JP2000262489A - Ｍｒｉシステムによる画像形成方法及びｍｒｉシステム - Google Patents
Ｍｒｉシステムによる画像形成方法及びｍｒｉシステムInfo
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
-
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 ＭＲＩシステムにおいて、高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンスを用いて、画像を形成するため
のデータを安定な方式で取得する。 【解決手段】 高速スピン・エコー・パルス・シーケン
スの相次ぐＲＦ再収束パルス（４０２）の位相を掃引フ
ァクタΔによってシフトさせて、各々のビュー毎に奇数
エコー信号と偶数エコー信号とを取得する。２つのｋ空
間データ集合が形成され、その一方は偶数及び奇数のエ
コー信号対を加算することによるものとし、他方はこれ
らのエコー信号対を減算することによるものとする。そ
れぞれのｋ空間データ集合から２つの強度画像Ｍ＋，Ｍ
−が再構成され、これら２つの画像を組み合わせること
により出力画像が形成される。
ー・パルス・シーケンスを用いて、画像を形成するため
のデータを安定な方式で取得する。 【解決手段】 高速スピン・エコー・パルス・シーケン
スの相次ぐＲＦ再収束パルス（４０２）の位相を掃引フ
ァクタΔによってシフトさせて、各々のビュー毎に奇数
エコー信号と偶数エコー信号とを取得する。２つのｋ空
間データ集合が形成され、その一方は偶数及び奇数のエ
コー信号対を加算することによるものとし、他方はこれ
らのエコー信号対を減算することによるものとする。そ
れぞれのｋ空間データ集合から２つの強度画像Ｍ＋，Ｍ
−が再構成され、これら２つの画像を組み合わせること
により出力画像が形成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、ＭＲＩ（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、改良型高速スピン・エコー・パ
ルス・シーケンスに関する。
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、改良型高速スピン・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する任意の核は、核
が置かれている磁場の方向に整列しようとする。しかし
ながら、このときに、核は、磁場の強度及び特定の核種
の特性（核の磁気回転定数γ）に依存する特有の角周波
数（ラーモア周波数）でこ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。
が置かれている磁場の方向に整列しようとする。しかし
ながら、このときに、核は、磁場の強度及び特定の核種
の特性（核の磁気回転定数γ）に依存する特有の角周波
数（ラーモア周波数）でこ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質が一様の磁場（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、各スピン特有のラーモア周波数でランダムな秩序
で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方向に沿
って正味の磁気モーメントＭz が生じるが、垂直な平
面、即ち横方向平面（ｘｙ平面）内のランダムに配向し
た磁気成分は、互いに相殺し合う。しかしながら、物質
（即ち、組織）が、ｘｙ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 ）にさらさ
れると、整列後の正味のモーメントＭz は、ｘｙ平面に
向かって回転（即ち、「傾斜」）して、ｘｙ平面内をラ
ーモア周波数で回転（即ち、スピン）する正味の横（方
向）磁気モーメントＭt を発生することができる。この
現象の実用的な値は、励起信号Ｂ1を停止させた後に、
励起したスピンによって放出される信号に備わってい
る。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を活用した広範な測
定シーケンスが存在している。
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、各スピン特有のラーモア周波数でランダムな秩序
で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方向に沿
って正味の磁気モーメントＭz が生じるが、垂直な平
面、即ち横方向平面（ｘｙ平面）内のランダムに配向し
た磁気成分は、互いに相殺し合う。しかしながら、物質
（即ち、組織）が、ｘｙ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 ）にさらさ
れると、整列後の正味のモーメントＭz は、ｘｙ平面に
向かって回転（即ち、「傾斜」）して、ｘｙ平面内をラ
ーモア周波数で回転（即ち、スピン）する正味の横（方
向）磁気モーメントＭt を発生することができる。この
現象の実用的な値は、励起信号Ｂ1を停止させた後に、
励起したスピンによって放出される信号に備わってい
る。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を活用した広範な測
定シーケンスが存在している。
【０００４】ＮＭＲを利用して画像を形成するときに
は、被検体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。典型的には、イメージング対象の領
域（関心領域）は、用いられている特定の局在化方法に
応じて変化するような一連の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つを用いて画像を再構成する。このよう
な走査を行うためには、言うまでもなく、被検体内の特
定の位置からＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。
このことは、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有するが、それ
ぞれｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿って勾配を有する磁場（Ｇ
x 、Ｇy 及びＧz ）を用いることにより達成される。各
々のＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強度を制御する
ことにより、スピン励起の空間的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。
は、被検体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。典型的には、イメージング対象の領
域（関心領域）は、用いられている特定の局在化方法に
応じて変化するような一連の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つを用いて画像を再構成する。このよう
な走査を行うためには、言うまでもなく、被検体内の特
定の位置からＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。
このことは、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有するが、それ
ぞれｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿って勾配を有する磁場（Ｇ
x 、Ｇy 及びＧz ）を用いることにより達成される。各
々のＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強度を制御する
ことにより、スピン励起の空間的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。
【０００５】短時間でＮＭＲ画像データを取得するとい
う概念は、１９７７年にPeter Mansfieldによってエコ
ー・プラナ・パルス・シーケンスが提案（J. Phys.誌、
１９７７年、第１０欄、第５５行・第５８行）されて以
来、知られている。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励起パルス毎に１組のＮＭＲ信号を形成する。こ
れらのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングするこ
とができ、６４のｋ空間線、即ち「ビュー」から成る全
体の走査を持続時間２０ミリ秒・１００ミリ秒の単一の
パルス・シーケンスで取得す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」）の長
所は周知であり、このパルス・シーケンスの多くの変種
が米国特許第４，６７８，９９６号、同第４，７３３，
１８８号、同第４，７１６，３６９号、同第４，３５
５，２８２号、同第４，５８８，９４８号及び同第４，
７５２，７３５号に開示されている。残念なことに、最
新型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、渦電流に依存すると共に磁化率に誘
発される画像の歪みに関する問題点を有している。
う概念は、１９７７年にPeter Mansfieldによってエコ
ー・プラナ・パルス・シーケンスが提案（J. Phys.誌、
１９７７年、第１０欄、第５５行・第５８行）されて以
来、知られている。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励起パルス毎に１組のＮＭＲ信号を形成する。こ
れらのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングするこ
とができ、６４のｋ空間線、即ち「ビュー」から成る全
体の走査を持続時間２０ミリ秒・１００ミリ秒の単一の
パルス・シーケンスで取得す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」）の長
所は周知であり、このパルス・シーケンスの多くの変種
が米国特許第４，６７８，９９６号、同第４，７３３，
１８８号、同第４，７１６，３６９号、同第４，３５
５，２８２号、同第４，５８８，９４８号及び同第４，
７５２，７３５号に開示されている。残念なことに、最
新型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、渦電流に依存すると共に磁化率に誘
発される画像の歪みに関する問題点を有している。
【０００６】エコー・プラナ・イメージング方法の１つ
の変種に高速取得緩和強調（RapidAcquisition Relaxat
ion Enhanced、ＲＡＲＥ）シーケンスがある。このシー
ケンスは、Magnetic Resonance in Medicine誌、第３
巻、第８２３頁・第８３３頁（１９８６年）のJ. Hennig
等による「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用の高速イ
メージング方法（RARE Imaging: A Fast Imaging Metho
d for Clinical MR）」と題された論文に記載されてい
る。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの間の本
質的な違いは、エコー信号を発生する方式にある。ＲＡ
ＲＥシーケンスは、Carr-Purcell-Meiboom-Gill（「Ｃ
ＰＭＧ」）シーケンスから発生されるＲＦ再収束エコー
を利用している一方、ＥＰＩ法は、グラディエント・リ
コールド・エコーを用いている。この高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンス（「ＦＳＥ」）は一般的には、
１回の励起で多数のビューを取得するものとして問題点
のない手法と考えられている。例えば、このパルス・シ
ーケンスは、磁場の不均一性及び勾配のタイミング誤差
に対して、エコー・プラナ・イメージングよりも遥かに
感受性が低い。更に、エコー・プラナ・イメージングと
異なり、読み出し勾配が常に正であるので、勾配の忠実
度に問題が少ない。
の変種に高速取得緩和強調（RapidAcquisition Relaxat
ion Enhanced、ＲＡＲＥ）シーケンスがある。このシー
ケンスは、Magnetic Resonance in Medicine誌、第３
巻、第８２３頁・第８３３頁（１９８６年）のJ. Hennig
等による「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用の高速イ
メージング方法（RARE Imaging: A Fast Imaging Metho
d for Clinical MR）」と題された論文に記載されてい
る。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの間の本
質的な違いは、エコー信号を発生する方式にある。ＲＡ
ＲＥシーケンスは、Carr-Purcell-Meiboom-Gill（「Ｃ
ＰＭＧ」）シーケンスから発生されるＲＦ再収束エコー
を利用している一方、ＥＰＩ法は、グラディエント・リ
コールド・エコーを用いている。この高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンス（「ＦＳＥ」）は一般的には、
１回の励起で多数のビューを取得するものとして問題点
のない手法と考えられている。例えば、このパルス・シ
ーケンスは、磁場の不均一性及び勾配のタイミング誤差
に対して、エコー・プラナ・イメージングよりも遥かに
感受性が低い。更に、エコー・プラナ・イメージングと
異なり、読み出し勾配が常に正であるので、勾配の忠実
度に問題が少ない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、高速ス
ピン・エコー・パルス・シーケンスにはいくつかの重要
なパラメータがあり、これらのパラメータが不正確に設
定されると、かなりの画像アーティファクトを形成しか
ねない。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。先ず、ＲＦ励起パルスの中心と第１のＲ
Ｆ再収束(refocusing)パルスの中心との間の時間を、隣
接する再収束パルスの中心同士の間の時間の２分の１と
なるようにする必要がある。第２に、ＲＦ励起パルスと
ＲＦ再収束パルスとの間のＲＦ位相角は９０°でなけれ
ばならない。これらの要請に関連することとして、励起
パルスと第１のＲＦ再収束パルスとの間での読み出し勾
配パルスの面積が、後続の再収束パルスの各々の間での
読み出し勾配パルスの面積の２分の１に等しくなければ
ならないという事実がある。
ピン・エコー・パルス・シーケンスにはいくつかの重要
なパラメータがあり、これらのパラメータが不正確に設
定されると、かなりの画像アーティファクトを形成しか
ねない。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。先ず、ＲＦ励起パルスの中心と第１のＲ
Ｆ再収束(refocusing)パルスの中心との間の時間を、隣
接する再収束パルスの中心同士の間の時間の２分の１と
なるようにする必要がある。第２に、ＲＦ励起パルスと
ＲＦ再収束パルスとの間のＲＦ位相角は９０°でなけれ
ばならない。これらの要請に関連することとして、励起
パルスと第１のＲＦ再収束パルスとの間での読み出し勾
配パルスの面積が、後続の再収束パルスの各々の間での
読み出し勾配パルスの面積の２分の１に等しくなければ
ならないという事実がある。
【０００８】従来の高速スピン・エコー・イメージング
では、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パルスの間
の位相制御を所要の程度で行うことが困難であるような
いくつかのイメージング状況も存在する。２つのこのよ
うな状況とは、（ａ）拡散強調イメージング（ここで
は、大きな勾配パルスを用いるので、結果として生ずる
渦電流が、より優勢になる）及び（ｂ）脂肪抑制のため
のスペクトル空間励起（ここでは、アイソセンタから逸
れた（off iso-center）イメージングのために、励起パ
ルスの精密な位相制御が要求される）である。この問題
点は通常、勾配磁場を誘導する渦電流の存在に起因して
いる。Norris等は、Magn. Reson. Med.誌、第２７巻、
第１４２頁・第１６４頁（１９９２年）の「超高速ＲＡ
ＲＥ実験の応用にあたって（On the Application of Ul
tra-fast RARE Experiments）」において、ＦＳＥパル
ス・シーケンスのＲＦ位相を制御する方法を提案してお
り、この方法は、２つのコヒーレンスＮＭＲ信号通路を
分割すると共に、これらコヒーレンスＮＭＲ信号のうち
一方のみを用いることを含んでいる。このアプローチの
１つの問題点は、ＮＭＲ信号振幅の強い発振であり、こ
の発振を補正しなければ、画像に著しいゴーストが生ず
る。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第６３８頁・第６
４４頁（１９９７年）のShickによる「ＳＰＬＩＣＥ：
修正型高速スピン・エコー取得モードを用いた秒単位以
下での拡散感受性ＭＲイメージング（SPLICE: Sub-seco
