(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場を発生する手段と，互いに直交する３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段，及び前記生体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号から前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる高周波バーストパルスと，前記３方向のうちの１つの方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加することの制御を行ない，前記検査対象の核磁化を前記１つの方向で変調することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記検査対象の核磁化は矩形周期波により変調することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
静磁場を発生する手段と，互いに直交する第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段，及び前記生体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号から前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，前記第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向で変調すること，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと，前記第２の方向の傾斜磁場とを印加することの制御を行ない，前記検査対象の核磁化を前記第２の方向で変調することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項４】
請求項３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記検査対象の核磁化は矩形周期波により変調することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項５】
静磁場を発生する手段と，互いに直交する第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段及び前記生体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号から前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され，振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，前記第１の方向又は前記第２の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向又は前記第２の方向で変調すること，（３）（２）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され，振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を励起すること，（４）前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加すること，（５）前記第２の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測すること，（６）（４）から（５）を複数回繰り返すこと，及び，（７）（１）から（６）を複数回繰り返すことの制御を行なうことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項６】
請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記周期的な生体信号が，呼吸又は心拍に基づく生体信号であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項７】
請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記所定の待ち時間を一定として（７）を実行することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項８】
請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，（７）に於ける（１）から（６）の繰り返し毎に前記所定の待ち時間を変化させることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項９】
請求項５に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記検査対象の核磁化が矩形周期波により変調されることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１０】
請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素のサイズよりも大きいことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１１】
請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素のサイズの整数倍であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１２】
請求項９に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波のエッジが前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素間の境界線に一致することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１３】
静磁場を発生する手段と，互いに直交する第１，第２，及び第３方向の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段と，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と，前記検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出手段と，前記傾斜磁場発生手段，前記高周波磁場発生手段，前記信号検出手段，及び前記生体信号検出手段を制御する制御手段とを有し，前記制御手段は，（１）前記生体信号を検出し，前記生体信号から前記核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成すること，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，前記第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向で変調すること，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと，前記第２の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を前記第２の方向で変調すること，（４）（３）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第３の高周波バーストパルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を励起すること，（５）前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加すること，（６）前記第２の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測すること，（７）（５）から（６）を複数回繰り返すこと，及び，（８）（１）から（７）を複数回繰り返すことの制御を行なうこと特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１４】
請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記周期的な生体信号が，呼吸又は心拍に基づく生体信号であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１５】
請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記所定の待ち時間を一定として（８）を実行することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１６】
請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，（８）に於ける（１）から（７）の繰り返し毎に前記所定の待ち時間を変化させることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１７】
請求項１３に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記検査対象の核磁化が矩形周期波により変調されることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１８】
請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素のサイズよりも大きいことを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項１９】
請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波の幅が前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素のサイズの整数倍であることを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【請求項２０】
