JP3038592B2 - 核磁気共鳴映像装置 - Google Patents

核磁気共鳴映像装置

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JP3038592B2 JP2184412A JP18441290A JP3038592B2 JP 3038592 B2 JP3038592 B2 JP 3038592B2 JP 2184412 A JP2184412 A JP 2184412A JP 18441290 A JP18441290 A JP 18441290A JP 3038592 B2 JP3038592 B2 JP 3038592B2
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Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は核磁気共鳴映像法及び装置に関する。特に、
本発明は患者撮像用SSFP（steady state free precessi
on）法に関するものであるため、以下、本発明をこれに
ついて説明する。なお、本発明はこれ以外の核磁気共鳴
映像にも適用できる。
［従来技術及びその課題］ SSFP映像法では、スライス又はスラブ（slice or sla
b）選択勾配と同時に、第１軸線にそって90゜RFパルス
を印加する。リフェイジングパルス（rephasing puls
e）がスライス選択方向にそって続くが、通常は、第２
又は一次位相軸線にそうエンコーディング勾配の印加と
同時である。次に、デフェイジング勾配パルス（dephas
ing gradient pulse）を読みだし軸線に印加する。三次
元映像法では、スライス選択軸線にそう二次位相エンコ
ーディング勾配をデフェイジング勾配パルスと同時に読
みだし軸線に加える。生じる磁気共鳴エコーを予想でき
る時間の間に読みだし勾配を加える。その開始部からエ
コー中心までの読みだし勾配の面積はデフェイジング読
みだし勾配の面積と実質的に同じであるが、極性は逆で
ある。このシーケンスを周期的に反復し、読みだし勾配
が反復時間（TR）を圧縮直後に次にRFパルスを加える。
SSFP映像法では、一連の位相コヒレーントRFパルスを
加えて、検体内部にスピン又は共鳴を励起する。パルス
間隔は検体の特性時間T2及びT1に相当するか、それ以下
である。Kaiser等の“Diffusion and Field Gradinet E
ffects in NMR Fourier Spectroscopy"、J.Chem.Phy
s.、Vol.60、p.2966（1974）に詳細に記載されているよ
うに、連続RFパルスは磁化を幾つかの成分に分割する。
これら成分のひとつは、少なくとも１回の反復時間（T
R）の間横断状態にある磁化を表す。この蓄積空間エン
コーディングの代数学的サインは各連続RFパルスによっ
て変化する。
ところが、SSFP原理を実行する場合には幾つかの問題
がある。磁化をSSFP状態に近ずけるシーケンスは各RFパ
ルスに続く自由誘導減成からだけではなく、先行するRF
励起から持続する残留横断方向磁化信号からも画像強度
又はコントラストを得ている。被撮像体内部の多くの位
置では、一次位相エンコーディング勾配、即ち連続RFパ
ルス間の振幅を変更する勾配は残留磁化のコヒーレンス
を有効に破壊するため、後続の一次エコー像信号に寄与
する。
ところが、位相エンコーディング勾配の物理的中心の
周囲にある位置では、残留磁化のコインシデンスは殆ど
妨害されない。したがって、残留磁化の影響がこれら位
置に隣接する場所では比較的大きくなる。
特に、デフェイジング読みだし勾配パルスは、パルス
の面積に比例するオフセット位相により、読みだし勾配
方向における残留磁化のスピンをエンコーディングす
る。逆磁性である読みだし勾配はこの位相エンコーディ
ングをキャンセルして、読みだし勾配パルスの中心、即
ち読みだし勾配パルスの面積が逆極性デフェイジング読
みだし勾配パルスの面積に一致する点でこれをゼロに戻
す。通常、これが読みだし勾配パルスの中心であるた
め、逆極性の同位相オフセットには、読みだし勾配パル
スの後半部が加わる。次の反復シーケンスの90゜RFパル
スが、これに一致する位相オフセットの磁性を次のデフ
ェイジング読みだし勾配パルスの極性に逆転する。読み
だし勾配デフェイジングパルスの最後で、スピンは２倍
の位相オフセットを獲得する。また、一次読みだし勾配
はデフェイジング読みだし勾配パルスの面積は２倍にな
るが、極性は逆になる。従って、この位相オフセットは
読みだし勾配の最後でキャンセルするので、磁化が残留
磁化勾配エコーにリフォーカシング（refocus）する。
読みだし勾配の最後に中心をもつ、この残留磁化エコ
ーは、中心に位置する一次磁気共鳴像信号に残留磁化デ
ータを重ねる。次の反復では、同様に、この残留磁化成
分は読みだし勾配の中心にリフォーカシングする。さら
に、このサイクルと共に開始する別な残留磁化成分が、
上述したようにリフォーカシングして、次の反復サイク
ルの読みだし勾配の最後でエコーを発生する。この過程
を反復すると、前の残留磁化と同様な残留磁化が新たに
加わり、振幅が徐々に減衰する。
このため、形成した画像は通常のコントラスト部分、
即ち位相エンコーディング勾配によってコヒーレンスが
破壊された部分と、位相エンコーディング方向の物理的
中心の周囲にある位置でコントラストが徐々に変化する
部分をもつようになる。これらコントラスト変化はそれ
ぞれ、主T1領域と、コントラストがT1、T2の両者の関数
である領域に対応する。物理的には、この画像コントラ
ストアーチファクトは、通常バンディング（banding）
と呼ばれている、強度の高い明るいバンドとして現れ
る。
従来、T1コントラストを維持するために、通常２つの
方法が実行されている。ひとつの方法では、データサン
プリングの後に、フェイジング（phasing）又はスポイ
リング（spoiling）勾配を加える。もう一つの方法で
は、90゜RFパルスではなく、小さいフリップ角度（flip
angle）を使用する。1987年11月17日に発行された米国
特許第4,707,658号公報を参照。これら方法はいずれ
も、残留磁化の振幅が小さくなる。
ところが、いずれも方法にも問題がある。データ収集
後にスポイラー（spoiler）勾配パルスを加えた場合に
は、極めて高い要求が勾配増幅器に求められるので、シ
ーケンス性能に制限が出てくる。さらに、反復時間が極
めて短く、フリップ角度が大きいので、スポイラー勾配
が信号から残留磁化を完全に取り除くことはない。強度
アーチファクトが依然として画像に現れる。フリップ角
度を小さくすると、90゜フリップ角度に対するT1コント
ラスト度を低くする効果に悪影響が現れる。
強度アーチファクトを取り除く別な方法は米国特許第
4,699,148号公報に記載されている。ここでは、位相エ
ンコーディング軸線上のリフェイジング勾配パルスを加
えて、一次位相エンコーディングパルスの影響を相殺す
る。この方法は結果がよいけれども、ある種の欠点があ
る。即ち、画像コントラスト全体がT1、T2両者の関数に
なるため、T1強化コントラストが望ましい用途では、良
好な画像が得られない。
強度アーチファクトを取り除くさらに別な方法はM.L.
