JPH11267111A - Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を成形する方法 - Google Patents
Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を成形する方法Info
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- JPH11267111A JPH11267111A JP11026798A JP2679899A JPH11267111A JP H11267111 A JPH11267111 A JP H11267111A JP 11026798 A JP11026798 A JP 11026798A JP 2679899 A JP2679899 A JP 2679899A JP H11267111 A JPH11267111 A JP H11267111A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 核磁気共鳴システムにおいて拡散重み付き画
像の画像アーティファクトを抑制する。 【解決手段】 核磁気共鳴システムにおいて拡散重み付
け高速スピン・エコー（ＦＳＥ）パルス・シーケンス
（図４）を採用して、画像を形成するためのデータを取
得する。各々のＦＳＥパルス・シーケンスの前に拡散重
み付けパルス・シーケンスが設けられ、画像アーティフ
ァクトを発生させるような拡散重み付きスピン磁化成分
を、ＦＳＥパルス・シーケンスが実行される前に印加さ
れる勾配パルス（３７０、３７６）とＲＦパルス（３７
２）との組み合わせによって抑制する。
像の画像アーティファクトを抑制する。 【解決手段】 核磁気共鳴システムにおいて拡散重み付
け高速スピン・エコー（ＦＳＥ）パルス・シーケンス
（図４）を採用して、画像を形成するためのデータを取
得する。各々のＦＳＥパルス・シーケンスの前に拡散重
み付けパルス・シーケンスが設けられ、画像アーティフ
ァクトを発生させるような拡散重み付きスピン磁化成分
を、ＦＳＥパルス・シーケンスが実行される前に印加さ
れる勾配パルス（３７０、３７６）とＲＦパルス（３７
２）との組み合わせによって抑制する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、核磁気共鳴
イメージング方法及びシステムである。より具体的に
は、本発明は、拡散重み付き（diffusion weighted）Ｍ
Ｒイメージングに用いられる改良された高速スピン・エ
コー・パルス・シーケンスに関する。
イメージング方法及びシステムである。より具体的に
は、本発明は、拡散重み付き（diffusion weighted）Ｍ
Ｒイメージングに用いられる改良された高速スピン・エ
コー・パルス・シーケンスに関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを有しているあらゆる核
は、核が置かれている磁場の方向に沿って整列しようと
する。しかしながら、整列しようとするときに、核は磁
場の強度及び特定の核種についての特性（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
磁場の方向の周りを歳差運動する。この現象を示す核
を、ここでは「スピン」と呼ぶ。
は、核が置かれている磁場の方向に沿って整列しようと
する。しかしながら、整列しようとするときに、核は磁
場の強度及び特定の核種についての特性（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
磁場の方向の周りを歳差運動する。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体が一様の磁場（分極
磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁
気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとす
るが、各スピン固有のラーモア周波数においてランダム
な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方
向には正味の磁気モーメントＭz が発生するが、直交方
向の平面（ｘ−ｙ平面）すなわち横方向平面内にランダ
ムに配向した磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしな
がら、ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近い
周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）に物体すなわち組織
がさらされると、整列後の正味のモーメントＭz はｘ−
ｙ平面に向かって回転すなわち「傾いて」、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の横
磁気モーメントＭt を発生する。この現象を表す実用的
な値は、励起信号Ｂ1 の停止後に励起されたスピンによ
って放出される信号中に存在する。この核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）現象を利用する測定シーケンスには多様な種類の
ものがある。
磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁
気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとす
るが、各スピン固有のラーモア周波数においてランダム
な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方
向には正味の磁気モーメントＭz が発生するが、直交方
向の平面（ｘ−ｙ平面）すなわち横方向平面内にランダ
ムに配向した磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしな
がら、ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近い
周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）に物体すなわち組織
がさらされると、整列後の正味のモーメントＭz はｘ−
ｙ平面に向かって回転すなわち「傾いて」、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の横
磁気モーメントＭt を発生する。この現象を表す実用的
な値は、励起信号Ｂ1 の停止後に励起されたスピンによ
って放出される信号中に存在する。この核磁気共鳴（Ｎ
ＭＲ）現象を利用する測定シーケンスには多様な種類の
ものがある。
【０００４】ＮＭＲを利用して画像を形成するときに、
被検体の特定の位置からＮＭＲ信号を取得する技術が用
いられる。典型的には、イメージングしたい領域（関心
領域）が一連のＮＭＲ測定サイクルによって走査される
が、このＮＭＲ測定サイクルは、用いられる特定の局在
化方法によって異なる。結果として得られるＮＭＲ受信
信号のセットはディジタル化され処理されて、多くの周
知の再構成手法のうちの１つを用いることにより画像を
再構成する。このような走査（スキャン）を実行するた
めには、言うまでもなく、被検体内の特定の位置からの
ＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。これを達成す
るために、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有しているが、ｘ
軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った勾配をそれぞれ有している磁
場（Ｇx、Ｇy 及びＧz ）を用いる。各々のＮＭＲサイ
クル中のこれらの勾配の強度を制御することにより、ス
ピン励起の空間分布を制御すると共に、結果として得ら
れるＮＭＲ信号の位置を同定（または識別）することが
できる。
被検体の特定の位置からＮＭＲ信号を取得する技術が用
いられる。典型的には、イメージングしたい領域（関心
領域）が一連のＮＭＲ測定サイクルによって走査される
が、このＮＭＲ測定サイクルは、用いられる特定の局在
化方法によって異なる。結果として得られるＮＭＲ受信
信号のセットはディジタル化され処理されて、多くの周
知の再構成手法のうちの１つを用いることにより画像を
再構成する。このような走査（スキャン）を実行するた
めには、言うまでもなく、被検体内の特定の位置からの
ＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。これを達成す
るために、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有しているが、ｘ
軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った勾配をそれぞれ有している磁
場（Ｇx、Ｇy 及びＧz ）を用いる。各々のＮＭＲサイ
クル中のこれらの勾配の強度を制御することにより、ス
ピン励起の空間分布を制御すると共に、結果として得ら
れるＮＭＲ信号の位置を同定（または識別）することが
できる。
【０００５】医用画像を形成するのに現状で用いられて