請求項１７に記載の核磁気共鳴撮影装置に於いて，前記矩形周期波のエッジが前記核磁気共鳴信号から再構成された画像の画素間の境界線に一致することを特徴とする核磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は磁気共鳴撮影（以下，「ＭＲＩ」と略記する）装置に関し，特に磁気標識を付与する画像撮影を行なう磁気共鳴撮影装置，及び磁気共鳴撮影方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
本願明細書の以下の説明で使用する用語を以下にまとめておく。
【０００３】
「標識シーケンス」：磁気標識を行なう磁場印加の手順（パルスシーケンス）。
【０００４】
「撮影シーケンス」：磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）画像の撮影を行なう磁場印加の手順（パルスシーケンス）。
【０００５】
「振幅変調バーストパルス」：時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる高周波バーストパルス（なお，複数のサブパルスに振幅値０のサブパルスを含むこととする）。
【０００６】
「心時相」：心壁の移動量を抽出する場合，例えば，１心周期を４〜１２程度に分割して，分割された各時間。
【０００７】
「エコー所得効率」：単位時間当たりに取得するエコー信号の数。
【０００８】
ＭＲＩ装置を用いて，磁気標識を行ない心臓の動きの画像化して心機能解析を行なう従来技術について説明する（従来技術１：Ｌ．Ａｘｅｌ，ｅｔ  ａｌ．，ＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｏｆ  Ｍｏｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  Ｓｐａｔｉａｌ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ：Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１７１，ｐ８４１−８４５（１９８９））。
【０００９】
図１７は，従来技術１に開示されている磁気標識付与の原理を説明する図であり，図１７（ａ）は標識シーケンスを説明する図であり，図１７（ｂ）は図１７（ａ）の標識シーケンスに於ける核磁化ベクトルの振る舞いを説明する図であり，図１７（ｃ）は核磁化ベクトルのｚ方向成分の強度の空間分布を説明する図である。
【００１０】
図１７では，静磁場方向はｚ方向に印加されており，図１７（ａ）に示す初期状態（時間０）では，図１７（ｂ）に示すように，核磁化ベクトルはｚ方向を向いており，図１７（ｃ）に示すように，核磁化ベクトルのｚ方向成分の強度はＭ０（一定値）である。図１７（ａ）に示すように，時間ａに於いて高周波磁場パルスＲＦを照射すると，核磁化ベクトルはｘ軸を軸に回転してｙｚ平面内で角度θだけ傾き，核磁化ベクトルのｚ方向成分の強度はＭ０ｃｏｓθとなる。次に，図１７（ａ）に示すように，時間ｂに於いてｘ方向の傾斜磁場Ｇｘを印加すると，核磁化ベクトルは位置座標に対応し位相変調される。
【００１１】
図１８は，従来技術の標識シーケンスに於ける核磁化ベクトルのｘ方向成分の強度を説明する図である。図１８に示すように，傾斜磁場Ｇｘの印加終了後の核磁化ベクトルのｘ方向成分の強度は，傾斜磁場Ｇｘが印加されるｘ方向に対して強度が変調される。但し，図１７（ｃ）に示すように，核磁化ベクトルのｚ方向成分の強度はＭ０ｃｏｓθ（一定値）である。核磁化ベクトルはｚ軸の周りで歳差運動をする。
【００１２】
その後，図１７（ａ）に示すように，時間ｃに於いて再び高周波磁場パルスＲＦを照射すると，核磁化ベクトルはｘ軸を軸に回転してｙｚ平面内で角度θだけ傾く。その結果，図１８に示した核磁化ベクトルのｘ方向の変調がｚ方向の変調となる。以上説明した標識シーケンスにより，図１７（ｃ）に示すように，撮影シーケンスを実行する以前の時間ｄに於いて，核磁化ベクトルのｚ方向成分が空間的に変調された状態を実現できる。
【００１３】
その後，撮影シーケンスを実行すると，核磁化ベクトルのｚ方向成分の上記の空間的変調が，撮影された画像の信号強度に反映され，画像上にストライプが作成される。即ち，図１７（ａ）に示す標識シーケンスにより得られる画像上のストライプの周辺部分では核磁化が抑圧されている。傾斜磁場の印加量と印加方向の組み合わせにより，ストライプの方向やストライプの間隔を制御でき，縦，横の両方向にストライプを作成することもできる。これらストライプが磁気標識である。
【００１４】
図１９は，従来技術の標識シーケンスを説明する図である。図１７では，磁気標識付与の原理を説明するため，最も簡単な例を示したが，一般には，図１９に示すように，高周波磁場パルスＲＦ３’，５’の振幅比を２項係数の比とする，Ｂｉｎｏｍｉｎａｌ  ＳＰＡＭＭ（Ｓｐａｔｉａｌ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ）パルスを用いる場合が多い（従来技術２：Ｌ．Ａｘｅｌ，ｅｔ  ａｌ．，Ｈｅａｒｔ  Ｗａｌｌ  Ｍｏｔｉｏｎ：Ｉｍｐｒｏｖｅｄ  Ｍｅｔｈｏｄ  ｏｆ  Ｓｐａｔｉａｌ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ＭＲ  Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１７２，ｐ３４９−３５０（１９８９））。図１９に示す高周波磁場パルスＲＦの上部に記入した数値が各高周波磁場パルスの振幅比である。
【００１５】
図１９に示す例では，ｘ方向の傾斜磁場Ｇｘ４’が高周波磁場パルスＲＦ３’と交互に印加され，ｙ方向の傾斜磁場Ｇｘ６’が高周波磁場パルスＲＦ５’と交互に印加され，ｘ方向，及びｙ方向の２方向に磁気標識が付与されている。
【００１６】
以上説明したように，従来技術１に開示される方法を用いれば，縦，横の各方向に等間隔かつ直線的に，即ち格子状に核磁化を抑圧できる。そのため，標識シーケンスの終了直後に撮影シーケンスを実行すると，輝点が格子点状に並んだＭＲＩ画像を取得できる。
【００１７】
一般的に，撮影シーケンスとして，高速撮影法のパルスシーケンスが使用され，特に，高速スピンエコー法のパルスシーケンスが多用されている（従来技術３：Ｄ．Ｍａｔｔｈａｅｉ，ｅｔ  ａｌ．，Ｃａｒｄｉａｃ  ａｎｄ  Ｖａｓｃｕｌａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  ａｎ  ＭＲ  Ｓｎａｐｓｈｏｔ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，ｖｏｌ．１７７，ｐｐ５２７−５３２（１９９０））。高速スピンエコー法は，心臓の壁の描出に適している。なお，エコープラナー（ＥＰＩ）法は，血流の描出に適しているが心臓の壁の描出に適していない。
【００１８】
図２５は，従来技術に於ける撮影シーケンスを説明する図であり，図２５（ａ）は，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる高周波バーストパルスの印加を行なう高速スピンエコータイプのパルスシーケンス，図２５（ｂ）は高速スピンエコー法のパルスシーケンスを示す。
【００１９】
図２５（ａ）に示すパルスシーケンスでは，第１の振幅変調バーストパルスを照射した後，スライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπパルスを照射してスライスを選択と核磁化の反転を行なう。次いで，リードアウト傾斜磁場Ｇｒを印加して核磁化の位相を揃えてエコー信号を発生させ，エコー信号を計測する。この後，πパルスの照射による核磁化反転とπパルスの照射に続くリードアウト傾斜磁場の印加とを繰り返して複数数回エコー信号を発生させ，エコー信号の計測をを繰り返す。１回のπパルス照射で発生するエコー信号数は，第１の振幅変調バーストパルスのサブパルスの個数と等しい。なお，各エコー信号にはそれぞれ異なる位相エンコードが位相エンコード傾斜磁場Ｇｐにより付与される。
【００２０】
図２５（ａ）に示す一連のパルスシーケンス（撮影シーケンス）では，第１の振幅変調バーストパルスの搬送周波数をシフトさせた第２の振幅変調バーストパルスを照射した後，第１の振幅変調バーストパルスの印加後と同様に，πパルスの照射を行ないエコー信号の計測を行なっている。図２５（ａ）に示す例では，１回のπパルスの照射当たり５つのエコー信号を発生できる。但し，ＳＮ比やエコー信号の計測時間等を考慮し，主要なエコー信号のみを取得する場合もある。
【００２１】
図２５（ｂ）に示すパルスシーケンスでは，スライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπ／２パルスを照射してスライス選択をした後，リードアウト傾斜磁場Ｇｒを印加して核磁化の位相を分散させる。次いでスライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπパルスを照射して核磁化を反転して，リードアウト傾斜磁場Ｇｒを印加し核磁化の位相を揃えてエコー信号を発生させ，エコー信号を計測する。
【００２２】
この後，スライス傾斜磁場Ｇｓの印加とともにπパルスを照射して行なう核磁化を反転と，リードアウト傾斜磁場の印加とを繰り返し，エコー信号を複数回発生させ，エコー信号の計測を繰り返す。なお，各エコー信号にはそれぞれ異なる位相エンコードが位相エンコード傾斜磁場Ｇｐにより付与される。
【００２３】
図２０は，磁気標識を行ない心臓の動きを画像化する従来技術のＭＲＩ装置に於けるパルスシーケンスを説明する図である。以下，図２０を用いて心臓の動きの検出法を説明する。心臓の動きの情報は，撮影シーケンス４０の開始時間を変更することにより得られる。例えば，先ず，心電図のＲ波１が最大となる時間０を同期信号２として検出し，同期信号２を検出した直後の時間ｔ０に標識シーケンス３０を実行し，時間ｔ１に撮影シーケンス４０を開始する。次いで，心電図のＲ波から検出された各同期信号２の直後の時間ｔ０に標識シーケンス３０を実行し，撮影シーケンス４０の開始時間のみを，ｔ１，ｔ２，ｔ３，…のように変更してＭＲＩ画像を撮影する。
