JP3909571B2

JP3909571B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP3909571B2
Application number: JP2001343852A
Authority: JP
Inventors: 紀彦小澤
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2001-11-08
Filing date: 2001-11-08
Publication date: 2007-04-25
Anticipated expiration: 2021-11-08
Also published as: JP2003135426A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体組織を画像化する磁気共鳴イメージング装置に係り、特に高速スピンエコー法のスライス方向流れアーチファクトの補正方式に改良を加えた磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、核磁気共鳴現象を利用して被検体内を画像化するもので、被検体の断面画像が得られる他に、被検体内の血管の映像も鮮明に得られるようになったことに加え、各種の高速計測法が開発されたことも相まって、医療用画像診断機器としての有用性が認知されている。
【０００３】
磁気共鳴イメージング装置が今日のような普及をもたらすに至った礎は、二次元フーリエ変換イメージング法が案出されたことにある。二次元フーリエ変換イメージング法の最も代表的なものが、スピンエコー法と称されているものである。このスピンエコー法は、被検体の検査断面部位の核スピンを９０°，１８０°の高周波磁場パルス（ＲＦパルス）で励起・反転するとともに、励起された核スピンへ位相情報と周波数情報を与えて、ＮＭＲ信号を計測し、この一連の操作を位相情報の付与を変えつつ複数回実行することにより１枚の画像を得るものである。
【０００４】
図１は、この二次元フーリエ変換イメージング法のうち、代表的なスピンエコー法の模式的なパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスでは、まず図１（ｆ）に示す区間Ｐ１において、同図（ａ）に示すように、スライス方向傾斜磁場３０を印加すると共に９０°パルス２８を印加して、被検体内の所望スライス面内の核スピンを静磁場の方向（Ｚ方向）から９０°励起する。その後、エコー時間ＴＥとしたときのＴＥ／２時間経過後に、区間Ｐ３においてスライス方向傾斜磁場３０と１８０°パルス２９を印加する。９０°パルス２８が回転座標系（ｘ’ｙ’ｚ系）のｘ’軸方向に沿って加えられることによって、各スピンはそれぞれに固有の速度で静止座標系（ｘｙｚ系）のｘ−ｙ面内で回転を始めるが、時間の経過とともに各スピン間に位相差が生じる。ここで、区間Ｐ３において１８０°パルス２９がｙ’軸方向に沿って加わると、各スピンはｙ’軸について対称に反転し、その後も同じ速度で回転を続けるためにエコー時間ＴＥ経過後の区間Ｐ４において再び収束し、図１（ｅ）に示すように、エコー信号３５を発生する。
【０００５】
図２は、マルチエコー計測のパルスシーケンスの模式図を示す。このマルチエコー計測では、図２（ａ）に示すように、図１の１８０°パルス２９１〜２９４を図示のようにＴＥ時間毎に複数回印加し、時刻２ＴＥ，３ＴＥ，４ＴＥでも核スピンを収束させて、図２（ｅ）に示すように、複数のエコー信号３５１〜３５４を計測するものである。
【０００６】
このようにしてエコー信号３５１〜３５４が計測されるので、これに基づいて断層像を構成するためにはエコー信号３５１〜３５４の空間的な分布を求めなければならない。空間的な分布を求めるためには、線形的な傾斜磁場を用いている。これは、均一な静磁場内に傾斜磁場を重畳することによって空間的な磁場勾配を形成している。このとき、核スピンの回転周波数は磁場強度に比例しているので、この傾斜磁場が加わった状態では、各スピンの回転周波数は空間的に異なることになる。従って、この回転周波数を調べることによって各スピンの位置を知ることができる。この各スピンの位置を知るために、図１及び図２において、位相エンコード方向傾斜磁場３１及び周波数エンコード方向傾斜磁場３３、３４１〜３４４が用いられている。なお、周波数エンコード方向傾斜磁場３３は、エコー信号３５において計測される核スピンの位相が信号収集の中心で収束するように予め分散させておくために印加されるものである。
【０００７】