いる殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに
何分もの時間を要求する。この走査時間を減少させる
と、患者のスループットが増大し、患者の安心感を高め
ると共に、モーション・アーティファクトの減少により
画質が向上するので、走査時間を減少させることは重要
な課題である。
いる殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに
何分もの時間を要求する。この走査時間を減少させる
と、患者のスループットが増大し、患者の安心感を高め
ると共に、モーション・アーティファクトの減少により
画質が向上するので、走査時間を減少させることは重要
な課題である。
【０００６】短時間でＮＭＲ画像データを取得するとい
う概念は、１９７７年にピーター・マンスフィールド
（Peter Mansfield ）によってエコー・プラナ・パルス
・シーケンスが提案されて以来、知られている（Ｊ．Ｐ
ｈｙｓ．誌、Ｃ．１０：Ｌ５５Ｌ５８、１９７７年参
照）。標準的なパルス・シーケンスとは対照的に、エコ
ー・プラナ・パルス・シーケンスは、各々のＲＦ励起パ
ルスについて１セットのＮＭＲ信号を発生させる。これ
らのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングして、持
続時間にして２０ミリ秒〜１００ミリ秒の単一のパルス
・シーケンスで６４のビューから成る走査の全体が取得
されるようにすることができる。エコー・プラナ・イメ
ージング（ＥＰＩ）の利点は周知であり、このパルス・
シーケンスの多くの変形が、米国特許第４，６７８，９
９６号、同第４，７３３，１８８号、同第４，７１６，
３６９号、同第４，３５５，２８２号、同第４，５８
８，９４８号及び同第４，７５２，７３５号に開示され
ている。残念なことに、最新の高速勾配システムを用い
た場合でも、ＥＰＩパルス・シーケンスは、渦電流に依
存し且つ磁化率に誘起される画像の歪みを伴うという難
点を有している。
う概念は、１９７７年にピーター・マンスフィールド
（Peter Mansfield ）によってエコー・プラナ・パルス
・シーケンスが提案されて以来、知られている（Ｊ．Ｐ
ｈｙｓ．誌、Ｃ．１０：Ｌ５５Ｌ５８、１９７７年参
照）。標準的なパルス・シーケンスとは対照的に、エコ
ー・プラナ・パルス・シーケンスは、各々のＲＦ励起パ
ルスについて１セットのＮＭＲ信号を発生させる。これ
らのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングして、持
続時間にして２０ミリ秒〜１００ミリ秒の単一のパルス
・シーケンスで６４のビューから成る走査の全体が取得
されるようにすることができる。エコー・プラナ・イメ
ージング（ＥＰＩ）の利点は周知であり、このパルス・
シーケンスの多くの変形が、米国特許第４，６７８，９
９６号、同第４，７３３，１８８号、同第４，７１６，
３６９号、同第４，３５５，２８２号、同第４，５８
８，９４８号及び同第４，７５２，７３５号に開示され
ている。残念なことに、最新の高速勾配システムを用い
た場合でも、ＥＰＩパルス・シーケンスは、渦電流に依
存し且つ磁化率に誘起される画像の歪みを伴うという難
点を有している。
【０００７】エコー・プラナ・イメージング法の一つの
変形に、高速取得緩和重み付け（Rapid Acquisition Re
laxation Enhanced ；ＲＡＲＥ）シーケンスがあり、こ
のシーケンスは、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃ
ｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ誌、第３巻、第８２３頁〜
第８３３頁（１９８６年）に所載のジェー・ヘニング
（J. Hennig ）等による論文「ＲＡＲＥイメージング：
臨床ＭＲのための高速イメージング法（RARE Imaging:
A Fast Imaging Method for Clinical MR ）」に記載さ
れている。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの
本質的な相違点は、エコー信号を形成する方式にある。
ＲＡＲＥシーケンスは、カー・パーセル・メイブーム・
ジル（Carr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスによっ
て発生されるＲＦ再収束（ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ）され
たエコーを利用しており、他方、ＥＰＩ法は、勾配呼び
戻し（gradient recalling）されたエコーを用いてい
る。この「高速スピン・エコー（ＦＳＥ）」パルス・シ
ーケンスは一般的には、多数のｋ空間線を１回の励起で
取得するための問題のない手法と考えられている。例え
ば、この手法は、磁場の不均一性及び勾配のタイミング
誤差に対する感受性がエコー・プラナ・イメージングよ
りも遥かに小さい。更に、エコー・プラナ・イメージン
グの場合とは異なり、読み出し勾配が常に正であるの
で、勾配忠実度についての問題が少ない。
変形に、高速取得緩和重み付け（Rapid Acquisition Re
laxation Enhanced ；ＲＡＲＥ）シーケンスがあり、こ
のシーケンスは、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃ
ｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ誌、第３巻、第８２３頁〜
第８３３頁（１９８６年）に所載のジェー・ヘニング
（J. Hennig ）等による論文「ＲＡＲＥイメージング：
臨床ＭＲのための高速イメージング法（RARE Imaging:
A Fast Imaging Method for Clinical MR ）」に記載さ
れている。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの
本質的な相違点は、エコー信号を形成する方式にある。
ＲＡＲＥシーケンスは、カー・パーセル・メイブーム・
ジル（Carr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスによっ
て発生されるＲＦ再収束（ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ）され
たエコーを利用しており、他方、ＥＰＩ法は、勾配呼び
戻し（gradient recalling）されたエコーを用いてい
る。この「高速スピン・エコー（ＦＳＥ）」パルス・シ
ーケンスは一般的には、多数のｋ空間線を１回の励起で
取得するための問題のない手法と考えられている。例え
ば、この手法は、磁場の不均一性及び勾配のタイミング
誤差に対する感受性がエコー・プラナ・イメージングよ
りも遥かに小さい。更に、エコー・プラナ・イメージン
グの場合とは異なり、読み出し勾配が常に正であるの
で、勾配忠実度についての問題が少ない。
【０００８】しかしながら、高速スピン・エコー・パル
ス・シーケンスには、正しく設定しないとかなりの画像
アーティファクトを形成する可能性のあるいくつかの重
要なパラメータが存在している。これらのパラメータに
は、無線周波数（ＲＦ）パルスの間隔及び位相関係、並
びに読み出し勾配パルスの面積がある。第一に、ＲＦ励
起パルスの中心と第１のＲＦ再集束（refocusing）パル
スの中心との間の時間を、隣り合うＲＦ再集束パルスの
中心同士の間の時間の２分の１にしなければならない。
第二に、エコー及びＲＦ再集束パルスは、同じ位相角を
有していなければならない。これは通常、ＲＦ励起パル
スの位相をＲＦ再集束パルスの位相に対して９０°に設
定することにより達成されている。これらの要求条件に
関連して、ＲＦ励起パルスと第１のＲＦ再集束パルスと
の間における読み出し勾配パルスの面積を、後続の再集
束パルスの各々の間における読み出し勾配パルスの面積
の２分の１に等しくしなければならないという事実があ
る。
ス・シーケンスには、正しく設定しないとかなりの画像
アーティファクトを形成する可能性のあるいくつかの重
要なパラメータが存在している。これらのパラメータに
は、無線周波数（ＲＦ）パルスの間隔及び位相関係、並
びに読み出し勾配パルスの面積がある。第一に、ＲＦ励
起パルスの中心と第１のＲＦ再集束（refocusing）パル
スの中心との間の時間を、隣り合うＲＦ再集束パルスの
中心同士の間の時間の２分の１にしなければならない。
第二に、エコー及びＲＦ再集束パルスは、同じ位相角を
有していなければならない。これは通常、ＲＦ励起パル
スの位相をＲＦ再集束パルスの位相に対して９０°に設
定することにより達成されている。これらの要求条件に
関連して、ＲＦ励起パルスと第１のＲＦ再集束パルスと
の間における読み出し勾配パルスの面積を、後続の再集
束パルスの各々の間における読み出し勾配パルスの面積
の２分の１に等しくしなければならないという事実があ
る。
【０００９】従来の高速スピン・エコー（ＦＳＥ）イメ
ージングの場合には、上述の重要なパラメータは、比較
的簡単な方式で制御することができる。しかしながら、
ＲＦパルスとエコーとの間の位相制御の要求水準が達成
困難であるような多くのイメージング状況が存在してい
る。これらの状況の１つが、拡散重み付きイメージング
であり、この場合には、大きな勾配パルスが採用されて
