特許 6208464 磁気共鳴装置

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6208464

(24)【登録日】2017年9月15日

(45)【発行日】2017年10月4日

(54)【発明の名称】磁気共鳴装置

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20170925BHJP

【ＦＩ】

   A61B5/05 382

   A61B5/05 311

【請求項の数】9

【全頁数】10

(21)【出願番号】特願2013-93636(P2013-93636)

(22)【出願日】2013年4月26日

(65)【公開番号】特開2014-213037(P2014-213037A)

(43)【公開日】2014年11月17日

【審査請求日】2016年4月1日

(73)【特許権者】

【識別番号】300019238

【氏名又は名称】ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー

(74)【代理人】

【識別番号】100137545

【弁理士】

【氏名又は名称】荒川 聡志

(72)【発明者】

【氏名】池崎 吉和

【審査官】 荒井 隆一

(56)【参考文献】

【文献】 国際公開第２０１２／０９８９５５（ＷＯ，Ａ１）

【文献】 米国特許第０５０７０２９９（ＵＳ，Ａ）

【文献】 特開平０７−３１３４８５（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開平０５−０７６５１８（ＪＰ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ５／０５５

Ｇ０１Ｒ ３３／２０−３３／６４

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

血流信号を減衰させるためのプリパレーション部と、血管を含むスラブからデータを収集するためのデータ収集部とを含むシーケンスを実行する磁気共鳴装置であって、
前記スラブは、
血管を含むイメージング領域と、
前記イメージング領域に隣接し、血管を含む第１の領域と、
前記第１の領域の反対側において前記イメージング領域に隣接し、血管を含む第２の領域とを有し、
前記シーケンスのデータ収集部は、前記スラブを励起する励起パルスを有し、前記励起パルスは、
前記第１の領域および前記第２の領域におけるフリップ角が前記イメージング領域におけるフリップ角よりも大きい励起プロファイルを実現するように構成されている、磁気共鳴装置。

【請求項2】

前記スラブを励起する励起パルスには、
前記第１の領域を励起する第１の励起パルスと、
前記第２の領域を励起する第２の励起パルスと、
前記イメージング領域を励起する第３の励起パルスと、
が含まれる、請求項１に記載の磁気共鳴装置。

【請求項3】

前記第１の領域、前記第２の領域、および前記イメージング領域を選択するための第１の勾配パルスを印加し、
前記第１の勾配パルスが印加されている間に、前記第１の励起パルス、前記第２の励起パルス、および前記第３の励起パルスを印加する、請求項２に記載の磁気共鳴装置。

【請求項4】

前記第１の励起パルスおよび前記第２の励起パルスは、前記第３の励起パルスよりも前に印加される、請求項２又は３に記載の磁気共鳴装置。

【請求項5】

前記イメージング領域内のスピンの位相ずれを補正するための第２の勾配パルスを印加する、請求項３又は４に記載の磁気共鳴装置。

【請求項6】

前記励起パルスは複素数で表され、
複素数で表された励起パルスは、前記励起プロファイルを逆フーリエ変換することにより得られる強度情報および位相情報を含んでいる、請求項１に記載の磁気共鳴装置。

【請求項7】

前記イメージング領域の画像を生成する画像生成手段を有する、請求項１〜６のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴装置。

【請求項8】

前記第１の領域、前記イメージング領域、および前記第２の領域は、スライス方向に並んでおり、
前記画像生成手段は、
前記イメージング領域に渡って前記スライス方向のフーリエ変換を実行し、前記イメージング領域の画像を生成する、請求項７に記載の磁気共鳴装置。

【請求項9】

前記画像生成手段は、
前記第１の領域の少なくとも一部と、前記イメージング領域と、前記第２の領域の少なくとも一部とに渡って、前記スライス方向のフーリエ変換を実行し、
前記第１の領域の少なくとも一部のデータと、前記第２の領域の少なくとも一部のデータは、折り返しの部分として破棄する、請求項８に記載の磁気共鳴装置。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、血管を含む領域を撮影する磁気共鳴装置に関する。

【背景技術】

【0002】

血管壁を撮影する方法として、３Ｄグラディエントエコー系のブラックブラッドイメージング（Black Blood Imaging）法が知られている。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0003】

【特許文献1】特開２０１２−２５４３６１号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0004】

３Ｄグラディエントエコー系のブラックブラッドイメージング法には、ＩＲパルスにより領域全体のスピンを反転し、血液のスピンの縦磁化がヌル（null）付近になったときに３Ｄグラディエントエコー法で撮影する方法や、ＭＳＤＥ（Motion Sensitized Driven
Equilibrium）法により血流信号を減衰させて、３Ｄグラディエントエコー法で撮影する方法がある。しかし、いずれの方法でも、血液の流入効果（Inflow効果）により、血流信号を十分に抑制することができない場合がある。
したがって、血流信号を十分に抑制できる方法が望まれている。

