JP3411936B2 - Ｎｍｒ装置 - Google Patents
Ｎｍｒ装置Info
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- JP3411936B2 JP3411936B2 JP18179193A JP18179193A JP3411936B2 JP 3411936 B2 JP3411936 B2 JP 3411936B2 JP 18179193 A JP18179193 A JP 18179193A JP 18179193 A JP18179193 A JP 18179193A JP 3411936 B2 JP3411936 B2 JP 3411936B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- nmr
- gradient
- magnetic field
- signal
- pulse
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- 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
Description
【０００１】
【発明の背景】この発明の分野は核磁気共鳴作像方法及
び装置である。更に具体的に云えば、この発明は収集さ
れたスピン・エコー信号の大きさを安定化するＲＦ再集
束パルス（refocusing pulse）を発生することによっ
て、速いスピン・エコーパルス順序（fast spin echo p
ulse sequence ）に於ける像の人為効果（アーチファク
ト）を減少することに関する。
び装置である。更に具体的に云えば、この発明は収集さ
れたスピン・エコー信号の大きさを安定化するＲＦ再集
束パルス（refocusing pulse）を発生することによっ
て、速いスピン・エコーパルス順序（fast spin echo p
ulse sequence ）に於ける像の人為効果（アーチファク
ト）を減少することに関する。
【０００２】磁気モーメントを持つあらゆる原子核は、
それがその中に配置された磁界の方向と揃おうとする。
然し、その時、原子核は、磁界の強さ及び特定の原子核
種目の性質（原子核の磁気回転定数γ）に関係する特性
的な角周波数（ラーモア周波数）で、この方向の周りに
歳差運動をする。この現象を示す原子核をこの明細書で
は「スピン」と呼ぶ。
それがその中に配置された磁界の方向と揃おうとする。
然し、その時、原子核は、磁界の強さ及び特定の原子核
種目の性質（原子核の磁気回転定数γ）に関係する特性
的な角周波数（ラーモア周波数）で、この方向の周りに
歳差運動をする。この現象を示す原子核をこの明細書で
は「スピン」と呼ぶ。
【０００３】人間の組織の様な物質が一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）の作用を受ける時、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントが、この分極磁界と揃おうとするが、そ
の特性的なラーモア周波数でこの磁界の周りに不規則な
順序で歳差運動をする。正味の磁気モーメントＭz が分
極磁界の方向に発生されるが、それと垂直な又は横方向
の平面（ｘ−ｙ平面）内の不規則な向きを持つ磁気成分
は相殺する。然し、物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内にあ
ってラーモア周波数に近い磁界（励振磁界Ｂ1）の作用
を受けると、正味の整合したモーメントＭz をｘ−ｙ平
面へと回転させ（又は傾け）てｘ−ｙ平面内でラーモア
周波数で回転する正味の横方向磁気モーメントＭt を発
生することが出来る。この現象の実用的な価値は、励振
信号Ｂ1が終了した後に励振されたスピンから放出され
る信号にある。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用す
る広い範囲の種々の測定順序がある。
磁界Ｂ0 ）の作用を受ける時、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントが、この分極磁界と揃おうとするが、そ
の特性的なラーモア周波数でこの磁界の周りに不規則な
順序で歳差運動をする。正味の磁気モーメントＭz が分
極磁界の方向に発生されるが、それと垂直な又は横方向
の平面（ｘ−ｙ平面）内の不規則な向きを持つ磁気成分
は相殺する。然し、物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内にあ
ってラーモア周波数に近い磁界（励振磁界Ｂ1）の作用
を受けると、正味の整合したモーメントＭz をｘ−ｙ平
面へと回転させ（又は傾け）てｘ−ｙ平面内でラーモア
周波数で回転する正味の横方向磁気モーメントＭt を発
生することが出来る。この現象の実用的な価値は、励振
信号Ｂ1が終了した後に励振されたスピンから放出され
る信号にある。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用す
る広い範囲の種々の測定順序がある。
【０００４】ＮＭＲを利用して像を作る時、被検体内の
特定の場所からのＮＭＲ信号を求める方法が用いられ
る。典型的には、作像しようとする領域（関心のある領
域）を、使われる特定の局在化方法によって変化する一
続きのＮＭＲ測定サイクルによって走査する。この結果
得られた１組の受信ＮＭＲ信号をディジタル化し、周知
のいろいろある再生方法の内の１つを用いて、像を再生
する様に処理する。この走査を行なう為には、勿論、被
検体内の特定の場所からのＮＭＲ信号を解明することが
必要である。これは、分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
が、夫々ｘ、ｙ及びｚ軸に沿って勾配を持つ磁界
（Ｇx ，Ｇy ，Ｇz ）を用いることによって行なわれ
る。各々のＮＭＲサイクルの間のこう云う勾配の強さを
制御することにより、スピンの励振の空間的な分布を制
御することが出来、その結果得られるＮＭＲ信号の場所
を突止めることが出来る。
特定の場所からのＮＭＲ信号を求める方法が用いられ
る。典型的には、作像しようとする領域（関心のある領
域）を、使われる特定の局在化方法によって変化する一
続きのＮＭＲ測定サイクルによって走査する。この結果
得られた１組の受信ＮＭＲ信号をディジタル化し、周知
のいろいろある再生方法の内の１つを用いて、像を再生
する様に処理する。この走査を行なう為には、勿論、被
検体内の特定の場所からのＮＭＲ信号を解明することが
必要である。これは、分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
が、夫々ｘ、ｙ及びｚ軸に沿って勾配を持つ磁界
（Ｇx ，Ｇy ，Ｇz ）を用いることによって行なわれ
る。各々のＮＭＲサイクルの間のこう云う勾配の強さを
制御することにより、スピンの励振の空間的な分布を制
御することが出来、その結果得られるＮＭＲ信号の場所
を突止めることが出来る。
【０００５】この発明は、スライスの選択として知られ
るＮＭＲ信号の空間的な分解方法に特に関係する。スラ
イスの選択は、スピンの励振の容積を薄板又は「スライ
ス」に制限する為、磁界勾配の存在のもとに、所謂「選
択性」ＲＦ励振パルスを発生することを含む。選択性Ｒ
Ｆ励振パルスの周波数成分と大きさが、励振されるスラ
イスの厚さ及び輪郭を決定する。選択性ＲＦ励振パルス
とその結果起こるスピンの励振との間の関係が、ＩＥＥ
Ｅトランザクションズ・オン・メディカル・イメージン
グ誌、第１０巻第１号（１９９１年３月号）所載のジョ
ン・ポーリ他の論文「シナール・ル・ルーの選択性励振
パルスの設計アルゴリズムのパラメータの関係」に記載
されている。
るＮＭＲ信号の空間的な分解方法に特に関係する。スラ
イスの選択は、スピンの励振の容積を薄板又は「スライ
ス」に制限する為、磁界勾配の存在のもとに、所謂「選
択性」ＲＦ励振パルスを発生することを含む。選択性Ｒ
Ｆ励振パルスの周波数成分と大きさが、励振されるスラ
イスの厚さ及び輪郭を決定する。選択性ＲＦ励振パルス
とその結果起こるスピンの励振との間の関係が、ＩＥＥ
Ｅトランザクションズ・オン・メディカル・イメージン
グ誌、第１０巻第１号（１９９１年３月号）所載のジョ
ン・ポーリ他の論文「シナール・ル・ルーの選択性励振
パルスの設計アルゴリズムのパラメータの関係」に記載
されている。
【０００６】医療用の像を作る為に現在使われている大
抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに何分も
かゝる。この走査時間を短縮することが重要である。そ
れは、走査時間が短縮されると、患者の処理量が増加
し、患者が楽になり、動きによる人為効果を減らすこと
によって像の品質が改善されるからである。短い期間内
にＮＭＲ像データを収集する考えは、ピータ・マンスフ
ィールドによってエコー平面形パルス順序が提案された
（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８、１９７
７）１９７７年以降知られている。標準的なパルス順序
と対照的に、エコー平面形パルス順序は、各々のＲＦ励
振パルスに対して１組のＮＭＲ信号を発生する。こう云
うＮＭＲ信号を別々に位相符号化して、持続時間が２０
乃至１００ミリ秒の１回のパルス順序内で、例えば６４
個のビュー（view）からなる走査全体を収集することが
出来る。エコー平面形作像（ＥＰＩ）の利点はよく知ら
れており、この様な多数の順序が米国特許第４，６７
８，９９６号、同第４，７３３，１８８号、同第４，７
１６，３６９号、同第４，３５５，２８２号、同第４，
５８８，９４８号及び同第４，７５２，７３５号に提案
され、説明されている。
抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに何分も
かゝる。この走査時間を短縮することが重要である。そ
