JP2001231764A

JP2001231764A - 核磁気共鳴撮影装置

Info

Publication number: JP2001231764A
Application number: JP2000050454A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Itagaki; 博幸板垣; Hisaaki Ochi; 久晃越智
Original assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Ltd; Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2000-02-22
Filing date: 2000-02-22
Publication date: 2001-08-28
Anticipated expiration: 2020-02-22
Also published as: US20010018559A1; JP3877926B2; US6546274B2

Abstract

(57)【要約】【課題】振幅変調バーストパルスを印加して磁気標識
を付与し，画像撮影を行ない心機能を抽出できる核磁気
共鳴撮影装置を提供する。【解決手段】３方向の傾斜磁場を発生する手段と，高
周波磁場を発生する手段と，検査対象から発生する核磁
気共鳴信号を検出する手段と，検査対象の周期的な生体
信号を検出する手段とを制御する制御手段手段を有し，
制御手段手段は，（１）生体信号を検出し核磁気共鳴信
号を検出するパルスシーケンスを開始する同期信号を作
成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅が
ｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからな
る高周波バーストパルスと，１方向の傾斜磁場とを同期
信号に同期させて印加することの制御を行ない，検査対
象の核磁化を１方向で変調して磁気標識を付与する。【効果】短時間で高精度に心機能を抽出できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴撮影（以
下，「ＭＲＩ」と略記する）装置に関し，特に磁気標識
を付与する画像撮影を行なう磁気共鳴撮影装置，及び磁
気共鳴撮影方法に関する。

【０００２】

【従来の技術】本願明細書の以下の説明で使用する用語
を以下にまとめておく。

【０００３】「標識シーケンス」：磁気標識を行なう磁
場印加の手順（パルスシーケンス）。

【０００４】「撮影シーケンス」：磁気共鳴撮影（ＭＲ
Ｉ）画像の撮影を行なう磁場印加の手順（パルスシーケ
ンス）。

【０００５】「振幅変調バーストパルス」：時間軸上で
等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された
複数のサブパルスからなる高周波バーストパルス（な
お，複数のサブパルスに振幅値０のサブパルスを含むこ
ととする）。

【０００６】「心時相」：心壁の移動量を抽出する場
合，例えば，１心周期を４〜１２程度に分割して，分割
された各時間。

【０００７】「エコー所得効率」：単位時間当たりに取
得するエコー信号の数。

【０００８】ＭＲＩ装置を用いて，磁気標識を行ない心
臓の動きの画像化して心機能解析を行なう従来技術につ
いて説明する（従来技術１：Ｌ．Ａｘｅｌ，ｅｔａ
ｌ．，ＭＲｉｍａｇｉｎｇｏｆＭｏｔｉｏｎｗ
ｉｔｈＳｐａｔｉａｌＭｏｄｕｌａｔｉｏｎｏｆ
Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ：Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，
ｖｏｌ．１７１，ｐ８４１−８４５（１９８９））。

【０００９】図１７は，従来技術１に開示されている磁
気標識付与の原理を説明する図であり，図１７（ａ）は
標識シーケンスを説明する図であり，図１７（ｂ）は図
１７（ａ）の標識シーケンスに於ける核磁化ベクトルの
振る舞いを説明する図であり，図１７（ｃ）は核磁化ベ
クトルのｚ方向成分の強度の空間分布を説明する図であ
る。

【００１０】図１７では，静磁場方向はｚ方向に印加さ
れており，図１７（ａ）に示す初期状態（時間０）で
は，図１７（ｂ）に示すように，核磁化ベクトルはｚ方
向を向いており，図１７（ｃ）に示すように，核磁化ベ
クトルのｚ方向成分の強度はＭ０（一定値）である。図
１７（ａ）に示すように，時間ａに於いて高周波磁場パ
ルスＲＦを照射すると，核磁化ベクトルはｘ軸を軸に回
転してｙｚ平面内で角度θだけ傾き，核磁化ベクトルの
ｚ方向成分の強度はＭ０ｃｏｓθとなる。次に，図１７
（ａ）に示すように，時間ｂに於いてｘ方向の傾斜磁場
Ｇｘを印加すると，核磁化ベクトルは位置座標に対応し
位相変調される。

【００１１】図１８は，従来技術の標識シーケンスに於
ける核磁化ベクトルのｘ方向成分の強度を説明する図で
ある。図１８に示すように，傾斜磁場Ｇｘの印加終了後
の核磁化ベクトルのｘ方向成分の強度は，傾斜磁場Ｇｘ
が印加されるｘ方向に対して強度が変調される。但し，
図１７（ｃ）に示すように，核磁化ベクトルのｚ方向成
分の強度はＭ０ｃｏｓθ（一定値）である。核磁化ベク
トルはｚ軸の周りで歳差運動をする。

【００１２】その後，図１７（ａ）に示すように，時間
ｃに於いて再び高周波磁場パルスＲＦを照射すると，核
磁化ベクトルはｘ軸を軸に回転してｙｚ平面内で角度θ
だけ傾く。その結果，図１８に示した核磁化ベクトルの
ｘ方向の変調がｚ方向の変調となる。以上説明した標識
シーケンスにより，図１７（ｃ）に示すように，撮影シ
ーケンスを実行する以前の時間ｄに於いて，核磁化ベク
トルのｚ方向成分が空間的に変調された状態を実現でき
る。

【００１３】その後，撮影シーケンスを実行すると，核
磁化ベクトルのｚ方向成分の上記の空間的変調が，撮影
された画像の信号強度に反映され，画像上にストライプ
が作成される。即ち，図１７（ａ）に示す標識シーケン
スにより得られる画像上のストライプの周辺部分では核
磁化が抑圧されている。傾斜磁場の印加量と印加方向の
組み合わせにより，ストライプの方向やストライプの間
隔を制御でき，縦，横の両方向にストライプを作成する
こともできる。これらストライプが磁気標識である。

【００１４】図１９は，従来技術の標識シーケンスを説
明する図である。図１７では，磁気標識付与の原理を説
明するため，最も簡単な例を示したが，一般には，図１
９に示すように，高周波磁場パルスＲＦ３’，５’の振
幅比を２項係数の比とする，ＢｉｎｏｍｉｎａｌＳＰ
ＡＭＭ（ＳｐａｔｉａｌＭｏｄｕｌａｔｉｏｎｏｆ
Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ）パルスを用いる場合が
多い（従来技術２：Ｌ．Ａｘｅｌ，ｅｔａｌ．，Ｈｅ
ａｒｔＷａｌｌＭｏｔｉｏｎ：Ｉｍｐｒｏｖｅｄ
ＭｅｔｈｏｄｏｆＳｐａｔｉａｌＭｏｄｕｌａｔ
ｉｏｎｏｆＭａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎｆｏｒＭ
ＲＩｍａｇｉｎｇ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１
７２，ｐ３４９−３５０（１９８９））。図１９に示す
高周波磁場パルスＲＦの上部に記入した数値が各高周波
磁場パルスの振幅比である。

【００１５】図１９に示す例では，ｘ方向の傾斜磁場Ｇ
ｘ４’が高周波磁場パルスＲＦ３’と交互に印加され，
ｙ方向の傾斜磁場Ｇｘ６’が高周波磁場パルスＲＦ５’
と交互に印加され，ｘ方向，及びｙ方向の２方向に磁気
標識が付与されている。

【００１６】以上説明したように，従来技術１に開示さ
れる方法を用いれば，縦，横の各方向に等間隔かつ直線
的に，即ち格子状に核磁化を抑圧できる。そのため，標
識シーケンスの終了直後に撮影シーケンスを実行する
と，輝点が格子点状に並んだＭＲＩ画像を取得できる。

【００１７】一般的に，撮影シーケンスとして，高速撮
影法のパルスシーケンスが使用され，特に，高速スピン
エコー法のパルスシーケンスが多用されている（従来技
術３：Ｄ．Ｍａｔｔｈａｅｉ，ｅｔａｌ．，Ｃａｒｄ
ｉａｃａｎｄＶａｓｃｕｌａｒＩｍａｇｉｎｇ
ｗｉｔｈａｎＭＲＳｎａｐｓｈｏｔＴｅｃｈｎ
ｉｑｕｅ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１７７，ｐｐ
５２７−５３２（１９９０））。高速スピンエコー法
は，心臓の壁の描出に適している。なお，エコープラナ
ー（ＥＰＩ）法は，血流の描出に適しているが心臓の壁
の描出に適していない。

【００１８】図２５は，従来技術に於ける撮影シーケン
スを説明する図であり，図２５（ａ）は，時間軸上で等
間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複
数のサブパルスからなる高周波バーストパルスの印加を
行なう高速スピンエコータイプのパルスシーケンス，図
２５（ｂ）は高速スピンエコー法のパルスシーケンスを
示す。

【００１９】図２５（ａ）に示すパルスシーケンスで
は，第１の振幅変調バーストパルスを照射した後，スラ
イス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπパルスを照射してス
ライスを選択と核磁化の反転を行なう。次いで，リード
アウト傾斜磁場Ｇｒを印加して核磁化の位相を揃えてエ
コー信号を発生させ，エコー信号を計測する。この後，
πパルスの照射による核磁化反転とπパルスの照射に続
くリードアウト傾斜磁場の印加とを繰り返して複数数回
エコー信号を発生させ，エコー信号の計測をを繰り返
す。１回のπパルス照射で発生するエコー信号数は，第
１の振幅変調バーストパルスのサブパルスの個数と等し
い。なお，各エコー信号にはそれぞれ異なる位相エンコ
ードが位相エンコード傾斜磁場Ｇｐにより付与される。

