JPH0213431A - 磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents
磁気共鳴イメージングシステムInfo
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- JPH0213431A JPH0213431A JP1095065A JP9506589A JPH0213431A JP H0213431 A JPH0213431 A JP H0213431A JP 1095065 A JP1095065 A JP 1095065A JP 9506589 A JP9506589 A JP 9506589A JP H0213431 A JPH0213431 A JP H0213431A
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Classifications
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
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- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野コ
本発明は、概して、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用す
る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ ）に関する。本発明
は、特に、エコー時間ＴＥを減少させあるいは最小化し
、それによってＮＭＲ−ＲＦスピンエコーレスポンスの
Ｔ２減衰を減少させる（そして、同時にデータ収集時間
を節約し且つ生成されるＭＲＩ画像の信号対雑音比つま
りＳＮ比の可能性を拡大する）だめのＭＲＩを実施する
ための装置および方法に対するものである。
る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ ）に関する。本発明
は、特に、エコー時間ＴＥを減少させあるいは最小化し
、それによってＮＭＲ−ＲＦスピンエコーレスポンスの
Ｔ２減衰を減少させる（そして、同時にデータ収集時間
を節約し且つ生成されるＭＲＩ画像の信号対雑音比つま
りＳＮ比の可能性を拡大する）だめのＭＲＩを実施する
ための装置および方法に対するものである。
［従来の技術］
今や、ＭＲＩは、広く受は入れられ且つ商業的に入手可
能な、ＮＭＲ現象を受は得る原子核の実体的な集団であ
る（人体のような）被検体の内部構造をあられすディジ
タル化された可視画像を得るための技術である。一般に
、ＭＲＩ処理は、与えられた原子核のＮＭＲ周波数が該
原子核の位置に重畳された磁場に直接的に比例するとい
う事実に依存している。したかって、（例えば所定のシ
ーケンスにおいて）磁場の既知の空間分布を持つように
構成し、且つ（例えば、多次元フーリエ変換処理を介し
て）ＮＭＲ−ＲＦレスポンスの結果的な周波数および位
相を適切に解析することにより、相対的なＮＭＲレスポ
ンスのマツプまたは画像を、空間における増加的な領域
エレメント（ボクセル）の位置の関数として導出するこ
とが可能である。このデータのＣＲＴ上の適切なラスク
スキャンに整理された可視デイスプレィにより、被−８
＝ 検体の断面にわたるＮＭＲ原子核の空間分布の視覚表現
（例えば、教育を受けた医師による研究のため）が生成
され得る。
能な、ＮＭＲ現象を受は得る原子核の実体的な集団であ
る（人体のような）被検体の内部構造をあられすディジ
タル化された可視画像を得るための技術である。一般に
、ＭＲＩ処理は、与えられた原子核のＮＭＲ周波数が該
原子核の位置に重畳された磁場に直接的に比例するとい
う事実に依存している。したかって、（例えば所定のシ
ーケンスにおいて）磁場の既知の空間分布を持つように
構成し、且つ（例えば、多次元フーリエ変換処理を介し
て）ＮＭＲ−ＲＦレスポンスの結果的な周波数および位
相を適切に解析することにより、相対的なＮＭＲレスポ
ンスのマツプまたは画像を、空間における増加的な領域
エレメント（ボクセル）の位置の関数として導出するこ
とが可能である。このデータのＣＲＴ上の適切なラスク
スキャンに整理された可視デイスプレィにより、被−８
＝ 検体の断面にわたるＮＭＲ原子核の空間分布の視覚表現
（例えば、教育を受けた医師による研究のため）が生成
され得る。
現在商業的に入手可能な少なくともいくつかの典型的な
ＮＭＲシステム（例えば、ＤａｓｏｎｉＣＳ社より入手
可能なもの）においては、１またはそれ以上のＮＭＲス
ピンエコーＲＦレスポンスは、整形されたエンベロープ
を有する一連のスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用い
て撮像対象領域から抽出される。例えば、スライス選択
９０’ＲＦニユーテーシヨンパルスは、選択されたスラ
イス領域内のＮＭＲ原子核を実質的に９０’たけ選択的
にニューテートさせるのに利用される。ある時間遅延の
後、スライス選択１．８０’ＲＦニユーテーシヨンパル
スが、同原子核を１８０°だけニューテートさせるのに
用いられる。さらに等しい時間遅延の後、該選択された
スライス内のニューテートされたＮＭＲ原子核は、再び
互いに同位相に戻り、特性「スピンエコーＪＲＦレスポ
ンスを発生する。最初の９０°ニユーテーシヨンがらス
ピンエコーのエンベロープピークの発生までの全体の経
過時間は、例えば「エコー時間」すなわちｒＴＥＪと称
される。
ＮＭＲシステム（例えば、ＤａｓｏｎｉＣＳ社より入手
可能なもの）においては、１またはそれ以上のＮＭＲス
ピンエコーＲＦレスポンスは、整形されたエンベロープ
を有する一連のスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用い
て撮像対象領域から抽出される。例えば、スライス選択
９０’ＲＦニユーテーシヨンパルスは、選択されたスラ
イス領域内のＮＭＲ原子核を実質的に９０’たけ選択的
にニューテートさせるのに利用される。ある時間遅延の
後、スライス選択１．８０’ＲＦニユーテーシヨンパル
スが、同原子核を１８０°だけニューテートさせるのに
用いられる。さらに等しい時間遅延の後、該選択された
スライス内のニューテートされたＮＭＲ原子核は、再び
互いに同位相に戻り、特性「スピンエコーＪＲＦレスポ
ンスを発生する。最初の９０°ニユーテーシヨンがらス
ピンエコーのエンベロープピークの発生までの全体の経
過時間は、例えば「エコー時間」すなわちｒＴＥＪと称
される。
不幸にして、そのようなスピンエコーレスポンスの振幅
は、一般にＮＭＲ原子核のｒＴ２Ｊ ＮＭＲパラメータ
と称される指数減衰で減少する。したがって、ＮＭＲス
ピンエコーデータがＭＲＩのために利用される場合、計
測されるスピンエコー信号のＳＮ比は、ＴＥの減少また
は最小化によって向上し得ることは既に認められている
。そのような、ＳＮ比は、もちろん、スピンエコーＲＦ
レスポンス信号か（例えば、はぼ１０〜３０μｓｅｃ、
の間隔てとられるＲＦ波形のディジタル化された複素値
サンプルにより）実際に４測される全時間窓の関数でも
ある。
は、一般にＮＭＲ原子核のｒＴ２Ｊ ＮＭＲパラメータ
と称される指数減衰で減少する。したがって、ＮＭＲス
ピンエコーデータがＭＲＩのために利用される場合、計
測されるスピンエコー信号のＳＮ比は、ＴＥの減少また
は最小化によって向上し得ることは既に認められている
。そのような、ＳＮ比は、もちろん、スピンエコーＲＦ
レスポンス信号か（例えば、はぼ１０〜３０μｓｅｃ、
の間隔てとられるＲＦ波形のディジタル化された複素値
