JPH05269112A - 流れ補償されたｓｓｆｐパルスシーケンスを使用するｎｍｒイメージング法 - Google Patents

流れ補償されたｓｓｆｐパルスシーケンスを使用するｎｍｒイメージング法

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JPH05269112A
JPH05269112A JP4194356A JP19435692A JPH05269112A JP H05269112 A JPH05269112 A JP H05269112A JP 4194356 A JP4194356 A JP 4194356A JP 19435692 A JP19435692 A JP 19435692A JP H05269112 A JPH05269112 A JP H05269112A
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nmr
pulse
magnetic field
phase
signal
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JP4194356A
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Matthew A Bernstein
マシュー・アブラハム・バーンスタイン
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General Electric Co
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Abstract

(57)【要約】 【目的】 定常状態自由歳差運動高速パルスシーケンス
で読出し勾配を流れ補償し、パルスシーケンスを短縮す
る。 【構成】 パルスシーケンスに、横磁化を再集束して後
続のパルスシーケンスの間にＳ−ＮＭＲ信号２５４を発
生させる読出し勾配波形２５６を設ける。部分的なエコ
ー信号取得が行われ、これにより流れ補償を乱すことな
くパルスシーケンスを短縮し、Ｓ＋ＮＭＲ信号をデータ
取得窓２６０からずらすことができる。位相サイクリン
グと組み合わせてビューの再順序付けを使用することに
より、Ｓ＋ＮＭＲ信号が抑圧される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジングの方法およびシステムである。更に詳しくは、本
発明は定常状態自由歳差運動パルスシーケンスの流れ補
償に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれに加
えられる磁界の方向に自身を揃えようとする。しかし、
そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性質
（核の磁気回転比γ）によって決まる特性角周波数（ラ
ーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運動を行
う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼ぶ。
【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭz が作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）内のランダムな方向を向いた磁気成分は
相互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモ
ア周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組
織に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭz
をｘ−ｙ平面へ回転すなわち「傾ける」ことにより、正
味横磁気モーメントＭt が作成され、これはラーモア周
波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする。正味磁
気モーメントＭz が傾けられる程度、したがって正味横
磁気モーメントＭt の大きさは主として、印加される励
起磁界Ｂ1 の時間長と大きさによって決まる。
【０００４】この現象の実際的な価値は励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振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Ａ0 は横磁気
モーメントＭt 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とともに次式のように指数関数的に減
衰する。
【０００５】
【数１】
【０００６】減衰定数１／Ｔ2 * は磁界の均一性、およ
び「スピンスピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼
ばれるＴ2 によって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一
な磁界で励起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った
歳差運動が位相外しされる指数速度に逆比例する。ＮＭ
Ｒ信号の振幅Ａに寄与するもう一つの重要な要素はスピ
ン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは時定数Ｔ1 で特徴
付けられる。これは正味磁気モーメントＭの、その平衡
値への、磁気分極（ｚ）の軸に沿った復帰を記述する。
Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医学的に関心のある殆どの
物質ではずっと長くなる。
【０００７】本発明に特に関連するＮＭＲ測定は「パル
ス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に分けられる。このような測定は
サイクリックに行われ、ＮＭＲ測定が多数回繰り返され
ることにより、各サイクルの間に異なるデータが累積さ
れる。すなわち、対象の中の異なる位置で同じ測定が行
われる。非常に様々な予備励起手法が知られており、こ
れらの手法では大きさ、継続時間、および方向が異なる
１個以上の励起パルス（Ｂ1 ）が印加される。このよう
な励起パルスは狭い周波数スペクトル（選択的励起パル
ス）を有していてもよく、あるいはある範囲の共鳴周波
数にわたって横方向磁化Ｍt を生じる広い周波数スペク
トル（非選択的励起パルス）を有していてもよい。従来
技術は特定のＮＭＲ現象を利用するように設計され、Ｎ
ＭＲ測定プロセスの特定の問題を克服する励起手法を充
分にそなえている。