以上に述べたパルスシーケンスを基本単位として、位相エンコード方向傾斜磁場３１の強度を毎回変えながら、一定の繰り返し時間（ＴＲ）ごとに所定回数、例えば２５６回繰り返す。このようにして計測されたエコー信号３５１〜３５４を二次元逆フーリエ変換することにより、巨視的磁化の空間的分布が求められる。なお、このようなＭＲＩ基本原理に関しては、「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会編，丸善株式会社，昭和５９年１月２０日発行）に詳述されている。
【０００８】
図３は、高速スピンエコー法のパルスシーケンスの模式図を示す。高速スピンエコー法は、上述のマルチエコー計測の各エコーを生データのｋ空間上に振り分けることにより、撮像時間を短縮する手法である。同図において、高速スピンエコー法は、マルチエコー計測のように１８０°パルス２９１〜２９４を複数回かけることにより行う。そして、各エコー信号３５１〜３５４の計測毎に位相エンコード方向に所定の傾斜磁場３２１〜３２４を所定の時間印加することにより、各エコー信号３５１〜３５４を生データ空間上の位相エンコード方向（ｋｙ方向）に振り分けるようになっている。これによって、撮像時間が短縮される。振り分け方は、使用するエコー数、及び画質を決定する実効エコー時間ＴＥｅｆｆにより決められる。その決め方は、ｋ空間の直流部分（中央付近）を所望のＴＥｅｆｆのデータとし、その隣接する部分は、隣接するエコー番号のデータとしている。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上述の方法にてＭＲＩ画像を撮影した場合、イメージング対象である核スピンがスライス方向に運動することによって、再構成された画像にアーチファクト（偽像）が生じることがある。このような運動は、例えば、脳脊髄液（ＣＳＦ）の拍動及び血流の結果としてスキャン中に生じることがある。あるいは、このような運動はスキャン中の患者の呼吸によって生じることもある。核スピンがスライス方向に運動することによって、取得されたエコー信号に位相誤差が導入されることがあり、その結果再構成された画像で関心領域のＳＮＲ（ＳｉｇｎａｌｔｏＮｏｉｓｅＲａｔｉｏ）が低下したり、ゴーストやぼけが生じたりすることがある。このような、画像誤差を運動アーチファクト（ｍｏｔｉｏｎａｒｔｉｆａｃｔ）と言う。この運動アーチファクトは、特にカー・パーセル・メイブーム・ギル（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅ１１−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉ１１）パルス系列（以下「ＣＰＭＧパルス系列」とする）で顕著に現れる。
【００１０】
ＭＲＩ画像の運動アーチファクトを減らすための一つの方法は、例えば、特開平６−２２９１９号公報の「高速スピンエコーＮＭＲパルス系列での勾配モーメントナリング法」に開示されている。この方法では、パルス系列に傾斜磁場パルスを付加することにより運動する核スピンが磁気共鳴信号位相に及ぼす影響を相殺している。スライス方向の流れ補正法としては、スライス方向に一定の印加時間で−１：１：１：−１の強度比の傾斜磁場パルスを印加する方法や、スライス方向に同じく一定の印加時間で１：−２：１：１：−２：１の強度比の傾斜磁場パルスを印加する方法がある。
【００１１】
しかしながら、このようなスライス方向に−１：１：１：−１や１：−２：１：ｌ：−２：１の強度比の傾斜磁場パルスを用いる方法は、運動する核スピンのスライス方向の傾斜磁場による位相変化の速度項を再収束パルスの中心で零にすることができるが、核スピンの位相変化における加速度項を補償することはできなかった。脳脊髄液（ＣＳＦ）の拍動や血流などのような生体内の流れは等速度の流れではないため、これらの方法では核スピンの運動、特に加速度によって生じる画像のアーチファクトを十分に抑制することはできなかった。また、ｌ：−２：１：ｌ：−２：ｌの強度比の傾斜磁場パルスを使用する方法は−１：１：１：−１の強度比の傾斜磁場パルスを使用する方法に比べて、パルス印加時間が長いために読み出し時間を減少させ、再構成した画像のＳＮＲを低下させてしまうという問題もあった。
【００１２】