【００２４】
ここで，例えば，時間ｔ１に撮影シーケンスを開始して得たＭＲＩ画像−１と，時間ｔ２に撮影シーケンスを開始して得たＭＲＩ画像−２とを比較すると，画像上の輝点の位置が変化している。磁気標識の輝点の移動量は，時間ｔ１から時間ｔ２の間に於ける心壁の移動量を反映している。撮影シーケンスの開始時間をｔ１，ｔ２，ｔ３，…のように変更して撮影した複数枚のＭＲＩ画像を用いて，磁気標識の輝点の位置を画像間で比較することにより，心機能を評価する上で重要なパラメータである心壁の移動量，心壁の移動速度等を抽出できる。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】
磁気標識を用いた心臓の動きを画像化する従来技術には２つの問題がある。磁気標識の輝点は周辺の信号を抑圧して実現するので，標識シーケンスの終了から撮影シーケンスの開始時間までの時間間隔を大きくする程，抑圧した核磁化が回復する。一般に，回復に要する時間は，大きく抑圧された領域ほど長時間となる。図１７（ｃ）に示す時間ｄでは，変調前の信号強度を表わす破線と，変調後の信号強度を表わす実線との強度さが大きい程，長い回復時間を必要とする。ここで，輝点を信号強度Ｍ０の領域とすると，その近傍では短時間で核磁化が回復することがわかる。即ち，撮影シーケンスの開始までの時間間隔が大きくなる程，核磁化の回復により輝点の大きさが大きくなる。これは輝点のぼけと呼ばれる現象である。輝点がぼけると，磁気標識の輝点の同定が困難になり心壁の移動量の抽出精度が低下してしまうという問題がある。
【００２６】
心壁の移動量を抽出する場合，各心時相でのＭＲＩ画像を作成する。通常のＭＲＩ画像の次元数（例えば，平面画像なら２次元）に，心時相という新たな次元が加わるため被験者を長時間拘束してしまうという問題がある。例えば，従来の撮影法でのスライスの撮影時間を３２秒，スライス枚数を１２，心時相を１２分割として撮影を行なうと，被験者は画像撮影のために７０分以上も拘束され，被験者に苦痛を与える。
【００２７】
上記の問題を解決し，短時間で高精度に心機能を抽出する技術が求められていた。
【００２８】
本発明の目的は，振幅変調バーストパルスと傾斜磁場とを所定の手順で印加して，位置座標に対応させて検査対象の核磁化ベクトルを変調し磁気標識を付与した後にＭＲＩ画像撮影を行ない，短時間で高精度に心機能を抽出できる核磁気共鳴撮影装置を提供することにある。
【００２９】
【課題を解決するための手段】
本発明では，磁気標識付けを行なう標識シーケンスと，磁気共鳴画像の撮影を行なう撮影シーケンスに，時間軸上に等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数（｛ｓｉｎ（ｔ）｝／ｔ）により変調された複数のサブパルスからなる振幅変調バーストパルスを励起高周波磁場パルスとして使用する。本発明によれば，輝点のぼけの少ない磁気標識を少なくとも１方向で付与でき短時間の画像撮影ができる。
本発明によれば，例えば，心臓の壁の動きを検出して心臓のポンプ機能を定量的に評価する心機能解析が可能となる。以下，本発明の代表的な発明について説明する。
【００３０】
本発明の核磁気共鳴撮影装置は，検査対象が置かれる静磁場を発生する手段，直交する３方向（第１，第２，及び第３方向）の傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段，高周波磁場を発生する高周波磁場発生手段，検査対象から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出手段，検査対象の周期的な生体信号を検出する生体信号検出手段から構成され，更に，傾斜磁場発生手段，高周波磁場発生手段，信号検出手段，及び生体信号検出手段の核手段を制御し，所望のパルスシーケンスを実行する制御を行なう制御手段とを具備しており，制御手段は，（１）呼吸又は心拍等に基づく生体信号を検出し，生体信号から核磁気共鳴信号（エコー信号）を検出するパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する。
【００３１】
本発明の核磁気共鳴撮影装置の第１の構成では，制御手段は，更に，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルス（第１の振幅変調バーストパルス）と，３方向のうちの１つの方向（第１方向又は第２方向）の傾斜磁場とを同期信号に同期させて印加する制御を行ない，検査対象の核磁化を１つの方向で変調して，１つの方向で標識シーケンスの制御を行なう。
【００３２】
本発明の核磁気共鳴撮影装置の第２の構成では，制御手段は，更に，（２）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルス（第１の振幅変調バーストパルス）と，第１の方向の傾斜磁場とを同期信号に同期させて印加して，検査対象の核磁化を第１の方向で変調し，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルス（第２の振幅変調バーストパルス）と，第２の方向の傾斜磁場とを印加して，検査対象の核磁化を第２の方向で変調して，第１，及び第２の方向で標識シーケンスの制御を行なう。
【００３３】
上記第１，及び第２の構成では，検査対象の核磁化は矩形周期波により変調されるので，従来技術の磁気標識での三角関数による核磁化の変調に比べ，輝点のぼけがはるかに少ない磁気標識を付与でき，その結果，標識シーケンスに続いて実行される撮影シーケンスにより計測されたエコー信号から再構成された画像から，１次又は２元方向での心臓の壁，弁等の動き，厚さ変形等を精度よく計測できる。
【００３４】
本発明の核磁気共鳴撮影装置の第３の構成では，制御手段は，第１の構成の（１），（２）の制御に加え，更に，（３）（２）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルス（第２の振幅変調バーストパルス）と第１の方向の傾斜磁場とを印加して検査対象の核磁化を励起し（４）第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加し，（５）第２の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第２の方向の位置情報が付与され，第１の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第１の方向の位置情報が付与された核磁気共鳴信号を発生させて核磁気共鳴信号を計測し，（６）（４）から（５）を複数回繰り返すこと，及び，（７）（１）から（６）を複数回繰り返すことの制御を行なう。更に，第３の構成では，（７）を上記所定の待ち時間を一定として実行すること，又は，（７）に於ける（１）から（６）の繰り返し毎に上記の所定の待ち時間を変化させることにより，同じ心時相又は異なる心時相での心臓の画像を再構成する。
【００３５】
本発明の核磁気共鳴撮影装置の第４の構成では，制御手段は，第２の構成の（１），（２），（３）の制御に加え，更に，（４）（３）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第３の高周波バーストパルス（第３の振幅変調バーストパルス）と第１の方向の傾斜磁場とを印加して，検査対象の核磁化を励起し，（５）第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加し，（６）第２の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第２の方向の位置情報が付与され，第１の方向の傾斜磁場の印加により核磁化に第１の方向の位置情報が付与された核磁気共鳴信号を発生させて核磁気共鳴信号を計測し，（７）（５）から（６）を複数回繰り返すこと，及び，（８）（１）から（７）を複数回繰り返すことの制御を行なう。更に，第４の構成では，（８）を上記所定の待ち時間を一定として実行すること，又は（８）に於ける（１）から（７）の繰り返し毎に上記所定の待ち時間を変化させることにより，同じ心時相又は異なる心時相での心臓の画像を再構成する。
【００３６】
上記第３，及び第４の構成では，検査対象の核磁化は矩形周期波により変調され，矩形周期波の幅が計測されたエコー信号から再構成された画像の画素のサイズよりも大きく，矩形周期波の幅が再構成画像の画素のサイズの整数倍であり，矩形周期波のエッジが再構成画像の画素間の境界線に一致するので，従来技術の磁気標識での三角関数による核磁化の変調に比べ，輝点のぼけがはるかに少ない磁気標識を付与でき，短時間の画像撮影ができる。この結果，再構成画像から，１次元又は２次元方向での心臓の壁，弁等の動き，厚さ変形等を精度よく計測でき，心臓の疾病に関する有用な情報が得られる。
【００３７】
上記第３，第４の構成ではそれぞれ，第２，第３の振幅変調バーストパルスを照射して高速の画像撮影を行なう。本発明では，ｎ種類（一般に，ｎは２のべき乗数である）の周波数で核磁化を励起する撮影シーケンスを実行して，検査対象の目的とする撮影断面内の核磁化をほぼ均一に励起状態として，エコー信号を検出できる（従来技術４：特開平０８−３０８８０９号公報，ＵＳＰ５，７８９，９２２）。
【００３８】
本発明の特徴は，標識シーケンス，撮影シーケンスの少なくとも何れか一方のパルスシーケンスで，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる高周波バーストパルス（振幅変調バーストパルス）を印加する点にある。
【００３９】
以下，振幅変調バーストパルスの印加の概要について説明する。
【００４０】
図２２は，従来技術の振幅変調バーストパルスを説明する図である。振幅変調バーストパルスは，振幅がｓｉｎｃ関数（周期Ｔ）により変調された複数のサブパルスからなり，サブパルスの形状はｓｉｎｃ関数である。振幅値が０のサブパルスを含め各サブパルスの間隔は時間軸上でτである。
【００４１】
図２３は，実空間と周波数空間に於けるインパルス列の関係を説明する図である。実空間の時間軸上で一定間隔τをもつインパルス列（δ関数列−１）と，周波数空間の周波軸上で一定間隔（１／τ）をもつスペクトル（δ関数列−２）とは，相互にフーリエ変換の関係にある。
【００４２】