おり、結果的に生ずる渦電流がより波及する。
ージングの場合には、上述の重要なパラメータは、比較
的簡単な方式で制御することができる。しかしながら、
ＲＦパルスとエコーとの間の位相制御の要求水準が達成
困難であるような多くのイメージング状況が存在してい
る。これらの状況の１つが、拡散重み付きイメージング
であり、この場合には、大きな勾配パルスが採用されて
おり、結果的に生ずる渦電流がより波及する。
【００１０】拡散重み付きイメージングは、パルス・シ
ーケンスの開始時に１対の大きな勾配パルスを用いて、
取得されるＮＭＲ信号がスピンの動きに感受性を有する
ようにしている。一般的には、このようなイメージング
は、シングル・ショットＥＰＩパルス・シーケンスを用
いて行われているが、深刻な画像の歪みが発生する可能
性がある。バッツ（Butts ）等によってＭａｇｎ．Ｒｅ
ｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第７４１頁〜第７４９
頁（１９９７年）に提案された１つの解決法は、位相誤
差を補正するためにナヴィゲータ（navigator）信号を
用いたマルチ・ショットＥＰＩ取得を利用するものであ
る。
ーケンスの開始時に１対の大きな勾配パルスを用いて、
取得されるＮＭＲ信号がスピンの動きに感受性を有する
ようにしている。一般的には、このようなイメージング
は、シングル・ショットＥＰＩパルス・シーケンスを用
いて行われているが、深刻な画像の歪みが発生する可能
性がある。バッツ（Butts ）等によってＭａｇｎ．Ｒｅ
ｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第７４１頁〜第７４９
頁（１９９７年）に提案された１つの解決法は、位相誤
差を補正するためにナヴィゲータ（navigator）信号を
用いたマルチ・ショットＥＰＩ取得を利用するものであ
る。
【００１１】拡散重み付けＦＳＥが試みられてはいる
が、パルス・シーケンスの開始時の大きなモーション・
エンコーディング勾配が渦電流を誘起し、これが励起パ
ルスと再集束パルスとの間の位相関係に干渉する。ノリ
ス（Norris）等は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．
誌、第２７巻、第１４２頁〜第１６４頁（１９９２年）
に、２つのコヒーレンス経路を分離すると共にコヒーレ
ンス信号のうちの１つのみを用いるようなＦＳＥパルス
・シーケンスにおいて位相を制御する方法を提案してい
る。このアプローチの１つの問題点は、補正しないと画
像に深刻なゴーストを発生させるエコー信号の振幅の強
い振動である。同様の着想がシック（Schick）によって
Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第６３
８頁〜第６４４頁（１９９７年）に提案されており、こ
こでは、エコー信号の振幅が増大している。アルソプ
（Alsop ）は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第
３８巻、第５２７頁〜第５３３頁（１９９７年）にこれ
らのエコー信号の振幅の振動を減少させる方法を開示し
ている。
が、パルス・シーケンスの開始時の大きなモーション・
エンコーディング勾配が渦電流を誘起し、これが励起パ
ルスと再集束パルスとの間の位相関係に干渉する。ノリ
ス（Norris）等は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．
誌、第２７巻、第１４２頁〜第１６４頁（１９９２年）
に、２つのコヒーレンス経路を分離すると共にコヒーレ
ンス信号のうちの１つのみを用いるようなＦＳＥパルス
・シーケンスにおいて位相を制御する方法を提案してい
る。このアプローチの１つの問題点は、補正しないと画
像に深刻なゴーストを発生させるエコー信号の振幅の強
い振動である。同様の着想がシック（Schick）によって
Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第６３
８頁〜第６４４頁（１９９７年）に提案されており、こ
こでは、エコー信号の振幅が増大している。アルソプ
（Alsop ）は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第
３８巻、第５２７頁〜第５３３頁（１９９７年）にこれ
らのエコー信号の振幅の振動を減少させる方法を開示し
ている。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】本発明の一般的な目的
は、拡散重み付けＦＳＥ取得における画像アーティファ
クトを抑制することにある。所望の拡散重み付きスピン
磁化が、スピン磁化を縦軸に向かって回転させることに
より「保存」される。ＦＳＥパルス・シーケンスが、所
望の拡散重み付きスピン磁化を回転させて横方向平面に
戻して、一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。
は、拡散重み付けＦＳＥ取得における画像アーティファ
クトを抑制することにある。所望の拡散重み付きスピン
磁化が、スピン磁化を縦軸に向かって回転させることに
より「保存」される。ＦＳＥパルス・シーケンスが、所
望の拡散重み付きスピン磁化を回転させて横方向平面に
戻して、一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、改良された高
速スピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的に
は、拡散重み付きイメージングを行うための高速スピン
・エコー・パルス・シーケンスに関する。本発明は、従
来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに対する
改良であり、この改良においては、拡散準備（diffusio
n preparation ）パルス・シーケンスを実行することに
より拡散重み付きスピン横磁化を発生させ、第１の位相
外し（dephasing ）勾配パルスを印加ずることによりス
ピン横磁化を位相外しし、ＲＦパルスを印加することに
より位相外しされたスピン横磁化の１つの成分を縦軸に
沿って回転させ、第２の位相外し勾配パルスを印加する
ことによりスピン横磁化の残りの成分の位相外しさせ、
そして高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを実行
することにより縦軸に沿って回転した上述の１つの成分
から一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。各々のＮＭ
Ｒエコー信号取得に先立って拡散重み付きスピン磁化を
位相戻し（rephasing ）するために、高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンスにおける各々のＲＦ再集束パル
スの後に勾配パルスが形成される。
速スピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的に
は、拡散重み付きイメージングを行うための高速スピン
・エコー・パルス・シーケンスに関する。本発明は、従
来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに対する
改良であり、この改良においては、拡散準備（diffusio
n preparation ）パルス・シーケンスを実行することに
より拡散重み付きスピン横磁化を発生させ、第１の位相
外し（dephasing ）勾配パルスを印加ずることによりス
ピン横磁化を位相外しし、ＲＦパルスを印加することに
より位相外しされたスピン横磁化の１つの成分を縦軸に
沿って回転させ、第２の位相外し勾配パルスを印加する
ことによりスピン横磁化の残りの成分の位相外しさせ、
そして高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを実行
することにより縦軸に沿って回転した上述の１つの成分
から一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。各々のＮＭ
Ｒエコー信号取得に先立って拡散重み付きスピン磁化を
位相戻し（rephasing ）するために、高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンスにおける各々のＲＦ再集束パル
スの後に勾配パルスが形成される。
【００１４】
【発明の実施の形態】先ず、図１について説明すると、
図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステム
の主要な構成要素が示されている。このシステムの動作
は、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１０４
とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御
される。コンソール１００はリンク１１６を介して別個
の計算機システム１０７と連絡しており、計算機システ
ム１０７によりオペレータはスクリーン１０４上の画像
の形成及び表示を制御することが可能になる。計算機シ
ステム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡し
