JP2000201903A - Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体 - Google Patents
Ｍｒイメ―ジング方法、ｍｒｉ装置、および記録媒体Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】ＦＳＥ系のマルチエコー型パルスシーケンスを
用い、血流などを造影剤無しで安定して描出する。 【解決手段】マルチエコー型のパルスシーケンスを、マ
ルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーま
での累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメン
トの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エ
コーから第ｋ＋1エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメント
の量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略
半分に設定して実行し、発生したマルチエコーを収集
し、収集されたマルチエコーの内の第ｎエコーよりも後
に生じるエコーを用いてＭＲ画像を生成する。例えば、
第ｎエコーはｎ≧２のエコーであって、傾斜磁場モーメ
ントの設定のために第ｎ−１エコーまでに印加する読出
し方向の傾斜磁場が時間または振幅について変形され
る。
用い、血流などを造影剤無しで安定して描出する。 【解決手段】マルチエコー型のパルスシーケンスを、マ
ルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーま
での累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメン
トの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エ
コーから第ｋ＋1エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメント
の量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略
半分に設定して実行し、発生したマルチエコーを収集
し、収集されたマルチエコーの内の第ｎエコーよりも後
に生じるエコーを用いてＭＲ画像を生成する。例えば、
第ｎエコーはｎ≧２のエコーであって、傾斜磁場モーメ
ントの設定のために第ｎ−１エコーまでに印加する読出
し方向の傾斜磁場が時間または振幅について変形され
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、医用の磁気共鳴イ
メージング（ＭＲＩ）に係り、とくに、マルチエコーシ
ーケンスを用いて、血流などの移動している対象を画像
化するイメージングに関する。さらに詳しくは、本発明
は、ＦＳＥ法（高速スピンエコー法；FastSpin Echo
法）や、これを発展させたＦＡＳＥ法（高速asymmetric
ＳＥ法）を用いて血流などの対象の流れを安定して描出
するイメージング、および、位相コントラスト法と同様
の手法を併用して流速分布を描出するイメージングに関
する。
メージング（ＭＲＩ）に係り、とくに、マルチエコーシ
ーケンスを用いて、血流などの移動している対象を画像
化するイメージングに関する。さらに詳しくは、本発明
は、ＦＳＥ法（高速スピンエコー法；FastSpin Echo
法）や、これを発展させたＦＡＳＥ法（高速asymmetric
ＳＥ法）を用いて血流などの対象の流れを安定して描出
するイメージング、および、位相コントラスト法と同様
の手法を併用して流速分布を描出するイメージングに関
する。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージングは、静磁場の中に
置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の
高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生す
るＭＲ信号を使って画像を再構成する手法である。
置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の
高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生す
るＭＲ信号を使って画像を再構成する手法である。
【０００３】近年、この磁気共鳴イメージングの分野に
おいて通常よく用いられる断面撮像の１つの方法とし
て、ＦＳＥ法が知られている。このＦＳＥ法は、静磁場
の不均一性の影響を回避できるなどの利点を有する。と
くに最近の傾向として、ハードウエア技術の進歩に依っ
て、エコー間隔（Echo Train Spacing：ＥＴＳ）を短縮
することができるようになった。このエコー間隔の短い
ＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスあるいはこれを発展
させたＦＳＥ系のパルスシーケンスが用いられ、これま
ではあまり試みられなかった血流などの動きのあるター
ゲットも造影剤無しで描出され始めている（例えば、
“Miyazaki M et al, A novel MR angiogra-phy techni
que: SPEED acquisition using half Fourier RARE, JM
RI 8: 505-507, 1998"，“DW Kaandorp, et al., Three
-dimensional Flow IndependentAngiography of Aortic
Aneurysms using standard Fast Spin Echo, In“Proc
eedings, ISMRM, 6th Annual Meeting" Chidney, Austr
alia, p792,1998"，“M. Miyazaki et al., Fresh Bloo
d Imaging at 0.5-T: Natural BloodContrast 3D MRA w
ithin Single Breathhold, In “Proceedings, ISMRM,
6thAnnual Meeting" Chidney, Australia, p780, 199
8"， 及び“Y. Kassai, etal., 3D Half-Fourier RARE
with MTC for Cardiac Imaging, In“Proceedings,ISMR
M, 6th Annual Meeting" Chidney, Australia, p806, 1
998" 参照）。
おいて通常よく用いられる断面撮像の１つの方法とし
て、ＦＳＥ法が知られている。このＦＳＥ法は、静磁場
の不均一性の影響を回避できるなどの利点を有する。と
くに最近の傾向として、ハードウエア技術の進歩に依っ
て、エコー間隔（Echo Train Spacing：ＥＴＳ）を短縮
することができるようになった。このエコー間隔の短い
ＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスあるいはこれを発展
させたＦＳＥ系のパルスシーケンスが用いられ、これま
ではあまり試みられなかった血流などの動きのあるター
ゲットも造影剤無しで描出され始めている（例えば、
“Miyazaki M et al, A novel MR angiogra-phy techni
que: SPEED acquisition using half Fourier RARE, JM
RI 8: 505-507, 1998"，“DW Kaandorp, et al., Three
-dimensional Flow IndependentAngiography of Aortic
Aneurysms using standard Fast Spin Echo, In“Proc
eedings, ISMRM, 6th Annual Meeting" Chidney, Austr
alia, p792,1998"，“M. Miyazaki et al., Fresh Bloo
d Imaging at 0.5-T: Natural BloodContrast 3D MRA w
ithin Single Breathhold, In “Proceedings, ISMRM,
6thAnnual Meeting" Chidney, Australia, p780, 199
8"， 及び“Y. Kassai, etal., 3D Half-Fourier RARE
with MTC for Cardiac Imaging, In“Proceedings,ISMR
M, 6th Annual Meeting" Chidney, Australia, p806, 1
998" 参照）。
【０００４】つまり、これまでのイメージングは、対象
とする血管において血流速度が小さい心時相を狙ってＲ
波からの遅延時間を適宜に設定するＥＣＧゲーティング
法や、関心血流の方向を描出能の高い位相エンコード方
向に合わせるなどの手法を採用している。
とする血管において血流速度が小さい心時相を狙ってＲ
波からの遅延時間を適宜に設定するＥＣＧゲーティング
法や、関心血流の方向を描出能の高い位相エンコード方
向に合わせるなどの手法を採用している。
【０００５】また、従来の血流イメージングの別のアプ
ローチとして、流れの影響を抑制するため、傾斜磁場モ
ーメントのヌリング（nulling ）法も知られている。
ローチとして、流れの影響を抑制するため、傾斜磁場モ
ーメントのヌリング（nulling ）法も知られている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た従来のイメージング法をもってしても、依然として、
安定した血流描出を行なうことができなかった。例え
ば、位相エンコード方向に沿った血流は描出能が高い
が、読出し方向に沿った血流は描出できないことが報告
されている。また、マルチエコーの内、偶数番目のエコ
ーと奇数番目のエコーの信号の振動に因り、いわゆる
「Ｎ／２アーチファクト」が発生することも報告されて
いる。さらに、傾斜磁場のヌリング法の場合、傾斜磁場
の切換え時間が余分に必要なため、流速の低い場合にし
か実施できないなど、適用範囲が限られるという不都合
があった。
た従来のイメージング法をもってしても、依然として、
安定した血流描出を行なうことができなかった。例え
ば、位相エンコード方向に沿った血流は描出能が高い
が、読出し方向に沿った血流は描出できないことが報告
されている。また、マルチエコーの内、偶数番目のエコ
ーと奇数番目のエコーの信号の振動に因り、いわゆる
「Ｎ／２アーチファクト」が発生することも報告されて
いる。さらに、傾斜磁場のヌリング法の場合、傾斜磁場
の切換え時間が余分に必要なため、流速の低い場合にし
か実施できないなど、適用範囲が限られるという不都合
があった。
【０００７】本発明は、このような従来のＭＲイメージ
ングが直面している状況に鑑みてなされたもので、ＦＳ
Ｅ系のパルス列を含むマルチエコーのパルスシーケンス
を用い、血流などの動いている対象を造影剤無しで安定
して描出し、信頼性の高い臨床診断画像を提供できるよ
うにすることをその目的とする。
ングが直面している状況に鑑みてなされたもので、ＦＳ
Ｅ系のパルス列を含むマルチエコーのパルスシーケンス
を用い、血流などの動いている対象を造影剤無しで安定
して描出し、信頼性の高い臨床診断画像を提供できるよ
うにすることをその目的とする。
【０００８】また、本発明は、上述の目的に加えて、流
速の大小などに影響されず、広範囲な対象を撮像できる
ようにすることを、その別の目的とする。
速の大小などに影響されず、広範囲な対象を撮像できる
ようにすることを、その別の目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成させるた
め、本発明では以下に説明するイメージングの原理およ
びこの原理に基づいた構成を採用している。なお、以下
の説明において、必要に応じて、励起用ＲＦパルスを単
に「フリップパルス」と、リフォーカス用のＲＦパルス
を単に「フロップパルス」と呼ぶことにする。
め、本発明では以下に説明するイメージングの原理およ
びこの原理に基づいた構成を採用している。なお、以下
の説明において、必要に応じて、励起用ＲＦパルスを単
に「フリップパルス」と、リフォーカス用のＲＦパルス
を単に「フロップパルス」と呼ぶことにする。
【００１０】最初にイメージングの原理を従来の手法と
対比させながら説明する。
対比させながら説明する。
【００１１】ＦＳＥ法では、フロップ−フロップパルス
間の時間長をτ（すなわち、エコー間隔（Echo Train S
pacing: ETS）とすると、最初のフリップ−フロップ間
の時間長τ′を正確にτ′＝τ／２に設定すること、お
よび、フリップ−フロップ間の傾斜磁場パルスの印加量
（つまり、シーケンスダイアグラム上での傾斜磁場パル
スの面積）Ａ′を、これに続く傾斜磁場パルスの印加量
Ａの半分に正確に設定することが重要である。このた
め、従来のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスを設計す
る場合、フロップパルス以降のパルス列として、τ′＝
τ／２およびＡ′＝Ａ／２に十分に調整された基本パル
ス列を繰り返している。
間の時間長をτ（すなわち、エコー間隔（Echo Train S
pacing: ETS）とすると、最初のフリップ−フロップ間
の時間長τ′を正確にτ′＝τ／２に設定すること、お
よび、フリップ−フロップ間の傾斜磁場パルスの印加量
