JPH03118043A - Ｎｍｒ装置を動作させる方法と装置 - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）作像法であり、
特に定常状態自由歳差運動パルス・シーケンスを使用し
た高速作像法である。

磁気モーメントを膏する原子核は、該原子核が置かれて
いる磁界の方向に自分自身を整列させようとする。しか
しながら、この動作中に、原子核は、磁界の強さおよび
特定の核種の性質（原子核の磁気回転比γ）に依存する
固有の角周波数（ラーモア周波数）で前記方向の周りに
歳差運動する。

この現象を示す原子核は「スピン」と称される。

人間の組織のような物質が均一な磁界（分極磁界Ｂ２）
中におかれると、組織の中のスピンの個々の磁気モーメ
ントはこの分極磁界に整列しようとするが、ラーモア周
波数で無秩序に分極磁界の周りを歳差運動する。正味の
磁気モーメント量工が分極磁界の方向に発生するが、そ
れらの直角すなわち横方向の平面（Ｘ−ｙ平面）におけ
る磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、前記
物質すなわち組織に対しｘ−ｙ平面に存在する大体ラー
モア周波数近くの磁界（励起磁界Ｂ＋）がかけられた場
合には、前記正味の整列したモーメントＭ！はｘ−ｙ平
面へ回転すなわち「傾けられ」、正味の横方向磁気モー
メントＭ１を発生する。

この磁気モーメントＭ１はｘ−ｙ平面内でラーモア周波
数で回転すなわちスピンする。正味の磁気モーメントＭ
２が傾けられる角度、したがって前記正味の横方向磁気
モーメントＭ１の大きさは主に印加される励起磁界Ｂ１
の大きさおよび時間の長さに依存する。

この現象の実用的な価値は、励起信号Ｂ１の終了後の励
起されたスピンから放出される信号にある。簡単な方式
においては、励起されたスピンは受信コイルに撮動する
正弦波信号を誘導する。この信号の周波数はラーモア周
波数であり、その初期振幅Ａ。は横方向磁気モーメント
Ｍ１の大きさによって決定される。放出信号の振幅Ａは
時間ｔにつれて指数関数的に減衰する。

Ａ−ＡＯｅ″″ｔ／Ｔｚ　” この減衰定数１／Ｔ２”は磁界の均質性および「スピン
−スピン緩和」定数または「横方向緩和」定数と称され
るＴ２に依存している。この定数Ｔ２は、完全に均質な
磁界中において励起信号Ｂ１の除去後にスピンの整列し
た歳差運動の位相がずれる指数関数的な速度に逆比例す
る。

ＮＭＲ信号の振幅Ａに関係する他の重要な因子は時定数
Ｔ１によって表わされるスピン格子緩和過程である。こ
れは正味の磁気モーメントＭが分極軸（ｚ）に沿った平
衡値に回復する様子を記述するので縦方向緩和とも呼ば
れる。時定数Ｔ１はＴ２より長く、医療対象の大抵の物
質の場合にはかなり長い。

本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パルス式ＮＭＲ測
定」と呼ばれる。このようなＮＭＲ測定は励起期間と信
号放出期間とに分けられる。このｎ１定は循環的に行わ
れ、各サイクルにおいて異なるデータを累積するか、ま
たは被検体の異なる場所に対して同じΔｐ＋定を行うた
めに何回も繰り返される。

ＮＭＲを利用して画像を発生する場合、被検体の特定の
部分からのＮＭＲ信号を得る技術が使用される。典型的
には、作像すべき領域（関心のある領域）は、使用され
る特定の局在化方法によって変化する一連のＮＭＲ測定
サイクルによって走査される。その結果の一組の受信し
たＮＭＲ信号はディジタル化され処理されて、多くの周
知の再構成技術の１つを使用して画像を再構成する。こ
のような走査を行うために、被検体の特定の部分からＮ
ＭＲ信号を引き出すことがもちろん必要である。これは
、分極磁界Ｂｏと同じ方向を有するが、それぞれＸ軸、
ｙ軸およびＺ軸に沿った勾配を有する磁界（Ｇ、ｃｒ　
”ＹおよびＧ、）を使用して達成される。各ＮＭＲサイ
クルの間これらの勾配の強さを制御することによって、
スピン励起の空間的分布が制御され、その結果のＮＭＲ
信号の位置を識別することができる。

画像を構成するためのＮＭＲデータは多重角度投影再構
成およびフーリエ変換（ＦＴ）のような多くの有効な技
術の１つを使用して収集できる。

典型的には、このような技術は複数の順次実施されるビ
ュー（ｖｉｅｗ）を構成するパルス・シーケンスを有す
る。各ビューは１つ以上のＮＭＲ実験を含み、その各々
は空間情報をＮＭＲ信号中に符号化するために少なくと
もＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パルスを有する。周知
のように、ＮＭＲ信号は自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号ま
たは好ましくはスピンΦエコー信号である。

医療用画像を発生するのに現在使用される多くのＮＭＲ
走査は、必要なデータを得るのに多くの時間を必要とす
る。この走査時間を減らすことは、患者のスルーブツト
を増大し、患者の苦痛を和らげ、そしてモーション・ア
ーティファクトを低減して画像品質を改良するので重要
なことである。

本発明は非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）を存し、その
結果骨の単位よりも秒の単位で完全な走査を行い得るパ
ルス・シーケンスに関連している。従来のパルス・シー
ケンスはスピン−スピン緩和定数Ｔ２よりも大きな繰り
返し時間ＴＲを有し、横方向磁化は相次ぐシーケンス中
の位を口がコヒーレントな励起パルス間に緩和する時間
ををしている。

これに対して、高速パルス・シーケンスはＴ２より短い
繰り返し時間ＴＲを有し、横方向磁化を平衡定常状態に
駆動する。この技術は定常状態自由歳差運動（Ｓ　Ｓ　
Ｆ　Ｐ）法と称されるもので、その結果のＮＭＲ信号が
各ＲＦ励起パルスで再集束して、エコー信号を発生する
ようにした周期的パターンの横方向磁化によって特徴付
けられる。このエコー信号は各ＲＦ励起パルスの後に発
生する第１の部分Ｓ＋およびＲＦ励起パルスの直前に発
生する第２の部分Ｓ−を有する。

画像を発生するために使用される２つの周知の５ＳＦＰ
パルス・シーケンスがある。第１のものは勾配再集束収
集定常状態（ＧＲＡＳＳ）と呼ばれるもので、これは読
み出し勾配Ｇ１を利用して、各ＲＦ励起パルス後に発生
されるＳ子信号にピークをパルス・シーケンスの中心に
向かってシフトする。このパルス・シーケンスが第１図
に示されており、この第１図においてＮＭＲ信号は読み
出し勾配Ｇ。によって誘起されるＳ十勾配エコーである
。二次元作像法においては、スライス選択勾配パルスが
勾配Ｇオにより発生され、周知の方法で直ちに再集束さ
れる。位相符号化勾配パルスＧｙがその後すぐに発生さ
れて、得られたＮ　Ｍ　Ｒデータを位置について符号化
し、定常平衡状態を保存するために、位相符号化勾配パ
ルスの影響は米国特許箱４，６６５，３６５号に記載さ
れているように、ＮＭＲ信号が収集された後であって、
次のパルス・シーケンスが開始する前に対応するＧｙ巻
戻しく　ｒｅｖｉｎｄｅｒ）勾配パルスによって無効に
される。