【課題を解決するための手段】

【0005】

本発明の一観点は、血管を含むイメージング領域を有するスラブを励起し、前記イメージング領域の画像を取得する磁気共鳴装置であって、
前記スラブは、
前記イメージング領域に隣接し、血管を含む第１の領域と、
前記第１の領域の反対側において前記イメージング領域に隣接し、血管を含む第２の領域とを有し、
前記スラブを励起する励起パルスは、
前記第１の領域および前記第２の領域におけるフリップ角が前記イメージング領域におけるフリップ角よりも大きい励起プロファイルを実現するように構成されている磁気共鳴装置である。

【発明の効果】

【0006】

第１の領域からイメージング領域に流入する血液の流入効果だけでなく、第２の領域からイメージング領域に流入する血液の流入効果も抑制することができるので、血液の信号が十分に低減された画像を取得することができる。

【図面の簡単な説明】

【0007】

【図1】本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。

【図2】血管壁を撮影するために実行される通常のスキャンの一例を示す図である。

【図3】本形態で実施されるスキャンＳＣの説明図である。

【図4】スラブＳＬを励起するときの説明図である。

【図5】スライス方向のフーリエ変換を実行するときの説明図である。

【図6】励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３ごとに勾配パルスＧｘ１、Ｇｘ２、およびＧｘ３を設けた例を示す図である。

【図7】励起プロファイルの別の例を示す図である。

【発明を実施するための形態】

【0008】

以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。

【0009】

図１は、本発明の一形態の磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置（以下、「ＭＲ装置」と呼ぶ）１００は、マグネット２、テーブル３、受信コイル４などを有している。

【0010】

マグネット２は、被検体１１が収容されるボア２１を有している。また、マグネット２には、超伝導コイル、勾配コイル、およびＲＦコイルなどが内蔵されている。

【0011】

テーブル３は、被検体１１を支持するクレードル３ａを有している。クレードル３ａは、ボア２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１１はボア２１に搬送される。
受信コイル４は、被検体１１からの磁気共鳴信号を受信する。

【0012】

ＭＲ装置１００は、更に、送信器５、勾配磁場電源６、受信器７、制御部８、操作部９、および表示部１０などを有している。

【0013】

送信器５はＲＦコイルに電流を供給し、勾配磁場電源６は勾配コイルに電流を供給する。
受信器７は、受信コイル４から受け取った信号に対して、検波などの信号処理を実行する。

【0014】

制御部８は、表示部１０に必要な情報を伝送したり、受信器７から受け取ったデータに基づいて画像を再構成するなど、ＭＲ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲ装置１００の各部の動作を制御する。制御部８は、画像生成手段８１などを有している。画像生成手段８１は、後述するイメージング領域Ｒ３（例えば、図３参照）の画像を生成する。

【0015】

操作部９は、オペレータにより操作され、種々の情報を制御部８に入力する。表示部１０は種々の情報を表示する。
ＭＲ装置１００は、上記のように構成されている。

【0016】

本形態では、血管壁を撮影するためのスキャンが実行される。以下では、本形態で実行されるスキャンと、通常のスキャンとの違いを明確にするために、先ず、血管壁を撮影するために実行される通常のスキャンの一例について説明する。

【0017】

図２は血管壁を撮影するために実行される通常のスキャンの一例を示す図である。
スキャンＳＣは、３Ｄグラディエントエコー系の血管壁イメージングを実行するためのスキャンである。スキャンＳＣは、シーケンスＡが繰り返し実行される。シーケンスＡの繰り返し時間は「ＴＲ」で示されている。シーケンスＡは、プリパレーション部Ｐとデータ収集部Ｑとを有している。

【0018】

プリパレーション部Ｐは、血流信号を減衰させるために実行される。図２には、プリパレーション部Ｐの具体的なシーケンスの一例として、ＭＳＤＥ法によるシーケンスが示されている。尚、説明の便宜上、勾配磁場の軸は１軸のみが示されている。
プリパレーション部Ｐにより血流信号を減衰させた後、データ収集部Ｑが実行される。