一般に，高周波バーストパルスを印加する画像撮影では，時間軸上で一定間隔をもつインパルスが，周波軸上で一定間隔をもつスペクトルとなる原理を利用している。図２３に示す時間軸上のインパルス列（δ関数列−１）を高周波バーストパルスのサブパルスと見なし，周波数軸上のスペクトル（δ関数列−２）を核磁化が励起される領域と見なすと，高周波バーストパルスと励起される領域との対応関係が容易に理解できる。
【００４３】
標識シーケンスの終了から撮影シーケンスの開始までの間に生じる抑圧した核磁化の回復による輝点のぼけが少ない磁気標識を付与するには，輝点を除く領域の核磁化を完全に抑圧することが望ましい。励起される領域の形状はサブパルスの形状に依存するので，励起される領域の形状を矩形とするようなサブパルスを使用すればよい。
【００４４】
図２４は，実空間と周波数空間に於ける図２２に示す振幅変調バーストパルスの関係，及び２種類の励起周波数を用いる振幅変調バーストパルスの印加に於ける励起周波数と励起された領域の対応関係を説明する図である。図２２に示す実空間の振幅変調バーストパルスはフーリエ変換により，周波数空間の周波数軸上で特定の幅（１／（２τ））をもつ矩形周期波−１となる。矩形周期波−１の波形の周波数軸の上部の矩形部分（縦軸の値が０でない矩形部分が櫛の歯の部分であるような櫛形領域）が振幅変調バーストパルスにより励起された領域である。
【００４５】
サブパルスの時間間隔τとｓｉｎｃ関数の周期Ｔとの関係をＴ＝２τとすると，励起された領域と励起されない領域とが同じ体積で交互に現れる。核磁化が励起される領域は，周波数空間の周波数軸上では特定の幅を持った矩形周期波となるので，振幅変調バーストパルスを使用する標識シーケンスでは，輝点がぼけの少ない磁気標識を付与するための理想的な核磁化の変調を実現できる。
【００４６】
また，振幅変調バーストパルスの搬送周波数を１／（２τ）Ｈｚシフトさせると，矩形周期波−１が周波数軸上で１／（２τ）Ｈｚシフトした矩形周期波−２となる。この結果，矩形周期波−１の波形の励起された領域は矩形周期波−２の波形の励起されない領域となり，矩形周期波−１の波形の励起されない領域は矩形周期波−２の波形の励起された領域となる。即ち，矩形周期波−１の波形と矩形周期波−２の波形とでは，励起された領域と励起されない領域とが入れ替わる。この２つの振幅変調バーストパルスの検査対象への照射により，検査対象の撮影断面内の核磁化をほぼ均一に励起状態にできる。
【００４７】
次に，画像再構成に要するエコー信号の計測終了までに要する撮影時間，撮影シーケンスについて説明する。図２５（ａ）と図２５（ｂ）のパルスシーケンスによる撮影時間を比較する。１つのエコー信号から取得するデータ量（例えば，サンプリングポイント数）が等しい場合，撮影時間はエコー所得効率を指標として比較できる。
【００４８】
図２５（ａ）と図２５（ｂ）に於いて，πパルス，スライス傾斜磁場Ｇｓ，位相エンコード傾斜磁場Ｇｐの印加時間は同じである。そのため，リードアウト傾斜磁場Ｇｒの印加時間と，リードアウト傾斜磁場Ｇｒの印加中に発生するエコー信号数が，エコー取得効率を決定する主要因である。
【００４９】
図２５（ａ）のパルスシーケンスでは，第１，第２の振幅変調バーストパルスのサブパルスの個数に対応し複数のエコー信号が発生する。図２５（ｂ）のパルスシーケンスでは，１回のπパルスの印加で発生するエコー信号は１つのみである。図２５（ａ）のパルスシーケンスは，図２５（ｂ）のパルスシーケンスの数倍ものエコー取得効率を実現できる。従って，図２５（ａ）のパルスシーケンスでは，図２５（ｂ）のパルスシーケンスに比較して，心臓を描画する際の被験者の拘束時間を数分の１に短縮できる。被験者の体動の影響が小さくなるためデータの信頼性が向上する。
【００５０】
以上説明したように，標識シーケンス，及び撮影シーケンスで，振幅変調バーストパルスを使用するので，高速撮影が可能であり，心機能の抽出精度向上を達成できる。
【００５１】
本発明の核磁気共鳴撮影方法の構成は以下の通りである。
【００５２】
第１の発明：（１）検査対象の周期的な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号から，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程と，及び，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，第１の方向又は第２の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向又は前記第２の方向で変調する工程とを有することを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。
【００５３】
第２の発明：（１）検査対象の周期的な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号から，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向で変調する工程と，及び，（４）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと，第２の方向の傾斜磁場とを印加して前記検査対象の核磁化を前記第２の方向で変調する工程とを有することを特徴とする磁気共鳴撮影方法。
【００５４】
第３の発明：（１）検査対象の周期的な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号から，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，第１の方向又は第２の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向又は前記第２の方向で変調する工程と，（４）工程（３）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を励起する工程と，（５）前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加する工程と，（６）前記第２の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測する工程と，（７）工程（５）から工程（６）を複数回繰り返す工程と，及び，（８）工程（１）から工程（７）を複数回繰り返す工程とを有することを特徴とする核磁気共鳴撮影方法。
【００５５】
第４の発明：（１）検査対象の周期的な生体信号を検出する工程と，（２）前記生体信号から，前記検査対象から核磁気共鳴信号を検出するためのパルスシーケンスを開始する同期信号を作成する工程と，（３）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルスと，第１の方向の傾斜磁場とを前記同期信号に同期させて印加して，前記検査対象の核磁化を前記第１の方向で変調する工程と，（４）時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルスと，第２の方向の傾斜磁場とを印加して前記検査対象の核磁化を前記第２の方向で変調する工程と，（５）工程（４）を実行してから所定の待ち時間経過後に，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第３の高周波バーストパルスと前記第１の方向の傾斜磁場とを印加して，前記検査対象の核磁化を励起する工程と，（６）前記第３の方向の傾斜磁場の印加の下で高周波磁場パルスを印加する工程と，（７）前記第２の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第２の方向の位置情報が付与され，前記第１の方向の傾斜磁場の印加により前記核磁化に前記第１の方向の位置情報が付与された前記核磁気共鳴信号を発生させて，前記核磁気共鳴信号を計測する工程と，（８）工程（６）から工程（７）を複数回繰り返す工程と，及び，（９）工程（１）から工程（８）を複数回繰り返す工程とを有することを特徴とする磁気共鳴撮影方法。
【００５６】
【発明の実施の形態】
以下，本発明の実施例を図を参照して詳細に説明する。図１から図２５に於いて，記号ＲＦは，高周波磁場パルス，記号Ｇｒはリードアウト傾斜磁場，記号Ｇｐは位相ンコード傾斜磁場，記号Ｇｓはスライス傾斜磁場，記号Ｅｃｈｏはエコー信号，記号Ａ／Ｄはエコー信号のＡ／Ｄ変換（エコー信号の計測）を意味する。リードアウト傾斜磁場，位相ンコード傾斜磁場，スライス傾斜磁場の各傾斜磁場は，ｘ，ｙ，ｚの何れかの方向に印加される。
【００５７】
図２１は，本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を説明する図である。ベッド１０３に載せられた検査対象１０２は，静磁場発生コイル又は磁石１０１により発生する静磁場１０１の空間に置かれる。検査対象１０２には，高周波磁場コイル１０４により発生した高周波磁場，ｘ方向，ｙ方向，ｚ方向の傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生コイル１０８，１０９，１１０により発生した傾斜磁場が，制御手段１１９により制御される所定のパルスシーケンスに従って印加される。ｘ方向，ｙ方向，ｚ方向の傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生コイル１０８，１０９，１１０には，コイル駆動装置１０５，１０６，１０７によりそれぞれ電流が供給される。
【００５８】
検査対象１０２から生じる核磁気共鳴信号（エコー信号）は高周波磁場コイル１０４により検出される。検出されたエコー信号は計算機１１５に取り込まれ信号処理が施され，画像再構成演算が実行される。画像再構成演算により得られた再構成画像はＣＲＴディスプレイ１１６に表示される。信号処理結果，画像再構成演算処理の途中のデータ，再構成画像等はメモリ１１７に格納される。心拍又は呼吸と同期をとって画像撮影を行なう場合には，心電計等の生体信号検出手段１１８が検査対象１０２に装着される。
【００５９】
図２１に於いて，矢印は，核磁気共鳴信号の信号処理手順，及び磁場発生に関わる電流出力の流れを示し，実線は，送受信される主要な制御信号の接続関係を示す。制御手段１１９からの制御信号の出力により高周波磁場の駆動，傾斜磁場の駆動，生体信号の検出等の動作が制御される。図２１に示す例では，計算機１１５が，制御手段１１９からの制御信号を受信して上記の動作の制御を実行しているが，計算機１１５が制御手段１１９を兼ねてもよい。
