JPH0432655B2 - - Google Patents
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- JPH0432655B2 JPH0432655B2 JP61252128A JP25212886A JPH0432655B2 JP H0432655 B2 JPH0432655 B2 JP H0432655B2 JP 61252128 A JP61252128 A JP 61252128A JP 25212886 A JP25212886 A JP 25212886A JP H0432655 B2 JPH0432655 B2 JP H0432655B2
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- JP
- Japan
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- pulse
- resonance imaging
- magnetic resonance
- nutation
- pulses
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Links
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- 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
- G01R33/4835—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 of multiple slices
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Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
本発明は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用す
る磁気共鳴イメージング（MRI）の分野に関す
る。特に、隣接するプレーナ・ボリユーム間即ち
スライス間のイメージされない「ギヤツプ」を減
じると同時に、たつた一つの完全な測定シーケン
スで必要なNMRイメージ・データを得ることが
なおできる３次元被検体の隣接するプレーナ・ボ
リユーム即ちスライスからNMRイメージを獲得
するための新奇な装置及び方法に関する。この有
用な結果は、そのうえ必需品を駆動する傾斜コイ
ルの幾らかの緩和を同時に許す。
る磁気共鳴イメージング（MRI）の分野に関す
る。特に、隣接するプレーナ・ボリユーム間即ち
スライス間のイメージされない「ギヤツプ」を減
じると同時に、たつた一つの完全な測定シーケン
スで必要なNMRイメージ・データを得ることが
なおできる３次元被検体の隣接するプレーナ・ボ
リユーム即ちスライスからNMRイメージを獲得
するための新奇な装置及び方法に関する。この有
用な結果は、そのうえ必需品を駆動する傾斜コイ
ルの幾らかの緩和を同時に許す。
本発明の関連特許及び特許出願には、Crooks
等によつて発明され共に譲渡された米国特許第
4297637号、第4318043号、第4471305号、及び
1983年７月19日に出願された（現在許可された）
出願番号第515117号がある。
等によつて発明され共に譲渡された米国特許第
4297637号、第4318043号、第4471305号、及び
1983年７月19日に出願された（現在許可された）
出願番号第515117号がある。
磁気共鳴イメージング（MRI）は現在、広く
行きわたつた商業慣例となつて来ている。それに
もかかわらず、改良のための多くの可能な領域が
なおある。潜在的な改良のそのような領域の一つ
は、より有効なデータ獲得テクニツクに関する。
潜在的な改良の他の領域は、結果として得られる
イメージの品質の改良に関する。
行きわたつた商業慣例となつて来ている。それに
もかかわらず、改良のための多くの可能な領域が
なおある。潜在的な改良のそのような領域の一つ
は、より有効なデータ獲得テクニツクに関する。
潜在的な改良の他の領域は、結果として得られる
イメージの品質の改良に関する。
Crooks等によつて成し遂げられたマルチ・セ
クシヨン・イメージング（前述の特許及び特許出
願を、及びJ.Mag.Res.18、69−83、1975の
Kumar、Welti、Earnstもまた参照されたい）
は、隣接するプレーナ・ボリユームのスピン格子
を実質上妨げることなしに、選択されたプレー
ナ・ボリユーム内のラーモア周波数でNMRを成
し遂げるように、それぞれのラジオ周波数パルス
（例えば90゜章動パルス及び180゜章動パルス）の間
「オン」であるスライス選択磁気傾斜パルスを利
用する。（それぞれの入射ラジオ周波数パルスは、
空間変域に於いて実質上スクエア・エツジのボリ
ユームを選択するように、sinc（ｔ）関数によつ
て典型的に振幅変調される。） スライス又は他の部分的に選択的なNMRは、
一般的に、論文で広く研究されており且つ報告さ
れてきている。例えば、以下のものを参照された
い。
クシヨン・イメージング（前述の特許及び特許出
願を、及びJ.Mag.Res.18、69−83、1975の
Kumar、Welti、Earnstもまた参照されたい）
は、隣接するプレーナ・ボリユームのスピン格子
を実質上妨げることなしに、選択されたプレー
ナ・ボリユーム内のラーモア周波数でNMRを成
し遂げるように、それぞれのラジオ周波数パルス
（例えば90゜章動パルス及び180゜章動パルス）の間
「オン」であるスライス選択磁気傾斜パルスを利
用する。（それぞれの入射ラジオ周波数パルスは、
空間変域に於いて実質上スクエア・エツジのボリ
ユームを選択するように、sinc（ｔ）関数によつ
て典型的に振幅変調される。） スライス又は他の部分的に選択的なNMRは、
一般的に、論文で広く研究されており且つ報告さ
れてきている。例えば、以下のものを参照された
い。
J.Mag.Res.33、261−274（1979）のP.
Mansfield等による「Selective Pulses in NMR
Imaging：Ａ Reply To Criticism」 J.Mag.Res.35、69−86（1979）のD.I.Houltによ
る「The Solution of The Block Equations in
the Presence of ａ Varying B1 Field−−An
Approach to Selective Pulse Analysis」 Mag.Res.Med.２、355−389（1985）のI.R.
Young等による「Variations in Slice Shape
and Absorption as Artifacts in the
Determination of Tissue Parameters in
NMR Imaging」 IEEE Trans.N.Sci.，NS−27、No.３、1239−
1244（1980年６月）のLawrence E. Crooksによ
る「Selective Irradiation Line Scan
Techniques for NMR Imaging」 所定のプレーナ・ボリユームからの有効なスピ
ン・エコーNMR RF応答を引出した後、一方で
は他のプレーナ・ボリユームの連続から所望の
NMRスピン・エコー応答を生成するように、他
のプレーナ・ボリユームが適当な磁気傾斜パルス
及び（オフセツト周波数スペクトルを有する）
sinc変調されたRF NMRパルスによつて同様に
選択的に定義されると同時に、静ｚ軸磁場につい
て静止したアライメントに緩和することを許す。
Mansfield等による「Selective Pulses in NMR
Imaging：Ａ Reply To Criticism」 J.Mag.Res.35、69−86（1979）のD.I.Houltによ
る「The Solution of The Block Equations in
the Presence of ａ Varying B1 Field−−An
Approach to Selective Pulse Analysis」 Mag.Res.Med.２、355−389（1985）のI.R.
Young等による「Variations in Slice Shape
and Absorption as Artifacts in the
Determination of Tissue Parameters in
NMR Imaging」 IEEE Trans.N.Sci.，NS−27、No.３、1239−
1244（1980年６月）のLawrence E. Crooksによ
る「Selective Irradiation Line Scan
Techniques for NMR Imaging」 所定のプレーナ・ボリユームからの有効なスピ
ン・エコーNMR RF応答を引出した後、一方で
は他のプレーナ・ボリユームの連続から所望の
NMRスピン・エコー応答を生成するように、他
のプレーナ・ボリユームが適当な磁気傾斜パルス
及び（オフセツト周波数スペクトルを有する）
sinc変調されたRF NMRパルスによつて同様に
選択的に定義されると同時に、静ｚ軸磁場につい
て静止したアライメントに緩和することを許す。
従つて、プレーナ・ボリユームのシーケンスが
照らされ且つそれらのそれぞれのNMR応答がそ
の後の分析のため捕獲された後、空間情報を変調
するように直交するｙ軸に沿つて増加的に増され
る磁気傾斜パルスを用いて、全体のサイクルが何
回も繰返される。第２のＸ軸次元のための空間情
報は典型的に、それぞれのスピン・エコーNMR
信号読出の間、ｘ軸に沿つて一定の磁気傾斜パル
スを適応することによつて変調される。ｙ軸位相
変調は、ｙ軸位相変調が直線的に増加するよう
に、Ｍ回のNMRサイクルのそれぞれのために変
えられる（ｙ軸に沿つた結果のイメージ・ライン
の数は、シーケンスの位相変調サイクルの数Ｍに
等しいだろう）。次に、２次元フーリエ変換処理
が、最終NMRイメージを得るために利用される
（前述の米国特許出願第515117号を参照された
い）。
照らされ且つそれらのそれぞれのNMR応答がそ
の後の分析のため捕獲された後、空間情報を変調
するように直交するｙ軸に沿つて増加的に増され
る磁気傾斜パルスを用いて、全体のサイクルが何
回も繰返される。第２のＸ軸次元のための空間情
報は典型的に、それぞれのスピン・エコーNMR
信号読出の間、ｘ軸に沿つて一定の磁気傾斜パル
スを適応することによつて変調される。ｙ軸位相
変調は、ｙ軸位相変調が直線的に増加するよう
に、Ｍ回のNMRサイクルのそれぞれのために変
えられる（ｙ軸に沿つた結果のイメージ・ライン
の数は、シーケンスの位相変調サイクルの数Ｍに
等しいだろう）。次に、２次元フーリエ変換処理
が、最終NMRイメージを得るために利用される
（前述の米国特許出願第515117号を参照された
い）。
この先行するCrooks等のテクニツクは、本出
願の第２図に示されている。認識されるだろうよ
うに、イメージ毎にＭ本のラインの所定のｙ軸解
像度のために、測定サイクルをＭ回繰返さねばな
らない。所定の測定サイクルは、少なくともほぼ
一つのT1インターバル（しばしばおよび１分又
はそれ以上）の後にのみ繰返されることができ
る。
願の第２図に示されている。認識されるだろうよ
うに、イメージ毎にＭ本のラインの所定のｙ軸解
像度のために、測定サイクルをＭ回繰返さねばな
らない。所定の測定サイクルは、少なくともほぼ
一つのT1インターバル（しばしばおよび１分又
はそれ以上）の後にのみ繰返されることができ
る。
所定の測定サイクルの連続的なスピン・エコー
間のTEタイム・インターバルは、所定の全測定
シーケンス内の測定サイクルの繰返しの間のTR
タイム・インターバルがT1時定数を計算するこ
とを許すのに対して、T2NMR時定数を計算する
ことを許す。このようにして、核のそれぞれの基
本ボクセルのためのT1及び／又はT2時定数が、
計算され表示されることができる。典型的に、最
も簡単に得られるNMRイメージが、イメージ視
野内のそれぞれの基本ボクセルのための測定され
たNMR応答信号強度を単純に表示し、従つてT1