サンプルにより）実際に４測される全時間窓の関数でも
ある。
可能性のある向上されたＳＮ比に加えて、もしもＴＥが
減少させあるいは最小化させ得るならば、必要とされる
全データ収集時間を最小化することも常に望ましい。例
えば、高分解能のＮＭＲ画像を生成するために必要とさ
れる不可欠のＮＭＲレスポンスデータを累積するために
、ＮＭＲレスポンスを与えられたスライス領域から数１
００回繰り返し計測することが必要である。例えば、数
分または端数のない数１０分が、全体のスキャンシーケ
ンスに必要とされ得る。患者を楽にするばかりでなく経
済性のため、および可能性のある画像アーティファクト
を避けるためにも、あるいは全ての新たなＭＲＩ方式を
促進するためにさえも、全体の必要とされるデータ収集
時間を最小化することは、いつもＭＨＩ設計者の目標で
ある。この時間の節約は、また、与えられたＴＲ間隔内
により多数のスライス領域が検査されるのを可能とする
ために利用され得る。
減少させあるいは最小化させ得るならば、必要とされる
全データ収集時間を最小化することも常に望ましい。例
えば、高分解能のＮＭＲ画像を生成するために必要とさ
れる不可欠のＮＭＲレスポンスデータを累積するために
、ＮＭＲレスポンスを与えられたスライス領域から数１
００回繰り返し計測することが必要である。例えば、数
分または端数のない数１０分が、全体のスキャンシーケ
ンスに必要とされ得る。患者を楽にするばかりでなく経
済性のため、および可能性のある画像アーティファクト
を避けるためにも、あるいは全ての新たなＭＲＩ方式を
促進するためにさえも、全体の必要とされるデータ収集
時間を最小化することは、いつもＭＨＩ設計者の目標で
ある。この時間の節約は、また、与えられたＴＲ間隔内
により多数のスライス領域が検査されるのを可能とする
ために利用され得る。
スピンエコーレスポンスの非対称なサンプリングは、既
に他の人々によって提案されている。例えば、「”Ａｓ
ｙ＋ｎｍｅｔｒｉｃ Ｓａｍｐｌｉｎｇ Ａｎｄ ２Ｄ
ＰＴ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ” ｂｙ Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ
ａｌ、、 Ａｂｓｔｒｕｃｔ ｐｒｅｓｃｎｔｅａ
ａｔ ｔｈｅ Ａｕｇｕｓｔ ＋９８６ Ｍｃｅｔｊ
ｎｇ Ｏｆ ｔｈｅ ５ｏｃｊｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎ
ｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｊｎ
ｅ Ｊを参照されたい。ここでは、目標は、サンプリン
グ窓の中心を時間領域でスピンエコーレスポンスの中心
から遠ざけ、−一許容されるＳＮ比における付随する可
能性の増大とともに一−８Ｅザンプリングの全期間をよ
り長くさせ得るようにシフトすることであった。スピン
エコーレスポンスのそのような非対称サンプリングは、
与えられた帯域幅についてＴＥの減少を許容させること
も認められる。
に他の人々によって提案されている。例えば、「”Ａｓ
ｙ＋ｎｍｅｔｒｉｃ Ｓａｍｐｌｉｎｇ Ａｎｄ ２Ｄ
ＰＴ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ” ｂｙ Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ
ａｌ、、 Ａｂｓｔｒｕｃｔ ｐｒｅｓｃｎｔｅａ
ａｔ ｔｈｅ Ａｕｇｕｓｔ ＋９８６ Ｍｃｅｔｊ
ｎｇ Ｏｆ ｔｈｅ ５ｏｃｊｅｔｙ ｏｆ Ｍａｇｎ
ｅｔｉｃ Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｊｎ
ｅ Ｊを参照されたい。ここでは、目標は、サンプリン
グ窓の中心を時間領域でスピンエコーレスポンスの中心
から遠ざけ、−一許容されるＳＮ比における付随する可
能性の増大とともに一−８Ｅザンプリングの全期間をよ
り長くさせ得るようにシフトすることであった。スピン
エコーレスポンスのそのような非対称サンプリングは、
与えられた帯域幅についてＴＥの減少を許容させること
も認められる。
Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｔ、 は、強度画像が計算さ
れるときに消滅する変換データに位相シフトを単に導入
するために非対称にサンプルされたデータを考慮したと
思われる。実際、Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｔ、 の
アプローチは、非対称性が増大するほと分解能のロスを
増大さぜる。Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｌ、は、画像に
完全な分解能を回復させるための「失った」データの合
成の可能性を考慮していない。
れるときに消滅する変換データに位相シフトを単に導入
するために非対称にサンプルされたデータを考慮したと
思われる。実際、Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｔ、 の
アプローチは、非対称性が増大するほと分解能のロスを
増大さぜる。Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｌ、は、画像に
完全な分解能を回復させるための「失った」データの合
成の可能性を考慮していない。
非対称のＲＦニューテーションパルスエンベロープも、
過去においである目的のために提案されている。例えば
、 Ｍｕｒｄｏｃｈ ｅＬ ａｌ、、 ”Ｃｏｍｐｕｔｅｒ
−Ｏｐｔｉｍｉｚｅｄ Ｎａｒｒｏｗｂａｎｄ Ｐｕ１
ｓｅｓ ｆｏｒ Ｍｕｌｔｉｓｌｉｃｅ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ−Ｊ、 Ｍａｇ。
過去においである目的のために提案されている。例えば
、 Ｍｕｒｄｏｃｈ ｅＬ ａｌ、、 ”Ｃｏｍｐｕｔｅｒ
−Ｏｐｔｉｍｉｚｅｄ Ｎａｒｒｏｗｂａｎｄ Ｐｕ１
ｓｅｓ ｆｏｒ Ｍｕｌｔｉｓｌｉｃｅ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ−Ｊ、 Ｍａｇ。
Ｒｅｓ、７４，２２８ − ２６３ （１９８７）お
よび Ｌｏａｊｚａ ｅｔ ａｌ、、 ”５ｅｌｅｃｔｉｖｅ
Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ ７ｉｔｌｌＯｕｔ Ｐｈａｓ
ｅ Ｄｌｓｔｏｒｔｌｏｎ Ｕｓｉｎｇ ５ｅｌｆ−１
？ｅｆｏｃｕｓｅｄ Ａｍｐｌｉｔｕｄｃ ａｎｄ Ａ
ｍｐｌｉｔｕｄｅ／Ｐｈａｓｅ−Ｍｏｄｕｌａｔｅｄ
Ｐｕ１ｓｅｓ”、 ｊ、 Ｍａｇ、 Ｒｅｓ、 ７７、
１７５−１８１ （１９８ｇ）を参照されたい。
よび Ｌｏａｊｚａ ｅｔ ａｌ、、 ”５ｅｌｅｃｔｉｖｅ
Ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ ７ｉｔｌｌＯｕｔ Ｐｈａｓ
ｅ Ｄｌｓｔｏｒｔｌｏｎ Ｕｓｉｎｇ ５ｅｌｆ−１
？ｅｆｏｃｕｓｅｄ Ａｍｐｌｉｔｕｄｃ ａｎｄ Ａ
ｍｐｌｉｔｕｄｅ／Ｐｈａｓｅ−Ｍｏｄｕｌａｔｅｄ
Ｐｕ１ｓｅｓ”、 ｊ、 Ｍａｇ、 Ｒｅｓ、 ７７、
１７５−１８１ （１９８ｇ）を参照されたい。
Ｍｕｒｄｏｃｈ ｅｔ ａｌ、は、より良好なスライス
領域の定義を達成する（すなわち、より正確に配置され
る「側壁」を有するスライス領域からのＮＭＲニューテ
ーション／レスポンスを達成する）という特別な目的の
ために非対称ニューテーションパルスの種々の変形を提