【００６０】
シンセサイザ１１１により発生した高周波を，変調装置１１２で波形を整形した，増幅器１１３により電力増幅し，高周波磁場コイル１０４に電流を供給する。高周波磁場コイル１０４から出力される高周波磁場は検査対象１０２に照射され，検査対象１０２の核磁化は励起される。検査対象１０２から発生するエコー信号は，高周波磁場コイル１０４により受信され，増幅器１１３で増幅され，検波装置１１４で検波された後に，計算機１１５に入力されメモリ１１７に格納される。計算機１１５は画像再構成演算を実行し，得られた再構成画像はＣＲＴディスプレイ１１６に表示される。
【００６１】
心拍と同期して画像撮影を行なう場合には，生体信号検出手段１１８から出力される生体信号が制御手段１１９に入力される。制御手段１１９は，心電図のＲ波を検出し同期信号を発生し予め定めた待ち時間を経た後に，所定のパルスシーケンスの制御を行なう。
【００６２】
図１は本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図である。
【００６３】
図１に示すパルスシーケンスでは，先ず，生体信号を検出し同期信号を作成する。生体信号検出手段１１８により代表的な生体信号である心電図１を検出して制御手段１１９に入力する。制御手段１１９は，入力された心電図の波形からＲ波を検出して同期信号２を出力する。計算機１１５は，制御手段１１９からの制御信号を受信して，制御手段１１９からの制御信号により，高周波磁場の駆動，傾斜磁場の駆動，生体信号の検出等の動作を制御する。
【００６４】
時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第１の高周波バーストパルス（振幅変調バーストパルス）３と第１の方向（リードアウト方向）の傾斜磁場Ｇｒ４とを，同期信号２に同期させて印加して，検査対象の核磁化を第１の方向に変調する。その後，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第２の高周波バーストパルス（振幅変調バーストパルス）５と第２の方向（位相エンコード方向）の傾斜磁場Ｇｐ６とを印加して，検査対象の核磁化を第２の方向に変調する。この結果，検査対象の核磁化が２方向（リードアウト方向，位相エンコード方向）で変調され磁気標識が付与される（標識シーケンス）。
【００６５】
なお，同期信号２から第１の高周波バーストパルス３を印加するまでの時間（上記した予め定めた待ち時間）は，一般に数ｍｓｅｃから数１０ｍｓｅｃであり，図２０の例と同様に，各心時相の撮影シーケンスの実行に先立って実行される標識シーケンスでは変更せず，同じ時間とする。
【００６６】
標識シーケンスの終了から所定の待ち時間ｔ＊が経過した後，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる第３の高周波バーストパルス（振幅変調バーストパルス）７と第１の方向（リードアウト方向）の傾斜磁場Ｇｒ８とを印加して，検査対象の核磁化を励起状態にする。その後，第１の方向（リードアウト方向），及び第２の方向（位相エンコード方向）のそれぞれに直交する第３の方向（スライス方向）の傾斜磁場Ｇｓ９と高周波磁場パルス１０の印加により，撮影スライス面が選択されると同時に核磁化が反転される。
【００６７】
続いて，第２の方向（位相エンコード方向）に傾斜磁場Ｇｐ１１を印加して核磁化に第２の方向の位置情報を付与する。同様に，第１の方向（リードアウト方向）に傾斜磁場Ｇｒ１２を印加して核磁化に第１の方向の位置情報を付与するとともにエコー信号１３を発生させて，エコー信号を計測する。以降，第３の方向の傾斜磁場と高周波磁場の印加からエコー信号の取得までの一連の手順を繰り返し，ＭＲＩ画像の再構成に必要なデータを得る（撮影シーケンス）。
【００６８】
以上説明した手順により，同期信号を発生から，第３の高周波バーストパルス７と第１の方向の傾斜磁場Ｇｒ８の印加の開始までの時間で与えられる所定の心時相に於いて，磁気標識が付与された心臓のＭＲＩ画像を短時間で撮影できる。
【００６９】
また，生体信号の検出からＭＲＩ画像の再構成に必要なエコー信号の計測の終了までの一連の手順を，待ち時間ｔ＊を変更して繰り返すことにより，異なる各心時相に於いて，磁気標識が付与されたＭＲＩ画像を取得して，心機能を高精度に抽出できる。なお，図１に示す例では，リードアウト方向，位相エンコード方向の順に核磁化を変調したが，この順序を逆にすることもできる。
【００７０】
図２は本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，１方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図である。第１の方向（リードアウト方向），第２の方向（位相エンコード方向）の何れか１方向のみで核磁化を変調して，１方向のみに磁気標識を付与する。
【００７１】
図２に示す例では，第２の方向（位相エンコード方向）のみに磁気標識を付与している。１方向のみでの磁気標識の付与は，着目する機能情報（例えば，変位量や移動速度）が１次元で表現できる場合に有効である。図２に於ける撮影シーケンスは図１に示す撮影シーケンスと同じである。
【００７２】
図３は本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図である。図１に示す例では，高周波磁場パルスの印加により核磁化を反転しエコー信号を発生させたが，図２では，撮影シーケンスとして，リードアウト傾斜磁場Ｇｒ１２の極性反転によりエコー信号を発生させるパルスシーケンスを使用している。
【００７３】
標識シーケンス，撮影シーケンスは相互に独立に選択できるので，何れか一方のパルスシーケンスに従来技術のパルスシーケンスを使用することもできる。
【００７４】
図４は本発明の実施例であり，撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用し，標識シーケンスとして図９に示す従来法のパルスシーケンスを使用して，２方向に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図である。図４に於ける撮影シーケンスは図１に示す撮影シーケンスと同じである。図４に示すパルスシーケンスでは撮影時間が短縮できるという効果が得られる。
【００７５】
図５は本発明の実施例であり，標識シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用し，撮影シーケンスとして図２５（ｂ）に示す従来技術の高速スピンエコー法のパルスシーケンスを使用して，２方向に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図である。図５に示すパルスシーケンスでは，磁気標識の輝点のぼけの低減という効果が得られる。
【００７６】
なお，図１から図４に示す撮影シーケンスは，振幅変調バーストパルス７の印加によるエコー信号の計測を示しているが，振幅変調バーストパルス７の搬送周波数をシフトさせた振幅変調バーストパルスの印加（図１から図４に示す撮影シーケンスに図示せず）によるエコー信号の計測も含む一連の撮影シーケンスである。即ち，図２５に示すパルスシーケンスと同様にして，振幅変調バーストパルス７の印加と，この振幅変調バーストパルス７の搬送周波数をシフトさせた振幅変調バーストパルスの印加を含む一連の撮影シーケンスにより，検査対象の撮影断面内の核磁化をほぼ均一に励起状態にでき，撮影断面内の核磁化によるエコー信号を計測できる。
【００７７】
以上説明したように，標識シーケンス，撮影シーケンスの少なくとも一方のシーケンスで，振幅変調バーストパルスを使用することにより，磁気標識のぼけを低減し，かつ短時間で心臓のＭＲＩ画像を取得できる。
【００７８】
図１から図４に示す撮影シーケンスの例では，振幅変調バーストパルス７と，振幅変調バーストパルス７の搬送周波数をシフトさせた振幅変調バーストパルスとを印加して，２種類の異なる励起周波数の振幅変調バーストパルスにより検査対象の撮影断面内の核磁化を励起してエコー信号を計測する例を説明したが，これに限定されず，搬送周波数のシフト量をｍ通り（ｍ：２のべき乗数である）に変化させて，２種類よりも多い種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスにより検査対象の核磁化を励起してエコー信号を計測することもできる。
【００７９】
また，図１９に示す従来技術の磁気標識方法と本発明の振幅変調バーストパルスを用いる磁気標識方法を組み合わせてもよい。例えば，図２に示すように，振幅変調バーストパルスと傾斜磁場の印加により第１の方向での磁気標識の付与を行ない，第１９に示すように，高周波磁場パルスとして，Ｂｉｎｏｍｉｎａｌ  ＳＰＡＭＭ（Ｓｐａｔｉａｌ  Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ）パルスを使用し，この高周波磁場パルスと傾斜磁場の印加により第２の方向での磁気標識の付与を行ない，核磁化を２方向で変調してもよい。
【００８０】
なお，図１から図５に示すパルスシーケンスを，図２０に示す従来技術に於けるパルスシーケンスと同様にして，心電図のＲ波１から検出された各同期信号２の直後の時間ｔ０に標識シーケンス３０を実行し，撮影シーケンス４０の開始時間のみを，ｔ１，ｔ２，ｔ３，…のように変更して実行してエコー信号を計測し，ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…を撮影する。ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…の画像間で，磁気標識の輝点の位置を比較して，心機能を評価するパラメータである心壁の移動量，心壁の移動速度等を抽出できる。
【００８１】