【０００８】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法のうちの一
つを使って画像が再構成される。このような走査を行う
ため、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引
き出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持
つがｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
とができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別
することができる。
【０００９】画像を構成するためのＮＭＲデータは多数
の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルス系列が含まれる。各
ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことができ、各実
験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パルスが
含まれることにより、ＮＭＲ信号に空間情報が符号化さ
れる。
【００１０】医用画像を作成するために現在使用されて
いる殆どのＮＭＲスキャンでは、必要なデータを得るの
に何分も必要となる。このスキャン時間の減少は考慮す
べき重要な点である。というのは、スキャン時間が減少
すると、患者のスループットが増大し、患者の快適さが
改良され、また動きアーチファクト（ｍｏｔｉｏｎａｒ
ｔｉｆａｃｔ）の減少により画質が向上するからであ
る。反復時間（ＴＲ：ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍ
ｅ）が非常に短く、その結果何分ではなく何秒で完全な
スキャンを遂行できるようなパルスシーケンスの種別が
ある。従来のより多くのパルスシーケンスでは反復時間
ＴＲをスピン−スピン緩和定数Ｔ2 よりずっと大きくし
て、横磁化が相次ぐシーケンスの位相コヒーレント励起
パルス相互の間で緩和する時間があるようにするのに対
して、高速パルスシーケンスでは反復時間ＴＲをＴ2 よ
り小さくし、横磁化を平衡定常状態に駆動する。このよ
うな手法は定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ：ｓｔｅａ
ｄｙ−ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）手
法と呼ばれる。その特徴は横磁化のサイクリックパター
ンにあり、結果として得られるＮＭＲ信号を各ＲＦ励起
パルスで再集束することによりエコー信号が作成され
る。このエコー信号には、各ＲＦ励起パルスの後に作成
される第一の部分Ｓ＋およびＲＦ励起パルスの直前に形
成される第二の部分Ｓ−が含まれている。
【００１１】画像を作成するために使用される二つの周
知のＳＳＦＰパルスシーケンスがある。第一のものは勾
配再集束取得定常状態（ＧＲＡＳＳ：ｇｒａｄｉｅｎｔ
ｒｅｆｏｃｕｓｅｄ ａｃｑｕｉｒｅｄ ｓｔｅａｄ
ｙ−ｓｔａｔｅ）と呼ばれ、これは読出し勾配Ｇｘを使
って各ＲＦ励起パルスの後に作成されるＳ＋信号内のピ
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図１に示されている。図１で、
ＮＭＲ信号は読出し勾配Ｇｘによって誘導されるＳ＋勾
配エコーである。二次元イメージングでは、スライス選
択勾配パルスが勾配Ｇｚによって作成され、周知の方法
で直ちに再集束される。その後間もなく位相符号化勾配
パルスＧｙが作成され、取得されたＮＭＲデータが位相
符号化され、定常状態平衡が維持される。位相符号化勾
配パルスＧｙの効果は米国特許第４，６６５，３６５号
に説明されているようにＮＭＲ信号が取得された後で次
のパルスシーケンスが開始する前に、対応するＧｙ巻き
戻し（ｒｅｗｉｎｄｅｒ）勾配パルスによって無効にさ
れる。
【００１２】第二の周知のＳＳＦＰパルスシーケンスは
コントラスト増強高速イメージング（ＳＳＦＰ−ＥＣＨ
Ｏ）と呼ばれ、各ＲＦ励起パルスの直前に作成されるＳ
−信号を使用する。このパルスシーケンスが図２に示さ
れている。図２で、取得されるＮＭＲ信号は次のＲＦ励
起パルスで再集束するはずの横磁化を勾配で再集束する
ことによって生じるＳ−エコー信号である。読出し勾配
Ｇｘはこのパルスシーケンスで大幅に異なっており、実
際の読出しパルスの前の正パルスおよび読出しパルスの
後の負パルスを含んでいる。前のパルスはＦＩＤ信号
（Ｓ＋）を位相外しする。そうでないと、このＦＩＤ信
号（Ｓ＋）はデータ取得窓の間に作成され得る。後のパ
ルスにより、次のパルスシーケンスの間に横磁化が位相
戻しされることにより、取得窓の間にエコー信号Ｓ−が
作成される。ＳＳＦＰ−ＥＣＨＯまたはＳ−パルスシー
ケンスの更に詳細な説明については、マグネティック・
レゾナンス・イン・メディシン誌所載のアール・シー・
ホークスおよびエス・パッツ執筆の論文、「定常状態の
自由歳差運動を使用する高速フーリエイメージング」を
参照されたい（Ｒ．Ｃ．Ｈａｗｋｅｓ ａｎｄ Ｓ．Ｐ
ａｔｚ， ”Ｒａｐｉｄ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｉｍａｇｉ
ｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｓｔｅａｄｙ−ＳｔａｔｅＦｒｅｅ
Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ”， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅ
ｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４， ｐ
ｐ．９−２３， １９８７）。
【００１３】完全なスキャンを２，３秒内に実行するこ
とを可能にする非常に短いパルスシーケンスである上
に、Ｓ−シーケンスは多数の医用用途でこれをＧＲＡＳ
Ｓパルスシーケンスに比べてより有用にする属性をそな
えている。更に詳しく述べると、ＧＲＡＳＳパルスシー
ケンスで取得されるＳ＋信号の振幅はほぼ比Ｔ2 ／Ｔ1
の関数であるのに対して、Ｓ−パルスシーケンスで取得
されるＳ−信号は付加的なＴ2 依存性をそなえている。
その結果、Ｓ−はＴ2 の異なる組織相互の間により良い
コントラストを与えるＴ2 重み付けされたパルスシーケ
ンスである。Ｔ2は病的な組織の良好な指標であるの
で、Ｓ−パルスシーケンスは再構成された画像で正常な
組織と病的な組織との間に良好なコントラストを与え
る。
【００１４】都合の悪いことに、Ｓ−パルスシーケンス
は動くスピンの結果として再構成画像に歪みまたはアー