案している。一方、Ｌｏａｊｚａ ｅｔａｌ、は、また
、分離された位相補正用勾配パルスを必要とぜずに位相
歪を最小化することを求めている。
領域の定義を達成する（すなわち、より正確に配置され
る「側壁」を有するスライス領域からのＮＭＲニューテ
ーション／レスポンスを達成する）という特別な目的の
ために非対称ニューテーションパルスの種々の変形を提
案している。一方、Ｌｏａｊｚａ ｅｔａｌ、は、また
、分離された位相補正用勾配パルスを必要とぜずに位相
歪を最小化することを求めている。
［発明が解決しようとする課題］
さて、本発明者は、複素共役スピンエコーデータの非対
称合成と組み合わされた非対称ＲＦ二二−テーンヨンパ
ルスの使用を含むＴＥを縮減させる（そしてそれ故Ｔ２
減衰を縮減させる）技術を見いだした。
称合成と組み合わされた非対称ＲＦ二二−テーンヨンパ
ルスの使用を含むＴＥを縮減させる（そしてそれ故Ｔ２
減衰を縮減させる）技術を見いだした。
［課題を解決するための手段および作用］例えば、本発
明者は、必要なＮＭＲ原子核ニューテーションを依然と
して達成し得る（その振幅が適りに調整された）限り、
非対称エンベロープを有する少なくとも一つのＲＦニュ
ーテーションパルス（例えば、９０°ニユーテーシヨン
パルス）を送信することができることを見いたした。Ｒ
Ｆニューテーションパルスエンベロープの非対称性が適
正に方向付けられているならば、それはスピンエコーＮ
ＭＰＩＲＦレスポンスを抽出スルのに必要とされる一連
のＲＦニューテーションパルスの間の最小経過時間間隔
の縮減を促進する。ＦＩＤ「スピンエコー」を回復させ
るために勾配パルス反転が単一のＲＦパルスと共に用い
られる場合も、ＴＥの縮減を促進する。したかって、１
またはそれ以上のＲＦニューテーションパルスのそのよ
うな非対称性は、付随するＴ２減衰の縮減および可能性
のあるＳＮ比の増進（そしてそれは、もちろん、他の関
連のあるＮＭＲ−ＭＨＩパラメータの改良のための交換
条件に用いられる）と共にＴＥの縮減または最小化を可
能とする。
明者は、必要なＮＭＲ原子核ニューテーションを依然と
して達成し得る（その振幅が適りに調整された）限り、
非対称エンベロープを有する少なくとも一つのＲＦニュ
ーテーションパルス（例えば、９０°ニユーテーシヨン
パルス）を送信することができることを見いたした。Ｒ
Ｆニューテーションパルスエンベロープの非対称性が適
正に方向付けられているならば、それはスピンエコーＮ
ＭＰＩＲＦレスポンスを抽出スルのに必要とされる一連
のＲＦニューテーションパルスの間の最小経過時間間隔
の縮減を促進する。ＦＩＤ「スピンエコー」を回復させ
るために勾配パルス反転が単一のＲＦパルスと共に用い
られる場合も、ＴＥの縮減を促進する。したかって、１
またはそれ以上のＲＦニューテーションパルスのそのよ
うな非対称性は、付随するＴ２減衰の縮減および可能性
のあるＳＮ比の増進（そしてそれは、もちろん、他の関
連のあるＮＭＲ−ＭＨＩパラメータの改良のための交換
条件に用いられる）と共にＴＥの縮減または最小化を可
能とする。
そのような非対称ＲＦニューテーションパルスに関連し
て、本発明者は、スピンエコーレスポンスを単に非対称
にサンプルし、そして信号計測の現実の期間を長くする
（付随するＳＮ比の可能性の増大とともに）ことができ
るばかりでなく、−一複素共役スピンエコーデータの非
対称合成により他の方向についての有効なサンプリング
期間を合成的に増加させることもできる（例えば、スピ
ン系が時間内にエコーの中心から逆方向にＲＦパルスを
除去して展開させ得るならば、生ずるスピンエコー信号
を再構成するため）。もしも、充分な画像分解能を実現
しようとするならば、データのこの部分を満たすことは
重要である。
て、本発明者は、スピンエコーレスポンスを単に非対称
にサンプルし、そして信号計測の現実の期間を長くする
（付随するＳＮ比の可能性の増大とともに）ことができ
るばかりでなく、−一複素共役スピンエコーデータの非
対称合成により他の方向についての有効なサンプリング
期間を合成的に増加させることもできる（例えば、スピ
ン系が時間内にエコーの中心から逆方向にＲＦパルスを
除去して展開させ得るならば、生ずるスピンエコー信号
を再構成するため）。もしも、充分な画像分解能を実現
しようとするならば、データのこの部分を満たすことは
重要である。
両タイプの非対称プロセスを同時に採用することにより
、ＴＥは実質的に縮減し得、且つＳ／Ｎは上述した期待
される付随的な全ての利点と共に増大する。
、ＴＥは実質的に縮減し得、且つＳ／Ｎは上述した期待
される付随的な全ての利点と共に増大する。
本発明のこれらおよびその他の目的および利点は、現時
点で望ましい典型的な実施例に関する添（＝Ｊ図面に関
連した、以下の詳細な説明を注意深く読むことにより、
−層認識され且つ理解されるであろう。
点で望ましい典型的な実施例に関する添（＝Ｊ図面に関
連した、以下の詳細な説明を注意深く読むことにより、
−層認識され且つ理解されるであろう。
［実施例］
典型的な実施例において利用される新たな信号処理およ
び制御手続きは、現存するＭＲＩ装置における記憶され
た制御コンピュータプログラムの適切な変更により、達
成し得る。そのような装置の一例として、第１図のブロ
ック図は、そのようなシステムにおいて採用され得る一
般的な構成を示している。
び制御手続きは、現存するＭＲＩ装置における記憶され
た制御コンピュータプログラムの適切な変更により、達
成し得る。そのような装置の一例として、第１図のブロ
ック図は、そのようなシステムにおいて採用され得る一
般的な構成を示している。
例えば、人間または動物の被検体（または他の被検体）
１０は、被検体の関心部位内に２軸に沿う方向の実質的
に−様な磁場を生成する静低温磁石の２軸に沿って挿入
される。そして、勾配磁場は、−組のｘＳｙ、ｚ勾配増
幅器およびコイル１４により、このＺ軸方向の磁場内に
ｘ、ｙまたはＺ軸に沿って印加される。ＮＭＲ−ＲＦ倍
信号、被検体１０内に送信され、且つＮＭＲ−ＲＦレス
ポンスは、在来の送受信スイッチ１８によりＲＦ送信器
２０およびＲＦ受信器２２に接続されたＲＦコイル］６
を介して被検体１０から受信される。
１０は、被検体の関心部位内に２軸に沿う方向の実質的
に−様な磁場を生成する静低温磁石の２軸に沿って挿入
される。そして、勾配磁場は、−組のｘＳｙ、ｚ勾配増
幅器およびコイル１４により、このＺ軸方向の磁場内に
ｘ、ｙまたはＺ軸に沿って印加される。ＮＭＲ−ＲＦ倍
信号、被検体１０内に送信され、且つＮＭＲ−ＲＦレス
ポンスは、在来の送受信スイッチ１８によりＲＦ送信器
２０およびＲＦ受信器２２に接続されたＲＦコイル］６
を介して被検体１０から受信される。
上述した全ての要素は、例えば、概してデータ収集およ
びデイスプレィコンピュータシステム２６と通信する制
御コンピュータシステム２４により制御され得る。後者
のコンピュータ２６は、アナログ／ディジタルコンバー
タ２８を介してＮＭＲ−ＲＦレスポンスをも受信する。
びデイスプレィコンピュータシステム２６と通信する制
御コンピュータシステム２４により制御され得る。後者
のコンピュータ２６は、アナログ／ディジタルコンバー
タ２８を介してＮＭＲ−ＲＦレスポンスをも受信する。
例えば、ＣＲＴデイスプレィおよびキーボード装置３０
も、データ収集およびデイスプレィコンピュータ２６と
組み合わされる。
も、データ収集およびデイスプレィコンピュータ２６と
組み合わされる。
当業者ならばわかるように、そのような構成は、磁場勾
配パルスおよびＮＭＲ，−ＲＦパルスの所望のシーケン
スを生成し、記憶されたコンピュータプログラムに関連
してＮＭＲ−ＲＦレスポンスを計測するために利用され