第２の周知の５ＳＦＰパルス・シーケンスはコントラス
ト増強高速作像（ＳＳＦＰ−ＥＣＨＯ）法と呼ばれ、こ
れは各ＲＦ励起パルスの直前に発生されるＳ−信号を利
用する。このパルス・シケンスが第２図に示されており
、この図においてＮＭＲ信号は横方向磁化の勾配再集束
によって生じるＳ−エコー信号であり、他の場合では次
のＲＦ励起パルスにおいて再集束するものである。これ
を達成するため、このパルス・シーケンスにおいては読
み出し勾配Ｇ１が実質的に異なっており、これは実際の
読み出しパルスの前に正のパルスと、読み出しパルスの
後に負のパルスとを含む。前者のパルスはデータ収集窓
の間中に発生され得るようなＦＩＤ信号（Ｓ＋）の位相
をずらし、後者のパルスは次のパルス・シーケンスの間
に横方向磁化の位相をずらして、エコー信号（Ｓ−）を
発生させる。５ＳＦＰ−ＥＣＨＯパルス・シーケンスに
ついての詳細は、「マグネティック・レゾナンス・イン
・メディシン（Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ
　ＩｎＭｃｄｌｃｌｎｃ）　４　Ｊの第９−２３ページ
（１９８７年）に記載された「定常状態自由歳差運動を
使用した高速フーリエ作像（Ｒａｐｉｄ　Ｆｏｕｒｉｅ
ｒ　）ｍａｇＩｎｇ　Ｕｓｊｎｇ　５ｔｃａｄｙ−９ｔ
ａｔｅ　Ｆｒｅｅ　Ｐｒｃｃｅｓｓｌｏｎ）　Ｊという
名称のＲ，Ｃ，ホークス（Ｈａｖｋｅｓ）およびＳ、パ
ッズ（Ｐａｔｚ）による論文を参照されたい。

完全な走査を数秒で行うことができる非常に短いパルス
・シーケンスであるのに加えて、５ＳＦＰ−ＥＣＨＯシ
ーケンスは多くの医療用途においてＧＲＡＳＳパルス・
シーケンスよりも更に有益にする属性ををしている。更
に詳しくは、ＧＲＡＳＳパルス・シーケンスで得られる
Ｓ子信号はほぼＴ２　／ＴＩ比の関数である振幅を有し
、５ＳＦＰ−ＥＣＨＯパルス・シーケンスによって得ら
れるＳ−信号は付加的なＴ２依存性を有する。この結果
、５ＳＦＰ−ＥＣＨＯは異なるＴ２の組織間のコントラ
ストを良好にする１２重み付はパルス・シーケンスであ
る。Ｔ２は病気にかかっている組織の良好な表示子であ
るので、５ＳＦＰ−ＥＣＨＯパルス・シーケンスは再構
成された画像における正常な組織と病気にかかっている
組織との間に良好なコントラストを形成する。

不幸にして、また５ＳＦＰ−ＥＣＨＯパルス串シーケシ
−ケンスしているスピンの結果として再構成画像に歪み
、すなわちアーティファクトを発生し昌い。例えば、読
み出し勾配の方向の血液の流れは不正確に位置が符号化
され、流れているスピンによって発生される信号は再構
成画像に不正確に位置決めされる。この運動および流れ
によるアーティファクトの生じ易さは、Ｓ−信号が前の
パルス・シーケンスの間に発生されたＲＦ励起パルスに
よって形成される横方向磁化により発生されることによ
るものである。励起と読み出しとの間の延長された時間
（≧２ＴＲ）にわたって勾配磁界はＳ−信号を流れおよ
び動作に対して敏感にする大きな双極性モーメントを発
生する。

発明の要約 本発明は、再構成画像における運動および流れによるア
ーティファクトを抑圧する定常状態自由歳差運動高速Ｎ
ＭＲパルス・シーケンスを作るのに使用されるＲＦ励起
パルスの位相サイクリングおよび勾配磁界の補償に関す
る。更に詳しくは、本発明によるＮＭＲパルス・シーケ
ンスは、読み出し勾配が、次のパルス・シーケンスにお
ける読み出し勾配と協働してＳ−ＮＭＲ信号を集束する
負の後端部と、読み出し勾配の方向の流れに対するＳ−
ＮＭＲ信号の感度が実質的に低減するように読み出し勾
配を補償する作用を持つ負の先端部とを有するようにし
たものである。本発明の別の面においては、読み出し勾
配の間に発生されるＳ＋ＮＭＲ信号の大きさが、読み出
し勾配の前にスライス選択または位相符号化方向にクラ
ッシャ（ｃｒｕｓｈｅｒ　）勾配パルスを印加すること
によって低減され、このクラッシャ勾配パルスは、読み
出し勾配の後に発生される対応する双極性勾配パルスに
よって流れについて補償される。本発明の更に別の面に
おいては、Ｓ＋ＮＭＲ信号によって生ずる再構成画像に
おける干渉が、走査の間にＲＦ励起パルスの位相を予め
選択されたパターンで変えることによって実質的に低減
される。このパターンは、収集されたＳ−ＮＭＲ信号の
大きさに対して、収集されたＳ＋ＮＭＲ信号の大きさを
減らすように選択することができ、また、Ｓ十ＮＭＲ信
号の位相は、このＳ＋ＮＭＲ信号から再構成された画像
がＮ−ＮＭＲ信号から再構成された画像から位相符号化
方向に沿ってシフトされるように変更することができる
。

したがって、本発明の全体的な目的は、定常状態自由歳
差運動高速ＮＭＲパルス・シーケンスにおける読し出し
勾配を流れについて補償することである。読し出し勾配
の波形はＳ−信号に再集束するだけでなく、相次ぐパル
ス・シーケンス中に発生される相次ぐＮ　Ｍ　Ｒ信号の
間で測定されるようなその第１モーメントが実質的に低
減されるように定められている。

本発明の他の目的は、位相符号化勾配方向またはスライ
ス選択勾配方向において使用されるクラ・リシャ・パル
スを流れについて補償することである。これはＳ−ＮＭ
Ｒ信号の収集に続くパルス・シーケンスに双極性勾配波
形を付加することによって達成される。

本発明の更に他の目的は、Ｓ−信号から再構成される画
像を妨げないようにＳ子信号の大きさを低減するか又は
その位相をシフトすることによって、Ｓ子信号の位相を
ずらすために使用されるクラッシャ・パルスの大きさを
低減することである。