（つまり、シーケンスダイアグラム上での傾斜磁場パル
スの面積）Ａ′を、これに続く傾斜磁場パルスの印加量
Ａの半分に正確に設定することが重要である。このた
め、従来のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスを設計す
る場合、フロップパルス以降のパルス列として、τ′＝
τ／２およびＡ′＝Ａ／２に十分に調整された基本パル
ス列を繰り返している。
【００１２】このようにして設計されるＦＳＥ法のパル
スシーケンスの一例を図１（ｂ）に、その位相ダイアグ
ラムを同図（ａ）にそれぞれ示す。なお、このパルスシ
ーケンスではフリップパルス、複数のフロップパルスお
よび読出し方向傾斜磁場Ｇｒのみ図示し、スライス方向
傾斜磁場Ｇｓおよび位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅの
図示は省略している。
スシーケンスの一例を図１（ｂ）に、その位相ダイアグ
ラムを同図（ａ）にそれぞれ示す。なお、このパルスシ
ーケンスではフリップパルス、複数のフロップパルスお
よび読出し方向傾斜磁場Ｇｒのみ図示し、スライス方向
傾斜磁場Ｇｓおよび位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅの
図示は省略している。
【００１３】同図（ａ）の位相ダイアグラムにあって
は、その縦軸は磁化スピンの位相のディフェイズ（deph
ase ）の程度を表す一方で、横軸は時間ｔを表す。斜め
方向に伸びる実線はディフェイズが進行している横磁化
の状態（transverse path ）を示し、横向きの点線はデ
ィフェイズ状態を縦磁化として保存している縦磁化の状
態（longitudinal path ）の状態を示す。前述した時間
条件τ′＝τ／２および面積条件Ａ′＝Ａ／２を満たし
たＦＳＥ法のパルスシーケンスの場合、横磁化および縦
磁化の状態は図６（ａ）に示すように整然と表され、ア
ーチファクトの無いＭＲ像が得られる。
は、その縦軸は磁化スピンの位相のディフェイズ（deph
ase ）の程度を表す一方で、横軸は時間ｔを表す。斜め
方向に伸びる実線はディフェイズが進行している横磁化
の状態（transverse path ）を示し、横向きの点線はデ
ィフェイズ状態を縦磁化として保存している縦磁化の状
態（longitudinal path ）の状態を示す。前述した時間
条件τ′＝τ／２および面積条件Ａ′＝Ａ／２を満たし
たＦＳＥ法のパルスシーケンスの場合、横磁化および縦
磁化の状態は図６（ａ）に示すように整然と表され、ア
ーチファクトの無いＭＲ像が得られる。
【００１４】また、従来では、このＦＳＥ法を用いて動
いている対象を撮像する場合、上述した時間条件および
面積条件を満たし、かつ、フローコンペンセーション法
（Flow Compensation法：ＦＣ法）または傾斜磁場モー
メントヌリング法（Gradient Moment Nulling法：ＧＭ
Ｎ法）を実施するイメージング法が“RS.Hinks, et a
l., Gradient Moment Nulling in Fast Spin Echo, MRM
32: 698-706, 1994"により提案されている。
いている対象を撮像する場合、上述した時間条件および
面積条件を満たし、かつ、フローコンペンセーション法
（Flow Compensation法：ＦＣ法）または傾斜磁場モー
メントヌリング法（Gradient Moment Nulling法：ＧＭ
Ｎ法）を実施するイメージング法が“RS.Hinks, et a
l., Gradient Moment Nulling in Fast Spin Echo, MRM
32: 698-706, 1994"により提案されている。
【００１５】しかし、このＦＣ法またはＧＭＮ法を併用
するＦＳＥ法は、通常のＦＳＥ法のパルスの他に別の傾
斜磁場パルスの印加が加わるため、例えばフロップ−フ
ロップパルス間の時間長（すなわち、エコー間隔ETS ）
が延長されてしまう。すなわち、１励起当たりのパルス
シーケンスの実行時間が長くなるので、データ収集効率
が低下し、全体の撮像時間が長期化してしまう。それに
伴い、血流などの対象の流速が速くなると、かえって、
確実に対象を捕らえて描出することができないという問
題があった。
するＦＳＥ法は、通常のＦＳＥ法のパルスの他に別の傾
斜磁場パルスの印加が加わるため、例えばフロップ−フ
ロップパルス間の時間長（すなわち、エコー間隔ETS ）
が延長されてしまう。すなわち、１励起当たりのパルス
シーケンスの実行時間が長くなるので、データ収集効率
が低下し、全体の撮像時間が長期化してしまう。それに
伴い、血流などの対象の流速が速くなると、かえって、
確実に対象を捕らえて描出することができないという問
題があった。
【００１６】さらに、近年では、前述したようにエコー
間隔ＥＴＳを例えば５ｍｓｅｃ短縮して、動いている血
流や心臓などの画像化が試みられている。ちなみに、こ
のＥＴＳ短縮のパルスシーケンスにあっては、傾斜磁場
パルスやＲＦパルスが時間軸上に極めて短い間隔で詰め
られるので、ＦＣ法やＧＭＮ法を併用する余地はない。
このＥＴＳ短縮のパルスシーケンスを使用する場合、前
述したように、位相エンコード方向に沿った血流の描出
能は高いが、読出し方向に沿った血流のそれは劣るし、
複数エコーの内、偶数エコーと奇数エコーとによる信号
の振動に因って、いわゆる「Ｎ／２アーチファクト」が
発生する。
間隔ＥＴＳを例えば５ｍｓｅｃ短縮して、動いている血
流や心臓などの画像化が試みられている。ちなみに、こ
のＥＴＳ短縮のパルスシーケンスにあっては、傾斜磁場
パルスやＲＦパルスが時間軸上に極めて短い間隔で詰め
られるので、ＦＣ法やＧＭＮ法を併用する余地はない。
このＥＴＳ短縮のパルスシーケンスを使用する場合、前
述したように、位相エンコード方向に沿った血流の描出
能は高いが、読出し方向に沿った血流のそれは劣るし、
複数エコーの内、偶数エコーと奇数エコーとによる信号
の振動に因って、いわゆる「Ｎ／２アーチファクト」が
発生する。
【００１７】ここで、このＮ／２アーチファクトを含
む、従来のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスにおける
信号の挙動を、図２を参照して説明する。この信号挙動
の例は、ＥＴＳ＝５ｍｓ、フロップ角ＦＡ＝１５０°、
撮像領域３５ｃｍのＦＳＥ法のパルスシーケンスによっ
てシミュレートしたもので、対象の流速を３０ｃｍ／ｓ
とした状態を想定した流速依存性を示す例である。読出
し方向の傾斜磁場によって生じる「動きに因り生じる位
相シフト効果」の影響を反映しながら、位相ダイアグラ
ムにしたがってエコー信号の位相と強度を算出したもの
である。
む、従来のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスにおける
信号の挙動を、図２を参照して説明する。この信号挙動
の例は、ＥＴＳ＝５ｍｓ、フロップ角ＦＡ＝１５０°、
撮像領域３５ｃｍのＦＳＥ法のパルスシーケンスによっ
てシミュレートしたもので、対象の流速を３０ｃｍ／ｓ
とした状態を想定した流速依存性を示す例である。読出
し方向の傾斜磁場によって生じる「動きに因り生じる位
相シフト効果」の影響を反映しながら、位相ダイアグラ
ムにしたがってエコー信号の位相と強度を算出したもの
である。
【００１８】図２の上段の各データは、第１エコーから
第３２エコーまでエコー信号の位相と強度の軌跡を複素
表示したものである。このエコー信号をフーリエ変換し
て得られた実空間の再構成像に相当するデータは同図下
段に示す。
第３２エコーまでエコー信号の位相と強度の軌跡を複素
表示したものである。このエコー信号をフーリエ変換し
て得られた実空間の再構成像に相当するデータは同図下
段に示す。
【００１９】同図上段の図から、エコー信号の段階にお
いては、１）全体として、基準となる実部方向からの位
相のシフト（対象が静止している場合、エコー信号は本
来的には実部方向を向いている）、２）偶数番目のエコ
ー信号と奇数番目のエコー信号との間で生じる信号の振
動、および３）エコー信号が複素座標上での移動、がが
分かる。
いては、１）全体として、基準となる実部方向からの位
相のシフト（対象が静止している場合、エコー信号は本
来的には実部方向を向いている）、２）偶数番目のエコ
ー信号と奇数番目のエコー信号との間で生じる信号の振
動、および３）エコー信号が複素座標上での移動、がが
分かる。
【００２０】同図下段のフーリエ変化した実空間のデー
タにおいては、上述の１）〜３）の現象に対応して、夫
々、１′）エコー信号と同様の位相シフトの発生、
２′）本来の画像信号に加えて、Ｎ／２アーチファクト
の発生、３′）画像信号の減衰（流速ｖ＝５０ｃｍ／ｓ
では画像は消失）、が生じている。
タにおいては、上述の１）〜３）の現象に対応して、夫
々、１′）エコー信号と同様の位相シフトの発生、
２′）本来の画像信号に加えて、Ｎ／２アーチファクト
の発生、３′）画像信号の減衰（流速ｖ＝５０ｃｍ／ｓ
では画像は消失）、が生じている。
【００２１】フロップ角ＦＡを変えながら同様のシミュ
レーション（流速ｖ＝１５ｃｍ／ｓとする）を行なっ
た、フロップ角依存性を示すｋ空間および実空間におけ
る信号の挙動例を図３の上段および下段に夫々示す。同
図から分かるように、フロップ角ＦＡを下げていくと、
偶数番目のエコーと奇数番目のエコーとの間で生じる信
号の振動はより複雑になり、しかも、ＦＡ＝６０°以下
では画像は消失してしまう。
レーション（流速ｖ＝１５ｃｍ／ｓとする）を行なっ
た、フロップ角依存性を示すｋ空間および実空間におけ
る信号の挙動例を図３の上段および下段に夫々示す。同
図から分かるように、フロップ角ＦＡを下げていくと、
偶数番目のエコーと奇数番目のエコーとの間で生じる信
号の振動はより複雑になり、しかも、ＦＡ＝６０°以下
では画像は消失してしまう。
【００２２】このような信号挙動の中で、これまで報告
されてきた画像上の問題を引き起こ起こす大きな原因の
１つは、上記２）項における信号の振動である。そこ
で、この信号の振動について、図４を参照し、スピンエ
コー（位相分散しているスピンがＲＦパルスの印加によ
って反転して生成するエコー成分）に注目して説明す
る。
されてきた画像上の問題を引き起こ起こす大きな原因の
１つは、上記２）項における信号の振動である。そこ
で、この信号の振動について、図４を参照し、スピンエ
コー（位相分散しているスピンがＲＦパルスの印加によ
って反転して生成するエコー成分）に注目して説明す
る。
【００２３】
【外１】 初期位相シフトφ′まで累積した図４（ａ）の段階か
ら、第１回目のフロップパルスの印加によって位相シフ
トが−φ′に反転し（同図（ｂ））、第２番目のフロッ
プパルスの印加までにφだけ位相シフトして位相「φ−
φ′」となり（同図（ｃ））、第２番目のフロップパル
スの印加によって位相「φ′−φ」に反転し（同図
（ｄ））、再び、第３番目のフロップパルスの印加まで
にφだけ位相シフトして位相φ′となり（同図
（ｅ））、以下、同様に繰り返す。この結果、同図
（ｆ）に示す如く、φ／２を挟んで偶数番目のエコーと
奇数番目のエコーが振動することが分かる。
ら、第１回目のフロップパルスの印加によって位相シフ
トが−φ′に反転し（同図（ｂ））、第２番目のフロッ
プパルスの印加までにφだけ位相シフトして位相「φ−
φ′」となり（同図（ｃ））、第２番目のフロップパル
スの印加によって位相「φ′−φ」に反転し（同図
（ｄ））、再び、第３番目のフロップパルスの印加まで
にφだけ位相シフトして位相φ′となり（同図
（ｅ））、以下、同様に繰り返す。この結果、同図
（ｆ）に示す如く、φ／２を挟んで偶数番目のエコーと
奇数番目のエコーが振動することが分かる。
【００２４】
【外２】
【外３】 前述した従来のＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスの場
合、上述したようにシーケンス設計上の制約条件があっ
て、容易にシーケンスの変形ができない事情がある。
合、上述したようにシーケンス設計上の制約条件があっ
て、容易にシーケンスの変形ができない事情がある。
【００２５】そこで、本発明では、これを打破できるパ
ルスシーケンスを用いたイメージングを提案する。
ルスシーケンスを用いたイメージングを提案する。
【００２６】その具体的な構成によれば、本願の第１の
発明として、マルチエコー型のパルスシーケンスを用い
て流れている対象のＭＲ像を得るＭＲイメージング方法
において、前記パルスシーケンスを、前記マルチエコー
の内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ
（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′
を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第
ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ
≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定
して実行し、この実行に伴って発生した前記マルチエコ
ーを収集し、収集された前記マルチエコーの内の第ｎエ
コーよりも後に生じるエコーの少なくとも一部を用いて
前記ＭＲ画像を生成することを特徴とする。
発明として、マルチエコー型のパルスシーケンスを用い
て流れている対象のＭＲ像を得るＭＲイメージング方法
において、前記パルスシーケンスを、前記マルチエコー
の内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ
（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′
