JP4040745B2 - Ｍｒ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴（ＭＲ）装置に係り、とくに、ＣＰＭＧパルス系列を利用した高速ＳＥ法に基づく位相情報を反映したデータ収集を行うＭＲ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴（ＭＲ）装置は一般に、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを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信号から画像を再構成したりスペクトルデータを得る装置である。
【０００３】
この種のＭＲ装置に要求される最近の傾向の１つとして、撮影の高速化がある。この高速撮影を行うことができるパルスシーケンスには種々のものが使用または提案されているが、その１つに、ＣＰＭＧパルス系列を利用した高速ＳＥ法がある。この高速ＳＥ法の手法の１つとしてＲＡＲＥ法も知られている。
【０００４】
図１５に、高速ＳＥ法のパルスシーケンスの一例を示す。ＲＦパルスとしては、励起ＲＦパルスＰ１および反転（リフォーカス）ＲＦパルスＰ２〜Ｐｎが、それぞれスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に順次印加される。反転ＲＦパルスＰ２〜Ｐｎの印加に応答してエコー信号Ｅ１〜Ｅｎが得られるが、このエコー信号はそれぞれ読み出し方向傾斜磁場Ｇｒを印加した状態で読み出される。また、エコー信号Ｅ１〜Ｅｎのそれぞれには、大きさの異なる位相エンコード方向傾斜磁場ＧｅのパルスＰＥ１，ＰＥ３，Ｐ５〜が印加される。これにより、エコー信号は、Ｋ空間上の対応する位相エンコード位置にマッピングされ、フーリエ変換法により実空間画像に再構成される。なお、上述のＲＦパルスの送信位相はＣＰＭＧパルス系列に従う「Ｘ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…）になっている。
【０００５】
この高速ＳＥ法を適用した応用シーケンスとしては、文献「David c.Alsop, "Phase Insensitive Preparation of Single-Shot RARE: Application to Diffusion Imaging in Humans", MRM 38:527-533 (1997) 」により、シングルショットのディフュージョン（拡散強調）画像を撮影するパルスシーケンスが提案されている。このパルスシーケンスを図１６に示す。同図において、Ｐ１は励起ＲＦパルス、Ｐ２〜Ｐｎは反転（リフォーカス）ＲＦパルス、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場、Ｇｒは読み出し方向傾斜磁場、Ｇｅは位相エンコード方向傾斜磁場をそれぞれ示す。
【０００６】
このパルスシーケンスでは、さらに、以下のような特徴が付加されている。ＰＲパルスの送信位相は、ＣＰＭＧパルス系列のものではなく、最初の励起ＲＦパルスＰ１のみ９０°ずれた値に設定され、全体として、「Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」または「−Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」になっている。また、それらのＲＦパルス列の時間的前に別のＲＦパルスＰａ、Ｐｂがスライス選択的に設定される。この内、２番目のＲＦパルスＰｂの時間的前後には、拡散強調用の傾斜磁場パルス（ＭＰＧ：Motion Probing Gradient ）Ｍａ，Ｍｂが所定方向の傾斜磁場Ｇｍｐとして印加される。さらに、２番目のＲＦパルスＰｂと励起ＲＦパルスＰ１との間にて、位相エンコード方向に一定の時間積分値の傾斜磁場パルスＰＥａを加える。さらに、反転ＲＦパルスＰ２以降の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅに対しても、上述した図１６の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ＝ＰＥ１〜ＰＥ６…に上記傾斜磁場パルスＰＥａと同量の時間積分値を加えた傾斜磁場パルスＧｅ＝ＰＥ１′〜ＰＥ６′…が印加され、エコー信号Ｅ１〜Ｅ３．．．が収集される。これにより、各エコー信号には、それぞれ異なる大きさの位相エンコードが施され、上述と同様にＫ空間へのマッピングを介して再構成される。
【０００７】
このように拡散強調イメージングにあっては、ボクセル内のランダムな動きの水分子からの信号を消去するＭＰＧパルスが印加され、生体組織内の分子拡散運動を強調した画像が得られる。ＭＰＧパルスは、分子の微小な動きに対する感度を得るため、その強度は大きく、印加時間も長くなっている。このため、診断対象それ自体の僅かな動き（体動など）が大きな位相シフトを起こし、アーチファクトの原因になる。
【０００８】
このアーチファクトを抑制するには、１つの対策として、シングルショットＥＰＩ法などのように、全てのデータを１回の励起で収集してしまうという方法がある。このように収集すると、体動に起因した位相シフトが全てのエコーデータでほぼ同じ程度になるので、アーチファクトが抑制される。この方法によれば、したがって、特別な後処理も必要なく、比較的容易にアーチファクトの少ない画像が得られる。しかし、データ収集の時間が制約されるので、スライスの面内分解能があまり良くないという欠点があった。
【０００９】
これに対して、複数回の励起に分割して全てのデータを収集するイメージングにおいて体動アーチファクトを抑制するには、ナビゲータエコー法が知られている（例えば、「R.J.Ordidge et al., "CORRECTION OF MOTIONAL ARTIFACTS IN DIFFUSION-WEIGHTED MR IMAGES USING NAVIGATION ECHOES", Magnetic Reso-nance Imaging, Vol.12, No.3, pp.455-460, 1994 」参照）。このナビゲータエコー法は、ナビゲータエコーという位相エンコードを印加していないエコーデータを画像再構成用エコーデータとは別に収集し、このナビゲータエコーのデータから体動に因る位相シフト量を各励起毎に求め、その位相シフト分だけ後処理により戻す（補正する）という手法である。ナビゲータエコー法を使用すれば、１回の励起で全データを収集する必要が無いので、面内分解能やＳ／Ｎを自由に調整でき、また３Ｄ−ＦＴ法による撮影も容易に行える。その反面、位相シフト量を計測するときの誤差などに因って、体動アーチファクトを完全には抑制できないというデメリットも併せ持っている。
【００１０】
ところで、血流などの流れの情報をイメージングするフローイメージング法としては、図１７に示すように、ＦＥ（フィールドエコー）法を利用した位相コントラスト（Phase Contrast）法が知られている。同図において、Ｐ１１，Ｐ１２は励起ＲＦパルス、Ｅ１１，Ｅ１２はエコー信号、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場、Ｇｒは読み出し方向傾斜磁場、Ｇｅは位相エンコード方向傾斜磁場、および、Ｇｆｅはフローエンコード傾斜磁場をそれぞれ示す。フローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ＝Ｆａを印加したパルスシーケンスで１組のエコーデータが収集され、またフローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ＝Ｆｂを印加したパルスシーケンスでもう１組のエコーデータが収集される。各組のエコーデータが個別に再構成され、得られた２つの複素画像ＩＡ，ＩＢ間の画素毎の差分画像ＩＣが演算される。この場合、エコーデータ（生データ）の段階で複素差分が演算し、その後に再構成してもよい。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した従来の高速ＳＥ法の場合、ＣＰＭＧパルス系列のＲＦパルスを採用しているため、その特性上、第２番目以降のＲＦパルスの印加位相と第２番目のＲＦパルスを印加する時の横磁化の位相との差の程度によって、後続のエコーの振幅が変化するという問題がある。このため、高速ＳＥ法は、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像など、画素値の絶対値を利用する画像を得るには問題無く利用できるが、位相コントラスト法による流速測定、ナビゲーションエコー法よる体動アーチファクト補正、静磁場不均一性の測定など、画像の位相情報を利用する場合には、適用できなかった。
【００１２】
このため、かかる補正、測定などを行う場合、通常ＳＥ法、ＦＥ法、またはＥＰＩ法を利用するしか手立てがないが、通常ＳＥ法、ＦＥ法は撮影時間が長く、一方、ＥＰＩ法は磁場不均一による形態の歪みが大きいなどの別の問題があり、これを甘んじて受ける必要があった。
【００１３】
本発明は、上述した従来の高速ＳＥ法と位相情報を利用した応用とを取り巻く不便な状況に鑑みてなされたもので、撮影の高速化と静磁場の不均一性に対する高い耐性とを維持し、かつ、エコー信号からスピンの位相情報を利用した種々の画像などの情報を得ることができる、改善した高速ＳＥ法によるＭＲ撮影法を実行するＭＲ装置を提供することを、その目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＣＰＭＧパルス系列に従うデータ収集シーケンスを改善して上記目的を達成しようとするものである。その構成の骨子は、高速ＳＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスの位相をＣＰＭＧパルス系列のそれから９０°だけずらし、その変形した高速ＳＥシーケンスの前に、前置励起ＲＦパルスを含むパルス列を前置的に付加し、さらに、前置励起ＲＦパルスと変形高速ＳＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスとの間、および、その変形高速ＳＥシーケンスの反転ＲＦパルスの間にスポイラー傾斜磁場パルスを挿入する、ことである。
【００１５】
これにより、前置励起ＲＦパルスと変形ＲＡＲＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスとの間で横磁化が受ける位相変化を反映したエコー信号を得ることができ、このエコー信号を適宜にデータ処理することで位相を利用した画像データ、スペクトロスコピー、位相分布データなどを得ることができる。
【００１６】
具体的な本発明の構成は以下のようである。
【００１７】
本発明に係るＭＲ装置は、時間軸上の最初に位置する前置励起ＲＦパルスおよび前記前置励起ＲＦパルスよりも後に位置する前置反転ＲＦパルスを少なくとも含む第１のパルス列を前置的に被検体に印加する第１の印加手段と、送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う最初のパルス送信位相よりも９０°ずらして設定された励起ＲＦパルスと送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う２番目以降のパルス送信位相と同じに設定された複数個の反転ＲＦパルスとを含む第２のパルス列を前記第１のパルス列を前置的に印加した後に前記被検体に時系列に印加する第２の印加手段と、前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間内に及び前記複数個の反転ＲＦパルスのそれぞれの印加後に、一定の時間積分値を有するスポイラーパルスを所望の傾斜磁場方向に発生させて前記被検体に印加する第３の印加手段と、前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間であり、かつ前記前置反転ＲＦパルスの時間軸上前後の位置において組織拡散の程度に応じて、前記複数個の反転ＲＦパルスに応答して発生する複数個のエコー信号の強度を変化させるＭＰＧパルスを所望の傾斜磁場方向にそれぞれ印加する第４の印加手段と、前記複数個のエコー信号を収集して位相情報に関わるデータ処理を行うデータ処理手段と、を備えたことを特徴とする。
【００２５】
また、上述の構成において、前記複数個のエコー信号の内の少なくとも１個のエコー信号に付与する位相エンコードを零とし且つ残りのエコー信号に付与する位相エンコードをイメージング必要量とする位相エンコード用傾斜磁場を印加する第５の印加手段を備え、前記データ処理手段は、前記位相エンコードが零のエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータが有する位相情報を演算する手段と、この位相情報から前記被検体の体動に拠る位相シフト量を演算する手段と、前記位相エンコードとしてイメージング必要量を与えるエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータの位相を前記位相シフト量に基づき補正する手段とを備える、ことができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２８】
第１の実施の形態
第１の実施形態を図１〜図３を参照して説明する。この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２９】
このＭＲＩ装置は、被検体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・演算部とを備えている。
【００３０】
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、後述するコントローラの制御下で、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。
【００３１】
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、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。傾斜磁場部はさらに、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。
【００３２】