チファクトを生じやすい。たとえば、読出し勾配の方向
の血流は不正確に位置符号化されるので、流れているス
ピンにより生じる信号は再構成画像で誤った位置に配置
される。この運動や流れのアーチファクトの生じ易さは
前のパルスシーケンスの間に発生されたＲＦ励起パルス
によって作られる横磁化によりＳ−信号が作成されると
いう事実による。励起と読出しの間の長い時間（＞２Ｔ
Ｒ）にわたって、勾配磁界は大きな双極子モーメントを
作成し、この双極子モーメントによりＳ−信号は流れと
運動に敏感になる。
【００１５】米国特許第４，９７３，９０６号、「流れ
補償されたＮＭＲ高速パルスシーケンス」（Ｆｌｏｗ
Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｅｄ ＮＭＲ Ｆａｓｔ Ｐｕｌｓ
ｅＳｅｑｕｅｎｃｅ）に開示された本発明者による先行
発明では、流れ補償されたＳ−パルスシーケンスが開示
されている。本出願の図３に示すように、この先行発明
のＧｘ読出し勾配パルスは中央の正の勾配パルス１０、
先頭の負の勾配パルス１１、および後尾の負の勾配パル
ス１２で構成される。読出しパルス１０はＳ−ＮＭＲ信
号を再集束し、周知の方法で取得データを周波数符号化
する。後尾の負の勾配パルス１２はスピンの位相外しを
行い、次のパルスシーケンスの間のＳ−ＮＭＲ信号の作
成を設定する。この先行発明が教えるところによれば、
読出し勾配を流れ補償して流れアーチファクトの発生を
減らすように先頭の負の勾配パルス１１が選択される。
実際上は、この補償は完全には行うことができず、妥協
値が使用される。
【００１６】
【発明の概要】本発明は取得されたＳ−ＮＭＲ信号がＳ
＋ＮＭＲ信号から分離されて、運動アーチファクトを受
けにくいようにする改良ＳＳＦＰ−ＥＣＨＯパルスシー
ケンスに関するものである。更に詳しく述べると、本発
明のＮＭＲパルスシーケンスでは読出し勾配に、後続の
パルスシーケンスの読出し勾配と協力してＳ−ＮＭＲ信
号を再集束する後尾の負のローブ、および運動に対する
感度を下げるように、またＳ＋ＮＭＲ信号をデータ取得
窓からずらすように選定された先頭の負のローブが設け
られている。また、読出し勾配ローブのサイズを小さく
して、充分に補償されていない残留双極子モーメントの
サイズを小さくするために、部分的なエコーデータ取得
が行われる。本発明の更にもう一つの側面によれば、Ｓ
＋ＮＭＲ信号が再構成画像に生じる干渉が位相サイクリ
ングにより大幅に低減され、またスキャンの間に位相符
号化シーケンスの順序を変えることにより、所望の定常
状態条件がこのような位相サイクリングによって乱され
ることは無い。
【００１７】本発明の一般的な目的は定常状態自由歳差
運動高速ＮＭＲパルスシーケンス内の読出し勾配の流れ
補償をすることである。各パルスシーケンスの間に部分
的なＮＭＲエコー信号取得を行うことにより、読出し勾
配ローブのサイズを小さくすることができる。このロー
ブが運動に敏感な双極子勾配モーメントを発生するの
で、ローブのサイズを小さくすることにより、パルスシ
ーケンスの流れ補償を行う仕事が低減される。またこれ
により、先頭の負の読出し勾配ローブのサイズを大きく
して、著しい運動や流れのアーチファクトを生じること
なくＳ＋ＮＭＲ信号を取得窓からずらすこともできる。
【００１８】本発明のもう一つの目的はスライス選択方
向および位相符号化方向に於ける「クラッシャ」（ｃｒ
ｕｓｈｅｒ）勾配パルスの必要性を低減することであ
る。Ｓ＋信号を取得窓からずらすことにより、クラッシ
ャ勾配パルスがＳ＋信号の位相外しを行う必要性は低下
する。これにより、勾配増幅器に対する電力の要求が低
減し、パルスシーケンスを更に短縮することができる。
【００１９】本発明の更にもう一つの目的はＳ−パルス
シーケンスで遂行されるスキャンで必要とされる定常状
態条件を乱すことなくＳ＋ＮＭＲ信号からの干渉を低減
することである。ＲＦ励起パルスの位相がビュー毎に交
替するスキャンを遂行し、またＮＭＲデータを位相が交
替しないスキャンから取得されたＮＭＲデータと組み合
わせることにより、Ｓ＋ＮＭＲ信号を抑圧することがで
きる。定常状態条件を乱すことなくこれら二つのスキャ
ンからのビューの取得をはさみこむことはできないの
で、各スキャン内の対応するビューの取得相互の間にか
なりの時間が経過する。その時間の間に、患者の呼吸等
による運動が生じて、位相サイクリングプロセスが乱さ
れることがある。本発明の教えるところによれば、第一
のスキャンの最後の部分および第二のスキャンの最初の
部分の間に中央の位相符号化ビューを取得することによ
って、この問題を最小限にすることができる。
【００２０】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求の範囲を参照しなければならな
い。
【００２１】
【詳しい説明】図４は本発明を用いる、ゼネラルエレク
トリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏ
ｍｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標
名で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成
要素をブロック図形式で示したものである。システム全
体の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ７８００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータにはインタフェース１０２が含まれて
おり、これを介して複数のコンピュータ周辺装置および
他のＮＭＲシステム構成要素が結合されている。コンピ
ュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０４があ
り、主コンピュータの指示のもとにこれを使って患者の
データおよび画像をテープに保管することができる。処
理された患者データは画像ディスク記憶装置１１０に格
納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画
像比較、グレースケール調整、実時間データディスプレ
ーのような対話型画像ディスプレー操作を可能にするこ
とである。コンピュータシステムにはディスクデータ記
憶システム１１２を使用してなまデータ（すなわち画像
構成の前のデータ）を記憶するための手段が設けられて
いる。操作卓１１６もインタフェース１０２を介してコ
ンピュータに結合されており、これにより操作者は患者
の検査に関連するデータ、ならびに較正、スキャンの開
始および終了のようなＮＭＲシステムの正しい動作に必
要な付加的なデータを入力する手段が得られる。操作卓
はディスクまたは磁気テープに記憶された画像をディス