れは、走査時間が短縮されると、患者の処理量が増加
し、患者が楽になり、動きによる人為効果を減らすこと
によって像の品質が改善されるからである。短い期間内
にＮＭＲ像データを収集する考えは、ピータ・マンスフ
ィールドによってエコー平面形パルス順序が提案された
（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８、１９７
７）１９７７年以降知られている。標準的なパルス順序
と対照的に、エコー平面形パルス順序は、各々のＲＦ励
振パルスに対して１組のＮＭＲ信号を発生する。こう云
うＮＭＲ信号を別々に位相符号化して、持続時間が２０
乃至１００ミリ秒の１回のパルス順序内で、例えば６４
個のビュー（view）からなる走査全体を収集することが
出来る。エコー平面形作像（ＥＰＩ）の利点はよく知ら
れており、この様な多数の順序が米国特許第４，６７
８，９９６号、同第４，７３３，１８８号、同第４，７
１６，３６９号、同第４，３５５，２８２号、同第４，
５８８，９４８号及び同第４，７５２，７３５号に提案
され、説明されている。
【０００７】エコー平面形作像方法の変形が、マグネテ
ィック・レゾナンス・イン・メディスン誌、３、８２３
−８３３（１９８６年）所載のＪ．ヘニング他の論文
「ＲＡＲＥ作像：臨床用ＭＲの速い作像方法」に記載さ
れた緩和強化を伴う速い収集（ＲＡＲＥ）順序である。
ＲＡＲＥ順序とＥＰＩ順序の間の本質的な違いは、エコ
ー信号を発生する方法にある。ＲＡＲＥ順序は、カー・
パーセル・メイブーム・ギル順序によって発生されるＲ
Ｆ再集束されたエコーを利用するが、ＥＰＩ方法は勾配
呼戻しされたエコー（gradient recalled echo）を用い
る。
ィック・レゾナンス・イン・メディスン誌、３、８２３
−８３３（１９８６年）所載のＪ．ヘニング他の論文
「ＲＡＲＥ作像：臨床用ＭＲの速い作像方法」に記載さ
れた緩和強化を伴う速い収集（ＲＡＲＥ）順序である。
ＲＡＲＥ順序とＥＰＩ順序の間の本質的な違いは、エコ
ー信号を発生する方法にある。ＲＡＲＥ順序は、カー・
パーセル・メイブーム・ギル順序によって発生されるＲ
Ｆ再集束されたエコーを利用するが、ＥＰＩ方法は勾配
呼戻しされたエコー（gradient recalled echo）を用い
る。
【０００８】この両方の「速いスピン・エコー」作像方
法は、１個の励振パルスから多数のスピン・エコー信号
を収集し、収集される各々のエコー信号は別々に位相符
号化（phase encoding）されている。従って、各々のパ
ルス順序すなわち「ショット（shot）」により、複数個
のビューが収集され、完全な１組の像データを収集する
には、複数個のショットを用いるのが典型的である。例
えば、ＲＡＲＥパルス順序は１回のショット当たり、８
個又は１６個の別々のエコー信号を収集することがあ
り、従って、２５６個のビューを必要とする１つの像で
は、夫々３２回又は１６回のショットが必要になる。
法は、１個の励振パルスから多数のスピン・エコー信号
を収集し、収集される各々のエコー信号は別々に位相符
号化（phase encoding）されている。従って、各々のパ
ルス順序すなわち「ショット（shot）」により、複数個
のビューが収集され、完全な１組の像データを収集する
には、複数個のショットを用いるのが典型的である。例
えば、ＲＡＲＥパルス順序は１回のショット当たり、８
個又は１６個の別々のエコー信号を収集することがあ
り、従って、２５６個のビューを必要とする１つの像で
は、夫々３２回又は１６回のショットが必要になる。
【０００９】ＲＡＲＥ順序は、特にそのスライス選択性
の方式は、各々のショットの間に収集される最初のＮＭ
Ｒエコー信号に定常状態ではない挙動があることが難点
である。選択性ＲＦ再集束パルスが正確に１８０°では
ない時、特にそうである。この為、第１０回ＳＭＲＭプ
ロシーディングズ１９９１ ＷＩＰの第１２４２頁、並
びにＲＳＮＡ １９９１ブック・オブ・アブストラクツ
の第１４２頁所載のゲーリＨ．グローバ他の論文「ＲＡ
ＲＥ順序に於ける非平衡効果の減少」に提案されている
様に、データ収集を開始する前に、平衡状態に達するこ
とが出来る様にする為に、パルス順序の始めに余分のＲ
Ｆ再集束パルスを含める様になった。これによって、像
の人為効果を減らすことが出来るが、その為には合計走
査時間が長くなる。
の方式は、各々のショットの間に収集される最初のＮＭ
Ｒエコー信号に定常状態ではない挙動があることが難点
である。選択性ＲＦ再集束パルスが正確に１８０°では
ない時、特にそうである。この為、第１０回ＳＭＲＭプ
ロシーディングズ１９９１ ＷＩＰの第１２４２頁、並
びにＲＳＮＡ １９９１ブック・オブ・アブストラクツ
の第１４２頁所載のゲーリＨ．グローバ他の論文「ＲＡ
ＲＥ順序に於ける非平衡効果の減少」に提案されている
様に、データ収集を開始する前に、平衡状態に達するこ
とが出来る様にする為に、パルス順序の始めに余分のＲ
Ｆ再集束パルスを含める様になった。これによって、像
の人為効果を減らすことが出来るが、その為には合計走
査時間が長くなる。
【００１０】
【発明の要約】この発明は、スピン・エコー信号を発生
したＲＦ再集束パルスを整形することにより、収集され
たＮＭＲスピン・エコー信号の大きさを安定化する様な
改良された速いスピン・エコー（ＦＳＥ）パルス順序に
関する。更に具体的に云えば、速いスピン・エコー・パ
ルス順序で、ＮＭＲスピン・エコー信号の大きさが振動
しない様に、その変調包絡線を変えることによって、１
つ以上のＲＦ再集束パルスを修正する。選択性ＲＦ再集
束パルスでは、これは、ＲＦ再集束パルスのスライス輪
郭を、何れも異なるフリップ角（flip）又は傾き角を持
つと共に何れも別々に補償しなければならない一連のサ
ブスライスとして取扱うことによって達成される。
したＲＦ再集束パルスを整形することにより、収集され
たＮＭＲスピン・エコー信号の大きさを安定化する様な
改良された速いスピン・エコー（ＦＳＥ）パルス順序に
関する。更に具体的に云えば、速いスピン・エコー・パ
ルス順序で、ＮＭＲスピン・エコー信号の大きさが振動
しない様に、その変調包絡線を変えることによって、１
つ以上のＲＦ再集束パルスを修正する。選択性ＲＦ再集
束パルスでは、これは、ＲＦ再集束パルスのスライス輪
郭を、何れも異なるフリップ角（flip）又は傾き角を持
つと共に何れも別々に補償しなければならない一連のサ
ブスライスとして取扱うことによって達成される。
【００１１】この発明の全般的な目的は、ＮＭＲスピン
・エコー信号の大きさが安定化する様に、速いスピン・
エコー順序で、選択性ＲＦ再集束パルスを補償すること
である。ＮＭＲエコー信号の不安定度の大きさは、再集
束パルスのフリップ角の関数であることが判った。真の
１８０°のフリップ角の場合、不安定度がないが、フリ
ップ角が一層小さくなるにつれて、ＮＭＲエコー信号の
大きさの変動が増加する。所定のエコー信号の大きさに
対し、ＦＳＥパルス順序にあるＲＦ再集束パルスの大き
さ及び位相は、その結果得られる全てのＮＭＲスピン・
エコー信号を安定化することが出来る様に計算すること
が出来るということが、この発明で判った１つのことで
ある。更にこの発明で判ったもう１つのことは、選択性
ＲＦ再集束パルスが実際にスライスの厚さにわたってあ
る範囲のフリップ角を生ずるから、この様な選択性ＲＦ
再集束パルスによって発生されたＮＭＲスピン・エコー
信号を正しく安定化する為には、スライスの輪郭は、異
なるフリップ角を持つ１組のサブスライスと見なすこと
が出来ると云うことである。従って、ＲＦ再集束パルス
は、各々のサブスライスが安定化し、従ってスライス全
体が安定化する様な励振の輪郭を達成する様に発生する
ことが出来る。
・エコー信号の大きさが安定化する様に、速いスピン・
エコー順序で、選択性ＲＦ再集束パルスを補償すること
である。ＮＭＲエコー信号の不安定度の大きさは、再集
束パルスのフリップ角の関数であることが判った。真の
１８０°のフリップ角の場合、不安定度がないが、フリ
ップ角が一層小さくなるにつれて、ＮＭＲエコー信号の
大きさの変動が増加する。所定のエコー信号の大きさに
対し、ＦＳＥパルス順序にあるＲＦ再集束パルスの大き
さ及び位相は、その結果得られる全てのＮＭＲスピン・
エコー信号を安定化することが出来る様に計算すること
が出来るということが、この発明で判った１つのことで
ある。更にこの発明で判ったもう１つのことは、選択性
ＲＦ再集束パルスが実際にスライスの厚さにわたってあ
る範囲のフリップ角を生ずるから、この様な選択性ＲＦ
再集束パルスによって発生されたＮＭＲスピン・エコー
信号を正しく安定化する為には、スライスの輪郭は、異
なるフリップ角を持つ１組のサブスライスと見なすこと
が出来ると云うことである。従って、ＲＦ再集束パルス
は、各々のサブスライスが安定化し、従ってスライス全
体が安定化する様な励振の輪郭を達成する様に発生する
ことが出来る。
【００１２】この発明の全般的な目的は、走査時間を長
くせずに、ＦＳＥパルス順序に於けるＮＭＲスピン・エ
コー信号を安定化することである。ＦＳＥパルス順序に
余分のパルスを追加する必要はない。その代りに、所望
の程度の安定化を得るのに必要なだけの数の、この順序
内の最初の再集束パルスに対し、ＲＦ再集束パルスの包
絡線の形を変える。変えたパルスの形は走査の前に計算
して記憶しておくことが出来、走査を実施した時、変え
なかったＲＦ再集束パルスと同様に、実時間で繰出すこ
とが出来る。
くせずに、ＦＳＥパルス順序に於けるＮＭＲスピン・エ
コー信号を安定化することである。ＦＳＥパルス順序に
余分のパルスを追加する必要はない。その代りに、所望
の程度の安定化を得るのに必要なだけの数の、この順序
内の最初の再集束パルスに対し、ＲＦ再集束パルスの包
絡線の形を変える。変えたパルスの形は走査の前に計算
して記憶しておくことが出来、走査を実施した時、変え
なかったＲＦ再集束パルスと同様に、実時間で繰出すこ
とが出来る。
【００１３】この発明の上記並びにその他の目的及び利
点は、以下の説明から明らかになろう。この説明は、図
面について行ない、図面にはこの発明の好ましい実施例