得る。第１図に示されるとおり、本発明のＭＲＩシステ
ムは、例えば、（共役ＳＥデータの非対称合成に関して
）縮減されたＴＥおよび非対称配置されたＳＥサンプリ
ング窓を許容する非対称ＲＦパルスエンベロープを有す
る（コンピュータ２６を介してまたは制御コンピュータ
２４に直接）シーケンス制御を発生するために（以下の
記述に従って）適応されたＲＡＭ、ＲＯＭおよび／また
は他の記憶プログラム媒体を含む。一部は合成された（
スピンエコーデータ）結果は、最終的な高解像度ＮＭＲ
画像に概して処理される（例えば、多次元フーリエ変換
を介して）。
配パルスおよびＮＭＲ，−ＲＦパルスの所望のシーケン
スを生成し、記憶されたコンピュータプログラムに関連
してＮＭＲ−ＲＦレスポンスを計測するために利用され
得る。第１図に示されるとおり、本発明のＭＲＩシステ
ムは、例えば、（共役ＳＥデータの非対称合成に関して
）縮減されたＴＥおよび非対称配置されたＳＥサンプリ
ング窓を許容する非対称ＲＦパルスエンベロープを有す
る（コンピュータ２６を介してまたは制御コンピュータ
２４に直接）シーケンス制御を発生するために（以下の
記述に従って）適応されたＲＡＭ、ＲＯＭおよび／また
は他の記憶プログラム媒体を含む。一部は合成された（
スピンエコーデータ）結果は、最終的な高解像度ＮＭＲ
画像に概して処理される（例えば、多次元フーリエ変換
を介して）。
第２図は、典型的な従来技術のデータ収集シーケンスを
示す。ここでは、単一のＭＲＩデータ収集スキャンずな
わぢ「学習に」は、Ｎ個（例えば１２８または２５６の
）の連続するデータ採取サイクルを必要とする。実際、
もしも、第２図に示されるように、マルチスライススキ
ャンが必要ならば、単一のスキャンまたは「学習」を含
むＮ個の事象の各々は、実際にＭ個の単一スライスのＭ
Ｒ１データ採取サイクルであるかもしれない。いずれに
しても、与えられた単一スライスデータ採取サイクルｐ
について、スライス選択２軸勾配パルス（およびそれに
組み合わされた位相補正パルス）は、送信されるＲＦ倍
信号中心周波数を中心とするスライス領域内に送信され
る９０’ニユーテーシヨンパルスを選択的にアドレスす
るために用いられ得るとともに、選択されたスライス内
の原子核の実質的な集団を実質的に９０’だけニューテ
ートさせるために充分な強度および期間を有する。その
後、（この特定のザイクルについて強度φＱを有し、そ
の特定のスライスについて、Ｎ個のデータ採取サイクル
にわたって両極性の最大強度の間で変化する）ｙ軸勾配
パルスが用いられる。
示す。ここでは、単一のＭＲＩデータ収集スキャンずな
わぢ「学習に」は、Ｎ個（例えば１２８または２５６の
）の連続するデータ採取サイクルを必要とする。実際、
もしも、第２図に示されるように、マルチスライススキ
ャンが必要ならば、単一のスキャンまたは「学習」を含
むＮ個の事象の各々は、実際にＭ個の単一スライスのＭ
Ｒ１データ採取サイクルであるかもしれない。いずれに
しても、与えられた単一スライスデータ採取サイクルｐ
について、スライス選択２軸勾配パルス（およびそれに
組み合わされた位相補正パルス）は、送信されるＲＦ倍
信号中心周波数を中心とするスライス領域内に送信され
る９０’ニユーテーシヨンパルスを選択的にアドレスす
るために用いられ得るとともに、選択されたスライス内
の原子核の実質的な集団を実質的に９０’だけニューテ
ートさせるために充分な強度および期間を有する。その
後、（この特定のザイクルについて強度φＱを有し、そ
の特定のスライスについて、Ｎ個のデータ採取サイクル
にわたって両極性の最大強度の間で変化する）ｙ軸勾配
パルスが用いられる。
所定の経過時間の後、１．８０’ ＲＦ−ＮＭＲ＝ユー
アーンヨンパルスが、（適切なＺ軸勾配の印加を経て）
同じスライス領域に選択的に送信される。「等時間の規
則」に従って、さらに同じ経過時間の後、真のスピンエ
コー信号ＳＥが展開する。
アーンヨンパルスが、（適切なＺ軸勾配の印加を経て）
同じスライス領域に選択的に送信される。「等時間の規
則」に従って、さらに同じ経過時間の後、真のスピンエ
コー信号ＳＥが展開する。
（ＲＦの振幅および位相が連続するサンプル点に＝
１９ − おいて計測される）ＲＦ−ＮＭＲレスポンス信号の記録
の間、ＸＩＰＩ１１次元における空間周波数エンコーデ
ィングを提供するため読出しＸ軸磁気勾配が用いられる
。付加的なスピンエコーレスポンスも、付加的な］８０
°ニユーテーシヨンパルスまたは適当な他の技術の使用
によりｍ−それらがＮＭＲ−Ｔ２減衰により減衰した振
幅を有しているにもかかわらずｍ−抽出され得る。
１９ − おいて計測される）ＲＦ−ＮＭＲレスポンス信号の記録
の間、ＸＩＰＩ１１次元における空間周波数エンコーデ
ィングを提供するため読出しＸ軸磁気勾配が用いられる
。付加的なスピンエコーレスポンスも、付加的な］８０
°ニユーテーシヨンパルスまたは適当な他の技術の使用
によりｍ−それらがＮＭＲ−Ｔ２減衰により減衰した振
幅を有しているにもかかわらずｍ−抽出され得る。
繰り返し時間ＴＲパラメータか示されているのと同様に
、エコー時間ＴＥが第２図に示されている。上述のよう
に、ＴＥは、Ｔ２−ＮＭＲ指数減衰パラメータと相互に
作用し信号振幅を減少させる。ＴＲは、ＴＩ−ＮＭＲ指
数回復パラメータと相互に作用するので、一般に、同じ
領域の次の計測ザイクルが開始し得る以前に、前に励起
された原子核の実質的な緩和を待たなければならない。
、エコー時間ＴＥが第２図に示されている。上述のよう
に、ＴＥは、Ｔ２−ＮＭＲ指数減衰パラメータと相互に
作用し信号振幅を減少させる。ＴＲは、ＴＩ−ＮＭＲ指
数回復パラメータと相互に作用するので、一般に、同じ
領域の次の計測ザイクルが開始し得る以前に、前に励起
された原子核の実質的な緩和を待たなければならない。
各ＲＦ励起パルスの間、所望の「スライス」すなイっち
「ブレーナ領域」 （例えば、イメージングされる被検
体について与えられたらまたは１０ｍｍのような相対的
に小さな厚みのスライス）のみを選択的に励起するため
に、「オン」にスイッチされたスライス選択Ｇｚ磁気勾
配パルスが存在することに気が付くであろう。各結果的
に生ずるスピンエコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスの間に、
読…し手続きの間Ｘ軸磁気勾配を印加することによって
Ｘ軸位相エンコーディングが達成される（例えば、各ス
ピンエコーパルスは、３０μｓｅｃ、位毎にサンプルさ
れて、ディジタル化されたサンプル点複素値データが後
の信号処理のために格納される）。
「ブレーナ領域」 （例えば、イメージングされる被検
体について与えられたらまたは１０ｍｍのような相対的
に小さな厚みのスライス）のみを選択的に励起するため
に、「オン」にスイッチされたスライス選択Ｇｚ磁気勾
配パルスが存在することに気が付くであろう。各結果的
に生ずるスピンエコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスの間に、
読…し手続きの間Ｘ軸磁気勾配を印加することによって
Ｘ軸位相エンコーディングが達成される（例えば、各ス
ピンエコーパルスは、３０μｓｅｃ、位毎にサンプルさ
れて、ディジタル化されたサンプル点複素値データが後
の信号処理のために格納される）。
第２図に示されるように、実際、計測ザイクルの数は典
型的には、最終画像においてｙ軸に沿う分解能の所望の
ライン数に等しい（共役処理によるデータ合成はないも
のと仮定する）ことがわかるであろう。与えられたスラ
イスに関して計測サイクルか終了した後、（通常緩和時
間Ｔ１のオーダの）ＴＲ期間のために緩和させることが
可能となるとともに、それらのスピンエコーレスポンス