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、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としての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。
【００３３】
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、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘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に供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００３４】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ５、コントローラ６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、コントローラ６はコンピュータを有し、このコンピュータに記憶させたソフトウエア手順により、シーケンサ５にスキャンシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の制御ブロックの動作タイミングの同期をとりながら、それらの制御を統括する機能を有する。
【００３５】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、コントローラ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の一連の動作を制御する。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８Ｒおよび受信器８Ｔ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。
【００３６】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで形成されるフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への生データ（原データとも呼ばれる）の配置、および、生データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理なども実施できるようになっている。
【００３７】
記憶ユニット１１は、生データおよび再構成画像データのみならず、演算処理が施された画像データなどを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をコントローラ６に入力できるようになっている。
【００３８】
次に、この実施形態の動作を、本発明のイメージング原理と共に説明する。
【００３９】
本実施形態では、本発明に係る改善した高速ＳＥ法を位相コントラスト（Phase Contrast）法に適用してフローイメージングを行う。このイメージングでは、スキャンは２回実施される。
【００４０】
この２回のスキャンに使用するパルスシーケンスを図２に示す。同図は、２回のスキャンのパルスシーケンスを同一図面上で同時に表している。後述するように、２回のパルスシーケンスの違いはフローエンコード用傾斜磁場Ｇｆｅのパルス波形の極性にある。
【００４１】
１回目のスキャンＡを説明する。１回目のスキャンＡのパルスシーケンスは、図２、３に示す如く、ＣＰＭＧパルス系列を利用したデータ収集パルス列ＰＴａｃｑと、このデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの実行前に印加するプリパルス列ＰＴｐｒｅとを含む。
【００４２】
プリパルス列ＰＴｐｒｅは、最初に印加する前置励起ＲＦパルスＰａと、この前置励起ＲＦパルスＰａと並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓと、この両パルスＰａおよびＧｓを印加した後のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを印加までの期間で印加するフローエンコードパルス用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆａとを含む。前置励起パルスＰａは、例えば所望のＲＦ周波数の信号をＳＩＮＣ関数で変調した９０°パルスとして形成される。フローエンコード用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆａは、最初に負方向に立ち下がる矩形パルスと、その後で正方向に極性反転する矩形パルスとから成る。このフローエンコード用傾斜磁場の印加方向は、描出したい方向に応じて任意に設定できる。例えば、スライス方向、読み出し方向、および位相エンコード方向のいずれかであってもよいし、その内の複数の方向に同時に印加してもよい。また、それらの３方向を個別に印加し、３つの画像を加算することで任意方向を画像化する場合であってもよい。
【００４３】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、１個目のＲＦパルスである励起ＲＦパルス（９０°ＲＦパルス）Ｐ１と、この励起ＲＦパルスＰ１と並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓとを含む。このスライス方向傾斜磁場パルスＧｓにおいて、先に印加する負極性の矩形波Ｐ１ａは、パルスＰａ〜Ｐ１間で印加されるスライス方向の傾斜磁場の時間積分値を零にするためのリワインドパルスであり、その後の正極性側に反転したスライス選択用矩形波Ｐ１ｂを経て、再び負極性に反転する矩形波Ｐ１ｃは、パルスＰ１〜Ｐ２間で印加されるスライス方向の傾斜磁場の時間積分値を零にするためのリワインドパルスである。
【００４４】
このパルス列ＰＴａｃｑはさらに、その後に印加する、リフォーカスおよびエコーデータ収集用のパルス群を含む。このパルス群としては、一定間隔で印加されるリフォーカス用の反転ＲＦパルス（１８０°ＲＦパルス）Ｐ２〜Ｐ５…と、この反転ＲＦパルスのそれぞれと並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓとを含む。さらに、このパルス群は、複数の反転ＲＦパルスのそれぞれに応答して発生するエコー信号Ｅ１〜Ｅ３…を個別に収集するための読み出し方向傾斜磁場パルスＧｒと、この読み出しに際して各エコー信号に互いに異なる強度の位相エンコードを付加する位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧｅとを含む。
【００４５】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑにＲＦパルスとして用意されている励起ＲＦパルスＰ１および反転ＲＦパルスＰ２〜Ｐ５…は、その印加位相が「Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」または「−Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」に設定されている。つまり、ＣＰＭＧパルス系列の送信印加位相「Ｘ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」を踏襲しつつも、最初の励起ＲＦパルスＰ１の送信印加位相を９０°ずらして設定されている。
【００４６】
また、このデータ収集パルス列ＰＴａｃｑにおいて、位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧｅは、図２に示す如く、エコー信号Ｅ１〜Ｅ３…に異なるエンコード量を与える位相エンコードパルスＧｅｎｃと、所定方向に一定の時間積分値を有するディフェーズ用のスポイラーパルスＧｓｐｏとを合成して設定されている。この例では、スポイラーパルスＧｓｐｏは、図２において負方向に立ち下がる、強度Ｇαを一定時間積分した値を有する矩形パルスとして設定されている。
【００４７】
位相エンコードパルスＧｅｎｃおよびスポイラーパルスＧｓｐｏは共に、図示の如く、エコー信号収集後に印加する逆極性のリワインディングパルスを伴っている。
【００４８】
スライス方向傾斜磁場ＧｓおよびＲＦパルスの周波数は、被検体の所望位置のスライスを選択できるようにその強度および値が設定されている。
【００４９】
なお、スポイラーパルスＧｓｐｏの最初のパルスＳＰＯ１はデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの一部として説明したが、この最初のパルスＳＰＯ１は前置励起ＲＦパルスＰａの印加後であって励起ＲＦパルスＰ１の印加前の期間内にいずれかのタイミングで印加すればよい。
【００５０】
一方、２回目のスキャンＢのパルスシーケンスは、図２、３に示す如く、全体としては１回目のスキャンＡと同様であるが、プリパルス列ＰＴｐｒｅの中で印加するフローエンコードパルス用傾斜磁場パルスＧｆｅの極性が１回目と反対になっている。つまり、このフローエンコード用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆｂは、最初に正方向の矩形波として立ち下がり、その後に負方向に極性反転する矩形波が続くようになっている。その他のパルス波形、パルス印加タイミングは１回目と同じに設定してある。
【００５１】
シーケンサ５は、コントローラ６から１回目のスキャンＡ開始の指令を受けると、図２に示すスキャンＡ用のパルスシーケンスを実行する。最初に、傾斜磁場電源４および送信器８Ｔを駆動して、プリパルス列ＰＴｐｒｅにおける前置励起ＲＦパルスＰａがスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共にスライス選択的に印加される。これにより、原子核スピンは９０°フリップしてＸ′−Ｙ′面（回転座標）まで倒れる。この後、フローエンコードパルスＦａが印加される。このフローエンコードパルスＦａの最初の矩形パルスによる傾斜磁場がスピンに位相ずれを与える。そして、２つ目の極性反転した矩形パルスによる傾斜磁場がスピンの位相を元に戻すように働く。この２つの矩形パルスの印加の間にスピンの位置が変化していない場合、フローエンコードパルスＦａ印加後の位相は変わらないが、スピンが動いていた場合、その位相は変化する。つまり、後続のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑが印加される直前に、スピンにその動きに応じた横磁化の位相情報が与えられる。
【００５２】
この後、シーケンサ５によって、データ収集パルス列ＰＴａｃｑの実行が順次指令される。この実行により、反転ＲＦパルスＰ２〜を印加する度にエコー信号Ｅ１〜が生成される。このとき、位相エンコード方向にスポイラーパルスＧｓｐｏを印加しているので、励起ＲＦパルスＰ１で初めて励起されるエコー成分を十分に抑制しつつ、前置励起ＲＦパルスＰａで励起されたエコー成分を収集することができる。エコー信号Ｅ１〜は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅにより所要の位相エンコード量が与えられ、かつ、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒと共に読み出される。１回目のスキャンＡのエコー信号Ｅ１〜がＲＦコイル７を介して時系列に受信され、受信器８Ｔに送られる。
【００５３】
受信器８Ｒにおいて、エコー信号は、増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの所定の処理に付された後、Ａ／Ｄ変換処理されてデジタル量のエコーデータに変換される。このエコーデータは演算ユニット１０に送られ、２次元のｋ空間に対応したメモリ領域に位相エンコード量に対応して配置される。演算ユニット１０は、例えばｋ空間へのエコーデータの配置が完了した時点で、コントローラ６からの指令の元に、その１組のエコーデータに２次元フーリエ変換を施し、実空間画像に再構成する。このようにして生成された、１回目のスキャンＡに係る所望スライスの第１の画像Ｉａのデータは演算ユニット１０の内蔵メモリまたは記憶ユニット１１に一時保管される。
【００５４】
この後、上述と同様にして、シーケンサ５は２回目のスキャンＢを実行する。このときには、プリパルス列ＰＴｐｒｅの中で印加されるフローエンコードパルスＦｂの極性が１回目スキャン時のときとは反対の順に制御される。このため、横磁化に倒れたスピンの位相情報も逆極性となる。この２回のスキャンＢによって、１回目スキャン時と同様に、もう１組のエコーデータが得られ、第２の画像Ｉｂが生成される。
【００５５】
このようにして２回のスキャンＡ，Ｂおよびそのデータ収集、再構成が完了すると、コントローラ６は、演算ユニット１０に第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂの２組のデータに対する複素差分を指令する（図３のフロー説明部分を参照）。これに応答して演算ユニット１０は、２組のデータの間で対応画素毎の複素差分を演算し、最終画像Ｉｃの１組のデータを生成する。このデータは必要に応じて記憶ユニット１１に格納されるとともに表示器１２で画像Ｉｃとして表示される。位相分布は、最終画像Ｉｃの実数部、虚数部の画像データからｔａｎ−１を演算することで計算でき、血流等の流速が求められる。
【００５６】
なお、上述の複素差分の処理は、２組のエコーデータが生データの段階で、相互に差分演算して１組の差分データを生成し、これを再構成して最終画像Ｉｃを得るようにしてもよい。
【００５７】
以上によって、各エコー信号Ｅ１〜は、フローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ（＝Ｆａ，Ｆｂ）の印加に伴って、前置励起ＲＦパルスＰａの印加からＣＰＭＧパルス系列の最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの期間に、スピンの横磁化が受ける位相変化を、位相成分として確実に反映されたエコー信号となる。つまり、２回のスキャンＡ，Ｂによって得られる第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂは、その位相変化を反映した画像である。そこで、この第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂの複素差分をとることで、かかる位相変化のみを抽出した画像を得ることができる。