本発明の目的は、高速スピンエコー法のスキャン中に運動する核スピンがスライス方向の速度成分と加速度成分を持つ場合に生じる画像アーチファクトを抑制することのできる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明の磁気共鳴イメージング装置の第１の特徴は、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検体を構成する原子の核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために高周波パルスを照射する送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記磁場発生手段が、再収束用高周波パルスの中心（ピーク）位置に関して、互いに軸対称な２つの双極性スライス傾斜磁場を印加することにある。この発明は、パルス系列のスライス方向に傾斜磁場パルスを付加し、スライス方向に運動する核スピンの位相変化の速度項と加速度項を取得するエコー信号の中心で補償するものである。傾斜磁場パルスは、それぞれの印加時間τが同一で符号付き強度比は再収束用高周波パルス（ＲＦ再収束パルス）を中心（ピーク）位置として、互いに軸対称（左右対称）な２つの双極性スライス傾斜磁場である。
【００１４】
本発明の磁気共鳴イメージング装置の第２の特徴は、前記第１の特徴に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記磁場発生手段が、前記双極性スライス傾斜磁場として、それぞれの印加時間が同一で強度比が−１：３：３：−１の連続する４個のパルスからなるスライスリフェイズパルスを印加することにある。この発明は、パルス系列のスライス方向に傾斜磁場パルスを付加し、スライス方向に運動する核スピンの位相変化の速度項と加速度項を取得するエコー信号の中心で補償するものである。付加された傾斜磁場パルスとスライス選択傾斜磁場パルスは、図４に示すように４個の傾斜磁場パルス４１４２、４３、４４が連続して印加されたものと考えることができ、それぞれの傾斜磁場パルスの印加時間τは同一で符号付き強度比は−１：３：３：−１となっており、再収束用の高周波パルス（ＲＦ再収束パルス）４０を中心として左右対称な形状である。以下、これらの４個の連続して印加される傾斜磁場パルス群４５がスライスリフェイズパルスである。このスライスリフェイズパルス４５は、ＲＦ再収束パルス４０により核スピンの位相（の符号）が反転するため、その強度比は、−１：３：−３：１となり、スライスリフェイズパルス４５の傾斜磁場パルス４３，４４が反転した形状となる。それぞれ同一の印加時間で、−１：３：−３：ｌの強度比の傾斜磁場パルスを連続して印加することによって、運動する核スピンの傾斜磁場パルスによる位相変化の加速度項を補償することができることは、例えば、「ＭＲＩ「再」入門」（荒木力著南江堂ｐ．２３４）などに記載されている。本発明はこのような現象を前述のスライスリフェイズパルス４５とＲＦ再収束パルス４０とによって形成することを見いだし、それをパルスシーケンスに応用したものである。
【００１５】
スライスリフェイズパルスの印加前後での核スピンの位相変化φは下に示した式（１）のようになる。

ここで、γは核磁気共鳴比、ｔは時間、Ｇ（ｔ）はスライス方向の傾斜磁場強度、ｚは核スピンの初期位置、ｖは核スピンの速度のスライス方向成分、ａは核スピンの加速度のスライス方向成分を示す。
【００１６】
特に、核スピンの速度のスライス方向成分ｖは励起された核スピンがｔ＝ｔ₀ ＋２τの時点で一定のスライス厚を持つスライス面から流れにより抜け出てしまう割合が大きくない程度と仮定し、核スピンの加速度のスライス方向成分ａも同様に仮定する。図４に示すように、核スピンの位相変化において速度項４６は、ｔ² に従って変化し加速度項４７はｔ³ に従って変化する。ｔ＝ｔ₀ ＋２τでＲＦ再収束パルス４０が印加されるため、上で述べたように核スピンの位相は符号が反転する。この点に注意して式（１）を計算すると、核スピンの位相変化は速度項と加速度項共にｔ＝ｔ₀ ＋４τで零となりφ＝０となる。即ち、スライス選択傾斜磁場をスライスリフェイズパルスに変更することにより、核スピンの運動においてスライス方向の傾斜磁場パルスにより生じる位相変化の速度項と加速度項はスライスリフェイズパルスの場合共に補償される。以上説明したように本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、ＣＰＭＧパルス系列でスライス方向の傾斜磁場パルスの印加時間を−１：ｌ：１：−１の強度比の傾斜磁場パルスの場合と比べて延長することなく、スライス方向に運動する核スピンの位相変化の速度項と加速度項を取得するエコー中心で補償することができる。
【００１７】
