JP2000126156A - 核磁気共鳴デ―タを取得する方法及び磁気共鳴システム - Google Patents
核磁気共鳴デ―タを取得する方法及び磁気共鳴システムInfo
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 高速心拍ゲート式ＭＲＩ取得での灌流画像の
生成において、所与の走査時間で取得され得るスライス
位置の数を減少させずに画像のＳＮＲを向上させる。 【解決手段】 血液の灌流をイメージングするためのＮ
ＭＲデータが、心拍ゲート式ＮＭＲパルス・シーケンス
を用いて一連のスライス位置から取得される。各スライ
ス位置のデータは、各々の心拍サイクルのＲ−Ｒ区間中
に実行される対応する一連のデータ取得セグメント（２
０２）によって取得される。各データ取得セグメント
（２０２）に選択的ＲＦ飽和パルス（２１０〜２１５）
をインタリーブして、各々のスライス位置におけるスピ
ン磁化を一様に調整する。
生成において、所与の走査時間で取得され得るスライス
位置の数を減少させずに画像のＳＮＲを向上させる。 【解決手段】 血液の灌流をイメージングするためのＮ
ＭＲデータが、心拍ゲート式ＮＭＲパルス・シーケンス
を用いて一連のスライス位置から取得される。各スライ
ス位置のデータは、各々の心拍サイクルのＲ−Ｒ区間中
に実行される対応する一連のデータ取得セグメント（２
０２）によって取得される。各データ取得セグメント
（２０２）に選択的ＲＦ飽和パルス（２１０〜２１５）
をインタリーブして、各々のスライス位置におけるスピ
ン磁化を一様に調整する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、核磁気共鳴
（ＮＭＲ）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、高速心拍ゲート式ＭＲＩ（磁気
共鳴イメージング）取得法における灌流画像の生成に関
する。
（ＮＭＲ）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、高速心拍ゲート式ＭＲＩ（磁気
共鳴イメージング）取得法における灌流画像の生成に関
する。
【０００２】
【従来の技術】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で不規則な秩序
で分極磁場の周りを歳差運動する。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 ）に対象物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すなわち「縦磁化」Ｍz はｘ−ｙ平
面に向かって回転して、すなわち「傾いて」、正味の横
（方向）磁気モーメントＭt を生じることができる。励
起信号Ｂ1 が停止された後、励起されたスピンによって
信号が放出される。この信号を受信して処理することに
より画像を形成することができる。
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で不規則な秩序
で分極磁場の周りを歳差運動する。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 ）に対象物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すなわち「縦磁化」Ｍz はｘ−ｙ平
面に向かって回転して、すなわち「傾いて」、正味の横
（方向）磁気モーメントＭt を生じることができる。励
起信号Ｂ1 が停止された後、励起されたスピンによって
信号が放出される。この信号を受信して処理することに
より画像を形成することができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を形成すると
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、イメージング対象の領域が一連の測定サイ
クルによって走査され、該測定サイクルでは、これらの
勾配が、用いられている特定の局在化法に応じて変化す
る。結果として得られるＮＭＲ受信信号の集合はディジ
タル化されて、多くの周知の再構成手法のうちの１つを
用いて画像を再構成するように処理される。
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、イメージング対象の領域が一連の測定サイ
クルによって走査され、該測定サイクルでは、これらの
勾配が、用いられている特定の局在化法に応じて変化す
る。結果として得られるＮＭＲ受信信号の集合はディジ
タル化されて、多くの周知の再構成手法のうちの１つを
用いて画像を再構成するように処理される。
【０００４】医用画像を形成するのに現在用いられてい
る殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに長
時間（分単位）を要する。この走査時間の短縮は重要な
問題である。なぜなら、走査時間を短縮すると、患者の
スループットが増大し、患者の安心感が高まり、モーシ
ョン・アーティファクトを減少させることにより画質が
向上し、定期的薬理ストレス試験（例えば、多段階ドブ
タミン・ストレス試験）のような医学的試験手順の実行
が可能になるからである。また、極めて短い繰り返し時
間（ＴＲ）を有しており、完全な走査を分単位ではなく
秒単位で実行し得る種類のパルス・シーケンスが存在し
ている。例えば、心臓のイメージングに適用される場合
には、心拍サイクル中の様々な時相で又は様々なスライ
ス位置で心臓を示す一連の画像を単一の保息中に取得し
得る完全な走査を行うことができる。
る殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに長
時間（分単位）を要する。この走査時間の短縮は重要な
問題である。なぜなら、走査時間を短縮すると、患者の
スループットが増大し、患者の安心感が高まり、モーシ
ョン・アーティファクトを減少させることにより画質が
向上し、定期的薬理ストレス試験（例えば、多段階ドブ
タミン・ストレス試験）のような医学的試験手順の実行
が可能になるからである。また、極めて短い繰り返し時
間（ＴＲ）を有しており、完全な走査を分単位ではなく
秒単位で実行し得る種類のパルス・シーケンスが存在し
ている。例えば、心臓のイメージングに適用される場合
には、心拍サイクル中の様々な時相で又は様々なスライ
ス位置で心臓を示す一連の画像を単一の保息中に取得し
得る完全な走査を行うことができる。
【０００５】ｋ空間をセグメント化すると共に１心拍サ
イクル当たり多数の位相エンコーディングｋ空間ビュー
を取得することにより、より高速の走査時間を実現する
ことができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ区間に１画像当た
りに取得されるｋ空間ビューの数に等しい係数だけ高速
化される。この方式では、１セグメント当たり８つのｋ
空間ビューが取得されるとき、位相エンコーディング方
向のマトリクス・サイズが１２８ピクセルである典型的
なシネ取得を、１６心拍といった短時間で完了すること
ができる。
イクル当たり多数の位相エンコーディングｋ空間ビュー
を取得することにより、より高速の走査時間を実現する
ことができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ区間に１画像当た
りに取得されるｋ空間ビューの数に等しい係数だけ高速
化される。この方式では、１セグメント当たり８つのｋ
空間ビューが取得されるとき、位相エンコーディング方
向のマトリクス・サイズが１２８ピクセルである典型的
なシネ取得を、１６心拍といった短時間で完了すること
ができる。
【０００６】各々のＲ−Ｒ区間内で同じｋ空間セグメン
トを繰り返し取得するが、心拍サイクルの異なる時相で
それぞれ異なるスライス位置を励起させることにより、
多数のスライス位置を視覚化することができる。１心拍
サイクル中のスライス位置（Ｓ1 〜Ｓn ）の数（ｎ）
は、単一のセグメントについてデータを取得するのに必
要な時間及び心拍Ｒ−Ｒ区間の長さによって決定され
る。
トを繰り返し取得するが、心拍サイクルの異なる時相で
それぞれ異なるスライス位置を励起させることにより、
多数のスライス位置を視覚化することができる。１心拍
サイクル中のスライス位置（Ｓ1 〜Ｓn ）の数（ｎ）
は、単一のセグメントについてデータを取得するのに必
要な時間及び心拍Ｒ−Ｒ区間の長さによって決定され
る。
【０００７】ｎ＝（Ｒ−Ｒ時間）／ｖｐｓ×ＴＲ ここで、ｖｐｓは１セグメント当たりのｋ空間ビューの
数であり、ＴＲはパルス・シーケンスの繰り返し時間で
ある。すると、全走査時間は、 走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間） となる。ここで、ｙｒｅｓは画像内の位相エンコーディ
ング・ビューの総数である。典型的には、１つの画像は
１２８又はそれ以上の位相エンコーディング・ビューを
用いており、また、１セグメント当たり８つのビューが
用いられることが多い。
数であり、ＴＲはパルス・シーケンスの繰り返し時間で
ある。すると、全走査時間は、 走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間） となる。ここで、ｙｒｅｓは画像内の位相エンコーディ
ング・ビューの総数である。典型的には、１つの画像は
１２８又はそれ以上の位相エンコーディング・ビューを
用いており、また、１セグメント当たり８つのビューが
用いられることが多い。
【０００８】セグメント化ｋ空間走査では、全走査時間
は、１セグメント当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大
させることにより実質的に短縮される。しかしながら、
上で示したように、このことには、各々の心拍サイクル
中に取得することができるスライス位置の数を減少させ
るという代償がある。
は、１セグメント当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大
させることにより実質的に短縮される。しかしながら、
上で示したように、このことには、各々の心拍サイクル
中に取得することができるスライス位置の数を減少させ
るという代償がある。
【０００９】組織内の血液灌流のイメージングは、管構
造の血流のイメージングと密接に関連している。アンジ
オグラフィ（血管造影法）すなわち管構造のイメージン
グは、診断及び治療に関する医療手順において極めて有
用である。ＭＲアンジオグラフィの場合と同様に、ＭＲ
灌流イメージングは典型的には、イメージング・セッシ
ョンの際にＭＲ活性な造影剤のボーラスを患者に注射す
ることにより行われる。これらの造影剤は、血液のＴ１
を短縮して、検出されるＭＲ信号を増強し得るもの（例
えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を短縮し
て、検出されるＭＲ信号を減弱し得るもの（例えば、酸
化鉄粒子）のいずれかである。ボーラスが体内を通過す
るにつれて、ボーラスによって形成される増強された
（又は減弱された）信号は、灌流された組織で観察され
る信号強度を増大（又は減少）させるが、灌流されてい
ない組織では増大（又は減少）させることはない。観測
されている組織での信号変化の度合いを用いて、組織の
灌流の度合いを決定することができる。
造の血流のイメージングと密接に関連している。アンジ
オグラフィ（血管造影法）すなわち管構造のイメージン
グは、診断及び治療に関する医療手順において極めて有
用である。ＭＲアンジオグラフィの場合と同様に、ＭＲ
灌流イメージングは典型的には、イメージング・セッシ
ョンの際にＭＲ活性な造影剤のボーラスを患者に注射す
ることにより行われる。これらの造影剤は、血液のＴ１
を短縮して、検出されるＭＲ信号を増強し得るもの（例
えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を短縮し
て、検出されるＭＲ信号を減弱し得るもの（例えば、酸
化鉄粒子）のいずれかである。ボーラスが体内を通過す
るにつれて、ボーラスによって形成される増強された
（又は減弱された）信号は、灌流された組織で観察され
る信号強度を増大（又は減少）させるが、灌流されてい
ない組織では増大（又は減少）させることはない。観測
されている組織での信号変化の度合いを用いて、組織の
灌流の度合いを決定することができる。
【００１０】灌流の測定は、走査中に取得されるＮＭＲ
信号の強度に基づいているので、ＮＭＲ信号強度がその
他の測定変数に対して感応しないようにすることが極め
て重要である。このような変数の１つに、ＮＭＲパルス
・シーケンスのＲＦ励起パルスによって横方向平面に傾
斜する縦磁化Ｍz の大きさがある。このような各々の励
起の後に、縦磁化は減少し、次いで、イメージングされ
ている特定のスピンのＴ1 定数によって決定される速度
で大きさを回復する。縦磁化が回復する前に他のパルス
・シーケンスを実行すると、取得されるＮＭＲ信号の大
きさは、縦磁化の完全な回復を許すのに十分なだけ長く
遅延されたパルス・シーケンスによって生成される信号
よりも小さくなる。灌流イメージングにおいては、この
変数（すなわち、縦磁化）を走査の全体にわたって一定
の水準に維持することが重要である。
信号の強度に基づいているので、ＮＭＲ信号強度がその
他の測定変数に対して感応しないようにすることが極め
て重要である。このような変数の１つに、ＮＭＲパルス
・シーケンスのＲＦ励起パルスによって横方向平面に傾
斜する縦磁化Ｍz の大きさがある。このような各々の励
起の後に、縦磁化は減少し、次いで、イメージングされ
ている特定のスピンのＴ1 定数によって決定される速度
で大きさを回復する。縦磁化が回復する前に他のパルス
・シーケンスを実行すると、取得されるＮＭＲ信号の大
きさは、縦磁化の完全な回復を許すのに十分なだけ長く
遅延されたパルス・シーケンスによって生成される信号
よりも小さくなる。灌流イメージングにおいては、この
変数（すなわち、縦磁化）を走査の全体にわたって一定
の水準に維持することが重要である。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】心拍ゲート法を用いて
ＮＭＲ灌流画像データの取得を制御する場合には、各取
得間の時間間隔が大幅に変動し得るので、結果的に縦磁
化も変動する。このことは、被検体が不規則な心拍（す
なわち、不整脈）を有しているときに特に当てはまる。
この問題に対する一つの解決法は、各々のパルス・シー
ケンス、すなわち（各々のスライスの）パルス・シーケ
