JPH0366359A - 核磁気共鳴映像法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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Ｓ　Ｓ　Ｆ　Ｐ　（ｓｔｅａ
ｄｙｓｔａｔｅ　ｆ’ｒｅｅ　ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）
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
法にも適用できる。

［従来技術及びその課８］ ５ＳＦＰ映像法では、スライス又はスラブ（ｓｌｉｃｅ
　ｏｒ　５ｌａｂ）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　ｐｕｌｓｅ）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（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ　ｇｒａ
ｄｉｅｎｔ　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。

Ｓ　Ｓ　Ｆ　Ｐ映像法では、一連の位相フヒレーントＲ
Ｆ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Ｔ、及びＴ、に相当す
るか、それ以下である。Ｋａｉｓｅｒ等の“Ｄｉｆｆｕ
ｓｉｏｎ　ａｎｄ　Ｆｉｅｌｄ　Ｇｒａｄｉｅｎｔ　Ｅ
ｆｆｅｃｔｓ　ｉｎＮＭＲＦｏｕｒｉｅｒ　５ｐｅｃｔ
ｒｏｓｃｏｐｙ”、Ｊ、　Ｃｈｅｗ、　Ｐｈｙｓ、　、
Ｖｏｌ、　８０、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（ＴＲ）のｒｔＲ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、ＳＳＦＰＩＭｔ理を実行する場合には幾つか
の問題がある。磁化を５ＳＦＰ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、一次位相二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。

逆極性である読みだし勾配はこの位相エンコーディング
をキャンセルシテ、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極性を次のデフェ
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
る〇 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Ｔ。

領域と、コントラストがＴ、ＳＴ、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（ｂｉｎｄｉｎｓ）
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、Ｔ、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（ｐｈａｓｉＢ）又はス
ポイリング（５ｐｏｉ　ｌｉｎｇ）勾配を加える。もう
一つの方法では、９００ＲＦパルスではなく、小さいフ
リップ角度（Ｎｉｐ　ａｎｇｌｅ）を使用する。１９８
７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−（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−
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Ｔ
１コントラス１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、Ｔ３両
者の関数になるため、ＴＩ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
　ＲｅｓｉｄｕａｌＭａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ　Ｔｈ
ｒｅｅ　Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ　ＭＲＩ”Ｊｅｄｉｃ
ａｌＰｈｙｓｉｃｓ、Ｖｏｌ、　５０．ｐｐ、　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、Ｔ、コントラストを導入し
なくても、二次元フーソエ変換５ＳＦＰ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５ＳＦＰ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５ＳＦＰシーケンスにおける強度アーチファク
ト及びＴ。

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Ｔ３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５ＳＦＰ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、患者の所定部位全体に静的磁場を発生し、Ｒ
Ｆ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
ェイジング勾記パルスを印加して、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を選択する核
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Ｌ、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
シングしないに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Ｒ
Ｆ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−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、 該勾配磁場手段が各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を選択する各磁気共鳴
映像装置を提供するものである。

［発明の作用／効果コ 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５ＳＦＰ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Ｔ５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。

［以下、余白コ ［発明の好適な態様の説明１ 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）ランスミ、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
配手段３８ この勾配場手段は所定の軸線にそって、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。

像信号発生手段り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、、：Ｉイル２２及びＦＲレシーバ−４
０が受信する。場合によっては、このレシーバ−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４
４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。リフエイソン
グパルス５４を印加して、スラブ通訳時にスラブ全体に
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通訳エンコーディング勾配パ
ルス５４ト同時に、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４５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−法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６
０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
スは取り除いである。各ボクセル（ｖｏｗｅｌ）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６
０の３倍である、残留磁化デフ其イジングパルス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
から一４Ａに逆転する。前読みだし勾配パルス６０が位
相を一５Ａにする。一次読みだし勾配パルスが位相を一
３Ａにする。逆極性残留磁化デフ１イジングパルスが位
相を一６Ａ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。前読みだし勾配パルス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エイジフグ
パルス６６が極性を一２Ａ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２Ｘ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ィンドに接近
するにつれて、残留磁化がエコーになっていくため、デ
ータ収集ウィ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１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
１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ｌ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−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Ｘ　（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−ｄ
Ｂ−ｎ−１）Ｃ（１）奇数像信号（ｎ□２ｍ＋１）　：
Ｐ［Ｘ（ｎ）コ（ｎ−１）Ｃ（２）ｎ＝１．２．３．４
、・・・・・・・ 像信号１においてＣがゼロ未満の場合、次の関係式が成
立する。