が例として示してある。然し、この実施例は必ずしもこ
の発明の範囲全体を表わすものではなく、この発明の範
囲を解釈するに当たっては、特許請求の範囲を参照され
たい。
点は、以下の説明から明らかになろう。この説明は、図
面について行ない、図面にはこの発明の好ましい実施例
が例として示してある。然し、この実施例は必ずしもこ
の発明の範囲全体を表わすものではなく、この発明の範
囲を解釈するに当たっては、特許請求の範囲を参照され
たい。
【００１４】
【発明の詳しい説明】最初に図１について説明すると、
この発明を用いた、ゼネラル・エレクトリック・カンパ
ニイから“ＳＩＧＮＡ”の商品名で販売されている好ま
しいＮＭＲ装置の主な部品がブロック図で示されてい
る。この装置の全体的な動作は、１００で示したホスト
・コンピュータ・システムによって制御されるが、これ
が本体コンピュータ１０１（例えばデータ・ゼネラルＭ
Ｖ７８００）を含む。コンピュータにはインターフェー
ス１０２が付設されており、これを介して複数個のコン
ピュータ周辺装置及びＮＭＲ装置のその他の部品が結合
されている。コンピュータ周辺装置の内には磁気テープ
駆動装置１０４があり、これは患者データ及び像をテー
プに記録する為に本体コンピュータの指示のもとに利用
することが出来る。処理済の患者データは１１０で示し
た像ディスク記憶装置にも記憶することが出来る。像プ
ロセッサ１０８の作用は、拡大、像の比較、グレースケ
ールの調節及び実時間のデータ表示の様な対話形の像表
示の操作を行なうことである。コンピュータ・システム
は、１１２に示したディスク・データ記憶装置を利用し
て生データ（即ち、像に構成する前の）を記憶する手段
を備えている。オペレータ・コンソール１１６もインタ
ーフェース１０２を介してコンピュータに結合され、患
者の検査に関するデータ、並びに較正、走査の開始及び
終了の様なＮＭＲ装置を正しく動作させるのに必要なそ
の他のデータを入力する手段をオペレータに提供する。
オペレータ・コンソールは、ディスク又は磁気テープに
記憶された像を表示する為にも使われる。
この発明を用いた、ゼネラル・エレクトリック・カンパ
ニイから“ＳＩＧＮＡ”の商品名で販売されている好ま
しいＮＭＲ装置の主な部品がブロック図で示されてい
る。この装置の全体的な動作は、１００で示したホスト
・コンピュータ・システムによって制御されるが、これ
が本体コンピュータ１０１（例えばデータ・ゼネラルＭ
Ｖ７８００）を含む。コンピュータにはインターフェー
ス１０２が付設されており、これを介して複数個のコン
ピュータ周辺装置及びＮＭＲ装置のその他の部品が結合
されている。コンピュータ周辺装置の内には磁気テープ
駆動装置１０４があり、これは患者データ及び像をテー
プに記録する為に本体コンピュータの指示のもとに利用
することが出来る。処理済の患者データは１１０で示し
た像ディスク記憶装置にも記憶することが出来る。像プ
ロセッサ１０８の作用は、拡大、像の比較、グレースケ
ールの調節及び実時間のデータ表示の様な対話形の像表
示の操作を行なうことである。コンピュータ・システム
は、１１２に示したディスク・データ記憶装置を利用し
て生データ（即ち、像に構成する前の）を記憶する手段
を備えている。オペレータ・コンソール１１６もインタ
ーフェース１０２を介してコンピュータに結合され、患
者の検査に関するデータ、並びに較正、走査の開始及び
終了の様なＮＭＲ装置を正しく動作させるのに必要なそ
の他のデータを入力する手段をオペレータに提供する。
オペレータ・コンソールは、ディスク又は磁気テープに
記憶された像を表示する為にも使われる。
【００１５】コンピュータ・システム１００がシステム
制御装置１１８及び勾配増幅器装置１２８によってＮＭ
Ｒ装置に対して制御作用を及ぼす。コンピュータ１００
が、当業者に周知の形で、リンク１０３を介してシステ
ム制御装置１１８と連絡する。システム制御装置１１８
は、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０、配列プロ
セッサ１０６、無線周波トランシーバ１２２、状態及び
制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、及び部品を付勢する
のに必要な、全体を１２６で示した電源の様な幾つかの
装置を含む。ＰＣＭ １２０が本体コンピュータ１０１
から供給された制御信号を利用して、勾配コイルの励振
を制御するディジタル波形、並びにＲＦ励振パルスを変
調する為にトランシーバ１２２で利用されるＲＦ包絡線
波形の様なディジタル・タイミング及び制御信号を発生
する。勾配波形が、夫々Ｇx 、Ｇ y 及びＧz 増幅器１３
０，１３２，１３４で全体的に構成された勾配増幅器装
置１２８に印加される。各々の増幅器１３０，１３２，
１３４を利用して、全体を１３６で示した集成体の中に
ある対応する勾配コイルを励振する。付勢された時、勾
配コイルが主となる分極磁界と同じ方向に、磁界勾配Ｇ
x ，Ｇy ，Ｇz を発生する。これらの勾配は、デカルト
座標系の互いに直交するＸ−、Ｙ−及びＺ−軸の方向を
向いている。即ち、主磁石（図面に示してない）によっ
て発生された磁界がＺ方向であって、それをＢ0 と呼ぶ
ことにし、Ｚ方向の合計磁界をＢz と呼ぶことにする
と、Ｇx ＝ｄＢz ／ｄｘ、Ｇy ＝ｄＢz ／ｄy 、Ｇz ＝
ｄＢz ／ｄｚであり、任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）に於ける
磁界はＢ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｂ0 ＋Ｇx Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz
Ｚで表わされる。
制御装置１１８及び勾配増幅器装置１２８によってＮＭ
Ｒ装置に対して制御作用を及ぼす。コンピュータ１００
が、当業者に周知の形で、リンク１０３を介してシステ
ム制御装置１１８と連絡する。システム制御装置１１８
は、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０、配列プロ
セッサ１０６、無線周波トランシーバ１２２、状態及び
制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、及び部品を付勢する
のに必要な、全体を１２６で示した電源の様な幾つかの
装置を含む。ＰＣＭ １２０が本体コンピュータ１０１
から供給された制御信号を利用して、勾配コイルの励振
を制御するディジタル波形、並びにＲＦ励振パルスを変
調する為にトランシーバ１２２で利用されるＲＦ包絡線
波形の様なディジタル・タイミング及び制御信号を発生
する。勾配波形が、夫々Ｇx 、Ｇ y 及びＧz 増幅器１３
０，１３２，１３４で全体的に構成された勾配増幅器装
置１２８に印加される。各々の増幅器１３０，１３２，
１３４を利用して、全体を１３６で示した集成体の中に
ある対応する勾配コイルを励振する。付勢された時、勾
配コイルが主となる分極磁界と同じ方向に、磁界勾配Ｇ
x ，Ｇy ，Ｇz を発生する。これらの勾配は、デカルト
座標系の互いに直交するＸ−、Ｙ−及びＺ−軸の方向を
向いている。即ち、主磁石（図面に示してない）によっ
て発生された磁界がＺ方向であって、それをＢ0 と呼ぶ
ことにし、Ｚ方向の合計磁界をＢz と呼ぶことにする
と、Ｇx ＝ｄＢz ／ｄｘ、Ｇy ＝ｄＢz ／ｄy 、Ｇz ＝
ｄＢz ／ｄｚであり、任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）に於ける
磁界はＢ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｂ0 ＋Ｇx Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz
Ｚで表わされる。
【００１６】勾配磁界がトランシーバ１２２、ＲＦ増幅
器１２３及びＲＦコイル１３８によって発生された無線
周波パルスと組合せて利用され、検査している患者の領
域から出て来るＮＭＲ信号に空間情報を符号化する。パ
ルス制御モジュール１２０によって発生される波形及び
制御信号をトランシーバ装置１２２で、ＲＦ搬送波の変
調及びモード制御の為に利用する。送信モードでは、送
信器が制御信号に従って変調された無線周波波形をＲＦ
電力増幅器１２３に対して供給し、この増幅器が主磁石
集成体１４６の中にあるＲＦコイル１３８を付勢する。
患者内の励振された原子核によって放射されたＮＭＲ信
号が、送信に使われたのと同じ又は異なるＲＦコイルに
よって感知され、前置増幅器１３９によって増幅され
る。ＮＭＲ信号が、トランシーバ１２２の受信器部分で
増幅され、復調され、フィルタにかけられてディジタル
化される。処理済みのＮＭＲ信号が、専用の一方向リン
ク１０５を介して、処理の為に配列プロセッサ１０６に
送られる。
器１２３及びＲＦコイル１３８によって発生された無線
周波パルスと組合せて利用され、検査している患者の領
域から出て来るＮＭＲ信号に空間情報を符号化する。パ
ルス制御モジュール１２０によって発生される波形及び
制御信号をトランシーバ装置１２２で、ＲＦ搬送波の変
調及びモード制御の為に利用する。送信モードでは、送
信器が制御信号に従って変調された無線周波波形をＲＦ
電力増幅器１２３に対して供給し、この増幅器が主磁石
集成体１４６の中にあるＲＦコイル１３８を付勢する。
患者内の励振された原子核によって放射されたＮＭＲ信
号が、送信に使われたのと同じ又は異なるＲＦコイルに
よって感知され、前置増幅器１３９によって増幅され
る。ＮＭＲ信号が、トランシーバ１２２の受信器部分で
増幅され、復調され、フィルタにかけられてディジタル
化される。処理済みのＮＭＲ信号が、専用の一方向リン
ク１０５を介して、処理の為に配列プロセッサ１０６に
送られる。
【００１７】ＰＣＭ １２０及びＳＣＭ １２４は独立
の装置であって、その何れも直列通信リンク１０３を介
して、本体コンピュータ１０１、患者位置ぎめ装置１５