を得るために他の「スライス」が同様にアドレスされる
。例えば、ｙ軸次元に沿う分解能の数百うインを提供す
るのに充分なデータを得るのに、数百のオーダのそのよ
うな計測が利用される。Ｎ個のそのようなｙ軸位相エン
コードされたスピンエコー信号のンーケンスは、例えば
当該技術分野において現在までによく知られている手法
で最終ＮＭＲ画像のピクセル値のＮＸＮを結果として得
るために２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）処理に供され
る。
型的には、最終画像においてｙ軸に沿う分解能の所望の
ライン数に等しい（共役処理によるデータ合成はないも
のと仮定する）ことがわかるであろう。与えられたスラ
イスに関して計測サイクルか終了した後、（通常緩和時
間Ｔ１のオーダの）ＴＲ期間のために緩和させることが
可能となるとともに、それらのスピンエコーレスポンス
を得るために他の「スライス」が同様にアドレスされる
。例えば、ｙ軸次元に沿う分解能の数百うインを提供す
るのに充分なデータを得るのに、数百のオーダのそのよ
うな計測が利用される。Ｎ個のそのようなｙ軸位相エン
コードされたスピンエコー信号のンーケンスは、例えば
当該技術分野において現在までによく知られている手法
で最終ＮＭＲ画像のピクセル値のＮＸＮを結果として得
るために２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）処理に供され
る。
標準的な２ＤＦＴ−ＮＭＲイメージングシーケンスにお
いて生成されるデータセットは、いわゆるエルミート対
称（Ｈｅｒｍｉｔｉａｎ ｓｙｍｍｅｔｒｙ）を処理す
る。これは、実際には、完全なデータセットの］／２の
みが収集される必要があり、他の１／２はその後に複素
共役マツピングの単純な操作を介して導くことができる
ことを意味する。そのようなデータ合成技術は、今まで
に当該技術分野においてよく知られており、且つ例えば
Ｐｅｉｎｂｅｒｇによる米国特許第４，７２８，８９３
号に記述されている。
いて生成されるデータセットは、いわゆるエルミート対
称（Ｈｅｒｍｉｔｉａｎ ｓｙｍｍｅｔｒｙ）を処理す
る。これは、実際には、完全なデータセットの］／２の
みが収集される必要があり、他の１／２はその後に複素
共役マツピングの単純な操作を介して導くことができる
ことを意味する。そのようなデータ合成技術は、今まで
に当該技術分野においてよく知られており、且つ例えば
Ｐｅｉｎｂｅｒｇによる米国特許第４，７２８，８９３
号に記述されている。
もしもそのようなデータ合成技術が採用されたならば、
全体のスピンエコーはもはや実際の時間領域のスピンエ
コーレスポンスを計ｌｌｌ１ｊするために用いられるサ
ンプリング窓に展開される必要がなくなる。このことは
、さもなければ最小ＴＥ（および／またはサンプリング
バンド幅）を制限する一つの制約を回避する。
全体のスピンエコーはもはや実際の時間領域のスピンエ
コーレスポンスを計ｌｌｌ１ｊするために用いられるサ
ンプリング窓に展開される必要がなくなる。このことは
、さもなければ最小ＴＥ（および／またはサンプリング
バンド幅）を制限する一つの制約を回避する。
実際、存在すべき理論的に正確な対称性に影響し且つそ
れを破壊する多くのファクタがある。よくシムの施され
た超伝導磁石における一つの主要なファクタは、例えば
、誘起される渦電流磁場（例えば、強いスライス選択勾
配パルスＧｚにより誘起される）に起因する位相誤差で
あるかも知れない。残留渦電流磁場に起因する結果的な
ＳＥの余分の位相変調は、１またはそれ以上の余分の「
較正」サイクル（例えば位相エンコード用Ｇｙおよび読
出し用Ｇｘ勾配を空にすることにより）にて計測するこ
とができ、この結果的な較正データの位相は収集された
画像データセットを補正するために使用される。偽の磁
場変動に対するそのような補正については、ここではよ
り詳細に記述することはしない。
れを破壊する多くのファクタがある。よくシムの施され
た超伝導磁石における一つの主要なファクタは、例えば
、誘起される渦電流磁場（例えば、強いスライス選択勾
配パルスＧｚにより誘起される）に起因する位相誤差で
あるかも知れない。残留渦電流磁場に起因する結果的な
ＳＥの余分の位相変調は、１またはそれ以上の余分の「
較正」サイクル（例えば位相エンコード用Ｇｙおよび読
出し用Ｇｘ勾配を空にすることにより）にて計測するこ
とができ、この結果的な較正データの位相は収集された
画像データセットを補正するために使用される。偽の磁
場変動に対するそのような補正については、ここではよ
り詳細に記述することはしない。
対称性を幾分か劣化させる他のファクタは、ＳＥサンプ
ル窓全全体わたるＴ２減衰である。しかしながら、この
誤差源は、充分に小さく、供投手法によるデータ合成の
恩恵を阻害しない。
ル窓全全体わたるＴ２減衰である。しかしながら、この
誤差源は、充分に小さく、供投手法によるデータ合成の
恩恵を阻害しない。
第２図において、９０°および１８０°ＲＦニユーテー
シヨンパルスは、両方共、対称的に切り詰められたほぼ
ｓ ｉｎｃ形状のエンベロープを有していることに気（
ｔ ＜であろう。例えば、一つの典型的な従来技術の例
では、はぼｓ ｉｎｃ状に切り詰められたＲＦパルスエ
ンベロープは、１０個（すなわち、ピークの両側にそれ
ぞれ５個）のゼロクロスまで延びるものが使用される。
シヨンパルスは、両方共、対称的に切り詰められたほぼ
ｓ ｉｎｃ形状のエンベロープを有していることに気（
ｔ ＜であろう。例えば、一つの典型的な従来技術の例
では、はぼｓ ｉｎｃ状に切り詰められたＲＦパルスエ
ンベロープは、１０個（すなわち、ピークの両側にそれ
ぞれ５個）のゼロクロスまで延びるものが使用される。
同様のエンベロープ形状が、９０’ニユーテーシヨンパ
ルスおよび１８０°ニユーテーンヨンパルスの両方にｍ
−１８０°ニューテーションパルスは９０’ニユーテー
シヨンパルスの２倍の振幅を有していることを除きｍ−
用いられる。例えば、そのようなパルスの期間は、イメ
ージングされるスライス領域の厚さに反比例する。薄い
スライスについては、所要のＲＦニューテーションパル
スの期間は、逆に長くなる（最小ＴＥ待時間、Ｔ２−Ｎ
ＭＲ緩和効果により計測されるＳＥレスポンスの指数的
損失が増大するのに対応して長くされることを意味する
）。
ルスおよび１８０°ニユーテーンヨンパルスの両方にｍ
−１８０°ニューテーションパルスは９０’ニユーテー
シヨンパルスの２倍の振幅を有していることを除きｍ−
用いられる。例えば、そのようなパルスの期間は、イメ
ージングされるスライス領域の厚さに反比例する。薄い
スライスについては、所要のＲＦニューテーションパル
スの期間は、逆に長くなる（最小ＴＥ待時間、Ｔ２−Ｎ
ＭＲ緩和効果により計測されるＳＥレスポンスの指数的
損失が増大するのに対応して長くされることを意味する
）。
したがって、特に薄いスライスについて、第３図に示さ
れたように、本発明の実施例において、異なるアプロー
チが提案される。ここでは、非対称形状のエンベロープ
が９０°ニユーテーシヨンパルスとして用いられ、且つ
（合計）６個のゼロクロスを有する１８０°ＲＦニユー
テーンヨンパルスが（対称形状のｓｉｎｃ状エンベロー
プをもって）使用される。９０°ニユーテーシヨンパル
スの非対称性を適切に方向付けする（すなわち、第３図
に示された後続の１８０°パルスに向けて延びるエンベ
ロープ部分を切り詰めること）ことによって、９０°と
１８０°ＲＦパルスの間に必要な時間（例えば、勾配位
相リフオーカスおよび位相ずらしのために）が、依然と
して１８ｏ０ニユーテーシヨンの前の最小の時間遅延間
隔−一そして時間間隔ＴＥ−一を減少しつつ形成され得
る。
