(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴（ＭＲ）イメージングのためのパルスシーケンスに組み込まれる傾斜磁場パルスを設定する方法において、
前記傾斜磁場パルスとして時間的に前後して極性反転するように与えられた１番目から複数番目までの３つ以上の台形波パルスのうちの、第１番目の台形波パルスの振幅ｇ，パルス幅ｔ，及び極性反転側のパルス傾斜度ｋまたは立ち上がり時間を初期値として与え、この第１番目から複数番目の台形波パルスまでのそれぞれのパルス期間ｂ１・ｔ，ｂ２・ｔ，…を決める複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…に初期値を与え、かつ第２番目以降の台形波パルスの振幅ａ１・ｇ，ａ２・ｇ，…を決める傾斜磁場強度係数ａ１，ａ２，…を未知とするステップと、
ＭＲ信号Ｓ（ｔ）の位相項φ（ｔ）の少なくとも静止している原子核スピンによる位相項φ0（ｔ）、速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ1（ｔ）、及び加速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ2（ｔ）の各値を前記傾斜磁場パルスの使用目的に応じた所望値に制御又は補償するように上記位相項φ（ｔ）に関係する式を解析的に解くステップと、
この解析結果を満足させる前記複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…の組み合わせの中で最終番目の前記台形波パルスまでのパルス期間を規定する前記パルス幅係数が最小となるものを選択するステップと、
を備えた傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項２】
前記傾斜磁場パルスは、速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ1（ｔ）以外の位相項を補償するフローエンコードパルスである請求項１記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項３】
前記フローエンコードパルスは前記台形波パルスの数が３つである３次のフローエンコードパルスであって、前記選択ステップで選択する前記パルス幅係数は第３番目の台形波パルスに対するパルス幅係数ｂ２である請求請２記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項４】
前記フローエンコードパルスは前記台形波パルスの数が４つである４次のフローエンコードパルスであって、前記選択ステップで選択する前記パルス幅係数は第４番目の台形波パルスに対するパルス幅係数ｂ３である請求請２記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項５】
前記傾斜磁場パルスは、静止している原子核スピンによる位相項φ0（ｔ）以外の位相項を補償するグラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用パルスである請求項１記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項６】
前記グラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用パルスは前記台形波パルスの数が３つである３次のフローエンコードパルスであって、前記選択ステップで選択する前記パルス幅係数は第３番目の台形波パルスに対するパルス幅係数ｂ２である請求請５記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項７】
前記グラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用パルスは前記台形波パルスの数が４つである４次のフローエンコードパルスであって、前記選択ステップで選択する前記パルス幅係数は第４番目の台形波パルスに対するパルス幅係数ｂ３である請求請５記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項８】
前記フローエンコードパルス及びグラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用パルスはスライス方向、位相エンコード方向、又はリード方向における磁場による空間位置情報の印加に適用した請求請２又は５記載の傾斜磁場パルスの設定方法。
【請求項９】
傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを用いて被検体の磁気共鳴（ＭＲ）イメージングを行う磁気共鳴イメージング装置において、
前記傾斜磁場パルスに、
