(57)【要約】このＭＲＩ装置は、９０°励起パルス２１とそれに続く反転する１８０°高周波磁場パルス２２の複数回の印加により複数のエコー信号を計測する撮像パルスシーケンスを備え、このパルスシーケンスの実行に際し、９０°励起パルス２１印加時点の直前のスライス計測から混入する傾斜磁場誤差成分を常に一定とするプリパルス２５〜２７を、９０°励起パルス２１印加の一定時間前に印加する。これにより直前のスライス計測時に印加された傾斜磁場による変動傾斜磁場誤差成分を無効化し、９０°励起パルス２１印加時点での、残留傾斜磁場成分を常に均一なものとし、それによってその後引き起こされるスピンの位相回転誤差をその後補正によって除去可能な一定の誤差成分とした。従ってＣＰＭＧ法のパルス列を含む撮像法において、撮影条件によって変動する傾斜磁場誤差成分、それによって引き起こされるスピンの位相誤差の影響を排除し、スピンの位相誤差によるアーチファクト抑制した画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供する。
2003037183.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体が置かれる空間に静磁場および傾斜磁場をそれぞれ発生する磁場発生手段と、前記被検体の組織を構成する原子の原子核にスピンを励起する高周波磁場を発生する送信系と、前記高周波磁場によって被検体から発生するエコー信号を検出する受信系と、検出したエコー信号を用いて前記被検体の断層画像を再構成する信号処理系と、前記静磁場発生手段、送信系、受信系および信号処理系を所定のパルスシーケンスに従い制御する制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、第１の高周波磁場パルスとそれに続く反転する第２の高周波磁場パルスの印加により複数のエコー信号を計測するマルチショットパルスシーケンスを備え、前記第１の高周波磁場パルスの印加に先立つ一定時間前のタイミングに傾斜磁場プリパルスを印加する磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記傾斜磁場プリパルスは、前記第１の高周波磁場パルスの印加の一定時刻前に所定量印加し、各ショットにおける前記第１の高周波磁場パルスの印加後の前記傾斜磁場プリパルスによる一定の傾斜磁場誤差成分によるスピンの位相回転量を同一とする請求の範囲第１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記第１の高周波磁場パルスと、前記反転する第２の高周波磁場パルスは、互いに印加軸が回転座標系において直交するように印加されるＣＰＭＧ法パルスシーケンスである請求の範囲第１または第２項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記ＣＰＭＧ法に基づくマルチショットパルスシーケンスはマルチショットスングルスライスのパルスシーケンスである請求の範囲第３項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記ＣＰＭＧ法に基づくマルチショットパルスシーケンスはマルチショットマルチスライスのパルスシーケンスである請求の範囲第３項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記制御手段は前記第１の高周波磁場パルスの印加後前記最初の反転する第２の高周波磁場パルスの印加前に前記所定の傾斜磁場プリパルスによって引き起されるスピンの一定の位相回転誤差を打消す傾斜磁場成分を印加する請求の範囲第１または第２項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記所定の傾斜磁場プリパルスはスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向の少なくとも一方に印加される請求の範囲第６項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記スライス方向の傾斜磁場プリパルスの所定の印加量は前記第１の高周波磁場パルスと同時に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスと同一である請求の範囲第７項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記スライス方向の傾斜磁場プリパルスによって引き起こされるスピンの一定の位相回転誤差を打消す傾斜磁場成分は前記第１の高周波磁場パルスと同時に印加されるスライス選択傾斜磁場パルスの直後に印加されるリフェイズ傾斜磁場パルス中に含まれている請求の範囲第８項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記位相エンコード方向の傾斜磁場プリパルスは印加タイミングが接近したバイポーラ型プリパルスであり、その印加量は引き続く計測の最初の位相エンコード傾斜磁場パルスと同一である請求の範囲第７項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記位相エンコード方向の傾斜磁場プリパルスによって引き起こされるスピンの一定の位相回転誤差を打消す傾斜磁場成分は前記最初の反転する第２の高周波磁場パルスの印加前に印加される位相エンコード方向の位相回転誤差打消傾斜磁場パルスである請求の範囲第１０項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記リードアウト方向の傾斜磁場プリパルスの所定の印加量は前記第１の高周波磁場パルス印加直後に印加されるディフェーズ傾斜磁場パルスと同一である請求の範囲第７項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
前記リードアウト方向の傾斜磁場プリパルスによって引き起こされるスピンの一定の位相回転誤差を打消す傾斜磁場成分は前記ディフェーズ傾斜磁場パルス中に含まれている請求の範囲第１２項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
この発明は核磁気共鳴現象を利用して被検体内の原子核分布やスペクトル情報を画像化する磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に直前のショットあるいはスライス計測のための傾斜磁場印加の影響による渦電流や残留傾斜磁場により発生するアーチファクトの低減を図ったＣＰＭＧ（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）法に基づくマルチショットシングルスライスおよびマルチショットマルチスライス撮像パルスシーケンスを有するＭＲＩ装置の改良に関する。
背景の技術
ＭＲＩ装置は、均一な静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場を印加することによって、被検体の任意の領域に存在する原子核（通常プロトン）に核磁気共鳴を生じさせ、それによって発生する核磁気共鳴信号（エコー信号）からその領域の断層像を得るものである。通常、ＭＲＩ装置では、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内のスピンを励起する励起パルス（高周波パルス）を印加し、これにより励起されたスピンが収束する段階で発生するエコー信号を得る。エコー信号に位置情報を与えるため、励起からエコー信号を得るまでの間に、断層面内で互いに直交する方向に位相エンコード傾斜磁場及びリードアウト（周波数エンコード）傾斜磁場を印加する。こうして取得されたエコーを位相エンコード方向を縦軸、リードアウト方向を横軸とするｋ空間に配置し、このｋ空間に配置されたデータに対して逆フーリエ変換を施すことにより画像が再構成される。
エコー信号を発生させるための高周波パルスと各傾斜磁場は、予め設定されたパルスシーケンスに基づいて印加される。撮像の目的に応じて種々のパルスシーケンスが知られている。その中の高速スピンエコー法は、９０°励起パルスの後に設定したエコー番号の数だけの１８０°反転パルスを印加し、その際、エコー番号ごとに異なる位相エンコード量を与えてエコー信号を収集し、短い繰り返し時間（ＴＲ）で複数のエコー信号を取得する高速撮像法である。
この高速スピンエコー法では、１８０°反転パルスの印加軸を、９０°励起パルスの印加軸と異ならせるＣＰＭＧ法に基づくパルス列を利用することが一般的である。このＣＰＭＧ法は、１８０°パルスの不完全性（核スピンが完全な１８０°にならないこと）を補償できる優れた効果があるが、励起パルスの位相と傾斜磁場を高精度に制御する必要があり、渦電流や磁気ヒステリシスなどによる傾斜磁場の歪、不完全性が発生すると画像にアーチファクトが発生する。この傾向は静磁場発生磁石として永久磁石方式を採用したＭＲＩ装置に多く生じる。なおＣＰＭＧ法のパルス列については、例えば、米国特許４，８１８，９４０を参照されたい。