れたように、本発明の実施例において、異なるアプロー
チが提案される。ここでは、非対称形状のエンベロープ
が９０°ニユーテーシヨンパルスとして用いられ、且つ
（合計）６個のゼロクロスを有する１８０°ＲＦニユー
テーンヨンパルスが（対称形状のｓｉｎｃ状エンベロー
プをもって）使用される。９０°ニユーテーシヨンパル
スの非対称性を適切に方向付けする（すなわち、第３図
に示された後続の１８０°パルスに向けて延びるエンベ
ロープ部分を切り詰めること）ことによって、９０°と
１８０°ＲＦパルスの間に必要な時間（例えば、勾配位
相リフオーカスおよび位相ずらしのために）が、依然と
して１８ｏ０ニユーテーシヨンの前の最小の時間遅延間
隔−一そして時間間隔ＴＥ−一を減少しつつ形成され得
る。
第３図に示される９０’および１８０°のパルスペアが
、イメージングされるスライス領域のプロフィールに対
する意味のある劣化無しに、所要のスピンエコーレスポ
ンスを生成するために（非対称に切り詰められたｓ ｉ
ｎｃエンベロープの振幅が、従来対称に切り詰められた
エンベロープが用いられていたときと同じ内包領域を提
供するように調整される限り）、依然として必要なＮＭ
Ｒ原子核ニューテーションを提供することは計算により
示すことができる。
、イメージングされるスライス領域のプロフィールに対
する意味のある劣化無しに、所要のスピンエコーレスポ
ンスを生成するために（非対称に切り詰められたｓ ｉ
ｎｃエンベロープの振幅が、従来対称に切り詰められた
エンベロープが用いられていたときと同じ内包領域を提
供するように調整される限り）、依然として必要なＮＭ
Ｒ原子核ニューテーションを提供することは計算により
示すことができる。
同時に、（先に引用した） Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａ
ｌ、の従来技術の提案と幾分か同様に、望ましい実施例
は、スピンエコーの非対称ザンブリングを利用する。
ｌ、の従来技術の提案と幾分か同様に、望ましい実施例
は、スピンエコーの非対称ザンブリングを利用する。
すなわち、サンプリング窓は、スピンエコーエンベロー
プのピークに対して非対称に配置される。
プのピークに対して非対称に配置される。
サンプリング窓の非対称配置は、それ自体、もちろん、
実際のサンプリング窓が、Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｌ
。
実際のサンプリング窓が、Ｐｒｏｖｏｓｔ ｅｔ ａｌ
。
のような従来技術の教えに従ってサンプリング窓の全期
間を拡張するため第３図における１８００パルスから離
れる方向に有意に拡張されることを許容する。
間を拡張するため第３図における１８００パルスから離
れる方向に有意に拡張されることを許容する。
しかしながら、さらに、望ましい実施例においては、（
複素共役合成を用いて）合成されたデータは、非対称に
サンプルされたスピンエコーレスポンスデータの「欠落
した」非対称部分のみを満たすために、第３図に示され
るように非対称に生成される。このようにして、完全な
複合スピンエコーレスポンスデータセットが提供され、
そしてそれは−一このデータセットの非対称部分は実際
には合成されたデータからなるのではあるがｍ−対称で
あるように見える。合成された完全な最終データセット
におけるデータの量を最小にすることにより、合成によ
る誤差も同様に最小にされる。
複素共役合成を用いて）合成されたデータは、非対称に
サンプルされたスピンエコーレスポンスデータの「欠落
した」非対称部分のみを満たすために、第３図に示され
るように非対称に生成される。このようにして、完全な
複合スピンエコーレスポンスデータセットが提供され、
そしてそれは−一このデータセットの非対称部分は実際
には合成されたデータからなるのではあるがｍ−対称で
あるように見える。合成された完全な最終データセット
におけるデータの量を最小にすることにより、合成によ
る誤差も同様に最小にされる。
一般的に入手可能な在来のＭＲＩシステムは、ＲＦニュ
ーテーションパルスを「オン」 ・ 「オフ」ゲーティ
ング（同時に、そのようなパルスを所望のｓ ｉｎｃ状
あるいはそれ以外に竪形する）し、且つ所望の磁気勾配
パルス、スピンエコーサンプリング窓の発生等を「オン
」 ・ 「オフ」ゲーテイングするためのプログラマブ
ルゲートを有しているので、第３図に示される実施例は
、（例えば、制御コンピュータ２４および／または補助
コンピュータ２６における）ンーケンス制御プログラム
が、ゲート素子か異なった制御となるように適切にプロ
グラムされることのみが必要となる。したがって、その
ような再プログラミングは、当該技術分野に携わる通常
の技術者にはたやすいことであり、さらなる説明は不要
であると信する。
ーテーションパルスを「オン」 ・ 「オフ」ゲーティ
ング（同時に、そのようなパルスを所望のｓ ｉｎｃ状
あるいはそれ以外に竪形する）し、且つ所望の磁気勾配
パルス、スピンエコーサンプリング窓の発生等を「オン
」 ・ 「オフ」ゲーテイングするためのプログラマブ
ルゲートを有しているので、第３図に示される実施例は
、（例えば、制御コンピュータ２４および／または補助
コンピュータ２６における）ンーケンス制御プログラム
が、ゲート素子か異なった制御となるように適切にプロ
グラムされることのみが必要となる。したがって、その
ような再プログラミングは、当該技術分野に携わる通常
の技術者にはたやすいことであり、さらなる説明は不要
であると信する。
他の実施例は、第４図に示される。ここでは、よく知ら
れた勾配反転技術が、最初のＲＦニューテーションパル
ス（短いＴＲを容易にするために相対的に小さなニュー
テーション角度に意図的に保持されてもよい）の後の時
間ＴＥにＦＩＤタイプのスピンエコーを発生さぜるのに
用いられる。
れた勾配反転技術が、最初のＲＦニューテーションパル
ス（短いＴＲを容易にするために相対的に小さなニュー
テーション角度に意図的に保持されてもよい）の後の時
間ＴＥにＦＩＤタイプのスピンエコーを発生さぜるのに
用いられる。
非対称のＧｘ勾配反転および／または非対称の最初のＲ
Ｆニューテーションパルスエンベロープは、ＴＥの縮減
にも用いることができる。さらに、先に述べた実施例と
同様に、「欠落したＪＳＥデータの非対称合成に結合さ
れた非対称ＳＥザンプリングを採用してもよい。
Ｆニューテーションパルスエンベロープは、ＴＥの縮減
にも用いることができる。さらに、先に述べた実施例と
同様に、「欠落したＪＳＥデータの非対称合成に結合さ
れた非対称ＳＥザンプリングを採用してもよい。
さらに、（例えば、Ｔ２計測のためおよび／またはＳ／
Ｎ比の向上のために）もしも望むならば、後続の選択１
８０°ＲＦニユーテーシヨンパルスをスピンエコーを発
生させるために採用してもよい。第２のスピンエコーも
、−一（第４図に示されるように）所要のＴＲを最小と
するためにｍ−非対称にサンプルされ得る。非対称に合
成されるデータは、欠落したＳＥデータを「充填」し且
つ対称的なＳＥを表現する完全な複合データセットを提
供するために、逆の時間方向に同様に合成される。
Ｎ比の向上のために）もしも望むならば、後続の選択１
８０°ＲＦニユーテーシヨンパルスをスピンエコーを発
生させるために採用してもよい。第２のスピンエコーも
、−一（第４図に示されるように）所要のＴＲを最小と
するためにｍ−非対称にサンプルされ得る。非対称に合
成されるデータは、欠落したＳＥデータを「充填」し且
つ対称的なＳＥを表現する完全な複合データセットを提
供するために、逆の時間方向に同様に合成される。
第４図の実施例の他の図示されていない実施例では、第
１のスピンエコーは、勾配反転の代わりに１８０°ＲＦ
