻ｔ８にかけて減衰する。時刻ｔ６からｔ７までのリードアウト勾配の積分値は、時刻ｔ５からｔ６までのリードアウト勾配の積分値と相殺する関係になる。これによって、図４に示したものと同様なエコー信号が読み出される。
【００３７】
以下同様にして、リードアウト勾配の極性反転とブリップパルスの印加を繰返し、図３の（ｄ）→（ｅ）→（ｆ）→（ｅ）→（ｆ）→（ｄ）…の繰返しにより、複数のビューのエコー信号を順次発生させかつその読み出しを行う。エコーピークは、時間軸に沿って一定の時間間隔（エコースペース）で並ぶ。エコーピークは、また、フェーズエンコード量に応じて、例えば破線で示すような包絡線ｅｎｖに沿って変化する。
【００３８】
このようなエコー信号の読み出しに伴って、２次元フーリエ空間では所定の軌跡（トラジェクトリ(trajectory)）に沿ってエコーデータの収集が進行する。その様子を図５に示す。図５において、ｋは２次元フーリエ空間である。これはｋスペース(k-space) とも呼ばれる。ｋｘ，ｋｙは２次元フーリエ空間における互いに直交する２つの座標軸であり、ｋｘが周波数軸（リードアウト軸）、ｋｙが位相軸（フェーズエンコード軸）である。
【００３９】
エコーデータ収集のトラジェクトリｔｒｊは例えばｋｘ＝−１００，ｋｙ＝１００の点から始まる。なお、座標の単位は％である。ｋｘ＝−１００は図４に示したエコー信号の左端に相当する。ｋｙ＝１００は図４に示したエコー信号のフェーズエンコード量である。これは時刻ｔ２におけるフェーズエンコード勾配によって決定される。
【００４０】
時刻ｔ４からｔ６までのリードアウト期間中の最初のビューのエコー信号の読み出し（エコーデータの収集）に伴って、トラジェクトリｔｒｊは矢印に沿ってｋｘ＝１００まで到達する。途中のｋｘ＝０の点が時刻ｔ５の時点に相当し、ここでピーク値が収集される。
【００４１】
時刻ｔ６におけるフェーズエンコードによってトラジェクトリが１ステップ下がり、次に、時刻ｔ６からｔ８までの２番目のビューのリードアウト期間中に、次のエコーについてのデータ収集が行われ、トラジェクトリｔｒｊは矢印に沿ってｋｘ＝−１００まで到達する。途中のｋｘ＝０の点が時刻ｔ７の時点に相当し、ここでピーク値が収集される。
【００４２】
以下同様に、フェーズエンコードの度に順次ｋｙ軸に沿って下方に遷移しながら、ｋｘ軸に沿って２次元フーリエ空間ｋへのデータ収集が行われる。これによって、２次元フーリエ空間ｋ全体についてのエコーデータが収集される。全ビュー数は例えば２５６である。
【００４３】
このようなエコーデータに基づいて、コンピュータ１８により画像の再構成が行われる。画像再構成は２次元逆フーリエ変換によって行われる。
以上は、スピンエコーを利用するＥＰＩの例であるが、グラディエントエコー(gradient echo) を利用するＥＰＩを行うこともできる。
【００４４】
図６に、グラディエントエコーによるＥＰＩのパルスシーケンスを示す。同図に示すように、時刻ｔ１においてα°（例えば９０°）パルスによりスピンが励起され、時刻ｔ２においてフェーズエンコード勾配が所定時間印加され、時刻ｔ３において負極性のディフェーズ勾配が印加される。時刻ｔ４でリードアウト勾配が印加される。
【００４５】
リードアウト勾配は時刻ｔ６で極性が反転するまで一定値を保つ。途中の時刻ｔ５において、リードアウト勾配の積分値が時刻ｔ３からｔ４までのディフェーズ勾配の積分値と相殺し、この時点で最初のエコー信号（グラディエントエコー信号）のピークが生じる。エコー信号は時刻ｔ５を過ぎると減衰する。
【００４６】
時刻ｔ４からｔ６までの期間中にエコー信号の読み出しが行われる。この期間のエコー信号を、時間軸を拡大して示せば図４で示したものと同様になる。すなわち、同図に示したように、エコー信号は時刻ｔ４からｔ５にかけて次第に振幅が増加してピークに達し、時刻ｔ５から時刻ｔ６にかけて振幅が減衰する。
【００４７】
