JP4225620B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents

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）技術に係り、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asymmetricＳＥ法）を用いて血流などの対象の流れを安定して描出するＭＲＩ装置、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ＭＲＩ装置に関する。
【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。
【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 technique : SPEED acquisition using half Fourier RARE, JMRI 8: 505-507, 1998"，“DW Kaandorp, et al., Three-dimensional Flow IndependentAngiography of Aortic Aneurysms using standard Fast Spin Echo, In“Proceedings, ISMRM, 6th Annual Meeting" Chidney, Australia, p792,1998"，“M. Miyazaki et al., Fresh Blood Imaging at 0.5-T: Natural BloodContrast 3D MRA within Single Breathhold, In “Proceedings, ISMRM, 6thAnnual Meeting" Chidney, Australia, p780, 1998"， 及び“Y. Kassai, etal., 3D Half-Fourier RARE with MTC for Cardiac Imaging, In“Proceedings,ISMRM, 6th Annual Meeting" Chidney, Australia, p806, 1998" 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。
【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。
【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。
【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、ＦＳＥ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。
【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。
【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。
【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 Spacing : 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図１（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】
図１（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（dephase）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：ＧＭＮ法）を実施するイメージング法が“RS.Hinks, et al., 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。
【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。
【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。
【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図２下段に示す。
【００１９】
図２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、かが分かる。
【００２０】
図２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。
【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（ｋ−ｓｐａｃｅ）および実空間（Ｒ−ｓｐａｃｅ）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。図３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（図４（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（図４（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（図４（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（図４（ｅ））、以下、同様に繰り返す。この結果、図４（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。
【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。
【００２６】
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ＭＲＩ装置において、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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て前記パルスシーケンスを実行する手段と、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。
【００２７】
例えば、前記パルスシーケンス実行手段は、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、ＭＲ画像生成手段は、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、マルチエコー型のパルスシーケンスは、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。
【００３０】
また、例えば、前記パルスシーケンスにおける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。
【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は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ＭＲＩ装置において、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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前記パルスシーケンスを実行する手段とを備えたことを特徴とする。
【００３４】
さらにまた、本願の第３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、前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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。
【００３５】
例えば、前記パルスシーケンス実行手段における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、前記パルスシーケンス実行手段における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。
【００３６】
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。図６（ｂ）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。図６（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（図６（ａ）および（ｂ）の上段）、信号振動の減少に因り生じていた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（図６（ａ）および（ｂ）の下段）。
【００３７】
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、
【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。
【００３８】
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 Independent phase-Shift Stabilization）法と呼ぶことにする。
【００４０】
【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。
【００４１】
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。
【００４２】
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。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
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、ＲＦ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。
【００４７】
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１２、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。
【００４８】
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。
【００４９】
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１０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。
【００５０】
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１１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。
【００５１】
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。
【００５２】
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、ＥＣＧ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。
【００５３】
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。
【００５４】
実施例１
実施例１は、ＶＩＳＳ法に基づくイメージングをＤＩＥＴ（Dual Interval Echo 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。
【００５５】
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 FatReduction Technique Free from Field Inhomogeneity", 2^nd 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。
【００５６】
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。
【００５７】
図８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。
【００５８】
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。
【００５９】
実施例２
この実施例は、上述したＤＩＥＴ法をベースにしたＶＩＳＳ法に拠るイメージングの変形である。
【００６０】
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。
【００６１】
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。
【００６２】
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。
【００６３】
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。
【００６４】
図９（ｂ）および（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。図９（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。
【００６５】
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。図９（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。
【００６６】
図９（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。
【００６７】
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。
【００６８】
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、
【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。
【００６９】
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条件を満足させ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ｔ０［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。
【００７０】
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。
【００７１】
図１０（ａ）に第１エコーにてφ／２条件を満たす例（ｎ＝１）を、図１０（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。
【００７２】
図１０（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。図１０（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。
【００７３】
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３Ｄスキャンでは無理が生じる。図１０（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。
【００７４】
実施例５
この実施例５は絶対値画像の生成に関する。
【００７５】
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。
【００７６】
この絶対値画像のデータは演算ユニット１０に実行させればよい。
【００７７】
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。
【００７８】
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。
【００７９】
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。
【００８０】
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。
【００８１】
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、
【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、
【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、
【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。
【００８２】
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。
【００８３】
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 MomentNulling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。
【００８４】
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。
【００８５】
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（ＥＣＧ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。
【００８６】
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。
【００８７】
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。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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、
【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。
【００９１】
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。
【００９２】
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。
【００９３】
速度エンコード用の傾斜磁場として、図１１（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。
【００９４】
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、繰り返し位相Ｍ１は、Ｍ１′＝Ｍ１／２）を満たす。
【００９５】
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。
【００９６】
シーケンスＳ１と同様に、シーケンスＳ１，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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【外５】

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。
【００９９】
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。
【０１００】
・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。
【０１０１】
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。
【０１０２】
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。
【外６】

【０１０３】
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。
【０１０４】
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 blood）イメージング法である。
【０１０５】
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ＦＳＥ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。
【０１０６】
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。
【０１０７】
【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。
【０１０８】
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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図７】 本発明の各実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成図。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【符号の説明】
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 (19)

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ＭＲＩ装置において、
   前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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て前記パルスシーケンスを実行する手段と、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したＭＲＩ装置。
2. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
   前記パルスシーケンス実行手段は、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ＭＲＩ装置。
3. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
   前記ＭＲ画像生成手段は、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ＭＲＩ装置。
4. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
   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ＭＲＩ装置。
5. 請求項４に記載のＭＲＩ装置において、
   前記マルチエコー型のパルスシーケンスは、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ＭＲＩ装置。
6. 請求項４に記載のＭＲＩ装置において、
   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ＭＲＩ装置。
7. 請求項６に記載のＭＲＩ装置において、
   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ＭＲＩ装置。
8. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
   前記パルスシーケンスにおける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ＭＲＩ装置。
9. 請求項８に記載のＭＲＩ装置において、
   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ＭＲＩ装置。
10. 請求項６に記載のＭＲＩ装置において、
    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ることを特徴としたＭＲＩ装置。
11. 請求項１０に記載のＭＲＩ装置において、
    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ＭＲＩ装置。
12. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
    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ＭＲＩ装置。
13. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
    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ＭＲＩ装置。
14. 請求項１に記載のＭＲＩ装置において、
    前記パルスシーケンスは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たことを特徴としたＭＲＩ装置。
15. 請求項１４に記載のＭＲＩ装置において、
    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ようにしたことを特徴としたＭＲＩ装置。
16. 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、
    前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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前記パルスシーケンスを実行する手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
17. 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、
    前記マルチエコーの内、第ｎ（ｎ＝２，３，…）エコーまでの零でない（Ｍ′≠０）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、かつ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。
18. 請求項１７記載のＭＲＩ装置において、
    前記パルスシーケンス実行手段における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ＭＲＩ装置。
19. 請求項１８記載のＭＲＩ装置において、
    前記パルスシーケンス実行手段における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ＭＲＩ装置。

Images