JP2000201904A - 高速スピン・エコ―磁気共鳴画像のマクスウェル項によるア―ティファクトを減少させる核磁気共鳴システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 マクスウェル項により生成される画像アーテ
ィファクトを減少させることのできる核磁気共鳴システ
ムを提供する。 【解決手段】 高速スピン・エコー・パルス・シーケン
スを調節して、線形のイメージング勾配によって生ずる
マクスウェル項により発生される画像アーティファクト
を減少させ、又は除去する。スライス選択勾配、位相エ
ンコーディング勾配及び読み出し勾配の波形は、形状、
寸法又は位置に関して調節されて、空間的に２次のマク
スウェル項によって生ずる位相誤差を除去し、又は減少
させる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】本願は、発明の名称「高速スピン・エコー
磁気共鳴画像のマクスウェル項によるアーティファクト
を減少させる方法」に関する１９９７年４月１０日出願
の米国特許出願番号０８／８３１，６８４号の部分継続
出願である。

【産業上の利用分野】本発明の分野は、核磁気共鳴イメ
ージング方法及びシステムである。より具体的には、本
発明は、ＭＲＩシステムのイメージング勾配によって発
生される「マクスウェル項」により生ずる画像アーティ
ファクトの補正に関する。

【０００２】

【従来の技術】人体組織のような物体が均一の磁場（分
極磁場Ｂ₀ ）にさらされるときに、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。これらの磁気モーメントは又、各モーメント
固有のラーモア周波数において磁場の周りを歳差運動す
る。物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共に
ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ₁ ）にさらされ
ると、整列した正味の磁気モーメントＭ_z は、ｘ−ｙ平
面に向かって回転する、即ち「傾斜する」ことが可能で
あって、その結果、正味の横（方向）磁気モーメントＭ
_t を発生する。励起したスピンによって信号が放出さ
れ、励起磁場Ｂ₁ を停止させた後に、この信号を受信す
ると共に処理して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
きには磁場勾配（Ｇ_x 、Ｇ_y 及びＧ _z ）が用いられる。
典型的には、イメージングされるべき領域は一連の測定
サイクルによって走査されるが、この一連の測定サイク
ルでは、上述の各勾配が、用いられている特定の局在化
方法に従って変化する。結果として得られるＮＭＲ受信
信号の組をディジタル化すると共に処理し、多くの周知
の再構成手法のうちの１つを用いて画像が再構成され
る。

【０００４】画像を高速に形成するための１つの方法に
緩和強化高速収集（ＲＡＲＥ：Rapid Acquisition Rela
xation Enhanced）シーケンスがあり、この方法につい
ては、Magnetic Resonance in Medicine誌、第３巻、第
８２３頁〜第８３３頁（１９８６年）の J. Hennig等の
論文「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲのための高速イ
メージング方法」（"RARE Imaging: A Fast Imaging Me
thod for Clinical MR" ）に記載されている。ＲＡＲＥ
シーケンスは、高速スピン・エコー（ＦＳＥ）・シーケ
ンスとして知られているその変形も同様であるが、Carr
-Purcell-Meiboom-GillのＲＦパルス・トレインを利用
して、単一の励起から多数のスピン・エコー信号を形成
する。この単一の励起の間に各々の収集されたエコー信
号は個々に位相エンコーディングされる。従って、各々
のパルス・シーケンス、即ち「ショット」から、複数の
ビューが収集される。元来のＲＡＲＥシーケンスでは、
ビューの数を１２８とすることができる。従って、単一
のショットで、画像の再構成に十分なデータを取得する
ことができる。しかしながら、Magnetic ResonanceImag
ing誌、第８巻、第５５７頁〜第５６６頁（１９９０
年）にR. V. Mulkern等によって記載されているよう
に、殆どの臨床的用途では、典型的には、複数のショッ
トを用いて完全なデータ・セットを収集している。

【０００５】線形磁場勾配（Ｇ_x 、Ｇ_y 及びＧ_z ）の不
完全性が、再構成される画像にアーティファクトを発生
することは周知である。例えば、勾配パルスによって発
生される渦電流が磁場を歪め、画像アーティファクトを
発生することは周知の問題点である。又、このような渦
電流誤差を補償する方法も、例えば、米国特許第４，６
９８，５９１号、同第４，９５０，９９４号及び同第
５，２２６，４１８号に開示されているように周知であ
る。

【０００６】更に、上述の勾配が、イメージング空間の
全体にわたって完全に一様であるわけではなく、画像の
歪みをもたらすおそれがあることも又、周知である。こ
の非一様性を補償する方法は周知であり、例えば、米国
特許第４，５９１，７８９号に記載されている。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】

【０００８】

【数１】

【０００９】

【課題を解決するための手段】マクスウェル項に起因す
るＦＳＥシーケンスの画像アーティファクトは、勾配波
形を変更することにより抑制される。スライス選択方向
では、それが好ましい場合には勾配波形をリフォーカシ
ング（再収束）・パルスに関して対称にし、このような
対称性が好ましくない第１のリフォーカシング・パルス
については、クラッシャ（crusher）勾配パルスのうち
１つのパルスのサイズを調節して、自乗形式のマクスウ
ェル項（即ち、ｘ² 項、ｙ² 項又はｚ² 項）に起因する
アーティファクトを除去する。第１のリフォーカシング
・パルスより後のクラッシャ勾配ローブは、変更された
クラッシャ勾配ローブに引続きと同じにされる。位相エ
ンコーディング勾配パルスによって生ずる自乗項に起因
するアーティファクトは、位相エンコーディング勾配パ
ルスの振幅を、その各々の印加許容時間内で可能な最小
量にまで減少させることにより、最小化される。読み出
し勾配によって生ずる自乗マクスウェル項に起因するア
ーティファクトは、読み出し勾配のプリ・フェイジング
（予備位相合わせ）ローブの振幅を調節することにより
除去される。

