JPH0616768B2 - 高速スピンエコーｎｍｒスキャンでの多重画像取得方式 - Google Patents
高速スピンエコーｎｍｒスキャンでの多重画像取得方式Info
- Publication number
- JPH0616768B2 JPH0616768B2 JP4125869A JP12586992A JPH0616768B2 JP H0616768 B2 JPH0616768 B2 JP H0616768B2 JP 4125869 A JP4125869 A JP 4125869A JP 12586992 A JP12586992 A JP 12586992A JP H0616768 B2 JPH0616768 B2 JP H0616768B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- nmr
- signal
- image
- acquired
- phase
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 24
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 30
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 claims description 22
- 238000003491 array Methods 0.000 claims description 11
- 230000010287 polarization Effects 0.000 claims description 8
- 238000000264 spin echo pulse sequence Methods 0.000 claims description 7
- 230000005415 magnetization Effects 0.000 claims description 6
- 238000005481 NMR spectroscopy Methods 0.000 description 54
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 16
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 13
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 5
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 5
- 230000008569 process Effects 0.000 description 5
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 4
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 3
- 238000002592 echocardiography Methods 0.000 description 3
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 description 3
- 239000000126 substance Substances 0.000 description 3
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 2
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 230000008859 change Effects 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 210000000629 knee joint Anatomy 0.000 description 2
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 2
- 238000012565 NMR experiment Methods 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 238000013500 data storage Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 230000005279 excitation period Effects 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 230000002045 lasting effect Effects 0.000 description 1
- 230000004807 localization Effects 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 238000013421 nuclear magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
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
- 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]
- G01R33/5617—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] using RF refocusing, e.g. RARE
-
- 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
- G01R33/5619—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 by temporal sharing of data, e.g. keyhole, block regional interpolation scheme for k-Space [BRISK]
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジングの方法およびシステムである。更に詳しくは、本
発明は高速スピンエコーＮＭＲスキャンでの多重画像の
取得に関するものである。
ジングの方法およびシステムである。更に詳しくは、本
発明は高速スピンエコーＮＭＲスキャンでの多重画像の
取得に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれが中
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周
波数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差
運動を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と
呼ぶ。
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）の性質によって決まる特性角周
波数（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差
運動を行う。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に一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）内のランダムな方向を向いた磁気成分は
相互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモ
ア周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組
織に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭｚ
を回転または「傾けて」ｘ−ｙ平面まで倒すことによ
り、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、これはラー
モア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする。
正味磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、したがって
正味横磁気モーメントＭｔの大きさは主として、印加さ
れる励起磁界Ｂ1 の時間長と大きさによって決まる。
磁界Ｂ0 ）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）内のランダムな方向を向いた磁気成分は
相互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモ
ア周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ1 ）が物質すなわち組
織に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭｚ
を回転または「傾けて」ｘ−ｙ平面まで倒すことによ
り、正味横磁気モーメントＭｔが作成され、これはラー
モア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする。
正味磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、したがって
正味横磁気モーメントＭｔの大きさは主として、印加さ
れる励起磁界Ｂ1 の時間長と大きさによって決まる。
【０００４】この現象の実際的な価値は励起信号Ｂ1 の
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ0 は横磁気
モーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号
の振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減
衰する。
終了後に、励起されたスピンが放出する信号に存在す
る。簡単なシステムでは、励起されたスピンが受信コイ
ル内に振動する正弦波信号を誘導する。この信号の周波
数はラーモア周波数であり、その初期振幅Ａ0 は横磁気
モーメントＭｔの大きさによって決定される。放出信号
の振幅Ａは時間ｔとともに次式のように指数関数的に減
衰する。
【０００５】
【数１】Ａ＝Ａ0 ｅ-t/T 2 減衰定数１／Ｔ2 * は主として磁界の均一性、および
「スピンスピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ば
れるＴ2 によって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一な