ている多数のモジュールを含んでいる。これらのモジュ
ールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵ
モジュール１０８と、画像データを記憶するフレーム・
バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュー
ル１１３とを含んでいる。計算機システム１０７は、画
像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶
装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されてお
り、また高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシ
ステム制御部１２２と連絡する。
図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステム
の主要な構成要素が示されている。このシステムの動作
は、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１０４
とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御
される。コンソール１００はリンク１１６を介して別個
の計算機システム１０７と連絡しており、計算機システ
ム１０７によりオペレータはスクリーン１０４上の画像
の形成及び表示を制御することが可能になる。計算機シ
ステム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡し
ている多数のモジュールを含んでいる。これらのモジュ
ールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵ
モジュール１０８と、画像データを記憶するフレーム・
バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュー
ル１１３とを含んでいる。計算機システム１０７は、画
像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶
装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されてお
り、また高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシ
ステム制御部１２２と連絡する。
【００１５】システム制御部１２２は、バックプレーン
１１８によってまとめて接続された一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール
１１９及びパルス発生器モジュール１２１を含んでい
る。パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リン
ク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続
されている。リンク１２５を介して、システム制御部１
２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させ
て、所望の走査シーケンスを実行する。パルス発生器モ
ジュール１２１は、発生すべきＲＦパルスのタイミン
グ、振幅及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイ
ミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発
生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接
続されており、走査中に発生される勾配パルスのタイミ
ング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２
１はまた、患者に接続された多数の異なるセンサからの
信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号またはベ
ローズからの呼吸信号を受信する生理学データ取得制御
装置１２９から、患者のデータを受信する。最後に、パ
ルス発生器モジュール１２１は走査室インタフェイス回
路１３３にも接続されており、走査室インタフェイス回
路１３３は、患者及び磁石システムの状態に関連した様
々なセンサからの信号を受信する。走査室インタフェイ
ス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４も
また、走査のための望ましい位置に患者を移動させるた
めの命令を受信する。
１１８によってまとめて接続された一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール
１１９及びパルス発生器モジュール１２１を含んでい
る。パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リン
ク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続
されている。リンク１２５を介して、システム制御部１
２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させ
て、所望の走査シーケンスを実行する。パルス発生器モ
ジュール１２１は、発生すべきＲＦパルスのタイミン
グ、振幅及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイ
ミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発
生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接
続されており、走査中に発生される勾配パルスのタイミ
ング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２
１はまた、患者に接続された多数の異なるセンサからの
信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号またはベ
ローズからの呼吸信号を受信する生理学データ取得制御
装置１２９から、患者のデータを受信する。最後に、パ
ルス発生器モジュール１２１は走査室インタフェイス回
路１３３にも接続されており、走査室インタフェイス回
路１３３は、患者及び磁石システムの状態に関連した様
々なセンサからの信号を受信する。走査室インタフェイ
ス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４も
また、走査のための望ましい位置に患者を移動させるた
めの命令を受信する。
【００１６】パルス発生器モジュール１２１によって発
生された勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増
幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印
加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３
９で示す勾配コイル・アセンブリ内の対応する勾配コイ
ルを励起して、取得される信号を位置エンコーディング
するのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・
アセンブリ１３９は、分極磁石１４０と全身用ＲＦコイ
ル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を
形成している。システム制御部１２２内のトランシーバ
・モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルス
はＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送受信切換え
（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に
結合される。患者の内部の励起した核によって放出され
る結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によ
って検知して、Ｔ／Ｒスイッチ１５４を介して前置増幅
器１５３に結合することが出来る。増幅されたＮＭＲ信
号は、トランシーバ１５０の受信器部において復調され
濾波されて、ディジタル化される。Ｔ／Ｒスイッチ１５
４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によっ
て制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコ
イル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増
幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。Ｔ／Ｒ
スイッチ１５４はまた、送信モードまたは受信モードの
いずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部コ
イルまたは表面コイル）を用いることを可能にする。
生された勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増
幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印
加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３
９で示す勾配コイル・アセンブリ内の対応する勾配コイ
ルを励起して、取得される信号を位置エンコーディング
するのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・
アセンブリ１３９は、分極磁石１４０と全身用ＲＦコイ
ル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を
形成している。システム制御部１２２内のトランシーバ
・モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルス
はＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送受信切換え
（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に
結合される。患者の内部の励起した核によって放出され
る結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によ
って検知して、Ｔ／Ｒスイッチ１５４を介して前置増幅
器１５３に結合することが出来る。増幅されたＮＭＲ信
号は、トランシーバ１５０の受信器部において復調され
濾波されて、ディジタル化される。Ｔ／Ｒスイッチ１５
４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によっ
て制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコ
イル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増
幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。Ｔ／Ｒ
スイッチ１５４はまた、送信モードまたは受信モードの
いずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部コ
イルまたは表面コイル）を用いることを可能にする。
【００１７】ＲＦコイル１５２によって検出されたＮＭ
Ｒ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデ
ィジタル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・
モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデータ
配列全体がメモリ・モジュール１６０内に取得されたと
きに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデー
タをフーリエ変換して画像データの配列とする。この画
像データは、シリアル・リンク１１５を介して計算機シ
ステム１０７へ伝送され、ここで、ディスク・メモリ１
１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から
受信された命令に応答して、この画像データをテープ・
ドライブ１１２に保管してもよいし、または画像プロセ
ッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コンソー
ル１００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示しても
よい。
Ｒ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデ
ィジタル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・
モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデータ
配列全体がメモリ・モジュール１６０内に取得されたと
きに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデー
タをフーリエ変換して画像データの配列とする。この画
像データは、シリアル・リンク１１５を介して計算機シ
ステム１０７へ伝送され、ここで、ディスク・メモリ１
１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から
受信された命令に応答して、この画像データをテープ・
ドライブ１１２に保管してもよいし、または画像プロセ
ッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コンソー
ル１００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示しても
よい。
【００１８】図１及び図２について具体的に説明する。
トランシーバ１５０は、電力増幅器１５１を介してコイ
ル１５２ＡにＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生させ、またその結
果得られるコイル１５２Ｂ内に誘導された信号を受信す
る。上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂ
は、図２に示すような分離型であってもよいし、または
図１に示すような単一の全身用コイルであってもよい。
ＲＦ励起磁場の基本周波数すなわち搬送周波数は、周波
数合成器２００の制御下で発生される。周波数合成器２
００は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジ
ュール１２１から一組のディジタル信号（ＣＦ）を受信
する。これらのディジタル信号は、出力２０１に発生さ
れるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を表す。命令に従
って発生されたＲＦ搬送波は、変調器及びアップ・コン
バータ２０２に印加され、ここで、その振幅は、やはり
パルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ
（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生す
べきＲＦ励起パルスの包絡線を画定しており、記憶され
た一連のディジタル値を順次読み出すことによりモジュ
ール１２１内で発生される。これらの記憶されたディジ
タル値はまた、オペレータ・コンソール１００から変更
可能であり、任意の所望のＲＦパルス包絡線を発生させ
ることができる。
トランシーバ１５０は、電力増幅器１５１を介してコイ
ル１５２ＡにＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生させ、またその結
果得られるコイル１５２Ｂ内に誘導された信号を受信す
る。上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂ
は、図２に示すような分離型であってもよいし、または
図１に示すような単一の全身用コイルであってもよい。
ＲＦ励起磁場の基本周波数すなわち搬送周波数は、周波
数合成器２００の制御下で発生される。周波数合成器２
００は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジ
ュール１２１から一組のディジタル信号（ＣＦ）を受信
する。これらのディジタル信号は、出力２０１に発生さ
れるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を表す。命令に従
って発生されたＲＦ搬送波は、変調器及びアップ・コン
バータ２０２に印加され、ここで、その振幅は、やはり
パルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ
（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生す
べきＲＦ励起パルスの包絡線を画定しており、記憶され
た一連のディジタル値を順次読み出すことによりモジュ
ール１２１内で発生される。これらの記憶されたディジ
タル値はまた、オペレータ・コンソール１００から変更
可能であり、任意の所望のＲＦパルス包絡線を発生させ
ることができる。
【００１９】出力２０５に発生されたＲＦ励起パルスの
振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡ
を受信する励起信号減衰器回路２０６によって減衰され
る。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１へ印加される。トランシー
バのこの部分に関する更なる詳細については、ここに参
考として引用する米国特許第４，９５２，８７７号に記
載されている。
振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡ
を受信する励起信号減衰器回路２０６によって減衰され
る。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１へ印加される。トランシー
バのこの部分に関する更なる詳細については、ここに参
考として引用する米国特許第４，９５２，８７７号に記
載されている。