本発明の磁気共鳴イメージング装置の第３の特徴は、前記第２の特徴に記載の磁気共鳴イメージング装置において、関心がある領域の核スピンに印加する前記再収束用高周波パルス及びそれに伴いスライス方向に印加される前記スライスリフェズパルスを連続的に複数印加し、それらに対応する横磁化を再収束させて複数のエコー信号を生じさせるようにしたものである。これは、ＲＦ再収束パルスを複数にしそれに伴い傾斜磁場パルスの印加方法も変更することによりパルス系列を高速スピンエコー法としたものである。運動する核スピンの速度のスライス方向成分は、励起された核スピンのうち実効的エコー時間ＴＥｅｆｆ（位相エンコード傾斜磁場パルスの大きさが零の場合のエコー時間）の時点で一定のスライス厚を持つスライス面から流れにより抜け出てしまう核スピンの割合が大きくない程度と仮定できる。核スピンの加速度も同様に仮定することができる。これによって、高速スピンエコー法の場合にもスライス方向に運動する核スピンの位相変化の速度項と加速度項を取得するエコー中心で補償することができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下添付図面に従って本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の好ましい実施の形態について説明する。図５は、本発明による磁気共鳴イメージング装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装置は、図示のように、中央処理装置（ＣＰＵ）１と、シーケンサ２と、送信系３と、磁場発生系４と、受信系５と、信号処理系６とを備えて構成されている。
【００１９】
ＣＰＵ１は、予め定められたプログラムに従って、シーケンサ２、送信系３、受信系５、信号処理系６の各々を制御するものであり、シーケンサ２は、ＣＰＵ１からの制御指令に基づいて動作し、被検体７の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３、磁場発生系４及び受信系５に出力するものである。
【００２０】
シーケンサ２は、被検体７の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段であり、ＣＰＵ１の制御の下で動作し、被検体７の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系３、磁場発生系４及び受信系５に出力する。
【００２１】
送信系３は、シーケンサ２から送出される高周波磁場パルスにより被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し照射するものであり、高周波発信器８と変調器９と高周波コイルとしての照射コイル１１とを有している。送信系３は、シーケンサ２の指令に基づいて高周波発信器８から出力される高周波パルスを変調器９で振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器１０によって増幅した後に被検体７に近接した配置された照射コイル１１に供給し、所定のパルス状の電磁波を被検体７に照射するものである。
【００２２】
磁場発生系４は、被検体７の回りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるものであり、被検体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生磁石（図示せず）を有している。この静磁場発生磁石の内部には、照射コイル１１の他に、傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１３と、受信系５の受信コイル１４が設置されている。傾斜磁場発生系２１は、互いに直交するデカルト座標軸方向にそれぞれ独立にスライス方向傾斜磁場、位相方向傾斜磁場、周波数方向傾斜磁場を被検体１に印加できる構成を有する傾斜磁場コイル１３と傾斜磁場コイルに電流を供給する傾斜磁場電源１２とから構成されている。傾斜磁場電源１２は、シーケンサ２によって制御される。この傾斜磁場の印加によって、被検体１に対するスライス面を設定することができる。
【００２３】
受信系５は、被検体１の生体組織の原子核の核磁気共鳴により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するものであり、高周波コイルとしての受信コイル１４と、この受信コイル１４によって受信された信号を増幅する増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とを有している。受信系５は、送信側の照射コイル１１から照射された電磁波によって被検体７から発生された電磁波（ＮＭＲ信号）を被検体１に近接して配置された受信コイル１４で検出すると、その信号を増幅器１５、直交位相検波器１６及びＡ／Ｄ変換器１７を介し所定のデジタル量に変換するとともに、シーケンサ２からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６によってサンプリングされた二系列の収集データに変換してＣＰＵ１に送るようになっている。
【００２４】