を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第
ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ
≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定
して実行し、この実行に伴って発生した前記マルチエコ
ーを収集し、収集された前記マルチエコーの内の第ｎエ
コーよりも後に生じるエコーの少なくとも一部を用いて
前記ＭＲ画像を生成することを特徴とする。
【００２７】例えば、前記ｊ次傾斜磁場モーメントは速
度モーメントに相当するｊ＝１に設定される。また、例
えば、前記マルチエコーの内の第ｎエコーよりも後に生
じるエコーの全部を用いて前記ＭＲ画像が生成される。
度モーメントに相当するｊ＝１に設定される。また、例
えば、前記マルチエコーの内の第ｎエコーよりも後に生
じるエコーの全部を用いて前記ＭＲ画像が生成される。
【００２８】さらに例えば、前記マルチエコー型のパル
スシーケンスは、複数のリフォーカスパルスを印加して
そのマルチエコーを発生させるパルスシーケンスであ
る。この場合、一例として、前記ｊ次傾斜磁場モーメン
トは速度モーメントに相当するｊ＝１に設定される。
スシーケンスは、複数のリフォーカスパルスを印加して
そのマルチエコーを発生させるパルスシーケンスであ
る。この場合、一例として、前記ｊ次傾斜磁場モーメン
トは速度モーメントに相当するｊ＝１に設定される。
【００２９】また、好適な一例は、前記リフォーカスパ
ルスを用いたマルチエコー型のパルスシーケンスとし
て、全てのインダイレクトエコーも含めて重ね合わせる
高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスを用いることであ
る。例えば、前記パルスシーケンスは、シングルショッ
トタイプのパルスシーケンスである。
ルスを用いたマルチエコー型のパルスシーケンスとし
て、全てのインダイレクトエコーも含めて重ね合わせる
高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスを用いることであ
る。例えば、前記パルスシーケンスは、シングルショッ
トタイプのパルスシーケンスである。
【００３０】さらに、上述した各構成において、前記パ
ルスシーケンスにおける前記ｎエコーはｎ≧２のエコー
であって、前記傾斜磁場モーメントの設定のために第ｎ
−１エコーまでに印加する傾斜磁場を時間または振幅に
ついて変形することが好適な態様の１つである。この構
成において、例えば、前記傾斜磁場は読出し方向傾斜磁
場である。さらに、好適には、前記高速ＳＥ法に拠るパ
ルスシーケンスの第１エコーから第ｎ−１エコーに対す
る前記読出し方向傾斜磁場は時間についてずらして印加
する傾斜磁場であって、リフォーカスパルスによる反転
数に応じた符号を付してずれ時間量を加算したときにそ
の和が所望値になるように当該傾斜磁場を時間軸方向に
おいてずらして設定することである。
ルスシーケンスにおける前記ｎエコーはｎ≧２のエコー
であって、前記傾斜磁場モーメントの設定のために第ｎ
−１エコーまでに印加する傾斜磁場を時間または振幅に
ついて変形することが好適な態様の１つである。この構
成において、例えば、前記傾斜磁場は読出し方向傾斜磁
場である。さらに、好適には、前記高速ＳＥ法に拠るパ
ルスシーケンスの第１エコーから第ｎ−１エコーに対す
る前記読出し方向傾斜磁場は時間についてずらして印加
する傾斜磁場であって、リフォーカスパルスによる反転
数に応じた符号を付してずれ時間量を加算したときにそ
の和が所望値になるように当該傾斜磁場を時間軸方向に
おいてずらして設定することである。
【００３１】また、前記パルスシーケンスは、ＤＩＥＴ
（Dual Interval Echo Train）法に基づくパルスシーケ
ンスであってもよい。この場合、前記ＤＩＥＴ法に基づ
くパルスシーケンスは、先行する最初のエコー間隔部分
で印加するリフォーカスパルスの時間的前後にて傾斜磁
場モーメントヌリングを行い、且つ最初のエコーの直前
にて前記傾斜磁場モーメントの設定条件を満たすように
形成したパルスシーケンスであるように形成できる。
（Dual Interval Echo Train）法に基づくパルスシーケ
ンスであってもよい。この場合、前記ＤＩＥＴ法に基づ
くパルスシーケンスは、先行する最初のエコー間隔部分
で印加するリフォーカスパルスの時間的前後にて傾斜磁
場モーメントヌリングを行い、且つ最初のエコーの直前
にて前記傾斜磁場モーメントの設定条件を満たすように
形成したパルスシーケンスであるように形成できる。
【００３２】さらに、前記パルスシーケンスは、前記エ
コーに付加する位相エンコードの順序をｋ空間における
位相エンコード方向の中心付近からその周辺に向かって
収集するセンタリングオーダー方式の順序に設定したシ
ーケンスであってもよい。また、前記パルスシーケンス
は、部分フーリエ法に基づくパルスシーケンスであって
もよい。さらに、前記パルスシーケンスを心電同期法ま
たは脈波同期法を併用して実行するようにしてもよい。
このとき、前記心電同期法または前記脈波同期法は、前
記対象としての血管の血流速が相対的に小さくなる時相
にて前記パルスシーケンスの実行を行なうように遅延制
御を行なうことが好適である。
コーに付加する位相エンコードの順序をｋ空間における
位相エンコード方向の中心付近からその周辺に向かって
収集するセンタリングオーダー方式の順序に設定したシ
ーケンスであってもよい。また、前記パルスシーケンス
は、部分フーリエ法に基づくパルスシーケンスであって
もよい。さらに、前記パルスシーケンスを心電同期法ま
たは脈波同期法を併用して実行するようにしてもよい。
このとき、前記心電同期法または前記脈波同期法は、前
記対象としての血管の血流速が相対的に小さくなる時相
にて前記パルスシーケンスの実行を行なうように遅延制
御を行なうことが好適である。
【００３３】また、本願の第２の発明は、マルチエコー
型のパルスシーケンスを用いて流れている対象のＭＲ像
を得るＭＲイメージング方法において、前記パルスシー
ケンスを、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，
３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次
傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋
１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次
傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定と
する）の半分又は略半分に設定したパルスシーケンスで
形成し、このパルスシーケンスを実行することを特徴と
する。
型のパルスシーケンスを用いて流れている対象のＭＲ像
を得るＭＲイメージング方法において、前記パルスシー
ケンスを、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，
３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次
傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋
１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次
傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定と
する）の半分又は略半分に設定したパルスシーケンスで
形成し、このパルスシーケンスを実行することを特徴と
する。
【００３４】さらに、本願の第３の発明は、マルチエコ
ー型のパルスシーケンスを用いて流れている対象のＭＲ
像を得るＭＲＩ装置において、前記パルスシーケンス
は、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，
…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜
磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ
＋２，…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁
場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）
の半分又は略半分に設定したパルスシーケンスであって
当該パルスシーケンスを実行する手段と、この実行に伴
って生成された前記マルチエコーを収集する手段と、こ
の収集された前記マルチエコーの内の第ｎエコーよりも
後に生じるエコーの少なくとも一部を用いて前記ＭＲ画
像を生成する手段とを備えたことを特徴とする。
ー型のパルスシーケンスを用いて流れている対象のＭＲ
像を得るＭＲＩ装置において、前記パルスシーケンス
は、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，
…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜
磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ
＋２，…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁
場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）
の半分又は略半分に設定したパルスシーケンスであって
当該パルスシーケンスを実行する手段と、この実行に伴
って生成された前記マルチエコーを収集する手段と、こ
の収集された前記マルチエコーの内の第ｎエコーよりも
後に生じるエコーの少なくとも一部を用いて前記ＭＲ画
像を生成する手段とを備えたことを特徴とする。
【００３５】さらに、本願の第４の発明は、ＭＲイメー
ジングにおけるマルチエコー型のパルスシーケンスをプ
ログラムの形態で記録され且つコンピュータで読み取り
可能な記録媒体であって、前記パルスシーケンスは、前
記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコ
ーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ′が、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，
…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分
又は略半分に設定されているパルスシーケンスであるこ
とを特徴とした記録媒体である。
ジングにおけるマルチエコー型のパルスシーケンスをプ
ログラムの形態で記録され且つコンピュータで読み取り
可能な記録媒体であって、前記パルスシーケンスは、前
記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコ
ーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ′が、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，
…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分
又は略半分に設定されているパルスシーケンスであるこ
とを特徴とした記録媒体である。
【００３６】さらにまた、本願の第５の発明は、複数の
リフォーカスＲＦパルスを有するマルチエコー型のパル
スシーケンスを用いて流れている対象を画像化するＭＲ
イメージング方法において、前記パルスシーケンスは、
前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エ
コーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モ
ーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，
…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分
又は略半分に設定したパルスシーケンスであって当該パ
ルスシーケンスをｍ個（ｍは複数）の傾斜磁場モーメン
トＭ（Ｍ１，Ｍ２，…，Ｍｍ）の付与の元で実行し、こ
の実行に伴って発生した前記マルチエコーを収集し、収
集された前記マルチエコーに伴う複数のＭＲデータの組
から前記対象のｊ次の情報を画像化することを特徴とす
る。例えば、前記ｍ個の傾斜磁場モーメントは、所望の
傾斜磁場モーメントＭ０との差分が位相コントラスト法
に関わる量を有する。この場合、一例として、前記所望
の傾斜磁場モーメントＭ０は、傾斜磁場モーメントヌリ
ングを実行するときにＭ０＝０に設定されている。
リフォーカスＲＦパルスを有するマルチエコー型のパル
スシーケンスを用いて流れている対象を画像化するＭＲ
イメージング方法において、前記パルスシーケンスは、
前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エ
コーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モ
ーメントの量Ｍ′を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，
…）エコーから第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モー
メントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分