【0019】

データ収集部Ｑは、スラブＳＬからデータを収集するためのシーケンスである。スラブＳＬは、血管を横切るように設定されている。図２では、スラブＳＬを横切る血管として、２つの血管ＡおよびＢを示してある。血管Ａには、スラブＳＬの外側（Ｉ側）からスラブＳＬ内に流入する血液が流れており、一方、血管Ｂには、スラブの外側（Ｓ側）からスラブＳＬ内に流入する血液が流れている。

【0020】

データ収集部Ｑは、スラブＳＬを励起するための励起パルスｘを有している。励起パルスｘによりスラブＳＬを励起し、エコー信号Ｓを収集する。そして、収集されたエコー信号Ｓに基づいて、血管壁の情報を含む画像が再構成される。

【0021】

スキャンＳＣでは、プリパレーション部Ｐにより血流信号を減衰させておき、データ収集部Ｑを実行するので、血流信号が低減された画像を取得することができる。しかし、プリパレーション部Ｐで血流信号を減衰させても、血液の流入効果（Inflow効果）により、血流信号を十分に抑制することができない場合もある。そこで、本形態では、血流信号を十分に抑制することができるように、スキャンＳＣを実行している。以下に、本形態におけるスキャンＳＣについて説明する。

【0022】

図３は、本形態で実施されるスキャンＳＣの説明図である。
プリパレーション部Ｐは図２と同じシーケンスを有しているが、データ収集部Ｑは図２とは異なったシーケンスを有している。図３には、データ収集部Ｑの異なっている部分を、拡大して示してある。

【0023】

図２に示すデータ収集部Ｑは、励起パルスｘによってスラブＳＬを励起したが、本形態のデータ収集部Ｑは、励起パルスｘ１、ｘ２およびｘ３によってスラブＳＬを励起している。

【0024】

スラブＳＬは、３つの領域Ｒ１、Ｒ２、およびＲ３を有している。スラブＳＬの中央の領域Ｒ３は、画像化されるイメージング領域である。一方、イメージング領域Ｒ３に隣接する両側の領域Ｒ１およびＲ２は画像化されない領域である。

【0025】

励起パルスｘ１は領域Ｒ１を励起するためのパルスであり、励起パルスｘ２は領域Ｒ２を励起するためのパルスである。励起パルスｘ３はイメージング領域Ｒ３を励起するためのパルスである。

【0026】

励起パルスｘ１のフリップ角はαである。また、励起パルスｘ２のフリップ角は、励起パルスｘ１と同じ値αである。一方、励起パルスｘ３のフリップ角はβである。フリップ角αは、フリップ角βよりも大きい値に設定されている。また、スライス方向には勾配パルスＧ１およびＧ２が印加される。以下、励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３を用いてどのようにスラブＳＬを励起するかについて、図４を参照しながら説明する。

【0027】

図４は、スラブＳＬを励起するときの説明図である。
図４（ａ）は、本形態のデータ収集部Ｑが有する励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３と、勾配パルスＧ１およびＧ２を示す図、図４（ｂ）はスラブＳＬを示す図、図４（ｃ）は励起パルスでスラブＳＬを励起するときの各領域とフリップ角との関係を表す励起プロファイルを概略的に示す図である。

【0028】

先ず、勾配パルスＧ１が印加されるとともに、励起パルスｘ１が印加される。励起パルスｘ１は、スラブＳＬの領域Ｒ１を励起するためのパルスである。励起パルスｘ１のフリップ角αは、例えば、α＝９０°である。血管Ａの血液ａは、励起パルスｘ１が印加される前の時点ｔ０では、スラブＳＬの外側を流れているが、励起パルスｘ１が印加されている時点ｔ１において、スラブＳＬの領域Ｒ１を流れる。血液ａのスピンは、励起パルスｘ１により、領域Ｒ１を流れている間にフリップ角αだけ傾く。したがって、スラブＳＬに流入する前の血液ａが大きな縦磁化を有していても、スラブＳＬの領域Ｒ１を流れている間に、血液ａの縦磁化は小さくなる。
励起パルスｘ１の後、次の励起パルスｘ２が印加される。

【0029】

励起パルスｘ２は、スラブＳＬの領域Ｒ２を励起するためのパルスである。血管Ｂの血液ｂは、時点ｔ０では、スラブＳＬの外側を流れているが、励起パルスｘ２が印加されている時点ｔ２において、スラブＳＬの領域Ｒ２を流れる。血液ｂのスピンは、励起パルスｘ２により、領域Ｒ２を流れている間にフリップ角αだけ傾く。したがって、スラブＳＬに流入する前の血液ｂが大きな縦磁化を有していても、スラブＳＬの領域Ｒ２を流れている間に、血液ｂの縦磁化は小さくなる。励起パルスｘ２を印加した後、次の励起パルスｘ３を印加する。