磁界で励起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った歳
差運動が非可逆的に位相外しされる指数速度に逆比例す
る。
「スピンスピン緩和」定数または「横緩和」定数と呼ば
れるＴ2 によって左右される。Ｔ2 定数は完全に均一な
磁界で励起信号Ｂ1 が除去された後にスピンの揃った歳
差運動が非可逆的に位相外しされる指数速度に逆比例す
る。
【０００６】ＮＭＲ信号の振幅Ａに寄与するもう一つの
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ1 で特徴付けられる。これは正味磁気モーメン
トＭの、その平衡値への、磁気分極（ｚ）の軸に沿った
復帰を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医学的に
関心のある殆どの物質ではずっと長くなる。本発明に特
に関連するＮＭＲ測定は「パルスＮＭＲ測定」と呼ばれ
る。このようなＮＭＲ測定は励起期間と信号放出期間に
分けられる。このような測定はサイクリックに行われ、
ＮＭＲ測定が多数回繰り返されることにより、各サイク
ルの間に異なるデータが累積される。すなわち、対象の
中の異なる位置で同じ測定が行われる。非常に様々な予
備励起手法が知られており、これらの手法では大きさ、
継続時間および方向が異なる１個以上の励起パルス（Ｂ
1 ）が印加される。このような励起パルスは狭い周波数
スペクトル（選択的励起パルス）をそなえていてもよ
く、あるいはある範囲の共鳴周波数にわたって横方向磁
化Ｍｔを生じる広い周波数スペクトル（非選択的励起パ
ルス）をそなえていてもよい。従来技術は特定のＮＭＲ
現象を利用するように設計され、ＮＭＲ測定プロセスの
特定の問題を克服する励起手法を充分にそなえている。
重要な要素はスピン格子緩和プロセスと呼ばれ、これは
時定数Ｔ1 で特徴付けられる。これは正味磁気モーメン
トＭの、その平衡値への、磁気分極（ｚ）の軸に沿った
復帰を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医学的に
関心のある殆どの物質ではずっと長くなる。本発明に特
に関連するＮＭＲ測定は「パルスＮＭＲ測定」と呼ばれ
る。このようなＮＭＲ測定は励起期間と信号放出期間に
分けられる。このような測定はサイクリックに行われ、
ＮＭＲ測定が多数回繰り返されることにより、各サイク
ルの間に異なるデータが累積される。すなわち、対象の
中の異なる位置で同じ測定が行われる。非常に様々な予
備励起手法が知られており、これらの手法では大きさ、
継続時間および方向が異なる１個以上の励起パルス（Ｂ
1 ）が印加される。このような励起パルスは狭い周波数
スペクトル（選択的励起パルス）をそなえていてもよ
く、あるいはある範囲の共鳴周波数にわたって横方向磁
化Ｍｔを生じる広い周波数スペクトル（非選択的励起パ
ルス）をそなえていてもよい。従来技術は特定のＮＭＲ
現象を利用するように設計され、ＮＭＲ測定プロセスの
特定の問題を克服する励起手法を充分にそなえている。
【０００７】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
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。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
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。
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。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ0 と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
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。
【０００８】画像を構成するためのＮＭＲデータは多数
の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルス系列が含まれる。各
ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことができ、各実
験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パルスが
含まれることにより、空間情報が符号化されて結果のＮ
ＭＲ信号となる。
の利用可能な手法の一つを使って収集することができ
る。通常、このような手法には、順次構成される複数の
ビュー（ｖｉｅｗ）から成るパルス系列が含まれる。各
ビューは一つ以上のＮＭＲ実験を含むことができ、各実
験に少なくともＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パルスが
含まれることにより、空間情報が符号化されて結果のＮ
ＭＲ信号となる。
【０００９】短時間にＮＭＲ画像データを取得すること
の概念はピータ・マンスフィールド（Ｐｅｔｅｒ Ｍａ
ｎｓｆｉｅｌｄ）がジャーナル・オブ・フィジックス誌
（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７
７）においてエコー平面パルス系列（echo-planar puls
e sequence）を提案した１９７７年以来知られて来た。
標準のパルス系列と対照的に、エコー平面パルス系列は
各ＲＦ励起パルスについて一組のＮＭＲ信号を作成す
る。これらのＮＭＲ信号は別々に位相符号化することが
できるので、２０から１００ミリ秒程度継続する単一の
パルス系列で６４ビューのスキャン全体を取得すること
ができる。エコー平面イメージング（ＥＰＩ：ｅｃｈｏ
ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ）の利点は周知であ
り、このパルス系列の変形が米国特許第４，６７８，９
９６号、第４，７３３，１８８号、第４，７１６，３６
９号、第４，３５５，２８２号、第４，５８８，９４８
号、および第４，７５２，７３５号に開示されている。
の概念はピータ・マンスフィールド（Ｐｅｔｅｒ Ｍａ
ｎｓｆｉｅｌｄ）がジャーナル・オブ・フィジックス誌
（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７
７）においてエコー平面パルス系列（echo-planar puls
e sequence）を提案した１９７７年以来知られて来た。
標準のパルス系列と対照的に、エコー平面パルス系列は
各ＲＦ励起パルスについて一組のＮＭＲ信号を作成す
る。これらのＮＭＲ信号は別々に位相符号化することが
できるので、２０から１００ミリ秒程度継続する単一の
パルス系列で６４ビューのスキャン全体を取得すること
ができる。エコー平面イメージング（ＥＰＩ：ｅｃｈｏ
ｐｌａｎａｒ ｉｍａｇｉｎｇ）の利点は周知であ
り、このパルス系列の変形が米国特許第４，６７８，９
９６号、第４，７３３，１８８号、第４，７１６，３６
９号、第４，３５５，２８２号、第４，５８８，９４８
号、および第４，７５２，７３５号に開示されている。
【００１０】エコー平面イメージング法の一変形が高速
取得緩和強調（ＲＡＲＥ：Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉ
ｔｉｏｎ Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｄ）
系列である。このＲＡＲＥ系列についてはマグネティッ
ク・レゾナンス・イン・メディシン誌所載のジェー・ヘ
ニグ他による論文「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用
高速イメージング法」（Ｊ．Ｈｅｎｎｉｇ ｅｔ ａ
ｌ，”ＲＡＲＥＩｍａｇｉｎｇ：Ａ Ｆａｓｔ Ｉｍａ
ｇｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ
ＭＲ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｎ
Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，３，８２３−８３３，１９８６）
に述べられている。ＲＡＲＥ系列とＥＰＩ系列との間の
本質的な相違点はエコー信号を作成するやり方にある。
ＲＡＲＥ系列はカー・パーセル・メイブーム・ギル系列
（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌ
ｌ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）から作成されたＲＦ再集束され
たエコーを使用するのに対して、ＥＰＩ法は勾配リコー
ルエコーを用いる。
取得緩和強調（ＲＡＲＥ：Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉ
ｔｉｏｎ Ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｄ）
系列である。このＲＡＲＥ系列についてはマグネティッ
ク・レゾナンス・イン・メディシン誌所載のジェー・ヘ
ニグ他による論文「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用
高速イメージング法」（Ｊ．Ｈｅｎｎｉｇ ｅｔ ａ
ｌ，”ＲＡＲＥＩｍａｇｉｎｇ：Ａ Ｆａｓｔ Ｉｍａ
ｇｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ
ＭＲ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｎ
Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，３，８２３−８３３，１９８６）
に述べられている。ＲＡＲＥ系列とＥＰＩ系列との間の
本質的な相違点はエコー信号を作成するやり方にある。
ＲＡＲＥ系列はカー・パーセル・メイブーム・ギル系列
（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌ
ｌ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）から作成されたＲＦ再集束され
たエコーを使用するのに対して、ＥＰＩ法は勾配リコー
ルエコーを用いる。
【００１１】これらの「高速スピンエコー」イメージン
グ法ではともに、単一の励起パルスから多重スピンエコ
ー信号が取得され、取得された各エコー信号は別々に位
相符号化される。したがって、各パルス系列すなわち
「ショット」（ｓｈｏｔ）の結果、複数のビューが取得
され、単一ショットスキャンは一般にＥＰＩ法で使用さ
れる。しかし、ＲＡＲＥ高速スピンエコー系列を用いる