nd Diffusion-Sensitive MR Imaging Using Modified F
ast Spin Echo Acquisition Mode）」には、類似の着想
が提案されており、ＮＭＲエコー信号の振幅が増大して
いる。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第５２７頁・第
５３３頁（１９９７年）の「シングル・ショットＲＡＲ
Ｅの位相不感受性プレパレーション：人体における拡散
イメージングへの応用（Phase Insensitive Preparatio
n of Single-Shot RARE: Application to Diffusion Im
aging in Humans）」において、Alsopは、これらのＮＭ
Ｒエコー信号の振幅の発振を減少させる方法を開示して
いる。これらの方法は、ＣＰＭＧパルス・シーケンスに
おいて通常発生される２つのＮＭＲ信号成分のうち一方
を抑制するクラッシャ勾配パルスを用いている。Alsop
によって教示されているように、残りの成分の振幅は、
拡散強調又はスペクトル空間脂肪抑制等のプレパレーシ
ョン用シーケンスに起因する位相の変動があるにも拘わ
らず、比較的一定に保つことができる。しかしながら、
これら従来方法での一方のＣＰＭＧ信号成分の抑制によ
って、取得されるＮＭＲ信号の振幅は２分の１だけ減少
する。
では、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パルスの間
の位相制御を所要の程度で行うことが困難であるような
いくつかのイメージング状況も存在する。２つのこのよ
うな状況とは、（ａ）拡散強調イメージング（ここで
は、大きな勾配パルスを用いるので、結果として生ずる
渦電流が、より優勢になる）及び（ｂ）脂肪抑制のため
のスペクトル空間励起（ここでは、アイソセンタから逸
れた（off iso-center）イメージングのために、励起パ
ルスの精密な位相制御が要求される）である。この問題
点は通常、勾配磁場を誘導する渦電流の存在に起因して
いる。Norris等は、Magn. Reson. Med.誌、第２７巻、
第１４２頁・第１６４頁（１９９２年）の「超高速ＲＡ
ＲＥ実験の応用にあたって（On the Application of Ul
tra-fast RARE Experiments）」において、ＦＳＥパル
ス・シーケンスのＲＦ位相を制御する方法を提案してお
り、この方法は、２つのコヒーレンスＮＭＲ信号通路を
分割すると共に、これらコヒーレンスＮＭＲ信号のうち
一方のみを用いることを含んでいる。このアプローチの
１つの問題点は、ＮＭＲ信号振幅の強い発振であり、こ
の発振を補正しなければ、画像に著しいゴーストが生ず
る。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第６３８頁・第６
４４頁（１９９７年）のShickによる「ＳＰＬＩＣＥ：
修正型高速スピン・エコー取得モードを用いた秒単位以
下での拡散感受性ＭＲイメージング（SPLICE: Sub-seco
nd Diffusion-Sensitive MR Imaging Using Modified F
ast Spin Echo Acquisition Mode）」には、類似の着想
が提案されており、ＮＭＲエコー信号の振幅が増大して
いる。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第５２７頁・第
５３３頁（１９９７年）の「シングル・ショットＲＡＲ
Ｅの位相不感受性プレパレーション：人体における拡散
イメージングへの応用（Phase Insensitive Preparatio
n of Single-Shot RARE: Application to Diffusion Im
aging in Humans）」において、Alsopは、これらのＮＭ
Ｒエコー信号の振幅の発振を減少させる方法を開示して
いる。これらの方法は、ＣＰＭＧパルス・シーケンスに
おいて通常発生される２つのＮＭＲ信号成分のうち一方
を抑制するクラッシャ勾配パルスを用いている。Alsop
によって教示されているように、残りの成分の振幅は、
拡散強調又はスペクトル空間脂肪抑制等のプレパレーシ
ョン用シーケンスに起因する位相の変動があるにも拘わ
らず、比較的一定に保つことができる。しかしながら、
これら従来方法での一方のＣＰＭＧ信号成分の抑制によ
って、取得されるＮＭＲ信号の振幅は２分の１だけ減少
する。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明は、改良型高速ス
ピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的には、相
次ぐＲＦ再収束パルスの位相を位相値φずつシフトさ
せ、やはり位相値φずつシフトされた基準位相を有する
受信器によって各々のビュー毎に２つのＮＭＲエコー信
号を取得し、これら２つのＮＭＲエコー信号を組み合わ
せて、横磁化によって発生された２つの別個のＮＭＲ信
号成分を復元するという高速スピン・エコー・パルス・
シーケンスに関する。位相値φは、初期のエコー信号の
組が取得された後に、組み合わされたＮＭＲ信号成分の
振幅が比較的一定となるように選択される。
ピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的には、相
次ぐＲＦ再収束パルスの位相を位相値φずつシフトさ
せ、やはり位相値φずつシフトされた基準位相を有する
受信器によって各々のビュー毎に２つのＮＭＲエコー信
号を取得し、これら２つのＮＭＲエコー信号を組み合わ
せて、横磁化によって発生された２つの別個のＮＭＲ信
号成分を復元するという高速スピン・エコー・パルス・
シーケンスに関する。位相値φは、初期のエコー信号の
組が取得された後に、組み合わされたＮＭＲ信号成分の
振幅が比較的一定となるように選択される。
【００１０】今回発見されたところによると、ＦＳＥ−
ＭＲＩ取得中に発生されるＮＭＲ信号成分を両方とも取
得することができ、これらの成分を組み合わせて、比較
的安定なＭＲＩ信号を発生することができる。このこと
は、部分的には、相次ぐＲＦ再収束パルスの位相及びＭ
ＲＩシステムの受信器の基準位相を位相値φずつ変化さ
せることにより達成される。好ましい実施例では、位相
値φは、エコーからエコーへと変化し、エコー信号イン
デクス（ｉ）の平方を一定の掃引ファクタ（Δ）倍した
ものに等しく、即ち、 φ＝Δｉ2 である。
ＭＲＩ取得中に発生されるＮＭＲ信号成分を両方とも取
得することができ、これらの成分を組み合わせて、比較
的安定なＭＲＩ信号を発生することができる。このこと
は、部分的には、相次ぐＲＦ再収束パルスの位相及びＭ
ＲＩシステムの受信器の基準位相を位相値φずつ変化さ
せることにより達成される。好ましい実施例では、位相
値φは、エコーからエコーへと変化し、エコー信号イン
デクス（ｉ）の平方を一定の掃引ファクタ（Δ）倍した
ものに等しく、即ち、 φ＝Δｉ2 である。
【００１１】本発明のもう１つの面は、取得されたＮＭ
Ｒエコー信号の各々の対を組み合わせる方式である。取
得されたＮＭＲエコー信号の各々の対を共に加算するこ
とにより第１のｋ空間データ集合が形成され、且つ取得
されたＮＭＲエコー信号の各々の対を減算することによ
り第２のｋ空間データ集合が形成される。２つのｋ空間
データ集合から２つの強度画像が再構成され、これらの
再構成画像の一方からのピクセル強度を出力画像のピク
セル信号の実数成分とし、他方の画像からの対応するピ
クセル強度を出力画像のピクセル信号の虚数成分として
用いることにより、出力画像が形成される。
Ｒエコー信号の各々の対を組み合わせる方式である。取
得されたＮＭＲエコー信号の各々の対を共に加算するこ
とにより第１のｋ空間データ集合が形成され、且つ取得
されたＮＭＲエコー信号の各々の対を減算することによ
り第２のｋ空間データ集合が形成される。２つのｋ空間
データ集合から２つの強度画像が再構成され、これらの
再構成画像の一方からのピクセル強度を出力画像のピク
セル信号の実数成分とし、他方の画像からの対応するピ
クセル強度を出力画像のピクセル信号の虚数成分として
用いることにより、出力画像が形成される。
【００１２】
【発明の一般的な説明】ＦＳＥパルス・シーケンスにお
いて発生されるＮＭＲエコー信号は、２つの別個の信号
で構成される。即ち、元のスピン横磁化と同相の１つの
信号、及び元のスピン磁化に対して反対の位相の第２の
信号である。数学的に、このＮＭＲエコー信号を次のよ
うに表わしてもよい。
いて発生されるＮＭＲエコー信号は、２つの別個の信号
で構成される。即ち、元のスピン横磁化と同相の１つの
信号、及び元のスピン磁化に対して反対の位相の第２の
信号である。数学的に、このＮＭＲエコー信号を次のよ
うに表わしてもよい。
【００１３】 Ｓ＝ＤＭ0＋ＣＭ0 * （１） ここで、Ｍ0は初期横磁化であり、Ｍ0 *はこの磁化の複