これはＲＦ励起パルスの位相を所定のパターンで変える
ことによって達成される。

本発明の上述したおよび他の目的および利点は次の説明
から明らかになるであろう。この説明においては、本発
明の好適実施例を図示している添付図面が参照される。

しかしながら、この実施例は本発明の全範囲を必ずしも
表しているものでなく、本発明の範囲の解釈には特許請
求の範囲を参照されたい。

好適実施例の説明 まず、第３図を参照すると、本発明を有し、ゼネラル・
エレクトリック社によって商標名［５ＩＧＮＡＪとして
販売されている好適なＮＭＲ装置の主構成要素がブロッ
ク図形式で示されている。

この装置の全体の動作は（データ・ジェネラル社のＭＶ
４０００のような）主コンピユータ１０１を有している
全体的に１００で示されているホスト・コンピュータ装
置により制御される。コンピュータは関連するインタフ
ェース１０２をそなえ、該インタフェース１０２を介し
て複数の周辺装置およびＮＭＲ装置の他の構成要素が接
続されている。コンピュータの周辺装置としては、主コ
ンピユータの指令の下で利用されて、患者のデータおよ
び画像をテープに保管する磁気テープ駆動装置がある。

また、処理された患者のデータは画像ディスク記憶装置
１１０に記憶される。アレイ・プロセッサ１０６はデー
タの前処理および画像の再構成用に利用される。画像プ
ロセッサ１０８の機能は拡大、面像比較、グレイコード
調整および実時間データ表示のような対話形の画像表示
操作を行うことである。コンピュータ装置は１１２で示
すデータ・ディスク記憶装置を利用した生データ（すな
わち、画像構成前の）を記憶する手段を備えている。ま
た、オペレータ型コンソール１１６はインタフェース１
０２を介してコンピュータに接続され、患者の調査に関
連するデータおよび校正、切期化および走査終了のよう
なＮＭＲ装置の適当な操作に必要なデータを入力する手
段をオペレータに提供している。また、オペレータ・コ
ンソールはディスクまたは磁気テープに記憶された画像
を表示するためにも使用される。

コンピュータ装置はシステム制御器１１８および勾配増
幅器装置１２８を介してＮＭＲ装置を制御する。コンピ
ュータ１００は本技術分野に専門知識を有する者に周知
である方法で例えばイサーネット（Ｅｔｈｅｒｎｅｔ）
ネットワークのような直列ディジタル通信ネットワーク
１０３を介してシステム制御器１１８と通信する。シス
テム制御器１１８はパルス制御モジュール（ＰＣＭ）１
２０．無線周波数トランシーバ１２２、状態制御モジュ
ール（ＳＣＭ）１２４、および各構成要素に必要な電圧
を供給する電源１２６のようないくつかのサブシステム
を有している。ＰＣＭ１２０は主コンピユータ１０１に
よって供給される制御信号を利用して、勾配コイルの励
振を制御するディジタル波形やＲＦ励起パルスを変調す
るためにトランシーバ１２２で利用されるＲＦエンベロ
ープ波形などのディジタル・タイミングおよび制御信号
を発生する。勾配波形は一般にＧ、ｘ、ＧｙおよびＧ２
増幅器１３０，１３２および１３４からなる勾配増幅器
装置１２８に供給される。各増幅器１３０１３２および
１３４は、主磁石組立体１４６の一部である勾配コイル
組立体の中の対応する勾配コイルを励磁するために利用
される。励磁されると勾配コイルは主分極磁界と同じ方
向に勾配Ｇ１゜ＧｙおよびＧ工の磁界を発生する。勾配
はデカルト座標系の相互に直角なＸ、　ＹおよびＺ軸方
向に作られている。すなわち、主磁石（図示せず）によ
って発生する磁界Ｂｏが２方向に向けられている場合、
２方向の全磁界をＢよとすると、Ｇ、−ａＢｚ　／　ａ
ｘ　、Ｇｙ　−ａＢｘ　／（ｌｙ　オヨヒＧｚ　＝ａＢ
ｚ／ａ＝であり、任意の点（ｘ、　　ｙ、　　ｚ）　１
．：おける磁界はＢ　（ｘ、ｙ、ｚ）＝ＢＯ＋Ｇ、＜ｘ
＋ＧｙＹ＋Ｇ２Ｚで与えられる。

勾配磁界はトランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３、お
よびＲＦコイル１３８によって発生される無線周波パル
スと組み合わせて利用されて、検査される患者の部位か
ら発するＮＭＲ信号に空間情報を符号化する。パルス制
御モジュール１２０によって供給される波形および制御
信号は、ＲＦ搬送波変調およびモード制御のためにトラ
ンシーバ１２２によって利用される。送信モードにおい
ては、送信器が制御信号に従って無線周波波形をＲＦ電
力増幅器１２３に供給する。このＲＦ′？６．力増幅器
は主磁石組立体１４６内に設けられているＲＦコイル１
３８を駆動する。患者中の励起された原子核によって放
射されるＮＭＲ信号は同じＲＦコイルまたは送信用に使
用されるものと異なるＲＦコイルによって感知される。

この信号はトランシーバ１２２の受信器部分で検出され
、増幅され、復調され、濾波され、ディジタル化される
。

このように処理された信号は、インタフェース１０２に
トランシーバ１２２を連結する専用の一方向高速ディジ
タル・リンク１０５を介して処理のために主コンピユー
タ１０１に送られる。

ＰＣＭ１２０および３０Ｍ１２４は独立のサブシステム
であり、両者は主コンピユータ１０１、および患者位置
決め装置１５２のような周辺装置と通信するとともに、
直列通信リンク１０３を介して互いに通信する。ＰＣＭ
１２０および３０Ｍ１２４は各々１６ビツトのマイクロ
プロセッサ（例えばインテル社の８０８６マイクロプロ
セツサ）で構成され、主コンピユータからの指令を処理
する。３０Ｍ１２４は、患者の架台位置に関する情報お
よび移動可能な患者の位置合わせ用扇形光ビーム（図示
せず）の位置に関する情報を収集する手段を有している
。この情報は主コンピユータ１０１によって使用され、
画像表示および再構成パラメータを変更する。また、３
０Ｍ１２４は患者の移動および位置合わせ装置の作動の
ような機能を起動する。

勾配コイル組立体１３６およびＲＦ送信／受信コイル１
３８は分極磁界を発生するために利用される磁石の中孔
内に取り付けられている。磁石は患者位置合わせ装置１
４８、シム・コイル電源１４０および主磁石電源１４２
を有する主磁石組立体の一部を形成している。シム電源
１４０は、主磁石に関連するシム・コイルを駆動するた
めに利用され、シム・コイルは分極磁界における不均一
を補正するために使用される。抵抗性磁石の場合、主磁
石電源１４２は磁石を連続的に駆動するために利用され
る。超伝導磁石の場合には、主磁石電源１４２は磁石に
よって発生される分極磁界を適当な動作強度にするため
に利用され、それから切断される。永久磁石の場合には
、電？／ｉ、１４２は必要ない。