Wood等の“Artifacts Due To Residual Magnetization
Three Dimensional MRI"、Medical Physics、Vol.50、p
p.825−31（1988）に記載されている。著者は強度バン
ドをスライス方向に向けてから、スライスをオフセット
して、これをスライス選択勾配の物理的中心からずらし
ている。この方法によれば、T2コントラストを導入しな
くても、二次元フーリエ変換SSFPシーケンスから強度ア
ーチファクトを良好に取り除くことができるが、この方
法は三次元フーリエ変換SSFPシーケンスには応用できな
い。また、著者は各軸線にデータ収集後に、一次位相軸
線にリフェイジング位相エンコーディングパルスを加え
ると共に、大きな静止勾配パルスを加えると、三次元SS
FPシーケンスにおける強度アーチファクト及びT2強化コ
ントラストを取り除けるだろうとしている。事実、この
方法では、位相エンコーディングパルスのリフェイジン
グに伴うT2強化コントラストを排除するために、0.5T以
上の磁場強度で許容できない程大きい静止パルスを必要
としている。
米国特許第4,795,978号公報に記載されているよう
に、三次元SSFPシーケンスの場合、強度アーチファクト
は装置変更により除去できる。
本発明の目的は、上記の問題がない、核磁気共鳴映像
法及び装置を提供することにある。
［課題を解決する手段］ 本発明は、患者の所定部位全立に静的磁場を発生しRF
励起パルスを印加して、該所定部位に核磁気スピンを励
起し、少なくともひとつの磁場勾配パルスを印加して、
励起スピンをエンコーディングし、エンコーディングし
たスピンを検出して、核磁気共鳴像信号を発生し、上記
一連の工程を周期的に反復して、複数のエンコーディン
グをもつ複数の像信号を発生し、そして該像信号から画
像を再構成する工程からなる患者所定部位の核磁気共鳴
映像法において、 周期的に反復する一連の工程がさらに残留磁化共鳴デ
フェイジング勾配パルスを印加して、先行サイクル及び
現在サイクルからの残留磁化が次のサイクルの検出工程
でリフォーカシングしないようにすることを特徴とする
核磁気共鳴映像法を提供するものである。
また、本発明は、患者内に平衡磁気アライメント軸線
を形成する静的磁場を存在させた状態で、患者所定部位
に一連の位相コヒーレントRFパルスを印加して、該所定
部位に各磁気スピンを励起し、各RFパルスに続いて、少
なくともひとつの磁場勾配を印加して、励起スピンを形
成すると共に、エンコーディングされたスピンを検出し
て、像信号を形成し、そして像信号から画像を再構成す
る各磁気共鳴映像法において、 各RFパルスに続いて印加した各磁場勾配が該像信号か
らの残留磁化が後の像信号のデータ収集中にリフォーカ
シングしないようにした各磁気共鳴映像法を提供するも
のでもある。
さらに、本発明は、患者の撮像すべき部位全体に静的
磁場を発生する手段、該部位に一連の位相コヒーレント
RFパルスを印加して、核磁気共鳴スピンを励起する手
段、該部位内に磁場勾配を発生して、励起スピンをエン
コーディングし、そしてエンコーディングしたスピンを
検出する勾配磁場手段、磁場勾配パルス検出時に発生し
た、像信号を形成する磁気共鳴信号を受信するRFレシー
バー手段、及び該像信号から該部位の画像を再構成する
手段からなる核磁気共鳴映像装置において、 該勾配磁場手段が核検出磁場勾配パルスに続いて、勾
配場パルスを印加して、該検出磁場勾配パルスからの残
留磁化が続く像信号の検出磁場パルスの継続中にリフォ
ーカシングしないようにしたことを特徴とする各磁気共
鳴映像装置を提供するものである。
［発明の作用／効果］ 本発明の一つの長所は残留磁化の影響を取り除くこと
にある。
本発明のもう一つの長所は二次元／三次元SSFP映像法
の両者に効率よく適用できることにある。
別な長所はT1強化画像の形成を容易にできることにあ
る。
さらに別な長所は90゜フリップ角度のように大きなフ
リップ角度を使用できるにもかかわらず、勾配増幅器の
電力消費量を最小限に押えることができることにある。
［発明の好適な態様の説明］ 以下、例示のみを目的として、本発明による核磁気共
鳴映像法及びこれを実施する装置について、添付図面を
参照して説明する。
第１図は、本装置の概略図であり、 第２図は、本装置において適用する三次元フーリエ変
換映像シーケンスを示す概略図であり、 第３図は、本装置に使用する二次元映像シーケンスを
示す概略図であり、 第４図は、第２図及び第３図の映像シーケンスにおけ
る残留核磁気共鳴の一つの像信号から次の像信号への位
相進行を説明する概略図であり、 第５図は、第２図及び第３図に映像シーケンスの標準
化勾配パルスシーケンスを示す図であり、そして 第６図及び第７図は、それぞれ第２図及び第３図に映
像シーケンスに使用する第１及び第２勾配パルスシーケ
ンスを示す図である。
まず第１図について説明すると、複数の抵抗又は超伝
導磁石10と磁石制御器12を備えた主磁場手段Ａは検査領
域14全体に強力で、かつほぼ均等な静止磁場を発生す
る。RFトランスミッター20とRFコイル22を備えた核磁気
共鳴励起手段Ｂが検査領域内の患者の双極子の磁化にお
いてスピン又は共鳴を選択的に励起する。勾配場手段Ｃ
がスピン又は共鳴をエンコーディングする。この勾配場
手段は所定の軸線によって、好ましくは３つの相互に直
交する軸線にそって電流パルスを勾配場パルスに変換す
る複数の勾配場コイル30を備えている。勾配場制御手段
32は一つの軸線にそってスライス選択勾配を発生するス
ライス選択勾配制御手段34と、別な軸線にそって位相エ
ンコーディング勾配手段36を備えている。読みだし勾配
手段38が勾配を第３の軸線にそって加える。残留磁化デ
フフェイジング勾配手段38aが読みだし勾配にそって極
性が交代するパルスを印加して、残留磁化の作用を緩和
する。
像信号発生手段Ｄが核磁気共鳴信号を受信し、そして
対応する電気信号又は像を発生する。誘導核磁気共鳴の
適当なRFはRFコイル22及びRFレシーバー40が受信する。
場合によっては、このレシーバーを表面コイルに接続し
て、患者のより特定的な部位からの共鳴を受信できるよ
うにしてもよい。アナログ／デジタル変換器42が受信し