又は略半分に設定したパルスシーケンスであって当該パ
ルスシーケンスをｍ個（ｍは複数）の傾斜磁場モーメン
トＭ（Ｍ１，Ｍ２，…，Ｍｍ）の付与の元で実行し、こ
の実行に伴って発生した前記マルチエコーを収集し、収
集された前記マルチエコーに伴う複数のＭＲデータの組
から前記対象のｊ次の情報を画像化することを特徴とす
る。例えば、前記ｍ個の傾斜磁場モーメントは、所望の
傾斜磁場モーメントＭ０との差分が位相コントラスト法
に関わる量を有する。この場合、一例として、前記所望
の傾斜磁場モーメントＭ０は、傾斜磁場モーメントヌリ
ングを実行するときにＭ０＝０に設定されている。
【００３７】さらに本願の第６の発明は、複数のリフォ
ーカスＲＦパルスを有するマルチエコー型のパルスシー
ケンスを用いて流れている対象を画像化するＭＲＩ装置
において、前記パルスシーケンスは、前記マルチエコー
の内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ
（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′
を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第
ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ
≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定
したパルスシーケンスであって当該パルスシーケンスを
ｍ個（ｍは複数）の傾斜磁場モーメントＭ（Ｍ１，Ｍ
２，…，Ｍｍ）の付与の元で実行する手段と、この実行
に伴って発生した前記マルチエコーを収集する手段と、
収集された前記マルチエコーに伴う複数のＭＲデータの
組から前記対象のｊ次の情報を画像化する手段とを備え
たことを特徴とする。
ーカスＲＦパルスを有するマルチエコー型のパルスシー
ケンスを用いて流れている対象を画像化するＭＲＩ装置
において、前記パルスシーケンスは、前記マルチエコー
の内、第ｎ（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ
（ｊ＝０，１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′
を、第ｋ（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第
ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ
≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定
したパルスシーケンスであって当該パルスシーケンスを
ｍ個（ｍは複数）の傾斜磁場モーメントＭ（Ｍ１，Ｍ
２，…，Ｍｍ）の付与の元で実行する手段と、この実行
に伴って発生した前記マルチエコーを収集する手段と、
収集された前記マルチエコーに伴う複数のＭＲデータの
組から前記対象のｊ次の情報を画像化する手段とを備え
たことを特徴とする。
【００３８】上述の構成によって実現される「φ／２条
件」を満足するＦＳＥ法のパルスシーケンス（対象の流
速をｖ＝３０ｃｍ／ｓとし、フロップ角ＦＡ＝１５０°
とする）を実行することで得られる効果の一例を、エコ
ー信号の振る舞いとして図６（ｂ）に示す。同図におい
て、上段は複素座標上のエコーの振る舞いを示し、下段
は実空間上のフーリエ変換されたエコー信号の振る舞い
を示す。同図（ａ）には、比較のため、従来のＦＳＥ法
に基づくパルスシーケンスを実行することで得られるエ
コー信号の振る舞いを同様に示す。従来法で問題となっ
ていた現象の内、偶数番目のエコーと奇数番目のエコー
との間での信号の振動が大幅に減少し（同図（ａ）、
（ｂ）の上段）、これに因り生じていたＮ／２アーチフ
ァクトも大幅に低減していることがわかる（同図
（ａ）、（ｂ）の下段）。
件」を満足するＦＳＥ法のパルスシーケンス（対象の流
速をｖ＝３０ｃｍ／ｓとし、フロップ角ＦＡ＝１５０°
とする）を実行することで得られる効果の一例を、エコ
ー信号の振る舞いとして図６（ｂ）に示す。同図におい
て、上段は複素座標上のエコーの振る舞いを示し、下段
は実空間上のフーリエ変換されたエコー信号の振る舞い
を示す。同図（ａ）には、比較のため、従来のＦＳＥ法
に基づくパルスシーケンスを実行することで得られるエ
コー信号の振る舞いを同様に示す。従来法で問題となっ
ていた現象の内、偶数番目のエコーと奇数番目のエコー
との間での信号の振動が大幅に減少し（同図（ａ）、
（ｂ）の上段）、これに因り生じていたＮ／２アーチフ
ァクトも大幅に低減していることがわかる（同図
（ａ）、（ｂ）の下段）。
【００３９】なお、これまでは、スピンの挙動を「位相
シフト」という用語で説明したが、位相シフトは傾斜磁
場モーメントと流速の積に比例するので、あるパルスシ
ーケンスが与えられた場合、傾斜磁場モーメントは一定
なので、位相シフトは流速に比例することになる。例え
ば流速１０cm／ｓでφ＝３０゜とすると、
シフト」という用語で説明したが、位相シフトは傾斜磁
場モーメントと流速の積に比例するので、あるパルスシ
ーケンスが与えられた場合、傾斜磁場モーメントは一定
なので、位相シフトは流速に比例することになる。例え
ば流速１０cm／ｓでφ＝３０゜とすると、
【外４】 などとなり、流速値の如何に関わらず「φ／２条件」は
成り立つ。物理的には「傾斜磁場モーメント」と表現す
るのが厳密であるが、ここでは、「位相シフト」という
用語を用いて表しても一般性を失わない。以下の説明に
おいても、より具体的な概念である位相シフトという用
語で記述することにする。
成り立つ。物理的には「傾斜磁場モーメント」と表現す
るのが厳密であるが、ここでは、「位相シフト」という
用語を用いて表しても一般性を失わない。以下の説明に
おいても、より具体的な概念である位相シフトという用
語で記述することにする。
【００４０】以下、本発明に係るφ／２条件を満足させ
るイメージング法をＶＩＳＳ法（ＶVelocity Independe
nt phase-Shift Stabilization）法と呼ぶことにする。
るイメージング法をＶＩＳＳ法（ＶVelocity Independe
nt phase-Shift Stabilization）法と呼ぶことにする。
【００４１】なお、本願では、第７の発明として、複数
のリフォーカスパルスを有するマルチエコー型のパルス
シーケンスを用いて対象を画像化するＭＲイメージング
方法において、前記複数のリフォーカスパルスが磁化ス
ピンに与えるフロップ角が９０度以下の小さい値に設定
されていることを特徴とする、発明も提供される。例え
ば、前記リフォーカスパルスを用いたマルチエコー型の
パルスシーケンスとして、インダイレクトエコーを重ね
合わせる高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスが用いられ
る。
のリフォーカスパルスを有するマルチエコー型のパルス
シーケンスを用いて対象を画像化するＭＲイメージング
方法において、前記複数のリフォーカスパルスが磁化ス
ピンに与えるフロップ角が９０度以下の小さい値に設定
されていることを特徴とする、発明も提供される。例え
ば、前記リフォーカスパルスを用いたマルチエコー型の
パルスシーケンスとして、インダイレクトエコーを重ね
合わせる高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスが用いられ
る。
【００４２】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施形態を添付図
面に基づき説明する。
面に基づき説明する。
【００４３】最初に、以下の実施形態で共通に用いられ
るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図
７に示す。
るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図
７に示す。
【００４４】このＭＲＩ装置は、被検体としての患者Ｐ
を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部
と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部
と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体
のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、
被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測
する心電計測部とを備えている。なお、心電計測部の代
わりに、被検体の脈波を計測する脈波計測部を設けても
よい。
を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部
と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部
と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体
のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、
被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測
する心電計測部とを備えている。なお、心電計測部の代
わりに、被検体の脈波を計測する脈波計測部を設けても
よい。
【００４５】静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備
え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空
間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ0 を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられてい
る。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板
を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００４６】傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の
傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚ
コイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の
傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚ
コイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，
ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケン
サ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜
磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００４７】傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成し
て、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エ
ンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数
エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に
設定・変更することができる。スライス方向、位相エン
コード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場
Ｈ0に重畳される。
〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成し
て、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エ
ンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数
エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に
設定・変更することができる。スライス方向、位相エン
コード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場
Ｈ0に重畳される。
【００４８】送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電
流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、Ｒ
Ｆコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込
み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波
増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した
後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタル量データ（原デ
ータ）を生成する。