【0030】

励起パルスｘ３は、スラブＳＬのイメージング領域Ｒ３を励起するためのパルスである。励起パルスｘ３のフリップ角αは、励起パルスｘ１およびｘ２のフリップ角βよりも小さく、例えば、β＝１０°である。

【0031】

このように、本形態では、スラブＳＬの領域Ｒ１、領域Ｒ２、およびイメージング領域Ｒ３が順に励起される。励起パルスｘ３を印加した後、勾配パルスＧ２を印加する。勾配パルスＧ２は、励起パルスｘ３により励起されたイメージング領域Ｒ３内のスピンの位相ずれを補正するためのリフェーズ用のパルスである。

【0032】

スラブＳＬを励起した後、位相エンコード勾配ＧｓおよびＧｐと周波数エンコード勾配Ｇｆを印加し、エコー信号Ｓを収集する（図３参照）。

【0033】

以下同様に、プリパレーション部Ｐとデータ収集部Ｑとを交互に実行し、エコー信号Ｓを収集する。画像再構成に必要な全てのエコー信号Ｓを収集したら、スキャンＳＣを終了する。

【0034】

画像生成手段８１（図１参照）は、スラブＳＬから得られたデータに対して、スライス方向のフーリエ変換を実行し、イメージング領域Ｒ３の画像を生成する。図５は、スライス方向のフーリエ変換を実行するときの説明図である。画像生成手段は、領域Ｒ１と、イメージング領域Ｒ３と、領域Ｒ２とに渡って、スライス方向のフーリエ変換を実行する。しかし、イメージング領域Ｒ３の両側の領域Ｒ１およびＲ２のデータは、スライス方向の折り返しの原因になるので破棄される。したがって、イメージング領域Ｒ３の画像に折り返しは現れず、高品質な血管壁イメージングを行うことができる。尚、イメージング領域Ｒ３の画像を生成することができるのであれば、スライス方向のフーリエ変換が実行される領域は、図５に限定されることはない。例えば、領域Ｒ１の一部と、イメージング領域Ｒ３と、領域Ｒ２の一部に対して、スライス方向のフーリエ変換を実行してもよい。

【0035】

本形態では、励起パルスｘ３によってイメージング領域Ｒ３が励起されるが、イメージング領域Ｒ３を励起する前に、領域Ｒ１を励起する励起パルスｘ１と、領域Ｒ２を励起する励起パルスｘ２とが印加される。励起パルスｘ１のフリップ角αは、励起パルスｘ３のフリップ角βよりも大きいので、血管Ａの血液ａが領域Ｒ１を流れている間に血液ａの縦磁化は十分に小さくなる。したがって、イメージング領域Ｒ３には、縦磁化の小さい血液ａが流入する。また、励起パルスｘ２のフリップ角αも、励起パルスｘ３のフリップ角βより大きいので、血管Ｂの血液ｂが領域Ｒ２を流れている間に血液ｂの縦磁化は十分に小さくなる。したがって、イメージング領域Ｒ３には、縦磁化の小さい血液ｂが流入する。このように、本形態では、血液ａおよびｂがイメージング領域Ｒ３に流入する前に、血液ａおよびｂの縦磁化を小さくすることができる。したがって、領域Ｒ１からイメージング領域Ｒ３に流入する血液ａの流入効果だけでなく、領域Ｒ１とは反対側の領域Ｒ２からイメージング領域Ｒ３に流入する血液ｂの流入効果も抑制することができるので、血液の信号が十分に低減された画像を取得することができる。

【0036】

また、勾配パルスＧ２は、イメージング領域Ｒ３で生じるスピンの位相のずれを補正するので、更に高品質な画像を得ることができる。尚、勾配パルスＧ２は、領域Ｒ１およびＲ２で生じるスピンの位相のずれを補正することはできないが、領域Ｒ１およびＲ２のデータは折り返しの部分として破棄されるので、領域Ｒ１およびＲ２で生じるスピンの位相のずれが補正されなくても、高品質の画像を得ることができる。