【００２０】図２５（ａ）に示す一連のパルスシーケン
ス（撮影シーケンス）では，第１の振幅変調バーストパ
ルスの搬送周波数をシフトさせた第２の振幅変調バース
トパルスを照射した後，第１の振幅変調バーストパルス
の印加後と同様に，πパルスの照射を行ないエコー信号
の計測を行なっている。図２５（ａ）に示す例では，１
回のπパルスの照射当たり５つのエコー信号を発生でき
る。但し，ＳＮ比やエコー信号の計測時間等を考慮し，
主要なエコー信号のみを取得する場合もある。

【００２１】図２５（ｂ）に示すパルスシーケンスで
は，スライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπ／２パルス
を照射してスライス選択をした後，リードアウト傾斜磁
場Ｇｒを印加して核磁化の位相を分散させる。次いでス
ライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπパルスを照射して
核磁化を反転して，リードアウト傾斜磁場Ｇｒを印加し
核磁化の位相を揃えてエコー信号を発生させ，エコー信
号を計測する。

【００２２】この後，スライス傾斜磁場Ｇｓの印加とと
もにπパルスを照射して行なう核磁化を反転と，リード
アウト傾斜磁場の印加とを繰り返し，エコー信号を複数
回発生させ，エコー信号の計測を繰り返す。なお，各エ
コー信号にはそれぞれ異なる位相エンコードが位相エン
コード傾斜磁場Ｇｐにより付与される。

【００２３】図２０は，磁気標識を行ない心臓の動きを
画像化する従来技術のＭＲＩ装置に於けるパルスシーケ
ンスを説明する図である。以下，図２０を用いて心臓の
動きの検出法を説明する。心臓の動きの情報は，撮影シ
ーケンス４０の開始時間を変更することにより得られ
る。例えば，先ず，心電図のＲ波１が最大となる時間０
を同期信号２として検出し，同期信号２を検出した直後
の時間ｔ０に標識シーケンス３０を実行し，時間ｔ１に
撮影シーケンス４０を開始する。次いで，心電図のＲ波
から検出された各同期信号２の直後の時間ｔ０に標識シ
ーケンス３０を実行し，撮影シーケンス４０の開始時間
のみを，ｔ１，ｔ２，ｔ３，…のように変更してＭＲＩ
画像を撮影する。

【００２４】ここで，例えば，時間ｔ１に撮影シーケン
スを開始して得たＭＲＩ画像−１と，時間ｔ２に撮影シ
ーケンスを開始して得たＭＲＩ画像−２とを比較する
と，画像上の輝点の位置が変化している。磁気標識の輝
点の移動量は，時間ｔ１から時間ｔ２の間に於ける心壁
の移動量を反映している。撮影シーケンスの開始時間を
ｔ１，ｔ２，ｔ３，…のように変更して撮影した複数枚
のＭＲＩ画像を用いて，磁気標識の輝点の位置を画像間
で比較することにより，心機能を評価する上で重要なパ
ラメータである心壁の移動量，心壁の移動速度等を抽出
できる。

【００２５】

【発明が解決しようとする課題】磁気標識を用いた心臓
の動きを画像化する従来技術には２つの問題がある。磁
気標識の輝点は周辺の信号を抑圧して実現するので，標
識シーケンスの終了から撮影シーケンスの開始時間まで
の時間間隔を大きくする程，抑圧した核磁化が回復す
る。一般に，回復に要する時間は，大きく抑圧された領
域ほど長時間となる。図１７（ｃ）に示す時間ｄでは，
変調前の信号強度を表わす破線と，変調後の信号強度を
表わす実線との強度さが大きい程，長い回復時間を必要
とする。ここで，輝点を信号強度Ｍ０の領域とすると，
その近傍では短時間で核磁化が回復することがわかる。
即ち，撮影シーケンスの開始までの時間間隔が大きくな
る程，核磁化の回復により輝点の大きさが大きくなる。
これは輝点のぼけと呼ばれる現象である。輝点がぼける
と，磁気標識の輝点の同定が困難になり心壁の移動量の
抽出精度が低下してしまうという問題がある。

【００２６】心壁の移動量を抽出する場合，各心時相で
のＭＲＩ画像を作成する。通常のＭＲＩ画像の次元数
（例えば，平面画像なら２次元）に，心時相という新た
な次元が加わるため被験者を長時間拘束してしまうとい
う問題がある。例えば，従来の撮影法でのスライスの撮
影時間を３２秒，スライス枚数を１２，心時相を１２分
割として撮影を行なうと，被験者は画像撮影のために７
０分以上も拘束され，被験者に苦痛を与える。

【００２７】上記の問題を解決し，短時間で高精度に心
機能を抽出する技術が求められていた。

【００２８】本発明の目的は，振幅変調バーストパルス
と傾斜磁場とを所定の手順で印加して，位置座標に対応
させて検査対象の核磁化ベクトルを変調し磁気標識を付
与した後にＭＲＩ画像撮影を行ない，短時間で高精度に
心機能を抽出できる核磁気共鳴撮影装置を提供すること
にある。

【００２９】

【課題を解決するための手段】本発明では，磁気標識付
けを行なう標識シーケンスと，磁気共鳴画像の撮影を行
なう撮影シーケンスに，時間軸上に等間隔に形成され振
幅がｓｉｎｃ関数（｛ｓｉｎ（ｔ）｝／ｔ）により変調
された複数のサブパルスからなる振幅変調バーストパル
スを励起高周波磁場パルスとして使用する。本発明によ
れば，輝点のぼけの少ない磁気標識を少なくとも１方向
で付与でき短時間の画像撮影ができる。本発明によれ
ば，例えば，心臓の壁の動きを検出して心臓のポンプ機
能を定量的に評価する心機能解析が可能となる。以下，
本発明の代表的な発明について説明する。

【００３０】本発明の核磁気共鳴撮影装置は，検査対象
が置かれる静磁場を発生する手段，直交する３方向（第
１，第２，及び第３方向）の傾斜磁場を発生する傾斜磁
場発生手段，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手
段，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信
号検出手段，検査対象の周期的な生体信号を検出する生
体信号検出手段から構成され，更に，傾斜磁場発生手
段，高周波磁場発生手段，信号検出手段，及び生体信号
検出手段の核手段を制御し，所望のパルスシーケンスを
実行する制御を行なう制御手段とを具備しており，制御
手段は，（１）呼吸又は心拍等に基づく生体信号を検出
し，生体信号から核磁気共鳴信号（エコー信号）を検出
するパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する。

【００３１】本発明の核磁気共鳴撮影装置の第１の構成
では，制御手段は，更に，（２）時間軸上で等間隔に形
成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブ
パルスからなる第１の高周波バーストパルス（第１の振
幅変調バーストパルス）と，３方向のうちの１つの方向
（第１方向又は第２方向）の傾斜磁場とを同期信号に同
期させて印加する制御を行ない，検査対象の核磁化を１
つの方向で変調して，１つの方向で標識シーケンスの制
御を行なう。

【００３２】本発明の核磁気共鳴撮影装置の第２の構成
では，制御手段は，更に，（２）時間軸上で等間隔に形
成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブ
パルスからなる第１の高周波バーストパルス（第１の振
幅変調バーストパルス）と，第１の方向の傾斜磁場とを
同期信号に同期させて印加して，検査対象の核磁化を第
１の方向で変調し，（３）時間軸上で等間隔に形成され
振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルス
からなる第２の高周波バーストパルス（第２の振幅変調
バーストパルス）と，第２の方向の傾斜磁場とを印加し
て，検査対象の核磁化を第２の方向で変調して，第１，
及び第２の方向で標識シーケンスの制御を行なう。

【００３３】上記第１，及び第２の構成では，検査対象
の核磁化は矩形周期波により変調されるので，従来技術
の磁気標識での三角関数による核磁化の変調に比べ，輝
点のぼけがはるかに少ない磁気標識を付与でき，その結
果，標識シーケンスに続いて実行される撮影シーケンス
により計測されたエコー信号から再構成された画像か
ら，１次又は２元方向での心臓の壁，弁等の動き，厚さ
変形等を精度よく計測できる。

【００３４】本発明の核磁気共鳴撮影装置の第３の構成
では，制御手段は，第１の構成の（１），（２）の制御
に加え，更に，（３）（２）を実行してから所定の待ち
時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉ
ｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第
２の高周波バーストパルス（第２の振幅変調バーストパ
ルス）と第１の方向の傾斜磁場とを印加して検査対象の
核磁化を励起し（４）第３の方向の傾斜磁場の印加の下
で高周波磁場パルスを印加し，（５）第２の方向の傾斜
磁場の印加により核磁化に第２の方向の位置情報が付与
され，第１の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第１
の方向の位置情報が付与された核磁気共鳴信号を発生さ
せて核磁気共鳴信号を計測し，（６）（４）から（５）
を複数回繰り返すこと，及び，（７）（１）から（６）
を複数回繰り返すことの制御を行なう。更に，第３の構
成では，（７）を上記所定の待ち時間を一定として実行
すること，又は，（７）に於ける（１）から（６）の繰
り返し毎に上記の所定の待ち時間を変化させることによ
り，同じ心時相又は異なる心時相での心臓の画像を再構
成する。