体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７
に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。こ
の送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５
の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電
流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、Ｒ
Ｆコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込
み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波
増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した
後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタル量データ（原デ
ータ）を生成する。
【００４９】さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シ
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機
６は、後述するように種々の態様に基づく、予め記憶し
たソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシー
ケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括
する機能を有する。
ーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機
６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１
２、および入力器１３を備える。この内、ホスト計算機
６は、後述するように種々の態様に基づく、予め記憶し
たソフトウエア手順により、シーケンサ５にパルスシー
ケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括
する機能を有する。
【００５０】シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するととも
に、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、
送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。
えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するととも
に、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、
送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚ
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。
【００５１】また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが
出力したデジタルデータ（原データまたは生データ）を
シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフー
リエ空間（ｋ空間とも呼ばれる）に原データを配置し、
この原データを各組毎に２次元または３次元のフーリエ
変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演
算ユニットは、画像に関するデータの合成処理、差分演
算処理などを行うことが可能にもなっている。
出力したデジタルデータ（原データまたは生データ）を
シーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフー
リエ空間（ｋ空間とも呼ばれる）に原データを配置し、
この原データを各組毎に２次元または３次元のフーリエ
変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演
算ユニットは、画像に関するデータの合成処理、差分演
算処理などを行うことが可能にもなっている。
【００５２】記憶ユニット１１はメモリを有し、再構成
された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処
理が施された画像データを保管することができる。ま
た、記憶ユニットは、ＭＲイメージングにおけるマルチ
エコー型のパルスシーケンスをプログラムの形態で記録
され且つコンピュータで読み取り可能な記憶媒体（図示
せず）を備える。この記憶媒体には、前述した本発明の
原理に係るパルスシーケンスの情報が記憶されている。
このパルスシーケンスは、マルチエコーの内、第ｎ（ｎ
＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，
２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′が、第ｋエコー
から第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量
Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分
に設定されたシーケンスである。
された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処
理が施された画像データを保管することができる。ま
た、記憶ユニットは、ＭＲイメージングにおけるマルチ
エコー型のパルスシーケンスをプログラムの形態で記録
され且つコンピュータで読み取り可能な記憶媒体（図示
せず）を備える。この記憶媒体には、前述した本発明の
原理に係るパルスシーケンスの情報が記憶されている。
このパルスシーケンスは、マルチエコーの内、第ｎ（ｎ
＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，１，
２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′が、第ｋエコー
から第ｋ＋１エコーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量
Ｍ（ｋ≧ｎで一定又は略一定とする）の半分又は略半分
に設定されたシーケンスである。
【００５３】表示器１２は画像を表示する。また入力器
１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケ
ンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機
６に入力できる。
１３を介して、術者が希望する撮影条件、パルスシーケ
ンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機
６に入力できる。
【００５４】さらに、心電計測部は、被検体の体表に付
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に
出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測
部による計測信号は、イメージングスキャンを実行する
ときにシーケンサ５により用いられる。これにより、Ｅ
ＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適
切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲー
ト法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できる
ようになっている。
着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセ
ンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に
出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測
部による計測信号は、イメージングスキャンを実行する
ときにシーケンサ５により用いられる。これにより、Ｅ
ＣＧゲート法（心電同期法）による同期タイミングを適
切に設定でき、この同期タイミングに基づくＥＣＧゲー
ト法のイメージングスキャンを行ってデータ収集できる
ようになっている。
【００５５】第１の実施形態 上述のＭＲＩ装置によりＶＩＳＳ法に基づいて実施され
る、本発明の第１の実施形態に係るイメージングを、図
８〜図１０を参照して説明する。この実施形態は以下の
ように種々の態様で実施される実施例として展開され
る。
る、本発明の第１の実施形態に係るイメージングを、図
８〜図１０を参照して説明する。この実施形態は以下の
ように種々の態様で実施される実施例として展開され
る。
【００５６】実施例１ 実施例１は、ＶＩＳＳ法に基づくイメージングをＤＩＥ
Ｔ（Dual IntervalEcho Train）法で実施したものであ
る。すなわち、最初のエコーの初期位相シフト量φ′を
調整するために、ＤＩＥＴ法を利用する。
Ｔ（Dual IntervalEcho Train）法で実施したものであ
る。すなわち、最初のエコーの初期位相シフト量φ′を
調整するために、ＤＩＥＴ法を利用する。
【００５７】ＤＩＥＴ法は、特開平７−１５５３０９号
公報、および、論文「H.Kanazawa,et al., “Contrast
Neutralization of Fast Spin Echo Iｍaging: A FatRe
duction Technique Free from Field Inhomogeneity",
2nd SMR ScientificProgram, p.486, 1994/8"」で知ら
れており、その１つの態様は、ＦＳＥ法のパルスシーケ
ンスを、９０°ＲＦパルスを印加してから最初のエコー
を得るまでの時間間隔が、隣合う２つのエコー間の時間
間隔の３以上の奇数倍となるように設定するものであ
る。具体的な一例としては、９０°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでに印加する読出し方向傾
斜磁場の時間積分値が、２番目以降の隣り合うエコー間
に印加する読出し方向傾斜磁場の時間積分値の３以上の
奇数倍とするものである。
公報、および、論文「H.Kanazawa,et al., “Contrast
Neutralization of Fast Spin Echo Iｍaging: A FatRe
duction Technique Free from Field Inhomogeneity",
2nd SMR ScientificProgram, p.486, 1994/8"」で知ら
れており、その１つの態様は、ＦＳＥ法のパルスシーケ
ンスを、９０°ＲＦパルスを印加してから最初のエコー
を得るまでの時間間隔が、隣合う２つのエコー間の時間
間隔の３以上の奇数倍となるように設定するものであ
る。具体的な一例としては、９０°ＲＦパルスを印加し
てから最初のエコーを得るまでに印加する読出し方向傾
斜磁場の時間積分値が、２番目以降の隣り合うエコー間
に印加する読出し方向傾斜磁場の時間積分値の３以上の
奇数倍とするものである。
【００５８】図８に、実施例１に係るパルスシーケンス
を示す。なお、このシーケンスは図１と同様に、読出し
方向傾斜磁場について図示しており、スライス方向傾斜
磁場および読出し方向傾斜磁場は周知の手法で印加され
る。立ち上がり時間は十分に速いとして模式的に表現し
ているが、実際に実装できる例である。このパルスシー
ケンスに関するパルスシーケンス情報がホスト計算機６
からシーケンサ５に渡される。シーケンサ５はこのシー
ケンスに沿って傾斜磁場電源４、送信器８Ｔなどのユニ
ットの動作を制御する。
を示す。なお、このシーケンスは図１と同様に、読出し
方向傾斜磁場について図示しており、スライス方向傾斜
磁場および読出し方向傾斜磁場は周知の手法で印加され
る。立ち上がり時間は十分に速いとして模式的に表現し
ているが、実際に実装できる例である。このパルスシー
ケンスに関するパルスシーケンス情報がホスト計算機６
からシーケンサ５に渡される。シーケンサ５はこのシー
ケンスに沿って傾斜磁場電源４、送信器８Ｔなどのユニ
ットの動作を制御する。
【００５９】同図から分かるように、ここでは、最初の
フロップパルスＰflを挟んで、ＤＩＥＴ法としての傾斜
磁場面積の条件を満たすように、２次のＧＭＮを満足す
るような１−３−３−１型の波形を付加している。これ
により、血流などの流速に起因した位相シフトが補償さ
れる。さらに、最初に発生するエコーの直前に「半分だ
けＧＭＮを行う」ための傾斜磁場パルスＰh を付加し、
初期位相シフト量φ′を、それ以降の繰返し部分での位
相シフト量φの半分になるように設定している。
フロップパルスＰflを挟んで、ＤＩＥＴ法としての傾斜
磁場面積の条件を満たすように、２次のＧＭＮを満足す
るような１−３−３−１型の波形を付加している。これ
により、血流などの流速に起因した位相シフトが補償さ
れる。さらに、最初に発生するエコーの直前に「半分だ
けＧＭＮを行う」ための傾斜磁場パルスＰh を付加し、
初期位相シフト量φ′を、それ以降の繰返し部分での位
相シフト量φの半分になるように設定している。
【００６０】この傾斜磁場の与え方はあくまで一例であ
り、ＦＳＥ法として一般に要請される条件、ＤＩＥＴ法
として要請される傾斜磁場の面積条件、前述したφ／２