ときは、完全な一組の画像データを取得するために複数
のショットが通常、用いられる。たとえば、ＲＡＲＥ系
列はショット当たり８個または１６個の個別エコー信号
を取得することがあり、したがって、２５６ビューを必
要とする画像はそれぞれ３２または１６のショットを必
要とする。
グ法ではともに、単一の励起パルスから多重スピンエコ
ー信号が取得され、取得された各エコー信号は別々に位
相符号化される。したがって、各パルス系列すなわち
「ショット」（ｓｈｏｔ）の結果、複数のビューが取得
され、単一ショットスキャンは一般にＥＰＩ法で使用さ
れる。しかし、ＲＡＲＥ高速スピンエコー系列を用いる
ときは、完全な一組の画像データを取得するために複数
のショットが通常、用いられる。たとえば、ＲＡＲＥ系
列はショット当たり８個または１６個の個別エコー信号
を取得することがあり、したがって、２５６ビューを必
要とする画像はそれぞれ３２または１６のショットを必
要とする。
【００１２】高速スピンエコーイメージング系列の臨床
用途では、単一スキャンの間に一つより多い画像が取得
されることが多い。画像は患者の同じ組織を描くが、Ｔ
2 重み付け効果を用いることにより各画像で異なる組織
が強調される。たとえば、各ショットの初期のエコー信
号から関節の一つの画像を再構成することにより、筋肉
組織のような、Ｔ2 減衰の短い組織のエンハンスメント
（強調）を行うことができる。各ショットの後のエコー
信号から第二の画像を再構成することにより、関節流体
のような、Ｔ2 減衰の長い組織のエンハンスメントを行
うことができる。このような多重画像高速スピンエコー
イメージング系列はジャーナル・オブ・マグネティック
・レゾナンス・イメージング誌所載のエヌ・ヒグチ他に
よる論文「二コントラストＲＡＲＥ：高速スピン密度と
Ｔ2 重み付けイメージング法」に説明されている（Ｎ．
Ｈｉｇｕｃｈｉ ｅｔ ａｌ，ａｂｓｔｒａｃｔ ｉｎ
Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎ
ａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．１，Ｎｏ．２，
ｐ．１４７，１９９１，”Ｔｗｏ−ＣｏｎｔｒａｓｔＲ
ＡＲＥ：Ａ Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ−Ｄｅｎｓｉｔｙ ａ
ｎｄ Ｔ2 −Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｍｅ
ｔｈｏｄ”）。スキャンの間に付加的な画像を取得する
とき、より多くのスピンエコー信号を取得しなければな
らず、それに応じてスキャンの長さが伸びることは明ら
かである。
用途では、単一スキャンの間に一つより多い画像が取得
されることが多い。画像は患者の同じ組織を描くが、Ｔ
2 重み付け効果を用いることにより各画像で異なる組織
が強調される。たとえば、各ショットの初期のエコー信
号から関節の一つの画像を再構成することにより、筋肉
組織のような、Ｔ2 減衰の短い組織のエンハンスメント
（強調）を行うことができる。各ショットの後のエコー
信号から第二の画像を再構成することにより、関節流体
のような、Ｔ2 減衰の長い組織のエンハンスメントを行
うことができる。このような多重画像高速スピンエコー
イメージング系列はジャーナル・オブ・マグネティック
・レゾナンス・イメージング誌所載のエヌ・ヒグチ他に
よる論文「二コントラストＲＡＲＥ：高速スピン密度と
Ｔ2 重み付けイメージング法」に説明されている（Ｎ．
Ｈｉｇｕｃｈｉ ｅｔ ａｌ，ａｂｓｔｒａｃｔ ｉｎ
Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎ
ａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．１，Ｎｏ．２，
ｐ．１４７，１９９１，”Ｔｗｏ−ＣｏｎｔｒａｓｔＲ
ＡＲＥ：Ａ Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ−Ｄｅｎｓｉｔｙ ａ
ｎｄ Ｔ2 −Ｗｅｉｇｈｔｅｄ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｍｅ
ｔｈｏｄ”）。スキャンの間に付加的な画像を取得する
とき、より多くのスピンエコー信号を取得しなければな
らず、それに応じてスキャンの長さが伸びることは明ら
かである。
【００１３】
【発明の概要】本発明は多重画像を再構成するために取
得しなければならないビューの総数を減らし、それによ
り総スキャン時間を短縮する多重画像の高速スピンエコ
ーＮＭＲスキャンの改良に関するものである。更に詳し
く述べると本発明には、複数のビューが取得され、また
高速スピンエコーパルス系列を用いて１スキャンの間に
複数の個別画像からビューが取得されるような高速スピ
ンエコーパルス系列を実行するためのＮＭＲシステムが
含まれる。低次の位相符号化ビューは各画像に対して取
得されるのに対して、高次の位相符号化ビューは一回だ
け取得され、すべての画像データアレー（data array）
に記憶される。標準の再構成方法および装置を使用する
ことにより、各画像データアレーを用いて個別画像が再
構成される。
得しなければならないビューの総数を減らし、それによ
り総スキャン時間を短縮する多重画像の高速スピンエコ
ーＮＭＲスキャンの改良に関するものである。更に詳し
く述べると本発明には、複数のビューが取得され、また
高速スピンエコーパルス系列を用いて１スキャンの間に
複数の個別画像からビューが取得されるような高速スピ
ンエコーパルス系列を実行するためのＮＭＲシステムが
含まれる。低次の位相符号化ビューは各画像に対して取
得されるのに対して、高次の位相符号化ビューは一回だ
け取得され、すべての画像データアレー（data array）
に記憶される。標準の再構成方法および装置を使用する
ことにより、各画像データアレーを用いて個別画像が再
構成される。
【００１４】本発明の一般的な目的は高速スピンエコー
パルス系列を使用して多重画像に対するＮＭＲデータを
取得するために必要なスキャン時間を短縮することであ
る。画像間で所望のＴ2 コントラスト差を得るために各
画像に対してすべてのビューを取得する必要はないこと
が見出された。その代わり、所望のＴ2 コントラストが
主として各画像の低次のビューによって作成され、高次
のビューは各画像の組織細部を強調する。したがって、
所望のＴ2 コントラストを得るため各画像に対して低次
のビューだけを個別に取得すればよく、単一の組の高次
位相符号化ビューを使用して、すべての画像の組織細部
を完全にすることができる。
パルス系列を使用して多重画像に対するＮＭＲデータを
取得するために必要なスキャン時間を短縮することであ
る。画像間で所望のＴ2 コントラスト差を得るために各
画像に対してすべてのビューを取得する必要はないこと
が見出された。その代わり、所望のＴ2 コントラストが
主として各画像の低次のビューによって作成され、高次
のビューは各画像の組織細部を強調する。したがって、
所望のＴ2 コントラストを得るため各画像に対して低次
のビューだけを個別に取得すればよく、単一の組の高次
位相符号化ビューを使用して、すべての画像の組織細部
を完全にすることができる。
【００１５】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求範囲を参照しなければならな
い。
以下の説明から明らかとなる。説明では付図を参照する
が、付図は本明細書の一部を構成し、本発明の一実施例
を図示している。しかし、このような実施例は必ずしも
本発明の全範囲を表すものではないので、本発明の範囲
の解釈に当たっては請求範囲を参照しなければならな
い。
【００１６】
【詳しい説明】図１は本発明を含み、ゼネラルエレクト
リック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍ
ｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標名
で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成要
素をブロック図形式で示したものである。システム全体
の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ７８００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータにはインタフェース１０２が含まれて
おり、これを介して複数のコンピュータ周辺装置および
他のＮＭＲシステム構成要素が結合されている。コンピ
ュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０４があ
り、主コンピュータの指示のもとにこれを使って患者の
データおよび画像をテープに保管することができる。処
理された患者データは画像ディスク記憶装置１１０に格
納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画
像比較、グレースケール調整、実時間データディスプレ
ーのような対話型画像ディスプレー操作を可能にするこ
とである。コンピュータシステムには生の（すなわち処
理前の）データを記憶するディスクデータ記憶システム
１１２が設けられている。操作卓１１６もインタフェー
ス１０２を介してコンピュータに結合されており、これ
により操作者は患者の検査に関連するデータ、ならびに
較正、スキャンの開始および終了のようなＮＭＲシステ
ムの正しい動作に必要な付加的なデータを入力する手段
が得られる。操作卓はディスクまたは磁気テープに記憶
された画像をディスプレーするためにも使用される。
リック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍ
ｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標名
で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成要
素をブロック図形式で示したものである。システム全体
の動作はデータゼネラル社（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ７８００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータにはインタフェース１０２が含まれて
おり、これを介して複数のコンピュータ周辺装置および
他のＮＭＲシステム構成要素が結合されている。コンピ
ュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０４があ
り、主コンピュータの指示のもとにこれを使って患者の
データおよび画像をテープに保管することができる。処
理された患者データは画像ディスク記憶装置１１０に格