【００５８】
これにより、ＣＰＭＧパルス系列を踏襲した高速ＳＥ法であっても、血流速などを測定できる高画質の位相コントラスト像（フロー像）を得ることができる。したがって、位相コントラスト像を撮影するときに、従来のように通常ＳＥ法やＦＥ法を使用する必要がなく、撮影時間を短縮できる。また、従来のようにＥＰＩ法を使用する必要も無くなるから、静磁場の不均一性の影響を受けにくく、形態歪みを抑制でき、またサセスタビリティに強いという利点も得られる。
【００５９】
なお、本発明に係るスポイラーパルスＧｓｐｏは、図２に記載のものに限定されることなく、図４に表すように印加してもよい。つまり、図２の場合には、ＣＰＭＧパルス系列の２番目以降のＲＦパルス、すなわち最初の反転ＲＦパルスＰ２以降のＲＦパルス間に印加するスポイラーパルスＳＰＯ２〜は、最初のスポイラーパルスＳＰＯ１と同方向（同極性）で、しかも同量の時間積分値を持つが、図４の場合には、そのスポイラーパルスＳＰＯ２〜は、最初のスポイラーパルスＳＰＯ１と反対方向（反対極性）で、しかも同量の時間積分値を持つように設定してある。この図４記載のスポイラーパルスの印加法によっても、図２のものとは別のエコー成分を同様に画像化でき、同様に流速情報を得ることができる。
【００６０】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態を図５に基づき説明する。これ以降の実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等の要素には同一符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【００６１】
この第２の実施形態では、第１の実施形態で説明したパルスシーケンスを変形して実行し、位相コントラスト法に拠るフローイメージングを行うことを特徴とする。
【００６２】
この実施形態のＭＲＩ装置のハード的構成は、第１の実施形態のものと同一である。シーケンサ５は、図５に示すパルスシーケンスを２回のスキャンで実行するようになっている。演算ユニット１０は、前述した図３の処理と同様に、２回のスキャンで得た２組のエコーデータの再構成およびその２枚の画像データ間での複素差分演算を行うようになっている。
【００６３】
図５に示す如く、このプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、第１の実施形態のものに比較し、ＲＦパルスが１個追加されている。つまり、最初の前置励起ＲＦパルスＰａの印加から所定時間Ｔ／２が経過した後で反転（リフォーカス）ＲＦパルスＰｂが印加されるようになっている。ここで時間Ｔは、最初の前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間である。このように、前置励起ＲＦパルスＰａから前置反転ＲＦパルスＰｂまでの時間幅Ｔ／２と、前置反転ＲＦパルスＰｂから最初の励起ＲＦパルスＰ１までの時間幅Ｔ／２とを等しく設定することができ、そのように設定することは、画像の位相成分が静磁場の不均一度の大小に影響されず、変化しないという有利さがある。
【００６４】
前置反転ＲＦパルスＰｂは例えば１８０°ＲＦパルスで形成され、かつ、スライス方向傾斜磁場パルスＧｓと共に印加される。
【００６５】
このプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、さらに、前置反転ＲＦパルスＰｂの時間軸上の前後に、印加時間が比較的長く、高強度で、かつ等量の矩形状のフローエンコード用傾斜磁場ＧｆｅのパルスＦｃ（又はＦｄ）がそれぞれ印加される。１回目のスキャンＡのときは、２つの矩形状のフローエンコードパルスＦｃ（図５中の実線参照）はいずれか一方の極性（例えば正極性）に印加され、反対に、２回目のスキャンＢのときは、２つの矩形状のフローエンコードパルスＦｄ（図５中の点線参照）はその逆極性（例えば負極性）に印加される。このフローエンコードパルスパルスＦｃまたはＦｄにより位相分散が強調される。
【００６６】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、第１の実施形態のものと同一に設定されている。
【００６７】
本実施形態では、シーケンサ５の指令の元に、フローエンコード用傾斜磁場Ｇｆｅの極性（方向）を変えて、このパルスシーケンスに基づくスキャンＡ、Ｂが２回行われてエコーデータがそれぞれ収集される。この２組のエコーデータは、演算ユニット１０によって、第１の実施形態のときと同様に再構成、複素差分演算、位相演算などを処理に付される。このため、位相コントラスト法による流速画像が得られる。
【００６８】
この実施形態によっても、第１の実施形態と同等の作用効果が得られる。とくに、前置反転ＲＦパルスＰｂを追加したので、静磁場不均一性が大きい場合でも、ピクセル内の位相分散に因るエコー信号の低下を抑制したデータを収集でき、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【００６９】
第３の実施形態
本発明の第３の実施形態を図６に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明を磁場分布測定に適用したことを特徴とする。
【００７０】
このＭＲＩ装置では、シーケンサ５は図６に示すスキャンＡ，Ｂに対応した２通りのパルスシーケンスを実行する。この２組のパルスシーケンスは共に、前述したと同一または同様のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを基礎とし、その実行までの時間幅の互いに異なるプリパルス列ＰＴｐｒｅを印加するように設定したものである。
【００７１】
この内、スキャンＡのパルスシーケンスにおけるプリパルス列ＰＴｐｒｅは、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ（その強度はデータ収集パルス列ＰＴａｃｑのものと同じ）と共に印加する前置励起ＲＦパルスＰａを含む。この前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間幅は所定時間Ｔａに設定されている。これに対し、スキャンＢのそれにおけるプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、上述の時間幅が所定時間Ｔｂ（＜Ｔａ）に設定されている。つまり、スキャンＡにおける時間幅Ｔａに対して、スキャンＢのそれは時間ｄＴだけ短縮されている。
【００７２】
このように前置励起ＲＦパルスＰａから最初の励起ＲＦパルスＰ１までの時間幅（エコータイム）を違えてスキャンＡ，Ｂをそれぞれ実行すると、収集される各組のエコーデータには時間幅Ｔａ（またはＴｂ）に相当する時間幅と各空間位置の静磁場不均一性に比例した位相変化が反映される。
【００７３】
そこで、演算ユニット１０は、各組の収集エコーデータを個別に再構成し、互いの再構成データの複素差分を画素毎に演算する。この差分画像の位相演算により、磁場分布を測定できる。例えば、上述の例で言えば、時間幅の差＝Ｔａ−Ｔｂ＝４．８ｍｓに設定した場合、静磁場強度１．５Ｔにおいて、３．２ｐｐｍの磁場不均一性がある位置の位相差は３６０°になる。このように位相差を介して撮影対象の磁場分布が測定される。
【００７４】
第４の実施形態
本発明の第４の実施形態を図７に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明を磁場分布スペクトルに適用したものである。
【００７５】
このＭＲＩ装置では、シーケンサ５は、図７に示すスキャンＮ１〜Ｎｎまでの複数ｎ回に個別に対応した複数ｎ組のパルスシーケンスを実行する。この複数ｎ組のパルスシーケンスも共に、第３の実施形態と同様のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを基礎とし、その実行までの時間幅の互いに異なるプリパルス列ＰＴｐｒｅを印加することを特徴とする。
【００７６】
例えば、図７に示す如く、前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間幅Ｔｉは、１回目のスキャンＮ１では所定値に、ｍ回目のスキャンＮｍでは所定値よりもｄＴ′だけ短縮され、ｎ回目のスキャンＮｎでは所定値よりもｄＴ”だけ短縮されるといった具合である。
【００７７】
このｎ通りのパルスシーケンスによってそれぞれ収集される各組のエコーデータは、時間幅Ｔｉと空間各位置の静磁場不均一度に比例した位相変化を起こしている。そこで、演算ユニット１０は、各組のエコーデータを２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）して実時間の画像Ｉｎ１〜Ｉｎｎに再構成する。次いで、演算ユニット１０は、その複数枚の画像Ｉｎ１〜Ｉｎｎの同一ピクセル位置の画素データをそれぞれ一連のデータと見做して１次元のフーリエ変換を行うことで、各ピクセルの周波数スペクトルを演算する。この演算を全部のピクセルに対して行い、各ピクセルの周波数スペクトル分布情報を有する１枚の画像Ｉｓｐｅｃをつくる。これにより、撮影対象の磁場分布スペクトルの測定ができる。
【００７８】
通常ＳＥ法（１回の励起により１個のスピンエコーを得る方法）に基づく従来のスペクトロスコピーは、１エコーを収集する度に縦磁化の回復を待つ必要があるため、数百ミリ秒から数秒の間、次の収集を控えねばならなかった。したがって、画像再構成に必要な全データを収集するには、数十分程度の非常に長い時間が掛かっていた。しかし、このＭＲＩ装置を用いてスペクトロスコピーを行う場合、１回の繰り返し時間ＴＲで数十から数百個のエコー信号を収集することができるので、撮影時間の大幅な短縮、画像の空間分解能向上、または、周波数スペクトルの分解能向上を期することができる。
【００７９】
第５の実施形態
さらに、第５の実施形態を図８、９に基づき説明する。この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明に係るデータ収集法をＳＥ（スピンエコー）タイプの３次元撮影に応用したイメージングを実施できる。
【００８０】
図８に、コントローラ６の制御下でシーケンサ５により実行される３次元撮影のパルスシーケンスを示す。
【００８１】
このパルスシーケンスもプリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは、図示の如く、前置励起ＲＦパルスＰａおよび反転励起ＲＦパルスＰｂを含み、共にスライス方向傾斜磁場Ｇｓのパルスと共にスライス選択的に印加される。前置励起ＲＦパルスＰａおよび前置反転ＲＦパルスＰｂを印加する間の期間に、スライス方向の位相エンコード（スライスエンコード）パルスＧｓｌが印加される。スライスエンコードパルスＧｓｌの強度（波形面積）は、このパルスシーケンスの繰り返し毎に、徐々に変化させて、所望の撮影ボリューム領域のスライス方向の位置情報を与えるようになっている。
【００８２】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、前述した各実施形態のものと同一または同等である。
【００８３】
シーケンサ５により、スライスエンコードパルスＧｓｌの強度を変えながら、上述のパルスシーケンスが複数回実行される。これにより、各回で１組のエコーデータが収集される。図９に示す如く、この各組のエコーデータは演算ユニット１０により２次元フーリエ変換されて複数ｎ枚の画像Ｉｘ１〜Ｉｘｎに再構成される。演算ユニット１０はさらに、この複数ｎ枚の画像の互いに対応する同一位置の画素データをそれぞれ一連のデータと見做して１次元のフーリエ変換を行う。この変換により、各画素位置のスライス方向の信号分布が求められて、３次元の画像Ｉｘのデータに再構成される。
【００８４】
このように、ＳＥ（スピンエコー）タイプのプリパルス列ＰＴｐｒｅにおいて、位相情報を与えるパルスとしてスライスエンコードを用いることにより、３次元撮影も好適に行うことができる。
【００８５】
第６の実施形態
第６の実施形態を図１０に基づき説明する。この実施形態のＭＲＩ装置も、本発明に係るデータ収集法をＦＥ（フィールドエコー）タイプの３次元撮影に応用したイメージングを実施する。ここで用いる「ＦＥタイプ」とは、ＦＥ法に拠る画像のように、静磁場の不均一に応じて位相成分が変化する」、ことを意味している。なお、前述したように、前置励起ＲＦパルスＰａの印加から前置反転ＲＦパルスＰｂの印加までの時間と、前置反転ＲＦパルスＰｂの印加から最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間とが等しい場合、ＳＥ法の画像のように、静磁場の不均一によっては位相成分が変化しないので、「ＳＥタイプ」として対比できる。
【００８６】
図１０に、コントローラ６の制御下でシーケンサ５により実行される３次元撮影のパルスシーケンスを示す。
【００８７】
このパルスシーケンスもプリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは、図示の如く、前置励起ＲＦパルスＰａのみを含み、スライス方向傾斜磁場Ｇｓのパルスと共にスライス選択的に印加される。前置励起ＲＦパルスＰａが印加された後に、スライス方向の位相エンコード（スライスエンコード）パルスＧｓｌが第５の実施形態のときと同様に印加される。データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、前述した各実施形態のものと同一または同等である。
【００８８】
このパルスシーケンスを実行して収集されたエコーデータは、前述した図９と同様に処理される。これにより、ＳＥタイプのときと同様に、プリパルス列ＰＴｐｒｅが「ＦＥタイプ」である３次元撮影が好適に実施できる。
【００８９】
なお、本発明に係る、ＣＰＭＧパルス系列を基礎とする改善した高速ＳＥ法は、プリパルス列の段階で画像の位相成分に何等かの情報を反映させることを要旨としているが、この実施の態様としては上述した実施形態のものに限定れない。例えば、温度計測、エラストグラフィーなども、この手法で実施できる。
【００９０】