ンス・セグメントの直前に被検体に対してＲＦ飽和パル
スを印加して、一定の回復時間（ＴＩ）がパルス・シー
ケンスの実行の前に生じ得るようにすることである。残
念ながら、回復時間ＴＩが相当長くない限り、得られる
ＮＭＲ信号は極めて小さくなり、結果的に、取得される
ＮＭＲ信号及び画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）が低下す
る。他方、回復時間ＴＩが長くなると、各々のパルス・
シーケンス・セグメントを実行するのに要求される時間
（Ｔseg ）が Ｔseg ＝ＴＩ＋ｖｐｓ×ＴＲ のように長くなり、心拍Ｒ−Ｒ区間中に取得することが
できるスライス位置の数が減少する。換言すれば、画質
と、単一の保息での走査で取得され得る位置の数との間
には、直接的なトレード・オフが存在する。
ＮＭＲ灌流画像データの取得を制御する場合には、各取
得間の時間間隔が大幅に変動し得るので、結果的に縦磁
化も変動する。このことは、被検体が不規則な心拍（す
なわち、不整脈）を有しているときに特に当てはまる。
この問題に対する一つの解決法は、各々のパルス・シー
ケンス、すなわち（各々のスライスの）パルス・シーケ
ンス・セグメントの直前に被検体に対してＲＦ飽和パル
スを印加して、一定の回復時間（ＴＩ）がパルス・シー
ケンスの実行の前に生じ得るようにすることである。残
念ながら、回復時間ＴＩが相当長くない限り、得られる
ＮＭＲ信号は極めて小さくなり、結果的に、取得される
ＮＭＲ信号及び画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）が低下す
る。他方、回復時間ＴＩが長くなると、各々のパルス・
シーケンス・セグメントを実行するのに要求される時間
（Ｔseg ）が Ｔseg ＝ＴＩ＋ｖｐｓ×ＴＲ のように長くなり、心拍Ｒ−Ｒ区間中に取得することが
できるスライス位置の数が減少する。換言すれば、画質
と、単一の保息での走査で取得され得る位置の数との間
には、直接的なトレード・オフが存在する。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、ＮＭＲデータ
の取得の前に選択的ＲＦ飽和パルスによって縦磁化を予
め調整するＮＭＲ画像用のデータを取得する方法及びシ
ステムである。より具体的には、本発明の方法は、複数
のスライス位置Ｓ1 〜Ｓn からＮＭＲデータを取得する
工程と、ＮＭＲデータ取得シーケンスに選択的ＲＦ飽和
パルスをインタリーブ（挿入）して、各々のＲＦ飽和パ
ルスが該ＲＦ飽和パルスの印加から時間間隔ＴＩの後に
取得されるスライス位置におけるスピンを飽和させるよ
うにする工程とを含み、時間間隔ＴＩ中に他のスライス
位置からＮＭＲデータが取得される。
の取得の前に選択的ＲＦ飽和パルスによって縦磁化を予
め調整するＮＭＲ画像用のデータを取得する方法及びシ
ステムである。より具体的には、本発明の方法は、複数
のスライス位置Ｓ1 〜Ｓn からＮＭＲデータを取得する
工程と、ＮＭＲデータ取得シーケンスに選択的ＲＦ飽和
パルスをインタリーブ（挿入）して、各々のＲＦ飽和パ
ルスが該ＲＦ飽和パルスの印加から時間間隔ＴＩの後に
取得されるスライス位置におけるスピンを飽和させるよ
うにする工程とを含み、時間間隔ＴＩ中に他のスライス
位置からＮＭＲデータが取得される。
【００１３】本発明の一般的な目的は、所与の走査時間
内に取得できるスライス位置の数を減少させずに、画像
のＳＮＲを向上させることにある。調整用ＲＦ飽和パル
スとそのスライス位置との間の時間間隔ＴＩを増大させ
て、縦磁化が更に回復し、これにより、取得されるＮＭ
Ｒ信号の大きさを増加させ得るようにする。この結果、
画像のＳＮＲが増大する。走査中に取得されるスライス
位置の数は、縦磁化が回復している時間間隔ＴＩの間に
他のスライス位置からＮＭＲデータを取得することによ
り維持される。
内に取得できるスライス位置の数を減少させずに、画像
のＳＮＲを向上させることにある。調整用ＲＦ飽和パル
スとそのスライス位置との間の時間間隔ＴＩを増大させ
て、縦磁化が更に回復し、これにより、取得されるＮＭ
Ｒ信号の大きさを増加させ得るようにする。この結果、
画像のＳＮＲが増大する。走査中に取得されるスライス
位置の数は、縦磁化が回復している時間間隔ＴＩの間に
他のスライス位置からＮＭＲデータを取得することによ
り維持される。
【００１４】
【発明の実施の形態】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。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０
２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を介して独立したコンピュータ・システム１０
７と通信し、コンピュータ・システム１０７により操作
者はスクリーン１０４上で画像の形成及び表示を制御す
ることが可能になる。コンピュータ・システム１０７
は、バックプレーンを介して互いに通信するいくつかの
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１
０８と、画像データ配列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。コンピュータ・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と通信する。
ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示されてい
る。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０
２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を介して独立したコンピュータ・システム１０
７と通信し、コンピュータ・システム１０７により操作
者はスクリーン１０４上で画像の形成及び表示を制御す
ることが可能になる。コンピュータ・システム１０７
は、バックプレーンを介して互いに通信するいくつかの
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１
０８と、画像データ配列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。コンピュータ・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と通信する。
【００１５】システム制御部１２２は、バックプレーン
１１８によって共に接続されている一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュー
ル１１９とパルス発生器モジュール１２１が含まれてお
り、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は実行すべき走査シーケンスを指示する命令（コマ
ンド）を操作者から受け取る。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。モジュール１２１は、発生す
べきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、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に接続されていて、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１２１はまた、患者に接続された
いくつかの異なるセンサからの信号、例えば患者に取り
付けられた電極からのＥＣＧ（心電図）信号を受信する
生理学的取得制御装置１２９から患者のデータを受信す
る。そして最後に、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に接続しており、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、走査に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によって共に接続されている一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュー
ル１１９とパルス発生器モジュール１２１が含まれてお
り、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は実行すべき走査シーケンスを指示する命令（コマ
ンド）を操作者から受け取る。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。モジュール１２１は、発生す
べきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、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に接続されていて、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１２１はまた、患者に接続された
いくつかの異なるセンサからの信号、例えば患者に取り
付けられた電極からのＥＣＧ（心電図）信号を受信する
生理学的取得制御装置１２９から患者のデータを受信す
る。そして最後に、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に接続しており、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、走査に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
生される勾配波形は、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から
印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１
３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起し
て、取得される信号を空間的にエンコードするのに用い
られる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１
３９は、分極用磁石１４０と全身型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内の送受信器モジュール１５
０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１
５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッ
チ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者
の体内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によって検知され、送
信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結
合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信
器１５０の受信器部において復調され、濾波されると共
にディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４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１
５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１
５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信ス
イッチ１５４はまた、送信モード又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、表面コイル）
を用いることを可能にしている。
生される勾配波形は、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から
印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１
３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起し
て、取得される信号を空間的にエンコードするのに用い
られる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１
３９は、分極用磁石１４０と全身型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内の送受信器モジュール１５
０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１
５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッ
チ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者
の体内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によって検知され、送
信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結
合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信
器１５０の受信器部において復調され、濾波されると共
にディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４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１
５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１
５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信ス
イッチ１５４はまた、送信モード又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、表面コイル）
を用いることを可能にしている。
【００１７】ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭ
Ｒ信号は、トランシーバすなわち送受信器モジュール１
５０によってディジタル化されて、システム制御部１２