納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画
像比較、グレースケール調整、実時間データディスプレ
ーのような対話型画像ディスプレー操作を可能にするこ
とである。コンピュータシステムには生の（すなわち処
理前の）データを記憶するディスクデータ記憶システム
１１２が設けられている。操作卓１１６もインタフェー
ス１０２を介してコンピュータに結合されており、これ
により操作者は患者の検査に関連するデータ、ならびに
較正、スキャンの開始および終了のようなＮＭＲシステ
ムの正しい動作に必要な付加的なデータを入力する手段
が得られる。操作卓はディスクまたは磁気テープに記憶
された画像をディスプレーするためにも使用される。
【００１７】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ−ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波数トランシーバ１２２、ステータス制御モ
ジュール（ＳＣＭ−ｓｔａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｎｔｒ
ｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢す
るために必要な、全体を１２６で表した電源のような数
個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は主コ
ンピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コ
イル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パ
ルスを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲ
Ｆエンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用の
ディジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は磁石集合体１４６の一部
である勾配コイル集合体１３６の中の対応する勾配コイ
ルを励起するために使用される。付勢されると、勾配コ
イルは主分極磁界と同じ方向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、Ｇ
ｙおよびＧｚを発生する。これらの勾配はデカルト座標
系の互いに直角なＸ軸方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向
に向いている。すなわち、主磁石（図示しない）が発生
する磁界がｚ方向を向いていてＢ0 と表すことにし、ｚ
方向の総磁界をＢｚと表すことにすれば、Ｇｘ＝ｄＢｚ
／ｄｘ、Ｇｙ＝ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ／ｄ
ｚとなり、任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）での磁界はＢ（ｘ，
ｙ，ｚ）＝Ｂ0 ＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺで与えられ
る。
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ−ｐｕｌｓｅ ｃｏｎｔ
ｒｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波数トランシーバ１２２、ステータス制御モ
ジュール（ＳＣＭ−ｓｔａｔｕｓ ａｎｄ ｃｏｎｔｒ
ｏｌ ｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢す
るために必要な、全体を１２６で表した電源のような数
個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は主コ
ンピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コ
イル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パ
ルスを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲ
Ｆエンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用の
ディジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は磁石集合体１４６の一部
である勾配コイル集合体１３６の中の対応する勾配コイ
ルを励起するために使用される。付勢されると、勾配コ
イルは主分極磁界と同じ方向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、Ｇ
ｙおよびＧｚを発生する。これらの勾配はデカルト座標
系の互いに直角なＸ軸方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向
に向いている。すなわち、主磁石（図示しない）が発生
する磁界がｚ方向を向いていてＢ0 と表すことにし、ｚ
方向の総磁界をＢｚと表すことにすれば、Ｇｘ＝ｄＢｚ
／ｄｘ、Ｇｙ＝ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ／ｄ
ｚとなり、任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）での磁界はＢ（ｘ，
ｙ，ｚ）＝Ｂ0 ＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺで与えられ
る。
【００１８】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器は制御信号に従って変調された無線周波数
波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給する。次に、ＲＦ電
力増幅器１２３は主磁石集合体１４６の中にあるＲＦコ
イル１３８を励磁する。患者の中の励起された核が放射
するＮＭＲ信号が送信に使用されるのと同じＲＦコイル
または異なるＲＦコイルによって検知され、前置増幅器
１３９によって増幅される。このＮＭＲ信号はトランシ
ーバ１２２の受信部で増幅、復調、フィルタリング、お
よびディジタル化される。処理されたＮＭＲ信号は専用
の片方向リンク１０５によってアレープロセッサ１０６
に送られて処理される。
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバ１２２がＲＦ搬送波
の変調およびモード制御のために使用する。送信モード
では、送信器は制御信号に従って変調された無線周波数
波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給する。次に、ＲＦ電
力増幅器１２３は主磁石集合体１４６の中にあるＲＦコ
イル１３８を励磁する。患者の中の励起された核が放射
するＮＭＲ信号が送信に使用されるのと同じＲＦコイル
または異なるＲＦコイルによって検知され、前置増幅器
１３９によって増幅される。このＮＭＲ信号はトランシ
ーバ１２２の受信部で増幅、復調、フィルタリング、お
よびディジタル化される。処理されたＮＭＲ信号は専用
の片方向リンク１０５によってアレープロセッサ１０６
に送られて処理される。
【００１９】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０２８６のような１６ビットのマイクロプロ
セッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者クレードル（ｃ
ｒａｄｌｅ）の位置および可動患者位置合せ光扇状ビー
ム（図示しない）の位置に関する情報を取得するための
手段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情報
を使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを修
正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送位置合せシステムの作
動のような機能の開始も行う。
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）８０２８６のような１６ビットのマイクロプロ
セッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者クレードル（ｃ
ｒａｄｌｅ）の位置および可動患者位置合せ光扇状ビー
ム（図示しない）の位置に関する情報を取得するための
手段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情報
を使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを修
正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送位置合せシステムの作
動のような機能の開始も行う。
【００２０】勾配コイル集合体１３６およびＲＦ送受信
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合せシス
テム１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主磁
石と結合され、分極磁界の不均一を補償するために使用
されるシムコイルを付勢するために、シム電源１４０が
使用される。超電導磁石の場合には、磁石の発生する分
極磁界を適正な強さにするため主電源１４２が使用され
た後、切り離される。永久磁石の場合には、電源１４２
は必要とされない。患者位置合せシステム１４８は患者
クレードル輸送システム１５０および患者位置ぎめシス
テム１５２との組み合わせで動作する。外部発生源から
の干渉を最小限にするため、主磁石集合体、勾配コイル
集合体、ＲＦ送受信コイル、および患者取り扱い装置を
含むＮＭＲシステム構成要素は全体を１４４で表したＲ
Ｆシールド室に入れられている。
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者位置合せシス
テム１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主磁
石と結合され、分極磁界の不均一を補償するために使用
されるシムコイルを付勢するために、シム電源１４０が
使用される。超電導磁石の場合には、磁石の発生する分
極磁界を適正な強さにするため主電源１４２が使用され
た後、切り離される。永久磁石の場合には、電源１４２
は必要とされない。患者位置合せシステム１４８は患者
クレードル輸送システム１５０および患者位置ぎめシス