素共役である。係数Ｄ及びＣは、１つのエコー信号から
次のエコー信号へと変化して、これらの信号の振幅に発
振を生ずる。しかしながら、完璧なＦＳＥパルス・シー
ケンスでは、２つの係数は同じ一定値に向かう傾向にあ
るので、一定数の初期エコー信号が発生された後には、
信号Ｓは次のように安定化する。
素共役である。係数Ｄ及びＣは、１つのエコー信号から
次のエコー信号へと変化して、これらの信号の振幅に発
振を生ずる。しかしながら、完璧なＦＳＥパルス・シー
ケンスでは、２つの係数は同じ一定値に向かう傾向にあ
るので、一定数の初期エコー信号が発生された後には、
信号Ｓは次のように安定化する。
【００１４】Ｄ，Ｃ→ｋ／２＝定数、及び Ｓ＝ｋ（Ｍ0＋Ｍ0 *）／２＝ｋＭx 例えば、初期磁化Ｍ0 がｙに沿っているといった極端な
例のように、完璧な条件が達成されないときには、式
（１）のＭ0 は、純虚数Ｍ0 ＝ｊＭｙとなり、信号は、 Ｓ＝Ｄ（ｊＭｙ）＋Ｃ（−ｊＭｙ） ＝（Ｄ−Ｃ）（ｊＭｙ） ＝（Ｄ−Ｃ）Ｍ0 となる。この場合には、係数Ｃ及びＤを有する２つの一
定信号成分は互いに相殺し合い、振動信号成分のみを残
す。従って、一定信号部はゼロとなり、結果として生ず
るエコー振幅の振動によって、再構成画像にアーティフ
ァクトが生ずる。
例のように、完璧な条件が達成されないときには、式
（１）のＭ0 は、純虚数Ｍ0 ＝ｊＭｙとなり、信号は、 Ｓ＝Ｄ（ｊＭｙ）＋Ｃ（−ｊＭｙ） ＝（Ｄ−Ｃ）（ｊＭｙ） ＝（Ｄ−Ｃ）Ｍ0 となる。この場合には、係数Ｃ及びＤを有する２つの一
定信号成分は互いに相殺し合い、振動信号成分のみを残
す。従って、一定信号部はゼロとなり、結果として生ず
るエコー振幅の振動によって、再構成画像にアーティフ
ァクトが生ずる。
【００１５】従来の１つの解決法は、２つのＦＳＥエコ
ー信号成分のうち一方を単純に抑制するものである。こ
のことは、クラッシャ(crusher) 勾配パルスを用いて達
成され、この結果、ＮＭＲ信号振幅が減少する。即ち、 Ｓ＝ｋ（Ｍ0＋０）／２＝ｋＭ0／２ （２） 本発明は、定数Ｄ及びＣが異なる値で振動し、又この振
動がＦＳＥシーケンスの偶数エコー信号及び奇数エコー
信号に対して異なる影響を及ぼすという認識に基づいて
いる。完璧な１８０°再収束パルスの場合には、Ｄは交
互に、偶数エコーにおいて１及び奇数エコーにおいて０
となり、他方、Ｃは、相補的な振動に従い、即ち、偶数
エコーにおいて０及び奇数エコーにおいて１となる。従
って、この取得戦略の第１の側面は、奇数ＮＭＲエコー
信号（Ｓodd ）及び偶数ＮＭＲエコー信号（Ｓeven）の
両方について画像データ集合を別個に取得することにあ
る。
ー信号成分のうち一方を単純に抑制するものである。こ
のことは、クラッシャ(crusher) 勾配パルスを用いて達
成され、この結果、ＮＭＲ信号振幅が減少する。即ち、 Ｓ＝ｋ（Ｍ0＋０）／２＝ｋＭ0／２ （２） 本発明は、定数Ｄ及びＣが異なる値で振動し、又この振
動がＦＳＥシーケンスの偶数エコー信号及び奇数エコー
信号に対して異なる影響を及ぼすという認識に基づいて
いる。完璧な１８０°再収束パルスの場合には、Ｄは交
互に、偶数エコーにおいて１及び奇数エコーにおいて０
となり、他方、Ｃは、相補的な振動に従い、即ち、偶数
エコーにおいて０及び奇数エコーにおいて１となる。従
って、この取得戦略の第１の側面は、奇数ＮＭＲエコー
信号（Ｓodd ）及び偶数ＮＭＲエコー信号（Ｓeven）の
両方について画像データ集合を別個に取得することにあ
る。
【００１６】実用上の問題点は、完璧な１８０°再収束
パルスが常に発生され得るとは限らないこと、及びＲＦ
励起とＲＦ再収束との間の完璧な９０°位相シフトが必
ずしも達成され得るとは限らないことである。結果とし
て、奇数エコー信号及び偶数エコー信号は、大きな一定
のＣ成分又はＤ成分で構成されるのみならず、他のいく
つかの成分をも含むものとなる。本発明のもう１つの面
は、シーケンス内の相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を変
化させることにより、１つのエコー信号から次のエコー
信号への信号Ｓodd 及びＳevenの変動を最小化すること
にある。相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を、インデクス
ｉの平方（ｉ2 ）を一定の掃引ファクタΔ倍したものに
比例する量ずつ進めるときに、最適な結果が達成され
る。慣例により、インデクスｉは、シーケンス内の第１
のＲＦ再収束パルスについて１に等しくすることがで
き、発生される各々のＲＦ再収束パルス毎にインクリメ
ントするものとする。
パルスが常に発生され得るとは限らないこと、及びＲＦ
励起とＲＦ再収束との間の完璧な９０°位相シフトが必
ずしも達成され得るとは限らないことである。結果とし
て、奇数エコー信号及び偶数エコー信号は、大きな一定
のＣ成分又はＤ成分で構成されるのみならず、他のいく
つかの成分をも含むものとなる。本発明のもう１つの面
は、シーケンス内の相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を変
化させることにより、１つのエコー信号から次のエコー
信号への信号Ｓodd 及びＳevenの変動を最小化すること
にある。相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を、インデクス
ｉの平方（ｉ2 ）を一定の掃引ファクタΔ倍したものに
比例する量ずつ進めるときに、最適な結果が達成され
る。慣例により、インデクスｉは、シーケンス内の第１
のＲＦ再収束パルスについて１に等しくすることがで
き、発生される各々のＲＦ再収束パルス毎にインクリメ
ントするものとする。
【００１７】
【発明の実施の形態】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１０２と、表示器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１０７と通信し、コンピュー
タ・システム１０７は、操作者が画面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。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１０
６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。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、又、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。
図には、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１０２と、表示器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１０７と通信し、コンピュー
タ・システム１０７は、操作者が画面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。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１０
６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。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、又、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。
【００１８】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１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。このリンク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、
発生されるべき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、１組の勾配増幅器１２７に接続しており、走
査中に発生されるべき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
に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例え
ば電極からのＥＣＧ（心電図）信号やベローズからの呼
吸信号を受信する生理学的取得制御器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。又、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が走査に