図６に戻って、時刻ｔ６でのリードアウト勾配の極性反転に合わせて、ブリップパルスが印加され、フェーズエンコードが１ステップ進められる。
時刻ｔ６からｔ８までの負極性のリードアウト勾配によって２番目のビューのエコー信号の読み出しが行われる。リードアウト勾配の振幅の絶対値は正極性の振幅と同一になっている。時刻ｔ６からｔ８までの時間は時刻ｔ４からｔ６までの時間に等しくなっている。エコー信号は時刻ｔ７でピークに達し、そこから時刻ｔ８にかけて減衰する。時刻ｔ６からｔ７までのリードアウト勾配の積分値は、時刻ｔ５からｔ６までのリードアウト勾配の積分値と相殺する。これによって、図４に示したものと同様なエコー信号が読み出される。
【００４８】
以下同様にして、リードアウト勾配の極性反転とブリップパルスの印加が繰返され、複数のビューのエコー信号が順次読み出される。これによって、図２の場合と同様なエコー信号列が読み出される。したがって、２次元フーリエ空間におけるデータ収集も図５に示したものと同様に行われ、それを２次元逆フーリエ変換することによって画像が再構成される。
【００４９】
次に、ケミカルシフト・アーチファクトの抑制について説明する。被検体８の脂肪部分から生じるエコー信号（脂肪信号）は、ケミカルシフトにより、水部分から生じるエコー信号（水信号）とは周波数が異なるので、水信号を基準にすると、脂肪信号の位相が時間の経過とともに変化して行く。
【００５０】
水信号から見て脂肪信号の位相が１８０°（πラジアン）変化する時間は、次式によって与えられる。
【００５１】
【数１】

【００５２】
ここで、
γ：磁気回転比
δ：脂肪のケミカルシフト
Ｔ：静磁場強度
このような位相変化により、ＲＦ励起からｔδの奇数倍の時間ごとに、脂肪信号は水信号に対して逆位相になる。逆位相はアウトフェーズ(out-phase) とも呼ばれる。脂肪分子が存在する被検体８内のボクセル(voxel) には水分子も共存するから、アウトフェーズのときは、ボクセルから発生するエコー信号は脂肪信号と水信号の差になり、信号強度が低下する。したがって、そのような状態で収集したエコーデータから再構成した画像では、脂肪像のコントラストが低下する。すなわち、ケミカルシフト・アーチファクトを抑制することが可能になる。
【００５３】
再構成画像のコントラストを支配するのは、ｋスペースにおいてｋｙ＝０およびその近辺の領域を占めるデータ、すなわち、フェーズエンコード量が０ないしそれに近いフェーズエンコード量を持つデータである。そこで、脂肪信号が水信号に対して逆位相となる時点において、フェーズエンコード量が０のエコーデータを収集するようにパルスシーケンスを調節する。パルスシーケンスの調節は、コンピュータ１８および制御部２０によって行う。
【００５４】
具体的には、スピンエコーの場合は、図２において、９０°パルスと１８０°パルスの間隔をτとしたとき、１８０°パルスの印加からτ＋ｎ・ｔδ（ｎ：奇数）時間後にフェーズエンコード量が０のエコーのピークが発生するようにする。このようなエコーの発生は、ディフェーズ勾配、リードアウト勾配およびフェーズエンコード勾配を適切に調整することによって実現される。
【００５５】
スピンエコーの場合、１８０°パルスの印加からτ時間後に、スピンの位相状態が９０°パルスによる励起直後の状態に戻るので、この時点で脂肪信号は水信号と同相になる。したがって、この時点からｎ・ｔδ時間後には脂肪信号の位相はｎ・πとなり、水信号と逆位相になる。
【００５６】
ＥＰＩでは、ＲＦ励起からフェーズエンコード量が０のエコー信号のピークが生じるまでの時間を実効ＴＥという。図２のパルスシーケンスは、実効ＴＥを２τ＋ｎ・ｔδとしたものに相当する。
【００５７】
脂肪信号は、１８０°パルスの印加からτ−ｎ・ｔδ時間後の時点においても水信号に対しｎ・πの位相差を持つ。したがって、実効ＴＥを２τ−ｎ・ｔδとするようにしても良い。これは、実効ＴＥを短縮することにより撮像時間を短縮する点で好ましい。