【００２０】図１及び図２について説明を続ける。被検
体によって発生された信号は、受信器コイル１５２Ｂに
よって検知されて、前置増幅器１５３を介して受信信号
減衰器２０７の入力へ印加される。受信信号減衰器２０
７は、バックプレーン１１８から受信されたディジタル
減衰信号（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を
更に増幅する。
体によって発生された信号は、受信器コイル１５２Ｂに
よって検知されて、前置増幅器１５３を介して受信信号
減衰器２０７の入力へ印加される。受信信号減衰器２０
７は、バックプレーン１１８から受信されたディジタル
減衰信号（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を
更に増幅する。
【００２１】受信信号はラーモア周波数またはそれに近
い周波数であり、この高周波信号はダウン・コンバータ
２０８によって次の２段階の処理で下降変換（ダウン・
コンバート）される。すなわち、ダウン・コンバータ２
０８は、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混
合し、次いでその結果の差信号を線２０４の２．５ＭＨ
ｚの基準信号と混合する。下降変換されたＮＭＲ信号
は、アナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入
力へ印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号
をサンプリングしディジタル化して、これをディジタル
検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加する。ディジタ
ル検出器及び信号プロセッサ２１０は、受信した信号に
対応する１６ビットの同相（Ｉ）値及び１６ビットの直
角位相（Ｑ）値を発生する。その結果得られる、受信信
号のディジタル化されたＩ値及びＱ値のストリームは、
バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６
０へ出力され、ここで画像を再構成するのに用いられ
る。
い周波数であり、この高周波信号はダウン・コンバータ
２０８によって次の２段階の処理で下降変換（ダウン・
コンバート）される。すなわち、ダウン・コンバータ２
０８は、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混
合し、次いでその結果の差信号を線２０４の２．５ＭＨ
ｚの基準信号と混合する。下降変換されたＮＭＲ信号
は、アナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入
力へ印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号
をサンプリングしディジタル化して、これをディジタル
検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加する。ディジタ
ル検出器及び信号プロセッサ２１０は、受信した信号に
対応する１６ビットの同相（Ｉ）値及び１６ビットの直
角位相（Ｑ）値を発生する。その結果得られる、受信信
号のディジタル化されたＩ値及びＱ値のストリームは、
バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６
０へ出力され、ここで画像を再構成するのに用いられ
る。
【００２２】２．５ＭＨｚの基準信号、２５０ｋＨｚの
サンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６
０ＭＨｚの基準信号が、共通の２０ＭＨｚマスタ・クロ
ック信号から基準周波数発生器２０３によって発生され
る。受信器に関する更なる詳細については、ここに参考
として引用する米国特許第４，９９２，７３６号に記載
されている。
サンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６
０ＭＨｚの基準信号が、共通の２０ＭＨｚマスタ・クロ
ック信号から基準周波数発生器２０３によって発生され
る。受信器に関する更なる詳細については、ここに参考
として引用する米国特許第４，９９２，７３６号に記載
されている。
【００２３】次に、図３について説明する。図３には、
２ＤＦＴ−ＲＡＲＥシーケンスとして知られている従来
の高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示さ
れている。簡明にするために、図３には４つのエコー信
号３０１〜３０４のみが示されているが、各々の「ショ
ット」毎に、より多くのエコー信号が発生され取得され
ることが理解されよう。これらのＮＭＲエコー信号は、
Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在下で印加され
る９０°ＲＦ励起パルス３０５によって発生され、患者
のスライス内の縦磁化を回転させて横磁化を形成する。
この横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再集束パルス
３０７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信
号３０１〜３０４を発生させる。これらのＮＭＲスピン
・エコー信号３０１〜３０４は、Ｇx 読み出し勾配パル
ス３０８の存在下で取得される。各々のＮＭＲスピン・
エコー信号３０１〜３０４は、それぞれのＧy 位相エン
コーディング・パルス３０９〜３１３によって別々に位
相エンコーディングされる。各々の位相エンコーディン
グ・パルスの大きさは異なっていて、２５６個の値に段
階的に変化して、１回の完全な走査中に２５６個の別々
のビューが取得される。これにより、ｙ方向に２５６個
の別々の画素（ピクセル）を有している画像を再構成す
ることが可能になる。各々のＮＭＲスピン・エコー信号
は、各々の信号の２５６個のサンプルをディジタル化す
ることにより取得される。その結果、１つの画像の走査
の完了時には、１６ショット分（２５６／１６＝１６）
の図３のパルス・シーケンスが実行されており、２５６
×２５６要素の複素数の配列が取得されている。この高
速スピン・エコー・パルス・シーケンスの変形は、クラ
ッシャ（crusher ）勾配パルス３１６を含んでいる。こ
れらのクラッシャ勾配パルス３１６は、等しい面積を有
しており、各々の再集束ＲＦパルス３０７の直前及び直
後に印加される。
２ＤＦＴ−ＲＡＲＥシーケンスとして知られている従来
の高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示さ
れている。簡明にするために、図３には４つのエコー信
号３０１〜３０４のみが示されているが、各々の「ショ
ット」毎に、より多くのエコー信号が発生され取得され
ることが理解されよう。これらのＮＭＲエコー信号は、
Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在下で印加され
る９０°ＲＦ励起パルス３０５によって発生され、患者
のスライス内の縦磁化を回転させて横磁化を形成する。
この横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再集束パルス
３０７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信
号３０１〜３０４を発生させる。これらのＮＭＲスピン
・エコー信号３０１〜３０４は、Ｇx 読み出し勾配パル
ス３０８の存在下で取得される。各々のＮＭＲスピン・
エコー信号３０１〜３０４は、それぞれのＧy 位相エン
コーディング・パルス３０９〜３１３によって別々に位
相エンコーディングされる。各々の位相エンコーディン
グ・パルスの大きさは異なっていて、２５６個の値に段
階的に変化して、１回の完全な走査中に２５６個の別々
のビューが取得される。これにより、ｙ方向に２５６個
の別々の画素（ピクセル）を有している画像を再構成す
ることが可能になる。各々のＮＭＲスピン・エコー信号
は、各々の信号の２５６個のサンプルをディジタル化す
ることにより取得される。その結果、１つの画像の走査
の完了時には、１６ショット分（２５６／１６＝１６）
の図３のパルス・シーケンスが実行されており、２５６
×２５６要素の複素数の配列が取得されている。この高
速スピン・エコー・パルス・シーケンスの変形は、クラ
ッシャ（crusher ）勾配パルス３１６を含んでいる。こ
れらのクラッシャ勾配パルス３１６は、等しい面積を有
しており、各々の再集束ＲＦパルス３０７の直前及び直
後に印加される。
【００２４】この画像データ配列に２次元（２Ｄ）フー
リエ変換を施し、次いで、結果として得られる各々の複
素要素の絶対値を算出することにより、１枚の画像が再
構成される。このようにして、各々の画素（ピクセル）
の輝度が変換後の配列の対応する要素の大きさによって
決定されるような２５６×２５６画素の画像が形成され
る。
リエ変換を施し、次いで、結果として得られる各々の複
素要素の絶対値を算出することにより、１枚の画像が再
構成される。このようにして、各々の画素（ピクセル）
の輝度が変換後の配列の対応する要素の大きさによって
決定されるような２５６×２５６画素の画像が形成され
る。
【００２５】図３の従来の高速スピン・エコー・パルス
・シーケンスでは、ＲＦ励起パルス３０５は９０°のフ