また、演算ユニット１０によって行われるデータ収集後の処理において、複素差分を演算する必要がある場合、各組のエコーデータ同士を最初に複素差分し、その後に、差分結果に係るエコーデータを再構成処理するようにしてもよい。
【００９１】
さらに、前述した実施形態において連続撮影を行う場合、スキャンＡ，Ｂを交互に且つ連続して行い、時間的に隣接した２組ずつの画像データの複素差分演算を行って、連続的に処理画像を表示することもできる。
【００９２】
第７の実施形態
第７の実施形態を図１１、１２を参照して説明する。
【００９３】
この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明の改善した高速ＳＥ法を２Ｄ拡散強調イメージング（２Ｄ−ＤＷＩ）で適用し、これにナビゲーターエコー法を組み込んだイメージング法を実施することを特徴とする。
【００９４】
図１１には、シーケンサ５によって指令される２次元拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、プリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅでは、前置励起ＲＦパルスＰａと前置反転ＲＦパルスＰｂとがこの順に一定間隔を置いてスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。前置反転ＲＦパルスＰｂの時間軸上の前後において、水分子のスピンの位相分散を強調するＭＰＧ（Motion Pro- bing Gradient）用傾斜磁場Ｇｇｍｐとして矩形状のパルスＭＰＧ１、ＭＰＧ２が任意の１つまたは複数の傾斜磁場印加方向に夫々印加されている。このパルスＭＰＧ１、ＭＰＧ２は共に同極性で同一の波形面積を有し、しかも、比較的に高い強度、長い印加時間に設定されている。
【００９５】
一方、データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、ナビゲーターエコーＥｎａｖの収集を除いて前述した実施形態のものと同一である。ナビゲーターエコーＥｎａｖはここでは第１エコー信号Ｅ１を当てており、この第１エコー信号Ｅ１＝ナビゲーターエコーＥｎａｖを収集するときは、図に示す如く、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅの位相エンコードパルスＧｅｎｃ＝０に設定され（このときスポイラーパルスＳＰＯ２とそのリワインディングパルスＳＰＯ２′のみが印加される。図１１参照）、読み出し方向傾斜磁場ＧｒのパルスＧｒｎａｖのみが印加される。なお、ナビゲーターエコーＥｎａｖを何番目のエコー信号にとるかは任意に設定できる。
【００９６】
図１１に示すパルスシーケンスを実行すると、その繰り返し時間ＴＲに基づくショット（励起）毎に、第１エコー信号Ｅ１はナビゲーターエコーＥｎａｖとしてＲＦコイル７および受信器８Ｒにより収集され、ナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）に加工される。このナビゲーション・エコーデータは演算ユニット１０に送られ、その内部メモリに記憶される。
【００９７】
また、そのショット毎に第２エコー信号Ｅ２以降のエコー信号も同様に収集され、イメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）に加工される。このイメージング・エコーデータは演算ユニット１０に送られ、その内部メモリで仮想的に形成される２次元フーリエ空間Ｋに２次元イメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）として配置される。
【００９８】
演算ユニット１０はナビゲーション・エコーデータおよびイメージング・エコーデータを入力すると、ナビゲーターエコー法の処理を行う。すなわちナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）から体動に拠る位相シフトを演算（計測）し、その演算値でイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）の位相を補正する。
【００９９】
図１２には、この位相補正処理の概要を示す。ナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）はまず、拡大処理に付されてＫ空間全体に拡大されたナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）に展開される（ステップＳ１０１）。具体的には、Ｋ空間の読み出し方向Ｋｙの対応するイメージングデータと同じショットで収集したナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）でＫ空間を埋めることにより拡大される。
【０１００】
拡大されたナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）は、Ｋ空間内での位相補正（ステップＳ１０２）、ウインドウ処理（ステップＳ１０３）に付された後、Ｋｘ方向を実空間の読み出し方向Ｘ方向に戻す１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）が行われる（ステップＳ１０４）。この後、位相差分が演算されて、１回フーリエ変換されたＫ空間のナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）が求められる（ステップＳ１０５）。さらに、これから体動を表す位相データφｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）が演算される（ステップＳ１０６）。
【０１０１】
一方、２次元のイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）は、演算ユニット１０において、ＤＣオフセット補正などの所望の補正処理に付された後（ステップＳ１０７）、Ｋｘ方向を実時間軸Ｘ方向に戻す１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）が実行されてエコーデータＳｉｍ（Ｘ，Ｋｙ）に加工される（ステップＳ１０８）。
【０１０２】
このイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｘ，Ｋｙ）に対して、前述したように求めていた位相データφｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）によりショット毎の位相補正がなされる（ステップＳ１０９）。この位相補正によって得られるイメージング・エコーデータＳｃｏｒim（Ｘ，Ｋｙ）は、さらに、Ｋ空間の位相エンコード方向Ｋｙを実時間の位相エンコードＹ方向に戻す１次元フーリエ変換に付される（ステップＳ１１０）。これにより、ナビゲーターエコーに基づき体動補正された実空間の２次元像Ｖｃｏｒim（Ｘ，Ｙ）が得られる。
【０１０３】
したがって、本実施形態の２Ｄ拡散強調イメージングによれば、前置励起ＲＦパルスＰａとＣＰＭＧパルス系列の最初の励起ＲＦパルスＰ１との間で生じる位相変化を、位相成分として反映させた高速ＳＥの画像が得られる。つまり、ＭＰＧパルスが生じさせる位相シフトを位相情報としてその画像に取り込むことができる。また、イメージング用のデータは同じショットで収集したナビゲーション・エコーデータから求めた位相量だけ元に戻されるから、体動に起因したアーチファクトを補正することができる。とくに、２次元の各ピクセル毎に位相変化を測定できるので、位相シフト量を計測するときの誤差が従来のナビゲーターエコー法よりも少なく、体動に因る位相シフトをより高精度に補正できる。また、高速ＳＥ法を使用するので、シングルショットＥＰＩ法を使用する従来法に比べて、データ収集時間の制約が少ないので、面内分解能が良いという利点がある。
【０１０４】
第８の実施形態
第８の実施形態を図１３、１４を参照して説明する。
【０１０５】
この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明の改善した高速ＳＥ法を３Ｄ拡散強調イメージング（２Ｄ−ＤＷＩ）で適用し、これにナビゲーターエコー法を組み込んだイメージング法を実施することを特徴とする。この３次元法は、第７の実施形態の２次元法を３次元に展開したことを基本とする。
【０１０６】
図１３には、シーケンサ５によって指令される３次元拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、プリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは第７の実施形態のもの同一である。
【０１０７】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑには、そのスライス方向傾斜磁場Ｇｓとしてスライスエンコード用パルスＳＬｌ，ＳＬ２，…が、そのリワインディングパルスＳＬｌ′，ＳＬ２′，…と共に図示の如く付加されている。また、ナビゲータエコーＥｎａｖは、ここでは第１エコー信号Ｅ１を当てているが、これはどのエコー信号をナビゲータ用に使用してもよい。そのほかのパルス形態は第７の実施形態のものと同様である。
【０１０８】
演算ユニット１０は図１４に示す手順概要に沿って、３次元のナビゲーターエコー法による位相補正を実施する。この処理も、前述した２次元のものを３次元に拡張したもので、ナビゲーション・エコーデータおよびイメージング・エコーデータ共に３次元のものを扱うことと、最終のフーリエ変換処理が２次元になっている（ステップＳ１１０′）ことが異なるだけである。この一連の処理により、３次元の拡散強調像Ｖｃｏｒim（Ｘ，Ｙ，Ｚ）が得られる。
【０１０９】
この結果、２次元の場合と同様に、イメージング・エコーデータは同じショット（ＲＦ励起）で収集したナビゲーション・エコーデータから求めた位相量分だけ、元の位相に戻され、体動の影響が的確にキャンセルされる。これにより、前述の２次元ＤＷＩのときと同等の効果を得る。
【０１１０】
なお、この実施形態では、あるスライスエンコード量印加したときに全ての位相エンコードに対するエコーデータを収集し、その後で、次のスライスエンコード量の印加に対するデータ収集に進むという手順で撮影を行っているが、スライスエンコードと位相エンコードはどのような順番で掛けてもよく、全体として３次元でエコーデータを収集できればよい。
【０１１１】
また、本発明は、代表的に例示した上述の実施の形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することができ、それらも本発明の権利範囲に属するものである。
【０１１２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲ装置によれば、前置励起ＲＦパルスとデータ収集パルス列の最初の励起ＲＦパルスとの間で生じる位相変化の影響を受けた位相成分を持つ高速ＳＥ法の画像データが得られる。
【０１１３】
したがって、撮影の高速化と静磁場の不均一性に対する高い耐性とを維持し、かつ、エコー信号からスピンの位相情報を利用した種々の画像などの情報を得ることができる。つまり、これまで高速ＳＥ法では不可能又は実用性に乏しかった各種のイメージング、測定、例えば位相コントラスト法による流速画像、ナビゲーターエコー法による体動アーチファクトの補正、エコータイムの異なる２画像の位相差を利用した磁場分布測定やスペクトロスコピーなどを好適に実施できるようになる。
【０１１４】
したがって、この改善した高速ＳＥ法のＭＲ撮影によって、ＭＲ診断における高速ＳＥ法の適用分野を大幅に広げ、利用者に各種の撮像法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態で実施する位相コントラスト法に拠るフローイメージングの１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図３】第１の実施形態における処理の全体の概要を示す説明図。
【図４】第１の実施形態の変形例に係る位相コントラスト法の１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図５】第２の実施形態で実施する位相コントラスト法に拠るフローイメージングの１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図６】第３の実施形態で実施する磁場分布測定のパルスシーケンスを、全体の処理の概要と共に説明する図。
【図７】第４の実施形態で実施するスペクトロスコピーのパルスシーケンスを、全体の処理の概要と共に説明する図。
【図８】本発明の第５の実施形態で実施するＳＥタイプの３次元撮影法のパルスシーケンスを示す図。
【図９】第６の実施形態における処理の全体の概要を示す説明図。
【図１０】本発明の第６の実施形態で実施するＦＥタイプの３次元撮影法のパルスシーケンスを示す図。
【図１１】本発明の第７の実施形態で実施する２次元拡散強調撮影法のパルスシーケンスおよび模式的なエコーデータを示す図。
【図１２】２次元拡散強調撮影の場合のナビゲーターエコー法に基づく位相補正処理の概要を説明するフローチャート。
【図１３】本発明の第８の実施形態で実施する３次元拡散強調撮影法のパルスシーケンスおよび模式的なエコーデータを示す図。
【図１４】３次元拡散強調撮影の場合のナビゲーターエコー法に基づく位相補正処理の概要を説明するフローチャート。
【図１５】従来の高速ＳＥ法に係るパルスシーケンスの一例を示す図。
【図１６】従来の高速ＳＥ法を応用したシングルショットのディフュージョン画像用のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図１７】ＦＥ法を利用した位相コントラスト法によるフローイメージングのパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ コントローラ
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内の原子核スピンの磁気共鳴現象を利用した磁気共鳴（ＭＲ）装置に係り、とくに、ＣＰＭＧパルス系列を利用した高速ＳＥ法に基づく位相情報を反映したデータ収集を行うＭＲ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴（ＭＲ）装置は一般に、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを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信号から画像を再構成したりスペクトルデータを得る装置である。