【００５８】
グラディエントエコーの場合は、図６に示すように、実効ＴＥがｎ・ｔδとなるようにパルスシーケンスを調節する。そのようなパルスシーケンスも、ディフェーズ勾配、リードアウト勾配およびフェーズエンコード勾配を適切に調整することによって実現できる。
【００５９】
実効ＴＥをｎ・ｔδとしたことにより、ｋスペースのｋｙ＝０の近辺に収集されるエコーデータは、水信号に対して実質的に逆位相となる脂肪信号を含むものとなる。
【００６０】
図２に示したような実効ＴＥの定め方は、グラディエントエコー・アンド・スピンエコー（ＧＲＡＳＥ）法のパルスシーケンスにおいて採用することもできる。ＧＲＡＳＥ法は、エコープラナー法の変形と見ることができ、本発明におけるエコープラナー法の範疇に含めるものとする。
【００６１】
図７に示すように、ＧＲＡＳＥ法においては、図２と類似のパルスシーケンスにおいて、所定数のエコーを収集するたびに１８０°パルスによってスピンの反転を行うようになっている。このように１８０°パルスで定期的にスピンを反転することにより、磁場不均一の影響を軽減することができる。
【００６２】
このようなパルスシーケンスにおいても、実効ＴＥが２τ±ｎ・ｔδとなるようにリードアウト勾配、ディフェーズ勾配およびフェーズエンコード勾配を調整することにより、ｋｙ＝０において水信号と逆位相の脂肪信号を含むエコーを得ることができ、再構成画像におけるケミカルシフト・アーチファクトを抑制することができる。
【００６３】
以上、ｋスペース全体にわたってエコーデータを収集する例について説明したが、例えば位相軸方向においてｋスペースの半分だけにエコーデータを収集し、フラクショナル・フーリエ(fractional Fourie) 法により画像を再構成するようにしても良い。これは、撮像時間を半減する点で好ましい。
【００６４】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明では、エコープラナー法により磁気共鳴撮像を行うに当たり、フェーズエンコード量が０のエコーにおいて脂肪信号が水信号に対して実質的に逆位相になるようにしたので、ケミカルシフト・アーチファクトを効果的に抑制するエコープラナー法による磁気共鳴撮像方法および装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスを示す図である。
【図３】スピンエコー法を実行したときのスピンの挙動の概念図である。
【図４】本発明の実施の形態の一例の装置によって読み出されるエコー信号の概念図である。
【図５】本発明の実施の形態の一例の装置による２次元フーリエ空間におけるデータ収集の概念図である。
【図６】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスを示す図である。
【図７】本発明の実施の形態の一例の装置が実行するパルスシーケンスを示す図である。
【図８】ＥＰＩのパルスシーケンスを示す図である。
【符号の説明】
２静磁場発生部
４勾配コイル部
６ボデイコイル部
８被検体
１０勾配駆動部
１２送信部
１４受信部
１６アナログ・ディジタル変換部
１８コンピュータ
２０制御部
２２表示部
２４操作部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a magnetic resonance imaging method and apparatus, and more particularly, to a magnetic resonance imaging method using an echo planar method and a magnetic resonance imaging apparatus that executes the echo planar method.
[0002]
[Prior art]
Magnetic resonance imaging by echo planar method, that is, echo planar imaging (EPI) is performed, for example, by a 90 ° pulse (pulse sequence) as shown in FIG. pulse), the spin in the subject is excited and the spin is reversed by a 180 ° pulse, and then the readout gradient magnetic field (lead-out gradient) is increased at a high speed as shown in FIGS. While changing in an alternating manner and applying a phase encode gradient magnetic field (phase encode gradient), an echo signal as shown in (a) of the figure is repeatedly generated many times.
[0003]
The echo signals are collected in a memory as digital data, and an image is reconstructed by two-dimensional inverse Fourier (Fourie) transformation of the echo data.
[0004]
The echo signal (fat signal) generated from the fat part of the subject has a lower frequency than the echo signal generated from the water part due to chemical shift, and the position of the fat part image on the reconstructed image ( Since it appears as a chemical shift artifact, the fat signal is suppressed.
[0005]
Suppression of the fat signal is performed by exciting the RF signal in advance with an RF (radio frequency) signal that matches the frequency of the fat signal and saturating the fat signal, or selectively exciting with an RF signal that matches the water signal. Do by.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
The selective excitation of the fat signal or the water signal as described above is not always performed by appropriate selective excitation due to the nonuniformity of the main magnetic field or the capability of the RF excitation system. For this reason, the water signal often disappears or the fat signal is not sufficiently suppressed.
[0007]
The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object thereof is to realize a magnetic resonance imaging method and apparatus by an echo planar method that effectively suppresses chemical shift artifacts.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
(1) In the first invention for solving the above-described problem, when performing magnetic resonance imaging by the echo planar method, the fat signal is substantially in reverse phase with respect to the water signal in the echo with the phase encode amount of 0. It is characterized by that.
[0009]
(2) A second invention for solving the above-described problem is that a static magnetic field forming unit that forms a static magnetic field in a space that accommodates a subject, a gradient magnetic field forming unit that forms a gradient magnetic field in the space, A high-frequency magnetic field forming means for forming a high-frequency magnetic field; a measuring means for measuring a magnetic resonance signal from the space; an image generating means for generating an image based on the magnetic resonance signal measured by the measuring means; and an echo planar method. In execution, the imaging control means includes controlling the gradient magnetic field forming means so that the fat signal is substantially in reverse phase with respect to the water signal in an echo with a phase encoding amount of 0. It is characterized by that.
[0010]
(Function)
In the first invention or the second invention, the contrast of the chemical shift artifact is reduced in the reconstructed image because the fat signal is in an opposite phase to the water signal in the echo with the phase encoding amount 0. To do.
[0011]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. The present invention is not limited to the embodiment.
[0012]
FIG. 1 shows a block diagram of the magnetic resonance imaging apparatus. This apparatus is an example of an embodiment of the present invention. An example of an embodiment relating to the apparatus of the present invention is shown by the configuration of the apparatus. An example of an embodiment related to the method of the present invention is shown by the operation of the present apparatus.
[0013]
(Constitution)
The configuration of this apparatus will be described. As shown in FIG. 1, in this apparatus, a substantially cylindrical static magnetic field generator 2 forms a uniform static magnetic field (main magnetic field) in its internal space. The static magnetic field generator 2 is an example of an embodiment of the static magnetic field forming means in the present invention.
[0014]
A gradient coil (coil) portion 4 and a body coil (body coil) portion 6 each having a substantially cylindrical shape are arranged inside the static magnetic field generating portion 2 so as to share a central axis. A subject 8 is carried into a generally cylindrical space formed inside the body coil section 6 by a carrying means (not shown).
[0015]
A gradient driving unit 10 is connected to the gradient coil unit 4. The gradient coil unit 4 and the gradient drive unit 10 are an example of an embodiment of a gradient magnetic field forming unit in the present invention. The gradient drive unit 10 gives a drive signal to the gradient coil unit 4 to generate a gradient magnetic field. Three types of gradient magnetic fields are generated: a slice gradient magnetic field, a read (read out) gradient magnetic field, and a phase encode (phase encode) gradient magnetic field.