【００３５】本発明の核磁気共鳴撮影装置の第４の構成
では，制御手段は，第２の構成の（１），（２），
（３）の制御に加え，更に，（４）（３）を実行してか
ら所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成さ
れ振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパル
スからなる第３の高周波バーストパルス（第３の振幅変
調バーストパルス）と第１の方向の傾斜磁場とを印加し
て，検査対象の核磁化を励起し，（５）第３の方向の傾
斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加し，（６）
第２の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第２の方向
の位置情報が付与され，第１の方向の傾斜磁場の印加に
より核磁化に第１の方向の位置情報が付与された核磁気
共鳴信号を発生させて核磁気共鳴信号を計測し，（７）
（５）から（６）を複数回繰り返すこと，及び，（８）
（１）から（７）を複数回繰り返すことの制御を行な
う。更に，第４の構成では，（８）を上記所定の待ち時
間を一定として実行すること，又は（８）に於ける
（１）から（７）の繰り返し毎に上記所定の待ち時間を
変化させることにより，同じ心時相又は異なる心時相で
の心臓の画像を再構成する。

【００３６】上記第３，及び第４の構成では，検査対象
の核磁化は矩形周期波により変調され，矩形周期波の幅
が計測されたエコー信号から再構成された画像の画素の
サイズよりも大きく，矩形周期波の幅が再構成画像の画
素のサイズの整数倍であり，矩形周期波のエッジが再構
成画像の画素間の境界線に一致するので，従来技術の磁
気標識での三角関数による核磁化の変調に比べ，輝点の
ぼけがはるかに少ない磁気標識を付与でき，短時間の画
像撮影ができる。この結果，再構成画像から，１次元又
は２次元方向での心臓の壁，弁等の動き，厚さ変形等を
精度よく計測でき，心臓の疾病に関する有用な情報が得
られる。

【００３７】上記第３，第４の構成ではそれぞれ，第
２，第３の振幅変調バーストパルスを照射して高速の画
像撮影を行なう。本発明では，ｎ種類（一般に，ｎは２
のべき乗数である）の周波数で核磁化を励起する撮影シ
ーケンスを実行して，検査対象の目的とする撮影断面内
の核磁化をほぼ均一に励起状態として，エコー信号を検
出できる（従来技術４：特開平０８−３０８８０９号公
報，ＵＳＰ５，７８９，９２２）。

【００３８】本発明の特徴は，標識シーケンス，撮影シ
ーケンスの少なくとも何れか一方のパルスシーケンス
で，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数に
より変調された複数のサブパルスからなる高周波バース
トパルス（振幅変調バーストパルス）を印加する点にあ
る。

【００３９】以下，振幅変調バーストパルスの印加の概
要について説明する。

【００４０】図２２は，従来技術の振幅変調バーストパ
ルスを説明する図である。振幅変調バーストパルスは，
振幅がｓｉｎｃ関数（周期Ｔ）により変調された複数の
サブパルスからなり，サブパルスの形状はｓｉｎｃ関数
である。振幅値が０のサブパルスを含め各サブパルスの
間隔は時間軸上でτである。

【００４１】図２３は，実空間と周波数空間に於けるイ
ンパルス列の関係を説明する図である。実空間の時間軸
上で一定間隔τをもつインパルス列（δ関数列−１）
と，周波数空間の周波軸上で一定間隔（１／τ）をもつ
スペクトル（δ関数列−２）とは，相互にフーリエ変換
の関係にある。

【００４２】一般に，高周波バーストパルスを印加する
画像撮影では，時間軸上で一定間隔をもつインパルス
が，周波軸上で一定間隔をもつスペクトルとなる原理を
利用している。図２３に示す時間軸上のインパルス列
（δ関数列−１）を高周波バーストパルスのサブパルス
と見なし，周波数軸上のスペクトル（δ関数列−２）を
核磁化が励起される領域と見なすと，高周波バーストパ
ルスと励起される領域との対応関係が容易に理解でき
る。

【００４３】標識シーケンスの終了から撮影シーケンス
の開始までの間に生じる抑圧した核磁化の回復による輝
点のぼけが少ない磁気標識を付与するには，輝点を除く
領域の核磁化を完全に抑圧することが望ましい。励起さ
れる領域の形状はサブパルスの形状に依存するので，励
起される領域の形状を矩形とするようなサブパルスを使
用すればよい。

【００４４】図２４は，実空間と周波数空間に於ける図
２２に示す振幅変調バーストパルスの関係，及び２種類
の励起周波数を用いる振幅変調バーストパルスの印加に
於ける励起周波数と励起された領域の対応関係を説明す
る図である。図２２に示す実空間の振幅変調バーストパ
ルスはフーリエ変換により，周波数空間の周波数軸上で
特定の幅（１／（２τ））をもつ矩形周期波−１とな
る。矩形周期波−１の波形の周波数軸の上部の矩形部分
（縦軸の値が０でない矩形部分が櫛の歯の部分であるよ
うな櫛形領域）が振幅変調バーストパルスにより励起さ
れた領域である。

【００４５】サブパルスの時間間隔τとｓｉｎｃ関数の
周期Ｔとの関係をＴ＝２τとすると，励起された領域と
励起されない領域とが同じ体積で交互に現れる。核磁化
が励起される領域は，周波数空間の周波数軸上では特定
の幅を持った矩形周期波となるので，振幅変調バースト
パルスを使用する標識シーケンスでは，輝点がぼけの少
ない磁気標識を付与するための理想的な核磁化の変調を
実現できる。

【００４６】また，振幅変調バーストパルスの搬送周波
数を１／（２τ）Ｈｚシフトさせると，矩形周期波−１
が周波数軸上で１／（２τ）Ｈｚシフトした矩形周期波
−２となる。この結果，矩形周期波−１の波形の励起さ
れた領域は矩形周期波−２の波形の励起されない領域と
なり，矩形周期波−１の波形の励起されない領域は矩形
周期波−２の波形の励起された領域となる。即ち，矩形
周期波−１の波形と矩形周期波−２の波形とでは，励起
された領域と励起されない領域とが入れ替わる。この２
つの振幅変調バーストパルスの検査対象への照射によ
り，検査対象の撮影断面内の核磁化をほぼ均一に励起状
態にできる。

【００４７】次に，画像再構成に要するエコー信号の計
測終了までに要する撮影時間，撮影シーケンスについて
説明する。図２５（ａ）と図２５（ｂ）のパルスシーケ
ンスによる撮影時間を比較する。１つのエコー信号から
取得するデータ量（例えば，サンプリングポイント数）
が等しい場合，撮影時間はエコー所得効率を指標として
比較できる。

【００４８】図２５（ａ）と図２５（ｂ）に於いて，π
パルス，スライス傾斜磁場Ｇｓ，位相エンコード傾斜磁
場Ｇｐの印加時間は同じである。そのため，リードアウ
ト傾斜磁場Ｇｒの印加時間と，リードアウト傾斜磁場Ｇ
ｒの印加中に発生するエコー信号数が，エコー取得効率
を決定する主要因である。

【００４９】図２５（ａ）のパルスシーケンスでは，第
１，第２の振幅変調バーストパルスのサブパルスの個数
に対応し複数のエコー信号が発生する。図２５（ｂ）の
パルスシーケンスでは，１回のπパルスの印加で発生す
るエコー信号は１つのみである。図２５（ａ）のパルス
シーケンスは，図２５（ｂ）のパルスシーケンスの数倍
ものエコー取得効率を実現できる。従って，図２５
（ａ）のパルスシーケンスでは，図２５（ｂ）のパルス
シーケンスに比較して，心臓を描画する際の被験者の拘
束時間を数分の１に短縮できる。被験者の体動の影響が
小さくなるためデータの信頼性が向上する。

【００５０】以上説明したように，標識シーケンス，及
び撮影シーケンスで，振幅変調バーストパルスを使用す
るので，高速撮影が可能であり，心機能の抽出精度向上
を達成できる。

【００５１】本発明の核磁気共鳴撮影方法の構成は以下
の通りである。

【００５２】請求項１の発明：（１）検査対象の周期的
な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号か
ら，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するための
パルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程
と，及び，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓ
ｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる
第１の高周波バーストパルスと，第１の方向又は第２の
方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加し
て，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向又は前記第
２の方向で変調する工程とを有することを特徴とする核
磁気共鳴撮影方法。

【００５３】請求項２の発明：（１）検査対象の周期的
な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号か
ら，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するための
パルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程
と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ
関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の
高周波バーストパルスと，第１の方向の傾斜磁場とを前
記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁
化を前記第１の方向で変調する工程と，及び，（４）時
間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変
調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バース
トパルスと，第２の方向の傾斜磁場とを印加して前記検
査対象の核磁化を前記第２の方向で変調する工程とを有
することを特徴とする磁気共鳴撮影方法。