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１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。このリンク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、
発生されるべき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、１組の勾配増幅器１２７に接続しており、走
査中に発生されるべき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
に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例え
ば電極からのＥＣＧ（心電図）信号やベローズからの呼
吸信号を受信する生理学的取得制御器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。又、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が走査に
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。
【００１９】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、Ｇ
z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７
へ印加される。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、取得される信号を位置エンコードするのに用いら
れる磁場勾配を形成する。勾配コイル・アセンブリ１３
９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、Ｒ
Ｆ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１５２に電気的に接続し、受信モード時には前
置増幅器１５３を接続する。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。
生される勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 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
へ印加される。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、取得される信号を位置エンコードするのに用いら
れる磁場勾配を形成する。勾配コイル・アセンブリ１３
９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、Ｒ
Ｆ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１５２に電気的に接続し、受信モード時には前
置増幅器１５３を接続する。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。
【００２０】ＲＦコイル１５２が捕えたＮＭＲ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１６
０へ転送される。走査が完了してデータの配列の全体が
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
した命令に応じて、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器１０４に表示してもよい。
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１６
０へ転送される。走査が完了してデータの配列の全体が
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
した命令に応じて、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器１０４に表示してもよい。
【００２１】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
示すような単一の全身型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、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュー
ル１２１から１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の所で発生
されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示してい
る。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へ印加され、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）に応じて変調される。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、所望の任意のＲＦパルス
包絡線を発生することができる。
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
示すような単一の全身型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、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュー
ル１２１から１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の所で発生
されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示してい
る。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へ印加され、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）に応じて変調される。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、所望の任意のＲＦパルス
包絡線を発生することができる。
【００２２】出力２０５の所で発生された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を受信している励起用減衰器回路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１
５２Ａを駆動する電力増幅器１５１へ印加される。送受
信器１２２のこの部分に関する更なる詳細は、米国特許
第４，９５２，８７７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。
スの振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令
ＴＡを受信している励起用減衰器回路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１
５２Ａを駆動する電力増幅器１５１へ印加される。送受
信器１２２のこの部分に関する更なる詳細は、米国特許
第４，９５２，８７７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。
【００２３】図１及び図２の説明を続ける。被検体によ
って発生されたＮＭＲ信号は、受信用コイル１５２Ｂに
よって捕えられ、前置増幅器１５３を介して受信用減衰
器２０７の入力へ印加される。受信用減衰器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（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を更に増
幅する。
って発生されたＮＭＲ信号は、受信用コイル１５２Ｂに
よって捕えられ、前置増幅器１５３を介して受信用減衰
器２０７の入力へ印加される。受信用減衰器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（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を更に増
幅する。
【００２４】受信される信号は、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、得られた
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