２の様な周辺装置及びお互いに連絡する。ＰＣＭ １２
０及びＳＣＭ １２４は何れも本体コンピュータ１０１
からの指令を処理する為の１６ビット・マイクロプロセ
ッサ（例えばインテル社の８０２８６）で構成される。
ＳＣＭ １２４は、患者揺台の位置及び可動の患者整合
灯ファン・ビーム（図に示してない）の位置に関する情
報を収集する手段を含む。この情報を本体コンピュータ
１０１で用いて、像の表示及び再生のパラメータを修正
する。ＳＣＭ １２４は、患者輸送及び整合装置の作動
の様な機能をも開始する。
の装置であって、その何れも直列通信リンク１０３を介
して、本体コンピュータ１０１、患者位置ぎめ装置１５
２の様な周辺装置及びお互いに連絡する。ＰＣＭ １２
０及びＳＣＭ １２４は何れも本体コンピュータ１０１
からの指令を処理する為の１６ビット・マイクロプロセ
ッサ（例えばインテル社の８０２８６）で構成される。
ＳＣＭ １２４は、患者揺台の位置及び可動の患者整合
灯ファン・ビーム（図に示してない）の位置に関する情
報を収集する手段を含む。この情報を本体コンピュータ
１０１で用いて、像の表示及び再生のパラメータを修正
する。ＳＣＭ １２４は、患者輸送及び整合装置の作動
の様な機能をも開始する。
【００１８】勾配コイル集成体１３６及びＲＦ送受信コ
イル１３８が、分極磁界を発生するのに用いられる磁石
の中孔の内部に取付けられている。磁石は、患者整合装
置１４８を含む主磁石集成体の一部分を形成する。シム
電源１４０を利用して、主磁石に関連するシム・コイル
を付勢するが、これは分極磁界内の非均質性を補正する
為に使われる。超導電磁石の場合、主電源１４２は、磁
石によって発生される分極磁界を正しい動作時の強さに
持って来るのに利用されるが、その後は切離される。患
者整合装置１４８が患者揺台及び輸送装置１５０及び患
者位置ぎめ装置１５２と組合さって動作する。外部の源
からの干渉を最小限に抑える為、ＮＭＲ装置のこう云う
部品は、全体を１４４で示したＲＦ遮蔽室の中に封入さ
れている。
イル１３８が、分極磁界を発生するのに用いられる磁石
の中孔の内部に取付けられている。磁石は、患者整合装
置１４８を含む主磁石集成体の一部分を形成する。シム
電源１４０を利用して、主磁石に関連するシム・コイル
を付勢するが、これは分極磁界内の非均質性を補正する
為に使われる。超導電磁石の場合、主電源１４２は、磁
石によって発生される分極磁界を正しい動作時の強さに
持って来るのに利用されるが、その後は切離される。患
者整合装置１４８が患者揺台及び輸送装置１５０及び患
者位置ぎめ装置１５２と組合さって動作する。外部の源
からの干渉を最小限に抑える為、ＮＭＲ装置のこう云う
部品は、全体を１４４で示したＲＦ遮蔽室の中に封入さ
れている。
【００１９】次に図１及び２について具体的に説明する
と、トランシーバ１２２が、電力増幅器１２３を介して
コイル１３８ＡにＲＦ励振磁界Ｂ1 を発生する部品と、
コイル１３８Ｂに誘起されたその結果のＮＭＲ信号を受
取る部品とを含む。ＲＦ励振磁界の基本周波数又は搬送
波周波数が、周波数合成器２００の制御のもとに発生さ
れる。この合成器は、本体コンピュータ１０１から通信
リンク１０３を介して１組のディジタル信号（ＣＦ）を
受取る。こう云うディジタル信号が、出力２０１に発生
されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示する。指
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加され、そこ
で、ＰＣＭ １２０からリンク１０３を介して受取った
信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、
発生しようとするＲＦ励振パルスの包絡線、従って帯域
幅を定める。これは、所望の包絡線を表わすＲＦ励振パ
ルスが発生される時、一連の記憶されているディジタル
値を逐次的に読出すことにより、ＰＣＭ １２０内で発
生される。この様に記憶されているディジタル値は、Ｒ
Ｆパルスの任意の所望の包絡線を発生することが出来る
様に、コンピュータ１００によって変更することが出来
る。線２０５から出力されるＲＦ励振パルスの大きさ
は、通信リンク１０３を介して本体コンピュータ１０１
からディジタル信号ＴＡを受取る送信減衰器回路２０６
によって減衰させられる。減衰させられたＲＦ励振パル
スが電力増幅器１２３に印加され、これがＲＦ送信器コ
イル１３８Ａを駆動する。トランシーバ１２２のこの部
分について更に詳しいことは、米国特許第４，９５２，
８７７号を参照されたい。
と、トランシーバ１２２が、電力増幅器１２３を介して
コイル１３８ＡにＲＦ励振磁界Ｂ1 を発生する部品と、
コイル１３８Ｂに誘起されたその結果のＮＭＲ信号を受
取る部品とを含む。ＲＦ励振磁界の基本周波数又は搬送
波周波数が、周波数合成器２００の制御のもとに発生さ
れる。この合成器は、本体コンピュータ１０１から通信
リンク１０３を介して１組のディジタル信号（ＣＦ）を
受取る。こう云うディジタル信号が、出力２０１に発生
されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示する。指
令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加され、そこ
で、ＰＣＭ １２０からリンク１０３を介して受取った
信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、
発生しようとするＲＦ励振パルスの包絡線、従って帯域
幅を定める。これは、所望の包絡線を表わすＲＦ励振パ
ルスが発生される時、一連の記憶されているディジタル
値を逐次的に読出すことにより、ＰＣＭ １２０内で発
生される。この様に記憶されているディジタル値は、Ｒ
Ｆパルスの任意の所望の包絡線を発生することが出来る
様に、コンピュータ１００によって変更することが出来
る。線２０５から出力されるＲＦ励振パルスの大きさ
は、通信リンク１０３を介して本体コンピュータ１０１
からディジタル信号ＴＡを受取る送信減衰器回路２０６
によって減衰させられる。減衰させられたＲＦ励振パル
スが電力増幅器１２３に印加され、これがＲＦ送信器コ
イル１３８Ａを駆動する。トランシーバ１２２のこの部
分について更に詳しいことは、米国特許第４，９５２，
８７７号を参照されたい。
【００２０】更に図１及び２の説明を続けると、被検体
によって発生されたＮＭＲ信号を受信コイル１３８Ｂで
拾い、受信器２０７の入力に印加する。受信器２０７が
ＮＭＲ信号を増幅し、それが、リンク１０３を介して本
体コンピュータ１０１から受取ったディジタル減衰信号
（ＲＡ）によって決められた分だけ、減衰させられる。
受信器２０７のターンオン及びターンオフも、ＰＣＭ
１２０から線２１１を介して送られる信号によって行な
われ、ＮＭＲ信号が、行なっている特定の収集に必要な
期間の間だけ収集される様にする。
によって発生されたＮＭＲ信号を受信コイル１３８Ｂで
拾い、受信器２０７の入力に印加する。受信器２０７が
ＮＭＲ信号を増幅し、それが、リンク１０３を介して本
体コンピュータ１０１から受取ったディジタル減衰信号
（ＲＡ）によって決められた分だけ、減衰させられる。
受信器２０７のターンオン及びターンオフも、ＰＣＭ
１２０から線２１１を介して送られる信号によって行な
われ、ＮＭＲ信号が、行なっている特定の収集に必要な
期間の間だけ収集される様にする。
【００２１】受信したＮＭＲ信号はラーモア周波数又は
大体その周波数であり、好ましい実施例では、これが約
６３．８６ MHz である。この高い周波数の信号が、復
調器２０８で２段階の過程によって復調される。復調器
は、最初にＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合
し、次にその結果得られた差信号を線２０４の２．５MH
z の基準信号と混合する。この結果線２１２に得られる
復調されたＮＭＲ信号は１２５ kHz の帯域幅を持ち、
１８７．５ kHz の周波数を中心とする。復調されたＮ
ＭＲ信号がアナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０
９の入力に印加され、この変換器が２５０ kHz の速度
で、アナログ信号を標本化してディジタル化する。Ａ／
Ｄ変換器２０９の出力がディジタル直角位相検波器２１
０に印加され、これが受信したディジタル信号に対応す
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。こうして受信したＮＭＲ信号から
得られたディジタル化されたＩ及びＱ値のストリーム
が、母線１０５を介して配列プロセッサに出力され、そ
こで像を再生する為に用いられる。
大体その周波数であり、好ましい実施例では、これが約
６３．８６ MHz である。この高い周波数の信号が、復
調器２０８で２段階の過程によって復調される。復調器
は、最初にＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合
し、次にその結果得られた差信号を線２０４の２．５MH
z の基準信号と混合する。この結果線２１２に得られる
復調されたＮＭＲ信号は１２５ kHz の帯域幅を持ち、
１８７．５ kHz の周波数を中心とする。復調されたＮ
ＭＲ信号がアナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０
９の入力に印加され、この変換器が２５０ kHz の速度
で、アナログ信号を標本化してディジタル化する。Ａ／
Ｄ変換器２０９の出力がディジタル直角位相検波器２１
０に印加され、これが受信したディジタル信号に対応す
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。こうして受信したＮＭＲ信号から
得られたディジタル化されたＩ及びＱ値のストリーム
が、母線１０５を介して配列プロセッサに出力され、そ
こで像を再生する為に用いられる。
【００２２】受信したＮＭＲ信号に含まれている位相情