【００１０】２次交差マクスウェル項（即ち、ｘｚ項及
びｙｚ項）によって生ずるアーティファクトは一般的に
は小さく、米国特許第５，３７８，９８５号（１９９５
年１月）に記載されたような通常のＦＳＥ位相補正手法
を用いて除去し得る場合が多い。これらの項が重要にな
る場合、及び既存の位相補正手法を用いて除去すること
ができない場合には、各勾配波形の位置を、パルス・シ
ーケンス内で重なり合わない（又は最小限に重なり合
う）ようにして調節する。

【００１１】発明の一般的な記載

【００１２】

【数２】

【００１３】式（１ａ）及び式（１ｃ）から、以下の式
が得られる。 （∂Ｂ_x ／∂ｘ）＋（∂Ｂ_y ／∂ｙ）＋（∂Ｂ_z ／∂ｚ）＝０ （２） （∂Ｂ_x ／∂ｙ）＝（∂Ｂ_y ／∂ｘ） （３ａ） （∂Ｂ_y ／∂ｚ）＝（∂Ｂ_z ／∂ｙ） （３ｂ） （∂Ｂ_z ／∂ｘ）＝（∂Ｂ_x ／∂ｚ） （３ｃ） 以上の４つの方程式（２）及び（３ａ）〜（３ｃ）は、
全部で９つの偏導関数を含んでおり、そのうちの５つの
みが独立である。次の作業は、これら５つの独立変数を
選択することである。（∂Ｂ_z ／∂ｘ）≡Ｇ_x 、（∂Ｂ
_z ／∂ｙ）≡Ｇ_y、（∂Ｂ_z ／∂ｚ）≡Ｇ_z （Ｇ_x 、Ｇ_y
及びＧ_z は線形勾配である。）であることがわかって
いるので、最初の３つの独立変数としてＧ_x 、Ｇ_y 及び
Ｇ_z を直ちに選択することができる。円筒座標における
放射形対称のＧ_z 磁場については、（∂Ｂ_x ／∂ｘ）及
び（∂Ｂ_y ／∂ｙ）は同一であるはずである。しかしな
がら、より一般的な場合を網羅するために、第４の独立
変数として、無次元の対称パラメータαを選択する。

【００１４】 α≡−（∂Ｂ_x ／∂ｘ）／Ｇ_z （４ａ） 又は １−α≡（∂Ｂ_y ／∂ｙ）／Ｇ_z （４ｂ） 最後の独立変数は、（式（３ａ）に基づいて）便宜的に
以下のように選択することができる。

【００１５】 ｇ≡（∂Ｂ_x ／∂ｙ）＝（∂Ｂ_y ／∂ｘ） （５） この時点で、式（２）及び式（３）に記載されている偏
導関数のすべてを、５つの独立変数Ｇ_x 、Ｇ_y 、Ｇ_z 、
α及びｇを用いて表すことができる。

【００１６】

【数３】

【００１７】すべての項を用いて、総合的磁場は、以下
の式のようになる。

【００１８】

【数４】

【００１９】ここで、１次まででは、

【００２０】

【数５】

【００２１】である。上の式には、２つの重要な意味が
ある。第１に、Ｂ₀ 磁場は、横方向の磁場Ｂ_x 及びＢ_y
の故に、最早ｚ軸に沿ってはいないということである。
第２に、そのＢ₀ 磁場の大きさは、単純にＢ＝Ｂ₀ ＋Ｇ
_x ｘ＋Ｇ_y ｙ＋Ｇ_z ｚによって表されるのではなく、 Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝（Ｂ_x ²＋Ｂ_y ²＋Ｂ_z ²）^1/2 （９） によって表されることである。（Ｂ₀ ＋Ｇ_x ｘ＋Ｇ_y ｙ
＋Ｇ_z ｚは単に、総合的磁場のうちのｚ成分を表してい
るに過ぎない。）式（９）に対して、ｘ、ｙ及びｚにつ
いてそれぞれテイラー級数展開を３回順次実行すると、
磁場が通常のゼロ次及び１次の空間的依存性を有してい
るばかりでなく、より高次の空間的成分を有しているこ
とがわかる。２次までのテイラー展開の結果は、式（１
０）によって表される。

【００２２】 Ｂ＝Ｂ₀ ＋Ｇ_x ｘ＋Ｇ_y ｙ＋Ｇ_z ｚ ＋（１／２Ｂ₀ ）［α² Ｇ_z ²＋ｇ² ］ｘ² ＋（１／２Ｂ₀ ）［（１−α）² Ｇ_z ²＋ｇ² ］ｙ² ＋（１／２Ｂ₀ ）［Ｇ_x ²＋Ｇ_y ²］ｚ² ＋（ｇＧ_z ／Ｂ₀ ）ｘｙ ＋（１／Ｂ₀ ）［ｇＧ_x −（１−α）Ｇ_y Ｇ_z ］ｙｚ ＋（１／Ｂ₀ ）［ｇＧ_y −αＧ_x Ｇ_z ］ｘｚ （１０） （テイラー展開は、式（１０）の結果を得るのに十分に
高次まで実行する必要がある。例えば、項（Ｇ_x ｘ＋Ｇ
_y ｙ＋Ｇ_z ｚ）² は、より高次の展開から得られる同等
で且つ逆符号の項によって打ち消される。）殆どのＭＲ
Ｉシステムで用いられている勾配システムについては、
ｇ＝０であり、α≒１／２である（円筒対称性によ
り）。これらの条件下で、式（１０）は以下のように単
純化される。

【００２３】 Ｂ＝Ｂ₀ ＋Ｇ_x ｘ＋Ｇ_y ｙ＋Ｇ_z ｚ ＋（１／８Ｂ₀ ）Ｇ_z ²ｘ² ＋（１／８Ｂ₀ ）Ｇ_z ²ｙ² ＋（１／２Ｂ₀ ）［Ｇ_x ²＋Ｇ_y ²］ｚ² −（１／２Ｂ₀ ）Ｇ_y Ｇ_z ｙｚ −（１／２Ｂ₀ ）Ｇ_x Ｇ_z ｘｚ （１１） 問題のＭＲシステムが円筒対称性を有していないなら
ば、即ち、ｇが非ゼロならば、式（１０）において代替
的に適当なｇ及びαの値を用いればよい。