【００５４】請求項３の発明：（１）検査対象の周期的
な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号か
ら，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するための
パルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程
と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ
関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の
高周波バーストパルスと，第１の方向又は第２の方向の
傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記
検査対象の核磁化を前記第１の方向又は前記第２の方向
で変調する工程と，（４）工程（３）を実行してから所
定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振
幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスか
らなる第２の高周波バーストパルスと前記第１の方向の
傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を励起す
る工程と，（５）前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下
で高周波磁場パルスを印加する工程と，（６）前記第２
の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第２の
方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾斜磁場
の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置情報が
付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前記核磁
気共鳴信号を計測する工程と，（７）工程（５）から工
程（６）を複数回繰り返す工程と，及び，（８）工程
（１）から工程（７）を複数回繰り返す工程とを有する
ことを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。

【００５５】請求項４の発明：（１）検査対象の周期的
な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号か
ら，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するための
パルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程
と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ
関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の
高周波バーストパルスと，第１の方向の傾斜磁場とを前
記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁
化を前記第１の方向で変調する工程と，（４）時間軸上
で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調され
た複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパル
スと，第２の方向の傾斜磁場とを印加して前記検査対象
の核磁化を前記第２の方向で変調する工程と，（５）工
程（４）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間
軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調
された複数のサブパルスからなる第３の高周波バースト
パルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記
検査対象の核磁化を励起する工程と，（６）前記第３の
方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加す
る工程と，（７）前記第２の方向の傾斜磁場の印加によ
り前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付与され，
前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前
記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁気共鳴信
号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測する工程
と，（８）工程（６）から工程（７）を複数回繰り返す
工程と，及び，（９）工程（１）から工程（８）を複数
回繰り返す工程とを有することを特徴とする磁気共鳴撮
影方法。

【００５６】

【発明の実施の形態】以下，本発明の実施例を図を参照
して詳細に説明する。図１から図２５に於いて，記号Ｒ
Ｆは，高周波磁場パルス，記号Ｇｒはリードアウト傾斜
磁場，記号Ｇｐは位相ンコード傾斜磁場，記号Ｇｓはス
ライス傾斜磁場，記号Ｅｃｈｏはエコー信号，記号Ａ／
Ｄはエコー信号のＡ／Ｄ変換（エコー信号の計測）を意
味する。リードアウト傾斜磁場，位相ンコード傾斜磁
場，スライス傾斜磁場の各傾斜磁場は，ｘ，ｙ，ｚの何
れかの方向に印加される。

【００５７】図２１は，本発明が適用されるＭＲＩ装置
の構成を説明する図である。ベッド１０３に載せられた
検査対象１０２は，静磁場発生コイル又は磁石１０１に
より発生する静磁場１０１の空間に置かれる。検査対象
１０２には，高周波磁場コイル１０４により発生した高
周波磁場，ｘ方向，ｙ方向，ｚ方向の傾斜磁場を発生さ
せる傾斜磁場発生コイル１０８，１０９，１１０により
発生した傾斜磁場が，制御手段１１９により制御される
所定のパルスシーケンスに従って印加される。ｘ方向，
ｙ方向，ｚ方向の傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生コ
イル１０８，１０９，１１０には，コイル駆動装置１０
５，１０６，１０７によりそれぞれ電流が供給される。

【００５８】検査対象１０２から生じる核磁気共鳴信号
（エコー信号）は高周波磁場コイル１０４により検出さ
れる。検出されたエコー信号は計算機１１５に取り込ま
れ信号処理が施され，画像再構成演算が実行される。画
像再構成演算により得られた再構成画像はＣＲＴディス
プレイ１１６に表示される。信号処理結果，画像再構成
演算処理の途中のデータ，再構成画像等はメモリ１１７
に格納される。心拍又は呼吸と同期をとって画像撮影を
行なう場合には，心電計等の生体信号検出手段１１８が
検査対象１０２に装着される。

【００５９】図２１に於いて，矢印は，核磁気共鳴信号
の信号処理手順，及び磁場発生に関わる電流出力の流れ
を示し，実線は，送受信される主要な制御信号の接続関
係を示す。制御手段１１９からの制御信号の出力により
高周波磁場の駆動，傾斜磁場の駆動，生体信号の検出等
の動作が制御される。図２１に示す例では，計算機１１
５が，制御手段１１９からの制御信号を受信して上記の
動作の制御を実行しているが，計算機１１５が制御手段
１１９を兼ねてもよい。

【００６０】シンセサイザ１１１により発生した高周波
を，変調装置１１２で波形を整形した，増幅器１１３に
より電力増幅し，高周波磁場コイル１０４に電流を供給
する。高周波磁場コイル１０４から出力される高周波磁
場は検査対象１０２に照射され，検査対象１０２の核磁
化は励起される。検査対象１０２から発生するエコー信
号は，高周波磁場コイル１０４により受信され，増幅器
１１３で増幅され，検波装置１１４で検波された後に，
計算機１１５に入力されメモリ１１７に格納される。計
算機１１５は画像再構成演算を実行し，得られた再構成
画像はＣＲＴディスプレイ１１６に表示される。

【００６１】心拍と同期して画像撮影を行なう場合に
は，生体信号検出手段１１８から出力される生体信号が
制御手段１１９に入力される。制御手段１１９は，心電
図のＲ波を検出し同期信号を発生し予め定めた待ち時間
を経た後に，所定のパルスシーケンスの制御を行なう。

【００６２】図１は本発明の実施例であり，標識シーケ
ンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを
使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行
するパルスシーケンスを説明する図である。

【００６３】図１に示すパルスシーケンスでは，先ず，
生体信号を検出し同期信号を作成する。生体信号検出手
段１１８により代表的な生体信号である心電図１を検出
して制御手段１１９に入力する。制御手段１１９は，入
力された心電図の波形からＲ波を検出して同期信号２を
出力する。計算機１１５は，制御手段１１９からの制御
信号を受信して，制御手段１１９からの制御信号によ
り，高周波磁場の駆動，傾斜磁場の駆動，生体信号の検
出等の動作を制御する。

【００６４】時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎ
ｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１
の高周波バーストパルス（振幅変調バーストパルス）３
と第１の方向（リードアウト方向）の傾斜磁場Ｇｒ４と
を，同期信号２に同期させて印加して，検査対象の核磁
化を第１の方向に変調する。その後，時間軸上で等間隔
に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数の
サブパルスからなる第２の高周波バーストパルス（振幅
変調バーストパルス）５と第２の方向（位相エンコード
方向）の傾斜磁場Ｇｐ６とを印加して，検査対象の核磁
化を第２の方向に変調する。この結果，検査対象の核磁
化が２方向（リードアウト方向，位相エンコード方向）
で変調され磁気標識が付与される（標識シーケンス）。

【００６５】なお，同期信号２から第１の高周波バース
トパルス３を印加するまでの時間（上記した予め定めた
待ち時間）は，一般に数ｍｓｅｃから数１０ｍｓｅｃで
あり，図２０の例と同様に，各心時相の撮影シーケンス
の実行に先立って実行される標識シーケンスでは変更せ
ず，同じ時間とする。

【００６６】標識シーケンスの終了から所定の待ち時間
ｔ＊が経過した後，時間軸上で等間隔に形成され振幅が
ｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからな
る第３の高周波バーストパルス（振幅変調バーストパル
ス）７と第１の方向（リードアウト方向）の傾斜磁場Ｇ
ｒ８とを印加して，検査対象の核磁化を励起状態にす
る。その後，第１の方向（リードアウト方向），及び第
２の方向（位相エンコード方向）のそれぞれに直交する
第３の方向（スライス方向）の傾斜磁場Ｇｓ９と高周波
磁場パルス１０の印加により，撮影スライス面が選択さ
れると同時に核磁化が反転される。

【００６７】続いて，第２の方向（位相エンコード方
向）に傾斜磁場Ｇｐ１１を印加して核磁化に第２の方向
の位置情報を付与する。同様に，第１の方向（リードア
ウト方向）に傾斜磁場Ｇｒ１２を印加して核磁化に第１
の方向の位置情報を付与するとともにエコー信号１３を
発生させて，エコー信号を計測する。以降，第３の方向
の傾斜磁場と高周波磁場の印加からエコー信号の取得ま
での一連の手順を繰り返し，ＭＲＩ画像の再構成に必要
なデータを得る（撮影シーケンス）。

【００６８】以上説明した手順により，同期信号を発生
から，第３の高周波バーストパルス７と第１の方向の傾
斜磁場Ｇｒ８の印加の開始までの時間で与えられる所定
の心時相に於いて，磁気標識が付与された心臓のＭＲＩ
画像を短時間で撮影できる。

【００６９】また，生体信号の検出からＭＲＩ画像の再
構成に必要なエコー信号の計測の終了までの一連の手順
を，待ち時間ｔ＊を変更して繰り返すことにより，異な
る各心時相に於いて，磁気標識が付与されたＭＲＩ画像
を取得して，心機能を高精度に抽出できる。なお，図１
に示す例では，リードアウト方向，位相エンコード方向
の順に核磁化を変調したが，この順序を逆にすることも
できる。

【００７０】図２は本発明の実施例であり，標識シーケ
ンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを
使用して，１方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行
するパルスシーケンスを説明する図である。第１の方向
（リードアウト方向），第２の方向（位相エンコード方
向）の何れか１方向のみで核磁化を変調して，１方向の
みに磁気標識を付与する。