ディジタル化し、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、ＮＭＲ受信信号に対応する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。受信信号についてのディジタル化されたＩ値及びＱ
値の得られたストリームは、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。
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、得られた
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
ディジタル化し、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、ＮＭＲ受信信号に対応する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。受信信号についてのディジタル化されたＩ値及びＱ
値の得られたストリームは、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。
【００２５】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
る。送受信モジュール１５０によって発生される両方の
ＲＦパルスの位相、及びＮＭＲ受信信号を下降変換する
のに用いられる基準信号の位相は、精密に制御すること
ができる。以下の記載から明らかになるように、このＲ
Ｆ位相の制御は、本発明の高速スピン・エコー・パルス
・シーケンスの重要な部分である。受信器に関する更な
る詳細は、米国特許第４，９９２，７３６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。
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
る。送受信モジュール１５０によって発生される両方の
ＲＦパルスの位相、及びＮＭＲ受信信号を下降変換する
のに用いられる基準信号の位相は、精密に制御すること
ができる。以下の記載から明らかになるように、このＲ
Ｆ位相の制御は、本発明の高速スピン・エコー・パルス
・シーケンスの重要な部分である。受信器に関する更な
る詳細は、米国特許第４，９９２，７３６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。
【００２６】図３について具体的に説明する。同図に
は、２ＤＦＴ ＲＡＲＥシーケンスとして知られている
高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示され
ている。明瞭を期して図３には４つのエコー信号３０１
・３０４しか示していないが、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、９０°ＲＦ励
起パルス３０５によって発生されている。９０°ＲＦ励
起パルス３０５は、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６
の存在下で発生されて、縦磁化を傾斜させると共に、患
者を通るスライスに横磁化を形成するものである。この
横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再収束パルス３０
７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号３
０１・３０４を発生し、これらの信号は、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
別個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、複数の値を通じて段階的
に変化して、完全な１回の走査中に別個のビュー（例え
ば、６４、１２８又は２５６）を取得する。
は、２ＤＦＴ ＲＡＲＥシーケンスとして知られている
高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示され
ている。明瞭を期して図３には４つのエコー信号３０１
・３０４しか示していないが、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、９０°ＲＦ励
起パルス３０５によって発生されている。９０°ＲＦ励
起パルス３０５は、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６
の存在下で発生されて、縦磁化を傾斜させると共に、患
者を通るスライスに横磁化を形成するものである。この
横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再収束パルス３０
７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号３
０１・３０４を発生し、これらの信号は、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
別個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、複数の値を通じて段階的
に変化して、完全な１回の走査中に別個のビュー（例え
ば、６４、１２８又は２５６）を取得する。
【００２７】当業者には周知のように、実質的に一定の
振幅を有する（即ち、通常のＴ2 減衰のみを受ける）Ｎ
ＭＲエコー信号を取得するために、ＲＦ再収束パルス３
０７の位相をＲＦ励起パルス３０５の位相に対して９０
°だけシフトさせる。このことは、図３では９０°ＲＦ
励起パルス３０５の下付き文字「ｘ」及び１８０°ＲＦ
再収束パルスの１８０°の下付き文字「ｙ」によって示
されている。
振幅を有する（即ち、通常のＴ2 減衰のみを受ける）Ｎ
ＭＲエコー信号を取得するために、ＲＦ再収束パルス３
０７の位相をＲＦ励起パルス３０５の位相に対して９０
°だけシフトさせる。このことは、図３では９０°ＲＦ
励起パルス３０５の下付き文字「ｘ」及び１８０°ＲＦ
再収束パルスの１８０°の下付き文字「ｙ」によって示
されている。
【００２８】図３のＦＳＥパルス・シーケンスを用いて
走査を行うと、ｋ空間データの２次元配列が取得され
る。例えば、異なる位相エンコーディングをそれぞれ有
する２５６のＮＭＲエコー信号が取得され、各々のＮＭ
Ｒエコー信号から２５６のサンプルが取得されて、２５
６×２５６要素のｋ空間データ集合を形成する。画像再
構成は典型的には、このデータ集合の２つの軸に沿った
２次元高速フーリエ変換によって行われ、次いで、各々
の画像ピクセル位置における信号の大きさを算出する。
走査を行うと、ｋ空間データの２次元配列が取得され
る。例えば、異なる位相エンコーディングをそれぞれ有
する２５６のＮＭＲエコー信号が取得され、各々のＮＭ
Ｒエコー信号から２５６のサンプルが取得されて、２５
６×２５６要素のｋ空間データ集合を形成する。画像再
構成は典型的には、このデータ集合の２つの軸に沿った
２次元高速フーリエ変換によって行われ、次いで、各々
の画像ピクセル位置における信号の大きさを算出する。
【００２９】本発明は、いくつかの方式で高速スピン・
エコー・パルス・シーケンスを変更して、２つのｋ空間
データ集合を取得し、次いで、これら２つのデータ集合
から単一の出力画像を再構成することにより実施され
る。図４について具体的に説明する。この好ましい実施
例での高速スピン・エコー・パルス・シーケンスは、Ｒ
Ｆ励起パルス４００と、これに続く一連のＲＦ再収束パ
ルス４０２とを含んでいる。フリップ角は好ましくは、
それぞれ９０°及び１８０°であるが、他のフリップ角
を用いてもよい。ＲＦ励起は、従来の高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンスと同じものであるが、１つの重
要な違いは、ＲＦ励起の位相がシーケンスを通して極め
て精密な方式で変化させられていることである。より具
体的には、ＲＦ位相は、各々のＲＦ励起について量φに
設定され、ここで、φは次の式に従って２次で増大す
る。
エコー・パルス・シーケンスを変更して、２つのｋ空間
データ集合を取得し、次いで、これら２つのデータ集合
から単一の出力画像を再構成することにより実施され
る。図４について具体的に説明する。この好ましい実施
例での高速スピン・エコー・パルス・シーケンスは、Ｒ
Ｆ励起パルス４００と、これに続く一連のＲＦ再収束パ
ルス４０２とを含んでいる。フリップ角は好ましくは、
それぞれ９０°及び１８０°であるが、他のフリップ角
を用いてもよい。ＲＦ励起は、従来の高速スピン・エコ
ー・パルス・シーケンスと同じものであるが、１つの重
要な違いは、ＲＦ励起の位相がシーケンスを通して極め
て精密な方式で変化させられていることである。より具