時間的に前後して極性反転するように与えられた１番目から複数番目までの３つ以上の台形波パルスのうちの、第１番目の台形波パルスの振幅ｇ，パルス幅ｔ，及び極性反転側のパルス傾斜度ｋまたは立ち上がり時間を初期値として与え、この第１番目から複数番目の台形波パルスまでのそれぞれのパルス期間ｂ１・ｔ，ｂ２・ｔ，…を決める複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…に初期値を与え、かつ第２番目以降の台形波パルスの振幅ａ１・ｇ，ａ２・ｇ，…を決める傾斜磁場強度係数ａ１，ａ２，…を未知とし、
ＭＲ信号Ｓ（ｔ）の位相項φ（ｔ）の少なくとも静止している原子核スピンによる位相項φ0（ｔ）、速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ1（ｔ）、及び加速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ2（ｔ）の各値を前記傾斜磁場パルスの使用目的に応じた所望値に制御又は補償するように上記位相項φ（ｔ）に関係する式を解析的に解き、
この解析結果を満足させる前記複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…の組み合わせの中で最終番目の台形波パルスまでのパルス期間を規定する前記パルス幅係数が最小となるものを選択する、ことにより設定したパルスを用いるように構成したことを特徴とした磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は被検体の原子核スピンの磁気共鳴（ＭＲ）現象を利用した磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、特に、グラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用およびフローエンコード用の傾斜磁場パルスの設定方法および磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年の医用分野における磁気共鳴イメージングでは、被検体が置かれる３次元空間の位置情報をＭＲ信号に付加するために、その３次元空間に設定されたスライス方向、位相エンコード方向、及び読出し方向に傾斜磁場パルスを印加するパルスシーケンスが多用されている。
【０００３】
被検体の画像化しようとする領域に血流など動く物質が在る場合、傾斜磁場中を原子核スピンが移動することに因る動きの効果が生じる。この動きの効果は通常のＭＲＩ像においては画像上にアーチファクトを生じさせる一因になる。このアーチファクトの少ないＭＲＩ像を得たいとする要請から、傾斜磁場パルスは、グラジェント・モーメント・ナリング（Gradient Moment Nulling：ＧＭＮ）法（例えば、Pradip M. Pattany et al., "Motion Artifact Suppression Tech-nique(MAST) for MR Imaging", Journal of Computer Assisted Tomography, 11(3):369-377, May/June 1987）を実施できるパルスであることが望ましい。
【０００４】
このＧＭＮ法を実施するための傾斜磁場パルスは原子核スピンの０次（位置）モーメントを制御するとともに、１次以上の運動モーメントによる位相項を零に補償しようとするものである。
【０００５】
一方、磁気共鳴イメージングにおける血流などのフローイメージングは、上記動きの効果を利用するものである。ＭＲＩにおけるフローイメージングの画像化法には大きく分けて、縦磁化の振幅によるもの（振幅法、あるいはtime-of-flight法）と、横磁化の位相によるもの（位相法）の２種類がある。それぞれ長所短所はあるが、特に、頭蓋内血管のような内径１mm以下の細かい血管の造影には位相法が適している。
【０００６】
位相法は、静止スピンによる位相シフトと運動スピンによる位相シフトの差が傾斜磁場中で有意となる現象を利用したもので、その位相シフト差が一般に運動スピンのモーメント（例えば、速度）に比例するので、定量性も兼備えている。この位相法では、本来、振幅情報は無関係であるが、位相の計算精度を上げるには信号のＳ／Ｎ比向上が不可欠なので、エコー時間ＴＥをできるだけ短くしてＳ／Ｎ比を上げる必要がある。
【０００７】
この位相法を実施するには、傾斜磁場パルスの使用上の一態様を成すフローエンコードパルスを用いる。フローエンコードパルスは原子核スピンの特定の運動モーメント（例えば速度）による位相項のみを制御し、それ以外の位相項は補償する（零にする）ことで血流イメージングを行おうとするものである。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