【００７１】図２に示す例では，第２の方向（位相エン
コード方向）のみに磁気標識を付与している。１方向の
みでの磁気標識の付与は，着目する機能情報（例えば，
変位量や移動速度）が１次元で表現できる場合に有効で
ある。図２に於ける撮影シーケンスは図１に示す撮影シ
ーケンスと同じである。

【００７２】図３は本発明の実施例であり，標識シーケ
ンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを
使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行
するパルスシーケンスを説明する図である。図１に示す
例では，高周波磁場パルスの印加により核磁化を反転し
エコー信号を発生させたが，図２では，撮影シーケンス
として，リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１２の極性反転によ
りエコー信号を発生させるパルスシーケンスを使用して
いる。

【００７３】標識シーケンス，撮影シーケンスは相互に
独立に選択できるので，何れか一方のパルスシーケンス
に従来技術のパルスシーケンスを使用することもでき
る。

【００７４】図４は本発明の実施例であり，撮影シーケ
ンスに振幅変調バーストパルスを使用し，標識シーケン
スとして図９に示す従来法のパルスシーケンスを使用し
て，２方向に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパ
ルスシーケンスを説明する図である。図４に於ける撮影
シーケンスは図１に示す撮影シーケンスと同じである。
図４に示すパルスシーケンスでは撮影時間が短縮できる
という効果が得られる。

【００７５】図５は本発明の実施例であり，標識シーケ
ンスに振幅変調バーストパルスを使用し，撮影シーケン
スとして図２５（ｂ）に示す従来技術の高速スピンエコ
ー法のパルスシーケンスを使用して，２方向に磁気標識
を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明
する図である。図５に示すパルスシーケンスでは，磁気
標識の輝点のぼけの低減という効果が得られる。

【００７６】なお，図１から図４に示す撮影シーケンス
は，振幅変調バーストパルス７の印加によるエコー信号
の計測を示しているが，振幅変調バーストパルス７の搬
送周波数をシフトさせた振幅変調バーストパルスの印加
（図１から図４に示す撮影シーケンスに図示せず）によ
るエコー信号の計測も含む一連の撮影シーケンスであ
る。即ち，図２５に示すパルスシーケンスと同様にし
て，振幅変調バーストパルス７の印加と，この振幅変調
バーストパルス７の搬送周波数をシフトさせた振幅変調
バーストパルスの印加を含む一連の撮影シーケンスによ
り，検査対象の撮影断面内の核磁化をほぼ均一に励起状
態にでき，撮影断面内の核磁化によるエコー信号を計測
できる。

【００７７】以上説明したように，標識シーケンス，撮
影シーケンスの少なくとも一方のシーケンスで，振幅変
調バーストパルスを使用することにより，磁気標識のぼ
けを低減し，かつ短時間で心臓のＭＲＩ画像を取得でき
る。

【００７８】図１から図４に示す撮影シーケンスの例で
は，振幅変調バーストパルス７と，振幅変調バーストパ
ルス７の搬送周波数をシフトさせた振幅変調バーストパ
ルスとを印加して，２種類の異なる励起周波数の振幅変
調バーストパルスにより検査対象の撮影断面内の核磁化
を励起してエコー信号を計測する例を説明したが，これ
に限定されず，搬送周波数のシフト量をｍ通り（ｍ：２
のべき乗数である）に変化させて，２種類よりも多い種
類の励起周波数の振幅変調バーストパルスにより検査対
象の核磁化を励起してエコー信号を計測することもでき
る。

【００７９】また，図１９に示す従来技術の磁気標識方
法と本発明の振幅変調バーストパルスを用いる磁気標識
方法を組み合わせてもよい。例えば，図２に示すよう
に，振幅変調バーストパルスと傾斜磁場の印加により第
１の方向での磁気標識の付与を行ない，第１９に示すよ
うに，高周波磁場パルスとして，ＢｉｎｏｍｉｎａｌＳ
ＰＡＭＭ（ＳｐａｔｉａｌＭｏｄｕｌａｔｉｏｎｏ
ｆＭａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ）パルスを使用し，こ
の高周波磁場パルスと傾斜磁場の印加により第２の方向
での磁気標識の付与を行ない，核磁化を２方向で変調し
てもよい。

【００８０】なお，図１から図５に示すパルスシーケン
スを，図２０に示す従来技術に於けるパルスシーケンス
と同様にして，心電図のＲ波１から検出された各同期信
号２の直後の時間ｔ０に標識シーケンス３０を実行し，
撮影シーケンス４０の開始時間のみを，ｔ１，ｔ２，ｔ
３，…のように変更して実行してエコー信号を計測し，
ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…を撮影する。ＭＲＩ画
像−１，−２，−３，…の画像間で，磁気標識の輝点の
位置を比較して，心機能を評価するパラメータである心
壁の移動量，心壁の移動速度等を抽出できる。

【００８１】なお，心電図のＲ波から検出された各同期
信号の直後の時間ｔ０に実行される標識シーケンスに続
き，撮影シーケンスの開始時間を（ｔ１，ｔ２，ｔ３，
…），（ｔ１，ｔ２，ｔ３，…），…のように変更して
複数回実行して計測されたエコー信号の加算値に基づい
て，ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…を求めてもよい。
また，この時，撮影シーケンスの開始時間を（ｔ１，ｔ
１，ｔ１，…），（ｔ２，ｔ２，ｔ２，…），（ｔ３，
ｔ３，ｔ３，…），…のように変更して複数回実行して
計測されたエコー信号の加算値に基づいて，ＭＲＩ画像
−１，−２，−３，…を求めてもよい。エコー信号の加
算値に基づいてＭＲＩ画像を求める場合には，高Ｓ／Ｎ
の画像が得られ，心機能を評価する正確なパラメータが
求められる。

【００８２】図６は，本発明の実施例に於いて磁気標識
の幅Ｗｔと磁気標識の間隔Ｗｘを説明する図である。図
６に示すように，一般に，Ｗｔは約２ｍｍ〜４ｍｍ，Ｗ
ｘは約５ｍｍ〜１０ｍｍである。従って，磁気標識を付
与する場合は，図６で示した励起される領域（信号強度
が０でない矩形部分が櫛の歯の部分であるような櫛形領
域）の幅が約２ｍｍ〜４ｍｍになるように，振幅変調バ
ーストパルスの印加のパルスシーケンスのパラメータを
調整する。即ち，標識シーケンスでは，核磁化は幅幅Ｗ
ｔと間隔Ｗｘをもつ矩形周期波で変調される。

【００８３】一方，画像を撮影する場合は約１ｍｍの空
間分解能が要求される。従って，励起される領域の幅が
約１ｍｍになるように，振幅変調バーストパルスの印加
を含むパルスシーケンスのパラメータを調整する。

【００８４】以下，磁気標識される領域の幅Ｗｔ，ＭＲ
Ｉ画像の画素サイズＷｉの関係，パルスシーケンスのパ
ラメータの調整について説明する。

【００８５】図７は，本発明の実施例に於いて振幅変調
バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによる励
起プロファイル，及び撮影シーケンスによる励起プロフ
ァイルである。励起プロファイルは，振幅変調バースト
パルスの印加により，核磁化が励起状態になる割合を示
す図である（縦軸は核磁化が励起状態になる割合，横軸
は周波数を示す）。但し，ＭＲＩに於いては，核磁化が
励起状態になる割合は信号強度に，周波数は位置座標
に，それぞれ対応付けできるので，以下の説明では，励
起プロファイルを表わす図の縦軸を信号強度，横軸を位
置座標によりし，励起プロファイルを信号強度プロファ
イルによって表わす。励起された領域の幅をＷｔ，間隔
をＷｘとする。画像撮影時の画素サイズをＷｉとする。

【００８６】図７（ａ）はＷｔ＝２×Ｗｉの場合の各シ
ーケンスによる励起プロファイルを，図７（ｂ）はＷｔ
＝Ｗｉの場合の各シーケンスによる励起プロファイル
を，図７（ｃ）はＷｔ＝Ｗｉ／２の場合の各シーケンス
による励起プロファイルを，それぞれ説明する図であ
る。信号強度プロファイルは空間上で連続的に変化し，
画像サイズは有限値である。従って，信号強度プロファ
イルは，エコー信号の計測時点，及び画像再構成の際に
離散化，平均化されて，ＭＲＩ画像に出現する。

【００８７】図８は，本発明の実施例に於いて振幅変調
バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによるＭ
ＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，図８
（ａ）はＷｔがＷｉの２倍の場合，図８（ｂ）はＷｔと
Ｗｉが等しい場合，図８（ｃ）はＷｔがＷｉの１／２の
場合の，ＭＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明す
る図である。図８は，図７に示した磁気標識の信号強度
がＭＲＩ画像上にどのように出現するかを示しており，
図８（ａ）は図７（ａ）に，図８（ｂ）は図７（ｂ）
に，図８（ｃ）は図７（ｃ）に対応している。