及び／又はT2NMR時定数を計算するために必要
とされる余分な時間及び複雑さを避ける。
間のTEタイム・インターバルは、所定の全測定
シーケンス内の測定サイクルの繰返しの間のTR
タイム・インターバルがT1時定数を計算するこ
とを許すのに対して、T2NMR時定数を計算する
ことを許す。このようにして、核のそれぞれの基
本ボクセルのためのT1及び／又はT2時定数が、
計算され表示されることができる。典型的に、最
も簡単に得られるNMRイメージが、イメージ視
野内のそれぞれの基本ボクセルのための測定され
たNMR応答信号強度を単純に表示し、従つてT1
及び／又はT2NMR時定数を計算するために必要
とされる余分な時間及び複雑さを避ける。
sinc形のエンベローブが、「スクエア」形の周
波数スペクトルを成し遂げる試みのRF章動パル
スのための時間変域に使用されるとはいえ、その
ようなことの完成は、実際問題として全然成し遂
げることはできない。例えば、実際的なシステム
は、それがRF章動パルスのために非常に長い存
続時間を包含する故に、真に完全なsinc形のエン
ベロープを有するRF章動パルスを利用すること
はできない。よつて、sinc関数の幾分切頭のバー
ジヨンが実際に利用され、これ自身は（時間変域
と周波数変域との間のフーリエ変換関係の熟慮か
ら当業者には明らかであるだろうような）結果を
生ずる周波数スペクトル・エンベロープのエツジ
で、幾らかの傾きを生じさせるだろう。磁性が章
動される実際の領域は、第１の手順にのみ、RF
パルスの周波数内容に依存する。磁性の実際の分
布は、時間変更（変調）RF磁場を有するスピン
磁性の非直線的相互作用に依存する。この相互作
用を分析するための詳細なテクニツクは、前述の
Mansfield及びHoultに与えられている。さらに、
スライス選択RF章動パルスの連続が（第２図に
示されるような）それぞれの測定サイクルに利用
される正味の結果の有効な信号は、RF章動パル
スのそれぞれと関連する個々のスライス選択処理
のそれぞれの正確な空間関連に依存する。
波数スペクトルを成し遂げる試みのRF章動パル
スのための時間変域に使用されるとはいえ、その
ようなことの完成は、実際問題として全然成し遂
げることはできない。例えば、実際的なシステム
は、それがRF章動パルスのために非常に長い存
続時間を包含する故に、真に完全なsinc形のエン
ベロープを有するRF章動パルスを利用すること
はできない。よつて、sinc関数の幾分切頭のバー
ジヨンが実際に利用され、これ自身は（時間変域
と周波数変域との間のフーリエ変換関係の熟慮か
ら当業者には明らかであるだろうような）結果を
生ずる周波数スペクトル・エンベロープのエツジ
で、幾らかの傾きを生じさせるだろう。磁性が章
動される実際の領域は、第１の手順にのみ、RF
パルスの周波数内容に依存する。磁性の実際の分
布は、時間変更（変調）RF磁場を有するスピン
磁性の非直線的相互作用に依存する。この相互作
用を分析するための詳細なテクニツクは、前述の
Mansfield及びHoultに与えられている。さらに、
スライス選択RF章動パルスの連続が（第２図に
示されるような）それぞれの測定サイクルに利用
される正味の結果の有効な信号は、RF章動パル
スのそれぞれと関連する個々のスライス選択処理
のそれぞれの正確な空間関連に依存する。
これらのあるいは種々の他の理由のため、
NMRイメージ・データが所定の単一データ獲得
シーケンス（例えば、第２図の基礎測定サイクル
のＭ回の繰返し）内で収集される選択されたスラ
イス間の或る最小のサイズにされた「ギヤツプ」
を採用することがこれまでは必要であつた。事実
上、被検体を通る所望のプレーナ・ボリユーム即
ちスライスの一番端に出る正確なNMR章動効果
を成し遂げることができないために、このギヤツ
プが結果として生じた。むしろ、幾らかのそのよ
うな試みられたスライス選択ジオメトリの外方エ
ツジで、90゜か又は180゜章動が真に成し遂げられ
ることはできないというよりは、むしろ時々非常
に少ない。選択されたスライス・ボリユームの中
心部分に於いてのみ、所望の90゜及び180゜核章動
が実際に得られる。よつて、(a)選択されたスライ
スのエツジに向かう核が（それらがイメージされ
ない「ギヤツプ」を真に表わす場合には）測定さ
れたNMR応答の全てに寄与しないか、又は(b)そ
れらが幾らかの測定可能なNMR応答を生成する
ことができる大きさまで、それらの応答が実際に
所望の応答ではなく、それ故に所望のNMRイメ
ージング処理に悪影響を及ぼし且つ品位を落とす
傾向にある。
NMRイメージ・データが所定の単一データ獲得
シーケンス（例えば、第２図の基礎測定サイクル
のＭ回の繰返し）内で収集される選択されたスラ
イス間の或る最小のサイズにされた「ギヤツプ」
を採用することがこれまでは必要であつた。事実
上、被検体を通る所望のプレーナ・ボリユーム即
ちスライスの一番端に出る正確なNMR章動効果
を成し遂げることができないために、このギヤツ
プが結果として生じた。むしろ、幾らかのそのよ
うな試みられたスライス選択ジオメトリの外方エ
ツジで、90゜か又は180゜章動が真に成し遂げられ
ることはできないというよりは、むしろ時々非常
に少ない。選択されたスライス・ボリユームの中
心部分に於いてのみ、所望の90゜及び180゜核章動
が実際に得られる。よつて、(a)選択されたスライ
スのエツジに向かう核が（それらがイメージされ
ない「ギヤツプ」を真に表わす場合には）測定さ
れたNMR応答の全てに寄与しないか、又は(b)そ
れらが幾らかの測定可能なNMR応答を生成する
ことができる大きさまで、それらの応答が実際に
所望の応答ではなく、それ故に所望のNMRイメ
ージング処理に悪影響を及ぼし且つ品位を落とす
傾向にある。
しかしながら現在我々は、選択されたスライス
即ちプレーナ・ボリユームのより大きな中心領域
中をより一様に伸びるスライス選択RF章動パル
スの連続で所望の程度の章動を成し遂げるための
方法及び装置を発見した。結果は、そのような選
択されたスライス間の「ギヤツプ」を非常に減じ
た。特に、90゜及び180゜章動パルスのための普通
のスライス選択パラメータ（即ち、等しい強さの
Gz傾斜パルス及び等しい周波数スペクトル）を
使用するならば、（スピン・エコーを生成するた
めに使用された時）180゜章動パルスのための有効
に選択されたスライス幅が、90゜章動パルスのた
めの有効に選択されたスライス幅のほぼ80％のみ
であることが発見された。
即ちプレーナ・ボリユームのより大きな中心領域
中をより一様に伸びるスライス選択RF章動パル
スの連続で所望の程度の章動を成し遂げるための
方法及び装置を発見した。結果は、そのような選
択されたスライス間の「ギヤツプ」を非常に減じ
た。特に、90゜及び180゜章動パルスのための普通
のスライス選択パラメータ（即ち、等しい強さの
Gz傾斜パルス及び等しい周波数スペクトル）を
使用するならば、（スピン・エコーを生成するた
めに使用された時）180゜章動パルスのための有効
に選択されたスライス幅が、90゜章動パルスのた
めの有効に選択されたスライス幅のほぼ80％のみ
であることが発見された。
よつて、本発明は90゜及び180゜章動パルスのた
めにより接近してマツチされた選択されたスライ
ス幅を成し遂げることの可能な磁気共鳴イメージ
ング装置／方法を提供することを目的とする。特
に結果として、たつた一つの完全なデータ獲得シ
ーケンス（例えば、第２図に示されたような測定
サイクルのＭ回の繰返し）内の連続的に選択され
たスライス間の幾らかのイメージされないギヤツ
プを実質上最小にすることが可能な磁気共鳴イメ
ージング装置／方法を提供することを目的とす
る。
めにより接近してマツチされた選択されたスライ
ス幅を成し遂げることの可能な磁気共鳴イメージ
ング装置／方法を提供することを目的とする。特
に結果として、たつた一つの完全なデータ獲得シ
ーケンス（例えば、第２図に示されたような測定
サイクルのＭ回の繰返し）内の連続的に選択され
たスライス間の幾らかのイメージされないギヤツ
プを実質上最小にすることが可能な磁気共鳴イメ
ージング装置／方法を提供することを目的とす
る。
複数のRF NMR章動パルスの列を使用する本
発明のマルチ・スライス磁気共鳴イメージング．
システムに於いては、連続的なパルスのために使
用される周波数スペクトル及び／又は磁気傾斜
は、よりほとんど等しい半値全幅（FWHM）
を、又はスライス選択章動パルスの全てのための
実際の核章動変化対間隔カーブの他の空間次元を
もたらすように制御される。結果は、連続の選択
されたMRIスライス・ボリユーム間に配列され
るイメージされないボリユームの幾らかの「ギヤ
ツプ」の減少である。
発明のマルチ・スライス磁気共鳴イメージング．
システムに於いては、連続的なパルスのために使
用される周波数スペクトル及び／又は磁気傾斜
は、よりほとんど等しい半値全幅（FWHM）
を、又はスライス選択章動パルスの全てのための
実際の核章動変化対間隔カーブの他の空間次元を
もたらすように制御される。結果は、連続の選択
されたMRIスライス・ボリユーム間に配列され
るイメージされないボリユームの幾らかの「ギヤ
ツプ」の減少である。
90゜及び180゜章動パルスのための章動対置換カ
ーブのマツチングは、種々の変形で得られること
ができる。例えば、90゜パルスのための有効に選
択されたスライス幅は（例えば、その通常の値の
80％に）減ぜられることができ、また180゜パルス
によつて選択された有効なスライス幅は、所定の
個々の測定サイクルで使用されるRF章動パルス
のシーケンスの全てのために選択されたスライス
幅に実質上等しく成し遂げられるように、（例え
ば、125％に）増されることができる。
ーブのマツチングは、種々の変形で得られること
ができる。例えば、90゜パルスのための有効に選
択されたスライス幅は（例えば、その通常の値の
80％に）減ぜられることができ、また180゜パルス
によつて選択された有効なスライス幅は、所定の
個々の測定サイクルで使用されるRF章動パルス
のシーケンスの全てのために選択されたスライス
幅に実質上等しく成し遂げられるように、（例え
ば、125％に）増されることができる。
選択されたスライス幅に対するそのような調整
は、それぞれRF章動パルスの印加の間利用され
るスライス選択磁気傾斜パルスを変更することに
よつて、及び／又はRF章動パルスのエンベロー
プ自身の形及び／又は存続期間を部分的に変える
ことによつて成し遂げられることができる。一実
施例に於いては、180゜章動パルスのための選択さ
れたスライス幅は、磁気傾斜パルスの強さを減ず
ることによつて、少なくとも一部は増され、従つ
て磁気傾斜駆動増幅器等のための出力消費等の要
求の緩和の付加的な同時に存在する効果を成し遂
げる。
は、それぞれRF章動パルスの印加の間利用され
るスライス選択磁気傾斜パルスを変更することに
よつて、及び／又はRF章動パルスのエンベロー
プ自身の形及び／又は存続期間を部分的に変える
ことによつて成し遂げられることができる。一実
施例に於いては、180゜章動パルスのための選択さ
れたスライス幅は、磁気傾斜パルスの強さを減ず
ることによつて、少なくとも一部は増され、従つ
て磁気傾斜駆動増幅器等のための出力消費等の要
求の緩和の付加的な同時に存在する効果を成し遂
げる。
以下図面を参照して本発明の一実施例を説明す
る。本発明によつて利用される新奇なデータ獲
得／処理手順は典型的に、現存するMRI装置に
ストアされた制御コンピユータ・プログラムの適
当な変更によつて成し遂げられることができる。
そのような典型的な装置の例として、第１図のブ
ロツク図は、Crooks等の前述の関連特許及び／
又は特許出願により詳細に述べられている
Crooksらのシステムの概略構成を示している。
る。本発明によつて利用される新奇なデータ獲
得／処理手順は典型的に、現存するMRI装置に
ストアされた制御コンピユータ・プログラムの適
当な変更によつて成し遂げられることができる。
そのような典型的な装置の例として、第１図のブ
ロツク図は、Crooks等の前述の関連特許及び／
又は特許出願により詳細に述べられている
Crooksらのシステムの概略構成を示している。
典型的に、人間即ち動物被検体１０は、関心の