条件を満たしながら、傾斜磁場波形を変形させるバリエ
ーションは種々取り得る。ＤＩＥＴ法の最初のエコー間
隔を決めるＤＩＥＴファクタも種々取り得ることは、勿
論である。
り、ＦＳＥ法として一般に要請される条件、ＤＩＥＴ法
として要請される傾斜磁場の面積条件、前述したφ／２
条件を満たしながら、傾斜磁場波形を変形させるバリエ
ーションは種々取り得る。ＤＩＥＴ法の最初のエコー間
隔を決めるＤＩＥＴファクタも種々取り得ることは、勿
論である。
【００６１】実施例２ この実施例は、上述したＤＩＥＴ法をベースにしたＶＩ
ＳＳ法に拠るイメージングの変形である。
ＳＳ法に拠るイメージングの変形である。
【００６２】上述した図８の実施例１において、第１フ
ロップパルスＰflのフロップ角を１８０度又はそれに近
いフロップ角のパルスに設定する。これにより、最初の
エコー形成までの Longitudinal Path成分を抑制するこ
とができ、ＤＩＥＴ法の本来の目的をより効果的に達成
できる。
ロップパルスＰflのフロップ角を１８０度又はそれに近
いフロップ角のパルスに設定する。これにより、最初の
エコー形成までの Longitudinal Path成分を抑制するこ
とができ、ＤＩＥＴ法の本来の目的をより効果的に達成
できる。
【００６３】なお、ＤＩＥＴ法における最初のエコー形
成までの時間的な余裕を利用してその特性を良くするこ
ともできる。第１フロップパルスＰflがSinc波形であれ
ば、その打ち切り時間を伸ばすことで達成できる。ある
いは、第１フロップパルスＰflとして、別の最適設計さ
れたリフォーカス用ＲＦパルスを用いてもよい。
成までの時間的な余裕を利用してその特性を良くするこ
ともできる。第１フロップパルスＰflがSinc波形であれ
ば、その打ち切り時間を伸ばすことで達成できる。ある
いは、第１フロップパルスＰflとして、別の最適設計さ
れたリフォーカス用ＲＦパルスを用いてもよい。
【００６４】実施例３ 実施例３は、通常のＦＳＥ法において最初の数エコーを
発生させるための傾斜磁場の印加パターンの繰り返し
を、本発明のＶＩＳＳ法に沿って設計したパルスシーケ
ンスを用いるイメージング法である。これは、非常にシ
ンプルではあるが、画期的なイメージング法である。
発生させるための傾斜磁場の印加パターンの繰り返し
を、本発明のＶＩＳＳ法に沿って設計したパルスシーケ
ンスを用いるイメージング法である。これは、非常にシ
ンプルではあるが、画期的なイメージング法である。
【００６５】前述したように、通常のＦＳＥ法に基づく
パルスシーケンスでは、最初のフロップパルス以降のパ
ルス列は十分に調整された基本型を繰り返す方式が用い
られていた。これに対して、この実施例記載のイメージ
ング法は、最初の数エコーにおいてはその基本型の繰返
しパターンを変形し、その非対称性から生じる傾斜磁場
モーメントのずれを初期位相シフト量φ′の調整に用い
るものである。
パルスシーケンスでは、最初のフロップパルス以降のパ
ルス列は十分に調整された基本型を繰り返す方式が用い
られていた。これに対して、この実施例記載のイメージ
ング法は、最初の数エコーにおいてはその基本型の繰返
しパターンを変形し、その非対称性から生じる傾斜磁場
モーメントのずれを初期位相シフト量φ′の調整に用い
るものである。
【００６６】図９（ｂ），（ｃ）に、読出し方向傾斜磁
場の場合を例にとり、本実施例に係るパルスシーケンス
の一例を示す。同図（ａ）は、比較のために記述した通
常のＦＳＥ法のパルス列である。図９の例は、読出し方
向傾斜磁場Ｇｒの印加タイミングを単純にシフトしたパ
ルス列を示もので、フリップ角＝９０°はフリップパル
スを、フロップ角＝β１〜β６はフロップパルスを示し
ている。本手法は、読出し方向傾斜磁場に適用する場合
にとくに相性がよい。
場の場合を例にとり、本実施例に係るパルスシーケンス
の一例を示す。同図（ａ）は、比較のために記述した通
常のＦＳＥ法のパルス列である。図９の例は、読出し方
向傾斜磁場Ｇｒの印加タイミングを単純にシフトしたパ
ルス列を示もので、フリップ角＝９０°はフリップパル
スを、フロップ角＝β１〜β６はフロップパルスを示し
ている。本手法は、読出し方向傾斜磁場に適用する場合
にとくに相性がよい。
【００６７】エコー間隔ＥＴＳ＝５ｍｓに設定したとき
には、初期位相シフト量φ′の調整に使用するエコー
は、第１エコーのみのｎ＝２で十分である。同図（ｂ）
に示すパルスシーケンスのモデルでは、１回目の読出し
方向傾斜磁場パルスの印加を早める調整時間量δ１は一
例としてδ１＝０．６ｍｓに設定される。これは実際の
実装でも十分に可能な量である。第１エコーは、画像再
構成には使用されず、捨てられる。この「第１エコーは
位相シフトの調整に専念させ、画像再構成には使用しな
い」という、画像再構成には殆ど支障の無い僅かなペナ
ルティでφ／２「φ／２条件」を満足させることができ
る。
には、初期位相シフト量φ′の調整に使用するエコー
は、第１エコーのみのｎ＝２で十分である。同図（ｂ）
に示すパルスシーケンスのモデルでは、１回目の読出し
方向傾斜磁場パルスの印加を早める調整時間量δ１は一
例としてδ１＝０．６ｍｓに設定される。これは実際の
実装でも十分に可能な量である。第１エコーは、画像再
構成には使用されず、捨てられる。この「第１エコーは
位相シフトの調整に専念させ、画像再構成には使用しな
い」という、画像再構成には殆ど支障の無い僅かなペナ
ルティでφ／２「φ／２条件」を満足させることができ
る。
【００６８】同図（ｃ）に示すように、初期位相シフト
量φ′の調整に使用するエコーを第２エコーまでとする
ｎ＝３の例では、１回目の読出し方向傾斜磁場パルスの
印加を早める調整時間量δ１＝０．３ｍｓ、２回目のそ
れを遅くする調整時間量δ２＝−０．３ｍｓとすればよ
い。この場合も、第１および第２エコーは捨てることと
し、画像再構成には使用しない。
量φ′の調整に使用するエコーを第２エコーまでとする
ｎ＝３の例では、１回目の読出し方向傾斜磁場パルスの
印加を早める調整時間量δ１＝０．３ｍｓ、２回目のそ
れを遅くする調整時間量δ２＝−０．３ｍｓとすればよ
い。この場合も、第１および第２エコーは捨てることと
し、画像再構成には使用しない。
【００６９】以下、ｎ＝４以上の任意数の場合でも同様
に時間シフトして位相量が調整され、φ／２条件が満足
される。
に時間シフトして位相量が調整され、φ／２条件が満足
される。
【００７０】このように時間シフトするときの一般式は
以下のように表される。ＦＳＥ法の上記基本型が与えら
れ、第ｊエコーの読出し方向傾斜磁場の印加タイミング
のシフトをδjだけ行うとする（時間軸前向きが十符号
で表すとする）。この場合、
以下のように表される。ＦＳＥ法の上記基本型が与えら
れ、第ｊエコーの読出し方向傾斜磁場の印加タイミング
のシフトをδjだけ行うとする（時間軸前向きが十符号
で表すとする）。この場合、
【数１】 とすれば、ＤＩＥＴ法を併用せずとも、通常ＦＳＥ法の
シーケンスにおいて、第ｎエコーにてφ／２条件が満た
される。ｎはエコー数である。ここで、τ′は、フリッ
プ−フロップ間で印加する読出し方向傾斜磁場波形の重
心の時刻ｔ１と、第１エコー生成用の読出し方向傾斜磁
場波形の内、印加開始からエコー中心までの部分の重心
となる時刻ｔ２までとの時間差である。τは、第ｋエコ
ー生成用の読出し方向傾斜磁場波形の内、エコー中心か
ら印加終了までの部分の重心となる時刻ｔ３と、第（ｋ
＋１）エコー生成用の読出し方向傾斜磁場波形の内、印
加開始からエコー中心までの部分の重心となる時刻ｔ４
までとの時間差である。
シーケンスにおいて、第ｎエコーにてφ／２条件が満た
される。ｎはエコー数である。ここで、τ′は、フリッ
プ−フロップ間で印加する読出し方向傾斜磁場波形の重
心の時刻ｔ１と、第１エコー生成用の読出し方向傾斜磁
場波形の内、印加開始からエコー中心までの部分の重心
となる時刻ｔ２までとの時間差である。τは、第ｋエコ
ー生成用の読出し方向傾斜磁場波形の内、エコー中心か
ら印加終了までの部分の重心となる時刻ｔ３と、第（ｋ
＋１）エコー生成用の読出し方向傾斜磁場波形の内、印
加開始からエコー中心までの部分の重心となる時刻ｔ４
までとの時間差である。
【００７１】ここでは、基準となる通常ＦＳＥシーケン
スからの時間軸方向への傾斜磁場波形のシフトによりφ
／２条件を満足さえる態様を例示したが、傾斜磁場波形
の重心が同じ位置にシフトするように波形そのものを変
えてもよい。例えば、読出し方向傾斜磁場Ｇｒを時刻ｔ
０［ｍｓ］から強度Ｇ［ｍＴ／ｍ］で２［ｍｓ］の間印
加するとき、時間的に前に０．５［ｍｓ］ずらすこと
は、時刻ｔ０から強度２Ｇ［ｍＴ／ｍ］で１［ｍｓ］の
間印加することと（傾斜磁場の０次モーメントと１次モ
ーメントに関しては）等価である。このように種々の変
形が可能である。
スからの時間軸方向への傾斜磁場波形のシフトによりφ
／２条件を満足さえる態様を例示したが、傾斜磁場波形
の重心が同じ位置にシフトするように波形そのものを変
えてもよい。例えば、読出し方向傾斜磁場Ｇｒを時刻ｔ
０［ｍｓ］から強度Ｇ［ｍＴ／ｍ］で２［ｍｓ］の間印
加するとき、時間的に前に０．５［ｍｓ］ずらすこと
は、時刻ｔ０から強度２Ｇ［ｍＴ／ｍ］で１［ｍｓ］の
間印加することと（傾斜磁場の０次モーメントと１次モ
ーメントに関しては）等価である。このように種々の変
形が可能である。
【００７２】実施例４ この実施例４は、上述した読出し方向傾斜磁場Ｇｒに代
えて、スライス方向傾斜磁場Ｇｓについて本発明を実施
した例である。スライス方向については読出し方向より
もストレートなアプローチで済む利点がある。
えて、スライス方向傾斜磁場Ｇｓについて本発明を実施
した例である。スライス方向については読出し方向より
もストレートなアプローチで済む利点がある。
【００７３】図１０（ａ）に第１エコーにてφ／２条件
を満たす例（ｎ＝１）を、同図（ｂ）に第２エコーにて
φ／２条件を満たす例（ｎ＝２）を夫々示す。いずれも
通常ＦＳＥシーケンスにおいて印加するスライス方向傾
斜磁場Ｇｓの形状を変更することで、前述したφ／２条
件を満足させるパルスシーケンスである。
を満たす例（ｎ＝１）を、同図（ｂ）に第２エコーにて
φ／２条件を満たす例（ｎ＝２）を夫々示す。いずれも
通常ＦＳＥシーケンスにおいて印加するスライス方向傾
斜磁場Ｇｓの形状を変更することで、前述したφ／２条
件を満足させるパルスシーケンスである。
【００７４】同図（ａ）に示すパルスシーケンスでは、
フリップ角ＦＡ＝９０°のフリップパルスに重畳するス
ライス方向傾斜磁場Ｇｓを反転させ、第１エコーの生成
前にスピンの位相シフトを予め半分だけ戻しておくもの
である。フリップパルスの印加後のスライス方向傾斜磁
場はこの実施例では、フロップパルスの半分にしてい
る。同図（ｂ）に示すパルスシーケンスでは、第１エコ
ーの生成時までに累積した位相シフトは大き過ぎるの
で、第２エコー生成前にφ／２条件が満たされるように
位相シフトを戻すようにしている。
フリップ角ＦＡ＝９０°のフリップパルスに重畳するス
ライス方向傾斜磁場Ｇｓを反転させ、第１エコーの生成
前にスピンの位相シフトを予め半分だけ戻しておくもの
である。フリップパルスの印加後のスライス方向傾斜磁
場はこの実施例では、フロップパルスの半分にしてい
る。同図（ｂ）に示すパルスシーケンスでは、第１エコ
ーの生成時までに累積した位相シフトは大き過ぎるの
で、第２エコー生成前にφ／２条件が満たされるように
位相シフトを戻すようにしている。
【００７５】スライス方向についてはｎ＝１でも実現可
能な形はあるが、このようにフリップパルス印加時に重
畳する傾斜磁場を反転したり、あるいは波形を複雑にし
て大きな強度も必要な形状になるかのどちらかである。
特に後者ではスライス方向の位相エンコードも必要な３
Ｄスキャンでは無理が生じる。同図（ｂ）のｎ＝２の場
合、第１エコーを使用しないという前提で考えると大幅
に自由度が上がる。ここに示したのはその１例に過ぎな
いが、ｎが２以上のＶＩＳＳ法では無理なく実現でき
る。
能な形はあるが、このようにフリップパルス印加時に重
畳する傾斜磁場を反転したり、あるいは波形を複雑にし
て大きな強度も必要な形状になるかのどちらかである。
特に後者ではスライス方向の位相エンコードも必要な３
Ｄスキャンでは無理が生じる。同図（ｂ）のｎ＝２の場
合、第１エコーを使用しないという前提で考えると大幅
に自由度が上がる。ここに示したのはその１例に過ぎな
いが、ｎが２以上のＶＩＳＳ法では無理なく実現でき
る。
【００７６】実施例５ この実施例５は絶対値画像の生成に関する。
【００７７】上述した何れの実施例においても、また一
般にφ／２条件を満たすパルスシーケンスを実施する例
においても、動きのあるピクセルについては速度に応じ
た位相シフトを持つ再構成画像となる。そこで、絶対値
画像を従来周知の演算法により作成することで、血流な
どの動きを強調した画像を提供することができる。
般にφ／２条件を満たすパルスシーケンスを実施する例
においても、動きのあるピクセルについては速度に応じ
た位相シフトを持つ再構成画像となる。そこで、絶対値
画像を従来周知の演算法により作成することで、血流な
どの動きを強調した画像を提供することができる。
【００７８】この絶対値画像のデータは演算ユニット１
０に実行させればよい。
０に実行させればよい。
【００７９】実施例６ 実施例６は、部分フーリエ法（またはハーフフーリエ
法）と呼ばれるイメージング法に関する。
法）と呼ばれるイメージング法に関する。
【００８０】この部分フーリエ法（ハーフフーリエ法）
は一般に、低周波成分のみ位相エンコードの正負部分の
データを取得し、低空間周波数成分の位相分布を求め、
その方向を「実部」として画像を得る手法である。血管
系は中程度の空間周波数成分から高い空間周波数成分を
もつため、対象血管に対応した程度の高い周波数成分ま
で表現できる部分フーリエの収集再構成条件を選択す
る。例えば、ＦＯＶ＝３５０ｍｍ、読出し方向に走行す