【００２４】式（１０）及び式（１１）は、線形磁場勾
配が印加されるときには常に、マクスウェル方程式を満
たすようなより高次の勾配磁場が発生されることを示し
ている。これらのより高次の勾配磁場を「マクスウェル
項」又は「マクスウェル磁場」と呼ぶ。マクスウェル項
を含めると、２次元ＮＭＲ信号の方程式は以下のように
なる。

【００２５】

【数６】

【００２６】 Ｂ_M ＝（１／８Ｂ₀ ）Ｇ_z ²ｘ² ＋（１／８Ｂ₀ ）Ｇ_z ²ｙ² ＋（１／２Ｂ₀ ）［Ｇ_x ²＋Ｇ_y ²］ｚ² −（１／２Ｂ₀ ）Ｇ_y Ｇ_z ｙｚ −（１／２Ｂ₀ ）Ｇ_x Ｇ_z ｘｚ （１２ｃ） ここで、Ｂ_M は磁場のより高次のマクスウェル項であ
り、φ_M は関連する位相誤差であって、これを「マクス
ウェル位相」と呼ぶ。先ず最初に式（１２ｃ）のｚ ² の
空間的依存性を有している項を検討しよう。この項は、
大きなＦＯＶ（ビュー領域：例えば、４８ｃｍ）を有す
るサジタル（矢状断層）ＦＳＥ脊髄画像において特に重
要である。（具体的な例を挙げるために、ここでは患者
の長軸に沿って整列したｚ方向を有している超伝導マグ
ネットを用いて得られる大きなビュー領域のサジタル画
像を考える。ここに記載する考察及び方法は、大きなビ
ュー領域のコロナル（冠状断層）走査にも、又、コロナ
ル平面又はサジタル平面に実質的に位置している斜方走
査にも応用することができる。ここに記載する方法は
又、より小さなビュー領域ではあるが、勾配の等価中心
（isocenter）から大きなオフセットを有している走査
にも応用することができる。更に、この分析は、ｚ軸が
患者の前部／後部に対応しているような垂直磁場型マグ
ネットにも容易に一般化することができる。）従って、
式（１２ｃ）のｚは、±２４ｃｍもの大きさになる可能
性がある。サジタル画像では、スライス選択方向は物理
的なｘに沿っており、勾配Ｇ_x はｚ² の空間的依存性を
有するマクスウェル項に寄与する。読み出し方向が、上
位／下位（Ｓ／Ｉ：superior/inferior）方向、（即
ち、物理的なｚ軸）に沿っているならば、位相エンコー
ディング勾配Ｇ_y も又、ｚ² のマクスウェル項に寄与す
る。しかしながら、位相方向と周波数方向とが交換され
ると、位相エンコーディング勾配ではなく読み出し勾配
がｚ² のマクスウェル項に寄与する。

【００２７】図４に示すような任意の台形勾配ローブを
考える。このローブの面積は、

【００２８】

【数７】

【００２９】である。自乗形式の位相誤差を算出するの
に用いられる自乗形式の積分は、以下のようになる。

【００３０】

【数８】

【００３１】次いで、図５のＦＳＥスライス選択波形を
考える。２つの影付きのローブ６及び８はそれぞれ、９
０°の際のスライス選択勾配の右半分、及び第１の１８
０°の際のクラッシャ勾配の左側である。これらの勾配
ローブ６及び８は、スライス厚さ、励起バンド幅及びＦ
ＩＤ減衰等のイメージング上の考慮点によって決定され
ている。式（１３）及び式（１４）を用いると、２つの
影付きの勾配ローブ６及び８の総面積及びマクスウェル
項を直ちに算出することができる。これを行う目的は、
第１の１８０°リフォーカシング・パルスの際の右側の
クラッシャ勾配ローブ１０を設計することにあり、ロー
ブ１０がＲＦリフォーカシング・パルスの位相反転効果
を利用することにより勾配ローブ６及び８の面積とマク
スウェル項とを同時にゼロにするように、設計すること
にある。

【００３２】勾配ローブ６及び８の影付きの全領域が面
積Ａを有しており、その全マクスウェル項がＭであるも
のとする。勾配ローブ１０の面積は、Ａと平衡していな
ければならないので、図５と関連して式（１３）から以
下の式が得られる。 Ａ＝ｒ₁ ［（Ｇ₁ ＋Ｇ₂ ）／２］＋Ｇ₂ Ｆ＋ｒ₂ （Ｇ₂ ／２） （１５） Ｇ₁ は、イメージング上の考慮点（１８０°パルスのバ
ンド幅及びスライス厚さ）によって固定されるが、Ｇ₂
を変化させることができる。スルー・レートに限定され
た（slew-rate limited）傾斜を仮定しているので、 ｒ₁ ＝ｒ（Ｇ₂ −Ｇ₁ ）／ｈ ｒ₂ ＝ｒＧ₂ ／ｈ （１６） となる。ここで、ｈは最大の勾配の振幅であり、ｒは０
からｈまでの立ち上がり時間である。式（１６）を式
（１５）に代入すると、面積の関係式を以下のように表
すことができる。

【００３３】 Ａ＝Ｇ₂ Ｆ＋（ｒ／２ｈ）（２Ｇ₂ ²−Ｇ₁ ²） （１７） 同様に、右側のクラッシャ・ローブ１０がマクスウェル
項Ｍと平衡するようにするために、図５と関連して式
（１４）及び式（１６）から以下の式が得られる。 Ｍ＝Ｇ₂ ²Ｆ＋（ｒ／３ｈ）（２Ｇ₂ ³−Ｇ₁ ³） （１８） 式（１７）及び式（１８）からＦを消去することによ
り、Ｇ₂ を求めることができる。式（１７）にＧ₂ を乗
じて、その結果を式（１８）から減じると、Ｇ₂ につい
ての３次方程式が得られる。

【００３４】 Ｇ₂ ³−Ｇ₂ ［（３Ｇ₁ ²／２）＋（３Ａｈ／ｒ）］ ＋［Ｇ₁ ³＋（３Ｍｈ／ｒ）］＝０ （１９） 式（１９）からＦが消去されていることに注意された
い。従って、次の手順は、Ｇ₂ についての３次方程式を
解き、次いで、式（１７）の面積の制約が満たされるよ
うにＦを選択することになる。