対象の部分内にｚ軸に沿つて向けられた実質上一
様な磁場を確立する静低温磁石１２のｚ軸に沿つ
て入れられる。傾斜は、ｘ，ｙ，ｚ傾斜増幅器及
びコイル１４のセツトによつてｘ，ｙ又はｚ軸に
沿つてこのｚ軸に向けられた磁場内に適応される
ことができる。NMR RF信号が体１０に送信さ
れ、NMR RF応答がRFコイル１６を介して体
１０から受信される。上記RFコイル１６は、普
通の送／受信切換スイツチ１８によつて、RF送
信機２０及びRF受信機２２に切換え接続される。
対象の部分内にｚ軸に沿つて向けられた実質上一
様な磁場を確立する静低温磁石１２のｚ軸に沿つ
て入れられる。傾斜は、ｘ，ｙ，ｚ傾斜増幅器及
びコイル１４のセツトによつてｘ，ｙ又はｚ軸に
沿つてこのｚ軸に向けられた磁場内に適応される
ことができる。NMR RF信号が体１０に送信さ
れ、NMR RF応答がRFコイル１６を介して体
１０から受信される。上記RFコイル１６は、普
通の送／受信切換スイツチ１８によつて、RF送
信機２０及びRF受信機２２に切換え接続される。
これらの素子の全ては、例えば制御コンピユー
タ２４によつて制御されることができる。このコ
ンピユータ２４は、データ獲得及び表示コンピユ
ータ２６と通信する。この後者のコンピユータ２
６は、アナログ・デイジタル変換器２８を介して
NMR RF応答を受信することもできる。一つ以
上のCRTデイスプレイ及びキーボード・ユニツ
ト３０も典型的に、上記データ獲得及び表示コン
ピユータ２６と関連する。
タ２４によつて制御されることができる。このコ
ンピユータ２４は、データ獲得及び表示コンピユ
ータ２６と通信する。この後者のコンピユータ２
６は、アナログ・デイジタル変換器２８を介して
NMR RF応答を受信することもできる。一つ以
上のCRTデイスプレイ及びキーボード・ユニツ
ト３０も典型的に、上記データ獲得及び表示コン
ピユータ２６と関連する。
当業者には明らかであるだろうように、そのよ
うな配列は、磁気傾斜パルス及びNMR RFパル
スの所望のシーケンスを発生するために、及びス
トアされたコンピユータ・プログラムに従つて所
望のNMR RF応答を測定するために使用される
ことができる。第１図に示されるように、本発明
のMRIシステムは典型的に、実質上隣接するス
ライス・ボリユームのためのMRIデータを発生
し且つ対応する視覚的な表示イメージにそれを処
理するように、（以下の説明に従つて）適応され
たRAM、ROM及び／又は他のプログラム記憶
媒体を含むだろう。
うな配列は、磁気傾斜パルス及びNMR RFパル
スの所望のシーケンスを発生するために、及びス
トアされたコンピユータ・プログラムに従つて所
望のNMR RF応答を測定するために使用される
ことができる。第１図に示されるように、本発明
のMRIシステムは典型的に、実質上隣接するス
ライス・ボリユームのためのMRIデータを発生
し且つ対応する視覚的な表示イメージにそれを処
理するように、（以下の説明に従つて）適応され
たRAM、ROM及び／又は他のプログラム記憶
媒体を含むだろう。
第２図は、典型的な従来のCrooks等のデータ
獲得シーケンスを示している。例えば、それぞれ
の測定サイクルは、時間に於いてτ遅れて置かれ
た180゜NMR RF章動パルスによつて続けられ、
且つもし信号平均化即ちT2計算処理のために望
まれるならば、（2τのタイム・インターバルで典
型的に分布された）その後の180゜RF章動パルス
によつて続けられる90゜NMR RF励磁によつて始
められることができる。それぞれのRF励磁パル
スの間、所望の「スライス」即ち「プレーナ・ボ
リユーム」のみを選択的に励磁するようにスイツ
チ「オン」されたスライス選択Gz磁気傾斜パル
スがあるということに注意されたい。それぞれの
結果のスピン・エコーNMR RF応答の間、ｘ軸
位相変調が、（典型的にそれぞれのスピン・エコ
ー・パルスが後者の処理のためストアされるデイ
ジタル化されると共に30マイクロ秒ほど毎にサン
プルされる）読出手順の間、ｘ軸磁気傾斜を印加
することによつて成し遂げられる。
獲得シーケンスを示している。例えば、それぞれ
の測定サイクルは、時間に於いてτ遅れて置かれ
た180゜NMR RF章動パルスによつて続けられ、
且つもし信号平均化即ちT2計算処理のために望
まれるならば、（2τのタイム・インターバルで典
型的に分布された）その後の180゜RF章動パルス
によつて続けられる90゜NMR RF励磁によつて始
められることができる。それぞれのRF励磁パル
スの間、所望の「スライス」即ち「プレーナ・ボ
リユーム」のみを選択的に励磁するようにスイツ
チ「オン」されたスライス選択Gz磁気傾斜パル
スがあるということに注意されたい。それぞれの
結果のスピン・エコーNMR RF応答の間、ｘ軸
位相変調が、（典型的にそれぞれのスピン・エコ
ー・パルスが後者の処理のためストアされるデイ
ジタル化されると共に30マイクロ秒ほど毎にサン
プルされる）読出手順の間、ｘ軸磁気傾斜を印加
することによつて成し遂げられる。
そのうえ、サイクル依存ｙ軸位相変調パルス
が、それぞれの測定サイクルの異なつた振幅を典
型的に有して使用される。７回の測定サイクルの
みが第２図に明示されているとはいえ、実際に
は、測定サイクルの数は、最終イメージのｙ軸に
沿つた解像度の所望のラインの数に等しくなけれ
ばならない。さらに、所定の測定サイクルの複数
のスピン・エコーの一般的な場合が第２図に示さ
れているとはいえ、それぞれのスピン・エコー信
号が共通のｙ軸位相変調を持つている故に、特定
の測定サイクルが終わらせられ且つ対応する「ス
ライス」が、他の「スライス」がそれらのスピ
ン・エコー応答を得るように同様にアドレスされ
るのに対して、T1インターバル又はそれ以上の
ために「緩和」することを許す前に、典型的にた
だ１つ又は２つのスピン・エコーが利用され且つ
実施される。典型的に、およそ数百のそのような
測定サイクルが（例えば、ｙ軸に沿つた数百本の
解像度を提供するのに十分なデータを得るよう
に）利用される。
が、それぞれの測定サイクルの異なつた振幅を典
型的に有して使用される。７回の測定サイクルの
みが第２図に明示されているとはいえ、実際に
は、測定サイクルの数は、最終イメージのｙ軸に
沿つた解像度の所望のラインの数に等しくなけれ
ばならない。さらに、所定の測定サイクルの複数
のスピン・エコーの一般的な場合が第２図に示さ
れているとはいえ、それぞれのスピン・エコー信
号が共通のｙ軸位相変調を持つている故に、特定
の測定サイクルが終わらせられ且つ対応する「ス
ライス」が、他の「スライス」がそれらのスピ
ン・エコー応答を得るように同様にアドレスされ
るのに対して、T1インターバル又はそれ以上の
ために「緩和」することを許す前に、典型的にた
だ１つ又は２つのスピン・エコーが利用され且つ
実施される。典型的に、およそ数百のそのような
測定サイクルが（例えば、ｙ軸に沿つた数百本の
解像度を提供するのに十分なデータを得るよう
に）利用される。
前述の関連特許／特許出願を読むことによつて
より良く理解されるだろうように、Ｍ回のそのよ
うなｙ軸位相変調スピン・エコー信号のシーケン
スは、結果のNMRイメージのためのＭ×Ｍピク
セル値に帰着するように、２次元フーリエ変換処
理に従われることができる。
より良く理解されるだろうように、Ｍ回のそのよ
うなｙ軸位相変調スピン・エコー信号のシーケン
スは、結果のNMRイメージのためのＭ×Ｍピク
セル値に帰着するように、２次元フーリエ変換処
理に従われることができる。
多次元フーリエ変換イメージの切断面の厚さ
は、磁気傾斜パルスの強さと、NMR核を励磁す
るために使用されるRF章動パルスの形とに依存
する。RF章動パルスの傾斜及び／又は時間変域
形（及びこれ故に、フーリエ変換によつて関連さ
れるような周波数変域形）の走査によつて、比較
的薄い（例えば、恐らく2.5mmほどと同じくらい
薄い）それぞれのスライス即ち切断面を有する隣
接する多断面イメージを得ることが、現在は可能
である。さらに、本発明のテクニツクが、比較的
長いTRインターバルが利用される時でさえ全く
有効であるため、非常に短いTRサイクル期間を
典型的に必要とする３次元フーリエ変換薄切断面
イメージ・テクニツクを捕捉することが効果的に
使用されることができる。一実施例に於いては、
0.95×0.95×2.5mm解像度の15のダブル・エコー隣
接スライス・イメージが、測定サイクル間のTR
インターバルが２秒である17.1分の総データ獲得
シーケンスで得られた。
は、磁気傾斜パルスの強さと、NMR核を励磁す
るために使用されるRF章動パルスの形とに依存
する。RF章動パルスの傾斜及び／又は時間変域
形（及びこれ故に、フーリエ変換によつて関連さ
れるような周波数変域形）の走査によつて、比較
的薄い（例えば、恐らく2.5mmほどと同じくらい
薄い）それぞれのスライス即ち切断面を有する隣
接する多断面イメージを得ることが、現在は可能
である。さらに、本発明のテクニツクが、比較的
長いTRインターバルが利用される時でさえ全く
有効であるため、非常に短いTRサイクル期間を
典型的に必要とする３次元フーリエ変換薄切断面
イメージ・テクニツクを捕捉することが効果的に
使用されることができる。一実施例に於いては、
0.95×0.95×2.5mm解像度の15のダブル・エコー隣
接スライス・イメージが、測定サイクル間のTR
インターバルが２秒である17.1分の総データ獲得
シーケンスで得られた。
「Thin Section Definition In Magnetic
Resonance Imageing：Technical Concepts
And Their Implementation」（Radiology
154：463−467、1985）とタイトルされたCrooks
等の論文は、（なお比較的手頃な全データ獲得シ
ーケンス時間を残すおよそ２mmのみの薄さの）非
常に薄いMRI切断面イメージを得るための方法
を述べている。この方法は、選択された狭い領域
に３次元フーリエ変換テクニツクを使用し、不十
分なTRイメージング能力に特に良く適合されて
いる。そのレポートはまた、種々のプレーナ・ボ
リユーム及び切断面間に置かれたギヤツプなしに
マルチ切断面イメージを最終結果で得るように、
２次元薄切断面イメージの２つのオフセツト・ア
レイをインターリーブすることも述べている。
Resonance Imageing：Technical Concepts
And Their Implementation」（Radiology
154：463−467、1985）とタイトルされたCrooks
等の論文は、（なお比較的手頃な全データ獲得シ
ーケンス時間を残すおよそ２mmのみの薄さの）非
常に薄いMRI切断面イメージを得るための方法
を述べている。この方法は、選択された狭い領域
に３次元フーリエ変換テクニツクを使用し、不十
分なTRイメージング能力に特に良く適合されて
いる。そのレポートはまた、種々のプレーナ・ボ
リユーム及び切断面間に置かれたギヤツプなしに
マルチ切断面イメージを最終結果で得るように、
２次元薄切断面イメージの２つのオフセツト・ア
レイをインターリーブすることも述べている。
しかしながら、そのようなインターリーブ・テ
クニツクは、一つの完全なデータ獲得シーケンス
の間得られる切断面イメージ間に残る（切断面の
厚さにほぼ等しいようにこの場合意図的にデザイ
ンされた）ギヤツプが、他の完全なデータ獲得シ
ーケンスで得られる同様にギヤツプのある切断面
イメージの次のアレイによつて「満たされる」よ
うに、２つ以上の完全なデータ獲得シーケンスを
必要とする。完全なデータ獲得シーケンスが極端
に複雑な且つ高価なMRI装置及びスタツフの数
分の使用を伴う故に、隣接する切断面イメージに
対するこのより速い接近の不利は容易に明らかに
なる。それどころか、理由内の２つの完全なデー
タ獲得シーケンスをもたらすために必要とされる
全時間を保つ試みで別なふうに望ましいよりも、
全獲得シーケンスの個々の測定サイクル間のより
短いTRインターバルを使用するためにそのよう
な環境中に強い誘惑がある。また、イメージ切断
面間のギヤツプが簡単に受入れられることがで
き、幾らかの重要な情報が処理で失われないこと
を望む。
クニツクは、一つの完全なデータ獲得シーケンス