プレーするためにも使用される。
【００２２】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ：ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波数トランシーバ１２２、ステータス制御モ
ジュール（ＳＣＭ：ｓｔａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｎｔｒ
ｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢す
るために必要な、全体を１２６で表した電源のような数
個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は主コ
ンピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コ
イル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パ
ルスを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲ
Ｆエンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用の
ディジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は磁石集合体１４６の一部
である集合体１３６の中の対応する勾配コイルを励起す
るために使用される。付勢されると、勾配コイルは主分
極磁界と同じ方向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧ
ｚを発生する。これらの勾配はカーテシアン座標系の互
いに直角なＸ軸方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向に向い
ている。すなわち、主磁石（図示しない）が発生する磁
界がｚ方向を向いていてＢ0 と表すことにし、ｚ方向の
総磁界をＢｚと表すことにすれば、Ｇｘ＝ｄＢｚ／ｄ
ｘ、Ｇｙ＝ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ／ｄｚと
なり、任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）での磁界はＢ（ｘ，ｙ，
ｚ）＝Ｂ0 ＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺで与えられる。
【００２３】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数（ＲＦ）パ
ルスと組み合わせて勾配磁界を使用することにより、空
間情報が符号化されて、検査している患者の領域から出
てくるＮＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０
から与えられる波形制御信号はトランシーバサブシステ
ム１２２がＲＦ搬送波の変調およびモード制御のために
使用する。送信モードでは、送信器は制御信号に従って
変調された無線周波数波形をＲＦ電力増幅器１２３に供
給する。次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石集合体１
４６の中にあるＲＦコイル１３８を励磁する。患者の中
の励起された核が放射するＮＭＲ信号が送信に使用され
るのと同じＲＦコイルまたは異なるＲＦコイルによって
検知され、前置増幅器１３９によって増幅される。この
ＮＭＲ信号はトランシーバ１２２の受信部で増幅、復
調、フィルタリング、およびディジタル化される。処理
されたＮＭＲ信号は専用の片方向リンク１０５によって
アレープロセッサ１０６に送られて処理される。
【００２４】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０２８６のような１６ビットのマイクロプロ
セッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者受台（ｃｒａｄ
ｌｅ）の位置および可動患者位置合わせ光扇状ビーム
（図示しない）の位置に関する情報を取得するための手
段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情報を
使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを修正
する。ＳＣＭ１２４は患者輸送位置合わせシステムの作
動のような機能の開始も行う。
【００２５】勾配コイル集合体１３６およびＲＦ送受信
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合わせシ
ステム１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主
磁石と結合され、分極磁界の不均一を補正するために使
用されるシムコイルを付勢するために、シム電源１４０
が使用される。抵抗磁石の場合には、磁石を連続的に付
勢するために主磁石電源１４２が使用される。超電導磁
石の場合には、磁石の発生する分極磁界を適正な強さに
するため主電源１４２が使用された後、切り離される。
永久磁石の場合には、電源１４２は必要とされない。患
者位置合わせシステム１４８は患者クレードル輸送シス
テム１５０および患者位置ぎめシステム１５２との組み
合わせで動作する。外部発生源からの干渉を最小限にす
るため、主磁石集合体、勾配コイル集合体、ＲＦ送受信
コイル、および患者取り扱い装置を含むＮＭＲシステム
構成要素は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れ
られている。
【００２６】特に図４および５に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界Ｂ1 を発生する構成要素およびコイル
１３８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する
構成要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわ
ち搬送波の周波数は周波数シンセサイザ２００の制御下
で作成される。周波数シンセサイザ２００は主コンピュ
ータ１０１から通信リンク１０３を介して一組みのデイ
ジタル信号（ＣＦ）を受ける。これらのディジタル信号
は出力２０１に作成されるＲＦ搬送波信号の周波数およ
び位相を示す。この命令されたＲＦ搬送波が変調器２０
２に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０から
バス１０３を介して受けた信号Ｒ（ｔ）に応じてＲＦ搬
送波が変調される。信号Ｒ（ｔ）は作成すべきＲＦ励起