た共鳴信号をデジタルデータ像に変換する。この像はコ
ンピュータ回路によってさらに処理できる。選択した映
像法が適当な場合には、フーリエ変換手段44が受信した
像に作用して、二次元又は三次元フーリエ変換を行い、
電子映像を発生する。電子映像は映像メモリ46に記憶し
てもよく、あるいはビデオモニター48に表示することも
できる。また、さらに処理して、テープ又はディスクに
保存してもよい。
シーケンス制御手段Ｅは、例えば第２図のシーケンス
等のように、所定シーケンスに従って共鳴励起／勾配場
制御手段を制御する。スライス又はスラブ選択勾配52と
同時にRFパルス50を印加して、身体の所定スライス又は
スラブにおけるスピンを励起する。RF及びスライス選択
パルスの選択については、所望スラブ中心におけるプロ
トンのラーモア周波数が印加勾配パルス下でRFパルスの
周波数になるように選択すればよい。リフェイジングパ
ルス54を印加して、スラブ選択時にスラブ全体に生じる
デフェイジングによる作用を相殺する。スラブ又はスラ
イスリフェイジングパルスは面積又は振幅時間が同じで
あるが、極性は逆である。スライス選択パルスの後に、
好ましくはスライス選択エンコーディング勾配パルス54
と同時に、一次位相エンコーディング勾配パルス56を加
える。シーケンスの異なる反復では、一次位相エンコー
ディング勾配は所定の位相エンコーディング勾配段の異
なる段を取り、スラブ又はスライス内部に励起した共鳴
において位相エンコーディング方向にそって空間情報を
エンコーディングする。
スラブ選択リフェイジングパルス54の後に、二次位相
エンコーディング勾配58を加える。ここでも同様に、二
次位相エンコーディング勾配は複数の位相エンコーディ
ング勾配段のそれぞれを取る。例えば、一次位相エンコ
ーディング勾配はサイクルの反復毎に段を変え、そして
一次勾配後の二次位相エンコーディング勾配段はその段
のそれぞれを取る。この過程は、二次位相エンコーディ
ング勾配がその段のすべてを取るまで反復する。
第３の直交方向では、データ収集の前に、前デフェイ
ジング読みだし勾配パルス、即ちデフェイジング読みだ
し勾配パルス60を加える。極性が逆の一次読みだし勾配
パルス62をデータ収集時に加える。読みだし勾配パルス
のタイミング、次にサイジングを行って、一次読みだし
勾配パルス62の間に所定点に勾配エコー64を発生させ
る。例えば、デフェイジング読みだし勾配パルス60は一
次読みだし勾配パルス62とは極性が逆であり、またその
面積は後者の半分であるため、勾配エコー64は一次読み
だし勾配パルス62中心に発生する。
一次読みだし勾配の後に、残留磁化デフェイジング読
みだしパルス66を加える。残留磁化デフェイジングパル
スの大きさは、残留磁化がデータ収集時にリフォーカシ
ングしない大きさである。デフェイジング読みだし勾配
パルス66の面積は前読みだし勾配パルス及び一次読みだ
し勾配パルスについて選択して、残留磁化が次のか、あ
るいは別なシーケンスに干渉する時点でエコーを形成し
ないようにする。
好適な実施態様では、残留磁化デフェイジング勾配パ
ルスは勾配パルス60の面積の３倍である。このシーケン
スは複数の位相エンコーディングのそれぞれについて反
復するが、各反復毎に、残留磁化デフェイジング位相エ
ンコーディング勾配の極性は逆転する。即ち、次に続く
シーケンスでは、同一のパルスが加わる。ただし、読み
だし方向残留磁化デフェイジングパルスの極性66′は逆
になっている。
第３図について説明すると、二次元映像法は同じシー
ケンスを使用するが、二次位相エンコーディング勾配パ
ルスは取り除いてある。各ボクセル（voxel）の“三”
次元は選択したスライスの幅である。
第４図について説明すると、第１残留磁化成分の位相
はRFパルス50の後ではゼロである。前読みだし勾配はそ
の面積に比例してこの成分の位相を位相−Ａにする。こ
こで、Ａはパルスの面積に比例する位相の値である。同
じように、一次読みだし勾配が位相変化をもたらす。こ
れの極性が逆になっているため、位相をゼロの方に戻
し、一次読みだし勾配パルスが前勾配パルス60の面積に
一致した時に、ゼロに達する。ゼロ位相では、勾配エコ
ー64が発生する。ところが、磁化はそのままであり、一
次読みだし勾配パルスの残余から位相を獲得する。前パ
ルス60の２倍の面積をもつ一次読みだし勾配パルスの場
合、位相は一次読みだし勾配の端部で位相Ａになる。第
２〜３図の実施態様では前読みだし勾配パルス60の３倍
である、残留磁化デフェイジングパルス66の端部で、位
相が4Aになる。
次の反復開始時点では、RFパルスが位相の極性を4Aか
ら−4Aに逆転する。前読みだし勾配パルス60が位相を−
5Aにする。一次読みだし勾配パルスが位相を−3Aにす
る。逆極性残留磁化デフェイジングパルスが位相を−6A
にする。位相は絶対にゼロとクロスしないので、勾配エ
コーは発生しない。第４図から理解できるように、この
シーケンスを行うと、位相が各反復毎に成長を続け、絶
対にゼロとクロスしない。なお、この成分は減衰し、サ
イクルを数回反復した後に消滅する。
第２サイクルでは、第２磁化成分を導入し、ゼロ位相
をエンコーディングする。前読だし勾配パルス60の後で
は、位相は再び−Ａになり、位相はゼロにクロスして、
データ収集読みだし勾配パルスの中央部で勾配エコー64
を発生し、読みだし勾配パルスの端部で＋Ａに達する。
第２極性の、即ち逆極性の残留磁化デフェイジングパル
ス66が極性を−2Aにする。極性がゼロとクロスして、勾
配エコーが発生するが、勾配エコーがデータ収集領域か
ら十分に排除されているため、収集した像信号が劣化す
ることはない。
次のサイクル反復のそれぞれでは、残留磁化はアナロ
グ的に取り扱う。奇数反復で開始する磁化は第１シーケ
ンスに従い、そして偶数反復で開始する磁化は第２シー
ケンスに従う。
なお、アナログ結果は、別な大きさの残留磁化デフェ
イジングパルスを用いても、あるいは別な読みだし勾配
パルス、特にデータ収集読みだし勾配パルスの大きさを
調節することによっても実現できる。例えば、残留磁化
デフェイジングパルスは、データ収集領域に直接残留磁
化を重ねなくても、前読みだし勾配パルスの2 1/2倍に