報を保存する為、送信器部分にある変調器２０２及び受
信器部分にある復調器２０８の両方は共通の信号で動作
させる。具体的に云うと、周波数合成器２００の出力２
０１の搬送波信号と基準周波数発生器２０３の出力２０
４の２．５ MHz の基準信号が、変調過程でも復調過程
でも用いられる。こうして位相の一貫性が保たれ、受信
して復調されたＮＭＲ信号の位相変化が、励振されたス
ピンによって生じた位相変化を正確に表わす様にする。
２．５ MHz の基準信号並びに５、１０及び６０ MHz
の基準信号が、共通の１０ MHz のクロック信号から基
準周波数発生器２０３によって発生され、後に述べた３
つの基準信号が、出力２０１に搬送波信号を発生する為
に周波数合成器２００で用いられる。受信器について更
に詳しいことは、米国特許第４，９９２，７３６号を参
照されたい。
報を保存する為、送信器部分にある変調器２０２及び受
信器部分にある復調器２０８の両方は共通の信号で動作
させる。具体的に云うと、周波数合成器２００の出力２
０１の搬送波信号と基準周波数発生器２０３の出力２０
４の２．５ MHz の基準信号が、変調過程でも復調過程
でも用いられる。こうして位相の一貫性が保たれ、受信
して復調されたＮＭＲ信号の位相変化が、励振されたス
ピンによって生じた位相変化を正確に表わす様にする。
２．５ MHz の基準信号並びに５、１０及び６０ MHz
の基準信号が、共通の１０ MHz のクロック信号から基
準周波数発生器２０３によって発生され、後に述べた３
つの基準信号が、出力２０１に搬送波信号を発生する為
に周波数合成器２００で用いられる。受信器について更
に詳しいことは、米国特許第４，９９２，７３６号を参
照されたい。
【００２３】図３について具体的に説明すると、２ＤＦ
Ｔ ＲＡＲＥ順序と呼ばれる普通の速いスピン・エコー
ＮＭＲパルス順序が示されている。判り易くする為、図
３には４つのエコー信号３０１−３０４しか示してない
が、更に多くのエコー信号を発生して収集することが出
来ることを承知されたい。これらのＮＭＲエコー信号
が、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在のもと
に、９０°ＲＦ励振パルス３０５が発生されて患者内の
スライスの横方向磁化を生ずることによって発生され
る。この横方向磁化が各々の選択性ＲＦ再集束パルス３
０７によって再集束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号
３０１−３０４を生じ、それらのエコー信号がＧx 読出
し勾配パルス３０８の存在のもとに収集される。各々の
ＮＭＲスピン・エコー信号３０１−３０４が、夫々のＧ
y 位相符号化パルス３０９−３１３によって別々に位相
符号化されている。各々の位相符号化パルスの大きさが
異なり、それが２５６個の値を歩進して、完全な走査の
間に、２５６個の別々のビューを収集する。これによっ
て、ｙ方向に２５６個の別々の画素を持つ像を再生する
ことが出来る様になる。各々のＮＭＲスピン・エコー信
号が、各々の信号の２５６個のサンプルをディジタル化
することによって収集される。その結果、１つの像に対
する走査が完了した時、図３に示したパルス順序の１６
回のショット（２５６／１６＝１６）が実施され、２５
６×２５６画素の複素数の配列が収集される。この像デ
ータ配列に対して２Ｄフーリエ変換を実施し、次にこう
して得られた各々の複素数の画素の絶対値を計算するこ
とにより、像が再生される。こうして、２５６×２５６
画素の像が発生され、各々の画素の輝度は、変換された
配列内の対応する要素の大きさによって決定される。
Ｔ ＲＡＲＥ順序と呼ばれる普通の速いスピン・エコー
ＮＭＲパルス順序が示されている。判り易くする為、図
３には４つのエコー信号３０１−３０４しか示してない
が、更に多くのエコー信号を発生して収集することが出
来ることを承知されたい。これらのＮＭＲエコー信号
が、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在のもと
に、９０°ＲＦ励振パルス３０５が発生されて患者内の
スライスの横方向磁化を生ずることによって発生され
る。この横方向磁化が各々の選択性ＲＦ再集束パルス３
０７によって再集束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号
３０１−３０４を生じ、それらのエコー信号がＧx 読出
し勾配パルス３０８の存在のもとに収集される。各々の
ＮＭＲスピン・エコー信号３０１−３０４が、夫々のＧ
y 位相符号化パルス３０９−３１３によって別々に位相
符号化されている。各々の位相符号化パルスの大きさが
異なり、それが２５６個の値を歩進して、完全な走査の
間に、２５６個の別々のビューを収集する。これによっ
て、ｙ方向に２５６個の別々の画素を持つ像を再生する
ことが出来る様になる。各々のＮＭＲスピン・エコー信
号が、各々の信号の２５６個のサンプルをディジタル化
することによって収集される。その結果、１つの像に対
する走査が完了した時、図３に示したパルス順序の１６
回のショット（２５６／１６＝１６）が実施され、２５
６×２５６画素の複素数の配列が収集される。この像デ
ータ配列に対して２Ｄフーリエ変換を実施し、次にこう
して得られた各々の複素数の画素の絶対値を計算するこ
とにより、像が再生される。こうして、２５６×２５６
画素の像が発生され、各々の画素の輝度は、変換された
配列内の対応する要素の大きさによって決定される。
【００２４】更に図３について説明すると、ＮＭＲスピ
ン・エコー信号３０１−３０４のＴ 2 減衰が破線３１５
で示されている。減衰速度は組織の種類が違うと異な
り、ＦＳＥ ＮＭＲ作像の普通の方式は、有効なエコー
時間を慎重に選ぶことにより、他の組織に較べてある組
織のコントラストを強めることである。この有効なエコ
ー時間が、主に像のコントラストを左右する中心の又は
低次のビューの実際のエコー時間（ＴＥ）によって決定
される。例えば、人間の膝の関節の像にある筋肉の組織
を強める為には、筋肉組織のＴ2 減衰速度が高く、可能
な最も短い有効なエコー時間（ＴＥ）が望まれるので、
各々のショットで最初のスピン・エコー信号を低次の位
相符号化値に符号化することが出来る。他方、膝の関節
内の流体を強めた像を作るには、エコー時間ＴＥがずっ
と長い後のエコー信号から、低次の位相符号化のビュー
を収集することが出来る。関節の流体のＴ2 減衰速度は
筋肉組織の減衰速度よりもずっと小さく、その結果、こ
う云う流体は比例的により多くの信号を寄与し、そのコ
ントラストが筋肉組織に較べて強化される。
ン・エコー信号３０１−３０４のＴ 2 減衰が破線３１５
で示されている。減衰速度は組織の種類が違うと異な
り、ＦＳＥ ＮＭＲ作像の普通の方式は、有効なエコー
時間を慎重に選ぶことにより、他の組織に較べてある組
織のコントラストを強めることである。この有効なエコ
ー時間が、主に像のコントラストを左右する中心の又は
低次のビューの実際のエコー時間（ＴＥ）によって決定
される。例えば、人間の膝の関節の像にある筋肉の組織
を強める為には、筋肉組織のＴ2 減衰速度が高く、可能
な最も短い有効なエコー時間（ＴＥ）が望まれるので、
各々のショットで最初のスピン・エコー信号を低次の位
相符号化値に符号化することが出来る。他方、膝の関節
内の流体を強めた像を作るには、エコー時間ＴＥがずっ
と長い後のエコー信号から、低次の位相符号化のビュー
を収集することが出来る。関節の流体のＴ2 減衰速度は
筋肉組織の減衰速度よりもずっと小さく、その結果、こ
う云う流体は比例的により多くの信号を寄与し、そのコ
ントラストが筋肉組織に較べて強化される。
【００２５】普通のＦＳＥパルス順序では、ＮＭＲエコ
ー信号３０１−３０４は、破線３１５に沿って滑かに減
衰しない。その代りに、ＮＭＲ信号３０１−３０５の大
きさは、特に早いＮＭＲエコー信号の間、この最適のＴ
2 減衰曲線の下方にかなり振動することがある。これが
図４に例示されている。この図でＴ2 は非常に大きいと
仮定しており、縦軸はＮＭＲエコー信号の強さ、横軸は
ショット内のＮＭＲエコー信号の番号である。各々の線
が、記入した一定のフリップ角を持つＲＦ再集束パルス
によって発生されたＮＭＲエコー信号の大きさを表わ
す。この図はθ＝１０°からθ＝１７０°までのフリッ
プ角を示しており、この図から、完全な１８０°ＲＦ再
集束パルスが発生された時には、信号レベルの変動の問
題が生じないことは明らかであろう。この代りに、フリ
ップ角が１８０°より下がると、早いＮＭＲエコー信号
の大きさの振動は、１８０°よりも少し小さいフリップ
角でも、かなりになる。フリップ角が更に減少すると、
平衡状態に達するまでに、より多くのＮＭＲエコー信号
が影響を受けるが、振動はそれ程目立たなくなる。
ー信号３０１−３０４は、破線３１５に沿って滑かに減
衰しない。その代りに、ＮＭＲ信号３０１−３０５の大
きさは、特に早いＮＭＲエコー信号の間、この最適のＴ
2 減衰曲線の下方にかなり振動することがある。これが
図４に例示されている。この図でＴ2 は非常に大きいと
仮定しており、縦軸はＮＭＲエコー信号の強さ、横軸は
ショット内のＮＭＲエコー信号の番号である。各々の線
が、記入した一定のフリップ角を持つＲＦ再集束パルス
によって発生されたＮＭＲエコー信号の大きさを表わ
す。この図はθ＝１０°からθ＝１７０°までのフリッ
プ角を示しており、この図から、完全な１８０°ＲＦ再
集束パルスが発生された時には、信号レベルの変動の問
題が生じないことは明らかであろう。この代りに、フリ
ップ角が１８０°より下がると、早いＮＭＲエコー信号
の大きさの振動は、１８０°よりも少し小さいフリップ
角でも、かなりになる。フリップ角が更に減少すると、
平衡状態に達するまでに、より多くのＮＭＲエコー信号
が影響を受けるが、振動はそれ程目立たなくなる。
【００２６】ＲＦ再集束パルスがスライス選択性である
為に、問題が生ずる。図５に示す様に、この様なスライ
ス選択性ＲＦパルスのスライスの輪郭３１９が、選ばれ