テム１５２との組み合わせで動作する。外部発生源から
の干渉を最小限にするため、主磁石集合体、勾配コイル
集合体、ＲＦ送受信コイル、および患者取り扱い装置を
含むＮＭＲシステム構成要素は全体を１４４で表したＲ
Ｆシールド室に入れられている。
【００２１】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界Ｂ1 を発生する構成要素およびコイル
１３８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する
構成要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわ
ち搬送波の周波数は周波数シンセサイザ２００の制御下
で作成する。周波数シンセサイザ２００は主コンピュー
タ１０１から通信リンク１０３を介して一組みのデイジ
タル信号（ＣＦ）を受ける。これらのディジタル信号は
出力２０１に作成されるＲＦ搬送波信号の周波数および
位相を示す。この命令されたＲＦ搬送波が変調器２０２
に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０からバ
ス１０３を介して受けた信号Ｒ（ｔ）に応じてＲＦ搬送
波が変調される。信号Ｒ（ｔ）は作成すべきＲＦ励起パ
ルスのエンベロープ、したがって帯域幅を規定する。こ
れは、所望のエンベロープを表すＲＦ励起パルスを作成
するとき一連の記憶されたディジタル値を順次読み出す
ことによりＰＣＭ１２０で作成される。これらの記憶さ
れたディジタル値をコンピュータ１００が変更すること
により、所望のＲＦパルスエンベロープを作成すること
ができる。線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルス
の大きさは送信減衰回路２０６によって減衰される。送
信減衰回路２０６は主コンピュータ１０１から通信リン
ク１０３を介してディジタル信号ＴＡを受ける。減衰さ
れたＲＦ励起パルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動す
る電力増幅器１２３に印加される。トランシーバ１２２
のこの部分の更に詳細な説明については、米国特許第
４，９５２，８７７号を参照されたい。
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界Ｂ1 を発生する構成要素およびコイル
１３８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する
構成要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわ
ち搬送波の周波数は周波数シンセサイザ２００の制御下
で作成する。周波数シンセサイザ２００は主コンピュー
タ１０１から通信リンク１０３を介して一組みのデイジ
タル信号（ＣＦ）を受ける。これらのディジタル信号は
出力２０１に作成されるＲＦ搬送波信号の周波数および
位相を示す。この命令されたＲＦ搬送波が変調器２０２
に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０からバ
ス１０３を介して受けた信号Ｒ（ｔ）に応じてＲＦ搬送
波が変調される。信号Ｒ（ｔ）は作成すべきＲＦ励起パ
ルスのエンベロープ、したがって帯域幅を規定する。こ
れは、所望のエンベロープを表すＲＦ励起パルスを作成
するとき一連の記憶されたディジタル値を順次読み出す
ことによりＰＣＭ１２０で作成される。これらの記憶さ
れたディジタル値をコンピュータ１００が変更すること
により、所望のＲＦパルスエンベロープを作成すること
ができる。線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルス
の大きさは送信減衰回路２０６によって減衰される。送
信減衰回路２０６は主コンピュータ１０１から通信リン
ク１０３を介してディジタル信号ＴＡを受ける。減衰さ
れたＲＦ励起パルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動す
る電力増幅器１２３に印加される。トランシーバ１２２
のこの部分の更に詳細な説明については、米国特許第
４，９５２，８７７号を参照されたい。
【００２２】やはり図１および図２に示すように、被検
体で生じるＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによってピ
ックアップされ、受信器２０７の入力に印加される。受
信器２０７はＮＭＲ信号を増幅する。次に、これは主コ
ンピュータ１０１からリンク１０３を介して受けたディ
ジタル減衰信号（ＲＡ）によって定まる量だけ減衰され
る。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線２１１を介して
与えられる信号によってターンオンおよびターンオフす
る。これにより、遂行している特定の取得が必要とする
期間だけＮＭＲ信号が取得される。
体で生じるＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによってピ
ックアップされ、受信器２０７の入力に印加される。受
信器２０７はＮＭＲ信号を増幅する。次に、これは主コ
ンピュータ１０１からリンク１０３を介して受けたディ
ジタル減衰信号（ＲＡ）によって定まる量だけ減衰され
る。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線２１１を介して
与えられる信号によってターンオンおよびターンオフす
る。これにより、遂行している特定の取得が必要とする
期間だけＮＭＲ信号が取得される。
【００２３】受信されるＮＭＲ信号はラーモア周波数ま
たはその近傍にある。ラーモア周波数は本実施例では６
３．８６ＭＨｚの近辺にある。この高周波信号は復調器
２０８内で二段階の過程で復調される。復調器２０８は
まずＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合した後、
結果として得られる差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの
基準信号と混合する。線２１２の、結果として得られる
復調されたＮＭＲ信号は帯域幅が１２５ｋＨｚであり、
中心周波数が１８７．５ｋＨｚである。復調されたＮＭ
Ｒ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９
の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０ｋＨ
ｚの速度でアナログ信号をサンプリングし、ディジタル
化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の出力はディジタル直角検
出器２１０に印加される。ディジタル直角検出器２１０
は受信されたディジタル信号に対応する１６ビットの同
相（Ｉ：ｉｎ−ｐｈａｓｅ）値および１６ビットの直角
（Ｑ：ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）値を発生する。結果とし
て得られる、受信ＮＭＲ信号のディジタル化されたＩ値
およびＱ値の流れがバス１０５を介してアレープロセッ
サに出力され、アレープロセッサで画像を再構成するた
めに用いられる。
たはその近傍にある。ラーモア周波数は本実施例では６
３．８６ＭＨｚの近辺にある。この高周波信号は復調器
２０８内で二段階の過程で復調される。復調器２０８は
まずＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合した後、
結果として得られる差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの
基準信号と混合する。線２１２の、結果として得られる
復調されたＮＭＲ信号は帯域幅が１２５ｋＨｚであり、
中心周波数が１８７．５ｋＨｚである。復調されたＮＭ
Ｒ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９
の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０ｋＨ
ｚの速度でアナログ信号をサンプリングし、ディジタル
化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の出力はディジタル直角検
出器２１０に印加される。ディジタル直角検出器２１０
は受信されたディジタル信号に対応する１６ビットの同
相（Ｉ：ｉｎ−ｐｈａｓｅ）値および１６ビットの直角
（Ｑ：ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）値を発生する。結果とし
て得られる、受信ＮＭＲ信号のディジタル化されたＩ値
およびＱ値の流れがバス１０５を介してアレープロセッ
サに出力され、アレープロセッサで画像を再構成するた
めに用いられる。
【００２４】受信されたＮＭＲ信号の中に含まれる位相
情報を維持するため、送信部の中の変調器２０２と受信
部の中の復調器２０８はともに共通の信号で動作する。
更に詳しく述べると、周波数シンセサイザ２００の出力
２０１の搬送波信号および基準周波数発生器２０３の出
力２０４の２．５ＭＨｚの基準信号は変調過程と復調過
程の両方で用いられる。このようにして位相の一貫性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号の位相変化は励起
されたスピンが発生する位相変化を正確に示す。基準周
波数発生器２０３は共通の１０ＭＨｚのクロック信号か
ら２．５ＭＨｚの基準信号の他に５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ、および６０ＭＨｚの基準信号を作成する。周波数シ
ンセサイザ２００は５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ、および６０
ＭＨｚの基準信号を用いて搬送波信号を作成し、出力２
０１に送出する。受信器の更に詳しい説明については、
米国特許第４，９９２，７３６号を参照されたい。
情報を維持するため、送信部の中の変調器２０２と受信
部の中の復調器２０８はともに共通の信号で動作する。
更に詳しく述べると、周波数シンセサイザ２００の出力
２０１の搬送波信号および基準周波数発生器２０３の出
力２０４の２．５ＭＨｚの基準信号は変調過程と復調過
程の両方で用いられる。このようにして位相の一貫性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号の位相変化は励起
されたスピンが発生する位相変化を正確に示す。基準周
波数発生器２０３は共通の１０ＭＨｚのクロック信号か
ら２．５ＭＨｚの基準信号の他に５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ、および６０ＭＨｚの基準信号を作成する。周波数シ