血流が血管狭窄部や血管分岐部などの断面積が変わる部位を通って流れる場合、それらの部位では流れの方向や流速が複雑に変化するので、観測される位相シフト量には、１次モーメントである速度の位相項だけでなく、高次のモーメント（加速度項以上）が加算されることになる。このため、グラジェンド・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）法を精度良く実施したり、血流速度を高精度に測定したりするには、その高次モーメントによる位相項を補償する必要があり、そのためには、高次の傾斜磁場パルスを用いなくてはならない。高次の傾斜磁場パルスを用いるということは、ＧＭＮ用のパルスやフローエンコードパルスの極性反転数がより増えて、全体のパルス長が時間方向により伸びるので、必然的にＴＥも長くなり、ＭＲ信号の振幅値が下がることに因り、Ｓ／Ｎ比の向上にも限界があった。つまり、位相の計算精度にも限界があり、画質や流速測定の精度が思うように上がらず、信頼性にも不満が残っていた。
【０００９】
そこで、本発明の目的は、ＧＭＮ用やフローエンコード用の傾斜磁場パルスを使用する場合、高次の運動モーメントによる位相項を補償でき、且つ、エコー時間ＴＥを最短化できる傾斜磁場パルスの解析的な設定方法および磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、この発明の傾斜磁場パルスの設定方法は、磁気共鳴（ＭＲ）イメージングのためのパルスシーケンスに組み込まれる傾斜磁場パルスとして時間的に前後して極性反転するように与えられた１番目から複数番目までの３つ以上の台形波パルスのうちの、第１番目の台形波パルスの振幅ｇ，パルス幅ｔ，及び極性反転側のパルス傾斜度ｋまたは立ち上がり時間を初期値として与え、この第１番目から複数番目の台形波パルスまでのそれぞれのパルス期間ｂ１・ｔ，ｂ２・ｔ，…を決める複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…に初期値を与え、かつ第２番目以降の台形波パルスの振幅ａ１・ｇ，ａ２・ｇ，…を決める傾斜磁場強度係数ａ１，ａ２，…を未知とするステップと、ＭＲ信号Ｓ（ｔ）の位相項φ（ｔ）の少なくとも静止している原子核スピンによる位相項φ0（ｔ）、速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ1（ｔ）、及び加速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ2（ｔ）の各値を前記傾斜磁場パルスの使用目的に応じた所望値に制御又は補償するように上記位相項φ（ｔ）に関係する式を解析的に解くステップと、この解析結果を満足させる前記複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…の組み合わせの中で最終番目の前記台形波パルスまでのパルス期間を規定する前記パルス幅係数が最小となるものを選択するステップと、を備えたものである。
【００１１】
また、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、上述の如く設定した傾斜磁場パルスをパルスシーケンスに組み込んでイメージングを行なう構成を有する。
【００１２】
【発明の実施の形態】
最初に、本発明に係るＧＭＮ用およびフローエンコード用の傾斜磁場パルスの解析的な設定方法を基本概念、４次傾斜磁場パルス、および解法例の順に説明する。なお、この設定方法では血流イメージングのためのフローエンコード用傾斜磁場パルス（フローエンコードパルス）について例示するが、通常のＭＲＩ像を得るときのＧＭＮ用傾斜磁場パルスについても、制御および補償する位相項のモーメント次数が異なってくるだけであって、同様に解析的に設定できるものである。
【００１３】
［１］基本概念
一般に、ｔを時間、ｒをスピンの位置ベクトルと置いた時、ＭＲ信号Ｓ（ｔ）は次のように平衡磁化ベクトルＭｏ（ｒ）、位相項φ（ｔ）、およびスピン−スピン緩和時間Ｔ２で決まる減衰項の積の体積積分として表わせる。なお、以下の説明では、各積分範囲のｔはエコー時間ＴＥと置くこととする。
【００１４】
【数１】
0003569066.tif 000002
【００１５】
さらに、位相項φ（ｔ）は傾斜磁場パルスの時間関数ベクトルである傾斜磁場Ｇ（ｔ）とｒとの内積の時間積分として次のように表わせる。
【００１６】
【数２】
0003569066.tif 000003
【００１７】
以下の解析の簡単化のため、ｘ方向成分のみを考えれば、位相項φｘ（ｔ）は
【数３】
0003569066.tif 000004
となる。ｘ（ｔ）を次のようにテーラー展開すると、
【数４】
0003569066.tif 000005
【００１８】
したがって、式（３）は次式のように表わせる。
【００１９】
【数５】
0003569066.tif 000006
【００２０】
位相法の基本アイデアであるMoran等によるフローエンコードパルスは静止スピンの位相シフト量φ0(t)を０にして（補償して）、φ１(t)以降の位相シフト情報により動きのある血流のみを抽出したもので、一般にバイポーラ・グラジェント・パルス：Bipolar Gradient Pulse（以下、ＢＧＰと記す）と呼ばれている（図１（ａ）参照）。この手法は後にDumoulin等により種々のアプリケーションに展開されている。