２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が
完了したときには、ｋ空間生データの配列がメモリ・モ
ジュール１６０内に取得されている。後に詳述するよう
に、このｋ空間生データは、再構成すべき各々の画像毎
に別個のｋ空間データ配列として再配列され、これらの
配列の各々をアレイ・プロセッサ１６１へ入力すると、
アレイ・プロセッサ１６１は動作して、このデータを画
像データの配列へフーリエ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・シ
ステム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ
１１１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じて、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、又は画像プロセッ
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で表示してもよ
い。送受信器１５０に関する更なる詳細については、米
国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７
３６号に記載されている。本特許はここに参照されるべ
きものである。
Ｒ信号は、トランシーバすなわち送受信器モジュール１
５０によってディジタル化されて、システム制御部１２
２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が
完了したときには、ｋ空間生データの配列がメモリ・モ
ジュール１６０内に取得されている。後に詳述するよう
に、このｋ空間生データは、再構成すべき各々の画像毎
に別個のｋ空間データ配列として再配列され、これらの
配列の各々をアレイ・プロセッサ１６１へ入力すると、
アレイ・プロセッサ１６１は動作して、このデータを画
像データの配列へフーリエ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・シ
ステム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ
１１１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じて、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、又は画像プロセッ
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で表示してもよ
い。送受信器１５０に関する更なる詳細については、米
国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７
３６号に記載されている。本特許はここに参照されるべ
きものである。
【００１８】図２には、本発明の好ましい実施例に採用
されているＥＰＩパルス・シーケンスを示す。スライス
選択勾配パルス２５１の存在下で１０°ＲＦ励起パルス
２５０を印加して、スライス内に横磁化を形成する。参
照番号２５３に示すように全部で４つの別個のＮＭＲエ
コー信号がこのＥＰＩパルス・シーケンスの間に取得さ
れる。各々のＮＭＲエコー信号２５３は個別に位相エン
コーディングされて、インタリーブ方式でｋ空間の１つ
の線をサンプリングする。これについては後に詳述す
る。この好ましい実施例では、４つのＮＭＲエコー信号
２５３のみが取得されているが、用途によって１６まで
のＮＭＲエコー信号２５３を取得することができる。
されているＥＰＩパルス・シーケンスを示す。スライス
選択勾配パルス２５１の存在下で１０°ＲＦ励起パルス
２５０を印加して、スライス内に横磁化を形成する。参
照番号２５３に示すように全部で４つの別個のＮＭＲエ
コー信号がこのＥＰＩパルス・シーケンスの間に取得さ
れる。各々のＮＭＲエコー信号２５３は個別に位相エン
コーディングされて、インタリーブ方式でｋ空間の１つ
の線をサンプリングする。これについては後に詳述す
る。この好ましい実施例では、４つのＮＭＲエコー信号
２５３のみが取得されているが、用途によって１６まで
のＮＭＲエコー信号２５３を取得することができる。
【００１９】ＮＭＲエコー信号２５３は、振動する読み
出し勾配２５５の印加によって形成されるグラディエン
ト・リコールド(recalled)エコーである。読み出しシー
ケンスは予備位相調整用読み出し勾配ローブ２５６で開
始し、読み出し勾配が正値と負値との間を振動するにつ
れてエコー信号２５３が形成される。各々の読み出し勾
配パルス２５５の最中に、各々のＮＭＲエコー信号２５
３から全部でＮx 個（例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）
のサンプルが採取される。４つの連続したＮＭＲエコー
信号２５３は、一連の位相エンコーディング勾配パルス
２５８によって別々に位相エンコーディングされる。エ
コー信号が取得される前に、予備位相調整用位相エンコ
ーディング・ローブ２５９が形成されて、第１のビュー
をｋ空間内の所望の位置に配置する。後続の位相エンコ
ーディング・パルス２５８が、読み出し勾配パルス２５
５が極性を切り換えるのと同時に生じており、これらの
パルス２５８は、ｋy 空間を通して上方に位相エンコー
ディングを段階的に変化させる。位相エンコーディング
の段階は、画質の向上のためにｋy 空間のサンプリング
における不連続性が最小化されるならばどのような順序
にしてもよい。１つの完全な画像を取得するために、こ
のパルス・シーケンスは３２（すなわち、１２８／４）
回繰り返され、ｋ空間の異なる部分をサンプリングする
度毎に、予備位相調整用ローブ２５９が変化する。パル
ス・シーケンスはまた、いくつかの心拍間隔にわたって
インタリーブされ又は分配されていてもよいことに留意
されたい。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０ミリ秒で
ある場合には、約３２０ミリ秒で１つの完全な画像を取
得することができる。
出し勾配２５５の印加によって形成されるグラディエン
ト・リコールド(recalled)エコーである。読み出しシー
ケンスは予備位相調整用読み出し勾配ローブ２５６で開
始し、読み出し勾配が正値と負値との間を振動するにつ
れてエコー信号２５３が形成される。各々の読み出し勾
配パルス２５５の最中に、各々のＮＭＲエコー信号２５
３から全部でＮx 個（例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）
のサンプルが採取される。４つの連続したＮＭＲエコー
信号２５３は、一連の位相エンコーディング勾配パルス
２５８によって別々に位相エンコーディングされる。エ
コー信号が取得される前に、予備位相調整用位相エンコ
ーディング・ローブ２５９が形成されて、第１のビュー
をｋ空間内の所望の位置に配置する。後続の位相エンコ
ーディング・パルス２５８が、読み出し勾配パルス２５
５が極性を切り換えるのと同時に生じており、これらの
パルス２５８は、ｋy 空間を通して上方に位相エンコー
ディングを段階的に変化させる。位相エンコーディング
の段階は、画質の向上のためにｋy 空間のサンプリング