短縮できる。ところが、残留磁化エコーはデータ収集ウ
インドに接近するにつれて、残留磁化がエコーになって
いくため、データ収集ウインド内で十分な振幅を実現で
きることは十二分に考えられる。デフェイジングパルス
が前パルスの大きさの２倍に短縮した場合には、前パル
スの端部において、第２シーケンス、即ち偶数シーケン
スで磁化はゼロとクロスする。時間効率の面からみて、
一次読みだし勾配の開始は前パルスの終わりにあるのが
よい。エコーが読みだしパルスの半分にわたり収集可能
な磁化まで成長するため、残留エコーの最後の半分が所
望エコーの最初の半分に加わり、収集した像信号を劣化
させる。デフェイジングパルスの大きさが前読みだし勾
配パルスと同じならば、エコーは次の反復の読みだし勾
配パルス中心に形成する。これにより、残留磁化エコー
が所望エコー64に重なる。
第５図について説明すると、読みだし勾配パルスシー
ケンスは総称的に記述できる。前読みだし勾配の長さは
成分dAを加えることにより延長できる。この成分は、一
次読みだし勾配を同じ量だけ調節して、エコーの後端が
切除されないようにする。末端にさらに別な成分dBを加
えることによって、一次読みだし勾配パルスを更に延長
できる。第５図を用いると、残留磁化デフェイジング勾
配を総称的に記述できる。
２つのケースを考える必要がある。即ち、像信号１に
おいて面積Ｃのデフェイジング勾配パルスがゼロより大
きい場合と、像信号１においてデフェイジング勾配パル
スがゼロ未満である場合とである。以下の説明では、像
信号１とは、所定の磁化成分を励起した場合の第１像信
号を指す（但し、これは必ずしも走査線の像信号１とは
限らない）。これら２つの場合を考慮する必要があるの
は、各像信号は続く像信号において１組の同じエコーを
発生するが、スポイラーは像信号毎に異なるからであ
る。
像信号１においてＣがゼロを上回る場合、続くすべて
の像信号（ｎ）における点Χ（ｎ）の位相は次式によっ
て求められる。
偶数像信号(ｎ＝2m):P[Ｘ(ｎ)]＝−Ａ−dB−(ｎ−１)Ｃ （１） 奇数像信号(ｎ＝2m＋１):P［Ｘ（ｎ）］＝（ｎ−１）Ｃ （２） ｍ＝１、２、３、４、…… 像信号１においてＣがゼロ未満の場合、次の関数式が
成立する。
偶数像信号(ｎ＝2m):P[Ｘ(ｎ)]＝−Ａ−dB−(ｎ＋１)Ｃ （３） 奇数像信号(ｎ＝2m＋１):P［Ｘ（ｎ）］＝−（ｎ−１）
Ｃ （４） ｍ＝１、２、３、４、…… 本方法の目的は像信号１が発生する残留磁化を後続の
像信号のデータ収集においてエコーピークを形成するの
を防ぐことにある。磁化が位相−Ａ（−Kx）〜＋Ａ（＋
Kx）の間にあるとすると、データ収集は第５図における
面積Ａの２つのローブ間で生じる。即ち、奇数／偶数像
信号の点Ｘ（ｎ）において、像信号１が発生する残留磁
化が周波数エンコーディング方向において蓄積位相Ｐ
［Χ（ｎ）］を示さなければならず、またこの位相は次
の２つの条件式のいずれかを満足しなければならない。
Ｐ［Ｘ（ｎ）≦０、従ってＰ≦−（ｉ＋１）Ａ（5a） Ｐ［Ｘ（ｎ）≧０、従ってＰ≧（ｉ−１）Ａ （5b） さもなければ、残留磁化が特定の像信号ｎのデータ収
集ウインドにおいてエコーピークを示す。
これら関係式のｉは、残留磁化にとって望ましい面積
Ａの位相シフト数である。これは、残留磁化エコーピー
クが形成する1/2データ領域（それぞれ面積Ａ）の数に
対応する。ｉ＝０の場合、データサンプリングがまさに
開始する端部又はその最末端、換言すれば、データ収集
中心から離れている1/2データ収集領域で潜在的にエコ
ーピークが生じる。一般に、“i"の値はデータ収集中心
と最も近接している残留磁化エコーピークとの間の（i/
2＋1/2）データ収集領域のスパンを表す。
関係式（１）を分析すると、すべてのｎについてこれ
は負であることがわかる。すなわち、制限は関係式（5
a）で表される。これにより、次式が成立する。
Ｃ＞0;（ｎ＝2m）：（ｎ−１）Ｃ≧1A−dB （６） 関係式（２）を分析すると、これはすべてのｎについ
て正であり、ただ一つの制限は関係式（5b）で表され
る。これにより、次式が成立する。
Ｃ＞0;（ｎ＝2m＋１）：（ｎ−１）Ｃ≧（ｉ＋１）Ａ
（７） 偶数像信号（ｎ＝2m）及び奇数像信号（ｎ＝2m＋１）
の両者が同時に満足されるので、関係式（６）及び
（７）では、すべてのｎについての解はＣ＞０とみなせ
る。
Ｃ＜０の場合、関係式（４）のすべてのｎについて負
であり、その制限式は関係式（5a）である。これによ
り、次式が成立する。
Ｃ＜0;（ｎ＝2m＋１）：（ｎ−１）Ｃ≧（ｉ＋１）Ａ
（８） dB及びｎの値に応じて、関係式（３）は正負いずれの
値も取ることができるので、特殊な扱いが必要である。
２つの場合、即ちＣ≧Ａ＋dBとＣ＜Ａ＋dBの場合が考え
られる。
Ｃ≧Ａ＋dBについてみると、関係式（３）は常に正で
あり、従って関係式（5b）を満足する必要がある。これ
により、次式が成立する。
Ｃ＜0;（ｎ＝2m）：（ｎ−１）Ｃ≧（ｉ＋２）Ａ＋dB
（９） 関係式（９）のすべてのｉ及びｎについて関係式
（８）を同時に満足するので、Ｃ＜０の場合（偶数／奇
数像信号を同時に満足）の有効解である条件を満たす。
次に、Ｃ＜Ａ＋dBについてみると、関係式（３）が与
えられる位相Ｐ［Ｘ（ｎ）］は走査の間に正から負に切
り換わる。すなわち、像信号ｎ＝２（ｍ）の場合には、
関係式（5a）を満たす必要がある。これにより、次式が
成立する。
（2m−１）Ｃ≦−1A＋dB ｎ＝２（ｍ） （10a） そして、像信号ｎ＝２（ｍ＋１）の場合には、関係式
（5b）を満たす必要がある、これにより、次式が成立す
る。
（2m＋１）Ｃ≧（ｉ＋２）Ａ＋dB ｎ＝２（ｍ＋
１） （10b） ある一つの偶数像信号から次の偶数像信号に移行する
さいこれら関係式の両者をＣが満たすためには、（10
a）から（10b）を差し引けばよい。即ち、ｎとは無関係
な関係式が成立する。
Ｃ≧（ｉ＋１）Ａ （11） Ｐ［Χ（ｎ）］がゼロ未満の場合に、満足しなければ
ならない条件は関係式（５）に従属する関係式（３）か
ら求めることができる。即ち、 Ｃ＜0;（ｎ＝2m）：（ｎ−ａ）≦−1A＋dB （12） 上限はＣ値に置く。従って、関係式（８）を、Ｃがゼロ
未満である場合を満足する別な解は次の通りである。