[0016]
A transmission unit 12 is connected to the body coil unit 6. The body coil section 6 and the transmission section 12 are an example of an embodiment of the high frequency magnetic field forming means in the present invention. The transmitting unit 12 applies a drive signal (RF signal) to the body coil unit 6 to generate an RF magnetic field, thereby exciting the spin in the body of the subject 8.
[0017]
A magnetic resonance signal generated by the excited spin is detected by the body coil unit 6. A receiving unit 14 is connected to the body coil unit 6. The receiving unit 14 is configured to receive a signal detected by the body coil unit 6.
[0018]
An analog-to-digital converter 16 is connected to the receiver 14. The body coil section 6, the receiving section 14, and the analog / digital conversion section 16 are an example of an embodiment of the measuring means in the present invention. The analog / digital converter 16 converts the output signal of the receiver 14 into a digital signal.
[0019]
The computer 18 receives a digital signal from the analog / digital converter 16 and stores it in a memory (not shown). A data space is formed in the memory. This data space constitutes a two-dimensional Fourier space. The computer 18 reconstructs an image of the subject 8 by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the data in the two-dimensional Fourier space. The computer 18 is an example of an embodiment of image generation means in the present invention.
[0020]
A controller 20 is connected to the computer 18. The computer 18 and the control unit 20 are an example of an embodiment of the imaging control means in the present invention. The control unit 20 is connected to the gradient driving unit 10, the transmission unit 12, the reception unit 14, and the analog / digital conversion unit 16. The control unit 20 controls the gradient driving unit 10, the transmission unit 12, the reception unit 14, and the analog / digital conversion unit 16 based on a command given from the computer 18.
[0021]
A display unit 22 and an operation unit 24 are connected to the computer 18. The display unit 22 displays various information including a reconstructed image output from the computer 18. The operation unit 24 is operated by an operator and inputs various commands and information to the computer 18.
[0022]
(Operation)
The operation of this apparatus will be described. First, EPI will be described, and then chemical shift artifact suppression will be described. FIG. 2 shows an example of a pulse sequence for EPI. This pulse sequence is for collecting spin echo.
[0023]
In the figure, (a) is an RF pulse and an echo signal, (b) is a readout gradient magnetic field (leadout gradient) and dephase gradient magnetic field (dephase gradient), and (c) is a phase encoding gradient magnetic field ( (Phase encoding gradient), (d) shows the phase of the fat signal as seen from the water signal.
[0024]
Note that the illustration of the slice gradient magnetic field is omitted. The echo signal is much weaker than the RF pulse, but is shown with the same amplitude for convenience. The same applies to other pulse sequences to be described later.
[0025]
The sequence of RF pulses indicates the operation of the transmitter 12. The sequence of the readout gradient and the phase encoding gradient indicates the operation of the gradient driving unit 10. The same applies to other pulse sequences to be described later.
[0026]
FIG. 3 conceptually shows the spin behavior. In the figure, x ′, y ′ and z ′ indicate three coordinate axes perpendicular to each other in the rotating coordinate system. The operation will be described below with reference to FIGS.
[0027]
As shown in FIG. 2, spin excitation is performed by a 90 ° pulse at time t1. As a result, as shown in FIG. 3A, the spin directed in the z ′ direction is tilted by 90 ° and directed in the y ′ direction.
[0028]
Next, a dephase gradient and a phase encode gradient are applied for a predetermined time at time t2. As a result, the spin phase is dispersed (dephased) as shown in FIG.
[0029]
Next, at time t3, spin inversion is performed by a 180 ° pulse. As a result, as shown in FIG. 3C, the direction of the spin in the y ′ direction is reversed.
Next, a readout gradient is applied at time t4. The readout gradient remains constant until the polarity is reversed at time t6. The spin phase change continues during the readout gradient application period, and the dispersed phase converges as shown in FIG.
[0030]
At time t5 in the middle, the integrated value of the readout gradient becomes equal to the integrated value of the dephase gradient applied at time t2, and the spin phases are aligned as shown in FIG. At this time, the peak of the first magnetic resonance signal (spin echo signal) is generated.