における不連続性が最小化されるならばどのような順序
にしてもよい。１つの完全な画像を取得するために、こ
のパルス・シーケンスは３２（すなわち、１２８／４）
回繰り返され、ｋ空間の異なる部分をサンプリングする
度毎に、予備位相調整用ローブ２５９が変化する。パル
ス・シーケンスはまた、いくつかの心拍間隔にわたって
インタリーブされ又は分配されていてもよいことに留意
されたい。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０ミリ秒で
ある場合には、約３２０ミリ秒で１つの完全な画像を取
得することができる。
【００２０】心臓は拍動しているので、心臓の形状は３
２０ミリ秒の時間間隔にわたって実質的に変化してい
る。従って、ＥＣＧゲート法によるセグメント化ｋ空間
データ取得が行われる。加えて、データは、様々な位置
での画像を再構成し得るように、心拍サイクルの大部分
にわたって取得される。この取得を単一の心拍について
図３に示す。
２０ミリ秒の時間間隔にわたって実質的に変化してい
る。従って、ＥＣＧゲート法によるセグメント化ｋ空間
データ取得が行われる。加えて、データは、様々な位置
での画像を再構成し得るように、心拍サイクルの大部分
にわたって取得される。この取得を単一の心拍について
図３に示す。
【００２１】図３について詳細に説明すると、ｋ空間の
セグメント２０２が、各心拍トリガ信号２００の間のＲ
−Ｒ区間中に繰り返し取得される。Ｒ−Ｒ区間の長さ
は、患者の心拍数の関数であり、図示の例では、セグメ
ント２０２の６回の繰り返しが、ＥＣＧトリガ信号２０
０から所定の時間間隔の後に開始して、この心拍サイク
ルの全体にわたって取得されている。セグメント２０２
の各回の繰り返しは、相次ぐスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 か
らのｋ空間の一部分の同一のサンプリングに相当する。
セグメント２０２が、各心拍トリガ信号２００の間のＲ
−Ｒ区間中に繰り返し取得される。Ｒ−Ｒ区間の長さ
は、患者の心拍数の関数であり、図示の例では、セグメ
ント２０２の６回の繰り返しが、ＥＣＧトリガ信号２０
０から所定の時間間隔の後に開始して、この心拍サイク
ルの全体にわたって取得されている。セグメント２０２
の各回の繰り返しは、相次ぐスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 か
らのｋ空間の一部分の同一のサンプリングに相当する。
【００２２】好ましい実施例では、各々のセグメント
は、４つのエコー・プラナ画像ショット２０４（ＥＰＩ
1 〜ＥＰＩ4 ）で構成されている。図２を参照して上で
述べたように、各々のＥＰＩショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰ
Ｉ4 ）は４つの異なる位相エンコーディングにおいて４
つの信号２５３を取得しており、ｋ空間の４つの異なる
ビュー（Ｖ1 〜Ｖ4 ）をサンプリングしている。４つの
ビューは各々のＥＰＩショット２０４で異なっており、
各々のセグメント２０２中に全部で１６の異なるビュー
が取得されるようになっている。
は、４つのエコー・プラナ画像ショット２０４（ＥＰＩ
1 〜ＥＰＩ4 ）で構成されている。図２を参照して上で
述べたように、各々のＥＰＩショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰ
Ｉ4 ）は４つの異なる位相エンコーディングにおいて４
つの信号２５３を取得しており、ｋ空間の４つの異なる
ビュー（Ｖ1 〜Ｖ4 ）をサンプリングしている。４つの
ビューは各々のＥＰＩショット２０４で異なっており、
各々のセグメント２０２中に全部で１６の異なるビュー
が取得されるようになっている。
【００２３】取得は、８つの相次ぐ心拍サイクルにわた
って続行する。各々の心拍サイクルの後に、各々のセグ
メント２０２によって取得される特定のビューを変え
て、８つの心拍の後に全部で１２８の異なるビューが取
得されるようにする。次いで、各々のＮＭＲｋ空間デー
タ集合から１２８×１２８ピクセルの画像を再構成し
て、６つの異なるスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 で被検体を表
示することができる。
って続行する。各々の心拍サイクルの後に、各々のセグ
メント２０２によって取得される特定のビューを変え
て、８つの心拍の後に全部で１２８の異なるビューが取
得されるようにする。次いで、各々のＮＭＲｋ空間デー
タ集合から１２８×１２８ピクセルの画像を再構成し
て、６つの異なるスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 で被検体を表
示することができる。
【００２４】各々のスライス位置からＮＭＲデータを取
得するのに用いられる特定のパルス・シーケンスはＥＰ
Ｉパルス・シーケンスに限定されているわけではなく、
小さいフリップ角のグラディエント・リコールド・エコ
ー・パルス・シーケンス及び高速スピン・エコー・パル
ス・シーケンスのような他の高速パルス・シーケンスを
用いてもよいことは明らかであろう。また、Ｒ−Ｒ区間
中に取得されるセグメント２０２の数、及び各々のセグ
メント２０２中に取得されるビューの数を、特定の走査
の環境に応じて変えることもできる。
得するのに用いられる特定のパルス・シーケンスはＥＰ
Ｉパルス・シーケンスに限定されているわけではなく、
小さいフリップ角のグラディエント・リコールド・エコ
ー・パルス・シーケンス及び高速スピン・エコー・パル
ス・シーケンスのような他の高速パルス・シーケンスを
用いてもよいことは明らかであろう。また、Ｒ−Ｒ区間
中に取得されるセグメント２０２の数、及び各々のセグ
メント２０２中に取得されるビューの数を、特定の走査
の環境に応じて変えることもできる。
【００２５】更に図３について説明すると、セグメント
２０２には、対応する選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２
１５がインタリーブされる。各々の選択的ＲＦ飽和パル
ス２１０〜２１５は、その後のスライス位置でのスピン
を励起させるように成形され且つ周波数成分を有する。
当業界で周知のように、磁場勾配が各々のＲＦ飽和パル
ス２１０〜２１５と同時に印加されて協働し、適正なス
ライスにおける励起の位置を決定する。
２０２には、対応する選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２
１５がインタリーブされる。各々の選択的ＲＦ飽和パル
ス２１０〜２１５は、その後のスライス位置でのスピン
を励起させるように成形され且つ周波数成分を有する。
当業界で周知のように、磁場勾配が各々のＲＦ飽和パル
ス２１０〜２１５と同時に印加されて協働し、適正なス
ライスにおける励起の位置を決定する。
【００２６】本発明の重要な一面は、各々の選択的ＲＦ
飽和パルス２１０〜２１５が、後で取得されるスライス
位置におけるスピンを励起するが、各パルス２１０〜２
１５の後に取得されるスライス位置におけるスピンは励
起しないということである。例えば、ＲＦ飽和パルス２
１０は、スライス位置Ｓ2 に位置するスピンを飽和させ
るが、パルス２１０の直後に取得されるスライス位置Ｓ
1 のスピンは飽和させない。この結果、スライスＳ2 の