【００８８】信号強度プロファイルは空間上を連続的に
変化する一方で，画像サイズは有限値であるため，信号
強度プロファイルは，エコー信号受信及び画像再構成の
際に離散化・平均化され，ＭＲＩ画像上に現れる。図８
に示した信号強度プロファイルは，標識シーケンス実行
直後に於いて，（１）輝点の周辺部に於ける信号強度は
０である，（２）画像撮影中の核磁化回復は無視でき
る，と仮定し，標識の信号プロファイルをＷｉで離散化
した後に平均化して導出したものである。

【００８９】図８から，ＷｔがＷｉより小さい場合，離
散化・平均化により，輝点とその周辺領域との信号強度
差が小さくなることが分かる。これと同様の現象が，Ｗ
ｔがＷｉの整数倍でない場合も生じる。輝点と周辺との
信号強度差が小さい場合，輝点の抽出が困難になるなる
可能性があるため，ＷｔがＷｉの整数倍であることが望
ましい。

【００９０】図９は，本発明の実施例に於いて振幅変調
バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによる励
起プロファイルとＭＲＩ画像サイズの関係を示す図であ
り，（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画
素間の境界とが一致する場合，（ｂ）は励起された領域
のエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とが一致しない場
合の，関係を説明する図である。図９では，図７と同様
に，縦軸は信号強度，横軸は位置座標を示す。Ｗｔ＝Ｗ
ｉであるが，標識シーケンスによる励起プロファイルの
エッジとＭＲＩ画像の画素間の境界は，図９（ａ）では
一致し，図９（ｂ）では一致しない。

【００９１】図１０は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスの印加を行なうパルスシーケンスによ
る，ＭＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，
（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素間
の境界が一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッ
ジとＭＲＩ画像の画素間の境界が一致しない場合の，Ｍ
ＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明する図であ
る。図１０は，図９に示した磁気標識の信号強度がＭＲ
Ｉ画像上にどのように出現するかを示しており，図１０
（ａ）は図９（ａ）に，図１０（ｂ）は図９（ｂ）に対
応している。図１０（ｂ）に示すように，標識シーケン
スによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素
間の境界とが一致しない場合，磁気標識は空間的に平均
化され磁気標識の信号強度は低下する。その結果，磁気
標識の輝点の識別が困難になり，心機能の抽出精度を劣
化させる要因となる。図１０（ａ）に示すように，標識
シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画
像の画素間の境界とが一致する場合，磁気標識は空間的
に平均化されることはなく，磁気標識の信号強度は殆ど
低下しない。従って，標識シーケンスによる励起プロフ
ァイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とは一致さ
せることが望ましい。

【００９２】以上の説明から明らかなように，心機能の
抽出精度向上を実現する上で，標識シーケンスによる励
起プロファイルとＭＲＩ画像の画素サイズに関して，次
の２つの条件を満足させることが重要であることが分か
る。

【００９３】（条件１）ＷｔはＷｉの整数倍とするこ
と。

【００９４】（条件２）標識シーケンスによる励起プロ
ファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とを一致
させること。

【００９５】そこで，この２つの条件を満足する撮影条
件の導出に関して説明する。なお，撮影シーケンスに於
ける視野と標識シーケンスに於ける視野とは同一とす
る。先ず，（条件１）を満足するパルスシーケンスのパ
ラメータ導出法について説明する。振幅変調バーストパ
ルスの印加では，励起される領域の幅Ｗｔと間隔Ｗｘの
比は，励起周波数の種類と１対１に対応しており，ｍ種
類の励起周波数の振幅変調バーストパルスを印加する一
連の撮影シーケンスでは，Ｗｔ：Ｗｘ＝１：ｍとなる。
また，Ｗｉは，エコー信号の計測時に印加されるリード
アウト傾斜磁場の強度，サンプリング周期，サンプリン
グポイント数により決定される。従って，Ｗｉの整数倍
であるＷｔも，Ｗｉと同様の考え方で撮影シーケンスに
於けるエコー信号の計測時のパラメータと対応付けでき
る。

【００９６】図１１は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスの印加時のリードアウト傾斜磁場の印
加量と，エコー信号計測時のリードアウト傾斜磁場の印
加量との関係を説明する図である。図１１に示すよう
に，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピ
ーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｓ
ｕｂは，隣接するエコー信号のピーク間で印加されるリ
ードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅｃｈｏと等しい（Ｓｓ
ｕｂ＝Ｓｅｃｈｏ）。なお，傾斜磁場の印加量は傾斜磁
場の強度と印加時間との積である。

【００９７】図１２は，本発明の実施例に於ける振幅変
調バーストパルスを印加するパルスシーケンスに於ける
パラメータ導出の手順を説明する図である。

【００９８】（工程１）磁気標識の幅Ｗｔと磁気標識の
間隔Ｗｘとを決定する。この時，比＝Ｗｔ／Ｗｘ，比＝
Ｘ（視野）／Ｗｔを２のべき乗数とする。Ｗｔ，Ｗｘの
値から，ｎ種類の励起周波数の振幅変調バーストパルス
のｎの値が定まる。また，一連の撮影シーケンスに於い
て印加されるｎ種類の励起周波数の振幅変調バーストパ
ルスのサブパルスの個数は，（４ｎ−３）（振幅０のサ
ブパルスを含まず）であるので，サブパルスの個数も定
めることができる。

【００９９】（工程２）撮影シーケンス，及び標識シー
ケンスに於ける視野をＸ，画素サイズをＷｔ，マトリク
スサイズをＸ／Ｗｔとする画像の撮影パラメータ（リー
ドアウト傾斜磁場の強度，エコー信号のサンプリング周
期，エコー信号のサンプリングポイント数）を導出す
る。（工程２）でのパラメータ導出は，一般的な撮影に
於ける導出法と同一である。

【０１００】（工程３）隣接するエコー信号のピーク間
で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅｃｈｏ
と，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピ
ーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｓ
ｕｂとを等しくする。

【０１０１】（工程４）なお，高周波磁場の最大出力等
のハードウエア上の制約等がある場合は，振幅変調バー
ストパルスの隣接するサブパルスのピーク間で印加され
るリードアウト傾斜磁場の強度や印加時間，あるいは同
上のサブパルスのピークの時間間隔を調整することもで
きる。

【０１０２】以上説明した振幅変調バーストパルスを印
加するパルスシーケンスに於けるパラメータ導出の手順
は，標識シーケンス，撮影シーケンスの何れのシーケン
スにも適用できるので，撮影シーケンスのパラメータを
標識シーケンスのパラメータに流用することもできる。
以下，具体例を用いてパラメータの導出手順を示す。

【０１０３】図１３は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び
撮影シーケンスにより励起される領域の幅，励起される
領域の間隔を，標識シーケンスと撮影シーケンスとで同
じくするパルスシーケンスを説明する図である。ここで
は，標識シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔ
１）と間隔（Ｗｘ１）との比が，Ｗｔ１：Ｗｘ１＝１：
２であり，撮影された画像に於ける励起された領域の幅
（Ｗｔｉ１）と間隔（Ｗｘｉ１）との比が，Ｗｔｉ１：
Ｗｘｉ１＝１：２であり，Ｗｔ１＝Ｗｔｉ１である場合
を仮定し，標識シーケンスに関するパラメータを導出す
る。励起される領域の幅と間隔に関する条件から，図２
５に示すような２種類の励起周波数の振幅変調バースト
パルスの印加を含む一連の撮影シーケンスを行なう。Ｗ
ｔ１＝Ｗｔｉ１であることから，撮影シーケンスに於け
る振幅変調バーストパルスの印加に関するパラメータ
を，そのまま標識シーケンスに於ける振幅変調バースト
パルスの印加に関するパラメータに適用できる。

【０１０４】図１４は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び
撮影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔が，標
識工シーケンスと撮影シーケンスとで異なる場合の，
（ａ）撮影シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔ
ｉ２）と間隔（Ｗｘｉ２），（ｂ）標識シーケンスによ
り励起される領域の幅（Ｗｔ２）と間隔（Ｗｘ２），
（ｃ）パルスシーケンスを説明する図である。図１４
（ａ）は撮影された画像上の信号強度プロファイルを示
し，図１４（ｂ）は磁気標識の信号強度プロファイルを
示す。ここで，Ｗｔ２＝２×Ｗｔｉ２，Ｗｘ２＝２×Ｗ
ｔ２＝２×Ｗｘｉ２である。この場合の，標識シーケン
スに関するパラメータを導出する。

【０１０５】先ず，標識シーケンスによリ励起される領
域の幅，間隔はともに，撮影シーケンスにより励起され
る領域の幅，間隔の２倍であるから，画素サイズを２倍
とする画像を取得する撮影条件を考えればよい。画素サ
イズとエコー信号の計測時のリードアウト傾斜磁場の強
度と，サンプリング周期，サンプリングポイント数との
対応関係より，リードアウト傾斜磁場の振幅を一定と
し，サンプリングポイント数を半分にすれば，画素サイ
ズを２倍にする撮影条件となる。即ち，標識シーケンス
で印加する振幅変調バーストパルスの隣接するサブパル
スのピーク間での傾斜磁場の印加量Ｓｓｕｂ’を撮影シ
ーケンスで印加するリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅ
ｃｈｏの１／２とすることにより，Ｗｔ２＝２×Ｗｔｉ
２，Ｗｘ２＝２×Ｗｔ２＝２×Ｗｘｉ２を満足する磁気
標識の付与ができる。Ｓｓｕｂ’＝Ｓｅｃｈｏ／２を満
足させるには，例えば振幅変調バーストパルスの隣接す
るサブパルスのピーク間隔を１／２にするか，又は隣接
するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾
斜磁場の振幅を１／２とすればよい。