【００２１】
さて、ここで血流速度の定量性を考える上で問題となるのは、血管狭窄部や血管分岐部のように血流の加速度成分以上のモーメントが無視できない領域の場合である。この領域におけるＢＧＰは、φ２(t)，φ３(t)が観測されるべき速度位相シフトφ１(t)に加算されるため、定量性を失ってしまうことである。また、ＭＲＡ（ＭＲアンギオグラフィ）においても、上記の場合、φｘ(t)のコヒーレンス性が無くなるとも解釈できる。これは、いわゆるflow void現象の原因ともなる。
【００２２】
したがって、図１（ｂ），（ｃ）のような３次（triple）、４次（quadruple）の傾斜磁場パルスを用いてφ２(t)，φ３(t)を補償する必要がある。それぞれのパルスをスピンの位相の制御といった観点から考えると、以下のようにまとめることができる。
【００２３】
（１）bipolarの場合：φ０(t)，φ１(t)の値を制御できるが、φ１(t)は補償できない。
（２）tripleの場合：φ０(t)，φ１(t)，φ２(t)の値を制御できるが、φ２(t)は補償できない。
（３）quadrupleの場合：φ０(t)，φ１(t)，φ２(t)，φ３(t)の値を制御できるが、φ３(t)は補償できない。
【００２４】
図１から容易に分るように、エコー時間ＴＥは高次のパルスほど大きくなるので、式（１）から信号Ｓ（ＴＥ）の強度が小さくなりＳ／Ｎ比が低下してしまう。したがって、いずれの場合も、傾斜磁場システムの電気的特性（傾斜磁場強度、パルスの立上がり時間）の範囲内で、ＴＥの最小化が要求される。そこで、次に４次の台形傾斜磁場パルスにおけるパラメータ設定と解析手法について詳述する。
【００２５】
［２］４次傾斜磁場パルス図２，３にスライス傾斜磁場と読出し傾斜磁場方向での３種類のフローエンコードパルスを示す。図１と異なり、実際の傾斜磁場パルスでは傾斜磁場システムの電気的特性から、有限のパルス立ち上がり時間が存在するので、図のように傾斜磁場パルスの形状は台形となる。図の斜線部分、すなわち図２では選択励起パルスの後半部分以降、図３では傾斜磁場パルスのエコー信号までの前半部分がフローエンコードに寄与する。このようにフローエンコード用傾斜磁場パルスと、選択励起パルス、又は読み出し傾斜磁場パルスを重ねることによりＴＥを短くすることができる。但し、この部分である量の位相シフトが生じるので、実際のパルス設定では、その位相シフトが実効的に０となるように図の破線の位置を調整する。
【００２６】
Bipolar（２次）及びTriple（３次）は、Quadruple（４次）の場合の特殊ケースと考えることができるので、以下では４次の傾斜磁場パルスについてのみ説明を行う。
【００２７】
図４に設計に用いるパラメータを示す（図４はスライス方向の場合だが、読み出し方向では左右逆になるだけであるので、以下の解析がそのまま利用できる）。与えられる条件と設計パラメータは次のようになる（図４参照）。
【００２８】
【外１】
0003569066.tif 000007
【００２９】
さて、フローエンコードを行なうためには速度モーメントのみの位相シフト量φ1を制御し、他のモーメントによる位相を補償しなくてはならない。そのためには、上記のパラメータを用いて式（５）の積分計算を行い、運動スピンの各モーメントに対応する位相シフトφ０，φ１，φ２を求めて、次の連立方程式を解くことが第１の問題となる。
【００３０】
【数６】
0003569066.tif 000008
【００３１】
位相法では本来、振幅情報は関係しないが、位相計算の精度について信号のＳ／Ｎが問題となるので、ＴＥを最小化しなくてはならない。したがって、図４から明らかなように、上式を満たすｂ３の中で、最小のｂ３を見出すことが第２の問題となる。
【００３２】
以上の２つの問題を解くに当たっては、傾斜磁場コイル・アンプ系の電気的性による条件と画像撮影設定による条件が前記「条件」に付加される。次に上記の解法例を述べる。
【００３３】
［３］解法例図５のようにパラメータを定める。位相計算の際の積分は台形傾斜磁場パルスの基本関数（図６）である。
【００３４】
【数７】
0003569066.tif 000009
【００３５】
を用いて、第１、および第２以降の台形部分の積分関数を各々part(t,p,t1,t2,t3,g)，trapint(t,p,t0,t1,t2,t3,g)として以下のように定義する。
【００３６】
【数８】
0003569066.tif 000010
【００３７】
【数９】
0003569066.tif 000011
【００３８】
この２つの関数により位相φｎ（ｎ＝０，１，２：モーメント数）は
【数１０】
0003569066.tif 000012
と計算できる。与えられた初期条件ｔをパルスの立ち上がり時間ｇｋの倍数としてｕ・ｇｋと置換える。図４、図５から上記のパラメータは以下のように置き換えられる。