体的には、ＲＦ位相は、各々のＲＦ励起について量φに
設定され、ここで、φは次の式に従って２次で増大す
る。
【００３０】φ＝Δｉ2 ここで、Δは掃引ファクタであり、ｉはインデクスであ
る。
る。
【００３１】図４に示すように、インデクスｉは、パル
ス・シーケンス中の時間を画定している。第１の時間
（ｉ＝０）中には、ＲＦ励起パルス４００は、位相シフ
トを有さずに基準位相で発生される。各々の後続の時間
（ｉ＝１，２，３，．．，ｎ）は、基準位相から量φず
つシフトした位相を有するＲＦ再収束パルス４０２を含
んでいる。好ましい実施例では、掃引ファクタΔは、
（１０／４９）２πラジアン即ち７３．４７°に設定さ
れる。
ス・シーケンス中の時間を画定している。第１の時間
（ｉ＝０）中には、ＲＦ励起パルス４００は、位相シフ
トを有さずに基準位相で発生される。各々の後続の時間
（ｉ＝１，２，３，．．，ｎ）は、基準位相から量φず
つシフトした位相を有するＲＦ再収束パルス４０２を含
んでいる。好ましい実施例では、掃引ファクタΔは、
（１０／４９）２πラジアン即ち７３．４７°に設定さ
れる。
【００３２】従来のＦＳＥパルス・シーケンスと同様
に、ＲＦ励起は、スライス選択勾配の存在下で行われ
て、被検体を通るスライス内のスピンを励起させると共
に再収束させる。スライス選択勾配パルス４０６及び再
位相合わせ(rehasing)勾配パルス４０８がＲＦ励起パル
ス４００と協働して選択されたスライスに横磁化を形成
し、スライス選択勾配パルス４１０がそれぞれの再収束
ＲＦパルス４０２と協働して選択されたスライス内の横
磁化を反転させる。
に、ＲＦ励起は、スライス選択勾配の存在下で行われ
て、被検体を通るスライス内のスピンを励起させると共
に再収束させる。スライス選択勾配パルス４０６及び再
位相合わせ(rehasing)勾配パルス４０８がＲＦ励起パル
ス４００と協働して選択されたスライスに横磁化を形成
し、スライス選択勾配パルス４１０がそれぞれの再収束
ＲＦパルス４０２と協働して選択されたスライス内の横
磁化を反転させる。
【００３３】ＲＦ再収束パルス４０２はそれぞれ、対応
するＮＭＲエコー信号４０４を発生し、エコー信号は、
読み出し勾配４１４の存在下で取得される。ＮＭＲエコ
ー信号４０４は、ＲＦ再収束パルス４０２同士の中間に
中心を置いており、各々のエコー信号４０４は、そのエ
コー信号に先行したＲＦ再収束パルス４０２と同じ時間
ｉに位置している。各々の受信時間中の受信器の基準位
相は、時間ｉ＝０（ＲＦ励起パルス４００）中の受信位
相軸をゼロとする慣例によれば、時間ｉにおけるＲＦパ
ルスの放出軸が時間ｉ＄１における受信位相軸及び時間
ｉにおける受信位相軸を二分するように設定される。従
来のＦＳＥパルス・シーケンスと同様に、読み出し勾配
は、第１の再収束ＲＦパルス４０２の前に印加される位
相分散パルス４１２と、それぞれのＮＭＲエコー信号４
０４と同時に印加される一連の読み出し勾配パルス４１
４とで構成されている。位相分散(dephasing) パルス４
１２は、読み出し勾配パルス４１４の厳密に２分の１の
寸法を有する。
するＮＭＲエコー信号４０４を発生し、エコー信号は、
読み出し勾配４１４の存在下で取得される。ＮＭＲエコ
ー信号４０４は、ＲＦ再収束パルス４０２同士の中間に
中心を置いており、各々のエコー信号４０４は、そのエ
コー信号に先行したＲＦ再収束パルス４０２と同じ時間
ｉに位置している。各々の受信時間中の受信器の基準位
相は、時間ｉ＝０（ＲＦ励起パルス４００）中の受信位
相軸をゼロとする慣例によれば、時間ｉにおけるＲＦパ
ルスの放出軸が時間ｉ＄１における受信位相軸及び時間
ｉにおける受信位相軸を二分するように設定される。従
来のＦＳＥパルス・シーケンスと同様に、読み出し勾配
は、第１の再収束ＲＦパルス４０２の前に印加される位
相分散パルス４１２と、それぞれのＮＭＲエコー信号４
０４と同時に印加される一連の読み出し勾配パルス４１
４とで構成されている。位相分散(dephasing) パルス４
１２は、読み出し勾配パルス４１４の厳密に２分の１の
寸法を有する。
【００３４】位相エンコーディング勾配は、一連の値を
通じて段階的に変化させられて、対応する一連のビュー
を取得する。但し、従来のＦＳＥパルス・シーケンスと
は異なり、各々の位相エンコーディング毎に２つのＮＭ
Ｒエコー信号、即ち、奇数エコー信号及び偶数エコー信
号が取得される。図４に示すように、それぞれの第１及
び第２のＮＭＲエコー信号４０４の前では同じ位相エン
コーディング・パルス４１６が印加され、次の２つのＮ
ＭＲエコー信号４０４の前では異なる位相エンコーディ
ング・パルス４１８が印加され、次の２つのＮＭＲエコ
ー信号４０４の前では位相エンコーディング・パルス４
２０によって第３の値が印加される。結果として、この
走査中に用いられる各々の位相エンコーディング値毎に
「偶数」エコー信号４０４が取得されると共に、対応す
る「奇数」エコー信号４０４の組が取得される。これら
２組の取得されたＮＭＲエコー信号４０４は、２つのｋ
空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを形成する。当業界で
周知のように、各々のエコー信号４０４が取得された後
に、対応するリワインダ(rewinder)勾配パルス４２２が
印加される。
通じて段階的に変化させられて、対応する一連のビュー
を取得する。但し、従来のＦＳＥパルス・シーケンスと
は異なり、各々の位相エンコーディング毎に２つのＮＭ
Ｒエコー信号、即ち、奇数エコー信号及び偶数エコー信
号が取得される。図４に示すように、それぞれの第１及
び第２のＮＭＲエコー信号４０４の前では同じ位相エン
コーディング・パルス４１６が印加され、次の２つのＮ
ＭＲエコー信号４０４の前では異なる位相エンコーディ
ング・パルス４１８が印加され、次の２つのＮＭＲエコ
ー信号４０４の前では位相エンコーディング・パルス４
２０によって第３の値が印加される。結果として、この
走査中に用いられる各々の位相エンコーディング値毎に
「偶数」エコー信号４０４が取得されると共に、対応す
る「奇数」エコー信号４０４の組が取得される。これら
２組の取得されたＮＭＲエコー信号４０４は、２つのｋ
空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを形成する。当業界で
周知のように、各々のエコー信号４０４が取得された後
に、対応するリワインダ(rewinder)勾配パルス４２２が
印加される。
【００３５】単一のパルス・シーケンスによって完全な
１回の走査を行うことができ、即ち、一連のパルス・シ
ーケンスにおいてｋ空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを
取得することができる。別個の各「ショット」において
データを取得する場合には、各々のショット毎に同じパ
ルス・シーケンスが用いられるが、位相エンコーディン
グを変化させて異なるビューを取得する。例えば、１６
の奇数エコー信号及び１６の偶数エコー信号をそれぞれ
取得する４つのショットを用いて、各々のデータ集合Ｓ
odd 及びＳevenについて６４のビューを取得することが
できる。好ましい実施例では、ｋ空間の２分の１のみが
サンプリングされる。
１回の走査を行うことができ、即ち、一連のパルス・シ
ーケンスにおいてｋ空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを
取得することができる。別個の各「ショット」において
データを取得する場合には、各々のショット毎に同じパ
ルス・シーケンスが用いられるが、位相エンコーディン
グを変化させて異なるビューを取得する。例えば、１６
の奇数エコー信号及び１６の偶数エコー信号をそれぞれ
取得する４つのショットを用いて、各々のデータ集合Ｓ
odd 及びＳevenについて６４のビューを取得することが
できる。好ましい実施例では、ｋ空間の２分の１のみが
サンプリングされる。
【００３６】図５について具体的に説明する。走査が完
了して、２つのｋ空間データ集合Ｓ odd 及びＳevenが記
憶された後に、コンピュータ・システム１０７によって
出力画像が再構成される。処理ブロック５０４に示すよ
うに、２つのｋ空間データ集合５００及び５０２内の各
々の要素の対応するＩ値及びＱ値を共に加算し、処理ブ
ロック５０６に示すように、結果として得られた「和」
のｋ空間データ集合に対して２次元高速フーリエ変換を
施す。処理ブロック５０８において、結果として得られ
た画像においてＩ値及びＱ値の平方和の平方根を算出す
ることにより、強度画像（Ｍ＋）が形成される。
了して、２つのｋ空間データ集合Ｓ odd 及びＳevenが記
憶された後に、コンピュータ・システム１０７によって
出力画像が再構成される。処理ブロック５０４に示すよ
うに、２つのｋ空間データ集合５００及び５０２内の各
々の要素の対応するＩ値及びＱ値を共に加算し、処理ブ