偶数像信号（ｎ”２ｍ）二Ｐ［Ｘ（１１）］”−Ａ−ｄ
Ｂ−（ｎ＋１）Ｃ（３）奇数像信号（ｎ□２ｍ＋１）　
：Ｐ［Ｘ（ｎ）コニ−（ｎ−１）Ｃ（４）−＝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ビ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　［Ｘ　（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＋ｌ）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のデータ収集ウィンドにおいてエコービークを示す
。

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、残留磁化エコービーク
が形成する２データ領域（それぞれ面積Ａ）の数に対応
する。１＝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Ｘデータ収集領域で潜在的にエコービー
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ビークとの間の（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（５ａ
）で表される。これにより、次式が成立する。

Ｃｏｏ；　（ｎ＝２ｍ）　：　　（ｎ−１）　Ｃ≧１＾
−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＞Ｏ；　　（ｎ＝２ｍ＋１）　　：　　（Ｒ−１）　
Ｃ≧（ｉ＋　１）＾（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＞Ｏとみなせる。

ＣくＯの場合、関係式（４）はすべての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。

Ｃｏｏ；　　（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＜Ｏ；　　（ｎ＝２ｍ）　　：　　（ｎ−１）　Ｃ≧
（ｉ＋２）＾＋ｄＢ　（９）関係式（９）はすべてのｉ
及びｎについて関係式（８）を同時に満足するので、Ｃ
＜Ｏ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≦−ＩＡ＋　ｄＢ　　　ｎ＝２（ａ）　
　　　（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）＾＋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、（１０ａ）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＋ｌ）Ａ　　　　　（１１） Ｐ　［Ｘ　（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＜　Ｏ；（ｎ＝２
ｍ＋）：（ｎ−ａ）≦−ＩＡ＋ｄＢ　　　　（１２）上
限はＣの値に置く。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）＾≦Ｃ≦（−１Ａ＋ｄＢ）／（ｎ−１）　　
ｎ＝２ｍ　　（１３）Ｃ＜Ｑ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
解は関係式（１３）により求められる。さらに、次式ニ
ーｌＡ＋ｄＢ≧（ｉ＋ｌ）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＞Ｏ）、関係式（８）、（９）及び（１３）
（Ｃｏｏ）である。

Ｃ〉０の場合： Ｃ≧（ＩＡ−ｄＢ）　／　（ｎ−１）　　ｎ＝２ｍ　　
　（１５ａ）Ｃ≧（ｉ＋１）　Ａ／　（ｎ−１）　　ｎ
＝２ｍ＋１　　　（１５ｂ）Ｃ＜Ｑの場合： Ｃ≧（（ｉ＋２）Ａ＋ｄＢ）／（ｎ−り　　ｌｌ−２ｍ
　　（１６ａ）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
サンプ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≧Ｑ
ＳｄＢ≧０である。

最後に、個々の場合（Ｃく０及びｃ＞Ｏ）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＞Ｏ及びＣ＜Ｑ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、ｎ＝Ｑ、ｄＡ＝０及びｄ
Ｂ＝Ｑを選択する。Ｃ＞Ｑの場合、関係式（１５ａ）及
び（１５ｂ）から、次式が成立する。

Ｃ≧Ｏｎ＝２ｍ　　　　（１７ａ） Ｃ≧Ａ／　（ｎ−１）　　　ｎ＝２ｍ＋１　　　（１７
ｂ）すべてのれ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≦Ｏｒ＋＝２ｍ　　　　（１８ｂ）Ｃ≧Ａ／　（ｎ
−１）　　ｎ＝２ｍ＋１　　　　（１８ｃ）関係式（１
８ｂ）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≧２八である。