信号処理系６は、ＣＰＵ１と、磁気ディスク２０及び光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイ１８とを有している。信号処理系６は、受信系５からのデダシルデータを入力したＣＰＵ１が実行するフーリエ変換、補正係数計算等の信号処理、、画像再構成等の処理に基づいた結果である任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ１８に断層像として表示するとともに、外部記憶装置の磁気ディスク２０や光ディスク１９等に記録するものである。
【００２５】
以下この発明の好ましい実施例として、本発明をＣＰＭＧパルス系列に適用した場合を例にとって図６を参照して説明する。すなわち、シーケンサ２には図６に示すようなパルスシーケンスが組み込まれ、このパルスシーケンスの繰返しによって磁気共鳴イメージング装置が駆動され、各パルスシーケンス毎に、例えば、エコー信号１３１、１３２、・・・が検出される。
【００２６】
図において、まず被検体７内の核スピンを励起して信号を発生させるための９０°パルス１００と、所望の断層面の位置を特定するためのスライス選択傾斜磁場１１０，１１１が同時に印加される。図示していないがタイミングＴ₀ ＋ｂでは位相方向傾斜磁場（Ｇｐ）と周波数方向傾斜磁場（Ｇｆ）とが印加される。位相方向傾斜磁場は、後に得られる第１エコー信号１３１をｋ空間上の所望の位置に配置するために印加されるものである。周波数方向傾斜磁場は、第１エコー信号１３１において計測される核スピンの位相が信号収集の中心で収束するように予め分散させておくために印加されるものである。
【００２７】
スライス選択傾斜磁場パルス１１０の後半部であるスライス選択傾斜磁場パルス１１１と、反転されたスライス選択傾斜磁場パルス１１２の符号付き面積（傾斜磁場パルスの符号付き強度と印加時間の積）比は１：−１であり、図６ではそれぞれの印加時間を共にｂとして表示してある。従って、スライス選択傾斜磁場パルス１１１によりタイミングＴ₀ からＴ₀ ＋ｂの間に核スピンの位相分散が生じるが、スライス選択傾斜磁場パルス１１２によりタイミングＴ₀ ＋２ｂで再収束する。
【００２８】
タイミングＴ₀ から時間βが経過したタイミングＴ₀ ＋βで、スライスリフェイズパルス１２１が印加される。このスライスリフェイズパルス１２１は、傾斜磁場パルス１１３，１１６とスライス選択傾斜磁場パルス１１４，１１５とから構成される。傾斜磁場パルス１１３は、タイミングＴ₀ ＋βに対して時間２τだけ前のタイミングで立ち下がり、その強度は後述するスライス選択傾斜磁場パルス１１４，１１５の−１／３であり、時間τの間だけその強度を維持している。図では、τはスライス選択傾斜磁場パルス１１２の印加時間とほぼ同じｂであるが、これに限定されるものではない。スライス選択傾斜磁場パルス１１４，１１５は、タイミングＴ₀ ＋βに対して時間τだけ前のタイミングで立ち上がり、その強度はスライス選択傾斜磁場パルス１１０，１１１と同じであり、時間２τの間だけその強度を維持している。傾斜磁場パルス１１６は、タイミングＴ₀ ＋βに対して時間τだけ後のタイミングで立ち下がり、その強度は傾斜磁場パルス１１３と同じ、スライス選択傾斜磁場パルス１１４，１１５の−１／３であり、時間τだけその強度を維持している。傾斜磁場パルス１１３，１１６とスライス選択傾斜磁場パルス１１４，１１５の強度比は、１１３：１１４：１１５：１１６＝−１：３：３：−１である。
【００２９】
そして、このスライスリフェイズパルス１２１と同じ印加パターンの傾斜磁場パルス１２２、１２３、・・・が、系列内の残りのＲＦ再収束パルス１０２、１０３、・・・の各々のタイミングＴ₀ ＋３β、Ｔ₀ ＋５β、・・・に同期して繰り返されて印加される。ＲＦ励起パルス１００と第１のＲＦ再収束パルス１０１との間の時間をβとすると、その後に続くＲＦ再収束パルスとエコー信号との間、つまり１０１と１３１、１３１と１０２、１０２と１３２、１３２と１０３、・・・との間の時間はすべてβである。
【００３０】
スライス選択傾斜磁場パルス１１１と１１２の印加前後の核スピンの位相変化は速度項と加速度項が共に無視できるほど小さい。スライスリフェイズパルス１２１の印加後の核スピンの位相変化は速度項と加速度項共に傾斜磁場パルス１１２の印加後の値を維持し、ほぼ零である。ＲＦ再収束パルスの不完全性がない場合は、ＲＦ再収束パルスにより反転した核スピンの横磁化がＲＦ励起パルスにより倒された面内から外れないので、各スライスリフェイズパルス１２１，１２２、１２３、・・・印加後の核スピンの位相変化は速度項と加速度項共に印加前と一致しほぼ零である。また、ＲＦ再収束パルスに不完全性がある場合でも、核スピンの運動が穏やかな場合を仮定すると隣り合うＲＦ再収束パルスの間、例えばＲＦ再収束パルス１０１と１０２の間などでの核スピンの位相変化は速度項と加速度項共に小さくなりＣＰＭＧ条件（ＲＦ励起パルスと第一のＲＦ再収束パルスとの間の核スピンの位相変化をθとするとその後の各再収束パルス間の核スピンの位相変化が２θとなること）はほぼ満たされるので不完全なＲＦ再収束パルスにより生じる核スピンの位相誤差は補正される。この結果、各スライスリフェイズパルス１２１，１２２、１２３、・・・印加前後の核スピンの位相変化は速度項と加速度項共に小さくなり、スライスリフェイズパルスが印加されている間に運動する核スピンが取得するエコー信号に与える位相誤差が補償される。