ニユーテーシヨンパルスによって生成される。この場合
、第１および第２のスピンエコーが、最も厳密な意味に
おいても真のスピンエコーを構成する。
１のスピンエコーは、勾配反転の代わりに１８０°ＲＦ
ニユーテーシヨンパルスによって生成される。この場合
、第１および第２のスピンエコーが、最も厳密な意味に
おいても真のスピンエコーを構成する。
」二連から認識されるであろうように、非対称ＲＦニュ
ーテーションパルスの使用は、（ＳＥレスポンスよりも
むしろあるいはそれに加えてのＦＩＤに依存するもの、
および単一のＲＦニューテーションパルスのみを使用す
るものを含む）多くの異なるタイプのＮＭＲ計側シーケ
ンスを採用する種々の分類のＭＲＩシステムへの応用を
見いだし得る。
ーテーションパルスの使用は、（ＳＥレスポンスよりも
むしろあるいはそれに加えてのＦＩＤに依存するもの、
および単一のＲＦニューテーションパルスのみを使用す
るものを含む）多くの異なるタイプのＮＭＲ計側シーケ
ンスを採用する種々の分類のＭＲＩシステムへの応用を
見いだし得る。
上述では、一実施例についてのみ詳細に述べたが、当業
者は、本発明の新規な特徴および利点の多くを保持しつ
つ多くの変形および変更を上記実施例に施し得ることが
わかるであろう。したがって、全てのそのような変形お
よび変更も本発明の要旨に含まれるはずである。
者は、本発明の新規な特徴および利点の多くを保持しつ
つ多くの変形および変更を上記実施例に施し得ることが
わかるであろう。したがって、全てのそのような変形お
よび変更も本発明の要旨に含まれるはずである。
［発明の効果］
本発明によれば、複素共役スピンエコーデータの非対称
合成と組み合わされた非対称ＲＦニューアーションパル
スの使用により、ＴＥを縮減させる（そしてそれ故Ｔ２
減衰を縮減させる）ことが可能となる。
合成と組み合わされた非対称ＲＦニューアーションパル
スの使用により、ＴＥを縮減させる（そしてそれ故Ｔ２
減衰を縮減させる）ことが可能となる。
第１図は本発明の一実施例によるＭＲＩシステムの一般
化されたブロック図、第２図は在来のＭＲ１データ採取
シーケンスを示す図、第３図は非対称９０Ｑニユーテー
シヨンパルスエンベロープおよび最終的なスピンエコー
ＲＦレスポンスのための非対称サンプリング窓の両方を
採用した本発明の実施例におけるＭＲＩデータ採取シー
ケンスを示す図、第４図はＲＦニューテーションパルス
およびＲＦレスポンスデータの合成に非対称性が採用さ
れた場合のＮＭＲ−ＲＦレスポンスを発生させるための
勾配反転、そして任意選択的にそのようなレスポンスを
発生させるための後続の反転パルスをも含む、を採用し
た本発明の実施例におけるＭＲＩデータ採取シーケンス
を示す図である。 １４・・・勾配増幅器およびコイル、１６・・・ＲＦコ
イル、１８・・・送／受切換えスイッチ、２０・・・Ｒ
Ｆ送信器、２２・・・ＲＦ受信器、２４・・・制御コン
ピュータ、２６・・・データ収集およびデイスプレィコ
ンピュータ、２８・・・Ａ’／ Ｄコンバータ、３０・
・・デイスプレィおよびキーボード装置。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦
化されたブロック図、第２図は在来のＭＲ１データ採取
シーケンスを示す図、第３図は非対称９０Ｑニユーテー
シヨンパルスエンベロープおよび最終的なスピンエコー
ＲＦレスポンスのための非対称サンプリング窓の両方を
採用した本発明の実施例におけるＭＲＩデータ採取シー
ケンスを示す図、第４図はＲＦニューテーションパルス
およびＲＦレスポンスデータの合成に非対称性が採用さ
れた場合のＮＭＲ−ＲＦレスポンスを発生させるための
勾配反転、そして任意選択的にそのようなレスポンスを
発生させるための後続の反転パルスをも含む、を採用し
た本発明の実施例におけるＭＲＩデータ採取シーケンス
を示す図である。 １４・・・勾配増幅器およびコイル、１６・・・ＲＦコ
イル、１８・・・送／受切換えスイッチ、２０・・・Ｒ
Ｆ送信器、２２・・・ＲＦ受信器、２４・・・制御コン
ピュータ、２６・・・データ収集およびデイスプレィコ
ンピュータ、２８・・・Ａ’／ Ｄコンバータ、３０・
・・デイスプレィおよびキーボード装置。 出願人代理人 弁理士 鈴江武彦
Claims (14)
- （１）整形されたエンベロープを有する少なくとも１つ
のスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用いて撮像対象領
域からのＮＭＲ−ＲＦレスポンスを抽出するタイプの磁
気共鳴イメージングシステムにおいて、 非対象エンベロープを有する少なくとも１つのスライス
選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを発生し且つ送信するための手
段と、 スピンエコーにおける最大エンベロープピークに対して
時間領域で非対称に配置されるサンプリング窓の間に上
記ＲＦパルスの少なくとも一部に基づいて生ずるスピン
エコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスを受信するための手段と
、 上記エンベロープのピークの周囲の時間領域に対称的に
配置された理論的なサンプリング窓を表わす部分的に合
成され満たされたスピンエコーデータを供給するため、
仮想複素共役対称を用いて非現実的にサンプルされたス
ピンエコーレスポンスデータを非対称に合成するための
手段と を具備する改良。 - （２）請求項１の改良された磁気共鳴イメージングシス
テムにおいて、上記発生し且つ送信するための手段は、 ほぼｓｉｎｃ形状のエンベロープを有するＮＭＲ−ＲＦ
パルスを発生するための手段と、非対称に切り詰められ
たｓｉｎｃ形状のエンベロープを有する最初のニューテ
ーションＮＭＲ−ＲＦパルスを発生し且つ送信するため
の手段と、上記最初のニューテーションパルスに続いて
ＮＭＲスピンをリフォーカスするために磁気勾配パルス
を発生するための手段と、 対称に切り詰められたほぼｓｉｎｃ形状のエンベロープ
を有する次の１８０°ニューテーションＮＭＲ−ＲＦパ
ルスを発生し且つ送信するための手段と を含むシステム。 - （３）請求項１または２の改良された磁気共鳴イメージ
ングシステムにおいて、 上記発生し且つ送信するための手段は、ＮＭＲ−ＲＦレ
スポンスのＴ２減衰を減少させる方向についての上記Ｒ
Ｆパルスエンベロープの非対称な切り詰めによる非対称
なエンベロープを発生するシステム。 - （４）請求項３の改良された磁気共鳴イメージングシス
テムにおいて、 上記受信するための手段は、ＮＭＲ−ＲＦレスポンスの
最大エンベロープピーク後に時間領域方向に非対称に上
記ＮＭＲ−ＲＦレスポンスをサンプルするシステム。 - （５）整形されたエンベロープを有する少なくとも１つ
のスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用い、且つサンプ
リング窓の間に生ずるＮＭＲ−ＲＦレスポンスを計測し
て撮像対象領域からのＮＭＲ−ＲＦレスポンスを抽出す
るタイプの磁気共鳴イメージングシステムにおいて、 サンプリング■■■ＭＲ−ＲＦレスポンスにおける最大
エンベロープピークに対して非対称に位置するようにさ
せるための手段と、 上記最大エンベロープピークの周囲に対称的に配置され
た理論的なサンプリング窓を表わす、部分的に合成され
た、完全なＮＭＲ−ＲＦデータを供給するため、非現実
的に計測された偽ＮＭＲ−ＲＦレスポンスデータを非対
称に合成するための手段と を具備する改良。 - （６）請求項５の改良された磁気共鳴イメージングシス
テムにおいて、 少なくとも１つの上記ＲＦパルスが非対称に形成された