る血管径を２０ｍｍの腹部大動脈を描出対象とした場
合、３５０／２０＝１７．５で、ｋ空間の中心付近は最
低限±９ライン分の位相エンコードが必要となる。さら
に余裕を持させる場合は、例えば±１６ライン程度の位
相エンコードを設定することが望ましい。ただし、流れ
部分からのアーチファクトの抑制だけを目的としている
場合には、位相シフトの生じている部分の信号値が低下
するだけで、Ｎ／２アーチファクトの低減効果はあるの
で、特に問題は生じないこともある。
は一般に、低周波成分のみ位相エンコードの正負部分の
データを取得し、低空間周波数成分の位相分布を求め、
その方向を「実部」として画像を得る手法である。血管
系は中程度の空間周波数成分から高い空間周波数成分を
もつため、対象血管に対応した程度の高い周波数成分ま
で表現できる部分フーリエの収集再構成条件を選択す
る。例えば、ＦＯＶ＝３５０ｍｍ、読出し方向に走行す
る血管径を２０ｍｍの腹部大動脈を描出対象とした場
合、３５０／２０＝１７．５で、ｋ空間の中心付近は最
低限±９ライン分の位相エンコードが必要となる。さら
に余裕を持させる場合は、例えば±１６ライン程度の位
相エンコードを設定することが望ましい。ただし、流れ
部分からのアーチファクトの抑制だけを目的としている
場合には、位相シフトの生じている部分の信号値が低下
するだけで、Ｎ／２アーチファクトの低減効果はあるの
で、特に問題は生じないこともある。
【００８１】実施例７ この実施例は収集する位相エンコード順に関する。
【００８２】前述した図６に示したように、本発明の基
本原理に係るφ／２条件を満足させると、奇数番目エコ
ーと偶数番目エコーと間のエコーの振動は抑制できるも
のの、エコーはスピンエコー以外の信号の影響に因り、
１００％安定しているわけではない。そこで、ｋ空間の
中心付近の重要なデータを、最初のエコーの方で収集す
る、いわゆるセンタリングオーダー方式の手法を加える
と有効である。
本原理に係るφ／２条件を満足させると、奇数番目エコ
ーと偶数番目エコーと間のエコーの振動は抑制できるも
のの、エコーはスピンエコー以外の信号の影響に因り、
１００％安定しているわけではない。そこで、ｋ空間の
中心付近の重要なデータを、最初のエコーの方で収集す
る、いわゆるセンタリングオーダー方式の手法を加える
と有効である。
【００８３】例えば、シングルショットタイプのデータ
収集においては、位相エンコード順を、φ／２条件を満
たす第ｎエコー以降、
収集においては、位相エンコード順を、φ／２条件を満
たす第ｎエコー以降、
【数２】 の順番に収集するように位相エンコード量を設定する。
また、部分フーリエ法を用いる場合、従来のように、
また、部分フーリエ法を用いる場合、従来のように、
【数３】 として、−１５〜１６の位相エンコード量を低周波成分
のイメージングに用いてもよいが、
のイメージングに用いてもよいが、
【数４】 のように収集して、−１５〜１６を低周波成分のイメー
ジングに用いてもよい。
ジングに用いてもよい。
【００８４】実施例８ この実施例は、移動している対象の２次以上のモーメン
ト（すなわち、速度項ではなく、加速度項以上の高次の
項）に拠るイメージングに関する。
ト（すなわち、速度項ではなく、加速度項以上の高次の
項）に拠るイメージングに関する。
【００８５】これまでは、速度項についての位相差から
の画像化について述べたが、従来より与えられている１
次の傾斜磁場モーメントヌリング法（Gradient MomentN
ulling法：ＧＭＮ法）を適用したシーケンスをもとにし
て、０次、１次の傾斜磁場モーメントが零で、２次のモ
ーメントが第ｎエコーまでをＭ′、それ以降のエコー間
でＭとしたときにＭ′＝Ｍ／２なる関係が成り立つよう
に設定すると、加速度成分に比例した一定の位相シフト
を有するマルチエコーを収集できる。
の画像化について述べたが、従来より与えられている１
次の傾斜磁場モーメントヌリング法（Gradient MomentN
ulling法：ＧＭＮ法）を適用したシーケンスをもとにし
て、０次、１次の傾斜磁場モーメントが零で、２次のモ
ーメントが第ｎエコーまでをＭ′、それ以降のエコー間
でＭとしたときにＭ′＝Ｍ／２なる関係が成り立つよう
に設定すると、加速度成分に比例した一定の位相シフト
を有するマルチエコーを収集できる。
【００８６】つまり、総括的には、０次からｊ−１次ま
での傾斜磁場モーメントを零として、ｊ次のモーメント
が第ｎエコーまでをＭ′、それ以降のエコー間でＭとし
たときにＭ′＝Ｍ／２なる関係が成り立つように設定す
ると、ｊ次の位置変化量に比例した一定の位相シフトを
有するマルチエコーを収集できる。
での傾斜磁場モーメントを零として、ｊ次のモーメント
が第ｎエコーまでをＭ′、それ以降のエコー間でＭとし
たときにＭ′＝Ｍ／２なる関係が成り立つように設定す
ると、ｊ次の位置変化量に比例した一定の位相シフトを
有するマルチエコーを収集できる。
【００８７】実施例９ この実施例は、血流描出において併用する心電同期（Ｅ
ＣＧゲート）法における遅延時間の適宜な設定を活用す
る、ＶＩＳＳ法に拠るイメージングに関する。
ＣＧゲート）法における遅延時間の適宜な設定を活用す
る、ＶＩＳＳ法に拠るイメージングに関する。
【００８８】既に報告されているように、血流描出のた
めには、心電同期法を併用し、スキャン開始タイミング
を例えばＲ波から適当な時間だけ遅延させることで、血
流の遅い時間帯を選択することができ、血流イメージン
グに有効である。
めには、心電同期法を併用し、スキャン開始タイミング
を例えばＲ波から適当な時間だけ遅延させることで、血
流の遅い時間帯を選択することができ、血流イメージン
グに有効である。
【００８９】ＶＩＳＳ法に拠るイメージングはボクセル
全体の位相シフトを一定値になるように制御できるもの
の、ボクセル内でディフェーズが生じる。そこで、かか
る遅延時間を適宜に設定し、血流速度の低速時を狙って
データ収集する。これにより、血管の描出能を向上させ
ることができる。
全体の位相シフトを一定値になるように制御できるもの
の、ボクセル内でディフェーズが生じる。そこで、かか
る遅延時間を適宜に設定し、血流速度の低速時を狙って
データ収集する。これにより、血管の描出能を向上させ
ることができる。
【００９０】なお、心電同期法の代わりに、脈波同期法
を併用してＶＩＳＳ法に拠るイメージングを実行しても
よい。
を併用してＶＩＳＳ法に拠るイメージングを実行しても
よい。
【００９１】実施例１０ この実施例は、傾斜磁場リフォーカス型のマルチエコー
イメージングにＶＩＳＳ法を実施する態様に関する。
イメージングにＶＩＳＳ法を実施する態様に関する。
【００９２】エコープラナーイメージングに代表され
る、傾斜磁場リフォーカス型のマルチエコーイメージン
グにおいては、前述した初期位相シフト量φ′をφ／２
に設定すると、それ以降のエコーの位相は、
る、傾斜磁場リフォーカス型のマルチエコーイメージン
グにおいては、前述した初期位相シフト量φ′をφ／２
に設定すると、それ以降のエコーの位相は、
【数５】 となる。リフォーカス用ＲＦパルス（フロップパルス）
を用いたマルチエコーイメージングと異なり、位相シフ
トは一定値とはならないが、その絶対量が最小化され、
また偶数番目エコーおよび奇数番目エコー共に同等のデ
ィフェーズを呈するため、誤差が最小化されるという効
果がある。
を用いたマルチエコーイメージングと異なり、位相シフ
トは一定値とはならないが、その絶対量が最小化され、
また偶数番目エコーおよび奇数番目エコー共に同等のデ
ィフェーズを呈するため、誤差が最小化されるという効
果がある。
【００９３】第２の実施形態 本発明の第２の実施形態を図１１に基づき説明する。こ
の実施形態は、ＦＳＥ法に拠る位相コントラスト法に拠
るイメージングに関する。
の実施形態は、ＦＳＥ法に拠る位相コントラスト法に拠
るイメージングに関する。
【００９４】ＦＳΕ系のイメージングにおいては、φ／
２条件を満たすと、第ｎエコー以降のエコー間の傾斜磁
場モーメントと速度の積とに比例する位相シフトが生じ
る。正確には、傾斜磁場モーメントおよび速度ともに３
次元のベクトル量であり、両者の内積に比例する位相シ
フトが生じる。いま、基本となるシーケンスの傾斜磁場
モーメントをＭ０′、Ｍ０（Ｍ０′＝Ｍ０／２）とす
る。Ｍ０は３次元ベクトル量である。この基本シーケン
スを図１１（ａ）に示す。このシ−ケンスをＳ０とす
る。
２条件を満たすと、第ｎエコー以降のエコー間の傾斜磁
場モーメントと速度の積とに比例する位相シフトが生じ
る。正確には、傾斜磁場モーメントおよび速度ともに３
次元のベクトル量であり、両者の内積に比例する位相シ
フトが生じる。いま、基本となるシーケンスの傾斜磁場
モーメントをＭ０′、Ｍ０（Ｍ０′＝Ｍ０／２）とす
る。Ｍ０は３次元ベクトル量である。この基本シーケン
スを図１１（ａ）に示す。このシ−ケンスをＳ０とす
る。
【００９５】速度エンコード用の傾斜磁場として、図１
１（ｂ）に示すシーケンスを考える。このシーケンスを
Ａ１とする。これも初期位相ＭＡ１′と、繰り返し位相
ＭＡ１は、ＭＡ１′＝ＭＡ１／２の関係を満たすように
設定する。
１（ｂ）に示すシーケンスを考える。このシーケンスを
Ａ１とする。これも初期位相ＭＡ１′と、繰り返し位相
ＭＡ１は、ＭＡ１′＝ＭＡ１／２の関係を満たすように
設定する。
【００９６】このシーケンスＡ１を基本シーケンスＳ０
に加えたシーケンスＳ０＋Ａ１をＳ１とする。この加算
したシーケンスＳ１もφ／２条件（初期位相Ｍ１′と、
繰りり返し位相Ｍ１は、Ｍ１′＝Ｍ１／２）を満たす。
に加えたシーケンスＳ０＋Ａ１をＳ１とする。この加算
したシーケンスＳ１もφ／２条件（初期位相Ｍ１′と、
繰りり返し位相Ｍ１は、Ｍ１′＝Ｍ１／２）を満たす。
【００９７】シーケンスＳ０で得られた画像とシーケン
スＳ１で得られた画像とでは、Ｍ０／２と速度ｖとの内
積に比例した値の位相差が生じる。したがって、従来周
知の位相コントラスト法に相当するデータを得ることが
できる。
スＳ１で得られた画像とでは、Ｍ０／２と速度ｖとの内
積に比例した値の位相差が生じる。したがって、従来周
知の位相コントラスト法に相当するデータを得ることが
できる。
【００９８】シーケンスＳ１と同様に、シーケンスＳ
１，Ｓ２，…，Ｓｍを与えると、これらは異なるモーメ
ントＭ１，Ｍ２，…，Ｍｍを有する。
１，Ｓ２，…，Ｓｍを与えると、これらは異なるモーメ
ントＭ１，Ｍ２，…，Ｍｍを有する。
【００９９】実施例１ 第２の実施形態の実施例１は、最も基本的な位相コント
ラスト法（ＰＣ法）を説明する。
ラスト法（ＰＣ法）を説明する。
【０１００】この位相コントラスト法に対応するモーメ
ントの設定の仕方は次のようになる。
ントの設定の仕方は次のようになる。
【外５】
【０１０１】実施例２ この実施例は、４点法というアダマール変換を利用した
位相コントラスト法に関する。
位相コントラスト法に関する。
【０１０２】この位相コントラスト法に対応するモーメ
ントの設定の仕方は次のようになる。
ントの設定の仕方は次のようになる。
【０１０３】・Ｍ１−Ｍ０、Ｍ２−Ｍ０、Ｍ３−Ｍ０と
Ｍ４−Ｍ０が、順に、読出し方向、位相エンコード方
向、スライス方向のモーメントとして、（μ，μ，
μ）、（μ，−μ，−μ）、（−μ，μ，−μ）、（−
μ，−μ，μ）を有する。μはある一定値である。
Ｍ４−Ｍ０が、順に、読出し方向、位相エンコード方
向、スライス方向のモーメントとして、（μ，μ，
μ）、（μ，−μ，−μ）、（−μ，μ，−μ）、（−
μ，−μ，μ）を有する。μはある一定値である。
【０１０４】実施例３ この実施例はさらに傾斜磁場モーメントヌリングを併用
する形態に関する。
する形態に関する。
【０１０５】上述したシーケンスＳ０は、傾斜磁場モー
メントヌリングを施したものとする。これにより、エコ
ー間隔の短縮には限界があるが、血流が比較的遅い流れ
であれば測定精度を向上させることができる。この場
合、傾斜磁場モーメントＭ０はヌリングにより零なの
で、上記の記述は、それぞれ次のように表される。
メントヌリングを施したものとする。これにより、エコ
ー間隔の短縮には限界があるが、血流が比較的遅い流れ
であれば測定精度を向上させることができる。この場
合、傾斜磁場モーメントＭ０はヌリングにより零なの
で、上記の記述は、それぞれ次のように表される。
【外６】
【０１０６】第３の実施形態 本発明の第３の実施形態を図１２に示す。この実施形態
は、低フロップ型ブラックブラッド・イメージングと呼
ばれる血流イメージングに関する。
は、低フロップ型ブラックブラッド・イメージングと呼
ばれる血流イメージングに関する。
【０１０７】この実施形態のイメージング法は、前述し
た第１および第２の実施形態に係るイメージング法とは
異なり、血流信号をほぼ完全に消失させる（black bloo
d ）イメージング法である。
た第１および第２の実施形態に係るイメージング法とは
異なり、血流信号をほぼ完全に消失させる（black bloo
d ）イメージング法である。
【０１０８】図１２に示す如く、低フロップ角（例えば
９０°以下）のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスを実
行してデータ収集を行なうことにより、血流信号の描出
能は急激に低下する。そこで、第３の実施形態はこの事
実に着目してなされたもので、リフォーカス用ＲＦパル
ス（フロップパルス）を用いたマルチエコーイメージン
グにおいて、フロップパルスのフロップ角を、通常のＦ
ＳＥイメージングでは使用しない低フロップ角（例えば
９０度以下の角度）に設定し、このパルスシーケンスの
情報をホスト計算機６からシーケンサ５に渡すように構
成する。これにより、ブラック・ブラッドの血流イメー
ジングを行なうことができる。
９０°以下）のＦＳＥ法に基づくパルスシーケンスを実
行してデータ収集を行なうことにより、血流信号の描出
能は急激に低下する。そこで、第３の実施形態はこの事