【００３９】
【数１１】
0003569066.tif 000013
【数１２】
0003569066.tif 000014
【００４０】
式（１０）の積分計算、式（１２）の置換によりφ０，φ１，φ２はそれぞれ以下のように整理できる。
【００４１】
【数１３】
0003569066.tif 000015
【数１４】
0003569066.tif 000016
【数１５】
0003569066.tif 000017
【００４２】
式（１３），（１４），（１５）について式（６）の連立方程式を解く場合、パルス幅係数ｂ１，ｂ２，ｂ３が与えられたとして、傾斜磁場強度係数ａ１，ａ２，ａ３を未知数と考える。その解を以下に示す。
【００４３】
【数１６】
0003569066.tif 000018
ここで、
【数１７】
0003569066.tif 000019
【数１８】
0003569066.tif 000020
ここで、
【数１９】
0003569066.tif 000021
【数２０】
0003569066.tif 000022
ここで、
【数２１】
0003569066.tif 000023
【数２２】
0003569066.tif 000024
【数２３】
0003569066.tif 000025
【００４４】
前ページの各パラメータに対する条件は、数式上は図５および式（１２）より以下の通りとなる。
【００４５】
【数２４】
0003569066.tif 000026
【００４６】
さらに、傾斜磁場システム固有の制限値から以下の制限条件が加わる。
【００４７】
【数２５】
0003569066.tif 000027
【数２６】
0003569066.tif 000028
【００４８】
【数２７】
0003569066.tif 000029
ここで、Ｍａｘ《list》はlist中の最大値を示す。
【００４９】
実際の計算ではｂ１，ｂ２，ｂ３を（２４）式の条件を利用して次のように置き換え、
【数２８】
0003569066.tif 000030
【００５０】
係数Δｂ１，Δｂ２，Δｂ３の組合せに対して前記の条件を満たすａ１，ａ２，ａ３を求める。次に、それらの組合せの中で、Δｂ１＋Δｂ２＋Δｂ３が最小となる１つの組合せを探索する手順をとる。
【００５１】
３次および２次のフローエンコードパルスは、図４において、それぞれ（ａ３＝０），（ａ３＝０とａ２＝０）の４次のフローエンコードパルスの特殊ケースと考えられるので、上記手法は、３次および２次のフローエンコードパルスにも、そのまま適用できる。
【００５２】
次いで、本発明の一つの実施形態を図面を参照して説明する。
【００５３】
この実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置の概略構成を図７に示す。この磁気共鳴イメージング装置は、静磁場発生用の磁石部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場部と、ＭＲ信号受信用の送受信部と、システム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。
【００５４】
磁石部は、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のＺ軸方向に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部には、一次のシミング用のシムコイル１４が設けられ、このシムコイル１４に供給する電流を調整することで、シミングが行えるようになっている。
【００５５】
傾斜磁場部は、磁石１に組み込まれたＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の３組の傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚと、この傾斜磁場コイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４と、この電源４を制御するためのシーケンサ５内の傾斜磁場シーケンサ５ａとを備える。この傾斜磁場シーケンサ５ａはコンピュータを備え、装置全体のコントローラ６（コンピュータを搭載）からＧＭＮ法やフローエンコードを実施するＦＥ法、ＳＥ法などに係る収集パルスシーケンスを指令する信号を受ける。これにより、傾斜磁場シーケンサ５ａは、指令されたパルスシーケンスにしたがってＸ、Ｙ、Ｚ軸方向の各傾斜磁場の印加及びその強度を制御し、それらの傾斜磁場が静磁場Ｈ０に重畳可能になっている。この実施形態では、互いに直交する３軸の内のＺ軸方向の傾斜磁場をスライス用傾斜磁場Ｇｓとし、Ｘ軸方向のそれを読出し用傾斜磁場Ｇｒとし、さらにＹ軸方向のそれを位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅとする。
【００５６】