パルスのエンベロープ、したがって帯域幅を規定する。
これは、所望のエンベロープを表すＲＦ励起パルスを作
成するとき一連の記憶されたディジタル値を順次読み出
すことによりＰＣＭ１２０で作成される。これらの記憶
されたディジタル値をコンピュータ１００が変更するこ
とにより、所望のＲＦパルスエンベロープを作成するこ
とができる。線２０５を介して出力されるＲＦ励起パル
スの大きさは送信減衰回路２０６によって減衰される。
送信減衰回路２０６は主コンピュータ１０１から通信リ
ンク１０３を介してディジタル信号ＴＡを受ける。減衰
されたＲＦ励起パルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動
する電力増幅器１２３に印加される。トランシーバ１２
２のこの部分の更に詳細な説明については、ここに引用
する米国特許第４，９５２，８７７号を参照されたい。
【００２７】やはり図４および図５に示すように、被検
体で生じる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の入力に印加される。受
信器２０７はＮＭＲ信号を増幅する。次に、これは主コ
ンピュータ１０１からリンク１０３を介して受けたディ
ジタル減衰信号（ＲＡ）によって定まる量だけ減衰され
る。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線２１１を介して
与えられる信号によってターンオンおよびターンオフす
る。これにより、遂行している特定の取得が必要とする
期間だけＮＭＲ信号が取得される。
【００２８】受信されるＮＭＲ信号はラーモア周波数ま
たはその近傍にある。ラーモア周波数は好ましくは６
３．８６ＭＨｚの近辺にある。この高周波信号は復調器
２０８内で二段階の過程で復調される。復調器２０８は
まずＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合した後、
結果として得られる差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの
基準信号と混合する。線２１２の、結果として得られる
復調されたＮＭＲ信号は帯域幅が１２５ｋＨｚであり、
中心周波数が１８７．５ｋＨｚである。復調されたＮＭ
Ｒ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９
の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０ｋＨ
ｚの速度でアナログ信号をサンプリングし、ディジタル
化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の出力はディジタル直角検
出器２１０に印加される。ディジタル直角検出器２１０
は受信されたディジタル信号に対応する１６ビットの同
相（Ｉ：ｉｎ−ｐｈａｓｅ）値および１６ビットの直角
（Ｑ：ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）値を発生する。結果とし
て得られる、受信ＮＭＲ信号のディジタル化されたＩ値
およびＱ値の流れがバス１０５を介してアレープロセッ
サに出力され、アレープロセッサで画像を再構成するた
めに用いられる。
【００２９】受信されたＮＭＲ信号の中に含まれる位相
情報を維持するため、送信部の中の変調器２０２と受信
部の中の復調器２０８はともに共通の信号で動作する。
更に詳しく述べると、周波数シンセサイザ２００の出力
２０１の搬送波信号および基準周波数発生器２０３の出
力２０４の２．５ＭＨｚの基準信号は変調過程と復調過
程の両方で用いられる。このようにして位相の一貫性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号の位相変化は励起
されたスピンが発生する位相変化を正確に示す。基準周
波数発生器２０３は共通の１０ＭＨｚのクロック信号か
ら２．５ＭＨｚの基準信号の他に５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ、および６０ＭＨｚの基準信号を作成する。周波数シ
ンセサイザ２００は５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ、および６０
ＭＨｚの基準信号を用いて搬送波信号を作成し、出力２
０１に送出する。受信器の更に詳しい説明については、
ここに引用する米国特許第４，９９２，７３６号を参照
されたい。
【００３０】Ａ／Ｄ変換器２０９はパルス制御モジュー
ル１２０により駆動され、受信したＮＭＲ信号をサンプ
リングする。パルス制御モジュール１２０はサンプリン
グ速度、サンプリングの継続時間、およびサンプルの総
数を決定するパルス流を印加する。これから説明するよ
うに、ＮＭＲエコー信号の作成に対するデータ取得窓の
制御は本発明の重要な側面である。
【００３１】図４のＮＭＲシステムは一連のパルスシー
ケンスを遂行することにより、画像を再構成するのに充
分なＮＭＲデータを収集する。本発明の一実施例を実行
する高速パルスシーケンスが図６に示されている。その
一つの特徴は一連のＲＦ励起パルス２５０にある。この
一連のＲＦ励起パルス２５０は再構成画像で希望される
コントラストに応じて１０°から９０°の角度だけ正味
磁化を傾けるのに充分な大きさと継続時間をそなえてい
る。相次ぐ各パルスシーケンスのＲＦ励起パルス２５０
は非常に短い反復時間（ＴＲ）によって隔てられてい
る。この反復時間の代表的な値は２０ミリ秒から５０ミ
リ秒の範囲にある。この反復時間は水および組織のスピ
ン−スピン緩和時間Ｔ2 より短い。２，３パルスの後、
定常状態の平衡が成立し、各期間ＴＲの間に横磁化が最
大値から最小値に、そして最大値に戻るというように循
環する。
【００３２】２ＤＦＴ画像再構成手法に図６のパルスシ
ーケンスが用いられる場合、これはｚ軸磁界勾配Ｇｚを
使用することにより、測定のためのスピンのスライスを
選択する。更に詳しく述べると、ＲＦ励起パルス２５０
は選択的であり、所望のスライス内のスピンを励起する
ため同時にＧｚ勾配パルス２５１が発生される。次に、
Ｇｚ勾配部分が２４９で増大されることにより、静止ス
ピンと運動スピンの両方が計画的に位相外しされ、その
結果、各ＲＦ励起パルス２５０の後に生じるはずのＳ＋
ＮＭＲ信号が抑圧される。各スライス選択パルス２５１
の直前にＧｚ勾配位相戻しパルス２５２が作成されるこ
とにより、Ｓ−ＮＭＲ信号の読出しの前にスピンを位相
戻しする。
【００３３】Ｙ軸に沿った位置はＧｙ位相符号化勾配パ
ルス２５５により次のＴＲ期間のＳ−ＮＭＲ信号に位相
符号化される。この位相符号化は後続のパルスシーケン
スの間にＳ−ＮＭＲ信号２５４が取得される前に行われ
る。そして第二のＧｙパルス２５３が巻き戻し（ｒｅｗ