患者位置合わせ装置１４８は患者架台移動装置１５０お
よび患者位置決め装置１５２と組み合わせて動作する。

外部からの干渉を最小にするために、主磁石組立体、勾
配コイル組立体およびＲＦ送信／受信コイル、ならびに
患者取扱装置を有するＮＭＲ装置の構成部は全体的に１
４４で示すＲＦ遮蔽された部屋内に設けられている。こ
の遮蔽は一般に部屋全体を取り囲む銅またはアルミニウ
ムの金網１４４によって行われる。この金網は装置によ
って発生されるＲＦ倍信号閉じ込めるように作用すると
共に、部屋の外部で発生されたＲＦ倍信号ら装置を遮蔽
する。約１００ｄｂの両方向減衰が典型的には６３Ｍｌ
１ｚないし６４　Ｍｌｌｚの動作周波数範囲で得られる
。

さらに第３図および第４図を参照すると、トランシーバ
１２２は電力増幅器１２３を介してコイル１３８ＡにＲ
Ｆ励起磁界Ｂ１を発生させる部分およびコイル１３８Ｂ
に誘導されるＮＭＲ信号を受信する部分ををしている。

ＲＦ励起磁界のベース周波数すなわち搬送周波数は、通
信リンク１０３を介して主コンピユータ１０１からの１
組のディジタル信号（ＣＦ）を受信する周波数合成器２
００によって発生される。これらのディジタル信号は出
力２０１に発生される周波数を１ヘルツの分解能で指示
する。このように指令されたＲＦ搬送波は変調器２０２
に供給され、そこでライン２０３を介して受信した信号
に応じて周波数および振幅変調される。その結果のＲＦ
励起信号は、ライン２０４を介して受信したＰＣＭ１２
０からの制御信号に応じてオン／オフされる。ライン２
０５のＲＦ励起パルス出力の大きさは、通信リンク１０
３を介して主コンピユータ１０１からディジタル信号Ｔ
Ａを受信する送信減衰回路２０６によって減衰される。

この減衰されたＲＦ励起パルスはＲＦ送信コイル１３８
Ａを駆動する電力増幅器１２３に供給される。

第３図および第４図をさらに参照すると、被検体から発
生されるＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによってピッ
クアップされ、受信器２０７の入力に供給される。受信
器２０７はＮＭＲ信号を増幅し、これはリンク１０３を
介して主コンピユータ１０１から受信したディジタル減
衰信号（ＲＡ）によって決定される量だけ減衰される。

また、受信器２０７はＰＣＭ１２０からのライン２１１
を介した信号によってオン／オフされて、ＮＭＲ信号が
特定の収集期間にわたってのみ収集されるようにする。

受信されたＮＭＲ信号は直角検出器２０９によって復調
されて、２つの信号■およびＱを発生する。これらの信
号はフィルタを介して全体的に２１５で示す一対のアナ
ログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器に供給される。これ
らのＡ／Ｄ変換器は制御ライン２０８の信号によって制
御されて、有効信号が存在するときのみディジタル化し
たＮＭＲデータを発生する。このデータはライン１０５
を介して主コンピユータ１０１に出力される。Ａ／Ｄ変
換器の入力のフィルタは主コンピユータ１０１によって
制御され、■およびＱの帯域幅を制限する。また、直角
検出器２０９は第２の周波数合成器２１０からＲＦ基準
信号を受信し、この信号を用いて、送信器のＲＦ搬送波
と同相にあるＮＭＲ信号成分の振幅およびそれと直角位
相にあるＮＭＲ信号成分の振幅を検知する。周波数合成
器２１０はリンク１０３を介して、復調信号の周波数を
決定するディジタル信号（ＣＦ）を受信する。

２つの合成３２００および２１０の位相はライン２１１
を介して互いにロックされる。多くの測定においては、
２つの合成器の周波数は同じである。

本発明は主コンピユータ１０１によって制御される高速
パルス・シーケンスとして実施される。

この高速パルス・シーケンスは画像を再構成するのに必
要なＮＭＲデータを獲得するための走査中に繰り返し実
行される。この高速パルス・シーケンスについて３つの
異なる好適実施例を示している第５図ないし第７図を参
照して次に説明する。

まず第５図を参照すると、高速パルス・シーケンスは正
味の磁化を９０’以下の角度だけ傾斜させるのに充分な
大きさおよび継続時間を有する一連のＲＦ励起パルス２
５０によって特徴付けられている。好適実施例において
は、１０°から９０°までの傾斜角が再構成画像におけ
る望ましいコントラストに応じて使用される。ＲＦ励起
パルス２５０は典型的には２０ないし５０ミリ秒の範囲
の非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）で発生される。この
繰り返し時間は水および組織のスピン−スピン緩和時間
Ｔ２より小さく、定常平衡状態は数パルス後に設定され
、そこで横方向磁化が各期間ＴＲ中に最大から最小を通
って最大へ戻る。ＲＦ励起パルス２５０が一般に１８０
６よりずっと小さいフリップ角を有している場合でも、
１８０’　ＲＦパルスと同じように磁化の位相累積を逆
転する。位相累積が逆転される効率はフリップ角（α）
の関数である： ５ｉｎ２　（α／２）、 これは０くα＜９０’に対して０でない。完全な逆転効
率はα＝１８０°の時に達成される。以下に詳細に説明
するように、この位相累積逆転は、印加される磁界勾配
の累積効果も逆転することを意味している。

第５図のパルス・シーケンスは２ＤＦＴ画像再構成技術
に使用され、これは２軸磁界勾配Ｇ：！を使用して測定
用のスピンのスライスを選択する。

史に詳しくは、ＲＦ励起パルス２５０は選択性であり、
Ｇ２勾配パルス２５１は所望のスライス内のスピンを励
起するように同時に発生される。それから、Ｇ工勾配は
増大され、固定のスピンおよび移動するスピンの両方の
位相を故意にずらし、これにより各ＲＦ励起パルス２５
０の後に発生するＳ＋ＮＭＲ信号を抑圧する。再位相整
合用（ｒｅｐｂａｓｉｎｇ　）　Ｇ工勾配パルス２５２
は各スライス選択用のパルス２５１の直前に発生され、
Ｓ−ＮＭＲ信号の次の読み出しの前にスピンの位相を再
整合させる。

Ｙ軸に沿った位置は位相符号化Ｇｙ勾配パルス２５３に
よってＳ−ＮＭＲ信号に位相符号化される。この位相ね
帰化はＳ−ＮＭＲ信号２５４が次のパルス・シーケンス
中に収集される前に生じ、第２のＧ、パルス２５５はス
ピンを巻き直しくｒｅｗｉｎｄ）　、すなわち再位相整
合させ、平衡を維持する。これらの位相符号化パルス２
５３および２５５の振幅は互いに等しいが、振幅は完全
な走査のためのＮＭＲデータを収集するためにビュー毎
に変えられる。