の間得られる切断面イメージ間に残る（切断面の
厚さにほぼ等しいようにこの場合意図的にデザイ
ンされた）ギヤツプが、他の完全なデータ獲得シ
ーケンスで得られる同様にギヤツプのある切断面
イメージの次のアレイによつて「満たされる」よ
うに、２つ以上の完全なデータ獲得シーケンスを
必要とする。完全なデータ獲得シーケンスが極端
に複雑な且つ高価なMRI装置及びスタツフの数
分の使用を伴う故に、隣接する切断面イメージに
対するこのより速い接近の不利は容易に明らかに
なる。それどころか、理由内の２つの完全なデー
タ獲得シーケンスをもたらすために必要とされる
全時間を保つ試みで別なふうに望ましいよりも、
全獲得シーケンスの個々の測定サイクル間のより
短いTRインターバルを使用するためにそのよう
な環境中に強い誘惑がある。また、イメージ切断
面間のギヤツプが簡単に受入れられることがで
き、幾らかの重要な情報が処理で失われないこと
を望む。
これらの及び他の理由（例えば、T1時定数を
実際に測定することができ且つT1イメージを生
成することができるように、より長いTRインタ
ーバルを使用することがしばしば必要である）か
ら、ギヤツプを生成することなしに関心の全体の
部位をカバーするが、単一の完全なデータ獲得シ
ーケンス内でそれをすることが望ましい。即ち、
オフセツトの「インターリーブ」を必要とするこ
とはないが、２つの分離したデータ獲得シーケン
スで得られるギヤツプのある切断面イメージを必
要とする。本発明は、２次元フーリエ変換テクニ
ツクのみ又は多角度投影再構成テクニツクのみを
使用して所望の厚さ（例えば、恐らく2.5乃至10
mmの範囲内）を有する隣接してイメージされる切
断面の連続を提供することができる単一データ獲
得シーケンス・イメージング・テクニツクに於い
てギヤツプの事実上の除去を許し、全データ獲得
シーケンスの個々の測定サイクル間のTR値の広
い範囲の使用を許す。
実際に測定することができ且つT1イメージを生
成することができるように、より長いTRインタ
ーバルを使用することがしばしば必要である）か
ら、ギヤツプを生成することなしに関心の全体の
部位をカバーするが、単一の完全なデータ獲得シ
ーケンス内でそれをすることが望ましい。即ち、
オフセツトの「インターリーブ」を必要とするこ
とはないが、２つの分離したデータ獲得シーケン
スで得られるギヤツプのある切断面イメージを必
要とする。本発明は、２次元フーリエ変換テクニ
ツクのみ又は多角度投影再構成テクニツクのみを
使用して所望の厚さ（例えば、恐らく2.5乃至10
mmの範囲内）を有する隣接してイメージされる切
断面の連続を提供することができる単一データ獲
得シーケンス・イメージング・テクニツクに於い
てギヤツプの事実上の除去を許し、全データ獲得
シーケンスの個々の測定サイクル間のTR値の広
い範囲の使用を許す。
当業者によつて理解されるだろうように、選択
的NMR励磁テクニツクは、選択された切断面即
ち比較的薄いプレーナ・ボリユームを定義するよ
うに、多次元MRIで一般に使用される。典型的
に、磁場傾斜は、所望の平面方位に垂直の所定の
方向（例えば、ｚ軸）に沿つて確立されることが
できる。次に傾斜は、傾斜軸に直交するそれぞれ
の平面で異なつた磁場強度を確立する。従つて、
そのような平面のそれぞれに置かれた核は、異な
つた共鳴ラーモア周波数を持つだろう。もし完全
な磁気傾斜が得られることができるならば、及び
たつた一つの正確な周波数からのみ成るRF章動
パルスが得られることができるならば、本質的に
微小に薄いプレーナ・ボリユームがNMRに選択
的に導かれ、イメージされることができる。周波
数の変更によつて、ｚ軸に沿つて励磁された平面
位置は、幾らかの所望の位置に断面イメージを得
るように望まれるように置換えられることができ
る。しかしながら、当業者によつて理解されるだ
ろうように、そのような仮定された完全を成し遂
げることは実際的ではない。さらに、そのように
極端に薄い切断面は、比較的少数の核を励磁し、
従つてその理由のために不所望の信号対雑音比及
びイメージ品質の低下に導くだろう。
的NMR励磁テクニツクは、選択された切断面即
ち比較的薄いプレーナ・ボリユームを定義するよ
うに、多次元MRIで一般に使用される。典型的
に、磁場傾斜は、所望の平面方位に垂直の所定の
方向（例えば、ｚ軸）に沿つて確立されることが
できる。次に傾斜は、傾斜軸に直交するそれぞれ
の平面で異なつた磁場強度を確立する。従つて、
そのような平面のそれぞれに置かれた核は、異な
つた共鳴ラーモア周波数を持つだろう。もし完全
な磁気傾斜が得られることができるならば、及び
たつた一つの正確な周波数からのみ成るRF章動
パルスが得られることができるならば、本質的に
微小に薄いプレーナ・ボリユームがNMRに選択
的に導かれ、イメージされることができる。周波
数の変更によつて、ｚ軸に沿つて励磁された平面
位置は、幾らかの所望の位置に断面イメージを得
るように望まれるように置換えられることができ
る。しかしながら、当業者によつて理解されるだ
ろうように、そのような仮定された完全を成し遂
げることは実際的ではない。さらに、そのように
極端に薄い切断面は、比較的少数の核を励磁し、
従つてその理由のために不所望の信号対雑音比及
びイメージ品質の低下に導くだろう。
第３図に示されるように、磁気傾斜Gzは典型
的に、スライス選択を許すように磁場を向けられ
た静ｚ軸に重ね合せられる。ちよど説明されたよ
うに、もし単一周波数foが選択されることができ
るならば、ラーモア公式は、ｚ軸に沿つた位置
Zoに単一平面に沿つて置かれた核のみの選択に
帰着するだろう。しかしながら、実際には、RF
周波数Δfoのスペクトルが、RF章動パルスに含
まれる。ラーモア公式に従つて、これは次に、
Δfo範囲の周波数に対応する磁場強度ΔHoの範囲
を定義するだろう。次には、傾斜の傾き（即ち、
適応された傾斜の大きさ）に依存して、その共鳴
周波数がΔfoRF周波数スペクトルに対応する核
を含むように、間隔の範囲即ちスライス厚さSo
が定義されるだろう。このΔfoスペクトルを有す
るRFパルスによつて章動された核は、Δfo領域
の共鳴周波数を有するそれらに密接に対応する。
正確にその傾斜に沿つた核が章動され且つ正確な
章動角度が前述の論文に述べられた形のRF波形
にブロツホ方程式を応用することによつて決定さ
れることができる。第３図から認められるであろ
うように、そのような選択されたスライスの幅即
ち厚さは、Gzの関数である。スライスの中心は
Δfoの中心周波数に依存し、スライス幅はΔfoの
幅と密接に関係し且つブロツホ方程式を使用して
正確に決定されることができる。
的に、スライス選択を許すように磁場を向けられ
た静ｚ軸に重ね合せられる。ちよど説明されたよ
うに、もし単一周波数foが選択されることができ
るならば、ラーモア公式は、ｚ軸に沿つた位置
Zoに単一平面に沿つて置かれた核のみの選択に
帰着するだろう。しかしながら、実際には、RF
周波数Δfoのスペクトルが、RF章動パルスに含
まれる。ラーモア公式に従つて、これは次に、
Δfo範囲の周波数に対応する磁場強度ΔHoの範囲
を定義するだろう。次には、傾斜の傾き（即ち、
適応された傾斜の大きさ）に依存して、その共鳴
周波数がΔfoRF周波数スペクトルに対応する核
を含むように、間隔の範囲即ちスライス厚さSo
が定義されるだろう。このΔfoスペクトルを有す
るRFパルスによつて章動された核は、Δfo領域
の共鳴周波数を有するそれらに密接に対応する。
正確にその傾斜に沿つた核が章動され且つ正確な
章動角度が前述の論文に述べられた形のRF波形
にブロツホ方程式を応用することによつて決定さ
れることができる。第３図から認められるであろ
うように、そのような選択されたスライスの幅即
ち厚さは、Gzの関数である。スライスの中心は
Δfoの中心周波数に依存し、スライス幅はΔfoの
幅と密接に関係し且つブロツホ方程式を使用して
正確に決定されることができる。
従つて、イメージされる対象の選択された切断
面の幅は、２つの独立して制御可能なパラメータ
ΔfoとGzによつて定義される。もし適応された周
波数スペクトルが広ければ、ラーモア共鳴状態が
被検体のより厚いスライス中で満たされ、逆もま
た同じであるから、切断面は比較的厚いだろう。
もし傾斜の強さGzが強ければ、場は適応された
周波数Δfoの幾らかの所定の範囲のためｚ軸に沿
つた間隔に関してより急勾配に変化し、よつて被
検体のより薄い切断面はNMRに選択的に励磁さ
れ、逆もまた同じであるだろう。
面の幅は、２つの独立して制御可能なパラメータ
ΔfoとGzによつて定義される。もし適応された周
波数スペクトルが広ければ、ラーモア共鳴状態が
被検体のより厚いスライス中で満たされ、逆もま
た同じであるから、切断面は比較的厚いだろう。
もし傾斜の強さGzが強ければ、場は適応された
周波数Δfoの幾らかの所定の範囲のためｚ軸に沿
つた間隔に関してより急勾配に変化し、よつて被
検体のより薄い切断面はNMRに選択的に励磁さ
れ、逆もまた同じであるだろう。
いずれか一つのMRIシステム構成のため、（例
えば、傾斜電源、増幅器、コイル等に依存して）
確立されることができる最大傾斜強さが常にあ
る。最大傾斜が利用されるや否や、選択された断
面は、(a)前述のCrooks等の論文及び／又は
Feinberg等の「Pulsatile Blood Velocity In
Human Articles Displayed By Magnetic
Resonance Imaging」（Radiology 153：177−
180、1984）に述べられているような総データ獲
得時間の結果のペナルテイを有するインターリー
ブされたイメージングと共にオフセツト励磁テク
ニツクを使用することによつてか、又は(b)適応さ
れたRF励磁又は章動パルスに含まれる周波数ス
ペクトルを狭くすることかによつて、さらに減ぜ
られることができる。
えば、傾斜電源、増幅器、コイル等に依存して）
確立されることができる最大傾斜強さが常にあ
る。最大傾斜が利用されるや否や、選択された断
面は、(a)前述のCrooks等の論文及び／又は
Feinberg等の「Pulsatile Blood Velocity In
Human Articles Displayed By Magnetic
Resonance Imaging」（Radiology 153：177−
180、1984）に述べられているような総データ獲
得時間の結果のペナルテイを有するインターリー
ブされたイメージングと共にオフセツト励磁テク
ニツクを使用することによつてか、又は(b)適応さ
れたRF励磁又は章動パルスに含まれる周波数ス
ペクトルを狭くすることかによつて、さらに減ぜ
られることができる。
当業者には理解されるだろうように、適応され
たRF章動パルスの時間変域形は、フーリエ変換
によつて周波数変域スペクトルに関連される。例
えば、時間変域に於ける完全なsinc関数形のエン
ベロープを有するRF章動パルスは、完全な「ス
クエア」な形の周波数スペクトルを生成するだろ
う。一般に、時間変域エンベロープの不意の転移
は、広くされた周波数スペクトルに帰着する。例
えば、時間変域に於けるデルタ又はインパルス関
数は、実質的に一様の周波数スペクトルを生成す
るべきである。RF章動パルスのための平滑時間
変域エンベロープ形は、比較的狭い周波数スペク
トルに帰着するだろう。一つの典型的な「経験
則」は、時間変域に於ける単純な形のために、結
果の周波数スペクトルが時間変域パルスの存続期
間に逆比例するということである。例えば、ほぼ
10msの存続期間の時間変域RF章動パルスは、ほ
ぼ100Hzの周波数スペクトル範囲に帰着するだろ
う。水素NMRのための磁気回転比γがほぼ４，
258Hz／ガウスである故に、周波数変域に於ける
100Hz幅のシヤープなエツジの周波数スペクトル
は、ほぼ0.0235ガウスの磁場強度の範囲内の共鳴
核を選択するだろう。例えば、もし磁場傾斜Gz
がGz＝１ガウス／cmであると仮定するならば、
100Hz幅の周波数スペクトルは、約0.0235cmのス
ライス厚さを「選択する」だろう。要約すれば、 Δf≒１／Δt 〔式１〕 ΔHo≒Δf／4258（水素のため） 〔式２〕 Δz＝ほぼΔHo／Gz 〔式３〕 但し、ｚはイメージング表面に直交する座標で