【００３１】
なお、上述の実施の形態は一例であり、他の形態として、例えば、ＲＦ再収束パルスは１８０°である必要はなく核スピンの位相を反転する効果を持つＲＦパルスであれば良い。また、ＣＰＭＧパルス系列を基礎としてこの系列の前にプリパルスとして適当なフリップ角を持ったＲＦパルスを印加する場合やこの系列の後に同様なＲＦパルスを印加するような場合でも、上述の実施の形態と同様の効果が得られる。スライス方向傾斜磁場１１２と１１３の間に時間的余裕がある場合は、スライス方向傾斜磁場１１１と１１２をその強度が１：−１から、１：−２：１のパルスに変更することができ、運動する核スピンの位相変化をさらに補償することができる。
【００３２】
【発明の効果】
本発明によれば、高速スピンエコー法のスキャン中に運動する核スピンがスライス方向の速度成分と加速度成分を持つ場合に生じる画像アーチファクトを抑制することができ、臨床的に有効な画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来のスピンエコー法のパルスシーケンスを示す図
【図２】従来のマルチエコー法のパルスシーケンスを示す図
【図３】従来の高速スピンエコー法のパルスシーケンスを示す図
【図４】本発明による傾斜磁場印加方法のパルス系列の一部、及びこのパルス系列を実施した際の核スピンの位相変化の様子を示す時間線図。
【図５】本発明の一実施の形態に係る磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示すブロック図
【図６】本発明による傾斜磁場印加方法のＣＰＭＧパルス系列の一部、及びこのパルス系列を実施した際のエコー信号の様子を示す時間線図。
【符号の説明】
１中央処理装置
２シーケンサ
３送信系
４磁場発生系
５受信系
６信号処理系
７被検体
１００ＲＦ励起パルス
１３１、１３２エコー信号
４０，１０１，１０２，１０３ＲＦ再収束パルス
１１０，１１１，１１４，１１５スライス選択傾斜磁場パルス
１１２，１１３，１１６スライス方向傾斜磁場パルス
１２１，１２２，１２３スライスリフェイズパルス
４６核スピンの位相変化の速度項
４７核スピンの位相変化の加速度項

Claims

被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える磁場発生手段と、上記被検体を構成する原子の核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために高周波パルスを照射する送信系と、核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出する受信系と、この受信系で検出したエコー信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理系とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記磁場発生手段が、１組の少なくとも速度項迄をリフェイズする双極性スライス傾斜磁場パルス群を、再収束用高周波パルスの中心（ピーク）位置に関して軸対称に分割して印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記磁場発生手段は、再収束用高周波パルスの中心（ピーク）位置に関して、軸対称な１組の双極性スライス傾斜磁場パルス群として、それぞれの印加時間が同一で強度比が−１：３：３：−１の連続する４個のパルスからなるスライス傾斜磁場パルス群を印加することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置において、関心がある領域の核スピンに印加する前記再収束用高周波パルス及びそれに伴いスライス方向に印加される前記スライス傾斜磁場パルス群を連続的に複数印加し、それらに対応する横磁化を再収束させて複数のエコー信号を生じさせるようにしたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。