これらの位相符号化勾配パルス２５３および２５５の間
には、Ｓ−ＮＭＲ信号２５４を収集するために供給され
る読み出し勾配パルス２５６が位置する。この読み出し
勾配パルス２５６はＳ−ＮＭＲ信号を再集束し、周知の
ように収集されるデータを周波数符号化する。更に、負
のＧ１勾配パルス２５７が読み出しパルス２５６の後に
発生され、スピンの位相をずらし、次のパルス・シーケ
ンス中にＳ−ＮＭＲ信号２５４を発生させるように設定
する。第５図のパルス・シーケンスの重要な特徴は読み
出し勾配パルス２５６の直前の負のＧ１勾配パルス２５
８である。このパルス２５８はパルス２５７とほぼ同じ
であって、Ｇ、ｃ勾配パルス波形の全体が点線２５９で
示す軸に対して実質的に対称であるようにする。実際に
は、以下に詳細に説明するように、流れによるアーティ
ファクトの抑圧を最大にするためにＧｘパルス２５８は
Ｇエバルス２５７よりも僅かに大きい。

第６図に示すパルス・シーケンスは、３ＤＦＴ再構成方
法に使用される点を除いて第５図のものとほぼ同じであ
る。２ＤＦＴおよび３ＤＦＴ画像再構成用に使用される
パルス・シーケンス相互間における違いはＧ２磁界勾配
パルスにある。非選択性３ＤＦＴシーケンスが示されて
おり、この場合にはＧ２勾配パルスはＲＦ励起パルス２
５０と同時に供給されない。位相符号化Ｇ、Ｌ勾配パル
ス２７１および巻戻しパルス２７０がＮＭＲ信号２５４
の収集に隣接して発生される。更に、位相はずしパルス
２７２がＲＦ励起パルス２５０の直後に発生されて、ス
ピンの位相をずらし、これにより次のデータ収集の際に
Ｓ生信号が発生することを抑圧する。位相符号化Ｇｙお
よびＧ工勾配パルスは適当な値ずつ変えられ、ＮＭＲ信
号２５４は周知の方法で収集され、ディジタル化されて
処理される。第６図の３ＤＦＴパルス・シーケンスの変
形においては、弱いＧ２勾配パルスをＲＦ励起ハルス２
５０と同時に印加して、スライス方向のラップアラウン
ド（ｖｒａｐａｒｏｕｎｄ）の影響すなわちエイリアジ
ングを低減する。このような［スラブ選択式Ｊ　３ＤＦ
Ｔパルス・シーケンスが使用される場合、小さな再位相
整合用Ｇ：！勾配が第２のＧよ勾配パルス２７１に加え
られる。

２５６Ｘ２５６の画素からなる１組の画像のデータを収
集するために典型的には５ないし１５分を必要とする通
常の１２重み付けＮＭＲ走査と対照的に、第６図の方法
を使用する走査は２分ないし４分しか必要としない。こ
の時間の短縮は組織のスピン−スピン緩和定数（Ｔ２）
（４０ないし２００ミリ秒）よりも長い通常の繰り返し
時間よりはるかに短い２０ないし５０ミリ秒のパルス繰
り返し時間（ＴＲ）によるものである。

米国特許第４，７３１．５８３号に示されているように
、通常のパルス・シーケンスは勾配磁界を適切に形成す
ることによって流れによるアーティファクトを低減する
ように補償できることが知られている。これはＲＦ励起
パルスと収集するＮＭＲ信号との間の勾配波形の高次の
モーメント（１つ以上）をゼロに等くすることによって
達成される。しかしながら、この方法は５ＳＦＰ−ＥＣ
ＨＯパルス・シーケンス用に変更しなければならない。

それはＳ−ＮＭＲ信号が同じシーケンスのＲＦ励起パル
スよりもむしろ前のＲＦ励起パルスによって発生された
横方向磁化によって発生されるからである。

本発明は、前のパルス・シーケンスのＲＦ励起パルスと
現在のパルス・シーケンスで収集されるＳ−ＮＭＲ信号
との間で測定された一次モーメントが実質的に低減され
るように勾配パルスを変更することによって流れに対し
て補償する。これは読み出し勾配Ｇｘに関して第５図お
よび第６図のパルス・シーケンスで達成される。

これは第８Ａ図によく示されている。同図においては、
ＮＭＲ信号３００は前のパルス・シーケンスのＲＦ励起
パルス３０１および更に前のＲＦ励起パルスによって形
成される横方向磁化によって発生する。前のパルス・シ
ーケンスのＧオ読み出しパルス３０８は２つの負の部分
３０２および３０３を有し、この各々は面積２Ａを有す
る正の部分３０４によって分離されて等しい面積ｒＡＪ
を有している。本技術分野で周知のように、この−１、
＋２、−１Ｇオ勾配波形はゼロの第１モーメントををし
、これは一定速度で移動するスピンに位相シフトを与え
ないことを意味している。現在のパルス・シーケンスの
ＧＸ読み出しパルス３０５は全く同じように形成される
が、その極性は、横方向磁化の位相累積がそれらの間の
ＲＦ励起パルス３０６によって逆転されるということを
反映して逆転されている。ＮＭＲ信号が点線３０７で示
す勾配パルス３０３の終わりにおいて収集されたとする
と、波形３０８および３０５の第１モーメントはゼロで
ある。この結果、運動および流れによるアーティファク
トは抑圧される。もちろん、これが実際のものでなく、
ＮＭＲ信号３００は勾配波形３０５の真中で収集される
ので、波形３０５の前半部により形成される勾配双極子
は波形３０５の後半部中に生じる反対の極性の勾配双極
子によって相殺されない。このため、動いているスピン
は読み出し軸に沿ったそれらの速度に比例した量だけ位
相がずれ、これは再構成画像にモーション・アーティフ
ァクトを生じさせる。

補償されない勾配双極子が第８Ｂ図に３０９で示されて
おり、勾配波形３０８および３０５がその影響をオフセ
ットすなわち無効にするためにわずかに変更できること
は本発明の別の教示である。

更に詳しくは、勾配波形３０８および３０５の先端部３
０２は第８Ａ図の斜線を施した領域３１０および３１１
で示すように大きさが（すなわち幅または振幅）が僅か
に増大されて、第８Ｃ図にパルス３１２および３１３と
して分離して示すように付加的な勾配双極子を形成する
。各付加領域３１０および３１１の面積は、その結果の
補償用双極子の２つの部分３１２および３１３の間の長
いモーメント・アームＴＩ２のために、補償すべき双極
子３０９の正および負の各部分の面積よりも実質的に小
さい。これは、補償すべき勾配双極子３０９の短いモー
メント争アームＴと対照的である。

Ｔ　Ｘ　Ａ　１　＝　Ｔ　１２　Ｘ　Ａ　２Ａ＝　＝Ｔ
ＸＡ＋　／ＴＩ２　　　　　　　　　　（１）ここにお
いて、Ａ２は流れを完全に補償するために先端部３０２
に付加される面積であり、Ａ１は先端部３０２の面積で
あり、 ＴＩ２は各勾配パルス波形の開始時の相互間の期間であ
り、 Ｔは勾配波形の先端部３０２の幅である。