【００３５】この３次方程式は、標準的な方法を用いて
解くことができる。３つの解が存在し、うち少なくとも
１つが実数でなければならない。３次方程式を解くため
の第１の工程は、 ｑ＝−［（Ｇ₁ ²／２）＋（Ａｈ／ｒ）］ （２０） ｐ＝−（１／２）［Ｇ₁ ³＋（３Ｍｈ／ｒ）］ （２１） と置くことである。ｑ³ ＋ｐ² ≦０であるならば、３つ
の解はすべて実数である。ｑ³ ＋ｐ² ＞０であるなら
ば、１つの実数解と、一対の共役解とが存在する。実数
解のみが物理的に意味を持つ。解ｚ₁ 、ｚ₂ 及びｚ₃ を
ｑ及びｐについて表すことができる。

【００３６】 ｓ₁ ＝［ｐ＋（ｑ³ ＋ｐ² ）^1/2 ］^1/3 ｓ₂ ＝［ｐ−（ｑ³ ＋ｐ² ）^1/2 ］^1/3 ｚ₁ ＝ｓ₁ ＋ｓ₂ ｚ₂ ＝−［（ｓ₁ ＋ｓ₂ ）／２］＋（ｉ３^1/2 ／２）（ｓ₁ −ｓ₂ ） ｚ₃ ＝−［（ｓ₁ ＋ｓ₂ ）／２］−（ｉ３^1/2 ／２）（ｓ₁ −ｓ₂ ） （２２） ここで、ｉ＝（−１）^1/2 である。Ｇ₁ が正であるもの
と仮定する。勾配を有効に利用するためには、最初の１
８０°パルス以後のすべてのＦＩＤ信号をディフェイズ
する（位相を分散させる）ためにクラッシャの振幅Ｇ₂
は正でなければならない。しかしながら、Ｇ₂ は最大の
勾配の振幅を超えることはできない。つまり、０≦Ｇ₂
≦ｈである。エコー間隔が大幅に増大することを回避す
るために、Ｇ₁ ≦Ｇ₂ という更なる制約を与える。従っ
て、以下の範囲 Ｇ₁ ≦Ｇ₂ ≦ｈ （２３） に位置している実数解を捜すことになる。式（２３）を
満たす解が多数存在するならば、最大のものを選択す
る。

【００３７】検討した臨床関連プロトコルのすべてにつ
いて、式（１９）に対して３つの実数解が見つかった。
３次方程式のいくつかの一般的な性質から、これらの解
に関するいくつかの知見が得られる。Ｇ₂ ²の係数は、式
（１９）ではゼロであるので、３つの解の和がゼロであ
ることが真でなければならない。又、式（１９）の定数
項は正であるので、３つの解の積は負でなければならな
い。従って、３つの実数解が存在しているときには、２
つの解が正であり、１つの解が負であると結論付けられ
る。正の解のうち１つの解は、検討したすべての臨床関
連プロトコルについて、式（２３）を満たすことがわか
った。

【００３８】図５において、一旦、Ｇ₂ について許容可
能な解が見つかったら、その解を式（１７）と共に用い
て、クラッシャの平坦頂（flat-top）持続時間Ｆを求め
る。次いで、式（１６）から傾斜持続時間を決定する。
従って、マクスウェル補償を行った右側のクラッシャは
完全に決定され、Ｇ_x →ｚ² のマクスウェル項は第１の
エコーについて補償される。第１のリフォーカシング・
パルス用の再整形された右側のクラッシャ勾配と、他の
リフォーカシング・パルスを包囲する対称化されている
勾配とを用いることにより、主要スピン・エコーについ
てはマクスウェル位相誤差を除去し得ることが直ちにわ
かる。しかしながら、誘導エコーについては、第１の右
側のクラッシャ勾配によって生ずる自乗位相と、後続の
クラッシャ勾配によって生成される自乗位相との間の差
の故に、マクスウェル位相誤差が依然として存在してい
る可能性がある。主要エコーにも、誘導エコーにも、マ
クスウェル位相誤差が確実に存在しなくなるようにする
ために、「波形対称化（waveform symmetrization ）」
手法を用い、第２のリフォーカシング・パルスの左側の
クラッシャから始めて、すべてのクラッシャ勾配を、新
たに再整形された第１のリフォーカシング・パルスの右
側のクラッシャと均等なものにする。この微妙であるが
重要な変更は、高画質のＦＳＥ画像を得るのに極めて重
要である。言うまでもなく、主要エコーと誘導エコーと
の間の位相コヒーレンスを達成するために他の多くの方
法を用いることができる。例えば、第１のリフォーカシ
ング・パルスの右側のクラッシャではなく、左側のクラ
ッシャを再整形し、他のすべてのクラッシャを不変に維
持した状態で、マクスウェル位相を打ち消すことができ
る。

【００３９】クラッシャ・ローブ１０の変更を要求しな
い代替的な設計手法では、マクスウェル項の相対的な大
きさに応じて、９０°ＲＦパルスと第１のリフォーカシ
ング・パルスとの間に、又は第１のリフォーカシングＲ
Ｆパルスと第２のリフォーカシングＲＦパルスとの間
に、独立した勾配波形を加える。このような勾配波形
は、正味の面積がゼロでなければならないが、その振幅
を自乗したものの積分は、前述のようにマクスウェルの
自乗項を打ち消さなければならない。双極的な（１，−
１）勾配波形を用いてもよいし、又は代替的には、図７
の参照番号１５に示すような速度補償された（velocity
-compensated）（１，−２，１）勾配波形を用いてもよ
い。