ｉｎｄ）、すなわち位相戻しを行うことにより平衡を維
持する。これらの位相符号化勾配パルス２５３および２
５５は振幅が等しく、符号が逆になっている。それらの
振幅をビュー毎に変えることにより、完全なスキャンに
対するＮＭＲデータが取得される。
【００３４】これらの位相符号化勾配パルス２５３と２
５５との間に読出し勾配パルス２５６が配置されてい
る。この読出し勾配パルス２５６はＳ−ＮＭＲ信号２５
４を取得するときに印加される。この読出し勾配パルス
２５６はＳ−ＮＭＲ信号を再集束し、取得されたデータ
を周知の方法で周波数符号化する。更に、読出しパルス
２５６の後に負のＧｘ勾配パルス２５７が作成されるこ
とにより、スピンが位相外しされ、次のパルスシーケン
スの間にＳ−ＮＭＲ信号２５４の作成が設定される。読
出し勾配パルス２５６の直前に負のＧｘ勾配パルス２５
８が作成される。米国特許第４，９７３，９０６号に述
べられているように、このパルス２５８は負のパルス２
５７より大きい。これは読出し勾配を部分的に流れ補償
するためである。
【００３５】本発明の実施例では二次元（２Ｄ）のパル
スシーケンスが用いられているが、熟練した当業者には
明らかなように三次元（３Ｄ）の構成も可能である。こ
のような場合、一対のＧｚ位相符号化パルス（図示しな
い）が付加される。Ｇｙ位相符号化勾配パルス２５３お
よび２５５の場合と同様に、この一対のＧｚ位相符号化
パルスは一組の離散値を順次用いる。
【００３６】やはり図６に示すように、本発明の重要な
側面はＮＭＲエコー信号２５４の非対称な、すなわち部
分的な取得である。すぐわかるように、エコー時間ＴＥ
に生じるＮＭＲエコー信号２５４の中心は２６０で表さ
れるデータ取得窓の中心にない。その代わりに、これは
中心の右側にシフトされている。したがって、そのピー
クの前のすべてのＮＭＲエコー信号が取得されるが、ピ
ークに続くエコー信号は一部だけが取得される。この非
対称な取得はパルスシーケンスを短縮するだけでなく、
パルスシーケンスのより正確な流れ補償を可能とする。
更に詳しく述べると、ＮＭＲエコー信号２５４の後方で
の発生は読出し勾配の負パルス２５７を小さくすること
によって達成される。負パルスを小さくすることによ
り、流れ補償の問題の大きさが小さくなる。更に、前方
の負の読出し勾配パルス２５８の面積を読出し勾配ロー
ブ２５６の面積を超えて大きくすれば、Ｓ＋信号がデー
タ取得窓から押し出される。Ｓ＋信号がデータ取得窓か
ら押し出されるので、勾配パルス２４９のようなｙ軸お
よびｚ軸のクラッシャ（ｃｒｕｓｈｅｒ）勾配パルスを
著しく小さくすることができる。このようなクラッシャ
勾配パルスは、再構成画像に望ましくない流れアーチフ
ァクトを招くことがある。このようにして、勾配ローブ
２５８のサイズを大きくすることによるＳ＋信号の遅延
と勾配ローブ２５７のサイズを縮小させる部分的なエコ
ー取得の使用により、流れ補償がより容易なＳ−パルス
シーケンスが得られる。
【００３７】上記のように、別々に位相符号化された一
組のＮＭＲエコー信号を取得することによってスキャン
が行われる。このような完全なＮＭＲデータセットには
たとえば、１２８個の個別に位相符号化された「ビュ
ー」（ｖｉｅｗ）からのサンプリングされた信号を含め
ることができる。各ビューには１２８個の個別に周波数
符号化されたサンプルが含まれる。このようなＮＭＲデ
ータセットは図７に、第一のスキャンから取得されたＮ
ＭＲデータを記憶するデータ構造２７５として示されて
いる。データ構造２７５はアレープロセッサ１０６（図
４）に記憶され、各個別位相符号値（ｋy ）に対応する
１２８行と各周波数符号化値（ｋx ）に対応する１２８
列で構成される。記憶される各サンプルは上記のように
１６ビットのＩ値と１６ビットのＱ値である。代表的に
は、ｋy ＝１からｋy ＝１２８まで位相符号化勾配を逐
次的に増加させることにより、一度に１行づつこのデー
タが取得される。Ｓ＋ＮＭＲ信号からの干渉を少なくす
るための既知の方法は位相サイクリング手法を用いるも
のである。クラッシャ勾配パルスを使用しないでＳ＋Ｎ
ＭＲ信号とＳ−ＮＭＲ信号を分離するために位相サイク
ルを使用することができる。このような手法の一つがエ
スエムアールアイ・アブストラクト（ＳＭＲＩ ａｂｓ
ｔｒａｃｔ）４０３、１９８９に於いてジー・ラウブ
（Ｇ．Ｌａｕｂ）およびエム・デイムリング（Ｍ．Ｄｅ
ｉｍｌｉｎｇ）によって説明されている。この手法では
ｋ空間の二つの個別スキャンが使用される。一方のスキ
ャンではすべてのＲＦ励起パルスが同じ位相を有してお
り、他方のスキャンでは一つ置きのビューのＲＦ励起パ
ルスの位相が１８０°だけ逆転される。次に、結果とし
て得られる二つのＮＭＲデータセットのデータを組み合
わせることにより、Ｓ＋ＮＭＲ信号が抑圧される。この
手法が図７に示されている。図７では、固定されたＲＦ
励起パルス位相を使用する第一のスキャンの間にＮＭＲ
データセット２７５が取得され、位相が１８０°づつ交
替するＲＦ励起パルスを使用する第二のスキャンの間に
第二のＮＭＲデータセット２７６が取得される。上記文
献に教示されているように、これらの二つのＮＭＲデー
タセット２７５と２７６を組合わせることにより、単一
のｋ空間ＮＭＲデータセット２７７が形成され、その中
ではＳ＋ＮＭＲ信号が抑圧されている。
【００３８】これらのスキャンの間に図６のＳＳＦＰ−
ＥＣＨＯパルスシーケンスで作成される定常状態条件を
維持するため、各データセット２７５、２７６のビュー
をはさみこまないことが必要である。その結果、第一の
スキャンの間に対応するビューが取得された後、相当な
期間経ったときに第二のＮＭＲデータセット２７６のビ
ューが取得される。この期間の間に患者のきわだった運
動があると、組合わされたＮＭＲデータセットから再構
成した再構成画像は劣化する。このような患者の運動は
通常、呼吸と心臓周期によって生じる。
【００３９】本発明の教示するところによれば、各スキ
ャンのビューを取得するシーケンスを再順序付け（ｒｅ
−ｏｒｄｅｒ）することにより上記の問題を著しく軽減
することができる。更に詳しく述べると、図７の２７８
および２７９で示される中央ビューは再構成画像の大き
な物の形に最も強く寄与するのに対して、取得される各
データセット２７５および２７６の周辺のビューは画像
の小さな物体と細部の精細度に寄与することが知られて
いる。第一のスキャンの中央のビュー２７８の取得の直
後に第二のスキャンの中央のビュー２７９を取得すれ
ば、患者の運動による画像の品質の劣化を著しく少なく
することができることがわかった。
【００４０】実施例では、二つのＮＭＲデータセット２
７５および２７６の取得のこの再順序付けは中央の１０
個のビューに対して行われる。更に詳しく述べると、第
一のスキャンは次のビュー順序で行われる。１−５９、
次に７０−１２８、次に６０−６９。その直後に第二の