[0031]
After time t5, as shown in (f) of FIG. 3, the phase is dispersed by the continuation of the phase change of the spin, and the echo signal is attenuated.
The echo signal is read out during the readout gradient application period from time t4 to time t6. Reading of the echo signal is performed by the system of body coil unit 6-receiving unit 14-analog / digital converting unit 16-computer 18. The same applies hereinafter.
[0032]
FIG. 4 shows an echo signal in this period when the time axis is enlarged. However, the echo signal is shown as a conceptual diagram rather than an accurate waveform diagram. As shown in the figure, the echo signal gradually increases in amplitude from time t4 to t5 and reaches a peak, and the amplitude attenuates from time t5 to time t6.
[0033]
Returning to FIG. 2, a phase encode gradient is applied for a short time in accordance with the polarity reversal of the readout gradient at time t6, thereby advancing the phase encode by one step for the next view. Phase encoding is performed. This phase encode gradient is called a blip pulse.
[0034]
The echo signal of the second view is generated and read out by the negative readout gradient from time t6 to time t8. The absolute value of the amplitude of the negative readout gradient is the same as that of the positive polarity. The time from time t6 to t8 is equal to the time from time t4 to t6.
[0035]
With this lead-out gradient, the phase of the dispersed spin is pulled back as shown in FIG. As a result, the phase changes in the direction opposite to the arrow in FIG. 3 (f), and the state shown in FIG. 3 (e) is reached, and after that, the state becomes (d). However, the direction of spin phase change is opposite to that of the arrow.
[0036]
For this reason, the echo signal reaches a peak at time t7 and attenuates from that point to time t8. The integrated value of the readout gradient from time t6 to t7 has a relationship that cancels out the integrated value of the readout gradient from time t5 to t6. As a result, an echo signal similar to that shown in FIG. 4 is read out.
[0037]
Similarly, the polarity inversion of the readout gradient and the application of the blip pulse are repeated, and by repeating (d) → (e) → (f) → (e) → (f) → (d). The echo signals of a plurality of views are sequentially generated and read out. Echo peaks are arranged at regular time intervals (echo spaces) along the time axis. The echo peak also changes along an envelope env as indicated by a broken line, for example, according to the phase encoding amount.
[0038]
Accompanying such readout of the echo signal, collection of echo data proceeds along a predetermined trajectory (trajectory) in the two-dimensional Fourier space. This is shown in FIG. In FIG. 5, k is a two-dimensional Fourier space. This is also called k-space. kx and ky are two coordinate axes orthogonal to each other in the two-dimensional Fourier space, where kx is a frequency axis (lead-out axis) and ky is a phase axis (phase encode axis).
[0039]
The trajectory trj for collecting echo data starts from, for example, the points kx = -100 and ky = 100. The unit of coordinates is%. kx = -100 corresponds to the left end of the echo signal shown in FIG. ky = 100 is the phase encoding amount of the echo signal shown in FIG. This is determined by the phase encoding gradient at time t2.
[0040]
The trajectory trj reaches kx = 100 along the arrow as the echo signal of the first view during the readout period from time t4 to t6 is read (echo data collection). The point of kx = 0 in the middle corresponds to the time t5, and the peak value is collected here.
[0041]
The phase encoding at time t6 lowers the trajectory by one step, and then during the second view lead-out period from time t6 to t8, data collection is performed for the next echo, and trajectory trj follows the arrow. Reach kx = -100. The point of kx = 0 in the middle corresponds to the time t7, and the peak value is collected here.
[0042]
Similarly, data is collected in the two-dimensional Fourier space k along the kx axis while sequentially transitioning downward along the ky axis at each phase encoding. As a result, echo data for the entire two-dimensional Fourier space k is collected. The total number of views is 256, for example.
[0043]
Based on such echo data, the computer 18 reconstructs an image. Image reconstruction is performed by two-dimensional inverse Fourier transform.
The above is an example of EPI using spin echo, but EPI using gradient echo can also be performed.