【００４０】ＦＳＥシーケンスの位相エンコーディング
勾配に由来するマクスウェル項も又、大きなＦＯＶの画
像のゴースト出現に寄与する可能性がある。例えば、物
理的なｙ軸方向の位相エンコーディング勾配は、サジタ
ル画像にｚ² マクスウェル項を導入して、ｚ値が大きい
位置にアーティファクトをもたらすおそれがある。位相
エンコーディングの振幅は、エコー間で変化していなけ
ればならないので、そのマクスウェル項を厳密にゼロに
することは難しい。その代わりに、勾配の目標の振幅を
標準よりも小さくする（de-rate）ことにより、マクス
ウェル項を許容可能な水準にまで低下させることにす
る。式（１３）及び式（１４）によれば、面積Ａ_L が一
定に保たれているときに、台形ローブのマクスウェル項
は、勾配の振幅に近似的に比例している。従って、ＦＳ
Ｅパルス・シーケンス内の各々の位相エンコーディング
・ローブの持続時間を可能な限り、但し最小エコー間隔
を増大させずに、長く延長することにより、その振幅を
減少させることができる。この最大の許容可能な持続時
間は通常、クラッシャの持続時間によって決定される。
位相エンコーディング勾配パルス幅を増大させても、一
方で勾配の面積を一定に保っておけば、スライス選択勾
配と位相エンコーディング勾配との積に起因する２次交
差マクスウェル項を必ずしも増大させずに済む。例え
ば、スライス選択勾配が、位相エンコーディング勾配が
印加されている持続時間にわたって一定であると仮定す
ると、２次交差マクスウェル項は、位相エンコーディン
グ・パルスを延長する前と後とで厳密に等しくなる。

【００４１】スライス選択勾配及び位相エンコーディン
グ勾配と同様に、ＦＳＥ読み出し勾配も又、位相誤差及
び関連する画像アーティファクトを導入するようなマク
スウェル磁場を発生する可能性がある。位相誤差は主と
して、第１のエコーにおけるプリ・フェイジング読み出
し勾配及び読み出し勾配として用いられる同一でない波
形によって生ずる。第１のエコーの中心以降では、読み
出し勾配の波形は各々のリフォーカシングＲＦパルスに
関して対称である。従って、位相誤差は、ＲＦリフォー
カシング・パルスに関連する位相反転効果によって打ち
消される。

【００４２】読み出し勾配によって誘起される自乗形式
のマクスウェル効果を除去するために、プリ・フェイジ
ング読み出し勾配を修正して、式（２４）の勾配の面積
に関する要件と、式（２５）のマクスウェル位相の相殺
に関する要件とが同時に満たされるようにする。

【００４３】

【数９】

【００４４】上の各式で、ｇ_rp（ｔ）及びｇ_ro（ｔ′）
はそれぞれ、図６に示すように、プリ・フェイジング勾
配の波形及び第１の読み出し勾配の最初の半分の波形で
ある。左辺の各積分は、プリ・フェイジング勾配の全体
を網羅（カバー）しており、右辺の各積分は、第１の読
み出し勾配ローブの開始から中心までの時間範囲を網羅
している。図６に示す実例に示されているタイミング・
パラメータについて、式（２４）及び式（２５）を以下
のように表すことができる。

【００４５】 Ｇ_rp（ｔ₁ ＋ｔ_a ）＝Ｇ_ro［ｔ₂ ＋（ｔ_b ／２）］ （２６） Ｇ_rp ² ［ｔ₁ ＋（２ｔ_a ／３）］＝Ｇ_ro ² ［ｔ₂ ＋（ｔ_b ／３）］ （２７） 上の各式を満たすプリ・フェイジング勾配波形を画定す
るためには、３つのパラメータ、即ち、ｔ₁ 、ｔ_a 及び
Ｇ_rpを決定しなければならない。傾斜時間ｔ_a 及びｔ_b
がスルー・レートに限定されていると仮定するならば、
以下の式によって、ｔ_a 及びｔ_b を、最大勾配ｈ、立ち
上がり時間ｒ及び対応する勾配の振幅に関係付けること
ができる。即ち、 ｔ_a ＝ｒＧ_rp／ｈ （２８ａ） ｔ_b ＝ｒＧ_ro／ｈ （２８ｂ） 式（２８ａ）及び式（２８ｂ）を式（２６）及び式（２
７）に代入すると、以下の式が得られる。

【００４６】 Ｇ_rp［ｔ₁ ＋（ｒＧ_rp／ｈ）］＝Ｇ_ro［ｔ₂ ＋（ｒＧ_ro／２ｈ）］ （２９） Ｇ_rp ² ［ｔ₁ ＋（２ｒＧ_rp／３ｈ）］＝Ｇ_ro ² ［ｔ₂ ＋（ｒＧ_ro／３ｈ）］ （３０） 上の２つの式を組み合わせてｔ₁ を除去すると、以下の
式が得られる。

【００４７】 Ｇ_rp ³ −［（６ｈＧ_roｔ₂ ＋３ｒＧ_ro ² ）／２ｒ］Ｇ_rp ＋Ｇ_ro ² ［（３ｈｔ₂ ／ｒ）＋Ｇ_ro］＝０ （３１） ここで、 ｕ＝−（６ｈＧ_roｔ₂ ＋３ｒＧ_ro ² ）／２ｒ ｖ＝Ｇ_ro ² ［（３ｈｔ₂ ／ｒ）＋Ｇ_ro］ と定義すると、式（３１）は以下のように変形される。

【００４８】 Ｇ_rp ³ ＋ｕＧ_rp＋ｖ＝０ （３２） この３次方程式の３つの解は、 Ｇ_rp,1＝［−ｖ／２＋｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 ＋［−ｖ／２−｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 （３３ａ） Ｇ_rp,2＝ω［−ｖ／２＋｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 ＋ω² ［−ｖ／２−｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 （３３ｂ） Ｇ_rp,3＝ω² ［−ｖ／２＋｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 ＋ω［−ｖ／２−｛（ｖ／２）² ＋（ｕ／３）³ ｝^1/2 ］^1/3 （３３ｃ） ここで、ω＝（１／２）（−１＋ｉ３^1/2 ）である。こ
れら３つの解のうち、クラッシャ勾配について前で議論
したように少なくとも１つの解が実数である。従って、
有用な解を必ず得ることができる。多数の実数解が存在
する場合には、例えば、勾配の振幅の限度内でエコー時
間を最小にし得るようにして最大の解を選択することが
できる。一旦、Ｇ_rpが決定されれば、式（２９）から平
坦頂勾配の持続時間を算出することができ、式（２８
ａ）を用いて傾斜時間を決定することができる。Ｇ_rp、
ｔ₁ 及びｔ_a によって決定された新たなプリ・フェイジ
ング勾配を用いれば、読み出し勾配から生ずるマクスウ
ェル項によって導入される位相誤差が各々のエコーの中
心の所で除去される。