【０００３】
この種のＭＲ装置に要求される最近の傾向の１つとして、撮影の高速化がある。この高速撮影を行うことができるパルスシーケンスには種々のものが使用または提案されているが、その１つに、ＣＰＭＧパルス系列を利用した高速ＳＥ法がある。この高速ＳＥ法の手法の１つとしてＲＡＲＥ法も知られている。
【０００４】
図１５に、高速ＳＥ法のパルスシーケンスの一例を示す。ＲＦパルスとしては、励起ＲＦパルスＰ１および反転（リフォーカス）ＲＦパルスＰ２〜Ｐｎが、それぞれスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に順次印加される。反転ＲＦパルスＰ２〜Ｐｎの印加に応答してエコー信号Ｅ１〜Ｅｎが得られるが、このエコー信号はそれぞれ読み出し方向傾斜磁場Ｇｒを印加した状態で読み出される。また、エコー信号Ｅ１〜Ｅｎのそれぞれには、大きさの異なる位相エンコード方向傾斜磁場ＧｅのパルスＰＥ１，ＰＥ３，Ｐ５〜が印加される。これにより、エコー信号は、Ｋ空間上の対応する位相エンコード位置にマッピングされ、フーリエ変換法により実空間画像に再構成される。なお、上述のＲＦパルスの送信位相はＣＰＭＧパルス系列に従う「Ｘ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…）になっている。
【０００５】
この高速ＳＥ法を適用した応用シーケンスとしては、文献「David c.Alsop, "Phase Insensitive Preparation of Single-Shot RARE: Application to Diffusion Imaging in Humans", MRM 38:527-533 (1997) 」により、シングルショットのディフュージョン（拡散強調）画像を撮影するパルスシーケンスが提案されている。このパルスシーケンスを図１６に示す。同図において、Ｐ１は励起ＲＦパルス、Ｐ２〜Ｐｎは反転（リフォーカス）ＲＦパルス、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場、Ｇｒは読み出し方向傾斜磁場、Ｇｅは位相エンコード方向傾斜磁場をそれぞれ示す。
【０００６】
このパルスシーケンスでは、さらに、以下のような特徴が付加されている。ＰＲパルスの送信位相は、ＣＰＭＧパルス系列のものではなく、最初の励起ＲＦパルスＰ１のみ９０°ずれた値に設定され、全体として、「Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」または「−Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」になっている。また、それらのＲＦパルス列の時間的前に別のＲＦパルスＰａ、Ｐｂがスライス選択的に設定される。この内、２番目のＲＦパルスＰｂの時間的前後には、拡散強調用の傾斜磁場パルス（ＭＰＧ：Motion Probing Gradient ）Ｍａ，Ｍｂが所定方向の傾斜磁場Ｇｍｐとして印加される。さらに、２番目のＲＦパルスＰｂと励起ＲＦパルスＰ１との間にて、位相エンコード方向に一定の時間積分値の傾斜磁場パルスＰＥａを加える。さらに、反転ＲＦパルスＰ２以降の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅに対しても、上述した図１６の位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ＝ＰＥ１〜ＰＥ６…に上記傾斜磁場パルスＰＥａと同量の時間積分値を加えた傾斜磁場パルスＧｅ＝ＰＥ１′〜ＰＥ６′…が印加され、エコー信号Ｅ１〜Ｅ３．．．が収集される。これにより、各エコー信号には、それぞれ異なる大きさの位相エンコードが施され、上述と同様にＫ空間へのマッピングを介して再構成される。
【０００７】
このように拡散強調イメージングにあっては、ボクセル内のランダムな動きの水分子からの信号を消去するＭＰＧパルスが印加され、生体組織内の分子拡散運動を強調した画像が得られる。ＭＰＧパルスは、分子の微小な動きに対する感度を得るため、その強度は大きく、印加時間も長くなっている。このため、診断対象それ自体の僅かな動き（体動など）が大きな位相シフトを起こし、アーチファクトの原因になる。
【０００８】
このアーチファクトを抑制するには、１つの対策として、シングルショットＥＰＩ法などのように、全てのデータを１回の励起で収集してしまうという方法がある。このように収集すると、体動に起因した位相シフトが全てのエコーデータでほぼ同じ程度になるので、アーチファクトが抑制される。この方法によれば、したがって、特別な後処理も必要なく、比較的容易にアーチファクトの少ない画像が得られる。しかし、データ収集の時間が制約されるので、スライスの面内分解能があまり良くないという欠点があった。
【０００９】
これに対して、複数回の励起に分割して全てのデータを収集するイメージングにおいて体動アーチファクトを抑制するには、ナビゲータエコー法が知られている（例えば、「R.J.Ordidge et al., "CORRECTION OF MOTIONAL ARTIFACTS IN DIFFUSION-WEIGHTED MR IMAGES USING NAVIGATION ECHOES", Magnetic Reso-nance Imaging, Vol.12, No.3, pp.455-460, 1994 」参照）。このナビゲータエコー法は、ナビゲータエコーという位相エンコードを印加していないエコーデータを画像再構成用エコーデータとは別に収集し、このナビゲータエコーのデータから体動に因る位相シフト量を各励起毎に求め、その位相シフト分だけ後処理により戻す（補正する）という手法である。ナビゲータエコー法を使用すれば、１回の励起で全データを収集する必要が無いので、面内分解能やＳ／Ｎを自由に調整でき、また３Ｄ−ＦＴ法による撮影も容易に行える。その反面、位相シフト量を計測するときの誤差などに因って、体動アーチファクトを完全には抑制できないというデメリットも併せ持っている。
【００１０】
ところで、血流などの流れの情報をイメージングするフローイメージング法としては、図１７に示すように、ＦＥ（フィールドエコー）法を利用した位相コントラスト（Phase Contrast）法が知られている。同図において、Ｐ１１，Ｐ１２は励起ＲＦパルス、Ｅ１１，Ｅ１２はエコー信号、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場、Ｇｒは読み出し方向傾斜磁場、Ｇｅは位相エンコード方向傾斜磁場、および、Ｇｆｅはフローエンコード傾斜磁場をそれぞれ示す。フローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ＝Ｆａを印加したパルスシーケンスで１組のエコーデータが収集され、またフローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ＝Ｆｂを印加したパルスシーケンスでもう１組のエコーデータが収集される。各組のエコーデータが個別に再構成され、得られた２つの複素画像ＩＡ，ＩＢ間の画素毎の差分画像ＩＣが演算される。この場合、エコーデータ（生データ）の段階で複素差分が演算し、その後に再構成してもよい。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した従来の高速ＳＥ法の場合、ＣＰＭＧパルス系列のＲＦパルスを採用しているため、その特性上、第２番目以降のＲＦパルスの印加位相と第２番目のＲＦパルスを印加する時の横磁化の位相との差の程度によって、後続のエコーの振幅が変化するという問題がある。このため、高速ＳＥ法は、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像など、画素値の絶対値を利用する画像を得るには問題無く利用できるが、位相コントラスト法による流速測定、ナビゲーションエコー法よる体動アーチファクト補正、静磁場不均一性の測定など、画像の位相情報を利用する場合には、適用できなかった。
【００１２】
このため、かかる補正、測定などを行う場合、通常ＳＥ法、ＦＥ法、またはＥＰＩ法を利用するしか手立てがないが、通常ＳＥ法、ＦＥ法は撮影時間が長く、一方、ＥＰＩ法は磁場不均一による形態の歪みが大きいなどの別の問題があり、これを甘んじて受ける必要があった。
【００１３】
本発明は、上述した従来の高速ＳＥ法と位相情報を利用した応用とを取り巻く不便な状況に鑑みてなされたもので、撮影の高速化と静磁場の不均一性に対する高い耐性とを維持し、かつ、エコー信号からスピンの位相情報を利用した種々の画像などの情報を得ることができる、改善した高速ＳＥ法によるＭＲ撮影法を実行するＭＲ装置を提供することを、その目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＣＰＭＧパルス系列に従うデータ収集シーケンスを改善して上記目的を達成しようとするものである。その構成の骨子は、高速ＳＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスの位相をＣＰＭＧパルス系列のそれから９０°だけずらし、その変形した高速ＳＥシーケンスの前に、前置励起ＲＦパルスを含むパルス列を前置的に付加し、さらに、前置励起ＲＦパルスと変形高速ＳＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスとの間、および、その変形高速ＳＥシーケンスの反転ＲＦパルスの間にスポイラー傾斜磁場パルスを挿入する、ことである。
【００１５】
これにより、前置励起ＲＦパルスと変形ＲＡＲＥシーケンスの最初の励起ＲＦパルスとの間で横磁化が受ける位相変化を反映したエコー信号を得ることができ、このエコー信号を適宜にデータ処理することで位相を利用した画像データ、スペクトロスコピー、位相分布データなどを得ることができる。
【００１６】
具体的な本発明の構成は以下のようである。
【００１７】
本発明に係るＭＲ装置は、時間軸上の最初に位置する前置励起ＲＦパルスおよび前記前置励起ＲＦパルスよりも後に位置する前置反転ＲＦパルスを少なくとも含む第１のパルス列を前置的に被検体に印加する第１の印加手段と、送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う最初のパルス送信位相よりも９０°ずらして設定された励起ＲＦパルスと送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う２番目以降のパルス送信位相と同じに設定された複数個の反転ＲＦパルスとを含む第２のパルス列を前記第１のパルス列を前置的に印加した後に前記被検体に時系列に印加する第２の印加手段と、前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間内に及び前記複数個の反転ＲＦパルスのそれぞれの印加後に、一定の時間積分値を有するスポイラーパルスを所望の傾斜磁場方向に発生させて前記被検体に印加する第３の印加手段と、前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間であり、かつ前記前置反転ＲＦパルスの時間軸上前後の位置において組織拡散の程度に応じて、前記複数個の反転ＲＦパルスに応答して発生する複数個のエコー信号の強度を変化させるＭＰＧパルスを所望の傾斜磁場方向にそれぞれ印加する第４の印加手段と、前記複数個のエコー信号を収集して位相情報に関わるデータ処理を行うデータ処理手段と、を備えたことを特徴とする。
【００２５】
また、上述の構成において、前記複数個のエコー信号の内の少なくとも１個のエコー信号に付与する位相エンコードを零とし且つ残りのエコー信号に付与する位相エンコードをイメージング必要量とする位相エンコード用傾斜磁場を印加する第５の印加手段を備え、前記データ処理手段は、前記位相エンコードが零のエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータが有する位相情報を演算する手段と、この位相情報から前記被検体の体動に拠る位相シフト量を演算する手段と、前記位相エンコードとしてイメージング必要量を与えるエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータの位相を前記位相シフト量に基づき補正する手段とを備える、ことができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００２８】
第１の実施の形態
第１の実施形態を図１〜図３を参照して説明する。この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２９】
このＭＲＩ装置は、被検体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・演算部とを備えている。
【００３０】
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、後述するコントローラの制御下で、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。
【００３１】
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、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。傾斜磁場部はさらに、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。
【００３２】
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、物理軸としての３軸であるＸ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、論理軸としての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。
【００３３】