【０１０６】図１４（ｃ）は，以上の導出したパラメー
タを使用したパルスシーケンスを示す。図１４（ｃ）に
示すパルスシーケンスでは，振幅変調バーストパルスの
隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウ
ト傾斜磁場の振幅を１／２として，標識シーケンス，撮
影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔を異なら
せている。

【０１０７】以上説明したパルスシーケンスに関するパ
ラメータの導出法は，図２５に示すような２種類の励起
周波数の振幅変調バーストパルスを含むパルスシーケン
スの場合について説明したが，標識シーケンスに於いて
印加される振幅変調バーストパルスのサブパルスの数を
ｎ，撮影シーケンスに於いて印加される振幅変調バース
トパルスのサブパルスの数をｍとする場合にも拡張でき
る（ｎ，ｍ：それぞれ２のべき乗数である）。

【０１０８】また，以上の説明では，リードアウト方向
での磁気標識付与について説明したが，位相エンコード
方向での磁気標識付与についても同様の手順で，パラメ
ータを導出できる。リードアウト方向と位相エンコード
方向での磁気標識の幅，磁気標識の間隔を等しくするに
は，撮影シーケンスに於ける視野と標識シーケンスに於
ける視野を正方形としてパラメータの導出を行えばよ
い。

【０１０９】以上が（条件１）を満足するパルスシーケ
ンスのパラメータ導出法についての説明である。次に，
（条件２）を満足するパルスシーケンスのパラメータ導
出法について説明する。

【０１１０】図２４に示したように，振幅変調バースト
パルスのサブパルスの搬送周波数を変更することによ
り，励起される領域の位置はシフトできる。従って，標
識シーケンスと撮影シーケンスで搬送周波数を制御する
ことにより，（条件２）を実現できる。

【０１１１】図１５は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスの搬送周波数を変更して励起される領
域をシフトさせる場合に於いて，（ａ）磁気標識のエッ
ジと画素間の境界とが一致する場合の信号強度プロファ
イル，（ｂ）磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致
しない場合の信号強度プロファイル，（ｃ）磁気標識の
エッジと画素間の境界とを一致させるための最適な搬送
周波数の最も簡便な導出法を説明する図である。

【０１１２】先ず，標識シーケンスでの搬送周波数を図
１５（ａ）に示すように所定の値ｆ１として画像を撮影
する。次に，搬送周波数を少しずつシフトさせ図１５
（ｂ）に示すようにｆ２として画像を撮影する。磁気標
識の信号強度プロファイルのエッジと撮影された画像の
画素間の境界との位置関係に対応して，撮影された画像
上での信号強度プロファイルは，図１５（ａ）と図１５
（ｂ）とで異なる分布を示す。これら分布を参照して標
識シーケンスでの搬送周波数を最適化できる。

【０１１３】搬送周波数を変更して撮影して得られた各
再構成画像に関して，磁気標識を付与した方向の隣り合
う画素間で，信号強度の差を計算する。この計算は，磁
気標識を付与した方向の位置座標をｉ，位置座標ｉの画
素に於ける信号強度をＳ（ｉ），信号強度の差ΔＳ
（ｉ），画素数をＮ，１＜ｉ＜（Ｎ−１）とするとし
て，（数１）により表現できる。磁気標識された領域と
その周辺領域に於ける信号強度の差が小さくなる程，磁
気標識の輝点がぼやけることになる。

【０１１４】

【数１】 ΔＳ（ｉ）＝Ｓ（ｉ＋１）―Ｓ（ｉ） …（数１）図１５（ｃ）は，図１５（ａ）と図１５（ｂ）に対して
（数２）を適用した結果を示す。図１５（ｃ）から明ら
かなように，磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致
する搬送周波数ｆ１の場合に，信号差ΔＳ（ｉ）の振幅
Ａ１が最大となる。逆に，信号差ΔＳ（ｉ）の振幅が最
大となる場合，磁気標識のエッジと画素間の境界とは一
致していると判断できる。以上のような手順により，
（条件２）を実現できる。

【０１１５】励起される領域をシフトする方法として，
サブパルスの位相を変更する方法も可能である。

【０１１６】図１６は，本発明の実施例に於いて振幅変
調バーストパルスのサブパルスの位相を変更し励起され
る領域をシフトさせる場合の，（ａ）振幅変調バースト
パルスのサブパルスの位相値と励起される領域の関係，
（ｂ）振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相値の
導出法を説明する図である。図１６（ａ）に示すよう
に，振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相を（−
９０°，９０°，０°，−９０°，９０°）から（９０
°，−９０°，０°，９０°，−９０°）に変更するこ
とにより，励起される領域の位置がシフトされて励起さ
れる領域が入れ替わる。図１６（ｂ）は，振幅変調バー
ストパルスのサブパルスの位相シフトを別の形式で表現
したグラフである。図１６（ｂ）の横軸はサブパルスの
印加順序である。但し，振幅が０となる点を含む，印加
順序１と２の間隔，及び印加順序４と５の間隔は，他の
印加順序の間隔の２倍として，時間間隔と見なしてい
る。図１６（ｂ）の縦軸はサブパルスの位相である。

【０１１７】図１６（ｂ）から，サブパルスの位相を変
更して励起される領域をシフトさせる場合，サブパルス
の位相と時間との間に比例関係があることが分かる。ま
た，位相の変更により励起される領域をシフトさせるこ
とは，振幅変調バーストパルスの中心のサブパルスの位
相（図１６に示す例では０°）の点を固定し，固定した
中心のサブパルスの位相の点の周りに，サブパルスの位
相の時間変化を表わす直線を回転させて，同直線の傾斜
角を変更することと同等である。

【０１１８】従って，以下の手順により（条件２）を実
現できる。先ず，標識シーケンスでの上記の傾斜角を所
定の値として各サブパルスの位相を導出し，導出したパ
ラメータを用いて画像を撮影する。次いで，上記の傾斜
角を少しずつシフトさせて撮影を行なう。以降の手順
は，搬送周波数を変更して励起される領域をシフトさせ
る場合と同様である。以上のような手順により，サブパ
ルスの位相を変更して励起される領域をシフトさせる場
合でも，（条件２）を実現できる。

【０１１９】

【発明の効果】本発明によれば，振幅変調バーストパル
スの印加により磁気標識を付与するので，磁気標識の輝
点ぼけの大幅な低減，被験者の画像撮影のための拘束時
間の大幅な短縮，高速な心臓の撮影，心機能の抽出の精
度を向上が可能となる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び
撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，
２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルス
シーケンスを説明する図。

【図２】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び
撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，
１方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルス
シーケンスを説明する図。

【図３】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び
撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，
２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルス
シーケンスを説明する図。

【図４】本発明の実施例であり，撮影シーケンスに振幅
変調バーストパルスを使用し，標識シーケンスとして図
９に示す従来法のパルスシーケンスを使用して，２方向
に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケ
ンスを説明する図。

【図５】本発明の実施例であり，標識シーケンスに振幅
変調バーストパルスを使用し，撮影シーケンスとして図
２５（ｂ）に示す従来技術の高速スピンエコー法のパル
スシーケンスを使用して，２方向に磁気標識を付与して
画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。

【図６】本発明の実施例に於いて磁気標識の幅と磁気標
識の間隔を説明する図。

【図７】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパル
スの印加を行なう，標識シーケンスによる励起プロファ
イル，及び撮影シーケンスによる励起プロファイルであ
り，（ａ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画像の画素サ
イズの２倍の場合，（ｂ）は励起された領域の幅とＭＲ
Ｉ画像の画素サイズが等しい場合，（ｃ）は励起された
領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの半分の場合の，各
シーケンスによる励起プロファイルを説明する図。

【図８】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパル
スの印加を行なう標識シーケンスによるＭＲＩ画像に於
ける信号強度プロファイルであり，（ａ）は励起された
領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの２倍の場合，
（ｂ）は励起された領域の幅とＭＲＩ画像の画素サイズ
が等しい場合，（ｃ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画
像の画素サイズの半分の場合の，ＭＲＩ画像での信号強
度プロファイルを説明する図。

【図９】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパル
スの印加を行なう標識シーケンスによる励起プロファイ
ルとＭＲＩ画像サイズの関係を示す図であり，（ａ）は
励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジと
が一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭ
ＲＩ画像の画素のエッジとが一致しない場合の，関係を
説明する図。

【図１０】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスの印加を行なうパルスシーケンスによる，ＭＲＩ画
像に於ける信号強度プロファイルであり，（ａ）は励起
された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジが一致
する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画
像の画素のエッジが一致しない場合の，ＭＲＩ画像での
信号強度プロファイルを説明する図。

【図１１】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスの印加時のリードアウト傾斜磁場の印加量と，エコ
ー信号計測時のリードアウト傾斜磁場の印加量との関係
を説明する図。