【００４９】前述の手法を用いて、自乗マクスウェル項
の影響を完全に除去し、又は実質的に減少させることが
できる。２次交差マクスウェル項、即ち、式（１２ｃ）
のｘｚ項及びｙｚ項は依然として残存している可能性が
ある。交差項は、２つの重なり合った物理的勾配と関連
しており、その２つの勾配のうちの１つ（即ち、位相エ
ンコーディング勾配）は、シーケンスの全体にわたって
その振幅が変化している可能性があるので、自乗マクス
ウェル項について開発されたものと同じマクスウェルの
ゼロ化手法を用いて交差項を除去することが常に実際的
であるとは言えない。幸いなことに、２次交差マクスウ
ェル項は、１次項に簡素化することがしばしばであるの
で、これらの位相誤差は、米国特許第５，３７８，９８
５号（１９９５年１月）に記載されたもののような従来
の位相補正法によって除去され得る。このような実例
は、ｘｚマクスウェル項が、所与のスライスにおいてｘ
が一定であるために、１次のｚ項に簡素化するサジタル
画像に見出されることがある。２次交差項が１次項に簡
素化され得ないような場合、例えば、サジタル画像にお
けるｙｚ項の場合には、パルス・シーケンス内で読み出
し勾配と位相エンコーディング勾配とが重なり合わない
ようにすれば交差項をゼロにすることができる。

【００５０】以上の議論では、脊髄検査でのその臨床的
重要性から、殆どの部分でサジタル画像を重点的に扱っ
たが、同じ原理をアキシャル（軸方向断層）及びコロナ
ル等の他の画像平面に応用することもできる。更に、マ
クスウェル項の影響を減少させる及び除去する前述の各
手法は、超伝導マグネット式のＭＲＩシステムに限定さ
れない。永久マグネット又は抵抗型マグネット等を備え
た非超伝導形式のＭＲシステムによって発生されるマク
スウェル項も又、いくつかの簡単な変更を加えるだけ
で、同じ原理を用いて効果的に減少させ又は除去するこ
とができる。例えば、ＭＲＩシステムの物理的なｚ軸
は、超伝導マグネットの場合は患者の上位／下位方向に
対応しているが、いくつかの抵抗型マグネットでは患者
の前部／後部方向に対応している。従って、コロナル画
像はｘｙ平面に位置し、スライス選択勾配（ｚ勾配）
は、超伝導マグネットにおけるスライス選択勾配（ｙ
軸）によって発生されるｚ² マクスウェル項の４分の１
の大きさのｘ² ＋ｙ² マクスウェル項を導入する。この
場合でも、ｘ² ＋ｙ ² マクスウェル項による影響を、本
文に記載すると共に図４及び図７にそれぞれ示したよう
に、第１のクラッシャ勾配の右側を修正することによ
り、又は面積がゼロの勾配波形を追加することにより、
除去することができる。

【００５１】

【実施例】先ず、図１について説明する。同図には、本
発明を組み込んだ好適な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１０２と、ディスプレイ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、独立した計算機
システム１０７と交信しており、計算機システム１０７
は、オペレータがスクリーン１０４上での画像の形成及
び表示を制御することを可能にしている。計算機システ
ム１０７は、バックプレーンを介して互いに交信してい
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。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に結合されてい
ると共に、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と交信している。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と、パルス発生器モジ
ュール１２１とを含んでおり、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に接続している。リンク１２５を介
して、システム制御部１２２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。モジュール１２１は、発生されるべきＲＦパルスの
タイミング、振幅及び形状、並びにデータ収集ウィンド
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１
２７に接続しており、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１２１は又、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）信号又は
ベローズからの呼吸信号を受信する生理学データ収集制
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に接続しており、走査室インタフェイス回路
１３３は、患者及びマグネット・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１
３４も又、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。

【００５２】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、Ｇ_x 増幅器と、Ｇ_y 増幅器と、Ｇ
_z 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
１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起
して、収集される信号を空間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、分極マグネット１４０と全身型ＲＦコイル
１５２とを含んでいるマグネット・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。患者内の励起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１
５３に結合され得る。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、送信モード中にはＲＦ増幅器１５１をコイル１
５２に電気的に接続し、受信モード中には前置増幅器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は又、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、頭部コイル又
は表面コイル）を用いることを可能にしている。

【００５３】ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭ
Ｒ信号は、送受信器モジュール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に収集されたときに、ア
レイ・プロセッサ１６１が動作して、このデータを画像
データ・セットの配列へフーリエ変換する。この画像デ
ータ・セットは、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答して、この画像データ・セッ
トをテープ・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へ伝送すると共にディスプレイ１０
４に表示してもよい。

【００５４】図１及び図２について詳細に説明する。送
受信器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５
２Ａの所でＲＦ励起磁場Ｂ₁ を発生すると共に、コイル
１５２Ｂ内に誘導された結果としての信号を受信する。
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、又は図１に
示すような単一のコイルであってもよい。ＲＦ励起磁場
の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器２００
の制御下で発生されている。周波数合成器２００は、Ｃ
ＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュール１２
１から一組のディジタル信号を受信する。これらのディ
ジタル信号は、出力２０１の所で発生されているＲＦ搬
送波信号の周波数及び位相を示している。命令を受けた
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、発生されるべき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
で発生されている。これらの記憶されたディジタル値は
又、オペレータ・コンソール１００から変更可能であ
り、いかなる所望のＲＦパルス包絡線でも発生すること
ができる。

【００５５】出力２０５において発生されたＲＦ励起パ
ルスの振幅は、バックプレーン１１８からのディジタル
命令を受信している励起信号減衰回路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１
５２Ａを駆動する電力増幅器１５１に印加される。送受
信器１２２のこの部分に関するより詳細な記載について
は、米国特許第４，９５２，８７７号がここに参照され
るべきものである。