ＮＭＲ信号３００は実際にパルス３０１のみです＜、多
くの前のＲＦ励起パルスによる横方向磁化によって発生
されるので、補償用部分３１２および３１３のモーメン
ト・アームは実際にはＴＩ２よりも非常に長い。ＴＩ２
の最適な値は実験からパルス繰り返し時間ＴＲの２倍で
あることがわかった。換言すれば、最良の流れ補償は勾
配波形の先端部３０２に付加される面積が上述した式（
１）によって示されたものの半分であるとき達成された
。

第１の先端部３０２は読み出し勾配Ｇ、ｃを流れ補償す
るように作用するが、これはまた解決しなければならな
い問題を発生する。詳しくは、この負の勾配パルス３０
２は勾配パルス３０４の前半部と組み合わせて動作し、
Ｓ−ＮＭＲ信号と干渉するＳ＋ＮＭＲ信号を再集束して
生じさせる。この問題を処理する対策が施されない場合
には、再構成画像に干渉リングが生じる。

第６図のパルス・シーケンスについて上述したように、
Ｓ＋ＮＭＲ信号がＳ−ＮＭＲ信号２５４の収集と干渉し
ないようにＳ＋ＮＭＲ信号を抑圧するために、Ｇ：！「
クラッシャ」勾配パルス２７２がＲＦ励起パルス２５０
の直後に発生されている。これはＳ＋ＮＭＲ信号を抑圧
するように作用するが、また流れまたは運動によるアー
ティファクトに対して感じ易くしている。すなわち、こ
の勾配の方向に意味のある運動または流れが存在する場
合には、モーション・アーティファクトが再構成画像に
発生する。この理由が第７図に示されており、第７図に
おいてＧエクラッシャ・パルス２７２は第１のパルス・
シーケンスに示され、同様なパルス２７２′が次のシー
ケンスに示されている。上述したように、位相蓄積は第
２のＲＦ励起パルス２５０′が発生されたときに方向を
逆転し、この結果クラッシャ・パルス２７２′の向きは
実際には点線２７２′で示すように逆になる。

従って、ＮＭＲ信号２５４′に関して、Ｇエクラッシャ
・パルス２７２および２７２′はＺ軸に沿ったスピン速
度に敏感になる大きな双極子モーメントを形成する。

Ｇエクラッシャ・パルス２７２を補償するために、一対
のＧエバホス３２０および３２１がＮＭＲ信号２５４の
収集後に発生される。

これらのパルス３２０および３２１は反対の極性を有し
ていて双極子を形成し、この双極子は、Ｇ２クラッシャ
・パルス２７２および２７２′によって形成される第１
モーメントに等しいが、極性が反対である第１モーメン
トを有する。この結果、ＲＦ励起パルス２５０とＳ−Ｎ
ＭＲ信号２５４′の収集との間で測定したＧ工勾配パル
スの第１モーメントは実質的にゼロになり、ＮＭＲ信号
２５４′は２軸に沿った一定の流れまたは運動に対して
実質的に感度が低減する。

また、Ｓ＋ＮＭＲ信号はＧｙ勾配クラッシャ・パルス３
２５を使用することによって抑圧することができる。こ
のような場合、Ｇｙ補償パルス３２６および３２７がＮ
ＭＲ信号２５４の収集後に発生される。これらの運動お
よび流れ補償パルス３２６および３２７はＧ２パルス３
２０および３２１と同じように動作し、Ｇｙ勾配の第１
モーメントを無効にする。

Ｇ工またはＧｙクラッシャ・パルス２７２または３２５
を流れ補償するために、双極性パルス３２０／３２１ま
たは３２６／３２７の振幅を非常に大きくしなければな
らないことが明らかであろう。これはクラッシャ・パル
スについてのモーメント・アーム（ＴＲ）が補償用の双
極性パルスについてのモーメント・アームよりも非常に
長いからであり、この差は補償用の双極性パルスの振幅
を増大することによって相殺されなければならない。Ｎ
ＭＲ走査装置によって発生できる補償用双極性パルスの
振幅に実際上の制限があるので、データ収集期間中にＳ
＋ＮＭＲ信号を抑圧するのに使用できるＧ工またはＧｙ
クラッシャ・パルスの大きさに制限がある。

この制限を認識して、本発明はまた不所望のＳ＋ＮＭＲ
信号および所望のＳ−ＮＭＲ信号の間の干渉を低減する
方法を有している。次に説明する１つの方法においては
、Ｓ＋ＮＭＲ信号をＳ−ＮＭＲ信号に対して低減するこ
とであり、以下に説明する第２の方法においては、Ｓ＋
ＮＭＲ信号の位相をＳ−ＮＭＲ信号の位相に対してシフ
トし、別々の画像を構成することである。これらの方法
は妥当な大きさのクラッシャ・パルスと組み合わせて使
用され、本発明の流れ補償５ＳＦＰ−ＥＣＨＯパルス・
シーケンスを使用した最良の画像を発生するものである
。

定常状態自由歳差運動（Ｓ　Ｓ　Ｆ　Ｐ）を設定するた
めに、ＲＦ励起パルスは位相がコヒーレントでなければ
ならない。これを達成するために従来２つの方法が使用
されていた。１つの従来の方法においては、全てのＲＦ
励起パルスの極性および位相が同じであり、すなわち回
転座標系における共通軸を基準として定められている。

この方法は次のように図式的に示される。

・・・＋＋＋＋＋＋＋＋＋十＋＋十・・・　　　　（１
）第２の周知の方法は次のようにＲＦ励起パルスの極性
を交互に（すなわち、１８００位相シフト）することで
ある。

・・・＋−＋−＋−＋−＋−＋−＋・・・　　　　（２
）Ｓ＋およびＳ−ＮＭＲ信号の振幅はこれらの２つの方
法のいずれかが使用されるとき同じであるが、ＮＭＲ信
号の極性は方法（２）の場合は交互であり、これを考慮
して交互に収集されるビューの符号を逆転しなければな
らない。

Ｓ＋ＮＭＲ信号の大きさは、次のような異なる位相パタ
ーンを使用することによってＳ−ＮＭＲ信号に対して抑
圧することができる。

・・＋＋　−−＋＋　−−＋＋　−−＋＋・・・　　（
３）データ収集および画像再構成は方法（２）と同じよ
うに実行されるが、ＲＦ励起パルスの極性、すなわち位
相は１つおきよりもむしろ２つおきに逆転される。この
方法は定常状態のＳ＋およびＳ−ＮＭＲ信号に対する「
奇数の」寄与分を無効にし、その効果はＳ−ＮＭＲ信号
よりも大幅にＳ＋ＮＭＲ信号の大きさを低減することで
ある。もちろん、Ｓ−ＮＭＲ信号の低減に伴なって信号
対雑音比が悪くなる欠点があるが、これは多くの用途に
おいて許容できる程度のものである。