従って、Ｃ＜Ｑ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。

［以下、余白］ ｎ＝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くＯ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≦＾（ｎ−１）　　ｎ＝２ｍ　　（２０ｂ）Ｃ≧＾バ
ｎ−１）　　ｎ＝２ｍ＋１　（２０ｃ）関係式（２０ａ
）及び（２０ｂ）には、−ツノ解、Ｃ≧３Ａがある。こ
れは、Ｃ＞Ｑ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、正確にＣ＝Ａとすると、関係式（
２０ｂ）が成立する。これはまた、Ｃ＞Ｑをも満足する
ので、別な独立解である。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Ｏ〜無限の間で
連続的な値を取ることができる。

好ましい実施態様では、 （１）ｄＡ＝Ｑ及びｄＢ＝ｏとする。こうすれば、ド１
−ティサイクルを最小限にできる。

（２）（＝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＞Ｏ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　（２ｌ　ｂ）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く０の場合、次式が成立する。

Ｃ≧３＾バｎ−１）　　ｎ＝２ｓ　　（２２ａ）Ａ≦Ｃ
≦−Ａ（ｎ−１）　ｎ＝２ｍ　　（２２ｂ）Ｃ≧Ａ／（
Ｆｌ−１）　　Ｆｌ＝２１＋１　（２２ｃ）関係式（２
２ｂ）を満足できないため、Ｃ＜Ｑ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＜Ｑの両者を満足
するためには、パルスＣ上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、ｔ＝ｌ、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１．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。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）患者の所定部位全体に静的磁場を発生し、ＲＦ励
   起パルス（５０）を印加して、該所定部位に核磁気スピ
   ンを励起し、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（６６、６６′）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。 （２）ひとつサイクルから次のサイクルに、該残留磁気
   共鳴デフェイジング勾配パルス（６６、６６′）の極性
   を交代する請求項第１項記載の核磁気共鳴映像法。 （３）少なくともひとつの磁場勾配パルス（５６、５８
   ）を印加する工程が読みだし軸線にそって前勾配パルス
   （６０）を印加し、そして該読みだし軸線にそって一次
   読みだし勾配パルス（６２）を印加して、一次読みだし
   勾配パルス（６２）継続時に勾配エコー信号（６４）を
   誘導する工程を含み、そして該検出工程がこの勾配エコ
   ー信号（６４）を検出する工程を含む請求項第１項記載
   の核磁気共鳴映像法。 （４）読みだし方向にそって残留磁気共鳴デフェイジン
   グ勾配パルス（６６、６６′）を印加し、そしてその極
   性をひとつのサイクルから次のサイクルに交代する請求
   項第３項記載の核磁気共鳴映像法。 （５）該前読みだし勾配パルス（６０）、一次読みだし
   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、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だし勾配
   パルス（６２）内部でリフォーカシングしないように、
   前（６０）及び一次（６２）読みだし勾配パルスの面積
   に対する該残留磁気共鳴デフェイジング勾配パルス（６
   ６、６６′）の面積を選択する請求項第４項記載の核磁
   気共鳴映像法。 （６）該残留磁気共鳴デフェイジング勾配パルス（６６
   、６６′）の面積が該前読みだし勾配パルス（６０）の
   面積の２倍以上である請求項第５項記載の核磁気共鳴映
   像法。 （７）該残留磁気共鳴デフェイジング勾配パルス（６６
   、６６′）の面積が該前読みだし勾配パルス（６０）の
   面積の３倍以上である請求項第５項記載の核磁気共鳴映
   像法。 （８）一次読みだし勾配パルス（６２）の面積が前読み
   だし勾配パルス（６０）の面積の３倍以上で、残留磁気
   共鳴デフェイジング勾配パルス（６６、６６′）の面積
   が前読みだし勾配パルス（６０）の面積の実質的に等し