リップ角を有しており、ＲＦ再集束パルスは名目上１８
０°のフリップ角である。しかしながら、実用上は、９
０°から１８０°にわたる他のフリップ角が用いられて
いる。加えて、「９０°x 」及び「１８０°y 」という
表記は、ＲＦパルス３０５と再集束パルス３０７との間
のＲＦ位相角が９０°であることを示している。この直
交関係は、この位相関係が維持されているときに発生さ
れるエコー信号がすべて同じ符号を有するので、重要で
ある。対照的に、ＲＦパルスがすべて同相にあるときに
は、発生されるエコー信号は符号が交番する。従って、
ＲＦ励起パルス３０５と再集束パルス３０７との間の位
相角が０°である場合、１８０°の再集束パルスが用い
られているときにはエコー信号の振幅が振動（oscillat
e ）する。このように、従来の高速スピン・エコー・パ
ルス・シーケンスは、ＲＦ励起パルス３０５と再集束Ｒ
Ｆパルス３０７との間の直交位相関係の適正な維持に敏
感である。
・シーケンスでは、ＲＦ励起パルス３０５は９０°のフ
リップ角を有しており、ＲＦ再集束パルスは名目上１８
０°のフリップ角である。しかしながら、実用上は、９
０°から１８０°にわたる他のフリップ角が用いられて
いる。加えて、「９０°x 」及び「１８０°y 」という
表記は、ＲＦパルス３０５と再集束パルス３０７との間
のＲＦ位相角が９０°であることを示している。この直
交関係は、この位相関係が維持されているときに発生さ
れるエコー信号がすべて同じ符号を有するので、重要で
ある。対照的に、ＲＦパルスがすべて同相にあるときに
は、発生されるエコー信号は符号が交番する。従って、
ＲＦ励起パルス３０５と再集束パルス３０７との間の位
相角が０°である場合、１８０°の再集束パルスが用い
られているときにはエコー信号の振幅が振動（oscillat
e ）する。このように、従来の高速スピン・エコー・パ
ルス・シーケンスは、ＲＦ励起パルス３０５と再集束Ｒ
Ｆパルス３０７との間の直交位相関係の適正な維持に敏
感である。
【００２６】従来の高速スピン・エコー・パルス・シー
ケンスのこの位相感受性を図５に示す。図５には、「同
相」のＲＦ励起パルスがエコー信号の振幅に及ぼす影響
が示されている。曲線３３０は、１８０°ＲＦ再集束パ
ルスが用いられるときのエコー信号の振幅の符号の交番
の様子を示している。曲線３３２及び３３４は、ＲＦ再
集束パルスのフリップ角をそれぞれ１３５°及び９０°
に減少させたときのエコー信号の振幅を示している。エ
コー信号の振幅は、エコー番号が増大するにつれて急速
に０に向かって減衰している。これは、スピン・エコー
と誘導されたエコーとの間の相殺に起因している。ま
た、信号の振幅の振動の時間が、３６０°を集束パルス
のフリップ角で除算したものに等しくなることに留意さ
れたい。
ケンスのこの位相感受性を図５に示す。図５には、「同
相」のＲＦ励起パルスがエコー信号の振幅に及ぼす影響
が示されている。曲線３３０は、１８０°ＲＦ再集束パ
ルスが用いられるときのエコー信号の振幅の符号の交番
の様子を示している。曲線３３２及び３３４は、ＲＦ再
集束パルスのフリップ角をそれぞれ１３５°及び９０°
に減少させたときのエコー信号の振幅を示している。エ
コー信号の振幅は、エコー番号が増大するにつれて急速
に０に向かって減衰している。これは、スピン・エコー
と誘導されたエコーとの間の相殺に起因している。ま
た、信号の振幅の振動の時間が、３６０°を集束パルス
のフリップ角で除算したものに等しくなることに留意さ
れたい。
【００２７】次に、図４について説明する。本発明を実
施するのに用いられるパルス・シーケンスの好ましい実
施例は、標準的なＦＳＥシーケンスの前に縦磁化の拡散
準備（diffusion preparation ）を含む。この拡散準備
は、ｚ勾配軸、ｙ勾配軸及びｘ勾配軸にそれぞれ沿った
大きなモーション・エンコーディング勾配パルス３５
０、３５２及び３５４によって行われる。これらのモー
ション・エンコーディング勾配パルス３５０、３５２及
び３５４は、選択性９０°ＲＦ励起パルス３５６と選択
性１８０°ＲＦ再集束パルス３５８とで構成されている
スピン・エコー・シーケンスの一部である。ＲＦ励起パ
ルス３５６は、スライス選択勾配パルス３６０によって
決定されるスライス位置において横磁化を発生させ、Ｒ
Ｆパルス３５８は第２のスライス選択勾配パルス３６２
の存在下でこの横磁化を再収束させる。このようにし
て、動きに感受性のある横磁化は、破線３６４によって
示される時刻に再収束する。
施するのに用いられるパルス・シーケンスの好ましい実
施例は、標準的なＦＳＥシーケンスの前に縦磁化の拡散
準備（diffusion preparation ）を含む。この拡散準備
は、ｚ勾配軸、ｙ勾配軸及びｘ勾配軸にそれぞれ沿った
大きなモーション・エンコーディング勾配パルス３５
０、３５２及び３５４によって行われる。これらのモー
ション・エンコーディング勾配パルス３５０、３５２及
び３５４は、選択性９０°ＲＦ励起パルス３５６と選択
性１８０°ＲＦ再集束パルス３５８とで構成されている
スピン・エコー・シーケンスの一部である。ＲＦ励起パ
ルス３５６は、スライス選択勾配パルス３６０によって
決定されるスライス位置において横磁化を発生させ、Ｒ
Ｆパルス３５８は第２のスライス選択勾配パルス３６２
の存在下でこの横磁化を再収束させる。このようにし
て、動きに感受性のある横磁化は、破線３６４によって
示される時刻に再収束する。
【００２８】高速スピン・エコー（ＦＳＥ）パルス・シ
ーケンスは、スライス選択勾配パルス３０６の存在下で
発生される９０°ＲＦ励起パルス３０５によって開始す
る。前述のように、１８０°ＲＦ再集束パルス３０７及
び位相エンコーディング勾配パルス３０９が適正な時刻
に印加されてＮＭＲエコー信号（図４には示されていな
い）を発生させ、これらのＮＭＲエコー信号は読み出し
勾配パルス３０８の印加中に取得される。図４には、Ｆ
ＳＥパルス・シーケンスの一部しか示していないが、当
業者には、ショット内に所望されるだけの数のＮＭＲエ
コー信号についてこのパルス・シーケンスが続行される
ことが理解されよう。拡散重み付きイメージングでは、
ＥＴＬ＝４０〜７２のＦＳＥショットが典型的である。
ーケンスは、スライス選択勾配パルス３０６の存在下で
発生される９０°ＲＦ励起パルス３０５によって開始す
る。前述のように、１８０°ＲＦ再集束パルス３０７及
び位相エンコーディング勾配パルス３０９が適正な時刻
に印加されてＮＭＲエコー信号（図４には示されていな
い）を発生させ、これらのＮＭＲエコー信号は読み出し
勾配パルス３０８の印加中に取得される。図４には、Ｆ
ＳＥパルス・シーケンスの一部しか示していないが、当
業者には、ショット内に所望されるだけの数のＮＭＲエ
コー信号についてこのパルス・シーケンスが続行される
ことが理解されよう。拡散重み付きイメージングでは、
ＥＴＬ＝４０〜７２のＦＳＥショットが典型的である。
【００２９】本発明は、上述のパルス・シーケンスに対
する改良であり、読み出し勾配Ｇxに沿って位相外し勾
配パルス３７０を印加して、拡散重み付け過程中に発生
される横磁化を位相外しする。この意味する所は、各々
のボクセル（voxel ）内で、横磁化を有すスピンの位相
が、横方向平面（すなわち、ｘ−ｙ平面）内で３６０°
にわたって広げられることである。次いで、スライス選
択勾配３７４の存在下で９０°パルス３７２を印加し
て、ｙ軸に沿って配向していたスピン磁化を回転させて
縦方向のｚ軸に戻す。次いで、Ｇy 位相エンコーディン
グ軸に沿って第２の位相外し勾配パルス３７６を印加し
て、横方向平面に残存する残留横磁化を位相外しする。
９０°ＲＦ励起パルス３０５は、ＲＦパルス３７２によ
ってｚ軸に沿って「保存」されているアーティファクト
無しのスピン磁化を回転させて横方向平面に戻し、この
平面において、カー・パーセル・メイブーム・ジル（Ca
rr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスでＮＭＲエコー
信号を発生させる。
する改良であり、読み出し勾配Ｇxに沿って位相外し勾
配パルス３７０を印加して、拡散重み付け過程中に発生
される横磁化を位相外しする。この意味する所は、各々
のボクセル（voxel ）内で、横磁化を有すスピンの位相
が、横方向平面（すなわち、ｘ−ｙ平面）内で３６０°
にわたって広げられることである。次いで、スライス選
択勾配３７４の存在下で９０°パルス３７２を印加し
て、ｙ軸に沿って配向していたスピン磁化を回転させて
縦方向のｚ軸に戻す。次いで、Ｇy 位相エンコーディン
グ軸に沿って第２の位相外し勾配パルス３７６を印加し
て、横方向平面に残存する残留横磁化を位相外しする。
９０°ＲＦ励起パルス３０５は、ＲＦパルス３７２によ
ってｚ軸に沿って「保存」されているアーティファクト
無しのスピン磁化を回転させて横方向平面に戻し、この
平面において、カー・パーセル・メイブーム・ジル（Ca
rr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスでＮＭＲエコー
信号を発生させる。
【００３０】横磁化の拡散重み付き用成分のみを再収束
させるために、各々のＲＦ再集束パルス３０７の直後に
Ｇx 読み出し軸に沿って位相戻し（rephasing ）勾配パ
ルス３８０が印加される。この位相戻し勾配パルス３８
０は、拡散準備シーケンス中に回復した可能性のあるＴ
１重み付き信号成分を抑制する。加えて、位相戻し勾配
パルス３８０は、位相外し勾配パルス３７０と同じ寸法