（ｉ＋１）Ａ≦Ｃ≦（−1A＋dB）／（ｎ−１） ｎ
＝2m （13） Ｃ＜０の場合、２つの独立した解がある。第１の解は
関係式（９）により、そして第２の解の関係式（13）に
より求められる。さらに、次式： −1A＋dB≧（ｉ＋１）Ａ （14） が成立するならば、関係式（13）にはもう一つの解があ
る。
つまり、個々の場合が満足する条件は関係式（６）及
び（７）（Ｃ＞０）、関係式（８）、（９）及び（13）
（Ｃ＜０）である。
Ｃ＞０の場合： Ｃ≧（1A−dB）／（ｎ−１） ｎ＝2m （15a） Ｃ≧（ｉ＋１）A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （15b） Ｃ＜０の場合： Ｃ≧（（ｉ＋２）Ａ＋dB）／（ｎ−１） Ｎ−2m（16
a） 又は、 （ｉ＋１）Ａ≦Ｃ≦（−1A＋dB）／（ｎ−１） ｎ＝
2m （16b） Ｃ≧（ｉ＋１）A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （16c） 関係式（15a）〜（16c）において、dA及びdBはそれぞれ
データサンリングの前後において可能な任意な面積であ
る。これらは任意の正の実数であればよい。即ち、dA≧
０、dB≧０である。
最後に、個々の場合（Ｃ＜０及びＣ＞０）に対する有
効解は両方の場合を同時に満足する必要がある。従っ
て、Ｃ＞０及びＣ＜０の偶数及び奇数の像信号を同時に
満足する解は有効な解であり、関係式（５）を満足する
ものである。
以下の関係を証明するために、ｉ＝０、dA＝０及びdB
＝０を選択する。Ｃ＞０の場合、関係式（15a）及び（1
5b）から、次式が成立する。
Ｃ≧０ ｎ＝2m （17a） Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （17b） すべてのｎについてこれらの大部分はＣ≧A/2であ
る。
Ｃがゼロ未満の場合、方程式（16a）、（16b）及び
（16c）から、次式が成立する。
Ｃ≧2A/（ｎ−１） ｎ＝2m （18a） Ａ≦Ｃ≦０≦ ｎ＝2m （18b） Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （18c） 関係式（18b）を満足できないため、Ｃがゼロ未満の
場合、関係式（18a）及び（18b）の大部分が与える唯一
の解はＣ≧2Aである。
従って、Ｃ＜０及びＣ＞０の場合、偶数及び奇数の像
信号を同時に満足した解はＣ≧2Aである。
ｉ＝０、dA＝０及びdB＝Ａの場合、関係式（15a）及
び（15b）から次式が成立する。
Ｃ≧−A/（ｎ−１） ｎ＝2m （19a） Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （19b） Ｃ＜０の場合における関係式（16a〜ｃ）から、次式
が成立する。
Ｃ≧3A/（ｎ−１） ｎ＝2m （20a） Ａ≦Ｃ≦Ａ（ｎ−１） ｎ＝2m （20b） Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （20c） 関係式（20a）及び（20b）には、一つの解、Ｃ≧3Aが
ある。これは、Ｃ＞０をも満足するので、有効な解であ
る。ところが、この場合にも、正確Ｃ＝Ａとすると、関
係式（20b）が成立する。これはまた、Ｃ＞０をも満足
するので、別の独立解である。これら２つの独立解を図
示すると、第６〜７図のようになる。
ｉ、dA、dBの値を変えることにより、別な図形が得ら
れる。一般に、ｉ、dA、dBの値は０〜無限の間で連続的
な値を得ることができる。
好ましい実施態様では、 （１）dA＝０及びdb＝０とする。こうすれば、ドューテ
ィサイクルを最小限にできる。
（２）ｉ＝１とする。こうすれば、主エコーと残留磁化
エコーとの間の干渉を最小限にできる。本質的には、こ
れは残留磁化エコーに伴う最低周波を制限して、主エコ
ーに伴う最高周波と同等以上にする。
これら条件を用いると、Ｃ＞０の関係式（15a）及び
（15b）から、次式が成立する。
Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m （21a） Ｃ≧2A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （21b） 偶数／奇数の像信号及びすべてのｎについてのこれら
関係式の極大はＣ≧Ａである。
Ｃ＜０の場合、次式が成立する。
Ｃ≧3A/（ｎ−１） ｎ＝2m （22a） Ａ≦Ｃ≦−Ａ（ｎ−１） ｎ＝2m （22b） Ｃ≧A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ （22c） 関係式（22b）を満足できないため、Ｃ＜０について
は唯一つの解があり、関係式（22a）及び（22c）から、
Ｃ≧3Aである。従って、Ｃ＞０及びＣ＜０の両者を満足
するためには、パルスＣ≧3Aでなければならない。これ
は、第２図に示す図形を与える、ｉ＝１、dA＝０、dB＝
０の場合の唯一つの解である。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本装置の概略図であり、 第２図は、本装置において適用する三次元フーリエ変換
映像シーケンスを示す概略図であり、 第３図は、本装置に使用する二次元映像シーケンスを示
す概略図であり、 第４図は、第２図及び第３図の映像シーケンスにおける
残留核磁気共鳴の一つの像信号から次の像信号への位相
進行を説明する概略図であり、 第５図は、第２図及び第３図に映像シーケンスの標準化
勾配パルスシーケンスを示す図であり、そして 第６図及び第７図は、それぞれ第２図及び第３図の映像
シーケンスに使用する第１及び第２勾配パルスシーケン
スを示す図である。 図中、Ａは磁場発生手段、ＢはRF手段、Ｃは勾配磁場手
段、50はRF励起パルス、56、58は磁場勾配パルス、60は
前勾配パルス、62は一次読みだし勾配パルス、64は勾配
エコーパルス、66、66′は残留磁気共鳴デフェイジング