ある。
たRF章動パルスの時間変域形は、フーリエ変換
によつて周波数変域スペクトルに関連される。例
えば、時間変域に於ける完全なsinc関数形のエン
ベロープを有するRF章動パルスは、完全な「ス
クエア」な形の周波数スペクトルを生成するだろ
う。一般に、時間変域エンベロープの不意の転移
は、広くされた周波数スペクトルに帰着する。例
えば、時間変域に於けるデルタ又はインパルス関
数は、実質的に一様の周波数スペクトルを生成す
るべきである。RF章動パルスのための平滑時間
変域エンベロープ形は、比較的狭い周波数スペク
トルに帰着するだろう。一つの典型的な「経験
則」は、時間変域に於ける単純な形のために、結
果の周波数スペクトルが時間変域パルスの存続期
間に逆比例するということである。例えば、ほぼ
10msの存続期間の時間変域RF章動パルスは、ほ
ぼ100Hzの周波数スペクトル範囲に帰着するだろ
う。水素NMRのための磁気回転比γがほぼ４，
258Hz／ガウスである故に、周波数変域に於ける
100Hz幅のシヤープなエツジの周波数スペクトル
は、ほぼ0.0235ガウスの磁場強度の範囲内の共鳴
核を選択するだろう。例えば、もし磁場傾斜Gz
がGz＝１ガウス／cmであると仮定するならば、
100Hz幅の周波数スペクトルは、約0.0235cmのス
ライス厚さを「選択する」だろう。要約すれば、 Δf≒１／Δt 〔式１〕 ΔHo≒Δf／4258（水素のため） 〔式２〕 Δz＝ほぼΔHo／Gz 〔式３〕 但し、ｚはイメージング表面に直交する座標で
ある。
水素収率のためにこれらの式を結合すれば、
Δz≒１／（4258×Δt×Gz） 〔式４〕
但し、Δzはcmで表現される切断面厚さであり、
Δtは秒で表現される励磁パルス存続期間であり、
Gzはガウス／cmで表現される。
Δtは秒で表現される励磁パルス存続期間であり、
Gzはガウス／cmで表現される。
前述されたように、MRIに於いては、ほぼ
「スクエア」な形の周波数スペクトルを成し遂げ、
従つてNMR核のそれぞれの選択されたプレー
ナ・ボリユームにほぼ「スクエア」な形のエツジ
を成し遂げるように、時間変域RF章動パルスの
ためにsinc形のエンベロープを使用することが望
ましい。「スクエア」な選択されたプレーナ・ボ
リユームを得るためのそのような試みのために
は、少なくとも３つの重要な潜在的な理由があ
る。
「スクエア」な形の周波数スペクトルを成し遂げ、
従つてNMR核のそれぞれの選択されたプレー
ナ・ボリユームにほぼ「スクエア」な形のエツジ
を成し遂げるように、時間変域RF章動パルスの
ためにsinc形のエンベロープを使用することが望
ましい。「スクエア」な選択されたプレーナ・ボ
リユームを得るためのそのような試みのために
は、少なくとも３つの重要な潜在的な理由があ
る。
第１は、選択された切断面内の特徴に等しくな
い感度を、即ち所望の切断面のイメージを作るた
めに捕えられたデータの選択された切断面の特徴
「外側」を含むことからの「ぼけ」効果を避ける
よう試みる全ての断層撮影イメージング・テクニ
ツクに共通である。例えば、ガウス断面章動を採
用すると、影響を受けた切断面厚さは、結果に於
いて実際の感度（即ち、検出された信号成分が含
まれる部位）が相当に大きな程度に（例えば、10
分の１値全幅FW0.1Mに）伸ばされることができ
るのに対して、半値全幅（FWHM）に定義され
ることができる。幾分幅の広いFW0.1Mに等しい
有効幅（及び選択されたスライス内の等しくない
感度）を持つと選択された切断面が考えられるこ
とができ、また幾分小さいFWHMに等しい
「幅」を持つが或る周囲の部位からの「ぼけ」を
含むと考えられることができる。
い感度を、即ち所望の切断面のイメージを作るた
めに捕えられたデータの選択された切断面の特徴
「外側」を含むことからの「ぼけ」効果を避ける
よう試みる全ての断層撮影イメージング・テクニ
ツクに共通である。例えば、ガウス断面章動を採
用すると、影響を受けた切断面厚さは、結果に於
いて実際の感度（即ち、検出された信号成分が含
まれる部位）が相当に大きな程度に（例えば、10
分の１値全幅FW0.1Mに）伸ばされることができ
るのに対して、半値全幅（FWHM）に定義され
ることができる。幾分幅の広いFW0.1Mに等しい
有効幅（及び選択されたスライス内の等しくない
感度）を持つと選択された切断面が考えられるこ
とができ、また幾分小さいFWHMに等しい
「幅」を持つが或る周囲の部位からの「ぼけ」を
含むと考えられることができる。
そのうえ、（他のタイプの断層撮影イメージン
グと対立するような）MRIに特有の２つのさら
なる問題がある。先ず第１に、マルチ切断面イメ
ージングに於いては、ガウスのスプレツド・フア
ンクシヨンは、隣接するスライスから引出された
データ間の干渉効果を避けるように、FW0.1Mに
等しいか又はそれより大きい切断面中心間の分離
を強いる。そのスペースのおおよそ半分がガウス
の関数の望まれるよりも小さい章動部位によつて
占有されるので、インターリーブされたイメージ
が、スライス間のギヤツプ中にたまたま含まれる
幾らかの特徴の視覚化のため必要である。第２
に、もし（例えば、それぞれのイメージされたボ
クセルのためのT1及び／又はT2時定数を計算す
るために）意味のある緩和時間情報を獲得するこ
とを望むならば、この所望の手順は、ガウスの関
数の放射特性によつて除外されることができる。
グと対立するような）MRIに特有の２つのさら
なる問題がある。先ず第１に、マルチ切断面イメ
ージングに於いては、ガウスのスプレツド・フア
ンクシヨンは、隣接するスライスから引出された
データ間の干渉効果を避けるように、FW0.1Mに
等しいか又はそれより大きい切断面中心間の分離
を強いる。そのスペースのおおよそ半分がガウス
の関数の望まれるよりも小さい章動部位によつて
占有されるので、インターリーブされたイメージ
が、スライス間のギヤツプ中にたまたま含まれる
幾らかの特徴の視覚化のため必要である。第２
に、もし（例えば、それぞれのイメージされたボ
クセルのためのT1及び／又はT2時定数を計算す
るために）意味のある緩和時間情報を獲得するこ
とを望むならば、この所望の手順は、ガウスの関
数の放射特性によつて除外されることができる。
例えば、90゜及び180゜NMR章動パルスがNMR
核のための磁化ベクトルの90゜及び180゜章動をそ
れぞれ正確にもたらすと典型的に仮定する。実際
に、ガウスの形の選択励磁機能が採用されるなら
ば、及び章動のピークの振幅が所望の90゜変化を
生成するならば、FWHMポイントで、定義づけ
によつて、所望の変化の半分（例えば、45゜）だ
けを成し遂げる。この位置からの信号が90゜フリ
ツプされる中心で信号のsin（45゜）＝0.7071である
ように、信号が章動角度のサインに比例するとい
うことに注意されたい。同様に、180゜章動パルス
は、そのFWHMで90゜フリツプ角度だけを実際に
提供する。よつて、選択された切断面内のNMR
核の大部分ではないが多くが、所望の90゜及び
180゜変化より随分小さいフリツプ角度を受け、故
にT1及びT2時定数に関する励磁時間データは不
正確であるだろう。さらに、T1及びT2時定数の
正確な測定が所望でなくてさえも、所望のNMR
強さの直接のイメージはなお、所望の実際のフリ
ツプ角度より小さいことによつて引起こされる相
反する応答のため、幾分予測できない対象コント
ラストに帰着するだろう。
核のための磁化ベクトルの90゜及び180゜章動をそ
れぞれ正確にもたらすと典型的に仮定する。実際
に、ガウスの形の選択励磁機能が採用されるなら
ば、及び章動のピークの振幅が所望の90゜変化を
生成するならば、FWHMポイントで、定義づけ
によつて、所望の変化の半分（例えば、45゜）だ
けを成し遂げる。この位置からの信号が90゜フリ
ツプされる中心で信号のsin（45゜）＝0.7071である
ように、信号が章動角度のサインに比例するとい
うことに注意されたい。同様に、180゜章動パルス
は、そのFWHMで90゜フリツプ角度だけを実際に
提供する。よつて、選択された切断面内のNMR
核の大部分ではないが多くが、所望の90゜及び
180゜変化より随分小さいフリツプ角度を受け、故
にT1及びT2時定数に関する励磁時間データは不
正確であるだろう。さらに、T1及びT2時定数の
正確な測定が所望でなくてさえも、所望のNMR
強さの直接のイメージはなお、所望の実際のフリ
ツプ角度より小さいことによつて引起こされる相
反する応答のため、幾分予測できない対象コント
ラストに帰着するだろう。
次に明らかに、「スクエア」な選択されたボリ
ユームが、最適なMRIのために望まれる。前述
されたように、真のsinc関数が周波数変域に於け
る所望の「スクエア」なエツジを提供するだろう
が、それは非実用的に長い。手頃な近似がよつ
て、約８−12のゼロ交点のみの一つに対する非常
に長いsinc形のパルス・エンベロープの頭を切る
ことによつて作られる。sinc関数の変形はまた、
当業者には理解されるだろうように、ブロツホ方
程式を考慮して応答を改良するためにあるいは使
用されることができる。選択された切断面の全体
の幅は典型的に、斜切頭パルス内に含まれるゼロ
交点の数が、結果の周波数スペクトルのエツジが
定義される「シヤープネス」を改良するのに対し
て、斜切頭sinc関数の中心成分の存続期間に依存
する。
ユームが、最適なMRIのために望まれる。前述
されたように、真のsinc関数が周波数変域に於け
る所望の「スクエア」なエツジを提供するだろう
が、それは非実用的に長い。手頃な近似がよつ
て、約８−12のゼロ交点のみの一つに対する非常
に長いsinc形のパルス・エンベロープの頭を切る
ことによつて作られる。sinc関数の変形はまた、
当業者には理解されるだろうように、ブロツホ方
程式を考慮して応答を改良するためにあるいは使
用されることができる。選択された切断面の全体
の幅は典型的に、斜切頭パルス内に含まれるゼロ
交点の数が、結果の周波数スペクトルのエツジが
定義される「シヤープネス」を改良するのに対し
て、斜切頭sinc関数の中心成分の存続期間に依存
する。
そのように考えれば、いずれか一つの固定の傾
斜強さで非常に薄い選択された切断面を生成する
ことができる（場強さそれ自体は切断面厚さに影
響を及ぼさないが、むしろ選択された傾斜即ち第
３図に示されたような勾配の値にのみ影響を及ぼ
すということに注意されたい）。切断面厚さを減
じ且つエツジ・シヤープネスを増すことに関連す
るペナルテイは、斜切頭sinc関数励磁パルスが長
くされねばならず、且つ次にこれが、スピン・エ
コーがT2パラメータを測定するために獲得され
ることができるより速い時間を必然的に延ばすと
いうことである。しかしながら、関心の病状が比
較的長いTR及び比較的長いTE時間のみを使用
して容易に明視化される程度に対しては、そのよ
うなペナルテイは必然的に有害ではない。
斜強さで非常に薄い選択された切断面を生成する
ことができる（場強さそれ自体は切断面厚さに影
響を及ぼさないが、むしろ選択された傾斜即ち第
３図に示されたような勾配の値にのみ影響を及ぼ
すということに注意されたい）。切断面厚さを減
じ且つエツジ・シヤープネスを増すことに関連す
るペナルテイは、斜切頭sinc関数励磁パルスが長
くされねばならず、且つ次にこれが、スピン・エ
コーがT2パラメータを測定するために獲得され
ることができるより速い時間を必然的に延ばすと
いうことである。しかしながら、関心の病状が比
較的長いTR及び比較的長いTE時間のみを使用
して容易に明視化される程度に対しては、そのよ
うなペナルテイは必然的に有害ではない。
第４図に示されるように、（例えば、180゜パル
ス・エンベロープが、90゜パルスと比較されるよ
うなその下の領域で２倍を十分に提供するために
その振幅が簡単に増される）90゜及び180゜RF章動
パルスの典型的な従来の寸法は、90゜章動パルス
のためのFWHMのほぼ80％のみである180゜パル
スのための（実際のスピン・エコー信号対Ｚ軸間
隔の変化を描くカーブに於いて）スピン・エコー
信号のFWHMに帰着するということが発見され
る。よつて、スライス・イメージの連続がそのよ
うな従来のテクニツクを使用とて取られる時、第
５図に示されるようにそれぞれ対のスライス間の