【００５６】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
よって捕えられ、前置増幅器１５３を介してもう１つの
受信信号増幅器の入力へ印加される。この受信信号増幅
器のゲインは、減衰器２０７によって調節されている。
受信信号増幅器２０７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によって決定されている量
だけ信号を更に増幅する。

【００５７】受信された信号は、ラーモア周波数又はそ
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。即ち、先ず、ＮＭＲ信
号を線２０１の搬送波信号と混成し、次いで、結果であ
る差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの基準信号と混成す
る。下降変換されたＮＭＲ信号は、アナログからディジ
タルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加され、Ａ
／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングして
ディジタル化すると共に、これをディジタル検出器及び
信号プロセッサ２１０へ印加し、ディジタル検出器及び
信号プロセッサ２１０は、受信された信号に対応する１
６ビットの同相（in-phase（Ｉ））値及び１６ビットの
直角位相（quadrature（Ｑ））値を発生する。受信され
た信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値の結果である
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１６０へ出力され、ここで画像を再構成する
のに用いられる。

【００５８】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の基準信号は、基準周波数発生器２０３によっ
て、共通の２０ＭＨｚマスタ・クロック信号から発生さ
れている。受信器に関するより詳細な記載については、
米国特許第４，９９２，７３６号がここに参照されるべ
きものである。

【００５９】図３について具体的に説明する。同図に
は、従来の高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケン
ス（実線）が示されている。明確にするために、図３に
は３つのエコー信号３０１〜３０３のみが示されている
が、これよりも多いエコー信号が発生され収集され得る
ことが理解されよう。これらのＮＭＲエコー信号は、Ｇ
_z 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によって発生されて、患者
を通過するスライス内に横磁化を与える。この横磁化
は、各々の選択的１８０°ＲＦリフォーカシング・パル
ス３０７によってリフォーカシングされて、スピン・エ
コー信号３０１〜３０３を発生し、これらのエコー信号
３０１〜３０３はＧ_x 読み出し勾配パルス３０８の存在
下で収集される。各々のスピン・エコー信号３０１〜３
０３は、それぞれのＧ_y 位相エンコーディング・パルス
３０９〜３１１によって個別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・パルスの振幅は異
なっており、その振幅は、例えば２５６個の値にわたっ
て段階的に変化させられて、完全な１回の走査中に２５
６の独立したビューを収集する。これにより、ｙ方向に
２５６個の独立した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。各々のスピン・エコー信号は、
各々の信号について、例えば２５６個のサンプルをディ
ジタル化することにより収集される。その結果、１つの
画像についての走査が完了したときには、図３のパルス
・シーケンスにおいて１６のショット（エコー・トレイ
ンの長さが１６であると仮定している）が実行済みであ
り、２５６×２５６の要素を有する複素数の配列が収集
されている。この好ましい実施例では、米国特許第４，
４８４，１３８号に記載されたようなクラッシャ勾配パ
ルス３１６も用いられている。これらのクラッシャ勾配
３１６は、等しい面積を有しており、各々のリフォーカ
シングＲＦパルス３０７の直前及び直後にスライス選択
勾配によって発生されている。加えて、米国特許第４，
６６５，３６５号に記載されたようなリワインダ勾配パ
ルス３１２及び３１４が、それぞれのエコー信号３０１
〜３０３が収集された後に位相エンコーディング方向に
印加されている。

【００６０】収集された画像データ配列に対して２次元
フーリエ変換を実行し、次いで、結果として得られた各
々の複素要素の大きさを算出することにより、画像が再
構成される。このようにして、２５６×２５６ピクセル
の画像が形成され、各々のピクセルの輝度は、変換後の
配列内の対応する要素の大きさによって決定されてい
る。

【００６１】本発明の一側面は、前述すると共に図５に
示すように、第１のＲＦリフォーカシング・パルス３０
７について右側のクラッシャ勾配パルス３１６を変更
し、後続のＲＦリフォーカシング・パルス３０７につい
て両クラッシャ勾配パルス３１６を変更することにより
実現される。結果として得られる調節されたクラッシャ
勾配パルスを図３の参照番号３１７に示す。この勾配パ
ルスの振幅は減少しており、且つその幅は増大してい
る。しかしながら、読み出し勾配３０８の発生とは重な
り合っていない。調節されたパルス・シーケンスは、パ
ルス発生器１２１内に記憶され、走査中に印加されて、
勾配増幅器１２７及び送受信器１５０を制御する。

【００６２】Ｇ_y 位相エンコーディング勾配パルス３０
９〜３１３も又、調節されるが、この調節は、超伝導マ
グネット内で実行される大きなビュー領域を有するサジ
タル走査又はコロナル走査において、オペレータが周波
数方向Ｓ／Ｉを選択した場合に特に重要である。この場
合には、位相エンコーディング・パルス３０９〜３１３
の形状は、最小のエコー間隔を増大させずに最小の振幅
を有するように調節される。これを達成するためには、
対応するクラッシャ勾配パルス３１６と同じ時間にわた
って位相エンコーディング・パルスが印加されるように
その幅を増大させればよい。参照番号３１８、３１９及
び３２０に示す結果として得られる位相エンコーディン
グ勾配波形は、パルス発生器１２１内に記憶され、走査
中に印加される。同様の調節がリワインダ・パルス３１
２〜３１４に対しても行われ、これを対応するパルス３
２１、３２２及び３２３によって図示している。

【００６３】読み出し勾配上のプリ・フェイジング勾配
ローブ３２０も又、上述のようにして調節されて、自乗
マクスウェル項によって生ずるアーティファクトを減少
させる。この調節は、読み出し勾配軸が物理的なｘ軸又
はｙ軸に沿って位置している場合に特に重要である。な
ぜならば、ｚ² 項の係数は、ｚ軸勾配によって発生され
るｘ² ＋ｙ² 項の係数よりも４倍大きいからである。調
節された結果として得られるプリ・フェイジング読み出
し勾配パルス３２２は、パルス発生器１２１内に記憶さ
れ、走査中に印加される。