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、磁気共鳴（ＭＲ）現象を誘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に供給する一方、ＲＦコイル７が受信した高周波のＭＲ信号を受信し、各種の信号処理を施して、対応するデジタル信号を形成するようになっている。
【００３４】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ５、コントローラ６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、および入力器１３を備える。この内、コントローラ６はコンピュータを有し、このコンピュータに記憶させたソフトウエア手順により、シーケンサ５にスキャンシーケンス情報を指令するとともに、シーケンサ５を含む装置全体の制御ブロックの動作タイミングの同期をとりながら、それらの制御を統括する機能を有する。
【００３５】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、コントローラ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の一連の動作を制御する。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８Ｒおよび受信器８Ｔ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。
【００３６】
また、演算ユニット１０は、受信器８ＲからのＭＲ信号のデジタルデータを入力して内蔵メモリで形成されるフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）への生データ（原データとも呼ばれる）の配置、および、生データを実空間画像に再構成するための２次元または３次元のフーリエ変換処理を行うようになっている。また、演算ユニット１０は、３次元画像データから２次元画像を生成するためにＭＩＰ（最大値投影）処理なども実施できるようになっている。
【００３７】
記憶ユニット１１は、生データおよび再構成画像データのみならず、演算処理が施された画像データなどを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また、術者は入力器１３を介して所望のスキャン条件、スキャンシーケンス、画像処理法などの必要情報をコントローラ６に入力できるようになっている。
【００３８】
次に、この実施形態の動作を、本発明のイメージング原理と共に説明する。
【００３９】
本実施形態では、本発明に係る改善した高速ＳＥ法を位相コントラスト（Phase Contrast）法に適用してフローイメージングを行う。このイメージングでは、スキャンは２回実施される。
【００４０】
この２回のスキャンに使用するパルスシーケンスを図２に示す。同図は、２回のスキャンのパルスシーケンスを同一図面上で同時に表している。後述するように、２回のパルスシーケンスの違いはフローエンコード用傾斜磁場Ｇｆｅのパルス波形の極性にある。
【００４１】
１回目のスキャンＡを説明する。１回目のスキャンＡのパルスシーケンスは、図２、３に示す如く、ＣＰＭＧパルス系列を利用したデータ収集パルス列ＰＴａｃｑと、このデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの実行前に印加するプリパルス列ＰＴｐｒｅとを含む。
【００４２】
プリパルス列ＰＴｐｒｅは、最初に印加する前置励起ＲＦパルスＰａと、この前置励起ＲＦパルスＰａと並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓと、この両パルスＰａおよびＧｓを印加した後のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを印加までの期間で印加するフローエンコードパルス用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆａとを含む。前置励起パルスＰａは、例えば所望のＲＦ周波数の信号をＳＩＮＣ関数で変調した９０°パルスとして形成される。フローエンコード用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆａは、最初に負方向に立ち下がる矩形パルスと、その後で正方向に極性反転する矩形パルスとから成る。このフローエンコード用傾斜磁場の印加方向は、描出したい方向に応じて任意に設定できる。例えば、スライス方向、読み出し方向、および位相エンコード方向のいずれかであってもよいし、その内の複数の方向に同時に印加してもよい。また、それらの３方向を個別に印加し、３つの画像を加算することで任意方向を画像化する場合であってもよい。
【００４３】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、１個目のＲＦパルスである励起ＲＦパルス（９０°ＲＦパルス）Ｐ１と、この励起ＲＦパルスＰ１と並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓとを含む。このスライス方向傾斜磁場パルスＧｓにおいて、先に印加する負極性の矩形波Ｐ１ａは、パルスＰａ〜Ｐ１間で印加されるスライス方向の傾斜磁場の時間積分値を零にするためのリワインドパルスであり、その後の正極性側に反転したスライス選択用矩形波Ｐ１ｂを経て、再び負極性に反転する矩形波Ｐ１ｃは、パルスＰ１〜Ｐ２間で印加されるスライス方向の傾斜磁場の時間積分値を零にするためのリワインドパルスである。
【００４４】
このパルス列ＰＴａｃｑはさらに、その後に印加する、リフォーカスおよびエコーデータ収集用のパルス群を含む。このパルス群としては、一定間隔で印加されるリフォーカス用の反転ＲＦパルス（１８０°ＲＦパルス）Ｐ２〜Ｐ５…と、この反転ＲＦパルスのそれぞれと並行して印加するスライス方向傾斜磁場パルスＧｓとを含む。さらに、このパルス群は、複数の反転ＲＦパルスのそれぞれに応答して発生するエコー信号Ｅ１〜Ｅ３…を個別に収集するための読み出し方向傾斜磁場パルスＧｒと、この読み出しに際して各エコー信号に互いに異なる強度の位相エンコードを付加する位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧｅとを含む。
【００４５】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑにＲＦパルスとして用意されている励起ＲＦパルスＰ１および反転ＲＦパルスＰ２〜Ｐ５…は、その印加位相が「Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」または「−Ｙ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」に設定されている。つまり、ＣＰＭＧパルス系列の送信印加位相「Ｘ，Ｙ，Ｙ，Ｙ，…」を踏襲しつつも、最初の励起ＲＦパルスＰ１の送信印加位相を９０°ずらして設定されている。
【００４６】
また、このデータ収集パルス列ＰＴａｃｑにおいて、位相エンコード方向傾斜磁場パルスＧｅは、図２に示す如く、エコー信号Ｅ１〜Ｅ３…に異なるエンコード量を与える位相エンコードパルスＧｅｎｃと、所定方向に一定の時間積分値を有するディフェーズ用のスポイラーパルスＧｓｐｏとを合成して設定されている。この例では、スポイラーパルスＧｓｐｏは、図２において負方向に立ち下がる、強度Ｇαを一定時間積分した値を有する矩形パルスとして設定されている。
【００４７】
位相エンコードパルスＧｅｎｃおよびスポイラーパルスＧｓｐｏは共に、図示の如く、エコー信号収集後に印加する逆極性のリワインディングパルスを伴っている。
【００４８】
スライス方向傾斜磁場ＧｓおよびＲＦパルスの周波数は、被検体の所望位置のスライスを選択できるようにその強度および値が設定されている。
【００４９】
なお、スポイラーパルスＧｓｐｏの最初のパルスＳＰＯ１はデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの一部として説明したが、この最初のパルスＳＰＯ１は前置励起ＲＦパルスＰａの印加後であって励起ＲＦパルスＰ１の印加前の期間内にいずれかのタイミングで印加すればよい。
【００５０】
一方、２回目のスキャンＢのパルスシーケンスは、図２、３に示す如く、全体としては１回目のスキャンＡと同様であるが、プリパルス列ＰＴｐｒｅの中で印加するフローエンコードパルス用傾斜磁場パルスＧｆｅの極性が１回目と反対になっている。つまり、このフローエンコード用傾斜磁場パルスＧｆｅ＝Ｆｂは、最初に正方向の矩形波として立ち下がり、その後に負方向に極性反転する矩形波が続くようになっている。その他のパルス波形、パルス印加タイミングは１回目と同じに設定してある。
【００５１】
シーケンサ５は、コントローラ６から１回目のスキャンＡ開始の指令を受けると、図２に示すスキャンＡ用のパルスシーケンスを実行する。最初に、傾斜磁場電源４および送信器８Ｔを駆動して、プリパルス列ＰＴｐｒｅにおける前置励起ＲＦパルスＰａがスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共にスライス選択的に印加される。これにより、原子核スピンは９０°フリップしてＸ′−Ｙ′面（回転座標）まで倒れる。この後、フローエンコードパルスＦａが印加される。このフローエンコードパルスＦａの最初の矩形パルスによる傾斜磁場がスピンに位相ずれを与える。そして、２つ目の極性反転した矩形パルスによる傾斜磁場がスピンの位相を元に戻すように働く。この２つの矩形パルスの印加の間にスピンの位置が変化していない場合、フローエンコードパルスＦａ印加後の位相は変わらないが、スピンが動いていた場合、その位相は変化する。つまり、後続のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑが印加される直前に、スピンにその動きに応じた横磁化の位相情報が与えられる。
【００５２】
この後、シーケンサ５によって、データ収集パルス列ＰＴａｃｑの実行が順次指令される。この実行により、反転ＲＦパルスＰ２〜を印加する度にエコー信号Ｅ１〜が生成される。このとき、位相エンコード方向にスポイラーパルスＧｓｐｏを印加しているので、励起ＲＦパルスＰ１で初めて励起されるエコー成分を十分に抑制しつつ、前置励起ＲＦパルスＰａで励起されたエコー成分を収集することができる。エコー信号Ｅ１〜は位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅにより所要の位相エンコード量が与えられ、かつ、読み出し方向傾斜磁場Ｇｒと共に読み出される。１回目のスキャンＡのエコー信号Ｅ１〜がＲＦコイル７を介して時系列に受信され、受信器８Ｔに送られる。
【００５３】
受信器８Ｒにおいて、エコー信号は、増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅などの所定の処理に付された後、Ａ／Ｄ変換処理されてデジタル量のエコーデータに変換される。このエコーデータは演算ユニット１０に送られ、２次元のｋ空間に対応したメモリ領域に位相エンコード量に対応して配置される。演算ユニット１０は、例えばｋ空間へのエコーデータの配置が完了した時点で、コントローラ６からの指令の元に、その１組のエコーデータに２次元フーリエ変換を施し、実空間画像に再構成する。このようにして生成された、１回目のスキャンＡに係る所望スライスの第１の画像Ｉａのデータは演算ユニット１０の内蔵メモリまたは記憶ユニット１１に一時保管される。
【００５４】
この後、上述と同様にして、シーケンサ５は２回目のスキャンＢを実行する。このときには、プリパルス列ＰＴｐｒｅの中で印加されるフローエンコードパルスＦｂの極性が１回目スキャン時のときとは反対の順に制御される。このため、横磁化に倒れたスピンの位相情報も逆極性となる。この２回のスキャンＢによって、１回目スキャン時と同様に、もう１組のエコーデータが得られ、第２の画像Ｉｂが生成される。
【００５５】
このようにして２回のスキャンＡ，Ｂおよびそのデータ収集、再構成が完了すると、コントローラ６は、演算ユニット１０に第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂの２組のデータに対する複素差分を指令する（図３のフロー説明部分を参照）。これに応答して演算ユニット１０は、２組のデータの間で対応画素毎の複素差分を演算し、最終画像Ｉｃの１組のデータを生成する。このデータは必要に応じて記憶ユニット１１に格納されるとともに表示器１２で画像Ｉｃとして表示される。位相分布は、最終画像Ｉｃの実数部、虚数部の画像データからｔａｎ−１を演算することで計算でき、血流等の流速が求められる。
【００５６】
なお、上述の複素差分の処理は、２組のエコーデータが生データの段階で、相互に差分演算して１組の差分データを生成し、これを再構成して最終画像Ｉｃを得るようにしてもよい。
【００５７】
以上によって、各エコー信号Ｅ１〜は、フローエンコード傾斜磁場Ｇｆｅ（＝Ｆａ，Ｆｂ）の印加に伴って、前置励起ＲＦパルスＰａの印加からＣＰＭＧパルス系列の最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの期間に、スピンの横磁化が受ける位相変化を、位相成分として確実に反映されたエコー信号となる。つまり、２回のスキャンＡ，Ｂによって得られる第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂは、その位相変化を反映した画像である。そこで、この第１、第２の画像Ｉａ，Ｉｂの複素差分をとることで、かかる位相変化のみを抽出した画像を得ることができる。
【００５８】
これにより、ＣＰＭＧパルス系列を踏襲した高速ＳＥ法であっても、血流速などを測定できる高画質の位相コントラスト像（フロー像）を得ることができる。したがって、位相コントラスト像を撮影するときに、従来のように通常ＳＥ法やＦＥ法を使用する必要がなく、撮影時間を短縮できる。また、従来のようにＥＰＩ法を使用する必要も無くなるから、静磁場の不均一性の影響を受けにくく、形態歪みを抑制でき、またサセスタビリティに強いという利点も得られる。
【００５９】