イメージされないギヤツプ領域を結果として生じ
る。
ス・エンベロープが、90゜パルスと比較されるよ
うなその下の領域で２倍を十分に提供するために
その振幅が簡単に増される）90゜及び180゜RF章動
パルスの典型的な従来の寸法は、90゜章動パルス
のためのFWHMのほぼ80％のみである180゜パル
スのための（実際のスピン・エコー信号対Ｚ軸間
隔の変化を描くカーブに於いて）スピン・エコー
信号のFWHMに帰着するということが発見され
る。よつて、スライス・イメージの連続がそのよ
うな従来のテクニツクを使用とて取られる時、第
５図に示されるようにそれぞれ対のスライス間の
イメージされないギヤツプ領域を結果として生じ
る。
第４図の信号プロフイールは、90゜パルスのた
めのプロフイールが180゜パルスの間の選択傾斜を
消すことによつて減ぜられ且つ180゜パルスのため
のプロフイールが90゜パルスの間の選択傾斜を消
すことによつて減ぜられる90゜、180゜シーケンス
のスピン・エコーから測定される。
めのプロフイールが180゜パルスの間の選択傾斜を
消すことによつて減ぜられ且つ180゜パルスのため
のプロフイールが90゜パルスの間の選択傾斜を消
すことによつて減ぜられる90゜、180゜シーケンス
のスピン・エコーから測定される。
本発明に従つて、90゜章動パルスの「幅」は、
第６図に示されるような180゜RF章動パルスのそ
れとより接近してマツチされる。よつて、イメー
ジされるスライス間のギヤツプは実質上減ぜら
れ、又は除去さえされる（例えば、従来のテクニ
ツクを使用して最小20％ほどが、10％ギヤツプ寸
法より小さく減ぜられることができる）。
第６図に示されるような180゜RF章動パルスのそ
れとより接近してマツチされる。よつて、イメー
ジされるスライス間のギヤツプは実質上減ぜら
れ、又は除去さえされる（例えば、従来のテクニ
ツクを使用して最小20％ほどが、10％ギヤツプ寸
法より小さく減ぜられることができる）。
90゜及び180゜章動パルスと選択章動効果の所望
のマツチングは、印加された周波数スペクトルを
適当に変えることによつて、及び／又は第３図に
示されたような所定のスライス幅を選択するよう
に、所定の章動パルスに関連して印加されるスラ
イス選択磁気傾斜の振幅を調節することによつて
成し遂げられることができる。一実施例に於いて
は、90゜章動パルスのために使用されるそれのほ
ぼ80％に等しい値に180゜章動パルスのために使用
されたスライス選択磁気傾斜の振幅を簡単に減じ
ることは、容易であると思われる。もちろん、所
望の選択されたスライスを成し遂げるように同様
のスケーリングによつてスライスを配置するため
に使用された中心周波数増加もまた適当に調整さ
れねばならない。
のマツチングは、印加された周波数スペクトルを
適当に変えることによつて、及び／又は第３図に
示されたような所定のスライス幅を選択するよう
に、所定の章動パルスに関連して印加されるスラ
イス選択磁気傾斜の振幅を調節することによつて
成し遂げられることができる。一実施例に於いて
は、90゜章動パルスのために使用されるそれのほ
ぼ80％に等しい値に180゜章動パルスのために使用
されたスライス選択磁気傾斜の振幅を簡単に減じ
ることは、容易であると思われる。もちろん、所
望の選択されたスライスを成し遂げるように同様
のスケーリングによつてスライスを配置するため
に使用された中心周波数増加もまた適当に調整さ
れねばならない。
選択磁気傾斜の振幅を減ずることに起因する一
つの付加的な効果は、磁気傾斜増幅器等のための
出力散逸及び恐らく他の要求が実質上減ぜられる
ことができるということである。例えば、第２図
の例証的なデータ獲得シーケンスに於いて90゜パ
ルスよりも大きい180゜パルスがある故に、それぞ
れの180゜章動パルスの間磁気傾斜パルスの振幅を
減ずることは、傾斜増幅器で押付けられる有効な
デユーテイ・サイクルを非常に減ずることができ
る。
つの付加的な効果は、磁気傾斜増幅器等のための
出力散逸及び恐らく他の要求が実質上減ぜられる
ことができるということである。例えば、第２図
の例証的なデータ獲得シーケンスに於いて90゜パ
ルスよりも大きい180゜パルスがある故に、それぞ
れの180゜章動パルスの間磁気傾斜パルスの振幅を
減ずることは、傾斜増幅器で押付けられる有効な
デユーテイ・サイクルを非常に減ずることができ
る。
本発明に従つた隣接するスライス・イメージの
一例が、第７図に示されている。ここでは、ｚ軸
磁気傾斜パルスGz＝0.5ガウス／cmの間に生じる
Δf＝2KHzの典型的な90゜章動パルス（及び周波数
増加2KHz）が、測定サイクルを始める。しかし
ながら、180゜章動パルスが、減ぜられたGz＝0.4
ガウス／cm（即ち、80％の値に減ぜられた）を使
用し、且つ1.6KHzの対応してスケールされた中
心周波数増加を使用するが、FWHMマツチング
を成し遂げるように（80％のFWHMのみを与え
る）Δf＝2KHzを保持する。連続的なサイクルは
次に、第７図にまた示されたように、それぞれの
周波数スペクトルΔfの中心周波数fcの位置をイ
ンクリメントすることによつて隣接するスライス
S1，S2，S3……のために成し遂げられる。
一例が、第７図に示されている。ここでは、ｚ軸
磁気傾斜パルスGz＝0.5ガウス／cmの間に生じる
Δf＝2KHzの典型的な90゜章動パルス（及び周波数
増加2KHz）が、測定サイクルを始める。しかし
ながら、180゜章動パルスが、減ぜられたGz＝0.4
ガウス／cm（即ち、80％の値に減ぜられた）を使
用し、且つ1.6KHzの対応してスケールされた中
心周波数増加を使用するが、FWHMマツチング
を成し遂げるように（80％のFWHMのみを与え
る）Δf＝2KHzを保持する。連続的なサイクルは
次に、第７図にまた示されたように、それぞれの
周波数スペクトルΔfの中心周波数fcの位置をイ
ンクリメントすることによつて隣接するスライス
S1，S2，S3……のために成し遂げられる。
また、Gz値よりはむしろ90゜及び180゜sincパル
スは、空間／周波数変域に於けるFWHMマツチ
ングを成し遂げるように、第８図に示されるよう
に時間変域に於いて形づくられることができる。
例えば、第８図に示されるように、180゜sincパル
ス存続期間は、通常の２×振幅が（より短いsinc
カーブの下に必要な２×領域を残すように）2.5
×まで125％に増されるのに対して、（周波数スペ
クトルを適当に幅広くするために）90゜パルスの
ために使用されるそれの80％に縮められることが
できる。この場合、90゜及び180゜パルスのための
中心周波数増加は、同じである。
スは、空間／周波数変域に於けるFWHMマツチ
ングを成し遂げるように、第８図に示されるよう
に時間変域に於いて形づくられることができる。
例えば、第８図に示されるように、180゜sincパル
ス存続期間は、通常の２×振幅が（より短いsinc
カーブの下に必要な２×領域を残すように）2.5
×まで125％に増されるのに対して、（周波数スペ
クトルを適当に幅広くするために）90゜パルスの
ために使用されるそれの80％に縮められることが
できる。この場合、90゜及び180゜パルスのための
中心周波数増加は、同じである。
上記データ獲得コンピユータ２６のための可能
なコンピユータ制御プログラムが、第９図のフロ
ー・チヤートに概略的に示されている。ここで、
データ獲得ルーチンに900で入り、902でループ・
カウンタＮ及びＭが初期化され、時間遅延T1及
びT2が計算される。t1＝1/2（90゜RFパルスの存
続期間＋180゜RFパルスの存続期間）且つt2＝1/2
（180゜RFパルスの存続期間＋スピン・エコー観察
の存続期間）。次に、904で、（例えば、スライス
選択中心周波数fc（Ｎ）で相対存続期間1.0及び振
幅1.0の）通常の90゜章動パルスが、1.0のGz相対
値で被検体内に送られる。（再フエージング又は
他の傾斜パルスを含むことができる）906でτ−
t1の待ちの後、特別な大きさにされた180゜パル
ス・プロトコルは、908で使用される。前述され
たように、磁気傾斜値及び／又は180゜RFパルス
の時間変域エンベロープは、空間変域に於いて
90゜パルス効果とFWHMマツチングを提供するよ
うな大きさにされる。
なコンピユータ制御プログラムが、第９図のフロ
ー・チヤートに概略的に示されている。ここで、
データ獲得ルーチンに900で入り、902でループ・
カウンタＮ及びＭが初期化され、時間遅延T1及
びT2が計算される。t1＝1/2（90゜RFパルスの存
続期間＋180゜RFパルスの存続期間）且つt2＝1/2
（180゜RFパルスの存続期間＋スピン・エコー観察
の存続期間）。次に、904で、（例えば、スライス
選択中心周波数fc（Ｎ）で相対存続期間1.0及び振
幅1.0の）通常の90゜章動パルスが、1.0のGz相対
値で被検体内に送られる。（再フエージング又は
他の傾斜パルスを含むことができる）906でτ−
t1の待ちの後、特別な大きさにされた180゜パル
ス・プロトコルは、908で使用される。前述され
たように、磁気傾斜値及び／又は180゜RFパルス
の時間変域エンベロープは、空間変域に於いて
90゜パルス効果とFWHMマツチングを提供するよ
うな大きさにされる。
その後、910で、通例のさらなるτ−t2の待ち
及び時間2τで中心に置かれる第１のスピン・エコ
ー信号の読込が成される。望まれるならば、さら
に同様の180゜パルスが、ステツプ912，914及び
916で示されるように、第２のスピン・エコー応
答を発生するために使用されることができる。ス
ライス・カウンタＮは、918で調べられる。もし
それが所望の最大値にまだ達していないならば、
スライス・カウンタＮは、RFスペクトルの中心
周波数であり且つデータがステツプ904−916のそ
れに類似しているシーケンスを使用して他の隣接
するスライスのために取られるまで、920でイン
クリメントされる。スライス・カウンタＮがその
最大値に達した時、測定シーケンス・カウンタＭ
が922で調べられる。もしそれが所望の最大値に
まだ達していないならば、それは924でインクリ
メントされ、スライス・カウンタＮは１にリセツ
トされる。そして、処理ループは、（例えば、T1
インターバルがスライスＮ＝１の最後の励磁から
経過した後）次の測定を行うためにステツプ904
に戻される。結局、必要とされる数（例えば、
128又は256）の個々の測定サイクルＭが行なわ
れ、922でＭが最大値に達したと判断されたなら
ば、このサブルーチンからステツプ926で出、完
全なマルチ・スライス・データ獲得シーケンスが
終えられる。
及び時間2τで中心に置かれる第１のスピン・エコ
ー信号の読込が成される。望まれるならば、さら
に同様の180゜パルスが、ステツプ912，914及び
916で示されるように、第２のスピン・エコー応
答を発生するために使用されることができる。ス
ライス・カウンタＮは、918で調べられる。もし
それが所望の最大値にまだ達していないならば、
スライス・カウンタＮは、RFスペクトルの中心
周波数であり且つデータがステツプ904−916のそ
れに類似しているシーケンスを使用して他の隣接
するスライスのために取られるまで、920でイン
クリメントされる。スライス・カウンタＮがその
最大値に達した時、測定シーケンス・カウンタＭ
が922で調べられる。もしそれが所望の最大値に
まだ達していないならば、それは924でインクリ
メントされ、スライス・カウンタＮは１にリセツ
トされる。そして、処理ループは、（例えば、T1
インターバルがスライスＮ＝１の最後の励磁から
経過した後）次の測定を行うためにステツプ904
に戻される。結局、必要とされる数（例えば、
128又は256）の個々の測定サイクルＭが行なわ
れ、922でＭが最大値に達したと判断されたなら
ば、このサブルーチンからステツプ926で出、完
全なマルチ・スライス・データ獲得シーケンスが
終えられる。
なお、本発明は上記実施例に限定されるもので
はなく、種々の変更修正が可能なことは当業者に
は明らかであろう。
はなく、種々の変更修正が可能なことは当業者に
は明らかであろう。
以上詳述したように本発明によれば、90゜及び
180゜章動パルスのためにより接近してマツチされ