とする。各々の拡散重み付きエコー信号が取得された後
に、同じ寸法の巻き戻し（rewinder）勾配パルス３８２
が印加される。巻き戻し勾配３８２は、隣り合う再集束
パルス３０７の間での勾配面積を励起パルス３０５と第
１の再集束パルス３０７との間での勾配面積の２倍とす
ることを要求するＣＰＭＧ条件が満たされることを保証
するためにこの位置に存在する。
させるために、各々のＲＦ再集束パルス３０７の直後に
Ｇx 読み出し軸に沿って位相戻し（rephasing ）勾配パ
ルス３８０が印加される。この位相戻し勾配パルス３８
０は、拡散準備シーケンス中に回復した可能性のあるＴ
１重み付き信号成分を抑制する。加えて、位相戻し勾配
パルス３８０は、位相外し勾配パルス３７０と同じ寸法
とする。各々の拡散重み付きエコー信号が取得された後
に、同じ寸法の巻き戻し（rewinder）勾配パルス３８２
が印加される。巻き戻し勾配３８２は、隣り合う再集束
パルス３０７の間での勾配面積を励起パルス３０５と第
１の再集束パルス３０７との間での勾配面積の２倍とす
ることを要求するＣＰＭＧ条件が満たされることを保証
するためにこの位置に存在する。
【００３１】本発明から逸脱することなく上記の好まし
い実施例の多くの変形が可能である。位相外し勾配パル
ス３７０の極性を反転させることもできるし、第２の位
相外し勾配パルス３７６を任意の方向に印加することも
できる。また、勾配パルス３７０、３８０及び３８２は
これらの３つの勾配のすべてが同じ方向に印加される限
りにおいて任意の方向に印加することもできる。１８０
°よりも小さいフリップ角を有する再集束パルスを用い
る等、当業者に周知の他の変形もまた可能である。
い実施例の多くの変形が可能である。位相外し勾配パル
ス３７０の極性を反転させることもできるし、第２の位
相外し勾配パルス３７６を任意の方向に印加することも
できる。また、勾配パルス３７０、３８０及び３８２は
これらの３つの勾配のすべてが同じ方向に印加される限
りにおいて任意の方向に印加することもできる。１８０
°よりも小さいフリップ角を有する再集束パルスを用い
る等、当業者に周知の他の変形もまた可能である。
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成しているト
ランシーバの電気ブロック図である。
ランシーバの電気ブロック図である。
【図３】従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケン
スを示すグラフである。
スを示すグラフである。
【図４】本発明を採用している改良された高速スピン・
エコー・パルス・シーケンスを示すグラフである。
エコー・パルス・シーケンスを示すグラフである。
【図５】従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケン
スにおけるエコー信号の振幅の変化を示すグラフであ
る。
スにおけるエコー信号の振幅の変化を示すグラフであ
る。
１００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード及び制御パネル １０４ 表示装置 １０６ 画像プロセッサ １０７ 計算機システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御部 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学データ取得制御装置 １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極磁石 １４１ 磁石アセンブリ １５０ 送受信器 １５１ ＲＦ増幅器 １５２ 全身型ＲＦコイル １５２Ａ、１５２Ｂ 分離型コイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送受信切換えスイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ 周波数合成器 ２０１、２０４、２０５、２１２ 出力線 ２０２ 変調器及びアップ・コンバータ ２０３ 基準周波数発生器 ２０６ 励起信号減衰器回路 ２０７ 受信信号減衰器 ２０８ ダウン・コンバータ ２０９ アナログ−ディジタル変換器 ２１０ ディジタル検出器及び信号プロセッサ
Claims (11)
- 【請求項１】 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システ
ムを用いて拡散重み付き画像を形成する方法であって、 ａ）ＲＦ励起パルスにより横磁化を生じさせ、バイポー
ラ勾配パルスの印加により該横磁化を拡散重み付けする
拡散重み付けパルス・シーケンスを実行する工程と、 ｂ）第１の勾配パルスの印加により前記の拡散重み付き
横磁化を位相外しする工程と、 ｃ）前記拡散重み付き横磁化の一成分を縦軸に向かって
回転させるＲＦパルスを印加することにより、該成分を
保存する工程と、 ｄ）第２の勾配パルスを印加することにより、横磁化を
位相外しする工程と、 ｅ）ＲＦ励起パルスにより前記の保存された拡散重み付
き磁化を横方向平面に向かって回転させ、一連の核磁気
共鳴エコー信号を対応する一連のＲＦ再集束パルスによ
り発生させる高速スピン・エコー・パルス・シーケンス
を実行する工程と、 ｆ）取得された核磁気共鳴（ＮＭＲ）エコー信号から画
像を再構成する工程とを含んでいる前記方法。 - 【請求項２】 前記バイポーラ勾配パルスが３つの軸に
沿って印加される請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記高速スピン・エコー・パルス・シー
ケンスの実行中に各々のＲＦ再集束パルスの後で且つ対
応するＮＭＲエコー信号の取得の前に第３の勾配パルス
が印加され、該第３の勾配パルスの各々の寸法は前記第
１の勾配パルスの寸法と実質的に同じである請求項１に
記載の方法。 - 【請求項４】 前記高速スピン・エコー・パルス・シー
ケンスの実行中に各々のＮＭＲエコー信号の取得の後に
第４の勾配パルスが印加され、該第４の勾配パルスの各
々の寸法は前記第３の勾配パルスの寸法と実質的に同じ
であるが、極性が前記第３の勾配パルスの極性と反対で
ある請求項３に記載の方法。 - 【請求項５】 各々のＮＭＲエコー信号は、１つの勾配
軸に沿って方向付けされた読み出し勾配パルスの印加中
に取得され、第２の勾配軸に沿って方向付けされた位相
エンコーディング勾配パルスが、各々のＮＭＲエコー信
号の前に発生されている請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記バイポーラ勾配パルスが前記勾配軸
の各々に沿って印加される請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 前記第１、第３及び第４の勾配パルス
は、読み出し勾配軸に沿って方向付けされている請求項
５に方法。 - 【請求項８】 前記第２の勾配パルスは、位相エンコー
ディング勾配軸に沿って方向付けされている請求項７に
方法。 - 【請求項９】 前記ＲＦ励起パルスの各々及び前記ＲＦ
再集束パルスの各々の印加中にスライス選択勾配パルス
が印加される請求項８に方法。 - 【請求項１０】 前記バイポーラ勾配パルスは同じ極性
の２つの大きな勾配パルスで構成されており、該２つの
大きな勾配パルスの間にＲＦパルスが発生される請求項
１に記載の方法。 - 【請求項１１】 画像を再構成するのに用いられる更な
るＮＭＲエコー信号を取得するために前記の工程（ａ）
〜工程（ｅ）が繰り返される請求項１に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/023572 | 1998-02-13 | ||
| US09/023,572 US6078176A (en) | 1996-11-08 | 1998-02-13 | Fast spin echo pulse sequence for diffusion weighted imaging |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11267111A true JPH11267111A (ja) | 1999-10-05 |
| JP4236320B2 JP4236320B2 (ja) | 2009-03-11 |
Family
ID=21815929
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP02679899A Expired - Fee Related JP4236320B2 (ja) | 1998-02-13 | 1999-02-04 | Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を形成する方法 |
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| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6078176A (ja) |
| JP (1) | JP4236320B2 (ja) |
| CN (1) | CN1138156C (ja) |
| DE (1) | DE19905720B4 (ja) |
| IL (1) | IL128354A0 (ja) |
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