スピンの回復時間は時間ＴＩとなり、この時間ＴＩは、
第１のスライス位置Ｓ1 からのデータを取得するのに要
する時間と次の選択ＲＦ飽和パルス２１１を発生させる
のに要する時間との和である時間を含む。後続の選択的
ＲＦ飽和パルス２１１〜２１４及びこれらのパルスに対
応する励起スライス位置Ｓ3 〜Ｓ6 についても同じこと
が当てはまる。
飽和パルス２１０〜２１５が、後で取得されるスライス
位置におけるスピンを励起するが、各パルス２１０〜２
１５の後に取得されるスライス位置におけるスピンは励
起しないということである。例えば、ＲＦ飽和パルス２
１０は、スライス位置Ｓ2 に位置するスピンを飽和させ
るが、パルス２１０の直後に取得されるスライス位置Ｓ
1 のスピンは飽和させない。この結果、スライスＳ2 の
スピンの回復時間は時間ＴＩとなり、この時間ＴＩは、
第１のスライス位置Ｓ1 からのデータを取得するのに要
する時間と次の選択ＲＦ飽和パルス２１１を発生させる
のに要する時間との和である時間を含む。後続の選択的
ＲＦ飽和パルス２１１〜２１４及びこれらのパルスに対
応する励起スライス位置Ｓ3 〜Ｓ6 についても同じこと
が当てはまる。
【００２７】インタリーブされた選択的ＲＦ飽和パルス
を用いることにより、スライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のスピン
が同じ縦磁化を有するように調整される。好ましい実施
例では、各々の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角は９
０°である。これにより、縦磁化が完全に抑制され、且
つ心臓の不整脈に起因するＲ−Ｒ区間の変動が灌流画像
を損なわないことが保証される。
を用いることにより、スライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のスピン
が同じ縦磁化を有するように調整される。好ましい実施
例では、各々の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角は９
０°である。これにより、縦磁化が完全に抑制され、且
つ心臓の不整脈に起因するＲ−Ｒ区間の変動が灌流画像
を損なわないことが保証される。
【００２８】選択的ＲＦ飽和パルスは、飽和したスライ
ス位置からのＮＭＲデータの取得の前の妥当に長いが一
定である時間間隔ＴＩにおいて生ずるので、縦磁化は、
実質的な量だけ大きさが回復する。これにより、取得さ
れるＮＭＲ信号を遥かに大きくすることができ、従っ
て、より高いＳＮＲを持つ画像を得ることが可能にな
る。好ましい実施例では、例えば、各々の取得セグメン
ト２０２が実行に８０ミリ秒〜１３０ミリ秒を要する場
合には、ＮＭＲ信号の強度は、Ｔ1 が２００ミリ秒及び
Ｔ2 が５０ミリ秒の組織内で２倍以上になる。これは、
各々の取得セグメント２０２の直前に非選択的ＲＦ飽和
パルスが印加されるような走査に匹敵する。
ス位置からのＮＭＲデータの取得の前の妥当に長いが一
定である時間間隔ＴＩにおいて生ずるので、縦磁化は、
実質的な量だけ大きさが回復する。これにより、取得さ
れるＮＭＲ信号を遥かに大きくすることができ、従っ
て、より高いＳＮＲを持つ画像を得ることが可能にな
る。好ましい実施例では、例えば、各々の取得セグメン
ト２０２が実行に８０ミリ秒〜１３０ミリ秒を要する場
合には、ＮＭＲ信号の強度は、Ｔ1 が２００ミリ秒及び
Ｔ2 が５０ミリ秒の組織内で２倍以上になる。これは、
各々の取得セグメント２０２の直前に非選択的ＲＦ飽和
パルスが印加されるような走査に匹敵する。
【００２９】第１のスライス位置での縦磁化は、第１の
選択的ＲＦ飽和パルス２１０の影響を受けないので、別
途考察しなければならないことは明らかであろう。１つ
のアプローチは、単純に、一連のセグメントの内の最初
の取得セグメント２０２を第２の取得セグメント２０２
のための調整用シーケンスとして取り扱い、取得された
データを破棄することである。しかしながら、好ましい
アプローチは、参照番号２１８で示すように第１の選択
的ＲＦ飽和パルス２１０の直前にプレパレーション用パ
ルス・シーケンスを加えることである。このプレパレー
ション用パルス・シーケンスは、６０°〜７５°のフリ
ップ角を有する選択的ＲＦ飽和パルスと、この後に続
く、図３のパルス・シーケンスを用いた１つ又は２つの
「ダミー」の励起とで構成される。飽和パルスの励起及
びダミーの励起の両方が、第１のスライス位置Ｓ1 を選
択し、これらの励起によって、スピンの磁化は、一連の
セグメントの内の後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 におい
て生成される状態に近い定常状態に至る。従って、第１
のスライス位置Ｓ1 のＴＩは、後続のスライス位置Ｓ 2
〜Ｓ6 のＴＩが８０ミリ秒〜１３０ミリ秒であるのに対
し、１０ミリ秒〜３０ミリ秒に留まる可能性があるが、
第１のスライス位置Ｓ1 用の選択的ＲＦ飽和パルスのフ
リップ角を減少させることにより、縦磁化を調整して、
実質的に同じ大きさとする。
選択的ＲＦ飽和パルス２１０の影響を受けないので、別
途考察しなければならないことは明らかであろう。１つ
のアプローチは、単純に、一連のセグメントの内の最初
の取得セグメント２０２を第２の取得セグメント２０２
のための調整用シーケンスとして取り扱い、取得された
データを破棄することである。しかしながら、好ましい
アプローチは、参照番号２１８で示すように第１の選択
的ＲＦ飽和パルス２１０の直前にプレパレーション用パ
ルス・シーケンスを加えることである。このプレパレー
ション用パルス・シーケンスは、６０°〜７５°のフリ
ップ角を有する選択的ＲＦ飽和パルスと、この後に続
く、図３のパルス・シーケンスを用いた１つ又は２つの
「ダミー」の励起とで構成される。飽和パルスの励起及
びダミーの励起の両方が、第１のスライス位置Ｓ1 を選
択し、これらの励起によって、スピンの磁化は、一連の
セグメントの内の後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 におい
て生成される状態に近い定常状態に至る。従って、第１
のスライス位置Ｓ1 のＴＩは、後続のスライス位置Ｓ 2
〜Ｓ6 のＴＩが８０ミリ秒〜１３０ミリ秒であるのに対
し、１０ミリ秒〜３０ミリ秒に留まる可能性があるが、
第１のスライス位置Ｓ1 用の選択的ＲＦ飽和パルスのフ
リップ角を減少させることにより、縦磁化を調整して、
実質的に同じ大きさとする。
【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】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰＩパ
ルス・シーケンスのグラフである。
ルス・シーケンスのグラフである。
【図３】本発明に従ってＲＦ飽和パルスがインタリーブ
された図２のＥＰＩパルス・シーケンスを用いて１心拍
サイクル中にＭＲデータを取得することを示すグラフで
ある。
された図２のＥＰＩパルス・シーケンスを用いて１心拍
サイクル中にＭＲデータを取得することを示すグラフで