ンセサイザ２００は５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ、および６０
ＭＨｚの基準信号を用いて搬送波信号を作成し、出力２
０１に送出する。受信器の更に詳しい説明については、
米国特許第４，９９２，７３６号を参照されたい。
【００２５】図３に示すように、本発明の実施例の具体
化に用いられる高速スピンエコーＮＭＲパルス系列は２
ＤＦＴ（２次元フーリエ変換）ＲＡＲＥ系列であり、そ
の中で１６個のＮＭＲエコー信号が取得される。わかり
やすくするため、図３には４個のエコー信号３０１−３
０４だけが示されているが、その他に１２個のエコー信
号が作成され、取得されることは明らかである。これら
のＮＭＲ信号は９０°ＲＦ励起パルス３０５によって作
成される。９０°ＲＦ励起パルス３０５はＧｚスライス
選択勾配パルス３０６が存在する状態で作成され、患者
を通るスライス内で横方向磁化を行う。この横方向磁化
は１６個の選択的な１８０°のＲＦエコーパルス３０７
の各々により再集束される。これにより、Ｇｘ読出し勾
配パルス３０８が存在する状態で取得されるＮＭＲスピ
ンエコー信号３０１−３０４が作成される。各ＮＭＲス
ピンエコー信号３０１−３０４はそれぞれのＧｙ位相符
号化パルス３０９−３１３により個別に位相符号化され
る。各位相符号化パルスの大きさは異なっており、２５
６個の値を歩進することにより完全な１スキャンの間に
２５６個の個別ビューが取得される。これにより、ｙ方
向に２５６個の個別画素を持つ画像を再構成することが
できる。各信号の２５６個のサンプルをディジタル化す
ることにより各ＮＭＲスピンエコー信号が取得される。
その結果、一つの画像に対するスキャンの完了時に、図
３のパルス系列の１６ショット（２５６／１６＝１６）
が実行されており、複素数の２５６×２５６要素のアレ
ーが取得されている。この画像データアレーに対して二
次元フーリエ変換を遂行した後、結果として得られる各
複素要素の絶対値を計算することにより画像が再構成さ
れる。このようにして、２５６×２５６画素の画像が作
成され、変換されたアレーの中の対応する要素の大きさ
により各画素の明るさが決定される。
化に用いられる高速スピンエコーＮＭＲパルス系列は２
ＤＦＴ（２次元フーリエ変換）ＲＡＲＥ系列であり、そ
の中で１６個のＮＭＲエコー信号が取得される。わかり
やすくするため、図３には４個のエコー信号３０１−３
０４だけが示されているが、その他に１２個のエコー信
号が作成され、取得されることは明らかである。これら
のＮＭＲ信号は９０°ＲＦ励起パルス３０５によって作
成される。９０°ＲＦ励起パルス３０５はＧｚスライス
選択勾配パルス３０６が存在する状態で作成され、患者
を通るスライス内で横方向磁化を行う。この横方向磁化
は１６個の選択的な１８０°のＲＦエコーパルス３０７
の各々により再集束される。これにより、Ｇｘ読出し勾
配パルス３０８が存在する状態で取得されるＮＭＲスピ
ンエコー信号３０１−３０４が作成される。各ＮＭＲス
ピンエコー信号３０１−３０４はそれぞれのＧｙ位相符
号化パルス３０９−３１３により個別に位相符号化され
る。各位相符号化パルスの大きさは異なっており、２５
６個の値を歩進することにより完全な１スキャンの間に
２５６個の個別ビューが取得される。これにより、ｙ方
向に２５６個の個別画素を持つ画像を再構成することが
できる。各信号の２５６個のサンプルをディジタル化す
ることにより各ＮＭＲスピンエコー信号が取得される。
その結果、一つの画像に対するスキャンの完了時に、図
３のパルス系列の１６ショット（２５６／１６＝１６）
が実行されており、複素数の２５６×２５６要素のアレ
ーが取得されている。この画像データアレーに対して二
次元フーリエ変換を遂行した後、結果として得られる各
複素要素の絶対値を計算することにより画像が再構成さ
れる。このようにして、２５６×２５６画素の画像が作
成され、変換されたアレーの中の対応する要素の大きさ
により各画素の明るさが決定される。
【００２６】やはり図３に示すように、ＮＭＲスピンエ
コー信号３０１−３０４のＴ2 減衰が破線３１５で示さ
れている。組織の型が異なると、減衰速度が異なる。Ｎ
ＭＲイメージングの普通の戦略は画像のコントラストを
支配する中心、すなわち低次のビューの実際のエコー時
間（ＴＥ）で主として決まる実効エコー時間を賢明に選
択することによりある組織のコントラストを他の組織の
コントラストに比べて強調することである。たとえば、
人間の膝関節の画像で筋肉組織を強調するため、各ショ
ットで第一のスピンエコー信号を低次の位相符号化値に
符号化することができる。筋肉組織のＴ2 減衰速度が大
きく、可能な最短の実効エコー時間（ＴＥ）が望ましい
からである。他方、膝関節の流体が強調された画像を作
成するため、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ビューを取得することができ
る。関節流体の減衰速度は筋肉組織の減衰速度に比べて
ずっと小さいので、これらの流体は比例的に、より多く
の信号に寄与し、それらのコントラストは筋肉組織のコ
ントラストに比べて強調される。したがって臨床用とし
ては、異なる組織型のコントラストを強調するように各
画像の「Ｔ2 重み」が異なる、多数の画像に対するデー
タを取得することが一般に行われている。実効ＴＥエコ
ー時間が異なる複数の画像を取得するための一つの方法
は従来のスピンエコーイメージングで通常行われている
ように単一のスキャンで多重画像データセットを取得す
るものである。
コー信号３０１−３０４のＴ2 減衰が破線３１５で示さ
れている。組織の型が異なると、減衰速度が異なる。Ｎ
ＭＲイメージングの普通の戦略は画像のコントラストを
支配する中心、すなわち低次のビューの実際のエコー時
間（ＴＥ）で主として決まる実効エコー時間を賢明に選
択することによりある組織のコントラストを他の組織の
コントラストに比べて強調することである。たとえば、
人間の膝関節の画像で筋肉組織を強調するため、各ショ
ットで第一のスピンエコー信号を低次の位相符号化値に
符号化することができる。筋肉組織のＴ2 減衰速度が大
きく、可能な最短の実効エコー時間（ＴＥ）が望ましい
からである。他方、膝関節の流体が強調された画像を作
成するため、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ビューを取得することができ
る。関節流体の減衰速度は筋肉組織の減衰速度に比べて
ずっと小さいので、これらの流体は比例的に、より多く
の信号に寄与し、それらのコントラストは筋肉組織のコ
ントラストに比べて強調される。したがって臨床用とし
ては、異なる組織型のコントラストを強調するように各
画像の「Ｔ2 重み」が異なる、多数の画像に対するデー
タを取得することが一般に行われている。実効ＴＥエコ
ー時間が異なる複数の画像を取得するための一つの方法
は従来のスピンエコーイメージングで通常行われている
ように単一のスキャンで多重画像データセットを取得す
るものである。
【００２７】スキャンの間に作成すべき複数の画像の各
々に対して、所望の分解能の画像を生じる数の要素すな
わちサンプルをそなえた画像データアレーを取得しなけ
ればならないということは明らかである。実施例では、
２５６×２５６要素の画像データアレーが必要となり、
上記のように、これは単一の画像を取得するため図３の
高速スピンエコー系列を使用する１６ショットを必要と
する。従来のＮＭＲシステムでは、スキャンの間に作成
しなければならない各々の付加的な画像毎に付加的な１
６ショットが必要となる。したがって、二つの画像に対
して、３２ショットが必要となり、スキャン時間が２倍
となる。
々に対して、所望の分解能の画像を生じる数の要素すな
わちサンプルをそなえた画像データアレーを取得しなけ
ればならないということは明らかである。実施例では、
２５６×２５６要素の画像データアレーが必要となり、
上記のように、これは単一の画像を取得するため図３の
高速スピンエコー系列を使用する１６ショットを必要と
する。従来のＮＭＲシステムでは、スキャンの間に作成
しなければならない各々の付加的な画像毎に付加的な１
６ショットが必要となる。したがって、二つの画像に対
して、３２ショットが必要となり、スキャン時間が２倍
となる。
【００２８】本発明により、総スキャン時間を比例的に
伸ばすことなく、付加的な画像を作成することができ
る。ＮＭＲ画像のＴ2 重み付けされたコントラストは主
として低次の位相符号化ビューによって決定され、した
がって二つ以上の画像が取得されているとき高次位相符
号化ビューの取得を二重化する必要はないということが
わかった。換言すれば、異なるＴ2 重みの二つ以上の画
像を取得する高速スピンエコースキャンでは、各画像再
構成に対して個別に一組の低次位相符号化ビューを取得
しさえすればよい。単一の組の高次ビューを取得するこ
とができ、そのデータをすべての画像データセットの間
で共用することができる。
伸ばすことなく、付加的な画像を作成することができ
る。ＮＭＲ画像のＴ2 重み付けされたコントラストは主
として低次の位相符号化ビューによって決定され、した
がって二つ以上の画像が取得されているとき高次位相符
号化ビューの取得を二重化する必要はないということが
わかった。換言すれば、異なるＴ2 重みの二つ以上の画
像を取得する高速スピンエコースキャンでは、各画像再
構成に対して個別に一組の低次位相符号化ビューを取得
しさえすればよい。単一の組の高次ビューを取得するこ
とができ、そのデータをすべての画像データセットの間
で共用することができる。
【００２９】２５６×２５６画素の画像に対するデータ
が取得されるこのようなスキャンが図４および図５に示
されている。各スキャンの間に図３のパルス系列が２０
回繰り返され、パルス系列毎に１６個のＮＭＲスピンエ
コー信号が取得され、したがって合計１６×２０＝３２
０個の位相符号化ビューが得られる。これらのビューの
中の６４個のビューは破線３２０の中に表される低次
（−３２≦ｋy ≦＋３２）の位相符号化ビューであり、
ＮＭＲデータアレー３２１に記憶され、第一の画像を構
成するために使用される。もう一つの６４個のビューは
破線３２２の中に表される第二の画像に対する低次の位
相符号化ビューである、第二の画像を構成するために使
用される別個のＮＭＲデータアレー３２３に記憶され
る。図４に明確に示されているように、縦軸に沿って示
された第一から第四のスピンエコー信号から第一組の低
次ビューが取得される。また、スキャンの間に作成され
る第四から第七のスピンエコー信号から第二組の低次ビ
ューが取得される。結果として得られる画像のＴ2 重み
の差は、主として第一のスピンエコー信号と第四のスピ
ンエコー信号との間の時間差△ｔによって決定される。
スキャンの間に１回、残りの高次ビュー（２５６−６４
＝１９２）が取得される。これらは３２５で表された、
両方の画像データアレー３２１と３２３に記憶される９
６個のビュー（−１２８≦ｋy ≦−３３）と、３２６で