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高周波コイル７と、このコイル７に接続された送信機８Ｔ及び受信機８Ｒと、この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒの動作を制御するためのシ−ケンサ５内のＲＦシーケンサ５ｂ（コンピュータを搭載）とを備える。この送信機８Ｔ及び受信機８Ｒは、ＲＦシーケンサ５ｂの制御のもと、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのプリパルスやラーモア周波数のＲＦ電流パルスを高周波コイル７に供給する一方、高周波コイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）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。
【００５７】
さらに、制御・演算部は、上述したコントローラ６のほか、受信機８Ｒで形成されたＭＲ信号のデジタルデータを入力し、画像データを演算する演算ユニット１０と、演算した画像データを保管する記憶ユニット１１と、画像を表示する表示器１２と、入力器１３とを備えている。演算ユニット１０は、具体的には、メモリ空間であるフーリエ空間への実測データの配置、画像再構成のためのフーリエ変換などの処理を行う。コントローラ６は傾斜磁場シーケンサ５ａ及びＲＦシーケンサ５ｂの同期をとりながら、両者の動作内容及び動作タイミングを制御する。
【００５８】
上述のシーケンサ５から指令される４次のフローエンコードパルスを読出し傾斜磁場パルスＧｒに適用した場合のパルスシーケンス（ＦＥ法）を図８に示し、そのときの位相ダイヤグラムを図９に示す。図８に示すように、ＲＦ信号とともにスライス用傾斜磁場パルスＧｓが被検体に印加された後、位相エンコード用傾斜磁場パルスＧｅが印加される。この位相エンコード用傾斜磁場パルスＧｅと並行して読出し用傾斜磁場パルスＧｒの印加が開始される。
【００５９】
読出し用傾斜磁場パルスＧｒは４次のフローエンコードパルスＧｆｅを最初に含んでいる。このフローエンコードパルスＧｆｅは最初、正極性側から立ち上がり、その後、負、正、負と３度極性反転する４つの台形波パルス１〜４から成る。前述したパルス設定方法にしたがって、４つの台形波パルス１〜４の面積比は原子核スピンの０次（静止）の運動モーメント及び２次（加速度）の運動モーメントに拠る位相を補償し（０にし）、且つ１次（速度）の運動モーメントに拠る位相が血流をエンコードできるように傾斜磁場強度、面積比などが設定されるとともに、４つの台形波パルス１〜４の時間幅「ｂ３×ｔ」を決めるパルス幅係数ｂ３が最小となるように設定されている。
【００６０】
このため、４つの台形波パルス１〜４によって被検体内の血流の原子核スピンは、図９の位相ダイヤグラムに示す如く順次エンコードされ、４つ目の台形波パルス４の印加後は、１次（速度）の運動モーメントに拠る位相φ１が流れに応じた制御値Ｐ１を採り、それ以外のモーメントに拠る位相φ０、φ２＝０となる。このため、血流をその速度にしたがってフローエンコードできる。
【００６１】
フローエンコードパルスＧｆｅによるフローエンコードの後、読出し用のパルスＧｒ′が加わり、そのパルスＧｒ′の途中のエコーピーク時に位相が揃ってＦＥ法に係るエコー信号が収集される。このエコー信号は、高周波コイル７、受信機８Ｒを介してデジタル量の信号として演算ユニット１０に送られ、フーリエ変換法にしたがって画像再構成される。
【００６２】
このため、血管に分岐部、狭窄部などが在って、原子核スピンの２次モーメント以上の運動成分を無視できない血流においても、２次モーメントの高次のモーメントによる位相項を補償できるとともに、４次のフローエンコードパルスは最短時間で終わる。このため、エコー時間ＴＥ自体も与えられた撮影条件下で最短になることから、収集するエコー信号の振幅が、１次モーメントのみを補償する場合に比べてもそれほど低下せず、高い値に維持できる。この結果、速度成分に対するアーチファクトを減らす一方で、Ｓ／Ｎ比が改善し、位相の演算精度が上がって、血流速度の測定精度、信頼性を向上させることができる。
【００６３】
なお、本発明者の評価によれば、前述した解析的なフローエンコードパルス（傾斜磁場パルス）の最適設定によって、エコー時間ＴＥは従来の最適設定をしない場合に比べて約半分程度になることが分かっている。
【００６４】
本発明に係る別の実施形態として、本発明の傾斜磁場パルスを４次のグラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）用パルスとして読出し方向に適用したパルスシーケンス（ＦＥ法）の例を図１０に示す。このＧＭＮ用パルスにも前述した解析的な設定法を適用することで、静止スピン以外の、１次モーメント以降の位相を補償できる一方で、やはりエコー時間ＴＥを最短化させることができる。したがって、画像上のアーチファクトを減らすことができ、かつＳ／Ｎ比を上げて画質を向上させることができる。