   い請求項第５項記載の各磁気共鳴映像法。 （９）前読みだし勾配パルス（６０）の面積をＡ＋ｄＡ
   、一次読みだし勾配パルス（６２）の面積を２Ａ＋ｄＡ
   ＋ｄＢ、そして残留磁気共鳴デフェイジング勾配パルス
   （６６、６６′）をＣとした場合、残留磁気共鳴デフェ
   イジング勾配パルス（６６、６６′）が一次読みだし勾
   配パルス（６２）と同じ極性ならば、次の関係式： Ｃ≧（１Ａ−ｄＢ）／（ｎ−１）ｎ＝２ｍ Ｃ≧（ｉ＋１）Ａ／（ｎ−１）ｎ＝２ｍ＋１の少なくと
   もひとつを満足し、そして残留磁気共鳴デフェイジング
   パルス（６６、６６′）が一次読みだし勾配パルス（６
   ２）と逆極性ならば、次の関係式： Ｃ≧（（ｉ＋２）Ａ＋ｄＢ）／（ｎ−１）ｎ＝２ｍ、又
   は（ｉ＋１）Ａ≦Ｃ≦（−１Ａ＋ｄＢ）／（ｎ−１）ｎ
   ＝２ｍｃ≧（ｉ＋１）Ａ／（ｎ−１）ｎ＝２ｍ＋１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
   うち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）請求項第
   ５項記載の各磁気共鳴映像法。 （１０）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（５０）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（５０）に
   続いて、少なくともひとつの磁場勾配（５６、５８、６
   ０、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、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（５０）に続いて印加した各磁場勾配（５
   ６、５８、６０、６２、６６、６６′）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
   ングしないにようにした各磁気共鳴映像法。 （１１）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
   償する請求項第１０項記載の各磁気共鳴映像法。 （１２）少なくともひとつの磁場勾配（５６、５８、６
   ０、６２、６６、６６′）を印加する工程が位相エンコ
   ーディング勾配を印加することを含む請求項第１０項又
   は第１１項に記載の各磁気共鳴映像法。 （１３）少なくともひとつの磁場勾配（５６、５８、６
   ０、６２、６６、６６′）を印加する工程がエンコーデ
   ィングしたスピンの検出時に一次読みだし勾配パルス（
   ６２）を印加することを含む請求項第１０項又は第１１
   項又は第１２項に記載の各磁気共鳴映像法。（１４）少
   なくともひとつの磁場勾配（５６、５８、６０、６２、
   ６６、６６′）を印加する工程が、一次読みだし勾配パ
   ルス（６２）の前に、これとは逆極性の前読みだし勾配
   パルス（６０）を印加して、一次読みだし勾配パルス（
   ６２）の継続中に勾配エコー信号を発生することを含む
   請求項第１３項に記載の各磁気共鳴映像法。 （１５）少なくともひとつの磁場勾配（５６、５８、６
   ０、６２、６６、６６′）を印加する工程が残留磁化デ
   フェイジングパルス（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
   る請求項第１４項記載の各磁気共鳴映像法。 （１６）前読みだし勾配パルス（６０）、一次読みだし
   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だし勾配パルス（
   ６２）の継続中にリフォーカシングしないように、合計
   面積をを選択する請求項第１５項記載の核磁気共鳴映像
   法。 （１７）再構成工程が多次元フーリエ変換による請求項
   第１０〜１６項のいずれか１項に記載の各磁気共鳴映像
   法。 （１８）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、該部位に一連の位相コヒーレントＲＦパルス
   （５０）を印加して、核磁気共鳴スピンを励起する手段
   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、磁場勾配パルス（６２）の検
   出時に発生した、像信号を形成する磁気共鳴信号（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手段（４２、４
   ４、４６、４８）からなる核磁気共鳴映像装置において
   、 該勾配磁場手段Ｃが各検出磁場勾配パルス（６２）に続
   いて、勾配場パルス（６６、６６′）を印加して、該検
   出磁場勾配パルス（６２）からの残留磁化が続く像信号
   の検出磁場パルス（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各磁気共鳴映像装置
   。