上記（２）または（３）に示すパターンのいずれかが使
用される場合には、ＲＦ励起磁界の位相の突然の変化が
磁化の定常平衡状態を破壊する傾向がある。これが発生
することを防止するために、ビューの獲得される順番を
変えて、１つの位相の全てのビューが獲得され、次いで
反対の位相の全てのビューが獲得されるようにする。こ
のような再順序付けで発生する単一の位相変化は再構成
画像に対する影響が最小である。

三次元の容積の作像に適用でき、またＲＦ励起パルス用
の予め選択された位相パターンを使用する別の方法は、
Ｓ−ＮＭＲ信号を低減することなくＳ＋ＮＭＲ信号によ
る干渉を低減または除去する。この方法は第７図のパル
スφシーケンスで用いられ、１つの軸（例えば、２軸）
に沿った位相符号化値が他の軸（例えば、ｙ軸）に沿っ
た各位相符号化値毎に全範囲にわたって繰り出される。

この位相パターンが第９図に示されており、第９図にお
いてｙ軸に沿った各ビューはｙ軸に沿った各位相符号化
値において求められる。図示のように、各奇数番目のｙ
軸位相符号化値に対しては、各２軸のビューにおけるＲ
Ｆ励起パルスの位を目が上述した方法（１）におけるよ
うに同じ位相に維持され、各偶数番目のｙ軸位相符号化
値に対しては、ＲＦ励起パルスの位相が上述した方法（
２）におけるようにｙ軸のビューにおいて交互に変えら
れる。このシーケンスを全てのｙ軸の位相符号化値に対
して続け、画像再構成用のＮＭＲデータの三次元アレー
が収集される。

第９図の三次元方法はＳ−ＮＭＲ信号とともに得られる
Ｓ＋ＮＭＲ信号に位相オフセットを発生する。一連のフ
ーリエ変換を実行することによって画像がこの収集した
データから再構成される場合、位相オフセットはｙ軸視
野の半分に等しい量のｙ軸に沿ったＳ＋およびＳ−画像
の物理的変位として表される。Ｓ＋およびＳ−画像は多
くの技術を使用して分離することができる。第１には、
ｙ軸に沿ってオーバーサンプリングを使用して、Ｓ＋お
よびＳ−画像を完全に分離することができる。例えば、
所望の視野を形成する所与の範囲の値にわたって１２８
の異なるｙ軸位相符号化値におけるデータを収集する代
わりに、付加的な１２８の中間値においてデータを収集
する。Ｓ子画像は２５６画素の再構成画像の半分に現れ
、Ｓ−画像は他の半分に現れる。

Ｓ子画像をＳ−画像から分離するのに第９図の方法にお
ける位相オフセットを使用する他の方法は、ｙ軸に沿っ
てＳ子画像を崩壊させることである。これは第７図のパ
ルス・シーケンスにおいてｙ軸位相符号化パルス２５３
を除去することによって達成される。画像が再構成され
るとき、Ｓ−画像は勾配パルス２５５によって位相符号
化されているので現れるが、Ｓ子画像はｙ軸位相符号化
を含んでいないので輝線として現れる。Ｓ＋両画像画像
から削除して、所望のＳ−画像を残すことができる。不
幸にして、この輝線の幅は、通常ＮＭＲ信号がサンプリ
ングされる離散的な性質のために２画素以上である。こ
の結果、Ｓ子信号が所望のＳ・−画像内に流れ込み、Ｓ
子信号の削除を困難にしている。この好ましくない影響
は、「ベースライン」減算法と類似した減算（サブトラ
クション）技術によって最小にすることができる。この
方法では、単一面のＮＭＲデータが最大位相符号化値に
整調された位相符号化パルス２５３を用いて収集される
。この収集したＮＭＲデータは、位相符号化パルス２５
３を用いないで収集したＮＭＲデータから差し引かれ、
その結果としてＳ子信号の線の強度が実質的に低減され
、Ｓ−画像への流れ込みが少なくなる。