た選択されたスライス幅を成し遂げることの可能
な磁気共鳴イメージング装置／方法を提供するこ
とができる。特に本発明によれば、結果として、
たつた一つの完全なデータ獲得シーケンス内の連
続的に選択されたスライス間の幾らかのイメージ
されないギヤツプを実質上最小にすることが可能
な磁気共鳴イメージング装置／方法を提供するこ
とができる。
180゜章動パルスのためにより接近してマツチされ
た選択されたスライス幅を成し遂げることの可能
な磁気共鳴イメージング装置／方法を提供するこ
とができる。特に本発明によれば、結果として、
たつた一つの完全なデータ獲得シーケンス内の連
続的に選択されたスライス間の幾らかのイメージ
されないギヤツプを実質上最小にすることが可能
な磁気共鳴イメージング装置／方法を提供するこ
とができる。
第１図は本発明の新奇なデータ獲得及び処理手
順を実行するようにプログラムされた典型的な
MRIスキヤナ・システムのブロツク図、第２図
は典型的な従来のCrooks等のデータ獲得手順を
示す概略的な波形図、第３図は適応された磁気傾
斜と印加されたRF章動エネルギの周波数スペク
トルと対象（例えば、生きている人間や動物被検
体）のｚ軸に沿つた結果の選択されたスライス厚
さとの間の関係を示すグラフ、第４図は90゜及び
180゜RF章動パルスによつて実際に選択されたス
ライス幅の典型的な従来のミスマツチを示すよう
に普通の従来のテクニツクに従つた（時間の関数
のような）90゜及び180゜RF章動パルス・エンベロ
ープと、ｚ軸に沿つた間隔の関数のようなRF励
磁に応じて生成されたスピン・エコー信号の結果
のボリユームとを表わすグラフ、第５図は選択さ
れたスライス間の結果のイメージされないギヤツ
プを示すように第４図の従来の実施に従つたオー
バラツプされた90゜及び180゜章動パルスのための
ｚ軸に沿つた連続の核章動対間隔のための領域を
生成する信号を示すグラフ、第６図は第５図に示
されたの同様ではあるが、90゜章動パルスのため
のそれらをマツチさせるように広くされ従つて従
来のイメージされないギヤツプを最小にする又は
除去する180゜章動カーブの有効なスライス厚さを
一緒に示すグラフ、第７図は本発明の原理を利用
して成し遂げられることができるマルチ・スライ
スMRIの実質上隣接するスライスを概略的に示
す図、第８図はRF NMR章動パルスの時間変域
形を変えることによつて90゜／180゜FWHMマツチ
ングを成し遂げるための他のテクニツクを概略的
に示す図、第９図は第１図の実施例のための適当
な制御コンピユータ・プログラムの概略を示すフ
ロー・チヤートである。 １０……被検体、１２……静低温ｚ軸磁石、１
４……ｘ，ｙ，ｚ傾斜増幅器及びコイル、１６…
…RFコイル、１８……送／受信切換スイツチ、
２０……RF送信機、２２……RF受信機、２４…
…制御コンピユータ、２６……データ獲得及び表
示コンピユータ、２８……アナログ・デイジタル
変換器、３０……CRTデイスプレイ及びキーボ
ード・ユニツト。
順を実行するようにプログラムされた典型的な
MRIスキヤナ・システムのブロツク図、第２図
は典型的な従来のCrooks等のデータ獲得手順を
示す概略的な波形図、第３図は適応された磁気傾
斜と印加されたRF章動エネルギの周波数スペク
トルと対象（例えば、生きている人間や動物被検
体）のｚ軸に沿つた結果の選択されたスライス厚
さとの間の関係を示すグラフ、第４図は90゜及び
180゜RF章動パルスによつて実際に選択されたス
ライス幅の典型的な従来のミスマツチを示すよう
に普通の従来のテクニツクに従つた（時間の関数
のような）90゜及び180゜RF章動パルス・エンベロ
ープと、ｚ軸に沿つた間隔の関数のようなRF励
磁に応じて生成されたスピン・エコー信号の結果
のボリユームとを表わすグラフ、第５図は選択さ
れたスライス間の結果のイメージされないギヤツ
プを示すように第４図の従来の実施に従つたオー
バラツプされた90゜及び180゜章動パルスのための
ｚ軸に沿つた連続の核章動対間隔のための領域を
生成する信号を示すグラフ、第６図は第５図に示
されたの同様ではあるが、90゜章動パルスのため
のそれらをマツチさせるように広くされ従つて従
来のイメージされないギヤツプを最小にする又は
除去する180゜章動カーブの有効なスライス厚さを
一緒に示すグラフ、第７図は本発明の原理を利用
して成し遂げられることができるマルチ・スライ
スMRIの実質上隣接するスライスを概略的に示
す図、第８図はRF NMR章動パルスの時間変域
形を変えることによつて90゜／180゜FWHMマツチ
ングを成し遂げるための他のテクニツクを概略的
に示す図、第９図は第１図の実施例のための適当
な制御コンピユータ・プログラムの概略を示すフ
ロー・チヤートである。 １０……被検体、１２……静低温ｚ軸磁石、１
４……ｘ，ｙ，ｚ傾斜増幅器及びコイル、１６…
…RFコイル、１８……送／受信切換スイツチ、
２０……RF送信機、２２……RF受信機、２４…
…制御コンピユータ、２６……データ獲得及び表
示コンピユータ、２８……アナログ・デイジタル
変換器、３０……CRTデイスプレイ及びキーボ
ード・ユニツト。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 磁気傾斜パルスを適応している間にそれぞれ
生ずる複数のRF NMR章動パルスの列を使用し
て、イメージされる対象の選択されたスライス即
ちプレーナ・ボリユームの連続からNMR RFス
ピン・エコー応答を引出すことと、 φ1及びφ2RF NMR章動パルスを生成し、前記
φ1及びφ2RF NMR章動パルスの時間変域エンベ
ロープ及び前記磁気傾斜パルスの振幅を制御し
て、それぞれのスライスから少なくとも一つの
NMRスピン・エコー応答を引出すために、それ
ぞれのスライスの実質上全ての範囲内に渡る角度
の核章動の連続をもたらすことと、 前記RF NMR章動パルスの周波数スペクトル
を制御して、実質上隣接する選択されたスライス
の前記連続を生ずることと、 を含む磁気共鳴イメージング方法。 ２ 前記φ1及びφ2RF NMR章動パルスを生成す
るステツプは、φ1＝90゜、φ2＝180゜を用いて、及
び90゜RFパルスの間使用される磁気傾斜パルスの
ほぼ80％の振幅を持つ180゜RFパルスの間使用さ
れる磁気傾斜パルスを用いて行なわれることを特
徴とする特許請求の範囲第１項に記載の磁気共鳴
イメージング方法。 ３ φ1RFパルスの間使用される磁気傾斜パルス
は、所定のスライスのためのφ2RFパルスの間使
用される振幅と異なる振幅を有することを特徴と
する特許請求の範囲第１項に記載の磁気共鳴イメ
ージング方法。 ４ 前記φ2RFパルスは、前記φ1RFパルスより時
間変域に於いて、短い存続期間と高い振幅エンベ
ロープを有することを特徴とする特許請求の範囲
第１項に記載の磁気共鳴イメージング方法。 ５ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、180゜RFパ
ルスの存続時間は90゜RFパルスのほぼ80％であ
り、且つ180゜RFパルスのエンベロープ振幅は
90゜RFパルスのほぼ250％であることを特徴とす
る特許請求の範囲第４項に記載の磁気共鳴イメー
ジング方法。 ６ 空間変域に於ける対応する第１及び第２の核
章動対置換変化V1，V2が対象の選択されたスラ
イス即ちプレーナ・ボリユーム内に生成されるよ
うに、スライス選択磁気傾斜パルスＧの適応でイ
メージされる対象にそれぞれRF周波数スペクト
ルΔf1及びΔf2のφ1及びφ2RF章動パルスをシーケ
ンシヤルに送信することと、 前記φ1及びφ2RF章動パルス及び／又は前記磁
気傾斜パルスＧの時間変域エンベロープを制御し
て、空間変域に於ける前記第１及び第２の核章動
対置換変化V1，V2の実質的な幅マツチングを生
成することと、 を含む磁気共鳴イメージング方法。 ７ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、それぞれ
の180゜パルスの間のＧは90゜パルスの間のＧの振
幅のほぼ80％であることを特徴とする特許請求の
範囲第６項に記載の磁気共鳴イメージング方法。 ８ 前記φ2パルスの間のＧは、前記φ1パルスの
間のＧとは振幅が異なつていることを特徴とする
特許請求の範囲第６項に記載の磁気共鳴イメージ
ング方法。 ９ 前記Δf1周波数スペクトルの中心周波数は、
前記Δf2周波数スペクトルの中心周波数とは異な
つていることを特徴とする特許請求の範囲第６項
に記載の磁気共鳴イメージング方法。 １０ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、Δf2は幅
に於いてはΔf1と実質上等しいが、Δf2の中心周
波数に於ける増分はΔf1の周波数の中心周波数に
於ける増分のほぼ80％であることを特徴とする特
許請求の範囲第９項に記載の磁気共鳴イメージン
グ方法。 １１ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、Δf2は幅
に於いてΔf1のほぼ125％であるが、Δf1及びΔf2
のスペクトルは実質上等しい中心周波数を有して
いることを特徴とする特許請求の範囲第６項に記
載の磁気共鳴イメージング方法。 １２ 前記φ2RFパルスは、時間変域に於いて前
記φ1RFパルスより短い存続期間と高いエンベロ
ープ振幅を有していることを特徴とする特許請求
の範囲第６項に記載の磁気共鳴イメージング方
法。 １３ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、180゜RF
パルスの存続時間は90゜RFパルスのほぼ80％であ
り、且つ180゜RFパルスのエンベロープ振幅は
90゜RFパルスのほぼ250％であることを特徴とす
る特許請求の範囲第１２項に記載の磁気共鳴イメ
ージング方法。 １４ 前記Δf1及びΔf2の中心周波数は、イメー
ジされる前記対象の実質上隣接する連続的なスラ
イスを選択するために連続的に増加されることを
特徴とする特許請求の範囲第６項に記載の磁気共
鳴イメージング方法。 １５ イメージされる対象の選択されたスライス
即ちプレーナ・ボリユームの連続からNMR RF
スピン・エコー応答を引出すように、磁気傾斜パ
ルスを適応している間にそれぞれ生ずる複数の
RF NMR章動パルスの列を使用するタイプの磁
気共鳴イメージング装置に於いて、 それぞれのスライスからの少なくとも一つの
NMRスピン・エコー応答を引出すために、それ
ぞれのスライスの実質上全ての範囲内に渡る角度
の核章動の連続をもたらすように、φ1及びφ2RF
NMR章動パルスを生成するため及び前記φ1及び
φ2RF NMR章動パルスの時間変域エンベロープ
及び前記磁気傾斜パルスの振幅を制御するための
手段と、 実質上隣接する選択されたスライスの前記連続
を生ずるために、前記RF NMR章動パルスの周
波数スペクトルを制御する手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。 １６ 前記生成し且つ制御するための手段は、
φ1を90゜にさせ、φ2を180゜にさせる手段と、90゜RF
パルスの間使用される振幅のほぼ80％の振幅を有
する180゜RFパルスの間使用される磁気傾斜パル
スを含むことを特徴とする特許請求の範囲第１５
項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 １７ 前記生成し且つ制御するための手段は、
φ1RFパルスの間使用される磁気傾斜パルスに、
所定のスライスのためにφ2RFパルスの間使用さ
れる振幅と異なる振幅を持たせることを特徴とす
る特許請求の範囲第１５項に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 １８ 前記生成し且つ制御するための手段は、前
記φ2RFパルスに、前記φ1RFパルスより時間変域
に於いて短い存続時間と高い振幅エンベロープを
持たせる手段を含むことを特徴とする特許請求の
範囲第１５項に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 １９ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、180゜RF