なお，心電図のＲ波から検出された各同期信号の直後の時間ｔ０に実行される標識シーケンスに続き，撮影シーケンスの開始時間を（ｔ１，ｔ２，ｔ３，…），（ｔ１，ｔ２，ｔ３，…），…のように変更して複数回実行して計測されたエコー信号の加算値に基づいて，ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…を求めてもよい。また，この時，撮影シーケンスの開始時間を（ｔ１，ｔ１，ｔ１，…），（ｔ２，ｔ２，ｔ２，…），（ｔ３，ｔ３，ｔ３，…），…のように変更して複数回実行して計測されたエコー信号の加算値に基づいて，ＭＲＩ画像−１，−２，−３，…を求めてもよい。エコー信号の加算値に基づいてＭＲＩ画像を求める場合には，高Ｓ／Ｎの画像が得られ，心機能を評価する正確なパラメータが求められる。
【００８２】
図６は，本発明の実施例に於いて磁気標識の幅Ｗｔと磁気標識の間隔Ｗｘを説明する図である。図６に示すように，一般に，Ｗｔは約２ｍｍ〜４ｍｍ，Ｗｘは約５ｍｍ〜１０ｍｍである。従って，磁気標識を付与する場合は，図６で示した励起される領域（信号強度が０でない矩形部分が櫛の歯の部分であるような櫛形領域）の幅が約２ｍｍ〜４ｍｍになるように，振幅変調バーストパルスの印加のパルスシーケンスのパラメータを調整する。即ち，標識シーケンスでは，核磁化は幅幅Ｗｔと間隔Ｗｘをもつ矩形周期波で変調される。
【００８３】
一方，画像を撮影する場合は約１ｍｍの空間分解能が要求される。従って，励起される領域の幅が約１ｍｍになるように，振幅変調バーストパルスの印加を含むパルスシーケンスのパラメータを調整する。
【００８４】
以下，磁気標識される領域の幅Ｗｔ，ＭＲＩ画像の画素サイズＷｉの関係，パルスシーケンスのパラメータの調整について説明する。
【００８５】
図７は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによる励起プロファイル，及び撮影シーケンスによる励起プロファイルである。励起プロファイルは，振幅変調バーストパルスの印加により，核磁化が励起状態になる割合を示す図である（縦軸は核磁化が励起状態になる割合，横軸は周波数を示す）。但し，ＭＲＩに於いては，核磁化が励起状態になる割合は信号強度に，周波数は位置座標に，それぞれ対応付けできるので，以下の説明では，励起プロファイルを表わす図の縦軸を信号強度，横軸を位置座標によりし，励起プロファイルを信号強度プロファイルによって表わす。励起された領域の幅をＷｔ，間隔をＷｘとする。画像撮影時の画素サイズをＷｉとする。
【００８６】
図７（ａ）はＷｔ＝２×Ｗｉの場合の各シーケンスによる励起プロファイルを，図７（ｂ）はＷｔ＝Ｗｉの場合の各シーケンスによる励起プロファイルを，図７（ｃ）はＷｔ＝Ｗｉ／２の場合の各シーケンスによる励起プロファイルを，それぞれ説明する図である。信号強度プロファイルは空間上で連続的に変化し，画像サイズは有限値である。従って，信号強度プロファイルは，エコー信号の計測時点，及び画像再構成の際に離散化，平均化されて，ＭＲＩ画像に出現する。
【００８７】
図８は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによるＭＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，図８（ａ）はＷｔがＷｉの２倍の場合，図８（ｂ）はＷｔとＷｉが等しい場合，図８（ｃ）はＷｔがＷｉの１／２の場合の，ＭＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明する図である。図８は，図７に示した磁気標識の信号強度がＭＲＩ画像上にどのように出現するかを示しており，図８（ａ）は図７（ａ）に，図８（ｂ）は図７（ｂ）に，図８（ｃ）は図７（ｃ）に対応している。
【００８８】
信号強度プロファイルは空間上を連続的に変化する一方で，画像サイズは有限値であるため，信号強度プロファイルは，エコー信号受信及び画像再構成の際に離散化・平均化され，ＭＲＩ画像上に現れる。図８に示した信号強度プロファイルは，標識シーケンス実行直後に於いて，（１）輝点の周辺部に於ける信号強度は０である，（２）画像撮影中の核磁化回復は無視できる，と仮定し，標識の信号プロファイルをＷｉで離散化した後に平均化して導出したものである。
【００８９】
図８から，ＷｔがＷｉより小さい場合，離散化・平均化により，輝点とその周辺領域との信号強度差が小さくなることが分かる。これと同様の現象が，ＷｔがＷｉの整数倍でない場合も生じる。輝点と周辺との信号強度差が小さい場合，輝点の抽出が困難になるなる可能性があるため，ＷｔがＷｉの整数倍であることが望ましい。
【００９０】
図９は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによる励起プロファイルとＭＲＩ画像サイズの関係を示す図であり，（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とが一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とが一致しない場合の，関係を説明する図である。図９では，図７と同様に，縦軸は信号強度，横軸は位置座標を示す。Ｗｔ＝Ｗｉであるが，標識シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界は，図９（ａ）では一致し，図９（ｂ）では一致しない。
【００９１】
図１０は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なうパルスシーケンスによる，ＭＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界が一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界が一致しない場合の，ＭＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明する図である。図１０は，図９に示した磁気標識の信号強度がＭＲＩ画像上にどのように出現するかを示しており，図１０（ａ）は図９（ａ）に，図１０（ｂ）は図９（ｂ）に対応している。図１０（ｂ）に示すように，標識シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とが一致しない場合，磁気標識は空間的に平均化され磁気標識の信号強度は低下する。その結果，磁気標識の輝点の識別が困難になり，心機能の抽出精度を劣化させる要因となる。図１０（ａ）に示すように，標識シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とが一致する場合，磁気標識は空間的に平均化されることはなく，磁気標識の信号強度は殆ど低下しない。従って，標識シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とは一致させることが望ましい。
【００９２】
以上の説明から明らかなように，心機能の抽出精度向上を実現する上で，標識シーケンスによる励起プロファイルとＭＲＩ画像の画素サイズに関して，次の２つの条件を満足させることが重要であることが分かる。
【００９３】
（条件１）ＷｔはＷｉの整数倍とすること。
【００９４】
（条件２）標識シーケンスによる励起プロファイルのエッジとＭＲＩ画像の画素間の境界とを一致させること。
【００９５】
そこで，この２つの条件を満足する撮影条件の導出に関して説明する。なお，撮影シーケンスに於ける視野と標識シーケンスに於ける視野とは同一とする。先ず，（条件１）を満足するパルスシーケンスのパラメータ導出法について説明する。振幅変調バーストパルスの印加では，励起される領域の幅Ｗｔと間隔Ｗｘの比は，励起周波数の種類と１対１に対応しており，ｍ種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスを印加する一連の撮影シーケンスでは，Ｗｔ：Ｗｘ＝１：ｍとなる。また，Ｗｉは，エコー信号の計測時に印加されるリードアウト傾斜磁場の強度，サンプリング周期，サンプリングポイント数により決定される。従って，Ｗｉの整数倍であるＷｔも，Ｗｉと同様の考え方で撮影シーケンスに於けるエコー信号の計測時のパラメータと対応付けできる。
【００９６】
図１１は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加時のリードアウト傾斜磁場の印加量と，エコー信号計測時のリードアウト傾斜磁場の印加量との関係を説明する図である。図１１に示すように，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｓｕｂは，隣接するエコー信号のピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅｃｈｏと等しい（Ｓｓｕｂ＝Ｓｅｃｈｏ）。なお，傾斜磁場の印加量は傾斜磁場の強度と印加時間との積である。
【００９７】
図１２は，本発明の実施例に於ける振幅変調バーストパルスを印加するパルスシーケンスに於けるパラメータ導出の手順を説明する図である。
【００９８】
（工程１）磁気標識の幅Ｗｔと磁気標識の間隔Ｗｘとを決定する。この時，比＝Ｗｔ／Ｗｘ，比＝Ｘ（視野）／Ｗｔを２のべき乗数とする。Ｗｔ，Ｗｘの値から，ｎ種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスのｎの値が定まる。また，一連の撮影シーケンスに於いて印加されるｎ種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスのサブパルスの個数は，（４ｎ−３）（振幅０のサブパルスを含まず）であるので，サブパルスの個数も定めることができる。
【００９９】
（工程２）撮影シーケンス，及び標識シーケンスに於ける視野をＸ，画素サイズをＷｔ，マトリクスサイズをＸ／Ｗｔとする画像の撮影パラメータ（リードアウト傾斜磁場の強度，エコー信号のサンプリング周期，エコー信号のサンプリングポイント数）を導出する。（工程２）でのパラメータ導出は，一般的な撮影に於ける導出法と同一である。
【０１００】
（工程３）隣接するエコー信号のピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅｃｈｏと，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｓｕｂとを等しくする。
【０１０１】