なお、本発明に係るスポイラーパルスＧｓｐｏは、図２に記載のものに限定されることなく、図４に表すように印加してもよい。つまり、図２の場合には、ＣＰＭＧパルス系列の２番目以降のＲＦパルス、すなわち最初の反転ＲＦパルスＰ２以降のＲＦパルス間に印加するスポイラーパルスＳＰＯ２〜は、最初のスポイラーパルスＳＰＯ１と同方向（同極性）で、しかも同量の時間積分値を持つが、図４の場合には、そのスポイラーパルスＳＰＯ２〜は、最初のスポイラーパルスＳＰＯ１と反対方向（反対極性）で、しかも同量の時間積分値を持つように設定してある。この図４記載のスポイラーパルスの印加法によっても、図２のものとは別のエコー成分を同様に画像化でき、同様に流速情報を得ることができる。
【００６０】
第２の実施形態
本発明の第２の実施形態を図５に基づき説明する。これ以降の実施形態において、上述した第１の実施形態の構成要素と同一または同等の要素には同一符号を用いて、その説明を省略または簡略化する。
【００６１】
この第２の実施形態では、第１の実施形態で説明したパルスシーケンスを変形して実行し、位相コントラスト法に拠るフローイメージングを行うことを特徴とする。
【００６２】
この実施形態のＭＲＩ装置のハード的構成は、第１の実施形態のものと同一である。シーケンサ５は、図５に示すパルスシーケンスを２回のスキャンで実行するようになっている。演算ユニット１０は、前述した図３の処理と同様に、２回のスキャンで得た２組のエコーデータの再構成およびその２枚の画像データ間での複素差分演算を行うようになっている。
【００６３】
図５に示す如く、このプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、第１の実施形態のものに比較し、ＲＦパルスが１個追加されている。つまり、最初の前置励起ＲＦパルスＰａの印加から所定時間Ｔ／２が経過した後で反転（リフォーカス）ＲＦパルスＰｂが印加されるようになっている。ここで時間Ｔは、最初の前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間である。このように、前置励起ＲＦパルスＰａから前置反転ＲＦパルスＰｂまでの時間幅Ｔ／２と、前置反転ＲＦパルスＰｂから最初の励起ＲＦパルスＰ１までの時間幅Ｔ／２とを等しく設定することができ、そのように設定することは、画像の位相成分が静磁場の不均一度の大小に影響されず、変化しないという有利さがある。
【００６４】
前置反転ＲＦパルスＰｂは例えば１８０°ＲＦパルスで形成され、かつ、スライス方向傾斜磁場パルスＧｓと共に印加される。
【００６５】
このプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、さらに、前置反転ＲＦパルスＰｂの時間軸上の前後に、印加時間が比較的長く、高強度で、かつ等量の矩形状のフローエンコード用傾斜磁場ＧｆｅのパルスＦｃ（又はＦｄ）がそれぞれ印加される。１回目のスキャンＡのときは、２つの矩形状のフローエンコードパルスＦｃ（図５中の実線参照）はいずれか一方の極性（例えば正極性）に印加され、反対に、２回目のスキャンＢのときは、２つの矩形状のフローエンコードパルスＦｄ（図５中の点線参照）はその逆極性（例えば負極性）に印加される。このフローエンコードパルスパルスＦｃまたはＦｄにより位相分散が強調される。
【００６６】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、第１の実施形態のものと同一に設定されている。
【００６７】
本実施形態では、シーケンサ５の指令の元に、フローエンコード用傾斜磁場Ｇｆｅの極性（方向）を変えて、このパルスシーケンスに基づくスキャンＡ、Ｂが２回行われてエコーデータがそれぞれ収集される。この２組のエコーデータは、演算ユニット１０によって、第１の実施形態のときと同様に再構成、複素差分演算、位相演算などを処理に付される。このため、位相コントラスト法による流速画像が得られる。
【００６８】
この実施形態によっても、第１の実施形態と同等の作用効果が得られる。とくに、前置反転ＲＦパルスＰｂを追加したので、静磁場不均一性が大きい場合でも、ピクセル内の位相分散に因るエコー信号の低下を抑制したデータを収集でき、Ｓ／Ｎを向上させることができる。
【００６９】
第３の実施形態
本発明の第３の実施形態を図６に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明を磁場分布測定に適用したことを特徴とする。
【００７０】
このＭＲＩ装置では、シーケンサ５は図６に示すスキャンＡ，Ｂに対応した２通りのパルスシーケンスを実行する。この２組のパルスシーケンスは共に、前述したと同一または同様のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを基礎とし、その実行までの時間幅の互いに異なるプリパルス列ＰＴｐｒｅを印加するように設定したものである。
【００７１】
この内、スキャンＡのパルスシーケンスにおけるプリパルス列ＰＴｐｒｅは、スライス方向傾斜磁場Ｇｓ（その強度はデータ収集パルス列ＰＴａｃｑのものと同じ）と共に印加する前置励起ＲＦパルスＰａを含む。この前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間幅は所定時間Ｔａに設定されている。これに対し、スキャンＢのそれにおけるプリパルス列ＰＴｐｒｅでは、上述の時間幅が所定時間Ｔｂ（＜Ｔａ）に設定されている。つまり、スキャンＡにおける時間幅Ｔａに対して、スキャンＢのそれは時間ｄＴだけ短縮されている。
【００７２】
このように前置励起ＲＦパルスＰａから最初の励起ＲＦパルスＰ１までの時間幅（エコータイム）を違えてスキャンＡ，Ｂをそれぞれ実行すると、収集される各組のエコーデータには時間幅Ｔａ（またはＴｂ）に相当する時間幅と各空間位置の静磁場不均一性に比例した位相変化が反映される。
【００７３】
そこで、演算ユニット１０は、各組の収集エコーデータを個別に再構成し、互いの再構成データの複素差分を画素毎に演算する。この差分画像の位相演算により、磁場分布を測定できる。例えば、上述の例で言えば、時間幅の差＝Ｔａ−Ｔｂ＝４．８ｍｓに設定した場合、静磁場強度１．５Ｔにおいて、３．２ｐｐｍの磁場不均一性がある位置の位相差は３６０°になる。このように位相差を介して撮影対象の磁場分布が測定される。
【００７４】
第４の実施形態
本発明の第４の実施形態を図７に基づき説明する。この実施形態に係るＭＲＩ装置は、本発明を磁場分布スペクトルに適用したものである。
【００７５】
このＭＲＩ装置では、シーケンサ５は、図７に示すスキャンＮ１〜Ｎｎまでの複数ｎ回に個別に対応した複数ｎ組のパルスシーケンスを実行する。この複数ｎ組のパルスシーケンスも共に、第３の実施形態と同様のデータ収集パルス列ＰＴａｃｑを基礎とし、その実行までの時間幅の互いに異なるプリパルス列ＰＴｐｒｅを印加することを特徴とする。
【００７６】
例えば、図７に示す如く、前置励起ＲＦパルスＰａの印加からデータ収集パルス列ＰＴａｃｑの最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間幅Ｔｉは、１回目のスキャンＮ１では所定値に、ｍ回目のスキャンＮｍでは所定値よりもｄＴ′だけ短縮され、ｎ回目のスキャンＮｎでは所定値よりもｄＴ”だけ短縮されるといった具合である。
【００７７】
このｎ通りのパルスシーケンスによってそれぞれ収集される各組のエコーデータは、時間幅Ｔｉと空間各位置の静磁場不均一度に比例した位相変化を起こしている。そこで、演算ユニット１０は、各組のエコーデータを２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）して実時間の画像Ｉｎ１〜Ｉｎｎに再構成する。次いで、演算ユニット１０は、その複数枚の画像Ｉｎ１〜Ｉｎｎの同一ピクセル位置の画素データをそれぞれ一連のデータと見做して１次元のフーリエ変換を行うことで、各ピクセルの周波数スペクトルを演算する。この演算を全部のピクセルに対して行い、各ピクセルの周波数スペクトル分布情報を有する１枚の画像Ｉｓｐｅｃをつくる。これにより、撮影対象の磁場分布スペクトルの測定ができる。
【００７８】
通常ＳＥ法（１回の励起により１個のスピンエコーを得る方法）に基づく従来のスペクトロスコピーは、１エコーを収集する度に縦磁化の回復を待つ必要があるため、数百ミリ秒から数秒の間、次の収集を控えねばならなかった。したがって、画像再構成に必要な全データを収集するには、数十分程度の非常に長い時間が掛かっていた。しかし、このＭＲＩ装置を用いてスペクトロスコピーを行う場合、１回の繰り返し時間ＴＲで数十から数百個のエコー信号を収集することができるので、撮影時間の大幅な短縮、画像の空間分解能向上、または、周波数スペクトルの分解能向上を期することができる。
【００７９】
第５の実施形態
さらに、第５の実施形態を図８、９に基づき説明する。この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明に係るデータ収集法をＳＥ（スピンエコー）タイプの３次元撮影に応用したイメージングを実施できる。
【００８０】
図８に、コントローラ６の制御下でシーケンサ５により実行される３次元撮影のパルスシーケンスを示す。
【００８１】
このパルスシーケンスもプリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは、図示の如く、前置励起ＲＦパルスＰａおよび反転励起ＲＦパルスＰｂを含み、共にスライス方向傾斜磁場Ｇｓのパルスと共にスライス選択的に印加される。前置励起ＲＦパルスＰａおよび前置反転ＲＦパルスＰｂを印加する間の期間に、スライス方向の位相エンコード（スライスエンコード）パルスＧｓｌが印加される。スライスエンコードパルスＧｓｌの強度（波形面積）は、このパルスシーケンスの繰り返し毎に、徐々に変化させて、所望の撮影ボリューム領域のスライス方向の位置情報を与えるようになっている。
【００８２】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、前述した各実施形態のものと同一または同等である。
【００８３】
シーケンサ５により、スライスエンコードパルスＧｓｌの強度を変えながら、上述のパルスシーケンスが複数回実行される。これにより、各回で１組のエコーデータが収集される。図９に示す如く、この各組のエコーデータは演算ユニット１０により２次元フーリエ変換されて複数ｎ枚の画像Ｉｘ１〜Ｉｘｎに再構成される。演算ユニット１０はさらに、この複数ｎ枚の画像の互いに対応する同一位置の画素データをそれぞれ一連のデータと見做して１次元のフーリエ変換を行う。この変換により、各画素位置のスライス方向の信号分布が求められて、３次元の画像Ｉｘのデータに再構成される。
【００８４】
このように、ＳＥ（スピンエコー）タイプのプリパルス列ＰＴｐｒｅにおいて、位相情報を与えるパルスとしてスライスエンコードを用いることにより、３次元撮影も好適に行うことができる。
【００８５】
第６の実施形態
第６の実施形態を図１０に基づき説明する。この実施形態のＭＲＩ装置も、本発明に係るデータ収集法をＦＥ（フィールドエコー）タイプの３次元撮影に応用したイメージングを実施する。ここで用いる「ＦＥタイプ」とは、ＦＥ法に拠る画像のように、静磁場の不均一に応じて位相成分が変化する」、ことを意味している。なお、前述したように、前置励起ＲＦパルスＰａの印加から前置反転ＲＦパルスＰｂの印加までの時間と、前置反転ＲＦパルスＰｂの印加から最初の励起ＲＦパルスＰ１の印加までの時間とが等しい場合、ＳＥ法の画像のように、静磁場の不均一によっては位相成分が変化しないので、「ＳＥタイプ」として対比できる。
【００８６】
図１０に、コントローラ６の制御下でシーケンサ５により実行される３次元撮影のパルスシーケンスを示す。
【００８７】
このパルスシーケンスもプリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは、図示の如く、前置励起ＲＦパルスＰａのみを含み、スライス方向傾斜磁場Ｇｓのパルスと共にスライス選択的に印加される。前置励起ＲＦパルスＰａが印加された後に、スライス方向の位相エンコード（スライスエンコード）パルスＧｓｌが第５の実施形態のときと同様に印加される。データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、前述した各実施形態のものと同一または同等である。
【００８８】
このパルスシーケンスを実行して収集されたエコーデータは、前述した図９と同様に処理される。これにより、ＳＥタイプのときと同様に、プリパルス列ＰＴｐｒｅが「ＦＥタイプ」である３次元撮影が好適に実施できる。
【００８９】
なお、本発明に係る、ＣＰＭＧパルス系列を基礎とする改善した高速ＳＥ法は、プリパルス列の段階で画像の位相成分に何等かの情報を反映させることを要旨としているが、この実施の態様としては上述した実施形態のものに限定れない。例えば、温度計測、エラストグラフィーなども、この手法で実施できる。
【００９０】
また、演算ユニット１０によって行われるデータ収集後の処理において、複素差分を演算する必要がある場合、各組のエコーデータ同士を最初に複素差分し、その後に、差分結果に係るエコーデータを再構成処理するようにしてもよい。
【００９１】
さらに、前述した実施形態において連続撮影を行う場合、スキャンＡ，Ｂを交互に且つ連続して行い、時間的に隣接した２組ずつの画像データの複素差分演算を行って、連続的に処理画像を表示することもできる。
【００９２】
第７の実施形態
第７の実施形態を図１１、１２を参照して説明する。
【００９３】
この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明の改善した高速ＳＥ法を２Ｄ拡散強調イメージング（２Ｄ−ＤＷＩ）で適用し、これにナビゲーターエコー法を組み込んだイメージング法を実施することを特徴とする。
【００９４】
図１１には、シーケンサ５によって指令される２次元拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、プリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅでは、前置励起ＲＦパルスＰａと前置反転ＲＦパルスＰｂとがこの順に一定間隔を置いてスライス方向傾斜磁場Ｇｓと共に印加される。前置反転ＲＦパルスＰｂの時間軸上の前後において、水分子のスピンの位相分散を強調するＭＰＧ（Motion Pro- bing Gradient）用傾斜磁場Ｇｇｍｐとして矩形状のパルスＭＰＧ１、ＭＰＧ２が任意の１つまたは複数の傾斜磁場印加方向に夫々印加されている。このパルスＭＰＧ１、ＭＰＧ２は共に同極性で同一の波形面積を有し、しかも、比較的に高い強度、長い印加時間に設定されている。