表された、やはり両方の画像データアレー３２１と３２
３に記憶される９６個のビュー（３３≦ｋy ≦１２８）
とである。その結果、二つの２５６×２５６の画像デー
タアレー３２１および３２３はスキャンが完了したとき
取得されたデータで充たされる。
が取得されるこのようなスキャンが図４および図５に示
されている。各スキャンの間に図３のパルス系列が２０
回繰り返され、パルス系列毎に１６個のＮＭＲスピンエ
コー信号が取得され、したがって合計１６×２０＝３２
０個の位相符号化ビューが得られる。これらのビューの
中の６４個のビューは破線３２０の中に表される低次
（−３２≦ｋy ≦＋３２）の位相符号化ビューであり、
ＮＭＲデータアレー３２１に記憶され、第一の画像を構
成するために使用される。もう一つの６４個のビューは
破線３２２の中に表される第二の画像に対する低次の位
相符号化ビューである、第二の画像を構成するために使
用される別個のＮＭＲデータアレー３２３に記憶され
る。図４に明確に示されているように、縦軸に沿って示
された第一から第四のスピンエコー信号から第一組の低
次ビューが取得される。また、スキャンの間に作成され
る第四から第七のスピンエコー信号から第二組の低次ビ
ューが取得される。結果として得られる画像のＴ2 重み
の差は、主として第一のスピンエコー信号と第四のスピ
ンエコー信号との間の時間差△ｔによって決定される。
スキャンの間に１回、残りの高次ビュー（２５６−６４
＝１９２）が取得される。これらは３２５で表された、
両方の画像データアレー３２１と３２３に記憶される９
６個のビュー（−１２８≦ｋy ≦−３３）と、３２６で
表された、やはり両方の画像データアレー３２１と３２
３に記憶される９６個のビュー（３３≦ｋy ≦１２８）
とである。その結果、二つの２５６×２５６の画像デー
タアレー３２１および３２３はスキャンが完了したとき
取得されたデータで充たされる。
【００３０】二つのアレー３２１および３２３のデータ
から通常のやり方で二つの画像が再構成される。本実施
例ではこの再構成は、まず行すなわち読出し方向に、次
に列すなわち位相符号化方向に各データアレーの二次元
複素フーリエ変換を遂行することにより行われる。次
に、結果として得られる各複素数の大きさが計算され、
これを使って第一および第二の画像の画素の明るさを制
御する。
から通常のやり方で二つの画像が再構成される。本実施
例ではこの再構成は、まず行すなわち読出し方向に、次
に列すなわち位相符号化方向に各データアレーの二次元
複素フーリエ変換を遂行することにより行われる。次
に、結果として得られる各複素数の大きさが計算され、
これを使って第一および第二の画像の画素の明るさを制
御する。
【００３１】図示し説明してきた特定のスキャンからの
多くの変形が可能であることは明らかである。たとえば
図４において、異なるスピンエコー信号の期間中に別々
の低次のビューを取得することにより、二つの画像の間
の異なるＴ2 重み付けされたコントラストを簡単に得る
ことができる。換言すれば、破線３２０および３２２の
中のビューを図４のグラフで縦に動かして所望のＴ2 重
みおよび所望の差△ｔを得ることができる。また、この
方法は容易に拡張して、単に第三組以上の低次ビューを
取得するだけで付加的な画像に対するデータを取得する
ことができる。
多くの変形が可能であることは明らかである。たとえば
図４において、異なるスピンエコー信号の期間中に別々
の低次のビューを取得することにより、二つの画像の間
の異なるＴ2 重み付けされたコントラストを簡単に得る
ことができる。換言すれば、破線３２０および３２２の
中のビューを図４のグラフで縦に動かして所望のＴ2 重
みおよび所望の差△ｔを得ることができる。また、この
方法は容易に拡張して、単に第三組以上の低次ビューを
取得するだけで付加的な画像に対するデータを取得する
ことができる。
【００３２】実施例では、総数２５６個のビューの中の
６４個のビューが各画像に対して個別に取得される。こ
れは総スキャン時間を２５％伸ばすだけで（すなわち５
１２ビューの代わりに３２０ビュー）画像間に所望の
差、すなわちコントラストが得られることが見出され
た。より少ない低次ビューでも充分なコントラストの画
像が作成されるが、ある種の臨床用にはより多くの低次
ビューが必要とされることもある。本発明の臨床の用途
では総位相符号化ビュー数の１／８から１／２まで範囲
のビューを画像毎に個別に取得しなければならないと考
えられる。
６４個のビューが各画像に対して個別に取得される。こ
れは総スキャン時間を２５％伸ばすだけで（すなわち５
１２ビューの代わりに３２０ビュー）画像間に所望の
差、すなわちコントラストが得られることが見出され
た。より少ない低次ビューでも充分なコントラストの画
像が作成されるが、ある種の臨床用にはより多くの低次
ビューが必要とされることもある。本発明の臨床の用途
では総位相符号化ビュー数の１／８から１／２まで範囲
のビューを画像毎に個別に取得しなければならないと考
えられる。
【００３３】本発明は三次元フーリエ変換にも適用でき
ることも明らかである。これは図６に示されている。図
６はｙ軸とｚ軸の両方の位相符号化を含むＮＭＲスピン
エコー信号のディジタル化されたサンプルの入っている
三次元画像データアレー３３０を示している。本発明を
具体化するためには、個別の画像毎に低次ｙ軸位相符号
化ビュー３３１および低次ｚ軸位相符号化ビュー３３２
だけを個別に取得すればよい。三次元フーリエ変換用デ
ータ取得の総スキャン時間の節減量は莫大である。
ることも明らかである。これは図６に示されている。図
６はｙ軸とｚ軸の両方の位相符号化を含むＮＭＲスピン
エコー信号のディジタル化されたサンプルの入っている
三次元画像データアレー３３０を示している。本発明を
具体化するためには、個別の画像毎に低次ｙ軸位相符号
化ビュー３３１および低次ｚ軸位相符号化ビュー３３２
だけを個別に取得すればよい。三次元フーリエ変換用デ
ータ取得の総スキャン時間の節減量は莫大である。
【００３４】本発明は他のスキャン時間短縮法とも一緒
に用いることができることも熟練した当業者には明らか
である。たとえば、１９９１年５月１日に出願された米
国特許出願第６９３，８９５号「非対称ＮＭＲエコー取
得とともに短いＴＥおよびＴＲのパルス系列を使用する
高分解能イメージング」（Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｏｌｕｔｉ
ｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｓｈｏｒｔ ＴＥ
ａｎｄ ＴＲ Ｐｕｌｓｅ Ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ Ｗ
ｉｔｈ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＮＭＲ Ｅｃｈｏ Ａ
ｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）に述べられているようなホモダ
イン画像再構成技術を使うことにより、画像を再構成す
るために画像アレーを取得されたデータで完全に充たす
必要はなくなる。総スキャン時間を更に短縮するために
このような方法を使うとき、部分的なエコーを取得して
もよいし、あるいは全部より少ない位相符号化ビューを
取得してもよい。
に用いることができることも熟練した当業者には明らか
である。たとえば、１９９１年５月１日に出願された米
国特許出願第６９３，８９５号「非対称ＮＭＲエコー取
得とともに短いＴＥおよびＴＲのパルス系列を使用する
高分解能イメージング」（Ｈｉｇｈ Ｒｅｓｏｌｕｔｉ
ｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｓｈｏｒｔ ＴＥ
ａｎｄ ＴＲ Ｐｕｌｓｅ Ｓｅｑｕｅｎｃｅｓ Ｗ
ｉｔｈ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＮＭＲ Ｅｃｈｏ Ａ
ｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）に述べられているようなホモダ
イン画像再構成技術を使うことにより、画像を再構成す
るために画像アレーを取得されたデータで完全に充たす
必要はなくなる。総スキャン時間を更に短縮するために
このような方法を使うとき、部分的なエコーを取得して
もよいし、あるいは全部より少ない位相符号化ビューを
取得してもよい。
【００３５】本発明はＴ2 重みの結果として全体のコン
トラストが異なっている二つ以上の画像を作成するため
に用いることが好ましいが、対象のエッジのエンハンス
メントでＴ2 重み付けされた差が望ましいときにも本発
明を適用することができる。これは画像毎に可能な最高
次の位相符号化をそなえた個別ビューを取得することに
よって行われる。これらの最高次のビューは異なる実効
エコー時間ＴＥで取得されるので、二つの画像で組織の
エッジおよび細部構造が異なる。たとえば、２５６個の
位相符号化ビューをそなえた画像では、コントラストの
Ｔ2 重み付けされた差を与えるため最低次の６４個のビ
ューに対する個別データが取得され、またエッジ鮮鋭度
のＴ2 重み付けされた差を与えるため最高次の６４個の
ビューに対する個別データが取得される。残りの１２８
個の高次ビューに対するデータは１回だけ取得され、両
方の画像を再構成するために使用される画像データセッ
トによって共通使用される。
トラストが異なっている二つ以上の画像を作成するため
に用いることが好ましいが、対象のエッジのエンハンス
メントでＴ2 重み付けされた差が望ましいときにも本発
明を適用することができる。これは画像毎に可能な最高
次の位相符号化をそなえた個別ビューを取得することに
よって行われる。これらの最高次のビューは異なる実効
エコー時間ＴＥで取得されるので、二つの画像で組織の
エッジおよび細部構造が異なる。たとえば、２５６個の
位相符号化ビューをそなえた画像では、コントラストの
Ｔ2 重み付けされた差を与えるため最低次の６４個のビ
ューに対する個別データが取得され、またエッジ鮮鋭度
のＴ2 重み付けされた差を与えるため最高次の６４個の
ビューに対する個別データが取得される。残りの１２８
個の高次ビューに対するデータは１回だけ取得され、両
方の画像を再構成するために使用される画像データセッ
トによって共通使用される。
【図１】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】図１のＮＭＲシステムの一部を形成するトラン
シーバの電気ブロック図である。
シーバの電気ブロック図である。
【図３】本発明を実施するために図１のシステムで用い
られる好ましい二次元フーリエ変換高速スピンエコーパ
ルス系列を示すグラフである。
られる好ましい二次元フーリエ変換高速スピンエコーパ
ルス系列を示すグラフである。
【図４】図３のパルス系列を用いるスキャンの間に取得
される位相符号化ビューの順番を示すグラフである。