[0044]
FIG. 6 shows an EPI pulse sequence by gradient echo. As shown in the figure, spin is excited by an α ° (for example, 90 °) pulse at time t1, a phase encode gradient is applied for a predetermined time at time t2, and a negative dephase gradient is applied at time t3. A readout gradient is applied at time t4.
[0045]
The readout gradient remains constant until the polarity is reversed at time t6. At time t5 in the middle, the integrated value of the readout gradient cancels with the integrated value of the dephase gradient from time t3 to time t4, and at this time, the peak of the first echo signal (gradient echo signal) occurs. The echo signal attenuates after time t5.
[0046]
The echo signal is read during the period from time t4 to time t6. If the echo signal in this period is shown by enlarging the time axis, it becomes the same as that shown in FIG. That is, as shown in the figure, the echo signal gradually increases in amplitude from time t4 to t5 and reaches a peak, and the amplitude attenuates from time t5 to time t6.
[0047]
Returning to FIG. 6, a blip pulse is applied in accordance with the polarity inversion of the readout gradient at time t6, and the phase encoding is advanced by one step.
The echo signal of the second view is read by the negative readout gradient from time t6 to time t8. The absolute value of the amplitude of the readout gradient is the same as the positive polarity amplitude. The time from time t6 to t8 is equal to the time from time t4 to t6. The echo signal reaches a peak at time t7 and attenuates from that point to time t8. The integrated value of the readout gradient from time t6 to time t7 cancels with the integrated value of the readout gradient from time t5 to time t6. As a result, an echo signal similar to that shown in FIG. 4 is read out.
[0048]
Similarly, the polarity inversion of the readout gradient and the application of the blip pulse are repeated, and the echo signals of a plurality of views are sequentially read out. As a result, an echo signal sequence similar to that shown in FIG. 2 is read out. Therefore, data collection in the two-dimensional Fourier space is performed in the same manner as shown in FIG. 5, and an image is reconstructed by performing two-dimensional inverse Fourier transform on the data collection.
[0049]
Next, suppression of chemical shift artifacts will be described. The echo signal (fat signal) generated from the fat part of the subject 8 has a frequency different from that of the echo signal (water signal) generated from the water part due to chemical shift. It will change over time.
[0050]
The time for the phase of the fat signal to change by 180 ° (π radians) when viewed from the water signal is given by the following equation.
[0051]
[Expression 1]

[0052]
here,
γ: Gyromagnetic ratio δ: Chemical shift of fat T: Static magnetic field strength Due to such a phase change, the fat signal has an antiphase with respect to the water signal at every odd multiple of tδ from the RF excitation. The anti-phase is also called out-phase. Since water molecules coexist in the voxel in the subject 8 where fat molecules exist, the echo signal generated from the voxel becomes the difference between the fat signal and the water signal in the out-phase, and the signal intensity decreases. To do. Therefore, in the image reconstructed from the echo data collected in such a state, the contrast of the fat image is lowered. That is, chemical shift artifacts can be suppressed.
[0053]
What controls the contrast of the reconstructed image is data that occupies ky = 0 and an area in the vicinity thereof in the k space, that is, data having a phase encoding amount of 0 or a phase encoding amount close thereto. Therefore, the pulse sequence is adjusted so that echo data having a phase encoding amount of 0 is collected when the fat signal has an opposite phase to the water signal. The pulse sequence is adjusted by the computer 18 and the control unit 20.
[0054]
Specifically, in the case of spin echo, in FIG. 2, when the interval between the 90 ° pulse and the 180 ° pulse is τ, the phase encoding amount is τ + n · tδ (n: odd number) time after the application of the 180 ° pulse. A zero echo peak is generated. The generation of such echo is realized by appropriately adjusting the dephase gradient, the readout gradient, and the phase encoding gradient.
[0055]
In the case of spin echo, after τ time from the application of the 180 ° pulse, the phase state of the spin returns to the state immediately after the excitation by the 90 ° pulse, so that the fat signal is in phase with the water signal at this point. Therefore, after n · tδ time from this point, the phase of the fat signal is n · π, which is opposite to that of the water signal.