スキャンが次の順序で行われる。
【００４１】６０−６９、次に１−５９、次に７０−１
２８。本発明の代替実施例では、次のビュー順序が用い
られ、同様の結果が得られる。 第一のスキャン−１，１２８，２，１２７，．．．．．
６０，６９，６１，６８，６２，６７，６３，６６，６
４，６５。
【００４２】第二のスキャン−６４，６５，６３，６
６，６２，６７，６１，６８，６０，６９．．．．．
１，１２８。 これはマグネティック・レゾナンス・イン・メディシン
誌所載のエー・イー・ホルシンガーおよびエス・ジェー
・リーデラーの「超短ＴＲスナップショットＭＲイメー
ジングに於ける位相符号化順序の重要性」（Ａ．Ｅ．Ｈ
ｏｌｓｉｎｇｅｒ ａｎｄ Ｓ．Ｊ．Ｒｉｅｄｅｒｅ
ｒ，”Ｔｈｅ Ｉｍｐｏｒｔａｎｃｅ Ｏｆ Ｐｈａｓ
ｅ Ｅｎｃｏｄｉｎｇ Ｏｒｄｅｒ Ｉｎ Ｕｌｔｒａ
−Ｓｈｏｒｔ ＴＲ Ｓｎａｐｓｈｏｔ ＭＲ Ｉｍａ
ｇｉｎｇ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，ｐｐ．４８１−８８，１９９
０）に述べられている中央ビューの順序付けの変形であ
る。
【００４３】重要なことは磁化の定常状態平衡を乱すこ
となく中央の１０個のビュー（６０−６９）が時間的に
できる限り互いに近接して取得されるということであ
る。上記のビュー順序はＳ−イメージングで特に有用で
あるが、ｋ空間を２回スキャンすることを必要とし、ま
た運動または流れの画像のアーチファクトを最小限にし
なければならない任意のＮＭＲ測定でも有用であること
は明らかである。
【００４４】やはり図７に示すように、これらの二つの
スキャンで取得されたデータから形成される、組合わさ
れたｋ空間ＮＭＲデータセット２７７をフーリエ変換す
ることにより、画像が再構成される。しかし、部分ＮＭ
Ｒエコー信号２５４（図６）だけが取得されたので、本
発明の実施例ではデータセット２７７は完全には充たさ
れず、画像再構成の通常の二次元フーリエ変換法に対す
る修正が行われる。
【００４５】更に詳しく述べると、ホモダイン再構成手
法を使って画像を作成するためにＮＭＲデータセット２
７７が用いられる。これは、コンピュータ１０１（図
４）によって実行され図８に示されるプログラムの指示
のもとに行われる。再構成プロセスの第一のステップは
ＮＭＲデータセット２７７（ＧK ）から別個の二つのデ
ータセット（ＧL ）および（ＧH ）を作成することであ
る。これはＮＭＲデータセット２７７の各行に次の低周
波窓関数ＷL を乗算することにより行われる。
【００４６】
【数２】
【００４７】但し、Ｔ＝本実施例では４ ｋ1 ＝本実施例では１８ ｋ＝読出し次元（ｋx ）に沿って窓が設けられた値の位
置、ｋ＝−６４から６４ プロセスブロック３５０に示すように、ＮＭＲデータセ
ット２７７（０を入れた点を含む）の各行の１２８個の
値（ＧK ）に窓関数ＷL の値が乗算される。これによ
り、別個のアレーＧL が作成される。
【００４８】 ＧL ＝ＷL ・ＧK （２） 同様に、プロセスブロック３５１に示すように、ＮＭＲ
データセット２７７の各値ＧK にも次式のように高周波
窓ＷH が乗算される。 ＧH ＝ＷH ・ＧK （３） 但し、
【００４９】
【数３】
【００５０】Ｔ＝４ ｋ1 ＝１８ ｋ＝読出し次元（ｋx ）に沿って窓が設けられた値の位
置、ｋ＝−６４から６４ 次に、プロセスブロック３５２および３５３に示すよう
に、１２８×１２８要素のデータアレーＧL およびＧH
がそれぞれ別個にフーリエ変換される。これらは２ＤＦ
Ｔ再構成で通常行われる水平の、行方向に沿った複素フ
ーリエ変換である。二つの別個の、１２８×１２８要素
のアレーｇH およびｇL が得られる。フーリエ変換プロ
セスのエルミート対称性により、ＮＭＲデータセット２
７７の０が入った部分に変換プロセスにより書込みが行
われ、アレーｇH の変換後のデータは完全であり、画像
作成に充分である。しかし、画像に存在する、空間に依
存する位相シフトは補正しなければならない。変換され
たデータアレーｇL のデータには、この補正を行うのに
必要な低周波数の位相情報が含まれている。これは、空
間に依存する位相シフトには主として低周波変動があ
り、位相シフトがデータアレーｇL の位相で近似できる
という仮定に基いている。したがって、プロセスの次の
ステップはプロセスブロック３５４に示すようにアレー
要素ｇH の位相を補正することである。これは多数のや
り方で行うことができるが、これは本質において変換後
のアレーｇH の中の各複素要素の位相（φH ）が変換後
のアレーｇL の中の対応する要素の位相（φL ）だけ変
えられるプロセスである。本実施例では、これは次式の
ように行われる。
【００５１】 ｆx ＝ＧH ・｜ＧL ｜／ＧL （５） 但し、ｆx はハイブリッド空間のＮＭＲ画像データを表
す１２８×１２８要素のアレー（ｆ）内の各要素の複素
値である。図７および図８のプロセスブロック３５５に
示すように、次のステップは列すなわち位相符号化方向
にハイブリッド空間アレーｆをフーリエ変換することで
ある。これは通常の２ＤＦＴ再構成で行われるような複
素フーリエ変換である。これにより１２８×１２８要素
のデータセット３５７が作成され、このデータセット３
５７を用いて所望の画像が作成される（ブロック３５
６）。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来技術のＳＳＦＰパルスシーケンスを示すグ
ラフである。
【図２】従来技術のＳＳＦＰパルスシーケンスを示すグ
ラフである。
【図３】従来技術のＳＳＦＰパルスシーケンスを示すグ
ラフである。
【図４】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
【図５】図４のＮＭＲシステムの一部を形成するトラン
シーバの電気ブロック図である。
【図６】本発明を実行するための好ましいパルスシーケ
ンスを示すグラフである。
【図７】図４のＮＭＲシステムで本発明を用いたときに
作成されるデータ構造のブロック図である。
【図８】本発明に従って取得されたＮＭＲデータから画
像を再構成するプログラムの流れ図である。
【符号の説明】
１４２ 主磁石電源 １４６ 主磁石集合体 ２５０ ＲＦ励起パルス ２５３ 位相符号化勾配パルス ２５４ Ｓ−ＮＭＲ信号 ２５６ 中央ローブ ２５７ 遅れローブ ２５８ 進みローブ ２６０ データ取得窓 ２７５ 第一のＮＭＲデータセット ２７６ 第二のＮＭＲデータセット ２７７ 組合わされたｋ空間ＮＭＲデータセット

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 関心のある領域の中にある被検体に分極
    磁界、複数の磁界勾配、およびＲＦ励起磁界を印加し、
    被検体からのＮＭＲ信号を受け、このようなＮＭＲ信号
    から画像を再構成するＮＭＲシステムで、一連の定常状