（工程４）なお，高周波磁場の最大出力等のハードウエア上の制約等がある場合は，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の強度や印加時間，あるいは同上のサブパルスのピークの時間間隔を調整することもできる。
【０１０２】
以上説明した振幅変調バーストパルスを印加するパルスシーケンスに於けるパラメータ導出の手順は，標識シーケンス，撮影シーケンスの何れのシーケンスにも適用できるので，撮影シーケンスのパラメータを標識シーケンスのパラメータに流用することもできる。以下，具体例を用いてパラメータの導出手順を示す。
【０１０３】
図１３は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケンスにより励起される領域の幅，励起される領域の間隔を，標識シーケンスと撮影シーケンスとで同じくするパルスシーケンスを説明する図である。ここでは，標識シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔ１）と間隔（Ｗｘ１）との比が，Ｗｔ１：Ｗｘ１＝１：２であり，撮影された画像に於ける励起された領域の幅（Ｗｔｉ１）と間隔（Ｗｘｉ１）との比が，Ｗｔｉ１：Ｗｘｉ１＝１：２であり，Ｗｔ１＝Ｗｔｉ１である場合を仮定し，標識シーケンスに関するパラメータを導出する。励起される領域の幅と間隔に関する条件から，図２５に示すような２種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスの印加を含む一連の撮影シーケンスを行なう。Ｗｔ１＝Ｗｔｉ１であることから，撮影シーケンスに於ける振幅変調バーストパルスの印加に関するパラメータを，そのまま標識シーケンスに於ける振幅変調バーストパルスの印加に関するパラメータに適用できる。
【０１０４】
図１４は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔が，標識工シーケンスと撮影シーケンスとで異なる場合の，（ａ）撮影シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔｉ２）と間隔（Ｗｘｉ２），（ｂ）標識シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔ２）と間隔（Ｗｘ２），（ｃ）パルスシーケンスを説明する図である。図１４（ａ）は撮影された画像上の信号強度プロファイルを示し，図１４（ｂ）は磁気標識の信号強度プロファイルを示す。ここで，Ｗｔ２＝２×Ｗｔｉ２，Ｗｘ２＝２×Ｗｔ２＝２×Ｗｘｉ２である。この場合の，標識シーケンスに関するパラメータを導出する。
【０１０５】
先ず，標識シーケンスによリ励起される領域の幅，間隔はともに，撮影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔の２倍であるから，画素サイズを２倍とする画像を取得する撮影条件を考えればよい。画素サイズとエコー信号の計測時のリードアウト傾斜磁場の強度と，サンプリング周期，サンプリングポイント数との対応関係より，リードアウト傾斜磁場の振幅を一定とし，サンプリングポイント数を半分にすれば，画素サイズを２倍にする撮影条件となる。即ち，標識シーケンスで印加する振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間での傾斜磁場の印加量Ｓｓｕｂ’を撮影シーケンスで印加するリードアウト傾斜磁場の印加量Ｓｅｃｈｏの１／２とすることにより，Ｗｔ２＝２×Ｗｔｉ２，Ｗｘ２＝２×Ｗｔ２＝２×Ｗｘｉ２を満足する磁気標識の付与ができる。Ｓｓｕｂ’＝Ｓｅｃｈｏ／２を満足させるには，例えば振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間隔を１／２にするか，又は隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の振幅を１／２とすればよい。
【０１０６】
図１４（ｃ）は，以上の導出したパラメータを使用したパルスシーケンスを示す。図１４（ｃ）に示すパルスシーケンスでは，振幅変調バーストパルスの隣接するサブパルスのピーク間で印加されるリードアウト傾斜磁場の振幅を１／２として，標識シーケンス，撮影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔を異ならせている。
【０１０７】
以上説明したパルスシーケンスに関するパラメータの導出法は，図２５に示すような２種類の励起周波数の振幅変調バーストパルスを含むパルスシーケンスの場合について説明したが，標識シーケンスに於いて印加される振幅変調バーストパルスのサブパルスの数をｎ，撮影シーケンスに於いて印加される振幅変調バーストパルスのサブパルスの数をｍとする場合にも拡張できる（ｎ，ｍ：それぞれ２のべき乗数である）。
【０１０８】
また，以上の説明では，リードアウト方向での磁気標識付与について説明したが，位相エンコード方向での磁気標識付与についても同様の手順で，パラメータを導出できる。リードアウト方向と位相エンコード方向での磁気標識の幅，磁気標識の間隔を等しくするには，撮影シーケンスに於ける視野と標識シーケンスに於ける視野を正方形としてパラメータの導出を行えばよい。
【０１０９】
以上が（条件１）を満足するパルスシーケンスのパラメータ導出法についての説明である。次に，（条件２）を満足するパルスシーケンスのパラメータ導出法について説明する。
【０１１０】
図２４に示したように，振幅変調バーストパルスのサブパルスの搬送周波数を変更することにより，励起される領域の位置はシフトできる。従って，標識シーケンスと撮影シーケンスで搬送周波数を制御することにより，（条件２）を実現できる。
【０１１１】
図１５は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの搬送周波数を変更して励起される領域をシフトさせる場合に於いて，（ａ）磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致する場合の信号強度プロファイル，（ｂ）磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致しない場合の信号強度プロファイル，（ｃ）磁気標識のエッジと画素間の境界とを一致させるための最適な搬送周波数の最も簡便な導出法を説明する図である。
【０１１２】
先ず，標識シーケンスでの搬送周波数を図１５（ａ）に示すように所定の値ｆ１として画像を撮影する。次に，搬送周波数を少しずつシフトさせ図１５（ｂ）に示すようにｆ２として画像を撮影する。磁気標識の信号強度プロファイルのエッジと撮影された画像の画素間の境界との位置関係に対応して，撮影された画像上での信号強度プロファイルは，図１５（ａ）と図１５（ｂ）とで異なる分布を示す。これら分布を参照して標識シーケンスでの搬送周波数を最適化できる。
【０１１３】
搬送周波数を変更して撮影して得られた各再構成画像に関して，磁気標識を付与した方向の隣り合う画素間で，信号強度の差を計算する。この計算は，磁気標識を付与した方向の位置座標をｉ，位置座標ｉの画素に於ける信号強度をＳ（ｉ），信号強度の差ΔＳ（ｉ），画素数をＮ，１＜ｉ＜（Ｎ−１）とするとして，（数１）により表現できる。磁気標識された領域とその周辺領域に於ける信号強度の差が小さくなる程，磁気標識の輝点がぼやけることになる。
【０１１４】
【数１】
ΔＳ（ｉ）＝Ｓ（ｉ＋１）―Ｓ（ｉ）                            …（数１）
図１５（ｃ）は，図１５（ａ）と図１５（ｂ）に対して（数２）を適用した結果を示す。図１５（ｃ）から明らかなように，磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致する搬送周波数ｆ１の場合に，信号差ΔＳ（ｉ）の振幅Ａ１が最大となる。逆に，信号差ΔＳ（ｉ）の振幅が最大となる場合，磁気標識のエッジと画素間の境界とは一致していると判断できる。以上のような手順により，（条件２）を実現できる。
【０１１５】
励起される領域をシフトする方法として，サブパルスの位相を変更する方法も可能である。
【０１１６】
図１６は，本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相を変更し励起される領域をシフトさせる場合の，（ａ）振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相値と励起される領域の関係，（ｂ）振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相値の導出法を説明する図である。図１６（ａ）に示すように，振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相を（−９０°，９０°，０°，−９０°，９０°）から（９０°，−９０°，０°，９０°，−９０°）に変更することにより，励起される領域の位置がシフトされて励起される領域が入れ替わる。図１６（ｂ）は，振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相シフトを別の形式で表現したグラフである。図１６（ｂ）の横軸はサブパルスの印加順序である。但し，振幅が０となる点を含む，印加順序１と２の間隔，及び印加順序４と５の間隔は，他の印加順序の間隔の２倍として，時間間隔と見なしている。図１６（ｂ）の縦軸はサブパルスの位相である。
【０１１７】
図１６（ｂ）から，サブパルスの位相を変更して励起される領域をシフトさせる場合，サブパルスの位相と時間との間に比例関係があることが分かる。また，位相の変更により励起される領域をシフトさせることは，振幅変調バーストパルスの中心のサブパルスの位相（図１６に示す例では０°）の点を固定し，固定した中心のサブパルスの位相の点の周りに，サブパルスの位相の時間変化を表わす直線を回転させて，同直線の傾斜角を変更することと同等である。
【０１１８】
従って，以下の手順により（条件２）を実現できる。先ず，標識シーケンスでの上記の傾斜角を所定の値として各サブパルスの位相を導出し，導出したパラメータを用いて画像を撮影する。次いで，上記の傾斜角を少しずつシフトさせて撮影を行なう。以降の手順は，搬送周波数を変更して励起される領域をシフトさせる場合と同様である。以上のような手順により，サブパルスの位相を変更して励起される領域をシフトさせる場合でも，（条件２）を実現できる。