[0056]
In EPI, the time from the RF excitation until the peak of an echo signal having a phase encoding amount of 0 is referred to as effective TE. The pulse sequence shown in FIG. 2 corresponds to an effective TE of 2τ + n · tδ.
[0057]
The fat signal has a phase difference of n · π with respect to the water signal even at time τ−n · tδ time after the application of the 180 ° pulse. Therefore, the effective TE may be 2τ−n · tδ. This is preferable in that the imaging time is shortened by shortening the effective TE.
[0058]
In the case of gradient echo, as shown in FIG. 6, the pulse sequence is adjusted so that the effective TE is n · tδ. Such a pulse sequence can also be realized by appropriately adjusting the dephase gradient, readout gradient, and phase encode gradient.
[0059]
By setting the effective TE to n · tδ, echo data collected in the vicinity of ky = 0 in the k space includes a fat signal that is substantially in reverse phase with respect to the water signal.
[0060]
The method for determining the effective TE as shown in FIG. 2 can also be adopted in a pulse sequence of the gradient echo and spin echo (GRASE) method. The GRASE method can be regarded as a modification of the echo planar method, and is included in the category of the echo planar method in the present invention.
[0061]
As shown in FIG. 7, in the GRASE method, spin inversion is performed by a 180 ° pulse every time a predetermined number of echoes are collected in a pulse sequence similar to FIG. Thus, by periodically reversing the spin with a 180 ° pulse, the influence of magnetic field inhomogeneity can be reduced.
[0062]
Even in such a pulse sequence, by adjusting the readout gradient, the dephase gradient, and the phase encode gradient so that the effective TE becomes 2τ ± n · tδ, a fat signal having a phase opposite to that of the water signal is obtained at ky = 0. It is possible to obtain echoes including the same, and to suppress chemical shift artifacts in the reconstructed image.
[0063]
The example in which echo data is collected over the entire k space has been described above. For example, echo data is collected only in half of the k space in the phase axis direction, and an image is reconstructed by the fractional fourie method. May be. This is preferable in that the imaging time is halved.
[0064]
【The invention's effect】
As described above in detail, in the present invention, when performing magnetic resonance imaging by the echo planar method, the fat signal is substantially in reverse phase with respect to the water signal in an echo with a phase encoding amount of 0. Thus, it is possible to realize a magnetic resonance imaging method and apparatus by an echo planar method that effectively suppresses chemical shift artifacts.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram of an exemplary apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing a pulse sequence executed by an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a conceptual diagram of spin behavior when a spin echo method is executed.
FIG. 4 is a conceptual diagram of an echo signal read out by an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a conceptual diagram of data collection in a two-dimensional Fourier space by an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a pulse sequence executed by an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a pulse sequence executed by an apparatus according to an example of an embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a diagram showing an EPI pulse sequence;
[Explanation of symbols]
2 Static Magnetic Field Generation Unit 4 Gradient Coil Unit 6 Body Coil Unit 8 Subject 10 Gradient Driving Unit 12 Transmitting Unit 14 Receiving Unit 16 Analog / Digital Conversion Unit 18 Computer 20 Control Unit 22 Display Unit 24 Operation Unit

Claims

A static magnetic field forming means for forming a static magnetic field in a space for accommodating a subject;
A gradient magnetic field forming means for forming a gradient magnetic field in the space;
High-frequency magnetic field forming means for forming a high-frequency magnetic field in the space;
Measuring means for measuring magnetic resonance signals from the space;
Image generating means for generating an image based on the magnetic resonance signal measured by the measuring means;
An imaging control means for controlling at least the gradient magnetic field forming means so that a fat signal is substantially in phase with respect to a water signal in an echo having a phase encoding amount of 0 in executing an echo planar method; A magnetic resonance imaging apparatus comprising:

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1,
A magnetic resonance imaging apparatus that executes the echo planar method and measures a spin echo or a gradient echo as the magnetic resonance signal.