パルスの存続時間は90゜RFパルスのほぼ80％であ
り、且つ180゜RFパルスのエンベロープ振幅は
90゜RFパルスのほぼ250％であることを特徴とす
る特許請求の範囲第１８項に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 ２０ 対応する第１及び第２の核章動対置換変化
V1，V2が対象の選択されたスライス即ちプレー
ナ・ボリユーム内に生成されるように、スライス
選択磁気傾斜パルスＧの適応でイメージされる対
象にそれぞれRF周波数スペクトルΔf1及びΔf2の
φ1及びφ2RF章動パルスをシーケンシヤルに送信
するタイプの磁気共鳴イメージング装置に於い
て、 空間変域に於ける前記第１及び第２の核章動対
置換変化V1，V2の実質的な幅マツチングを生成
するために、前記φ1及びφ2RF章動パルス及び／
又は前記磁気傾斜パルスＧの時間変域エンベロー
プを制御するための手段を具備することを特徴と
する磁気共鳴イメージング装置。 ２１ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、それぞ
れの180゜パルスの間のＧは90゜パルスの間のＧの
振幅のほぼ80％であることを特徴とする特許請求
の範囲第２０項に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 ２２ 前記φ2パルスの間のＧは、前記φ1パルス
の間のＧとは振幅が異なつていることを特徴とす
る特許請求の範囲第２０項に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 ２３ 前記Δf1周波数スペクトルの中心周波数
は、前記Δf2周波数スペクトルの中心周波数とは
異なつていることを特徴とする特許請求の範囲第
２０項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 ２４ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、Δf1は幅
に於いてはΔf2と実質上等しいが、Δf2の中心周
波数に於ける増分はΔf1の中心周波数に於ける増
分のほぼ80％であることを特徴とする特許請求の
範囲第２３項に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 ２５ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、Δf2は幅
に於いてΔf1のほぼ125％であるが、前記Δf1及び
Δf2のスペクトルは実質上等しい中心周波数を有
していることを特徴とする特許請求の範囲第２０
項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 ２６ 前記φ2RFパルスは、時間変域に於いて前
記φ1RFパルスより短い存続期間と高いエンベロ
ープ振幅を有していることを特徴とする特許請求
の範囲第２０項に記載の磁気共鳴イメージング装
置。 ２７ φ1は90゜であり、φ2は180゜であり、180゜RF
パルスの存続期間は90゜RFパルスのほぼ80％であ
り、且つ180゜RFパルスのエンベロープ振幅は
90゜RFパルスのほぼ250％であることを特徴とす
る特許請求の範囲第２６項に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 ２８ 対応する第１及び第２の核章動対置換変化
V1，V2が対象の選択されたスライス即ちプレー
ナ・ボリユーム内に生成されるように、スライス
選択磁気傾斜パルスＧの適応でイメージされる対
象にそれぞれRF周波数スペクトルΔf1及びΔf2の
φ1及びφ2RF章動パルスをシーケンシヤルに送信
するタイプの磁気共鳴イメージング装置に於い
て、 空間変域に於ける前記第１及び第２の核章動対
置換変化V1，V2の実質的な幅マツチングを生成
するために、前記φ1及びφ2RF章動パルス及び／
又は前記磁気傾斜パルスＧの時間変域エンベロー
プを制御するための手段と、 イメージされる前記対象の実質上隣接する連続
的なスライスを選択するために、Δf1及びΔf2の
中心周波数を連続的に増加する手段と、 を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージン
グ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US795914 | 1985-11-07 | ||
| US06/795,914 US4746863A (en) | 1985-11-07 | 1985-11-07 | Contiguous slices in multi-slice MRI |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62112541A JPS62112541A (ja) | 1987-05-23 |
| JPH0432655B2 true JPH0432655B2 (ja) | 1992-05-29 |
Family
ID=25166767
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61252128A Granted JPS62112541A (ja) | 1985-11-07 | 1986-10-24 | 磁気共鳴イメ−ジング方法及び装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4746863A (ja) |
| EP (1) | EP0229228B1 (ja) |
| JP (1) | JPS62112541A (ja) |
| AT (1) | ATE64788T1 (ja) |
| DE (1) | DE3679974D1 (ja) |
| ES (1) | ES2023635B3 (ja) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4847560A (en) * | 1986-08-15 | 1989-07-11 | Picker International, Inc. | Simultaneous multislice-multiangle images without saturation bands |
| US4914392A (en) * | 1987-03-27 | 1990-04-03 | Reagents Of The University Of Minnesota | Amplitude and frequency/phase modulated pulses to achieve plane rotations of nuclear spin magnetization vectors with inhomogeneous B1 |
| US4988947A (en) * | 1987-03-27 | 1991-01-29 | Regents Of The University Of Minnesota | Amplitude and frequency/phase modulated pulses to achieve plane rotations of nuclear spin magnetization vectors with inhomogeneous B1 |
| JP2626736B2 (ja) * | 1987-12-28 | 1997-07-02 | 株式会社クボタ | 耐ビルドアップ性にすぐれた熱処理炉用ロール |
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| US4297637A (en) * | 1978-07-20 | 1981-10-27 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for mapping lines of nuclear density within an object using nuclear magnetic resonance |
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| US4471306A (en) * | 1982-02-03 | 1984-09-11 | General Electric Company | Method of NMR imaging which overcomes T2 * effects in an inhomogeneous static magnetic field |
| US4443760A (en) * | 1982-07-01 | 1984-04-17 | General Electric Company | Use of phase alternated RF pulses to eliminate effects of spurious free induction decay caused by imperfect 180 degree RF pulses in NMR imaging |
| US4516582A (en) * | 1983-05-02 | 1985-05-14 | General Electric Company | NMR blood flow imaging |
| US4549140A (en) * | 1983-06-03 | 1985-10-22 | General Electric Company | Method utilizing combined, interleaved pulse sequences for reducing motion artifacts in computed T1,T2 and M0 NMR imaging |
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| US4665367A (en) * | 1985-08-16 | 1987-05-12 | Technicare Corporation | Multiplexed magnetic resonance imaging of volumetric regions |
-
1985
- 1985-11-07 US US06/795,914 patent/US4746863A/en not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-10-02 EP EP86113650A patent/EP0229228B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1986-10-02 ES ES86113650T patent/ES2023635B3/es not_active Expired - Lifetime
- 1986-10-02 AT AT86113650T patent/ATE64788T1/de active
- 1986-10-02 DE DE8686113650T patent/DE3679974D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1986-10-24 JP JP61252128A patent/JPS62112541A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62112541A (ja) | 1987-05-23 |
| EP0229228A2 (en) | 1987-07-22 |
| US4746863A (en) | 1988-05-24 |
| ES2023635B3 (es) | 1992-02-01 |
| EP0229228A3 (en) | 1988-07-20 |
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| ATE64788T1 (de) | 1991-07-15 |
| DE3679974D1 (de) | 1991-08-01 |
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