【０１１９】
【発明の効果】
本発明によれば，振幅変調バーストパルスの印加により磁気標識を付与するので，磁気標識の輝点ぼけの大幅な低減，被験者の画像撮影のための拘束時間の大幅な短縮，高速な心臓の撮影，心機能の抽出の精度を向上が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。
【図２】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，１方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。
【図３】本発明の実施例であり，標識シーケンス，及び撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用して，２方向で磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。
【図４】本発明の実施例であり，撮影シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用し，標識シーケンスとして図９に示す従来法のパルスシーケンスを使用して，２方向に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。
【図５】本発明の実施例であり，標識シーケンスに振幅変調バーストパルスを使用し，撮影シーケンスとして図２５（ｂ）に示す従来技術の高速スピンエコー法のパルスシーケンスを使用して，２方向に磁気標識を付与して画像撮影を実行するパルスシーケンスを説明する図。
【図６】本発明の実施例に於いて磁気標識の幅と磁気標識の間隔を説明する図。
【図７】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう，標識シーケンスによる励起プロファイル，及び撮影シーケンスによる励起プロファイルであり，（ａ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの２倍の場合，（ｂ）は励起された領域の幅とＭＲＩ画像の画素サイズが等しい場合，（ｃ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの半分の場合の，各シーケンスによる励起プロファイルを説明する図。
【図８】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによるＭＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，（ａ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの２倍の場合，（ｂ）は励起された領域の幅とＭＲＩ画像の画素サイズが等しい場合，（ｃ）は励起された領域の幅がＭＲＩ画像の画素サイズの半分の場合の，ＭＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明する図。
【図９】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンスによる励起プロファイルとＭＲＩ画像サイズの関係を示す図であり，（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジとが一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジとが一致しない場合の，関係を説明する図。
【図１０】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なうパルスシーケンスによる，ＭＲＩ画像に於ける信号強度プロファイルであり，（ａ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジが一致する場合，（ｂ）は励起された領域のエッジとＭＲＩ画像の画素のエッジが一致しない場合の，ＭＲＩ画像での信号強度プロファイルを説明する図。
【図１１】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加時のリードアウト傾斜磁場の印加量と，エコー信号計測時のリードアウト傾斜磁場の印加量との関係を説明する図。
【図１２】本発明の実施例に於ける振幅変調バーストパルスを印加するパルスシーケンスに於けるパラメータ導出の手順を説明する図。
【図１３】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケンスにより励起される領域の幅，励起される領域の間隔を，標識シーケンスと撮影シーケンスとで同じくするパルスシーケンスを説明する図。
【図１４】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの印加を行なう標識シーケンス，及び撮影シーケンスにより励起される領域の幅，間隔が，標識工シーケンスと撮影シーケンスとで異なる場合の，（ａ）撮影シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔｉ２）と間隔（Ｗｘｉ２），（ｂ）標識シーケンスにより励起される領域の幅（Ｗｔ２）と間隔（Ｗｘ２），（ｃ）パルスシーケンスを説明する図。
【図１５】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスの搬送周波数を変更して励起される領域をシフトさせる場合に於いて，（ａ）磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致する場合の信号強度プロファイル，（ｂ）磁気標識のエッジと画素間の境界とが一致しない場合の信号強度プロファイル，（ｃ）磁気標識のエッジと画素間の境界とを一致させるための最適な搬送周波数の最も簡便な導出法を説明する図。
【図１６】本発明の実施例に於いて振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相を変更し励起される領域をシフトさせる場合の，（ａ）振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相値と励起される領域の関係，（ｂ）振幅変調バーストパルスのサブパルスの位相値の導出法を説明する図。
【図１７】従来技術に於ける磁気標識付与の原理を説明する図であり，（ａ）は標識シーケンスを説明する図，（ｂ）は（ａ）の標識シーケンスに於ける核磁化ベクトルの振る舞いを説明する図，（ｃ）は核磁化ベクトルのｚ方向成分の強度の空間分布を説明する図。
【図１８】従来技術の標識シーケンスに於ける核磁化ベクトルのｘ方向成分の強度を説明する図。
【図１９】従来技術の標識シーケンスを説明する図。
【図２０】磁気標識を行ない心臓の動きを画像化する従来技術のＭＲＩ装置に於けるパルスシーケンスを説明する図。
【図２１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の構成を説明する図。
【図２２】従来技術の振幅変調バーストパルスを説明する図。
【図２３】実空間と周波数空間に於けるインパルス列の関係を説明する図（従来技術）。
【図２４】実空間と周波数空間に於ける図２２に示す振幅変調バーストパルスの関係，及び２種類の励起周波数を用いる振幅変調バーストパルスの印加に於ける励起周波数と励起された領域の対応関係を説明する図（従来技術）。
【図２５】従来技術に於ける撮影シーケンスを説明する図であり，（ａ）は，時間軸上で等間隔に形成され振幅がｓｉｎｃ関数により変調された複数のサブパルスからなる高周波バーストパルスの印加を行なう高速スピンエコータイプのパルスシーケンスを説明する図，（ｂ）は高速スピンエコー法のパルスシーケンスを説明する図。
【符号の説明】
１…心電図，２…同期信号，３，５，７…振幅変調バーストパルス，４，８，４’…ｘ方向の傾斜磁場，６’…ｙ方向の傾斜磁場，１２…リードアウト方向の傾斜磁場，６，１１…位相エンコード方向の傾斜磁場，９…スライス方向の傾斜磁場，３’，５’，１０…高周波磁場パルス，１３…エコー信号，２１…工程１，２２…工程２，２３…工程３，２４…工程４，３０…標識シーケンス，４０…撮影シーケンス，１０１…静磁場を発生する磁石，１０２…検査対象，１０３…ベッド，１０４…高周波磁場コイル，１０５…ｘ方向の傾斜磁場用電源，１０６…ｙ方向の傾斜磁場用電源，１０７…ｚ方向の傾斜磁場用電源，１０８…ｘ方向の傾斜磁場コイル，１０９…ｙ方向の傾斜磁場コイル，１１０…ｚ方向の傾斜磁場コイル，１１１…シンセサイザ，１１２…変調装置，１１３…増幅器，１１４…検波装置，１１５…計算機，１１６…ディスプレイ，１１７…メモリ，１１８…生体信号検出手段，１１９…制御手段。
【図１】
0003877926.tif 000002
【図２】
0003877926.tif 000003
【図３】
0003877926.tif 000004
【図４】
0003877926.tif 000005
【図５】
0003877926.tif 000006
【図６】
0003877926.tif 000007
【図７】
0003877926.tif 000008
【図８】
0003877926.tif 000009
【図９】
0003877926.tif 000010
【図１０】
0003877926.tif 000011
【図１１】
0003877926.tif 000012
【図１２】
0003877926.tif 000013
【図１３】
0003877926.tif 000014
【図１４】
0003877926.tif 000015
【図１５】
0003877926.tif 000016
【図１６】
0003877926.tif 000017
【図１７】
0003877926.tif 000018
【図１８】
0003877926.tif 000019
【図１９】
0003877926.tif 000020
【図２０】
0003877926.tif 000021
【図２１】
0003877926.tif 000022
【図２２】
0003877926.tif 000023
【図２３】
0003877926.tif 000024
【図２４】
0003877926.tif 000025
【図２５】
0003877926.tif 000026