【００９５】
一方、データ収集パルス列ＰＴａｃｑは、ナビゲーターエコーＥｎａｖの収集を除いて前述した実施形態のものと同一である。ナビゲーターエコーＥｎａｖはここでは第１エコー信号Ｅ１を当てており、この第１エコー信号Ｅ１＝ナビゲーターエコーＥｎａｖを収集するときは、図に示す如く、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅの位相エンコードパルスＧｅｎｃ＝０に設定され（このときスポイラーパルスＳＰＯ２とそのリワインディングパルスＳＰＯ２′のみが印加される。図１１参照）、読み出し方向傾斜磁場ＧｒのパルスＧｒｎａｖのみが印加される。なお、ナビゲーターエコーＥｎａｖを何番目のエコー信号にとるかは任意に設定できる。
【００９６】
図１１に示すパルスシーケンスを実行すると、その繰り返し時間ＴＲに基づくショット（励起）毎に、第１エコー信号Ｅ１はナビゲーターエコーＥｎａｖとしてＲＦコイル７および受信器８Ｒにより収集され、ナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）に加工される。このナビゲーション・エコーデータは演算ユニット１０に送られ、その内部メモリに記憶される。
【００９７】
また、そのショット毎に第２エコー信号Ｅ２以降のエコー信号も同様に収集され、イメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）に加工される。このイメージング・エコーデータは演算ユニット１０に送られ、その内部メモリで仮想的に形成される２次元フーリエ空間Ｋに２次元イメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）として配置される。
【００９８】
演算ユニット１０はナビゲーション・エコーデータおよびイメージング・エコーデータを入力すると、ナビゲーターエコー法の処理を行う。すなわちナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）から体動に拠る位相シフトを演算（計測）し、その演算値でイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）の位相を補正する。
【００９９】
図１２には、この位相補正処理の概要を示す。ナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）はまず、拡大処理に付されてＫ空間全体に拡大されたナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）に展開される（ステップＳ１０１）。具体的には、Ｋ空間の読み出し方向Ｋｙの対応するイメージングデータと同じショットで収集したナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，ｎＳｈｏｔ）でＫ空間を埋めることにより拡大される。
【０１００】
拡大されたナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｋｘ，Ｋｙ）は、Ｋ空間内での位相補正（ステップＳ１０２）、ウインドウ処理（ステップＳ１０３）に付された後、Ｋｘ方向を実空間の読み出し方向Ｘ方向に戻す１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）が行われる（ステップＳ１０４）。この後、位相差分が演算されて、１回フーリエ変換されたＫ空間のナビゲーション・エコーデータＳｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）が求められる（ステップＳ１０５）。さらに、これから体動を表す位相データφｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）が演算される（ステップＳ１０６）。
【０１０１】
一方、２次元のイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｋｘ，Ｋｙ）は、演算ユニット１０において、ＤＣオフセット補正などの所望の補正処理に付された後（ステップＳ１０７）、Ｋｘ方向を実時間軸Ｘ方向に戻す１次元フーリエ変換（１ＤＦＴ）が実行されてエコーデータＳｉｍ（Ｘ，Ｋｙ）に加工される（ステップＳ１０８）。
【０１０２】
このイメージング・エコーデータＳｉｍ（Ｘ，Ｋｙ）に対して、前述したように求めていた位相データφｎａｖｉ（Ｘ，Ｋｙ）によりショット毎の位相補正がなされる（ステップＳ１０９）。この位相補正によって得られるイメージング・エコーデータＳｃｏｒim（Ｘ，Ｋｙ）は、さらに、Ｋ空間の位相エンコード方向Ｋｙを実時間の位相エンコードＹ方向に戻す１次元フーリエ変換に付される（ステップＳ１１０）。これにより、ナビゲーターエコーに基づき体動補正された実空間の２次元像Ｖｃｏｒim（Ｘ，Ｙ）が得られる。
【０１０３】
したがって、本実施形態の２Ｄ拡散強調イメージングによれば、前置励起ＲＦパルスＰａとＣＰＭＧパルス系列の最初の励起ＲＦパルスＰ１との間で生じる位相変化を、位相成分として反映させた高速ＳＥの画像が得られる。つまり、ＭＰＧパルスが生じさせる位相シフトを位相情報としてその画像に取り込むことができる。また、イメージング用のデータは同じショットで収集したナビゲーション・エコーデータから求めた位相量だけ元に戻されるから、体動に起因したアーチファクトを補正することができる。とくに、２次元の各ピクセル毎に位相変化を測定できるので、位相シフト量を計測するときの誤差が従来のナビゲーターエコー法よりも少なく、体動に因る位相シフトをより高精度に補正できる。また、高速ＳＥ法を使用するので、シングルショットＥＰＩ法を使用する従来法に比べて、データ収集時間の制約が少ないので、面内分解能が良いという利点がある。
【０１０４】
第８の実施形態
第８の実施形態を図１３、１４を参照して説明する。
【０１０５】
この実施形態のＭＲＩ装置は、本発明の改善した高速ＳＥ法を３Ｄ拡散強調イメージング（２Ｄ−ＤＷＩ）で適用し、これにナビゲーターエコー法を組み込んだイメージング法を実施することを特徴とする。この３次元法は、第７の実施形態の２次元法を３次元に展開したことを基本とする。
【０１０６】
図１３には、シーケンサ５によって指令される３次元拡散強調イメージングのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスは、プリパルス列ＰＴｐｒｅおよびデータ収集パルス列ＰＴａｃｑから成る。プリパルス列ＰＴｐｒｅは第７の実施形態のもの同一である。
【０１０７】
データ収集パルス列ＰＴａｃｑには、そのスライス方向傾斜磁場Ｇｓとしてスライスエンコード用パルスＳＬｌ，ＳＬ２，…が、そのリワインディングパルスＳＬｌ′，ＳＬ２′，…と共に図示の如く付加されている。また、ナビゲータエコーＥｎａｖは、ここでは第１エコー信号Ｅ１を当てているが、これはどのエコー信号をナビゲータ用に使用してもよい。そのほかのパルス形態は第７の実施形態のものと同様である。
【０１０８】
演算ユニット１０は図１４に示す手順概要に沿って、３次元のナビゲーターエコー法による位相補正を実施する。この処理も、前述した２次元のものを３次元に拡張したもので、ナビゲーション・エコーデータおよびイメージング・エコーデータ共に３次元のものを扱うことと、最終のフーリエ変換処理が２次元になっている（ステップＳ１１０′）ことが異なるだけである。この一連の処理により、３次元の拡散強調像Ｖｃｏｒim（Ｘ，Ｙ，Ｚ）が得られる。
【０１０９】
この結果、２次元の場合と同様に、イメージング・エコーデータは同じショット（ＲＦ励起）で収集したナビゲーション・エコーデータから求めた位相量分だけ、元の位相に戻され、体動の影響が的確にキャンセルされる。これにより、前述の２次元ＤＷＩのときと同等の効果を得る。
【０１１０】
なお、この実施形態では、あるスライスエンコード量印加したときに全ての位相エンコードに対するエコーデータを収集し、その後で、次のスライスエンコード量の印加に対するデータ収集に進むという手順で撮影を行っているが、スライスエンコードと位相エンコードはどのような順番で掛けてもよく、全体として３次元でエコーデータを収集できればよい。
【０１１１】
また、本発明は、代表的に例示した上述の実施の形態に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲の記載内容に基づき、その要旨を逸脱しない範囲内で種々の態様に変形、変更することができ、それらも本発明の権利範囲に属するものである。
【０１１２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係るＭＲ装置によれば、前置励起ＲＦパルスとデータ収集パルス列の最初の励起ＲＦパルスとの間で生じる位相変化の影響を受けた位相成分を持つ高速ＳＥ法の画像データが得られる。
【０１１３】
したがって、撮影の高速化と静磁場の不均一性に対する高い耐性とを維持し、かつ、エコー信号からスピンの位相情報を利用した種々の画像などの情報を得ることができる。つまり、これまで高速ＳＥ法では不可能又は実用性に乏しかった各種のイメージング、測定、例えば位相コントラスト法による流速画像、ナビゲーターエコー法による体動アーチファクトの補正、エコータイムの異なる２画像の位相差を利用した磁場分布測定やスペクトロスコピーなどを好適に実施できるようになる。
【０１１４】
したがって、この改善した高速ＳＥ法のＭＲ撮影によって、ＭＲ診断における高速ＳＥ法の適用分野を大幅に広げ、利用者に各種の撮像法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の一例を示すブロック図。
【図２】第１の実施形態で実施する位相コントラスト法に拠るフローイメージングの１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図３】第１の実施形態における処理の全体の概要を示す説明図。
【図４】第１の実施形態の変形例に係る位相コントラスト法の１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図５】第２の実施形態で実施する位相コントラスト法に拠るフローイメージングの１回目、２回目のスキャンをまとめて示すパルスシーケンスの図。
【図６】第３の実施形態で実施する磁場分布測定のパルスシーケンスを、全体の処理の概要と共に説明する図。
【図７】第４の実施形態で実施するスペクトロスコピーのパルスシーケンスを、全体の処理の概要と共に説明する図。
【図８】本発明の第５の実施形態で実施するＳＥタイプの３次元撮影法のパルスシーケンスを示す図。
【図９】第６の実施形態における処理の全体の概要を示す説明図。
【図１０】本発明の第６の実施形態で実施するＦＥタイプの３次元撮影法のパルスシーケンスを示す図。
【図１１】本発明の第７の実施形態で実施する２次元拡散強調撮影法のパルスシーケンスおよび模式的なエコーデータを示す図。
【図１２】２次元拡散強調撮影の場合のナビゲーターエコー法に基づく位相補正処理の概要を説明するフローチャート。
【図１３】本発明の第８の実施形態で実施する３次元拡散強調撮影法のパルスシーケンスおよび模式的なエコーデータを示す図。
【図１４】３次元拡散強調撮影の場合のナビゲーターエコー法に基づく位相補正処理の概要を説明するフローチャート。
【図１５】従来の高速ＳＥ法に係るパルスシーケンスの一例を示す図。
【図１６】従来の高速ＳＥ法を応用したシングルショットのディフュージョン画像用のパルスシーケンスの一例を示す図。
【図１７】ＦＥ法を利用した位相コントラスト法によるフローイメージングのパルスシーケンスを示す図。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ コントローラ
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
Claims (3)
- 時間軸上の最初に位置する前置励起ＲＦパルスおよび前記前置励起ＲＦパルスよりも後に位置する前置反転ＲＦパルスを少なくとも含む第１のパルス列を前置的に被検体に印加する第１の印加手段と、
送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う最初のパルス送信位相よりも９０°ずらして設定された励起ＲＦパルスと送信位相がＣＰＭＧパルス系列に従う２番目以降のパルス送信位相と同じに設定された複数個の反転ＲＦパルスとを含む第２のパルス列を前記第１のパルス列を前置的に印加した後に前記被検体に時系列に印加する第２の印加手段と、
前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間内に及び前記複数個の反転ＲＦパルスのそれぞれの印加後に、一定の時間積分値を有するスポイラーパルスを所望の傾斜磁場方向に発生させて前記被検体に印加する第３の印加手段と、
前記前置励起ＲＦパルスの印加と前記励起ＲＦパルスの印加との間の期間であり、かつ前記前置反転ＲＦパルスの時間軸上前後の位置において組織拡散の程度に応じて、前記複数個の反転ＲＦパルスに応答して発生する複数個のエコー信号の強度を変化させるＭＰＧパルスを所望の傾斜磁場方向にそれぞれ印加する第４の印加手段と、
前記複数個のエコー信号を収集して位相情報に関わるデータ処理を行うデータ処理手段と、を備えたことを特徴とするＭＲ装置。 - 前記複数個のエコー信号の内の少なくとも１個のエコー信号に付与する位相エンコードを零とし且つ残りのエコー信号に付与する位相エンコードをイメージング必要量とする位相エンコード用傾斜磁場を印加する第５の印加手段を備え、
前記データ処理手段は、前記位相エンコードが零のエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータが有する位相情報を演算する手段と、この位相情報から前記被検体の体動に拠る位相シフト量を演算する手段と、前記位相エンコードとしてイメージング必要量を与えるエコー信号に応じたエコーデータを収集して当該エコーデータの位相を前記位相シフト量に基づき補正する手段とを備えた請求項１記載のＭＲ装置。 - 前記エコー信号に対してスライスエンコードを付与するスライス方向の傾斜磁場パルスを印加する第６の印加手段を備えた請求項１記載のＭＲ装置。
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