【００６４】２次交差マクスウェル項を除去するため
に、読み出し勾配及び位相エンコーディング勾配を、非
アキシャル走査についても、これらの勾配がシーケンス
全体を通じて重なり合わないようにして調節してもよ
い。その結果エコー間隔に許容不可能な増大が生じた
ら、２つの勾配波形の重なり領域を、最小のエコー間隔
の制約の範囲内で最小限に維持するとよい。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を用いたＭＲＩシステムのブロック図で
ある。

【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送
受信器の電気ブロック図である。

【図３】従来のＦＳＥパルス・シーケンス（実線）、及
び図１のＭＲＩシステムによって用いられる本発明の好
ましい一実施例による改良されたＦＳＥパルス・シーケ
ンス（破線）を示す図である。

【図４】台形の勾配パルスのグラフ図である。

【図５】図３のＦＳＥシーケンスに用いられる本発明の
好ましい実施例によるスライス選択方向の改良された勾
配パルスのグラフ図である。

【図６】図３のＦＳＥシーケンスに用いられる本発明の
好ましい実施例による読み出し方向の改良された勾配パ
ルスのグラフ図である。

【図７】面積がゼロの速度補償された追加のパルス、即
ち（１，−２，１）パルスを加えることによりマクスウ
ェル項を除去するスライス選択勾配の代替的な調節方法
のグラフ図である。

【符号の説明】

６ ９０°パルスの際のスライス選択勾配の右半分のロ
ーブ ８ 第１の１８０°パルスの際のクラッシャ勾配の左側
のローブ １０ 第１の１８０°パルスの際のクラッシャ勾配の右
側のローブ 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 ディスプレイ 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 生理学データ収集制御装置 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 分極マグネット １４１ マグネット・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 送信／受信（Ｔ／Ｒ）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 励起信号減衰回路 ２０７ 受信信号減衰器 ２０８ ダウン・コンバータ ２０９ Ａ／Ｄ変換器 ２１０ ディジタル検出器及び信号プロセッサ ３０１、３０２、３０３ エコー信号 ３０５ ９０°ＲＦ励起パルス ３０６ Ｇ_z スライス選択勾配パルス ３０７ １８０° ＲＦリフォーカシング・パルス ３０８ Ｇ_x 読み出し勾配パルス ３０９、３１０、３１１ Ｇ_y 位相エンコーディング・
パルス ３１２、３１４ リワインダ勾配パルス ３１６ クラッシャ勾配パルス ３１７ 調節されたクラッシャ勾配パルス ３１８、３１９、３２０ 調節された位相エンコーディ
ング勾配波形 ３２０ プリ・フェイジング読み出し勾配パルス ３２１、３２２、３２３ 調節されたリワインダ勾配パ
ルス ３２２ 調節されたプリ・フェイジング読み出し勾配パ
ルス

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マシュー・アブラハム・バーンスタイン アメリカ合衆国、ミネソタ州、ロチェスタ ー、ウッドランド・ドライブ・エスダブリ ュ、1321番 (72)発明者 スタィーブン・ゴーシェング・タン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ケシャ、パークローン・ドライブ・ナンバ ー107、2320番 Ｆターム(参考） 4C096 AA04 AB11 AD09 BA05 BA41 BB02 CB08

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 分極磁場を形成する手段（１４１）と、 前記分極磁場にさらされるスピンに横磁化を生成するＲ
   Ｆ磁場を発生する励起手段（１５２、２０２、２０６、
   １５１）と、 前記横磁化により生成される核磁気共鳴信号を検知する
   と共に該核磁気共鳴信号のディジタル化されたサンプル
   を生成する受信器手段（１５２、２０７、２０８、２０
   ９）と、 前記核磁気共鳴信号を位相エンコーディングする第１の
   磁場勾配を発生する第１の勾配手段（１２７、１３９）
   と、 前記核磁気共鳴信号を周波数エンコーディングする第２
   の磁場勾配を発生する第２の勾配手段（１２７、１３
   ９）と、 核磁気共鳴信号が収集される領域を選択する第３の磁場
   勾配を発生する第３の勾配手段（１２７、１３９）と、 前記励起手段、第１の勾配手段、第２の勾配手段、第３
   の勾配手段及び受信器手段に結合されており、画像の構
   成を可能にする核磁気共鳴信号のディジタル化されたサ
   ンプルを収集するためにパルス・シーケンスが実行され
   る走査を行うように動作することが可能なパルス制御手
   段（１２１）とを組み合わせて備えており、 該パルス制御手段は、前記走査中に高速スピン・エコー
   ・パルス・シーケンスを実行するように動作しており、
   該高速スピン・エコー・パルス・シーケンスにおいて、
   一連のＲＦリフォーカシング・パルス（３０７）が、前
   記励起手段により生成されて、対応する一連の核磁気共
   鳴スピン・エコー信号（３０１、３０２、３０３）を生
   成しており、１対のクラッシャ勾配パルス（３１６）
   が、各々のＲＦリフォーカシング・パルス（３０７）を
   包囲するように前記第３の勾配手段により生成されてい
   ると共に、補償勾配（６、８、１０）が、前記一連のＲ
   Ｆリフォーカシング・パルス（３０７）内の第１のＲＦ
   リフォーカシング・パルス（３０７）に隣接する間隔の
   間に前記第３の勾配手段により生成されて、マクスウェ
   ル項により生成される画像アーティファクトを減少させ
   ており、前記補償勾配（６、８、１０）は、前記第１の
   ＲＦリフォーカシング・パルス（３０７）に関連したク
   ラッシャ勾配パルス（３１６）の形状を変更することに
   より生成されていると共に、前記第１のＲＦリフォーカ
   シング・パルス（３０７）より後のＲＦリフォーカシン
   グ・パルス（３０７）に関連した前記クラッシャ勾配パ
   ルス（３１７）は、前記第１のＲＦリフォーカシング・
   パルス（３０７）に関連した前記変更されたクラッシャ
   勾配パルス（３１７）と同じ形状に整形されている核磁
   気共鳴システム。