勾配パルスである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ Ｇ０１Ｎ 24/08 ５２０Ｙ (72)発明者 チャンドラレクハ チャッタジー アメリカ合衆国 オハイオ州 44143, リッチモンド ハイツ，リッチモンド パーク イースト 446 (72)発明者 ニール ディ．パーマー アメリカ合衆国 オハイオ州 44132, ユークリッド，レイクショー ブルヴァ ール 26151 (56)参考文献 特開 昭64−62140（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−135340（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−3847（ＪＰ，Ａ)

Claims (16)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】患者の所定部位全体に静的磁場を発生し、
    RFパルス（50）を印加し、該所定部位に核磁気スピンを
    励起し、少なくともひとつの磁場勾配パルス（56、58）
    を印加して、励起スピンをエンコーディングし、エンコ
    ーディングしたスピンを検出して、核磁気共鳴像信号を
    発生し、上記一連の動作を周期的に反復して、複数のエ
    ンコーディングをもつ複数の像信号を発生し、そして該
    像信号から画像を再構成することからなる患者所定部位
    の核磁気共鳴映像装置において、 前記周期的に反復する一連の動作は、さらに、先行サイ
    クルから現在サイクルにおいて極性が交互に交代する残
    留磁化共鳴デフェイジング勾配パルス（66、66′）を読
    み出し方向へ印加して、先行サイクル及び現在サイクル
    からの残留磁化が次のサイクルの検出でリフォーカシン
    グしないようにしたことを特徴とする核磁気共鳴映像装
    置。
  2. 【請求項２】読み出し軸線に沿った前読み出し勾配パル
    ス（60）の少なくともひとつの磁場勾配パルス（56、5
    8）を印加し、そして各読み出し軸線に沿って一次読み
    出し勾配パルス（62）を印加して、一次読み出し勾配パ
    ルス（62）継続時に勾配エコー信号（64）を誘導し、こ
    の勾配エコー信号（64）を検出することを特徴とする請
    求項１に記載の核磁気共鳴映像装置。
  3. 【請求項３】前記前読み出し勾配パルス（60）、一次読
    み出し勾配パルス（62）及び残留磁気共鳴デフェイジン
    グ勾配パルス（66、66′）のそれぞれが所定継続時間と
    所定振幅をもち、これらの積がその面積になり、現在サ
    イクルからの残留磁化が次のサイクルの一次読み出し勾
    配パルス（62）内部でリフォーカシングしないように、
    前記前読み出し勾配パルス（60）及び一次読み出し勾配
    パルス（62）の面積に対する核残留磁気共鳴デフェイジ
    ング勾配パルス（66、66′）の面積を選択することを特
    徴とする請求項２記載の核磁気共鳴映像装置。
  4. 【請求項４】前記残留磁気共鳴デフェイジング勾配パル
    ス（66、66′）の面積が前記前得読み出し勾配パルス
    （60）の面積の２倍以上であることを特徴とする請求項
    ３記載の核磁気共鳴映像信号。
  5. 【請求項５】前記残留磁気共鳴デフェイジング勾配パル
    ス（66、66′）の面積が前記前読み出し勾配パルス（6
    0）の面積の３倍以上であることを特徴とする請求項３
    記載の核磁気共鳴映像装置。
  6. 【請求項６】前記一次読み出し勾配パルス（62）の面積
    が前記前読み出し勾配パルス（60）の面積の３倍以上
    で、前記残留磁気共鳴デフェイジング勾配パルス（66、
    66′）の面積が前記前読み出し勾配パルス（60）の面積
    と実質的に等しいことを特徴とする請求項３記載の核磁
    気共鳴映像装置。
  7. 【請求項７】前記前読み出し勾配パルス（60）の面積を
    Ａ＋dA、一次読み出し勾配パルス（62）の面積を2A＋dA
    ＋dB、そして前記残留磁気共鳴デフェイジング勾配パル
    ス（66、66′）の面積をＣとした場合、前記残留磁気共
    鳴デフェイジング勾配パルス（66、66′）が一次読み出
    し勾配パルス（62）と同じ極性ならば、次の関係式の少
    なくともひとつを満足し、 Ｃ≧（1A−dB）／（ｎ−１） ｎ＝2m Ｃ≧（ｉ＋１）A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ そして残留磁気共鳴デフェイジングパルス（66、66′）
    が一次読み出し勾配パルス（62）と逆極性ならば、次の
    関係式の少なくともひとつを満足する（但し、ｍは複数
    の像信号の内のひとつの像信号を示し、１、２、３、
    ４、…に等しく、そしてｉは残留磁化エコーが各像信号
    から分離される面積Ａの位相シフトの最小数を表す）、 Ｃ≧（（ｉ＋２）Ａ＋dB）／（ｎ−１） ｎ＝2m、また
    は （ｉ＋１）Ａ≦Ｃ≦（−1A＋dB）／（ｎ−１） ｎ＝2m Ｃ≧（ｉ＋１）A/（ｎ−１） ｎ＝2m＋１ ことを特徴とする請求項３に記載核磁気共鳴映像装置。
  8. 【請求項８】患者内に平衡磁気アライメント軸線を形成
    する静的磁場を存在させた状態で、患者所定部位に一連
    のRFパルス（50）を印加して、該所定部位に核磁気スピ
    ンを励起し、核RFパルス（50）に続いて、少なくともひ
    とつの磁場勾配パルス（56、58、60、62）を印加して、
    励起スピンを形成すると共に、エンコーディングされた
    スピンを検出して、像信号を形成し、上記一連の動作を
    周期的に反復して、複数のエンコーディングをもつ複数
    の像信号を発生し、そして像信号から画像を再構成する
    核磁気共鳴映像装置において、 先行サイクルから現在サイクルにおいて極性が交互に交
    代する残留磁化共鳴デフェイジング勾配パルス（66、6
    6′）を読み出し方向へ印加し、各RFパルス（50）に続
    いて印加した残留磁化共鳴デフェイジング勾配パルス
    （66、66′）は該像信号からの残留磁化が後の像信号の
    データ収集中にリフォーカシングしないようにしたこと