このことを図５Ａおよび５Ｂにより説明する。図５ＡはＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法によるパルスシーケンスを、図５Ｂはそれによるスピンの挙動を示す図であり、ここでは説明を簡単にするために高周波パルスと周波数エンコード（リードアウト）方向の傾斜磁場のみを示している。図示するように９０°励起パルス５１を印加することによって、ｘ’−ｙ’平面に倒された特定のスピンは傾斜磁場５３によって１から２の位置に回転する。このときの位相回転量をαとする。次に１８０°反転パルス５２によって２から３の位置になり、さらに傾斜磁場５４により３から４の位置に移動する。ここで傾斜磁場５３と傾斜磁場５４は、印加強度×印加時間が１：２の関係にあるので、このときの位相回転量は２αとなる。その後は、次の反転パルス５２および傾斜磁場５４によって５から６の位置というように同様の繰り返しとなるが、最初の１：２の関係が崩れると、エコー信号を複数発生しているうちに、スピンに位相回転誤差が発生するとともに累積し、信号欠損等を生じ、アーチファクトが発生する。
一般に傾斜磁場の歪、不完全性に起因するアーチファクトの抑制方法として、例えば、特開平１１−８９８１７号には、渦電流に起因した傾斜磁場の歪を補正する補正磁場波形を発生させる磁気検出回路を含むディジタル渦電流補正回路を導入することが提案されている。
上述したようなハードの回路の追加による渦電流補正は、変動の少ない渦電流による傾斜磁場歪補正には極めて有効であるが、スライス数や繰り返し時間等の条件が異なるパルスシーケンスの場合の変動する残留磁場については対応することはできない。例えば、図６に示すような、与えられた繰り返し時間ＴＲ内に隣接したまたは非常に接近した複数の（この場合Ｓ１〜Ｓ３の３枚の）スライスの計測を行なうマルチスライス計測では、スライスごとの計測を均等に時間配分することにより撮像を繰り返している。しかし、各スライス間の時間間隔（１のスライスの計測終了から次のスライス計測までの時間）が必ずしも等間隔になるとは限らないため、磁石の導電体部材等に生じる渦電流による一定の時定数をもって減衰してゆく傾斜磁場誤差成分はスライス毎に異なり、この誤差成分は次に計測されるスライスに影響を与えることになるため、スライス毎にスピンは異なる位相誤差の影響を受けることになる、同様に磁気ヒステリシスによる残留傾斜磁場成分も、各スライス間の時間間隔が異なると、異なることになる。従って、その結果生じる各スライス毎に異なるスピンの位相誤差成分は、０次や１次の位相誤差補正では完全に除去することはできない。従って、特にスピンの位相の精度が要求されるＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法を用いたマルチショットマルチスライスにおいて、これら位相誤差に起因するアーチファクトを除去することは困難であった。
そこで本発明の目的は、ＣＰＭＧ法に基づくマルチショットシングルスライスおよびマルチショットマルチスライスのパルスシーケンスによる撮像機能を有するＭＲＩ装置において、直前のショットあるいはスライス計測の際に印加された傾斜磁場による渦電流や残留磁場に起因する各ショットあるいはスライス毎に変動する傾斜磁場誤差成分の次のショットあるいはスライス計測への混入によって生じる各ショットあるいはスライス毎のスピンの位相回転誤差によって引き起こされるアーチファクトを抑制することである。
発明の開示
本発明は、マルチスライス法パルスシーケンスによる撮像機能を有するＭＲＩ装置において、直前に終了したスライス計測から次に計測されるスライス計測に混入する、スライス毎に異なる残留傾斜磁場成分を、各スライス計測の励起パルス（第１の高周波磁場パルス）印加時に同一値とするように、各スライス計測における励起パルスの印加に先立って所定量の傾斜磁場プリパルスを印加するようにしたものである。また、前記傾斜磁場プリパルスの残留成分によって励起された核スピンに生ずる位相回転誤差をキャンセルするために、励起後の第２の高周波磁場パルス印加時までにその傾斜磁場プリパルスの残留成分をキャンセルする傾斜磁場成分を印加するようにしたものである。
このＭＲＩ装置のよれば、傾斜磁場プリパルスを追加することによって、スピン励起のための９０°励起高周波パルス印加の時点で、直前のショットあるいはスライス計測で印加された傾斜磁場の不完全性による誤差成分を実質的に無効化し，傾斜磁場プリパルスによる既知で一定不変の傾斜磁場誤差成分のみが人工的に導入される状態とすることができる。このような変動しない一定の残留傾斜磁場誤差成分によって引き起されるスピンの各ショットあるいはスライスにわたって均一な位相回転誤差成分は、０次或いは１次の補正によって容易に取り除くことができ、アーチファクトの発生を制御することができる。
また、本発明のＭＲＩ装置において、傾斜磁場プリパルスは９０°励起高周波磁場パルスの印加の一定時刻前に印加される。