たスライスの中心領域３２０に１８０°のフリップ角を
持たせることがあるが、その縁の近くにあるスピンに与
えられるフリップ角は次第に減少する。従って、中心領
域３２０にあるスピンが比較的一定の大きさを持つＮＭ
Ｒエコー信号成分を生ずるが、残りのスピンが発生する
ＮＭＲエコー信号成分は、そのフリップ角並びに図４の
対応する曲線の関数として、相異なるパターンで振動す
る。この発明の目的は、励振されたスライス内にある全
てのスピンに対し、ＮＭＲエコー信号中のこの様な振動
を除く様な選択性ＲＦ再集束パルスを発生することであ
る。
為に、問題が生ずる。図５に示す様に、この様なスライ
ス選択性ＲＦパルスのスライスの輪郭３１９が、選ばれ
たスライスの中心領域３２０に１８０°のフリップ角を
持たせることがあるが、その縁の近くにあるスピンに与
えられるフリップ角は次第に減少する。従って、中心領
域３２０にあるスピンが比較的一定の大きさを持つＮＭ
Ｒエコー信号成分を生ずるが、残りのスピンが発生する
ＮＭＲエコー信号成分は、そのフリップ角並びに図４の
対応する曲線の関数として、相異なるパターンで振動す
る。この発明の目的は、励振されたスライス内にある全
てのスピンに対し、ＮＭＲエコー信号中のこの様な振動
を除く様な選択性ＲＦ再集束パルスを発生することであ
る。
【００２７】最初に、非選択性ＲＦ再集束パルスを使
い、全てのスピンが同じＲＦ励振及び再集束用フリップ
角の作用を受ける様な場合を考える。各々の再集束パル
スのフリップ角θi が判っていれば、各々の信号に対す
る出力信号の大きさは、ジャーナル・オブ・マグネティ
ック・レゾナンス誌、７８、３９７−４０７（１９８８
年）所載のＪ．ヘニングの論文「再集束用の小さいフリ
ップ角を持つ多重エコー作像順序」に記載されたブロッ
ホ方程式を用いて計算することが出来る。この問題に対
する解決策はその逆である。と云うのも、各々の定常状
態のＮＭＲエコー信号Ｓi がＲＦ再集束パルスの必要な
フリップ角θi を決定するからである。その結果、安定
化したエコー信号出力Ｓを生ずる様な章動角すなわちフ
リップ角θ i の一意的な順序になる。
い、全てのスピンが同じＲＦ励振及び再集束用フリップ
角の作用を受ける様な場合を考える。各々の再集束パル
スのフリップ角θi が判っていれば、各々の信号に対す
る出力信号の大きさは、ジャーナル・オブ・マグネティ
ック・レゾナンス誌、７８、３９７−４０７（１９８８
年）所載のＪ．ヘニングの論文「再集束用の小さいフリ
ップ角を持つ多重エコー作像順序」に記載されたブロッ
ホ方程式を用いて計算することが出来る。この問題に対
する解決策はその逆である。と云うのも、各々の定常状
態のＮＭＲエコー信号Ｓi がＲＦ再集束パルスの必要な
フリップ角θi を決定するからである。その結果、安定
化したエコー信号出力Ｓを生ずる様な章動角すなわちフ
リップ角θ i の一意的な順序になる。
【００２８】更に具体的に云うと、ブロッホ方程式は、
再集束パルスの章動角θi が判っている時、エコー信号
の大きさＳi の帰納的な計算が出来る様にする。
再集束パルスの章動角θi が判っている時、エコー信号
の大きさＳi の帰納的な計算が出来る様にする。
【００２９】
【数１】
【００３０】Ｑi 、Ｐi はＺ及びＺ-1の多項式で実数係
数を持つ。
数を持つ。
【００３１】
【数２】
【００３２】エコー信号Ｓi は次の式
【００３３】
【数３】
Ｓi ＝ｊｑ0 i （３）
によって、多項式Ｑi の零次係数から見出される。エコ
ー信号の一定の大きさＳを維持する様な章動角θi の順
序を見つけると云う逆の問題は次の一意的な解を持つ。
ー信号の一定の大きさＳを維持する様な章動角θi の順
序を見つけると云う逆の問題は次の一意的な解を持つ。
【００３４】
【数４】
【００３５】この式は、式（１）に示す帰納式と組合せ
ると、一定の又は安定化した一連のエコー信号Ｓを維持
する様な章動角θi の順序を生ずる。付表Ａは式（１）
及び（４）を用いてｔi の値を生ずるＣ言語プログラム
のリストである。この時、所望の章動角θi は次の様に
計算される。
ると、一定の又は安定化した一連のエコー信号Ｓを維持
する様な章動角θi の順序を生ずる。付表Ａは式（１）
及び（４）を用いてｔi の値を生ずるＣ言語プログラム
のリストである。この時、所望の章動角θi は次の様に
計算される。
【００３６】
【数５】
【００３７】式（１）及び（４）を帰納的に解く代り
に、所望のエコー信号の振幅Ｓに対する下記の式に従っ
て、最初の幾つかのエコー信号に対するｔi の値を直接
的に計算することが出来る。
に、所望のエコー信号の振幅Ｓに対する下記の式に従っ
て、最初の幾つかのエコー信号に対するｔi の値を直接
的に計算することが出来る。
【００３８】
【数６】
【００３９】ｔi に対するこの解析方程式は見つけるの
が次第に困難になるが、所望の入力信号ｓi に対する値
は、所望の出力信号（Ｓ）の関数として表に作成して、
図６に示す様な１組の滑かな曲線を作ることが出来る。
図６について具体的に説明すると、横軸は所望の出力信
号の大きさ（Ｓ）であり、縦軸はＲＦ再集束パルスの振
幅（ｓ）である。一列の安定化信号を設計するには、所
望の出力信号（Ｓ）を拾い出し、その点から横軸上で垂
直線を引く。その垂直線が一番左の曲線３２５と交わる
所で、縦軸に対して水平に線を引くと、それが最初のＲ
Ｆ再集束パルスの必要な振幅（ｓ）を示す。同様に、垂
直線が一番左から２番目の曲線３２６と交わる所では、
縦軸が安定化したＮＭＲエコー信号を発生する為の２番
目のＲＦ再集束パルスに必要な振幅を示す。列の中の後
続のエコー信号に対して、この過程を繰返す。各々のエ
コーに対する曲線が、一層大きい振幅（即ち、章動角）
及び一層大きいエコー番号の関数として、同じ曲線３２
７上に全て収斂することは図６のグラフから明らかであ
る。安定化させるべきエコー信号の数は特定の状況に依
存するが、大きい章動角しか関係しない場合のエコー信
号１つから、小さい章動角を用いる場合の１０個もの多
くのエコー信号までの範囲にわたることがある。
が次第に困難になるが、所望の入力信号ｓi に対する値
は、所望の出力信号（Ｓ）の関数として表に作成して、
図６に示す様な１組の滑かな曲線を作ることが出来る。
図６について具体的に説明すると、横軸は所望の出力信
号の大きさ（Ｓ）であり、縦軸はＲＦ再集束パルスの振
幅（ｓ）である。一列の安定化信号を設計するには、所
望の出力信号（Ｓ）を拾い出し、その点から横軸上で垂
直線を引く。その垂直線が一番左の曲線３２５と交わる
所で、縦軸に対して水平に線を引くと、それが最初のＲ
Ｆ再集束パルスの必要な振幅（ｓ）を示す。同様に、垂
直線が一番左から２番目の曲線３２６と交わる所では、
縦軸が安定化したＮＭＲエコー信号を発生する為の２番
目のＲＦ再集束パルスに必要な振幅を示す。列の中の後
続のエコー信号に対して、この過程を繰返す。各々のエ
コーに対する曲線が、一層大きい振幅（即ち、章動角）
及び一層大きいエコー番号の関数として、同じ曲線３２
７上に全て収斂することは図６のグラフから明らかであ
る。安定化させるべきエコー信号の数は特定の状況に依
存するが、大きい章動角しか関係しない場合のエコー信
号１つから、小さい章動角を用いる場合の１０個もの多
くのエコー信号までの範囲にわたることがある。
【００４０】こう云う安定化用のグラフは、例えば、普
通の１８０°の再集束パルスの代りに小さい章動角（例
えば１３０°）を使う場合のＲＦ再集束パルスを設計す
る為に用いることが出来る。この様なＲＦ再集束パルス
は、例えば、全体的な走査時間を短縮する為に再集束パ
ルスの持続時間を短くし、従ってその振幅を増加しなけ
ればならず、患者のＳＡＲ限界を越えることがある様な
場合に使うことが出来る。この発明は、エコー信号の大
きさの変動に著しい犠牲を払わずに、この様な小さい章
動の再集束パルスを使うことが出来る様にする。
通の１８０°の再集束パルスの代りに小さい章動角（例
えば１３０°）を使う場合のＲＦ再集束パルスを設計す
る為に用いることが出来る。この様なＲＦ再集束パルス
は、例えば、全体的な走査時間を短縮する為に再集束パ
ルスの持続時間を短くし、従ってその振幅を増加しなけ
ればならず、患者のＳＡＲ限界を越えることがある様な
場合に使うことが出来る。この発明は、エコー信号の大
きさの変動に著しい犠牲を払わずに、この様な小さい章
動の再集束パルスを使うことが出来る様にする。
【００４１】然し、上に述べた様に、この発明は、ＦＳ
Ｅ順序に選択性１８０°ＲＦ再集束パルスを用いる場合
にも用いることが出来る。図５について再び説明する
と、普通のスライス選択輪郭３１９では、サブスライス
３２０として示した領域にわたるスピンの薄板が所望の
１８０°の章動角で励振される。然し、この中心のサブ
スライス３２０の両側に縁を接する遷移領域３３０で
は、そうではない。こう云う遷移領域３３０は、別々の
フリップ角を持つ１組の別々のサブスライスと見なすこ
とが出来る。安定化しない限り、こういう遷移領域３３
０にあるスピンが生ずるＮＭＲ信号成分は、各々のＦＳ
Ｅショットの早期の間、振幅がかなり大幅に変化する。
こう云う遷移スピンが全体的なＮＭＲエコー信号に持つ
寄与は、スライスの厚さ及びスライスの輪郭の関数とし
て変化するが、それはかなりの大きさであり、その結果
生ずるエコー信号の大きさが振動する。
Ｅ順序に選択性１８０°ＲＦ再集束パルスを用いる場合
にも用いることが出来る。図５について再び説明する
と、普通のスライス選択輪郭３１９では、サブスライス
３２０として示した領域にわたるスピンの薄板が所望の
１８０°の章動角で励振される。然し、この中心のサブ
スライス３２０の両側に縁を接する遷移領域３３０で
は、そうではない。こう云う遷移領域３３０は、別々の
フリップ角を持つ１組の別々のサブスライスと見なすこ
とが出来る。安定化しない限り、こういう遷移領域３３
０にあるスピンが生ずるＮＭＲ信号成分は、各々のＦＳ
Ｅショットの早期の間、振幅がかなり大幅に変化する。
こう云う遷移スピンが全体的なＮＭＲエコー信号に持つ
寄与は、スライスの厚さ及びスライスの輪郭の関数とし