【図面の簡単な説明】

第１図はＧＲＡＳＳとして知られている従来のＮＭＲパ
ルス・シーケンスを示す波形図である。 第２図は５ＳＦＰ−ＥＣＨＯまたはＣＥＦＡＳＴとして
知られている従来のＮＭＲパルス・シーケンスを示す波
形図である。 第３図は本発明を使用したＮＭＲ装置のブロック図であ
る。 第４図は第３図のＮＭＲ装置の一部を１１が成するトラ
ンシーバの電気ブロック図である。 第５図は２ＤＦＴ画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第１の好適実施例を示す波形図で
ある。 第６図は３ＤＦＴ画像再構成の場合に本発明を実施する
パルス・シーケンスの第１の好適実施例の波形図である
。 第７図は３ＤＦＴ画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第２の好適実施例を示す波形図で
ある。 第８Ａ図乃至第８Ｃ図は第５図乃至第７図のパルス・シ
ーケンスがどのように流れについて補償されるかを示す
波形図である。 第９図はＳ＋ＮＭＲ信号をＳ−ＮＭＲ信号から差し引く
ために第７図のパルス・シーケンスで使用される位相パ
ターンを示す配列図である。 １００・・・ポスト・コンピュータ装置、１０１・・主
コンピユータ、１０２・・・インタフェース、１０４・
・・磁気テープ駆動装置、１０６・・・アレイ・プロセ
ッサ、１０８・・・画像プロセッサ、１１０・・・画像
ディスク記憶装置、１１２・・・データ・ディスク記憶
装置、１１６・・・オペレータ・コンソール、１１８・
・・システム制御器、１２０・・・パルス制御モジュー
ル、１２２・・・無線周波トランシーバ、１２３・・・
ＲＦ増幅器、１２４・・・状態制御モジュール、１２６
・・・電源、１２８・・・勾配増幅器装置、１３６・・
・勾配コイル組立体、１３８・・・ＲＦ送信／受信コイ
ル、１４０・・・シム・コイル電源、１４２・・・主磁
石電源、１４６・・・主磁石組立体、１４８・・・患者
位置合わせ装置、１５０・・・患者架台移動装置、１５
２・・・患者位置決め装置。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、分極磁界、複数の磁界勾配およびＲＦ励起磁界を、
   関心のある領域内に位置する被検体に印加し、該被検体
   からのＮＭＲ信号を受信して該ＮＭＲ信号から画像を再
   構成するＮＭＲ装置で、一連の定常状態自由歳差運動パ
   ルス・シーケンスの実行を含む、該ＮＭＲ装置を動作さ
   せる方法であって、 （ａ）前記パルス・シーケンス全体にわたる期間中、前
   記関心のある領域に実質的に一定で均質な分極磁界を印
   加し、 （ｂ）前記関心のある領域にＲＦ励起磁界パルスを印加
   し、 （ｃ）前記関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルス
   を印加し、 （ｄ）読み出し磁界勾配パルスを前記関心のある領域に
   印加し、前記読み出し磁界勾配パルスが一方の極性の中
   央部と、該中央部の前後に配置された反対の極性の先端
   部および後端部とを有し、該後端部の大きさが次のパル
   ス・シーケンス中の読み出し磁界勾配パルスの中央部を
   印加している間にＮＭＲ信号にピークを発生させるよう
   に選択され、また該先端部の大きさが該読み出し磁界勾
   配パルスの第１モーメントを最小にするように選択され
   ており、 （ｅ）前記読み出し磁界勾配パルスの中央部の発生中に
   ＮＭＲ信号を収集し、 一連のパルス、シーケンスの間に収集されたＮＭＲ信号
   を使用して前記関心のある領域内の被検体の画像を再構
   成する前記方法。 ２、前記読み出し磁界勾配パルスが前記中央部の中心に
   対して実質的に対称である請求項１記載の方法。 ３、クラッシャ磁界勾配パルスが前記ＲＦ励起磁界パル
   スの印加後で、かつ前記読み出し磁界勾配パルスの印加
   前に前記関心のある領域に印加される請求項１記載の方
   法。 ４、流れ補償用双極性磁界勾配パルスが前記読み出し磁
   界勾配パルスの印加後に前記関心のある領域に印加され
   て、相次ぐパルス・シーケンス中に発生される前記クラ
   ッシャ・パルスの第１モーメントを無効にする請求項３
   記載の方法。 ５、各パルス・シーケンス中に収集されるＮＭＲ信号が
   Ｓ＋成分およびＳ−成分を有し、前記一連の相次ぐパル
   ス・シーケンス中の前記ＲＦ励起パルスの位相が所定の
   パターンで変更されて、Ｓ＋成分から再構成された画像
   の強度をＳ−成分から再構成された画像の強度に対して
   低減する請求項１記載の方法。 ６、前記所定のパターンが一連の相次ぐ対のＲＦ励起パ
   ルスにおける１８０゜の位相シフトである請求項５記載
   の方法。 ７、各パルス・シーケンス中に収集されるＮＭＲ信号が
   Ｓ＋成分およびＳ−成分を有し、前記一連の相次ぐパル
   ス・シーケンス中のＲＦ励起パルスの位相が所定のパタ
   ーンで変更されて、Ｓ＋成分から再構成された画像をＳ
   −成分から再構成された画像から差し引く請求項１記載
   の方法。 ８、各パルス・シーケンスが、前記関心のある領域に第
   ２の位相符号化磁界勾配パルスを印加して、１つの軸に
   沿った位置にたしてＮＭＲ信号のＳ−成分を位相符号化
   することを含み、前記一連のパルス・シーケンスが複数
   組のパルス・シーケンスを含み、前記第２の位相符号化
   磁界勾配パルスの大きさは、パルス・シーケンスの各組
   の中では一定値に設定され、相次ぐ組の相互間において
   は離散値ずつ増大され、前記所定のパターンが、ＲＦ励
   起パルスの交互の組の相次ぐＲＦ励起パルスにおける１
   ８０゜の位相シフトである請求項７記載の方法。 ９、分極磁界、複数の磁界勾配およびＲＦ励起磁界を、
   関心のある領域内に位置する被検体に印加し、該被検体
   からのＮＭＲ信号を受信して該ＮＭＲ信号から画像を再
   構成するＮＭＲ装置で、一連の定常状態自由歳差運動パ
   ルス・シーケンスの実行を含む、該ＮＭＲ装置を動作さ
   せる装置であって、 （ａ）前記パルス・シーケンス全体にわたる期間中、前
   記関心のある領域に実質的に一定で均質な分極磁界を印
   加する手段と、 （ｂ）前記関心のある領域にＲＦ励起磁界磁界パルスを
   印加する手段と、 （ｃ）前記関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルス
   を印加する手段と、 （ｄ）読み出し磁界勾配パルスを前記関心のある領域に
   印加する手段であって、前記読み出し磁界勾配パルスが
   一方の極性の中央部と、該中央部の前後に配置された反
   対の極性の先端部および後端部とを有し、該後端部の大
   きさが次のパルス・シーケンス中の読み出し磁界勾配パ
   ルスの中央部を印加している間にＮＭＲ信号にピークを
   発生させるように選択され、また該先端部の大きさが該
   読み出し磁界勾配パルスの第１モーメントを最小にする
   ように選択されている手段と、 （ｅ）前記読み出し磁界勾配パルスの中央部の発生中に
   ＮＭＲ信号を収集する手段とをそなえ、一連のパルス・
   シーケンスの間に収集されたＮＭＲ信号を前記関心のあ
   る領域内の被検体の画像の再構成に使用させる前記装置
   。 １０、前記読み出し磁界勾配パルスが前記中央部の中心
   に対して実質的に対称である請求項９記載の装置。 １１、クラッシャ磁界勾配パルスを、前記ＲＦ励起磁界
   パルスの印加後で、かつ前記読み出し磁界勾配パルスの
   印加前に前記関心のある領域に印加する手段を含む請求
   項９記載の装置。 １２、流れ補償用双極性磁界勾配パルスを、前記読み出
   し磁界勾配パルスの印加後に前記関心のある領域に印加
   して、相次ぐパルス・シーケンス中に発生される前記ク
   ラッシャ・パルスの第１モーメントを無効にする手段を
   含む請求項１１記載の装置。 １３、各パルス・シーケンス中に収集されるＮＭＲ信号
   がＳ＋成分およびＳ−成分を有し、更に、前記一連の相
   次ぐパルス・シーケンス中の前記ＲＦ励起パルスの位相
   を所定のパターンで変更して、Ｓ＋成分から再構成され
   た画像の強度をＳ−成分から再構成された画像の強度に
   対して低減する手段を含む請求項９記載の装置。 １４、前記所定のパターンが一連の相次ぐ対のＲＦ励起
   パルスにおける１８０゜の位相シフトである請求項１３
   記載の装置。 １５、各パルス・シーケンス中に収集されるＮＭＲ信号
   がＳ＋成分およびＳ−成分を有し、前記一連の相次ぐパ
   ルス・シーケンス中のＲＦ励起パルスの位相中を所定の
   パターンで変更して、Ｓ＋成分から再構成された画像を
   Ｓ−成分から再構成された画像から差し引く手段を含む
   請求項９記載の装置。 １６、各パルス・シーケンスが、前記関心のある領域に
   第２の位相符号化磁界勾配パルスを印加して、１つの軸
   に沿った位置にたしてＮＭＲ信号のＳ−成分を位相符号
   化することを含み、前記一連のパルス・シーケンスが複
   数組のパルス・シーケンスを含み、前記第２の位相符号
   化磁界勾配パルスの大きさは、パルス・シーケンスの各
   組の中では一定値に設定され、相次ぐ組の相互間におい
   ては離散値ずつ増大され、前記所定のパターンが、ＲＦ
   励起パルスの交互の組の相次ぐＲＦ励起パルスにおける
   １８０゜の位相シフトである請求項１５記載の装置。