本発明のＭＲＩ装置は、ＣＰＭＧ法に基づくマルチショットマルチスライス型のパルスシーケンスを備えたＭＲＩ装置に好適である。即ち、本発明の好適な態様において、９０°励起高周波磁場パルスと、反転する１８０°高周波磁場パルスは、互いに印加軸が回転座標系において直行するように印加されるものである。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明の実施形態を説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、主たる構成として、被検体１が置かれる空間に均一な静磁場を発生させる静磁場発生磁石２と、静磁場に磁場勾配を与える傾斜磁場発生系３と、被検体１の組織を構成する原子の原子核（通常、プロトン）に核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する送信系５と、核磁気共鳴によって被検体１から発生するエコー信号を受信する受信系６と、受信系６が受信したエコー信号を処理し、前述した原子核の空間密度やスペクトルを表す画像を作成する信号処理系７と、信号処理系７における各種演算や装置全体の制御を行なうための中央処理装置（ＣＰＵ）８とを備えている。
静磁場発生磁石２は、永久磁石、常電導方式又は超電導方式の磁石からなり、被検体１の周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。傾斜磁場発生系３は、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とからなり、後述のシーケンサ４からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを被検体１に印加する。この傾斜磁場の加え方により、被検体１の撮像対象領域（スライス、スラブ）を設定することができるとともに、エコー信号に、位相エンコード、周波数エンコードなどの位置情報を付与することができる。なお、この三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、ＧｚはＭＲＩ装置の設定断面に応じてスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐおよび周波数エンコード方向傾斜磁場Ｇｆのいづれとも対応させることができる。
送信系５は、シーケンサ４から送り出される高周波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磁場を照射するもので、高周波発振器１１と、変調器１２と、高周波増幅器１３と、送信側の高周波コイル１４ａとからなる。送信系５では、高周波発振器１１から出力された高周波パルスを変調器１２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１３で増幅した後に被検体１に近接して配置された高周波コイル１４ａに供給することにより、高周波磁場（電磁波）を被検体１に照射する。
受信系６は、被検体１から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、受信側の高周波コイル１４ｂと、増幅器１５と、直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とからなる。受信系６では、高周波コイル１４ｂで検出したエコー信号を増幅器１５及び直交位相検波器１６を介してＡ／Ｄ変換器１７に入力して、エコー信号をディジタル信号に変換するとともに、二系列の収集データとして信号処理系７に送る。
信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク及び磁気テープ等の記録装置１８と、ＣＲＴ等のディスプレイ１９とからなり、ＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成演算等の処理を行い、得られた画像をディスプレイ１９に表示する。またＣＰＵ８は、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、シーケンサ４を介して、傾斜磁場発生系３、送信系５および受信系６に送る。シーケンサ４は、撮像法によって決まる所定の制御のタイムチャートであるパルスシーケンスに則って、画像再構成に必要なデータを収集するように傾斜磁場発生系３、送信系５および受信系６を制御する。本発明のＭＲＩ装置では、パルスシーケンスとして、ＣＰＭＧ法によるパルスシーケンス、例えば高速スピンエコー法のパルスシーケンスが含まれている。このようなパルスシーケンスは、プログラムとしてＣＰＵ８内に組み込まれている。