【図１２】本発明の実施例に於ける振幅変調バーストパ
ルスを印加するパルスシーケンスに於けるパラメータ導
出の手順を説明する図。

【図１３】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケン
スにより励起される領域の幅，励起される領域の間隔
を，標識シーケンスと撮影シーケンスとで同じくするパ
ルスシーケンスを説明する図。

【図１４】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケン
スにより励起される領域の幅，間隔が，標識工シーケン
スと撮影シーケンスとで異なる場合の，（ａ）撮影シー
ケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔｉ２）と間隔
（Ｗｘｉ２），（ｂ）標識シーケンスにより励起される
領域の幅（Ｗｔ２）と間隔（Ｗｘ２），（ｃ）パルスシ
ーケンスを説明する図。

【図１５】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスの搬送周波数を変更して励起される領域をシフトさ
せる場合に於いて，（ａ）磁気標識のエッジと画素間の
境界とが一致する場合の信号強度プロファイル，（ｂ）
磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致しない場合の
信号強度プロファイル，（ｃ）磁気標識のエッジと画素
間の境界とを一致させるための最適な搬送周波数の最も
簡便な導出法を説明する図。

【図１６】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパ
ルスのサブパルスの位相を変更し励起される領域をシフ
トさせる場合の，（ａ）振幅変調バーストパルスのサブ
パルスの位相値と励起される領域の関係，（ｂ）振幅変
調バーストパルスのサブパルスの位相値の導出法を説明
する図。

【図１７】従来技術に於ける磁気標識付与の原理を説明
する図であり，（ａ）は標識シーケンスを説明する図，
（ｂ）は（ａ）の標識シーケンスに於ける核磁化ベクト
ルの振る舞いを説明する図，（ｃ）は核磁化ベクトルの
ｚ方向成分の強度の空間分布を説明する図。

【図１８】従来技術の標識シーケンスに於ける核磁化ベ
クトルのｘ方向成分の強度を説明する図。

【図１９】従来技術の標識シーケンスを説明する図。

【図２０】磁気標識を行ない心臓の動きを画像化する従
来技術のＭＲＩ装置に於けるパルスシーケンスを説明す
る図。

【図２１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を説明
する図。

【図２２】従来技術の振幅変調バーストパルスを説明す
る図。

【図２３】実空間と周波数空間に於けるインパルス列の
関係を説明する図（従来技術）。

【図２４】実空間と周波数空間に於ける図２２に示す振
幅変調バーストパルスの関係，及び２種類の励起周波数
を用いる振幅変調バーストパルスの印加に於ける励起周
波数と励起された領域の対応関係を説明する図（従来技
術）。

【図２５】従来技術に於ける撮影シーケンスを説明する
図であり，（ａ）は，時間軸上で等間隔に形成され振幅
がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスから
なる高周波バーストパルスの印加を行なう高速スピンエ
コータイプのパルスシーケンスを説明する図，（ｂ）は
高速スピンエコー法のパルスシーケンスを説明する図。

【符号の説明】

１…心電図，２…同期信号，３，５，７…振幅変調バー
ストパルス，４，８，４’…ｘ方向の傾斜磁場，６’…
ｙ方向の傾斜磁場，１２…リードアウト方向の傾斜磁
場，６，１１…位相エンコード方向の傾斜磁場，９…ス
ライス方向の傾斜磁場，３’，５’，１０…高周波磁場
パルス，１３…エコー信号，２１…工程１，２２…工程
２，２３…工程３，２４…工程４，３０…標識シーケン
ス，４０…撮影シーケンス，１０１…静磁場を発生する
磁石，１０２…検査対象，１０３…ベッド，１０４…高
周波磁場コイル，１０５…ｘ方向の傾斜磁場用電源，１
０６…ｙ方向の傾斜磁場用電源，１０７…ｚ方向の傾斜
磁場用電源，１０８…ｘ方向の傾斜磁場コイル，１０９
…ｙ方向の傾斜磁場コイル，１１０…ｚ方向の傾斜磁場
コイル，１１１…シンセサイザ，１１２…変調装置，１
１３…増幅器，１１４…検波装置，１１５…計算機，１
１６…ディスプレイ，１１７…メモリ，１１８…生体信
号検出手段，１１９…制御手段。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者越智久晃東京都国分寺市東恋ケ窪一丁目280番地株式会社日立製作所中央研究所内Ｆターム(参考） 4C096 AB25 AC04 AD06 AD12 AD27 BA05 BA10 BA41 BA50 DA18 DA19

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】静磁場を発生する手段と，互いに直交する
３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，高周
波磁場を発生する高周波磁場発生手段と，検査対象から
発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と，前
記検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出
手段と，前記傾斜磁場発生手段，前記高周波磁場発生手
段，前記信号検出手段，及び前記生体信号検出手段を制
御する制御手段とを有し，前記制御手段は，（１）前記
生体信号を検出し，前記生体信号から前記核磁気共鳴信
号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信
号を作成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され
振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルス
からなる高周波バーストパルスと，前記３方向のうちの
１つの方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印
加することの制御を行ない，前記検査対象の核磁化を前
記１つの方向で変調することを特徴とする核磁気共鳴撮
影装置。
【請求項２】請求項１に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，前記検査対象の核磁化は矩形周期波により変調す
ることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】静磁場を発生する手段と，互いに直交する
第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁
場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手
段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する
信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検
出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前
記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段，及び前記生
体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御
手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号か
ら前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケン
スを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上
で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調され
た複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパル
スと，前記第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同
期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の
方向で変調すること，（３）時間軸上で等間隔に形成さ
れ振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパル
スからなる第２の高周波バーストパルスと，前記第２の
方向の傾斜磁場とを印加することの制御を行ない，前記
検査対象の核磁化を前記第２の方向で変調することを特
徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】請求項３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，前記検査対象の核磁化は矩形周期波により変調す
ることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項５】静磁場を発生する手段と，互いに直交する
第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁
場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手
段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する
信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検
出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前
記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段及び前記生体
信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御手
段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号から
前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンス
を開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上で
等間隔に形成され，振幅がｓｉｎｃ関数により変調され
た複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパル
スと，前記第１の方向又は前記第２の方向の傾斜磁場と
を前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の
核磁化を前記第１の方向又は前記第２の方向で変調する
こと，（３）（２）を実行してから所定の待ち時間経過
後に，時間軸上で等間隔に形成され，振幅がｓｉｎｃ関
数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高
周波バーストパルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印
加して，前記検査対象の核磁化を励起すること，（４）
前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パル
スを印加すること，（５）前記第２の方向の傾斜磁場の
印加により前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付
与され，前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核
磁化に前記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁
気共鳴信号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測す
ること，（６）（４）から（５）を複数回繰り返すこ
と，及び，（７）（１）から（６）を複数回繰り返すこ
との制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮影装
置。
【請求項６】請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，前記周期的な生体信号が，呼吸又は心拍に基づく
生体信号であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項７】請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，前記所定の待ち時間を一定として（７）を実行す
ることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項８】請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，（７）に於ける（１）から（６）の繰り返し毎に
前記所定の待ち時間を変化させることを特徴とする核磁
気共鳴撮影装置。
【請求項９】請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於
いて，前記検査対象の核磁化が矩形周期波により変調さ
れることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１０】請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に
於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から
再構成された画像の画素のサイズよりも大きいことを特
徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１１】請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に
於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から
再構成された画像の画素のサイズの整数倍であることを
特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１２】請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に
於いて，前記矩形周期波のエッジが前記核磁気共鳴信号
から再構成された画像の画素間の境界線に一致すること
を特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１３】静磁場を発生する手段と，互いに直交す
る第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜
磁場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生
手段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出す
る信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を
検出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，
前記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段，及び前記
生体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制
御手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号
から前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケ
ンスを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸
上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調さ
れた複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパ
ルスと，前記第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に
同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１
の方向で変調すること，（３）時間軸上で等間隔に形成
され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパ
ルスからなる第２の高周波バーストパルスと，前記第２
の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化
を前記第２の方向で変調すること，（４）（３）を実行
してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に
形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサ
ブパルスからなる第３の高周波バーストパルスと前記第
１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁
化を励起すること，（５）前記第３の方向の傾斜磁場の
印加の下で高周波磁場パルスを印加すること，（６）前
記第２の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記
第２の方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾
斜磁場の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置
情報が付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前
記核磁気共鳴信号を計測すること，（７）（５）から
（６）を複数回繰り返すこと，及び，（８）（１）から
（７）を複数回繰り返すことの制御を行なうこと特徴と
する核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１４】請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記周期的な生体信号が，呼吸又は心拍に基
づく生体信号であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装
置。
【請求項１５】請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記所定の待ち時間を一定として（８）を実
行することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１６】請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，（８）に於ける（１）から（７）の繰り返し
毎に前記所定の待ち時間を変化させることを特徴とする
核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１７】請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記検査対象の核磁化が矩形周期波により変
調されることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１８】請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号か
ら再構成された画像の画素のサイズよりも大きいことを
特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１９】請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号か
ら再構成された画像の画素のサイズの整数倍であること
を特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項２０】請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置
に於いて，前記矩形周期波のエッジが前記核磁気共鳴信
号から再構成された画像の画素間の境界線に一致するこ
とを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。