【００６５】
本発明に係るさらに別の実施形態として、図１１には３次のフローエンコードパルスを読出し方向にて実施した場合のパルスシーケンス（ＦＥ法）を、図１２には３次のＧＭＮ用パルスを読出し方向にて実施した場合のパルスシーケンス（ＦＥ法）をそれぞれ示す。これらの３次のフローエンコードパルス及びＧＭＮ用パルスも前述した方法により解析的に設定しておくことで、それらのパルス本来の位相制御・補償機能を果たすと同時に、エコー時間ＴＥを最短化でき、前述のＳ／Ｎ比向上に伴う効果を得ることができ、また撮影時間も減少させることできる。
【００６６】
なお、本発明に係る位相制御・補償用のＧＭＮ用パルス、フローエンコードパルスは共に、上述した読出し方向の磁場に適用する場合のほか、スライス方向、位相エンコード方向の傾斜磁場にも同様に適用することができる。
【００６７】
また、上記実施形態はパルス傾斜度ｋが一定の場合であるが、パルスの立ち上がり時間が一定の場合も、同様に適用することができる。
【００６８】
また、本発明を実施可能な磁気共鳴イメージング装置で用いるパルスシーケンスは前述したＦＥ法に限定されず、ＳＥ法であってもよい。
【００６９】
さらに、以上の傾斜磁場パルスの解折的な設定は、磁気共鳴イメージング装置とは別体のコンピュータを用いて行ってもよいし、磁気共鳴イメージング装置のコントローラ部分を使って設定してもよい。
【００７０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る傾斜磁場パルスの設定方法及び磁気共鳴イメージング装置によれば、グラジェント・モーメント・ナリング（ＧＭＮ）法又はフローエンコード法に適用する傾斜磁場パルスとして時間的に前後して極性反転するように与えられた１番目から複数番目までの３つ以上の台形波パルスのうちの、第１番目の台形波パルスの振幅ｇ，パルス幅ｔ，及び極性反転側のパルス傾斜度ｋまたは立ち上がり時間を初期値として与え、この第１番目から複数番目の台形波パルスまでのそれぞれのパルス期間ｂ１・ｔ，ｂ２・ｔ，…を決める複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…に初期値を与え、かつ第２番目以降の台形波パルスの振幅ａ１・ｇ，ａ２・ｇ，…を決める傾斜磁場強度係数ａ１，ａ２，…を未知とし、ＭＲ信号Ｓ（ｔ）の位相項φ（ｔ）の少なくとも静止している原子核スピンによる位相項φ0（ｔ）、速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ1（ｔ）、及び加速度モーメントを有する原子核スピンによる位相項φ2（ｔ）の各値を前記傾斜磁場パルスの使用目的に応じた所望値に制御又は補償するように上記位相項φ（ｔ）に関係する式を解析的に解き、この解析結果を満足させる前記複数のパルス幅係数ｂ１，ｂ２，…の組み合わせの中で最終番目の台形波パルスまでのパルス期間を規定する前記パルス幅係数が最小となるものを選択するようにしたため、グラジェント・モーメント・ナリング時やフローエンコード時に、原子核スピンの高次の運動モーメントに対する位相補償を行うことができるとともに、エコー時間を最短化でき、エコー信号の振幅低下を抑えてＳ／Ｎ比を従来よりも向上させ、ＭＲ画像の画質向上、及び、測定精度の高いフローイメージング、流速測定を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】２次、３次、及び４次の傾斜磁場パルスを説明する波形図。
【図２】２次、３次、及び４次のフローエンコードパルスをスライス方向に適用したときの波形図。
【図３】２次、３次、及び４次のフローエンコードパルスを読出し方向に適用したときの波形図。
【図４】４次の傾斜磁場パルスを設計するときの波形全体を規制するパラメータを説明する図。
【図５】４次の傾斜磁場パルスを設計するときの傾斜磁場強度係数を時間変化とともに説明する図。
【図６】傾斜磁場パルスを設計するときの基本関数を説明する図。
【図７】本発明の一実施形態に係るイメージング方法を実施する磁気共鳴イメージング装置の全体ブロック図。
【図８】同実施形態に係るパルスシーケンスの一例を示す波形図。
【図９】各次数のモーメントの位相の変化を示す位相ダイヤグラム。
【図１０】パルスシーケンスのほかの例を示す波形図。
【図１１】パルスシーケンスのさらにほかの例を示す波形図。
【図１２】パルスシーケンスのさらにほかの例を示す波形図。
【符号の説明】
１  磁石
２  静磁場電源
３ｘ…３ｚ  傾斜磁場コイル
４  傾斜磁場電源
５  シーケンサ
６  コントローラ
７  高周波コイル
８Ｔ  送信機
８Ｒ  受信機
１０  演算ユニット
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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