次にこのような構成のＭＲＩ装置が実行するＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法による撮像について説明する。図２は図６に示したマルチショットマルチスライス型高速スピンエコー法による全体パルスシーケンスの中の１つのスライスについてのパルスシーケンスを示す図である。このパルスシーケンスは、従来のＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法によるパルスシーケンスにプリパルスとしての傾斜磁場２５〜２７が追加されており、それ以降のパルス列は、従来のパルスシーケンスとほぼ同様である。
即ち、まずプリパルス２５〜２７を印加してから一定の時間経過後に、所定の断面を選択する最初のスライス選択傾斜磁場２０と同時に９０°励起パルス２１を印加し、その断面内のスピンを励起する。次いで、その後スライス選択傾斜磁場２０と同時に複数の１８０°反転パルス２２を順次に印加し、エコー信号を発生させる。これらエコー信号の発生毎に極性および強度の異なる位相エンコード傾斜磁場２３、２３’を印加し、各エコー信号に異なる位相エンコード量を与えるとともに、周波数方向の傾斜磁場２４を印加してエコー信号を計測する。周波数方向の傾斜磁場に関しては、エコー信号の発生に先立ってディフェイズ傾斜磁場２４’が印加される。また図示するパルスシーケンスは、ＣＰＭＧ法を用いたものであり、９０°励起パルス２１の印加軸ｘ’に対し、１８０°反転パルス２２の印加軸ｙ’は直交し、１８０°反転パルス印加の間隔は、９０°励起パルスと最初の１８０°反転パルスとの間隔のちょうど２倍になるように設定される。このようなＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法のパルスシーケンスを繰り返し時間ＴＲ内に複数スライス分を設定して繰り返し実行し、スライス毎に画像を再構成するのに必要な数のエコー信号を取得する。
パルスシーケンスの９０°励起パルスに先立って印加されるプリパルス傾斜磁場２５〜２７は、９０°励起パルスの印加時に変動しない常に一定の傾斜磁場誤差成分を与えるものである。このようなプリパルスを印加することにより、その直前のスライス計測において生じた渦電流による傾斜磁場の不完全性や磁気ヒステリシスによる残留傾斜磁場によって発生した変動残留磁場誤差成分の影響を取り除き、それにより引き起されるスピンの位相誤差を一定のもの、即ち０次及び１次の補正によってその後除去可能な位相誤差にする。
このことを図３により更に説明する。図３は、傾斜磁場が渦電流による不完全性を持つ場合を示す図である。この時定数を持って減衰する傾斜磁場がスピンに与える位相回転量φは、スライス方向を例にとり説明すると式（１）に示すように、傾斜磁場強度Ｇｓと印加時間ｔに比例する量である。
φ＝∫γＧｓ・Ｓｄｔ＝γＧｓ・Ｓ・ｔ      ・・・（１）
γ：磁気回転比
Ｓ：計測空間の中心からスライスまでの距離
ここでプリパルス傾斜磁場２５の印加から９０°励起パルス２１印加までの時間を各スライスについてのパルスシーケンスで一定とすることにより、プリパルス２５の残留傾斜磁場が９０°励起されたスピンに与える位相回転量φを常に後に０次および１次の補正可能な一定値βにすることができる。このような一定の位相回転量βは、例えば、スライス傾斜磁場の場合、９０°励起パルス直後に印加するリフェイズ傾斜磁場２０’の強度を調節しておくことにより、ＣＰＭＧ効果を保つように補正することができる。
このことは、図４に示すような磁気ヒステリシスにより残留傾斜磁場が発生している場合も同様であり、図中斜線で示す部分の面積の部分が誤差成分である。このような残留傾斜磁場による誤差成分も、プリパルス傾斜磁場の印加から９０°励起パルス印加までの時間を一定にしておくことにより、この誤差成分による位相回転量を一定にすることができ、これも上記と同様な方法により補正により除去できる。
上述のようにプリパルスは、残留傾斜磁場を常に一定にするためのものであるので、その強度は、スポイル傾斜磁場のような強力な傾斜磁場強度は必要とせず、パルスシーケンス内で印加される傾斜磁場と同様の強度、印加時間とすることで十分である。
具体的には、スライス方向については、励起パルスの帯域巾を一定とすると、スライス選択傾斜磁場は、設定スライス厚によってその強度が変化するので、スライス方向の位相誤差成分はスライス厚に反比例の関係となる。従って、プリパルス傾斜磁場２５もスライス厚に反比例して、印加強度を変化させることが好ましい。これによりスライス選択傾斜磁場の印加強度に対して線形な位相誤差成分を発生することができるため、最初のスライス選択傾斜磁場直後のリフェイズ傾斜磁場２０’印加時にその成分を加算あるいは減算することにより容易に補正することができる。