【0037】

尚、本形態では、勾配パルスＧ１が印加されている間に、３つの励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３を印加している。しかし、励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３ごとに勾配パルスを設けてもよい。図６に、励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３ごとに勾配パルスＧｘ１、Ｇｘ２、およびＧｘ３を設けた例を示す。図６でも、図４（ｃ）に示す励起プロファイルを実現することができるので、血液の流入効果を抑制することができ、血液の信号が十分に低減された画像を取得することができる。ただし、図６では、各勾配パルスＧｘ１、Ｇｘ２、およびＧｘ３に勾配の立ち上がり時間および立下り時間が必要となるので、繰り返し時間ＴＲが延長するという欠点がある。したがって、励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３ごとに勾配パルスを設けるよりも、図４（ａ）に示すように、一つの勾配パルスＧ１を印加することが望ましい。勾配パルスＧ１を用いることにより、図６に示すような勾配の立ち上がり時間および立下り時間が不要となるので、繰り返し時間ＴＲの延長を十分に短くすることができる。

【0038】

尚、本形態では、励起パルスｘ１のフリップ角と、励起パルスｘ２のフリップ角は、同じ値（α）である。しかし、励起パルスｘ１およびｘ２のフリップ角が、励起パルスｘ３のフリップ角より大きいのであれば、励起パルスｘ１のフリップ角と、励起パルスｘ２のフリップ角は異なる値でもよい。

【0039】

また、本形態では、励起パルスｘ３の前に励起パルスｘ１およびｘ２を印加している。しかし、励起パルスｘ３の後に励起パルスｘ１又はｘ２を印加してもよい。ただし、励起パルスｘ３の後に励起パルスｘ１又はｘ２を印加すると、領域Ｒ１又はＲ２からイメージング領域Ｒ３に流入する血液の流入効果を十分に抑制することが難しい場合もある。したがって、励起パルスｘ３の前に励起パルスｘ１およびｘ２を印加することが好ましい。励起パルスｘ３の前に励起パルスｘ１およびｘ２を印加すると、励起パルスｘ３を印加する前に、領域Ｒ１およびＲ２の血液の縦磁化を小さくすることができるので、領域Ｒ１およびＲ２の両方の領域からイメージング領域Ｒ３に流入する血液の流入効果を十分に抑制することができ、血液の信号が十分に低減された画像を取得することができる。

【0040】

尚、本形態では、励起パルスｘ１およびｘ２を用いて、血流信号を抑制しているが、励起パルスｘ１およびｘ２の代わりに、領域Ｒ１およびＲ２の血液の磁化を飽和させるための飽和パルスを用いて、血流信号を抑制することも考えられる。しかし、飽和パルスを用いる場合、飽和パルスにより生じる横磁化を消去するための大きなクラッシャーパルスも印加する必要があるので、繰り返し時間ＴＲがかなり長くなるという問題がある。これに対し、本形態では、横磁化を消去するためのクラッシャーパルスが不要であるので、ＴＲの延長も十分に短くすることができる。

【0041】

また、本形態では、図４（ｃ）に示す励起プロファイルを実現するために、３つの励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３が用いられている。しかし、図４（ｃ）に示す励起プロファイルを逆フーリエ変換することにより、ＲＦパルスの強度情報および位相情報を求め、これらの情報を有する複素数で表されたＲＦパルスを設計し、この複素数で表されたＲＦパルスを、励起パルスｘ１、ｘ２、およびｘ３の代わりに使用してもよい。

【0042】

尚、本形態では、図４（ｃ）に示す励起プロファイルを実現している。しかし、領域Ｒ１およびＲ２におけるフリップ角が、イメージング領域Ｒ３におけるフリップ角よりも大きいのであれば、励起プロファイルは、図４（ｃ）に限定されることはない。図７に、励起プロファイルの別の例を示す。

【0043】

図７（ａ）は、イメージング領域Ｒ３におけるフリップ角は一定値であるが、領域Ｒ１およびＲ２におけるフリップ角は、イメージング領域Ｒ３から離れるにしたがって、増加するように設定されている。

【0044】

図７（ｂ）は、イメージング領域Ｒ３のスライス方向の中心位置Ｃから離れるにしたがってフリップ角が増加するように設定されている。

【0045】

図７（ａ）や（ｂ）でも、領域Ｒ１およびＲ２におけるフリップ角は、イメージング領域Ｒ３におけるフリップ角よりも大きいので、イメージング領域Ｒ３に流入する血液の信号を低減することができる。

【0046】

尚、本形態では、頸部を撮影する場合について説明されているが、本発明は、頸部以外の別の部位を撮影する場合にも適用することができる。

【符号の説明】

【0047】

２ マグネット
３ テーブル
３ａ クレードル
４ 受信コイル
５ 送信器
６ 勾配磁場電源
７ 受信器
８ 制御部
９ 操作部
１０ 表示部
１１ 被検体
２１ ボア
２２ 超伝導コイル
２３ 勾配磁場コイル
２４ ＲＦコイル
８１ 画像生成手段
１００ ＭＲ装置

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】