て変化するが、それはかなりの大きさであり、その結果
生ずるエコー信号の大きさが振動する。
【００４２】選ばれたスライスを１組のサブスライスと
見なすべきであって、各々のサブスライスによって発生
されたエコー信号を上に述べた様にして安定化すべきで
あると云うのが、この発明の考えである。図５のスライ
ス輪郭内にある各々のサブスライスに対し、図６のグラ
フを用いて、安定化されたＮＭＲエコー信号を発生する
のに必要なＲＦ信号の強さ（ｓ）を決定する。云い換え
れば、このショット内の各々のエコー信号に対し、図５
のスライス輪郭３１９上の点（Ｓ）を図６の適切な曲線
を通じて写像（mapping ）し、図５の破線３３１で示す
様な、安定化スライス輪郭上の対応する点（ｓ）を発生
する。例えば、最初のエコー信号に対しては、ＲＦ再集
束パルスの輪郭の点３３２を破線３３３で示す様に、図
６の曲線３２５を通じて写像する。その結果得られる入
力信号（ｓ）が安定化スライス輪郭３３１上の点３３４
によって示されている。スライス輪郭３１９上の各々の
点に対してこの過程を繰返し、安定化スライス輪郭３３
１を作る。その後、図６の対応する曲線を通じての写像
により、このショット内の２番目及び後続のエコー信号
に対し、この過程を繰返すことが出来る。
見なすべきであって、各々のサブスライスによって発生
されたエコー信号を上に述べた様にして安定化すべきで
あると云うのが、この発明の考えである。図５のスライ
ス輪郭内にある各々のサブスライスに対し、図６のグラ
フを用いて、安定化されたＮＭＲエコー信号を発生する
のに必要なＲＦ信号の強さ（ｓ）を決定する。云い換え
れば、このショット内の各々のエコー信号に対し、図５
のスライス輪郭３１９上の点（Ｓ）を図６の適切な曲線
を通じて写像（mapping ）し、図５の破線３３１で示す
様な、安定化スライス輪郭上の対応する点（ｓ）を発生
する。例えば、最初のエコー信号に対しては、ＲＦ再集
束パルスの輪郭の点３３２を破線３３３で示す様に、図
６の曲線３２５を通じて写像する。その結果得られる入
力信号（ｓ）が安定化スライス輪郭３３１上の点３３４
によって示されている。スライス輪郭３１９上の各々の
点に対してこの過程を繰返し、安定化スライス輪郭３３
１を作る。その後、図６の対応する曲線を通じての写像
により、このショット内の２番目及び後続のエコー信号
に対し、この過程を繰返すことが出来る。
【００４３】各々のＲＦ再集束パルスに対する安定化ス
ライス輪郭、並びにＩＥＥＥトランザクションズ・オン
・メディカル・イメージング誌、第１０巻第１号（１９
９１年３月号）所載のジョン・ポーリ他の論文「シナー
ル・ル・ルー選択性励振パルスの設計アルゴリズムに対
するパラメータの関係」に記載されたＳＬＲアルゴリズ
ムを用いて、各々の安定化ＮＭＲエコー信号を発生する
のに必要なＲＦ焦点パルスの波形を計算することが出来
る。こうして得られた波形がＰＣＭ １２０（図１）に
記憶され、トランシーバ１２２からＲＦ再集束パルス３
０７を発生する際、ＲＦ波形を制御する前に述べた信号
Ｒ（ｔ）として繰出される。
ライス輪郭、並びにＩＥＥＥトランザクションズ・オン
・メディカル・イメージング誌、第１０巻第１号（１９
９１年３月号）所載のジョン・ポーリ他の論文「シナー
ル・ル・ルー選択性励振パルスの設計アルゴリズムに対
するパラメータの関係」に記載されたＳＬＲアルゴリズ
ムを用いて、各々の安定化ＮＭＲエコー信号を発生する
のに必要なＲＦ焦点パルスの波形を計算することが出来
る。こうして得られた波形がＰＣＭ １２０（図１）に
記憶され、トランシーバ１２２からＲＦ再集束パルス３
０７を発生する際、ＲＦ波形を制御する前に述べた信号
Ｒ（ｔ）として繰出される。
【００４４】
【表１】
【図１】この発明を用いたＮＭＲ装置のブロック図。
【図２】図１のＮＭＲ装置の一部分を形成するトランシ
ーバの電気的なブロック図。
ーバの電気的なブロック図。
【図３】速いスピン・エコー・パルス順序を示すグラ
フ。
フ。
【図４】エコー番号及びフリップ角の関数としてのＮＭ
Ｒエコー信号の大きさの変動を示すグラフ。
Ｒエコー信号の大きさの変動を示すグラフ。
【図５】典型的なスライス選択パルス順序に於ける励振
輪郭を示すグラフ。
輪郭を示すグラフ。
【図６】この発明に従った安定化ＮＭＲエコー信号を作
る為に、図３のＦＳＥパルス順序にある各々のＲＦ再集
束パルスに必要なＲＦ再集束パルスの大きさを示すグラ
フ。
る為に、図３のＦＳＥパルス順序にある各々のＲＦ再集
束パルスに必要なＲＦ再集束パルスの大きさを示すグラ
フ。
１０１ 本体コンピュータ
１２０ パルス制御モジュール
１２２ トランシーバ
１２８ 勾配増幅器装置
１３６ 勾配コイル集成体
１３８ ＲＦ送受信コイル
１３９ 前置増幅器
１４６ 主磁石集成体
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 特開 平３−178635（ＪＰ，Ａ)
特開 平４−364828（ＪＰ，Ａ)
特開 平５−237066（ＪＰ，Ａ)
特開 平３−103236（ＪＰ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (2)
- 【請求項１】 分極磁界を発生する手段と、 該分極磁界の作用を受けるスピンに横方向磁化を生じさ
せるＲＦ励振磁界を発生する励振手段と、 前記横方向磁化によって発生されたＮＭＲ信号を感知し
て、該ＮＭＲ信号のディジタル化サンプルを発生する受
信手段と、 前記ＮＭＲ信号を位相符号化する為の第１の磁界勾配を
発生する第１の勾配手段と、 前記ＮＭＲ信号を周波数符号化する為の第２の磁界勾配
を発生する第２の勾配手段と、 前記励振手段、前記第１の勾配手段、前記第２の勾配手
段及び前記受信手段に結合されていて、速いスピン・エ
コー・パルス順序を実施することにより、前記励振手段
によって発生された一連のＲＦ再集束パルスに応答し
て、対応する一連のＮＭＲエコー信号を発生させると共
に、前記一連のＲＦ再集束パルスの中の最初の１つ以上
のＲＦ再集束パルスによって生ずるフリップ角を変える
ことによって前記ＮＭＲエコー信号を安定化するパルス
制御手段とを有するＮＭＲ装置。 - 【請求項２】 分極磁界を発生する手段と、 該分極磁界の作用を受けるスピンに横方向磁化を生じさ
せるＲＦ励振磁界を発生する励振手段と、 前記横方向磁化によって発生されたＮＭＲ信号を感知し
て、該ＮＭＲ信号のディジタル化サンプルを発生する受
信手段と、 前記ＮＭＲ信号を位相符号化する為の第１の磁界勾配を
発生する第１の勾配手段と、 前記ＮＭＲ信号を周波数符号化する為の第２の磁界勾配
を発生する第２の勾配手段と、 前記励振手段によって横方向に磁化されたスピンのスラ
イスを選択する為の第３の磁界勾配を発生する第３の勾
配手段と、 前記励振手段、前記第１の勾配手段、前記第２の勾配手
段、前記第３の勾配手段及び前記受信手段に結合されて
いて、速いスピン・エコー・パルス順序を実施すること
により、前記第３の勾配手段によって発生されたスライ
ス選択パルスと同時に、前記励振手段によって発生され
た対応する一連の選択性ＲＦ再集束パルスに応答して、
対応する一連のＮＭＲエコー信号を発生すると共に、１
つ以上のサブスライス成分に対する前記選択性ＲＦ再集
束パルスによって生ずるフリップ角を変えることによっ
て、前記ＮＭＲエコー信号が安定化するパルス制御手段
とを有するＮＭＲ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/920,952 US5315249A (en) | 1992-07-28 | 1992-07-28 | Stabilized fast spin echo NMR pulse sequence |
| US920952 | 1992-07-28 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06181906A JPH06181906A (ja) | 1994-07-05 |
| JP3411936B2 true JP3411936B2 (ja) | 2003-06-03 |
Family
ID=25444676
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP18179193A Expired - Lifetime JP3411936B2 (ja) | 1992-07-28 | 1993-07-23 | Ｎｍｒ装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5315249A (ja) |
| JP (1) | JP3411936B2 (ja) |
Families Citing this family (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4326902C1 (de) * | 1993-08-11 | 1994-10-27 | Hennig Juergen | Verfahren der bildgebenden Kernspintomographie zur Erzeugung von RARE-Bildern mit zusätzlicher Präparation der Magnetisierung zur Kontrastvariation |
| US5499629A (en) * | 1994-02-01 | 1996-03-19 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Slice profile stabilization for segmented k-space magnetic resonance imaging |
| US5517118A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-14 | Panacea Medical Laboratories | Subslicing for remotely positioned MRI |