    を特徴とする核磁気共鳴映像装置。
  9. 【請求項９】スラブ選択磁場勾配（52）を存在させた状
    態で各RFパルス（50）を印加し、そして各スラブ選択磁
    場勾配（52）に続いて、少なくともひとつのリフェイジ
    ング磁場勾配パルス（54）を印加して、スラブ選択磁場
    勾配（52）によるスピンのリフェイジングを補償するこ
    とを特徴とする請求項８記載の核磁気共鳴映像装置。
  10. 【請求項１０】少なくともひとつの磁場勾配パルス（5
    6、58、60、62）及び残留磁化共鳴デフェイジング勾配
    パルス（66、66′）を印加する動作が位相エンコーディ
    ング勾配を印加することを含む請求項８または９記載の
    核磁気共鳴映像装置。
  11. 【請求項１１】少なくともひとつの磁場勾配パルス（5
    6、58、60、62）及び残留磁化共鳴デフェイジング勾配
    パルス（66、66′）を印加する動作がエンコーディング
    したスピンの検出時に一次読み出し勾配パルス（62）を
    印加することを含む請求項８または９または10記載の核
    磁気共鳴映像装置。
  12. 【請求項１２】少なくともひとつの磁場勾配パルス（5
    6、58、60、62）及び残留磁化共鳴デフェイジング勾配
    パルス（66、66′）を印加する動作が、一次読み出し勾
    配パルス（62）の前に、これとは逆極性の前読み出し勾
    配パルス（60）を印加して、一次読み出し勾配パルス
    （62）の継続中に勾配エコー信号を発生することを含む
    請求項11記載の核磁気共鳴映像装置。
  13. 【請求項１３】少なくともひとつの磁場勾配パルス（5
    6、58、60、62）及び残留磁化共鳴デフェイジング勾配
    パルス（66、66′）を印加することを含み、そして該残
    留磁化デフェイジング勾配パルス（66、66′）の極性を
    一つの像信号から次の像信号に交代する請求項12記載の
    核磁気共鳴映像装置。
  14. 【請求項１４】前記前読み出し勾配パルス（60）、一次
    読み出し勾配パルス（62）及び残留磁気共鳴デフェイジ
    ング勾配パルス（66、66′）それぞれが所定継続時間と
    所定振幅をもち、これらの積がその面積になり、像信号
    からの残留磁化が続く像信号の一次読み出し勾配パルス
    （62）の継続中にリフォーカシングしないように、合計
    面積を選択する請求項13記載の核磁気共鳴映像装置。
  15. 【請求項１５】再構成動作が多次元フーリエ変換による
    請求項第８〜14項の何れか１項に記載の核磁気共鳴映像
    装置。
  16. 【請求項１６】患者の撮像すべき部位全体に静的磁場を
    発生する手段Ａ、該部位に一連のRFパルス（50）を印加
    して、核磁気共鳴スピンを励起するRF手段Ｂ、該部位内
    に磁場勾配を発生して励起スピンをエンコーディング
    し、そしてエンコーディングしたスピンを検出する勾配
    磁場手段Ｃ、一次読み出し勾配パルス（62）の検出時に
    発生した、像信号を形成する勾配エコー信号（64）を受
    信するRFレシーバー手段（22、40）、及び該像信号から
    該部位の画像を再構成する画像再構成手段（42、44、4
    6、48）からなる核磁気共鳴映像装置において、 前記勾配磁場手段Ｃが各一次読み出し勾配パルス（62）
    に続いて、先行サイクルから現在サイクルにおいて極性
    が交互に交代する残留磁化共鳴デフェイジング勾配パル
    ス（66、66′）を読み出し方向へ印加して、該一次読み
    出し勾配パルス（62）の像信号からの残留磁化が続く像
    信号の該一次読み出し勾配パルス（62）の継続中にリフ
    ォーカシングしないようにしたことを特徴とする核磁気
    共鳴映像装置。
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Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4005675C2 (de) * 1990-02-22 1995-06-29 Siemens Ag Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz
US5214382A (en) * 1990-02-23 1993-05-25 Baylor Research Institute Magnetic resonance imaging with selective contrast enhancement
US5347216A (en) * 1992-06-23 1994-09-13 General Electric Company Fast NMR image acquisition with spectrally selective inversion pulse
US5311133A (en) * 1992-10-05 1994-05-10 Picker International, Inc. Concurrent generation of multiple images in fast (TR<T2) scanning sequences
DE4327321C1 (de) * 1993-08-13 1994-10-27 Siemens Ag Pulssequenz für Kernspintomographiegeräte
US5500593A (en) * 1994-11-23 1996-03-19 Picker International, Inc. Phase rotated spoiling for spatial and spectral saturation techniques
JP3505294B2 (ja) * 1995-03-28 2004-03-08 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