実に着目してなされたもので、リフォーカス用ＲＦパル
ス（フロップパルス）を用いたマルチエコーイメージン
グにおいて、フロップパルスのフロップ角を、通常のＦ
ＳＥイメージングでは使用しない低フロップ角（例えば
９０度以下の角度）に設定し、このパルスシーケンスの
情報をホスト計算機６からシーケンサ５に渡すように構
成する。これにより、ブラック・ブラッドの血流イメー
ジングを行なうことができる。
【０１０９】本発明は前述した実施形態のものに限定さ
れることなく、請求項記載の発明の要旨を逸脱しない範
囲で適宜に変形可能である。
れることなく、請求項記載の発明の要旨を逸脱しない範
囲で適宜に変形可能である。
【０１１０】
【発明の効果】以上説明したように、本発明にかかるイ
メージング法およびＭＲＩ装置によれば、マルチエコー
法を用いた場合に生じる、血流など動きのある対象から
発生するＮ／２ゴーストや信号の減衰を大幅に抑制させ
ることができる、安定したイメージングを行なうことが
できる。
メージング法およびＭＲＩ装置によれば、マルチエコー
法を用いた場合に生じる、血流など動きのある対象から
発生するＮ／２ゴーストや信号の減衰を大幅に抑制させ
ることができる、安定したイメージングを行なうことが
できる。
【０１１１】これにより、特に大血管系などの血流画像
が、造影剤無しで安定して得られるとともに、通常の撮
影において発生するフローに因るゴーストアーチファク
トを低減させることができる。
が、造影剤無しで安定して得られるとともに、通常の撮
影において発生するフローに因るゴーストアーチファク
トを低減させることができる。
【図１】従来例としての通常のＦＳＥ法に拠るパルスシ
ーケンスとその位相ダイアグラムとを示す図。
ーケンスとその位相ダイアグラムとを示す図。
【図２】シミュレーションによるエコー信号の算出例
（信号位相強度の流速依存性）を示す図。
（信号位相強度の流速依存性）を示す図。
【図３】シミュレーションによるエコー信号の算出例
（信号位相強度のフロップ角依存性）を示す図。
（信号位相強度のフロップ角依存性）を示す図。
【図４】従来法に拠るマルチスピンエコーでの位相シフ
トの状態を模式的に示す図。
トの状態を模式的に示す図。
【図５】本発明に係るマルチスピンエコーでの位相シフ
トの状態を模試的に示す図。
トの状態を模試的に示す図。
【図６】エコー信号の位相強度に関する、φ／２条件に
よる改善状態の算出例を示す図。
よる改善状態の算出例を示す図。
【図７】本発明の各実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構
成図。
成図。
【図８】第１の実施形態に係る実施例１および２とし
て、ＤＩＥＴ法による読出し方向傾斜磁場のパルス列に
本発明を適用したパルスシーケンスの図。
て、ＤＩＥＴ法による読出し方向傾斜磁場のパルス列に
本発明を適用したパルスシーケンスの図。
【図９】第１の実施形態に係る実施例３として、読出し
方向傾斜磁場の印加タイミングの変更に本発明を適用し
た、通常のＦＳＥ法に拠るシーケンスと伴に示すパルス
シーケンスの図。
方向傾斜磁場の印加タイミングの変更に本発明を適用し
た、通常のＦＳＥ法に拠るシーケンスと伴に示すパルス
シーケンスの図。
【図１０】第１の実施形態に係る実施例４として、スラ
イス方向傾斜磁場の形状変更に本発明を適用したパルス
シーケンスの図。
イス方向傾斜磁場の形状変更に本発明を適用したパルス
シーケンスの図。
【図１１】本発明の第２の実施形態に係る、本発明の位
相コントラスト法への適用を説明するパルスシーケンス
の図。
相コントラスト法への適用を説明するパルスシーケンス
の図。
【図１２】本発明の第３の実施形態に係る、低フロップ
角型のＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスを説明する図。
角型のＦＳＥ法に拠るパルスシーケンスを説明する図。
１ 静磁場磁石 ３ 傾斜磁場コイル ４ 傾斜磁場電源 ５ シーケンサ ６ ホスト計算機 ８Ｔ 送信器 ８Ｒ 受信器 １０ 演算ユニット
Claims (25)
- 【請求項１】 マルチエコー型のパルスシーケンスを用
いて流れている対象のＭＲ像を得るＭＲイメージング方
法において、 前記パルスシーケンスを、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定して実行
し、この実行に伴って発生した前記マルチエコーを収集
し、収集された前記マルチエコーの内の第ｎエコーより
も後に生じるエコーの少なくとも一部を用いて前記ＭＲ
画像を生成することを特徴としたＭＲイメージング方
法。 - 【請求項２】 請求項１に記載の発明において、 前記ｊ次傾斜磁場モーメントを速度モーメントに相当す
るｊ＝１に設定したことを特徴とするＭＲイメージング
方法。 - 【請求項３】 請求項１に記載の発明において、 前記マルチエコーの内の第ｎエコーよりも後に生じるエ
コーの全部を用いて前記ＭＲ画像を生成することを特徴
としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項４】 請求項１に記載の発明において、 前記マルチエコー型のパルスシーケンスは、複数のリフ
ォーカスパルスを印加してそのマルチエコーを発生させ
るパルスシーケンスであることを特徴としたＭＲイメー
ジング方法。 - 【請求項５】 請求項４に記載の発明において、 前記ｊ次傾斜磁場モーメントを速度モーメントに相当す
るｊ＝１に設定したことを特徴とするＭＲイメージング
方法。 - 【請求項６】 請求項４に記載の発明において、 前記ＲＦリフォーカスパルスを用いたマルチエコー型の
パルスシーケンスとして、全てのインダイレクトエコー
も含めて重ね合わせる高速ＳＥ法に拠るパルスシーケン
スを用いたことを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項７】 請求項６に記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、シングルショットタイプのパ
ルスシーケンスであることを特徴としたＭＲイメージン
グ方法。 - 【請求項８】 請求項１乃至７の何れか一項に記載の発
明において、 前記パルスシーケンスにおける前記ｎエコーはｎ≧２の
エコーであって、前記傾斜磁場モーメントの設定のため
に第ｎ−１エコーまでに印加する傾斜磁場を時間または
振幅について変形したことを特徴とするＭＲイメージン
グ方法。 - 【請求項９】 請求項８に記載の発明において、 前記傾斜磁場は読出し方向傾斜磁場であることを特徴と
したＭＲイメージング方法。 - 【請求項１０】 請求項９に記載の発明において、 前記高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスの第１エコーか
ら第ｎ−１エコーに対する前記読出し方向傾斜磁場は時
間についてずらして印加する傾斜磁場であって、リフォ
ーカスパルスによる反転数に応じた符号を付してずれ時
間量を加算したときにその和が所望値になるように当該
傾斜磁場を時間軸方向においてずらして設定したことを
特徴とするＭＲイメージング方法。 - 【請求項１１】 請求項６に記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、ＤＩＥＴ（Dual Interval Ec
ho Train）法に基づくパルスシーケンスであることを特
徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項１２】 請求項１１に記載の発明において、 前記ＤＩＥＴ法に基づくパルスシーケンスは、先行する
最初のエコー間隔部分で印加するリフォーカスパルスの
時間的前後にて傾斜磁場モーメントヌリングを行い、且
つ最初のエコーの直前にて前記傾斜磁場モーメントの設
定条件を満たすように形成したパルスシーケンスである
ことを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項１３】 請求項１に記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、前記エコーに付加する位相エ
ンコードの順序をｋ空間における位相エンコード方向の
中心付近からその周辺に向かって収集するセンタリング
オーダー方式の順序に設定したシーケンスであることを
特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項１４】 請求項１に記載の発明において、 前記パルスシーケンスは、部分フーリエ法に基づくパル
スシーケンスであることを特徴としたＭＲイメージング
方法。 - 【請求項１５】 請求項１に記載の発明において、 前記パルスシーケンスを心電同期法または脈波同期法を
併用して実行することを特徴としたＭＲイメージング方
法。 - 【請求項１６】 請求項１５に記載の発明において、 前記心電同期法または前記脈波同期法は、前記対象とし
ての血管の血流速が相対的に小さくなる時相にて前記パ
ルスシーケンスの実行を行なうように遅延制御を行なう
ことを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項１７】 マルチエコー型のパルスシーケンスを
用いて流れている対象のＭＲ像を得るＭＲイメージング
方法において、 前記パルスシーケンスを、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定したパル
スシーケンスで形成し、このパルスシーケンスを実行す
ることを特徴とするＭＲイメージング方法。 - 【請求項１８】 マルチエコー型のパルスシーケンスを
用いて流れている対象のＭＲ像を得るＭＲＩ装置におい
て、 前記パルスシーケンスは、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定したパル
スシーケンスであって当該パルスシーケンスを実行する
手段と、この実行に伴って生成された前記マルチエコー
を収集する手段と、この収集された前記マルチエコーの
内の第ｎエコーよりも後に生じるエコーの少なくとも一
部を用いて前記ＭＲ画像を生成する手段とを備えたこと
を特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項１９】 ＭＲイメージングにおけるマルチエコ
ー型のパルスシーケンスをプログラムの形態で記録され
且つコンピュータで読み取り可能な記録媒体であって、 前記パルスシーケンスは、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′が、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定されてい
るパルスシーケンスであることを特徴とした記録媒体。 - 【請求項２０】 複数のリフォーカスＲＦパルスを有す
るマルチエコー型のパルスシーケンスを用いて流れてい
る対象を画像化するＭＲイメージング方法において、 前記パルスシーケンスは、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定したパル
スシーケンスであって当該パルスシーケンスをｍ個（ｍ
は複数）の傾斜磁場モーメントＭ（Ｍ１，Ｍ２，…，Ｍ
ｍ）の付与の元で実行し、この実行に伴って発生した前
記マルチエコーを収集し、収集された前記マルチエコー
に伴う複数のＭＲデータの組から前記対象のｊ次の情報
を画像化することを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項２１】 請求項２０記載の発明において、 前記ｍ個の傾斜磁場モーメントは、所望の傾斜磁場モー
メントＭ０との差分が位相コントラスト法に関わる量を
有することを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項２２】 請求項２１記載の発明において、 前記所望の傾斜磁場モーメントＭ０は、傾斜磁場モーメ
ントヌリングを実行するときにＭ０＝０に設定されてい
ることを特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項２３】 複数のリフォーカスＲＦパルスを有す
るマルチエコー型のパルスシーケンスを用いて流れてい
る対象を画像化するＭＲＩ装置において、 前記パルスシーケンスは、前記マルチエコーの内、第ｎ
（ｎ＝１，２，３，…）エコーまでの累積ｊ（ｊ＝０，
１，２，…）次傾斜磁場モーメントの量Ｍ′を、第ｋ
（ｋ＝ｎ，ｎ＋１，ｎ＋２，…）エコーから第ｋ＋１エ
コーまでのｊ次傾斜磁場モーメントの量Ｍ（ｋ≧ｎで一
定又は略一定とする）の半分又は略半分に設定したパル
スシーケンスであって当該パルスシーケンスをｍ個（ｍ
は複数）の傾斜磁場モーメントＭ（Ｍ１，Ｍ２，…，Ｍ
ｍ）の付与の元で実行する手段と、この実行に伴って発
生した前記マルチエコーを収集する手段と、収集された
前記マルチエコーに伴う複数のＭＲデータの組から前記
対象のｊ次の情報を画像化する手段とを備えたことを特
徴としたＭＲＩ装置。 - 【請求項２４】 複数のリフォーカスＲＦパルスを有す
るマルチエコー型のパルスシーケンスを用いて対象を画
像化するＭＲイメージング方法において、 前記複数のリフォーカスパルスが磁化スピンに与えるフ
ロップ角が９０度以下の小さい値に設定されていること
を特徴としたＭＲイメージング方法。 - 【請求項２５】 請求項２４記載の発明において、 前記リフォーカスパルスを用いたマルチエコー型のパル
スシーケンスとして、インダイレクトエコーを重ね合わ
せる高速ＳＥ法に拠るパルスシーケンスを用いたことを
特徴としたＭＲイメージング方法。
Priority Applications (2)
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