| AU5524796A (en) * | 1995-05-05 | 1996-11-21 | Motorola, Inc. | Method and system for demodulation of multi-level pcm |
| WO1999017656A1 (en) * | 1997-10-07 | 1999-04-15 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Methods for view angle tilt imaging of interventional devices providing adjustment of device contrast |
| US6166544A (en) | 1998-11-25 | 2000-12-26 | General Electric Company | MR imaging system with interactive image contrast control |
| US6396266B1 (en) | 1998-11-25 | 2002-05-28 | General Electric Company | MR imaging system with interactive MR geometry prescription control |
| US6597170B1 (en) * | 2000-06-29 | 2003-07-22 | Baker Hughes Incorporated | Optimal excitation pulse shaping for multi-frequency measurements in NMR logging |
| USRE45725E1 (en) | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| USRE44644E1 (en) * | 2000-12-21 | 2013-12-17 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| US7339375B1 (en) | 2001-01-26 | 2008-03-04 | Fonar Corporation | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning |
| US7157909B1 (en) | 2001-01-26 | 2007-01-02 | Fonar Corporation | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning |
| US7242190B1 (en) | 2001-01-26 | 2007-07-10 | Fonar Corporation | Driven equilibrium and fast-spin echo scanning |
| US6774628B2 (en) * | 2002-01-18 | 2004-08-10 | Schlumberger Technology Corporation | Nuclear magnetic resonance imaging using phase encoding with non-linear gradient fields |
| US7075299B1 (en) * | 2003-12-12 | 2006-07-11 | General Electric Company | Method and apparatus to correct amplitude modulation in multi-echo magnetic resonance imaging |
| EP1582886B1 (en) * | 2004-04-02 | 2012-08-15 | Universität Zürich | Magnetic resonance apparatus with magnetic field detectors |
| US7227356B1 (en) * | 2004-09-03 | 2007-06-05 | General Electric Company | Method and apparatus of multi-echo MR data acquisition with non-discrete flip angle train |
| US7046003B2 (en) * | 2004-09-20 | 2006-05-16 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Reduced-time variable rate excitation pulses for rapid MRI |
| US8228060B2 (en) * | 2007-06-25 | 2012-07-24 | General Electric Company | Method and apparatus for generating a flip angle schedule for a spin echo train pulse sequence |
| DE102011080215B4 (de) * | 2011-08-01 | 2013-02-28 | Siemens Aktiengesellschaft | Erfassung von MR-Daten in einem vorbestimmten Bereich |
| CN105725983B (zh) * | 2016-01-07 | 2020-12-08 | 深圳市和来科技有限公司 | 一种周围动脉硬化的早期筛查方法及系统 |
| EP3715896B1 (en) * | 2019-03-27 | 2023-02-15 | Siemens Healthcare GmbH | Minimization of signal losses in multi-echo imaging |
| JP7179889B2 (ja) * | 2021-03-05 | 2022-11-29 | ジーイー・プレシジョン・ヘルスケア・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4965520A (en) * | 1987-12-15 | 1990-10-23 | Mitsubishi Denki Kabushiki Kaisha | Magnetic resonance imaging method |
| JPH01170446A (ja) * | 1987-12-25 | 1989-07-05 | Yokogawa Medical Syst Ltd | 核磁気共鳴画像診断装置の領域制限方法 |
| DE3823398A1 (de) * | 1988-07-09 | 1990-01-11 | Spectrospin Ag | Verfahren zur erzeugung einer folge von spinechosignalen, die verwendung dieses verfahrens bei der kernspintomographie und vorrichtung zum durchfuehren bzw. zur verwendung dieses verfahrens |
| JPH0277235A (ja) * | 1988-09-13 | 1990-03-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング方法 |
| US4983921A (en) * | 1989-08-18 | 1991-01-08 | The Regents Of The University Of California | Rapid calibration of nutation angles in MRI |
| US5245282A (en) * | 1991-06-28 | 1993-09-14 | University Of Virginia Alumni Patents Foundation | Three-dimensional magnetic resonance imaging |
| US5212448A (en) * | 1991-08-09 | 1993-05-18 | General Electric Company | Nmr pulse sequence with burst rf excitation pulses having separately controlled phase |
| US5214381A (en) * | 1992-03-30 | 1993-05-25 | Bruker Instruments, Inc. | Method for selectively exciting nuclear spins in a radio-frequency field with predetermined strength |
| US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
-
1992
- 1992-07-28 US US07/920,952 patent/US5315249A/en not_active Expired - Lifetime
-
1993
- 1993-07-15 US US08/092,172 patent/US5345176A/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-07-23 JP JP18179193A patent/JP3411936B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5345176A (en) | 1994-09-06 |
| US5315249A (en) | 1994-05-24 |
| JPH06181906A (ja) | 1994-07-05 |
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