    態自由歳差運動パルスシーケンスを実行してＮＭＲシス
    テムを動作させる方法に於いて、 （ａ） パルスシーケンス全体の間に関心のある領域に
    ほぼ一定で均一な分極磁界を印加するステップ、 （ｂ） 関心のある領域にＲＦ励起磁界パルスを印加す
    るステップ、 （ｃ） 関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルスを
    印加するステップ、 （ｄ） 関心のある領域に読出し磁界勾配パルスを印加
    するステップであって、読出し磁界勾配パルスは一方の
    極性の中央ローブならびに中央ローブの進み側と遅れ側
    にそれぞれ配置された逆極性の進みローブおよび遅れロ
    ーブをそなえており、次のパルスシーケンスの間の読出
    し磁界勾配パルスの中央ローブの印加中にＳ−ＮＭＲ信
    号のピークが生ずるように遅れローブの大きさが選択さ
    れ、上記ピークが中央ローブの後縁の近くに非対称に位
    置ぎめされており、また、Ｓ＋ＮＭＲ信号のピークが読
    出し磁界勾配パルスの中央ローブと揃わないように読出
    し磁界勾配の進みローブの大きさが選択されているステ
    ップ、および （ｅ） 読出し磁界勾配パルスの中央ローブが生じてい
    る間にＮＭＲ信号を取得するステップを含み、 パルスシーケンス列の間に取得されたＮＭＲ信号が関心
    のある領域の被検体の画像を再構成するために用いられ
    るＮＭＲシステムの動作方法。
  2. 【請求項２】 取得されたＮＭＲ信号に対してホモダイ
    ン補正されたフーリエ変換を行うことにより、取得され
    たＮＭＲ信号からの画像の再構成が遂行される請求項１
    記載のＮＭＲシステムの動作方法。
  3. 【請求項３】 関心のある領域の中にある被検体に分極
    磁界、複数の磁界勾配、およびＲＦ励起磁界を印加し、
    被検体からのＮＭＲ信号を受け、このようなＮＭＲ信号
    から画像を再構成するＮＭＲシステムで、一連の定常状
    態自由歳差運動パルスシーケンスを実行してＮＭＲシス
    テムを動作させる方法に於いて、 （ａ） パルスシーケンス全体の間に関心のある領域に
    ほぼ一定で均一な分極磁界を印加するステップ、 （ｂ） 関心のある領域にＲＦ励起磁界パルスを印加す
    るステップ、 （ｃ） 関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルスを
    印加するステップ、 （ｄ） 関心のある領域に読出し磁界勾配パルスを印加
    するステップであって、読出し磁界勾配パルスは一方の
    極性の中央ローブならびに中央ローブの進み側と後尾側
    にそれぞれ配置された逆極性の進みローブおよび後尾ロ
    ーブをそなえており、次のパルスシーケンスの間の読出
    し磁界勾配パルスの中央ローブの印加中にＳ−ＮＭＲ信
    号のピークが生ずるように後尾ローブの大きさが選択さ
    れ、上記ピークが中央ローブの後縁の近くに非対称に位
    置ぎめされているステップ、および （ｅ） 読出し磁界勾配パルスの中央ローブが生じてい
    る間にＮＭＲ信号を取得するステップを含み、 第一列の上記定常状態自由歳差運動パルスシーケンスを
    実行することにより第一のスキャンのＮＭＲデータセッ
    トを取得し、上記第一のスキャンのＮＭＲデータセット
    では取得された各ＮＭＲ信号が個別に位相符号化され、
    また中央の位相符号化されたＮＭＲ信号のセットが最後
    に取得されるように位相符号化の順序が選択されてお
    り、 第二列の上記定常状態自由歳差運動パルスシーケンスを
    実行することにより第二のスキャンのＮＭＲデータセッ
    トを取得し、上記第二のスキャンのＮＭＲデータセット
    では取得された各ＮＭＲ信号が個別に位相符号化され、
    また位相符号化されたＮＭＲ信号の対応する中央のセッ
    トが最初に取得されるように位相符号化の順序が選択さ
    れており、 第一スキャンおよび第二スキャンのＮＭＲデータセット
    の中の対応する取得された信号を組み合わせることによ
    り組合わされたｋ空間のＮＭＲデータセットを形成し、
    上記の組合わされたｋ空間のＮＭＲデータセットでは取
    得されたＳ−ＮＭＲ信号に対してＳ＋ＮＭＲ信号が抑圧
    され、そして組合わされたｋ空間のＮＭＲデータセット
    から画像が再構成されることを特徴とするＮＭＲシステ
    ムの動作方法。
  4. 【請求項４】 第一列の定常状態自由歳差運動パルスシ
    ーケンスの間に作成されるＲＦ励起磁界パルスの位相が
    第二列の定常状態自由歳差運動パルスシーケンスの間に
    作成されるＲＦ励起磁界パルスの位相とは異なっている
    請求項３記載のＮＭＲシステムの動作方法。
  5. 【請求項５】 組合わされたｋ空間ＮＭＲデータセット
    に対してホモダイン補正されたフーリエ変換を行うこと
    により、画像の再構成が遂行される請求項３記載のＮＭ
    Ｒシステムの動作方法。
  6. 【請求項６】 読出し磁界勾配パルスの第一モーメント
    を最小にするように読出し磁界勾配パルスの進みローブ
    が選択される請求項３記載のＮＭＲシステムの動作方
    法。
  7. 【請求項７】 関心のある領域の中にある被検体に分極
    磁界、複数の磁界勾配、およびＲＦ励起磁界を印加し、
    被検体からのＮＭＲ信号を取得し、このようなＮＭＲ信
    号から画像を再構成するＮＭＲシステムで、一連のパル
    スシーケンスを実行し、一連の値に位相符号化勾配パル
    スを歩進させることによりｋ空間を２回スキャンするＮ
    ＭＲシステムの動作方法に於いて、 第一順序の値に位相符号化勾配パルスを歩進させること
    によりｋ空間の一回目のスキャンを行うステップであっ
    て、ｋ空間の中央部からＮＭＲ信号を取得する位相符号
    化勾配パルス値を持つパルスシーケンスが最後に実行さ
    れるようにするステップ、および第二順序の値に位相符
    号化勾配パルスを歩進させることによりｋ空間の二回目
    のスキャンを行うステップであって、ｋ空間の中央部か
    らＮＭＲ信号を取得する位相符号化勾配パルス値を持つ
    パルスシーケンスが最初に実行されるようにするステッ
    プを含むことを特徴とするＮＭＲシステムの動作方法。
JP4194356A 1991-07-25 1992-07-22 流れ補償されたｓｓｆｐパルスシーケンスを使用するｎｍｒイメージング法 Pending JPH05269112A (ja)

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