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・モジュール １０７ コンピュータ・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 生理学的取得制御装置 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 分極用磁石 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 １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ 心拍トリガ信号 ２０２ ｋ空間のセグメント ２０４ エコー・プラナ画像ショット ２１０、２１１、２１２、２１３、２１４、２１５ 選
択的ＲＦ飽和パルス ２１８ プレパレーション用パルス・シーケンスの位置 ２５０ ＲＦ励起パルス ２５１ スライス選択勾配パルス ２５３ ＮＭＲエコー信号 ２５５ 読み出し勾配 ２５６ 予備位相調整用読み出し勾配ローブ ２５８ 位相エンコーディング・パルス ２５９ 予備位相調整用位相エンコーディング・パルス
択的ＲＦ飽和パルス ２１８ プレパレーション用パルス・シーケンスの位置 ２５０ ＲＦ励起パルス ２５１ スライス選択勾配パルス ２５３ ＮＭＲエコー信号 ２５５ 読み出し勾配 ２５６ 予備位相調整用読み出し勾配ローブ ２５８ 位相エンコーディング・パルス ２５９ 予備位相調整用位相エンコーディング・パルス
Claims (12)
- 【請求項１】 磁気共鳴（ＭＲ）システムにより被検体
内の複数のスライス位置から核磁気共鳴（ＮＭＲ）デー
タを取得する方法であって、 （ａ）前記スライス位置の各々から、一連の対応するデ
ータ取得セグメントを実行することによりＮＭＲデータ
を取得する工程と、 （ｂ）各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれのデ
ータ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ取
得セグメントに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブす
る工程であって、各々の選択的ＲＦ飽和パルスは所定の
スライス位置におけるスピンを励起するように選択性で
あり、該所定のスライス位置は、各々の飽和パルスの直
ぐ後のデータ取得セグメントより後に実行されるデータ
取得セグメント中にＮＭＲデータが取得されるスライス
位置である工程と、を含んでいる前記方法。 - 【請求項２】 前記一連のデータ取得セグメントは前記
被検体の１心拍サイクル中に生じ、前記工程（ａ）及び
工程（ｂ）は複数の心拍サイクルにわたって繰り返され
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記取得されるＮＭＲデータはイメージ
ング・データであり、各々のデータ取得セグメントが、
前記ＭＲシステムによるイメージング用ＮＭＲパルス・
シーケンスを実行することを含んでいる請求項１に記載
の方法。 - 【請求項４】 前記イメージング用ＮＭＲパルス・シー
ケンスは各々のデータ取得セグメント中に複数回数実行
されて、対応する複数のビューが取得される請求項３に
記載の方法。 - 【請求項５】 各々のスライス位置の画像を、各々の対
応するデータ取得セグメント中に取得される前記ＮＭＲ
データから再構成する工程を含んでいる請求項３に記載
の方法。 - 【請求項６】 前記再構成される画像は前記被検体の血
液灌流を示す請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 被検体内の複数のスライス位置から核磁
気共鳴（ＮＭＲ）データを取得する磁気共鳴（ＭＲ）シ
ステムであって、 前記被検体内に分極磁場を形成する分極用磁石と、 前記被検体内に励起磁場を形成すると共にＮＭＲ信号を
受信するＲＦコイルと、 前記被検体内に磁場勾配を形成する勾配コイルの組と、 前記ＲＦコイルに結合されており前記ＲＦコイルにエネ
ルギを与えると共に、データ取得期間中に前記ＮＭＲ信
号を受信するように前記ＲＦコイルに結合されている送
受信器と、 前記勾配コイルの組及び前記送受信器に結合されてい
て、（ａ）前記被検体内のそれぞれのスライス位置の各
々からＮＭＲデータを取得する一連のデータ取得セグメ
ントを実行し、（ｂ）一連の選択的ＲＦ飽和パルスを発
生して、各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれの
データ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ
取得セグメントに前記一連の選択的ＲＦ飽和パルスをイ
ンタリーブするためのパルス発生器とを備え、 各々の選択的ＲＦ飽和パルスが所定のスライス位置にお
けるスピンを励起するように選択性であり、該所定のス
ライス位置が、各々の飽和パルスの直ぐ後のデータ取得
セグメントより後に実行されるデータ取得セグメント中
にＮＭＲデータが取得されるスライス位置であること、
を特徴とする磁気共鳴システム。 - 【請求項８】 前記パルス発生器に対する心拍トリガ信
号を発生する物理的取得制御装置を含んでおり、前記パ
ルス発生器は、各々の心拍トリガ信号の後に、前記一連
のデータ取得セグメント及びインタリーブされた一連の
選択的ＲＦ飽和パルスを繰り返すように動作可能である
請求項７に記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項９】 各々の前記データ取得セグメントが、各
々の心拍トリガ信号の後に値が変化する複数の磁場勾配
パルスを含んでいる請求項８に記載の磁気共鳴システ
ム。 - 【請求項１０】 各々の前記データ取得セグメントが、
イメージング用ＮＭＲパルス・シーケンスを含んでお
り、前記一連のデータ取得セグメント及びインタリーブ
された一連の選択的ＲＦ飽和パルスは、各々のスライス
位置での画像を再構成するのに十分なＮＭＲデータが取
得されるまで繰り返される請求項７に記載の磁気共鳴シ
ステム。 - 【請求項１１】 前記パルス発生器に対して前記被検体
の心拍サイクルの開始を通知する手段を含んでおり、前
記一連のデータ取得セグメントは、一連の心拍サイクル
の各々の心拍サイクル中の実質的に同じ時相に繰り返さ
れる請求項７に記載の磁気共鳴システム。 - 【請求項１２】 磁気共鳴（ＭＲ）システムにより被検
体内の複数のスライス位置から核磁気共鳴（ＮＭＲ）デ
ータを取得する装置であって、 （ａ）前記スライス位置の各々から、一連の対応するデ
ータ取得セグメントを実行することによりＮＭＲデータ
を取得する手段と、 （ｂ）各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれのデ
ータ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ取
得セグメントに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブす
る手段であって、各々の選択的ＲＦ飽和パルスは所定の
スライス位置におけるスピンを励起するように選択性で
あり、該所定のスライス位置は、各々の飽和パルスの直
ぐ後のデータ取得セグメントより後に実行されるデータ
取得セグメント中にＮＭＲデータが取得されるスライス
位置である手段と、を含んでいる前記装置。
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