エンベロープを持つようにさせるための手段をさらに具
備するシステム。 - （７）請求項６の改良された磁気共鳴イメージングシス
テムにおいて、上記サンプリング窓の上記非対称な位置
決めおよびＲＦパルスエンベロープの非対称な整形は、
計測されるＮＭＲ−ＲＦレスポンスのＴ２減衰を減少さ
せる方向に向けられるシステム。 - （８）整形されたエンベロープを有する少なくとも１つ
のスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用いて撮像対象領
域からのＮＭＲ−ＲＦレスポンスを抽出するタイプの磁
気共鳴イメージング方法において、 非対象エンベロープを有する少なくとも１つのスライス
選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを発生し且つ送信するステップ
と、 スピンエコーにおける最大エンベロープピークに対して
時間領域で非対称に配置されるサンプリング窓の間にス
ピンエコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスを受信するステップ
と、 上記エンベロープのピークの周囲の時間領域に対称的に
配置された理論的なサンプリング窓を表わす部分的に合
成され満たされたスピンエコーデータを供給するため、
仮想複素共役対称を用いて非現実的にサンプルされたス
ピンエコーレスポンスデータを非対称に合成するステッ
プと を具備する改良。 - （９）請求項８の改良された磁気共鳴イメージング方法
において、上記発生し且つ送信するステップは、 ｓｉｎｃ形状のエンベロープを有するＮＭＲ−ＲＦパル
スを発生するステップと、 非対称に切り詰められたｓｉｎｃ形状のエンベロープを
有する最初のニューテーションＮＭＲ−ＲＦパルスを発
生し且つ送信するステップと、対称に切り詰められたｓ
ｉｎｃ形状のエンベロープを有する次の１８０°ニュー
テーションＮＭＲ−ＲＦパルスを発生し且つ送信するス
テップとを含む方法。 - （１０）請求項８または９の改良された磁気共鳴イメー
ジング方法において、 上記発生し且つ送信するステップは、ＮＭＲ−ＲＦレス
ポンスのＴ２減衰を減少させる方向についてのＲＦパル
スエンベロープの非対称な切り詰めによる上記非対称な
エンベロープを発生する方法。 - （１１）請求項１０の改良された磁気共鳴イメージング
方法において、 上記受信し且つ処理するステップは、ＮＭＲ−ＲＦレス
ポンスの最大エンベロープピーク後に時間領域方向に非
対称に上記ＮＭＲ−ＲＦレスポンスをサンプルする方法
。 - （１２）整形されたエンベロープを有する少なくとも１
つのスライス選択ＮＭＲ−ＲＦパルスを用い、且つサン
プリング窓の間に生ずるＮＭＲ−ＲＦレスポンスを計測
して撮像対象領域からのＮＭＲ−ＲＦレスポンスを抽出
するタイプの磁気共鳴イメージング方法において、 サンプリング窓がＮＭＲ−ＲＦレスポンスにおける最大
エンベロープピークに対して非対称に位置するようにさ
せるステップと、 上記最大エンベロープピークの周囲に対称的に配置され
た理論的なサンプリング窓を表わす、部分的に合成され
た、完全なＮＭＲ−ＲＦデータを供給するため、非現実
的に計測された偽ＮＭＲ−ＲＦレスポンスデータを非対
称に合成するステップと を具備する改良。 - （１３）請求項１２の改良された磁気共鳴イメージング
方法において、 少なくとも１つの上記ＲＦパルスが非対称に形成された
エンベロープを持つようにさせるステップをさらに具備
する方法。 - （１４）請求項１３の改良された磁気共鳴イメージング
方法において、上記サンプリング窓の上記非対称な位置
決めおよびＲＦパルスエンベロープの非対称な整形は、
計測されるＮＭＲ−ＲＦレスポンスのＴ２減衰を減少さ
せる方向に向けられる方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US18138688A | 1988-04-14 | 1988-04-14 | |
| US181,386 | 1988-04-14 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0213431A true JPH0213431A (ja) | 1990-01-17 |
| JP2667706B2 JP2667706B2 (ja) | 1997-10-27 |
Family
ID=22664067
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1095065A Expired - Fee Related JP2667706B2 (ja) | 1988-04-14 | 1989-04-14 | 磁気共鳴イメージングシステム |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0337587B1 (ja) |
| JP (1) | JP2667706B2 (ja) |
| AT (1) | ATE120547T1 (ja) |
| DE (1) | DE68921909T2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB9007655D0 (en) * | 1990-04-04 | 1990-05-30 | Hall Lawrence D | Magnetic resonance imaging technique |
| JP3041689B2 (ja) | 1998-09-18 | 2000-05-15 | 技術研究組合医療福祉機器研究所 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61272644A (ja) * | 1985-05-29 | 1986-12-02 | Yokogawa Electric Corp | 核磁気共鳴撮像装置 |
-
1989
- 1989-01-10 AT AT89300166T patent/ATE120547T1/de not_active IP Right Cessation
- 1989-01-10 EP EP89300166A patent/EP0337587B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-01-10 DE DE68921909T patent/DE68921909T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1989-04-14 JP JP1095065A patent/JP2667706B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61272644A (ja) * | 1985-05-29 | 1986-12-02 | Yokogawa Electric Corp | 核磁気共鳴撮像装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0337587A3 (en) | 1991-01-09 |
| EP0337587A2 (en) | 1989-10-18 |
| EP0337587B1 (en) | 1995-03-29 |
| DE68921909D1 (de) | 1995-05-04 |
| DE68921909T2 (de) | 1995-08-31 |
| JP2667706B2 (ja) | 1997-10-27 |
| ATE120547T1 (de) | 1995-04-15 |
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