周波数方向についても、ＣＰＭＧ効果を生かすためには同様に、プリパルス２７の印加強度及び印加時間を、ディフェイズ傾斜磁場２４’と同様の印加強度、印加時間とし、９０°励起パルス２１の印加からディフェイズ傾斜磁場２４’印加開始までの間にスピンに印加されたプリパルス２７による残留傾斜磁場によるスピンの位相回転を補正するためディフェイズ傾斜磁場２４’の印加量が調節される。なおディフェイズ傾斜磁場２４’の印加量を調節した場合にはそれ以後に印加されるリードアウト傾斜磁場２４の印加量もそれに応じて変更する必要がある。
位相エンコード方向については、位相回転量の累積を防ぐために、図示するようにタイミング的に接近して印加されるバイポーラ型のプリパルス２６、２６’とすることが好ましい。また位相エンコード方向のプリパルスは、位相エンコード数に依存して強度を変化させることが好ましい。即ち、高速スピンエコー法によるパルスシーケンスでは、繰り返し毎に位相エンコード傾斜磁場２３、２３’の強度が変化する。プリパルス２６、２６’は、この繰り返しの最初に印加される位相エンコード傾斜磁場の印加強度、印加時間と同様にし、また、９０°励起パルス２１の印加後にスピンに印加されるプリパルス２６，２６’による残留傾斜磁場によるスピンの位相回転を補正するため位相回転誤差打消傾斜磁場パルス２６”を印加することによって他の方向の傾斜磁場と同様に補正することができ、ＣＰＭＧ効果が保たれる。
このようにプリパルスを印加したパルスシーケンスを繰り返すことにより収集したエコー信号を用いて画像再構成することは従来のＭＲＩ装置と同様である。こうして得られた画像は、傾斜磁場の不完全性に起因するアーチファクトが抑制された画像となる。
以上、本発明の一実施形態を図２を参照して説明したが、本発明は上記実施形態に限定されることなく種々の変更が可能である。例えば、図２ではスライス方向、位相エンコード方向及び周波数方向の三方向についてそれぞれプリパルス２５〜２７を印加した場合を示したが、これらは少なくともは一方向について行えば効果がもたらされる。
また、図２では、ｋ空間の計測順序としてシーケンシャルオーダリングの場合を示しているが、計測順序は任意のものとすることができる。
さらに図２ではＣＰＭＧ法に基づくパルスシーケンスとして高速スピンエコー法による撮像法を示したが、本発明は９０°励起パルスと複数の１８０°反転パルスのシーケンスを複数回繰り返して１回のＴＲで複数のエコーを計測する撮像法であれば適用することができ、例えば１８０°反転パルス印加後に、周波数方向の傾斜磁場の反転を繰り返し複数のエコー信号を計測するグラジエントエコーアンドスピンエコー撮像法（ＧＲＡＳＥ）にも適用することが可能である。即ち上記実施の形態においては、マルチショットマルチスライス撮像法を例に挙げて説明したが、本発明のコンセプトはＴＲを短縮したマルチショットシングルスライス撮像法においても有効であることは容易に理解され得るであろう。
本発明によれば、位相及び傾斜磁場の高精度の制御が要求されるＣＰＭＧ法によるマルチスライス撮像において、設定ＴＲやマルチスライス数などにより変動する傾斜磁場誤差成分およびそれによるスピンの位相誤差が与える影響を低減し、位相誤差によるアーチファクトを効果的に抑制することができる。
産業上の利用可能性
以上説明したように、本発明にかかるＣＰＭＧ法に基づく高速高画質が要求されるマルチショットシングルスライスおよびマルチショットマルチスライスパルスシーケンスを有するＭＲＩ装置は、医療用画像診断装置として有用である。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明を適用したＭＲＩ装置の全体概要を示す図。
図２は本発明のＭＲＩ装置に備えられたＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法による撮像シーケンスを示す図。
図３は渦電流による傾斜磁場の不完全性を説明する図。
図４は磁気ヒステリシスによる残留傾斜磁場を説明する図。
図５Ａは従来のＣＰＭＧ法に基づく高速スピンエコー法を説明する図。
図５Ｂは図５Ａのシーケンスによるスピンの挙動を説明する図。
図６はマルチスライス撮像における傾斜磁場誤差成分の変動を説明する図。
【図１】
2003037183.tif 000003
【図２】
2003037183.tif 000004
【図３】
2003037183.tif 000005
【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図６】
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【国際調査報告】
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2003037183.tif 000011
2003037183.tif 000012
2003037183.tif 000013