US6121775A (en) * 1998-06-16 2000-09-19 Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. MRI imaging method and apparatus
JP3453089B2 (ja) * 1999-08-20 2003-10-06 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Ｍｒｉ装置
US6650115B2 (en) * 2001-10-12 2003-11-18 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Variable density fourier velocity encoding MR imaging
JP4049649B2 (ja) * 2002-10-01 2008-02-20 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴撮影装置
US7012428B1 (en) * 2003-12-17 2006-03-14 General Electric Company Method and apparatus of reducing artifacts in phase-cycled steady-state free precession imaging
US7587231B2 (en) * 2004-01-09 2009-09-08 Toshiba America Mri, Inc. Water fat separated magnetic resonance imaging method and system using steady-state free-precession
US7863895B2 (en) * 2005-05-06 2011-01-04 Board Of Regents, The University Of Texas System System, program product, and method of acquiring and processing MRI data for simultaneous determination of water, fat, and transverse relaxation time constants
DE202006002074U1 (de) * 2006-02-08 2006-07-13 AixNMR Zentrum für Magnetische Resonanz e.V. Unilateraler NMR Sensor mit mikroskopischer Tiefenauflösung
US9915750B2 (en) * 2014-10-16 2018-03-13 Schlumberger Technology Corporation Methods and apparatuses to remove a net detected residual magnetization in a nuclear magnetic resonance (NMR) operation
DE102015223658B4 (de) * 2015-11-30 2017-08-17 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz-Signalen eines Untersuchungsobjekts

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2082775B (en) * 1980-08-06 1984-01-25 Emi Ltd Nmr imaging apparatus and method
US4795973A (en) * 1984-11-08 1989-01-03 Niagara Mohawk Power Corporation Line mounted apparatus for measuring line potential
US4665365A (en) * 1985-01-07 1987-05-12 General Electric Company Method for reversing residual transverse magnetization due to phase-encoding magnetic field gradients
US4769603A (en) * 1985-08-19 1988-09-06 Siemens Aktiengesellschaft Method for the operation of a nuclear magnetic resonance apparatus
US4707653A (en) * 1985-10-17 1987-11-17 Ampex Corporation Frequency measurement circuit
DE3538464A1 (de) * 1985-10-29 1987-04-30 Siemens Ag Verfahren zum betrieb eines kernspinresonanzgeraetes fuer die schnelle bestimmung der laengsrelaxationszeit t(pfeil abwaerts)1(pfeil abwaerts)
GB8528357D0 (en) * 1985-11-18 1985-12-24 Picker Int Ltd Nuclear magnetic resonance imaging
US4795978A (en) * 1987-07-29 1989-01-03 Flscint Ltd. Prevention of steady state transverse magnetization in fast imaging sequences
US4761613A (en) * 1987-08-12 1988-08-02 Picker International, Inc. Monitored echo gating for the reduction of motion artifacts

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