ロック５０６に示すように、結果として得られた「和」
のｋ空間データ集合に対して２次元高速フーリエ変換を
施す。処理ブロック５０８において、結果として得られ
た画像においてＩ値及びＱ値の平方和の平方根を算出す
ることにより、強度画像（Ｍ＋）が形成される。
【００３７】取得されたｋ空間データ集合５００及び５
０２から、第２の強度画像（Ｍ−）も又、形成される。
処理ブロック５１０に示すように、第１の工程は、ｋ空
間データ集合５００及び５０２内の各々の要素の対応す
るＩ値及びＱ値を減算して、「差」のｋ空間データ集合
を形成するものである。処理ブロック５１２に示すよう
に、この差のｋ空間データ集合に対して２次元高速フー
リエ変換を施し、処理ブロック５１４において、結果と
して得られた差画像におけるＩ値及びＱ値から強度画像
Ｍ−を算出する。
０２から、第２の強度画像（Ｍ−）も又、形成される。
処理ブロック５１０に示すように、第１の工程は、ｋ空
間データ集合５００及び５０２内の各々の要素の対応す
るＩ値及びＱ値を減算して、「差」のｋ空間データ集合
を形成するものである。処理ブロック５１２に示すよう
に、この差のｋ空間データ集合に対して２次元高速フー
リエ変換を施し、処理ブロック５１４において、結果と
して得られた差画像におけるＩ値及びＱ値から強度画像
Ｍ−を算出する。
【００３８】和の強度画像Ｍ＋と差の強度画像Ｍ−とを
組み合わせることにより、出力画像が形成される。処理
ブロック５１６に示すように、このことは、画像Ｍ＋内
の強度値を出力画像（Ｏ）の対応する実数要素（Ｉ）に
写像すると共に、画像Ｍ−内の強度値を出力画像（Ｏ）
の対応する虚数要素（Ｑ）に写像することにより行われ
る。結果として得られる出力画像（Ｏ）は、選択された
スライスの各々のボクセルにおけるＮＭＲ信号の強度及
び位相を示す複素数値の配列となる。処理ブロック５１
８に示すように、各々の画像ボクセルにおけるＩ値及び
Ｑ値から強度画像を算出し、この強度画像を用いて対応
する画像ピクセルの輝度を制御してもよい。
組み合わせることにより、出力画像が形成される。処理
ブロック５１６に示すように、このことは、画像Ｍ＋内
の強度値を出力画像（Ｏ）の対応する実数要素（Ｉ）に
写像すると共に、画像Ｍ−内の強度値を出力画像（Ｏ）
の対応する虚数要素（Ｑ）に写像することにより行われ
る。結果として得られる出力画像（Ｏ）は、選択された
スライスの各々のボクセルにおけるＮＭＲ信号の強度及
び位相を示す複素数値の配列となる。処理ブロック５１
８に示すように、各々の画像ボクセルにおけるＩ値及び
Ｑ値から強度画像を算出し、この強度画像を用いて対応
する画像ピクセルの輝度を制御してもよい。
【図１】本発明を採用したＭＲＩシステムのブロック図
である。
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。
受信器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
スのグラフである。
スのグラフである。
【図４】本発明を採用した高速スピン・エコー・パルス
・シーケンスのグラフである。
・シーケンスのグラフである。
【図５】図４のパルス・シーケンスを用いて取得される
データから画像を形成するのに用いられる方法の流れ図
である。
データから画像を形成するのに用いられる方法の流れ図
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 表示器 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 生理学的取得制御器 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 １５２Ａ、１５２Ｂ 分離型ＲＦコイル 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 周波数合成器 ２０１、２０４、２０５ 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 励起用減衰器回路 ２０７ 受信用減衰器 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
Claims (9)
- 【請求項１】 ＭＲＩシステムにより画像を形成する方
法であって、 （ａ）基準位相にあるＲＦ励起パルスを発生することに
より関心領域に横磁化を形成する工程と、 （ｂ）前記工程（ａ）に続いて、一連のＲＦ再収束パル
スを一定間隔で発生する工程であって、相次ぐＲＦ再収
束パルスの位相が、掃引ファクタΔとインデクスｉの平
方との関数として増大する量φずつ進められる当該工程
と、 （ｃ）奇数番号のＲＦ再収束パルスに続いて第１組の核
磁気共鳴エコー信号を取得し、この取得されたデータを
Ｓodd ｋ空間データ集合内に記憶する工程と、 （ｄ）偶数番号のＲＦ再収束パルスに続いて第２組の核
磁気共鳴エコー信号を取得し、この取得されたデータを
Ｓevenｋ空間データ集合内に記憶する工程と、 （ｅ）前記の両方のｋ空間データ集合をフーリエ変換し
て組み合わせることにより画像を再構成する工程と、を
有している、ＭＲＩシステムによる画像形成方法。 - 【請求項２】 各々のＲＦ再収束パルスに続いて位相エ
ンコーディング勾配パルスを発生する工程を含んでお
り、該位相エンコーディング勾配パルスは、一連の値を
通じて段階的に変化して前記第１組の取得される核磁気
共鳴エコー信号を位相エンコーディングすると共に、同
じ一連の値を通じて段階的に変化して前記第２組の取得
される核磁気共鳴エコー信号を位相エンコーディングす
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記工程（ｅ）は、 （１）前記２つのｋ空間データ集合を加算する工程と、 （２）前記工程（１）の結果をフーリエ変換して和画像
を形成する工程と、 （３）前記２つのｋ空間データ集合の間の差を算出する
工程と、 （４）前記工程（３）の結果をフーリエ変換して差画像
を形成する工程と、 （５）前記和画像と前記差画像とを組み合わせて出力画
像を形成する工程と、を含んでいる請求項１に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記工程（ｖ）は、 前記和画像から強度画像Ｍ＋を算出する工程と、 前記差画像から強度画像Ｍ−を算出する工程と、 前記強度画像Ｍ＋の要素を前記出力画像の対応する実数
要素に写像すると共に、前記強度画像Ｍ−の要素を前記
出力画像の対応する虚数要素に写像する工程と、を含ん
でいる請求項３に記載の方法。 - 【請求項５】 前記掃引ファクタΔは、完全な位相周期
の実質的に１０／４９である請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 前記インデクスｉは、前記一連のＲＦ再
収束パルスの発生中に発生されるＲＦ再収束パルスの数
に対応している請求項１に記載の方法。 - 【請求項７】 分極磁場を形成する第１の手段と、 ＲＦ磁場を形成する第２の手段と、 磁場勾配を形成する第３の手段と、 前記第１、第２及び第３の手段を動作させて、イメージ
ング対象の被検体により一連の核磁気共鳴エコー信号を
発生させるための高速スピン・エコー・パルス・シーケ
ンスを実行するパルス発生器手段と、 前記核磁気共鳴エコー信号を取得し、前記一連の核磁気
共鳴エコー信号の内の奇数番号の核磁気共鳴エコー信号
を第１のｋ空間データ集合内に記憶すると共に前記一連
の核磁気共鳴エコー信号の内の偶数番号の核磁気共鳴エ
コー信号を第２のｋ空間データ集合内に記憶する受信器
手段と、 前記第１及び第２のｋ空間データ集合をフーリエ変換し
て組み合わせることにより出力画像を再構成する演算手
段と、を備えているＭＲＩシステム。 - 【請求項８】 前記演算手段は、 前記第１及び第２のｋ空間データ集合を加算して、和の
ｋ空間データ集合を形成する手段と、 前記和のｋ空間データ集合をフーリエ変換して、強度画
像Ｍ＋を形成する手段と、 前記第１及び第２のｋ空間データ集合を減算して、差の
ｋ空間データ集合を形成する手段と、 前記差のｋ空間データ集合をフーリエ変換して、強度画
像Ｍ−を形成する手段と、 前記２つの強度画像Ｍ＋及びＭ−を組み合わせて、前記
出力画像を形成する手段とを含んでいる請求項７に記載
のＭＲＩシステム。 - 【請求項９】 前記高速スピン・エコー・パルス・シー
ケンスは、前記第２の手段により発生される一連のＲＦ
再収束パルスを含んでおり、前記第２の手段により発生
される相次ぐＲＦ再収束パルスの位相が、掃引ファクタ
Δとインデクスｉの平方との関数として増大する量φず
つ進められる請求項７に記載のＭＲＩシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
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