される位相符号化ビューの順番を示すグラフである。
【図５】本発明に従ってスキャンの間に取得され、個別
画像を再構成するために用いられるＮＭＲデータを図式
的に表したブロック図である。
画像を再構成するために用いられるＮＭＲデータを図式
的に表したブロック図である。
【図６】本発明に従って取得される三次元データアレー
を図式的に表した立体図である。
を図式的に表した立体図である。
１２０ パルス制御モジュール １２３ ＲＦ電力増幅器 １３０，１３２，１３４ 勾配増幅器 １３６ 勾配コイル集合体 １３８ ＲＦ送受信コイル １４６ 主磁石集合体 ２０７ 受信器 ２０９ Ａ／Ｄ変換器
フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9118−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ 8932−4Ｃ Ａ６１Ｂ 5/05 ３１２
Claims (6)
- 【請求項１】 ＮＭＲ装置に於いて、 分極磁界を発生する手段、 分極磁界を受けたスピンに横方向磁化を生じさせるＲＦ
励起磁界を発生する励起手段、 横方向磁化によって生じるＮＭＲ信号を検知して、ＮＭ
Ｒ信号のディジタル化されたサンプルを作る受信手段、 第一の磁界勾配を発生することによりＮＭＲ信号を位相
符号化する第一の勾配手段、 上記の励起手段、第一の勾配手段および受信手段に結合
されたパルス制御手段であって、複数の画像の再構成を
可能とするＮＭＲ信号のディジタル化されたサンプルを
取得するために一連のパルス系列を含むスキャンを遂行
するように動作するパルス制御手段、およびそれぞれ上
記受信手段に結合された一組の画像アレー記憶手段であ
って、それぞれ一つの画像を再構成するために必要とさ
れるＮＭＲ信号のディジタル化されたサンプルを記憶す
る一組の画像アレー記憶手段を含み、 スキャンの間に遂行される各パルス系列によって一連の
ＮＭＲ信号が発生されて取得され、その各ＮＭＲ信号が
上記第一の勾配手段によって個別に位相符号化され、各
パルス系列で取得される第一のＮＭＲ信号は低次の位相
符号化されたものであって上記画像アレー記憶手段の中
の一方の画像アレー記憶手段に記憶され、各パルス系列
で取得される第二のＮＭＲ信号は低次の位相符号化され
たものであって上記画像アレー記憶手段の中の第二の画
像アレー記憶手段に記憶され、そして各パルス系列で取
得される第三のＮＭＲ信号は高次の位相符号化されたも
のであって両方の画像アレー記憶手段に記憶されること
を特徴とするＮＭＲ装置。 - 【請求項２】 上記励起手段は上記パルス系列の上記Ｎ
ＭＲ信号の相互の合間にＲＦ励起磁界パルスを発生し、
上記ＮＭＲ信号がそれぞれスピンエコーＮＭＲ信号であ
る請求項１記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項３】 第一の磁界勾配にほぼ垂直な第二の磁界
勾配を発生するための第二の勾配手段が含まれており、
パルス系列の各ＮＭＲ信号を取得するときに第二の磁界
勾配が発生される請求項１記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項４】 各パルス系列で取得される第四のＮＭＲ
信号は最高次の位相符号化されたものであって上記画像
アレー記憶手段の中の上記一方の画像アレー記憶手段に
記憶され、各パルス系列で取得される第五のＮＭＲ信号
は最高次の位相符号化されたものであって上記画像アレ
ー記憶手段の中の上記第二のの画像アレー記憶手段に記
憶される請求項１記載のＮＭＲ装置。 - 【請求項５】 ＮＭＲデータを取得するためのＮＭＲシ
ステム１で高速スピンエコーパルス系列を遂行すること
により、複数の画像を再構成するためのＮＭＲデータを
取得する方法に於いて、 横方向磁化を作成するためにＲＦ励起パルスを発生する
ステップ、 一連のＮＭＲスピンエコー信号を作成するステップ、 各ＮＭＲスピンエコー信号が零から±ｋmax の範囲にあ
る量ｋy だけ位相符号化されるようにＮＭＲスピンエコ
ー信号に関連する一連の位相符号化磁界勾配パルスを作
成するステップ、 各ＮＭＲスピンエコー信号を取得してディジタル化する
ステップ、 高次の位相符号化された取得されたＮＭＲスピンエコー
信号を二つの画像データアレーの各画像データアレーの
位相符号化量ｋy に対応するロケーションに記憶するス
テップ、 低次の位相符号化された第一の画像用の取得されたＮＭ
Ｒスピンエコー信号を上記の二つの画像データアレーの
中の第一の画像データアレーの位相符号化量ｋ y に対応
するロケーションに記憶するステップ、および低次の位
相符号化された第二の画像用の取得されたＮＭＲスピン
エコー信号を上記の二つの画像データアレーの中の第二
の画像データアレーの位相符号化量ｋ y に対応するロケ
ーションに記憶するステップを含み、 スキャン完了時に、上記の二つの画像データアレーに
は、取得された同じＮＭＲデータを高次位相符号化に対
応するロケーションに記憶し、二つの画像データアレー
から再構成される二つの画像が相異なるように上記一連
のＮＭＲスピンエコー信号の中の異なるＮＭＲスピンエ
コー信号から個別に取得されるＮＭＲデータを低次位相
符号化に対応するロケーションに記憶することを特徴と
する方法。 - 【請求項６】 最高次の位相符号化された第一の画像用
の取得されたＮＭＲスピンエコー信号を上記の二つの画
像データアレーの中の第一の画像データアレーの位相符
号化量ｋy に対応するロケーションに記憶するステッ
プ、および最高次の位相符号化された第二の画像用の取
得されたＮＭＲスピンエコー信号を上記の二つの画像デ
ータアレーの中の第二の画像データアレーの位相符号化
量ｋy に対応するロケーションに記憶するステップを更
に含む請求項５記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/703,990 US5168226A (en) | 1991-05-22 | 1991-05-22 | Acquisition of multiple images in fast spin echo nmr scans |
| US703990 | 1996-08-28 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05192313A JPH05192313A (ja) | 1993-08-03 |
| JPH0616768B2 true JPH0616768B2 (ja) | 1994-03-09 |
Family
ID=24827621
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4125869A Expired - Lifetime JPH0616768B2 (ja) | 1991-05-22 | 1992-05-19 | 高速スピンエコーｎｍｒスキャンでの多重画像取得方式 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5168226A (ja) |
| EP (1) | EP0515197A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0616768B2 (ja) |
Families Citing this family (40)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5271399A (en) * | 1991-11-27 | 1993-12-21 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Three dimensional Fourier transform, fast spin echo, black blood magnetic resonance angtography |
| DE4142726C2 (de) * | 1991-12-21 | 1993-10-07 | Bruker Medizintech | Verfahren zur Beobachtung von zeitlichen Veränderungen der Signalintensitäten eines Kernspintomographie-Bildes |
| US5268640A (en) * | 1992-04-02 | 1993-12-07 | Toshiba America Mri, Inc. | Method and apparatus for the formation of a plurality of NMR images, each having a different characteristic, of the same slice, in a single sequence |
| US5229717A (en) * | 1992-05-22 | 1993-07-20 | General Electric Company | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging |
| US5323110A (en) * | 1992-08-10 | 1994-06-21 | Hitachi Instruments, Inc. | Technique for compensating for patient motion in magnetic resonance imaging |
| JP2677148B2 (ja) * | 1992-11-30 | 1997-11-17 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| US5304930A (en) * | 1993-02-01 | 1994-04-19 | Panacea Medical Laboratories | Remotely positioned MRI system |
| DE4317028C3 (de) * | 1993-05-21 | 2000-06-29 | Martin Busch | Verfahren zur Akquisition und Auswertung von Daten in einem Kernspin-Tomographen |
| DE4415393B4 (de) * | 1993-06-01 | 2010-10-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung von Bildern in einem Kernspintomographiegerät mit einer Spinecho-Pulssequenz |
| JP3496889B2 (ja) * | 1993-06-24 | 2004-02-16 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5493225A (en) * | 1993-12-14 | 1996-02-20 | Panacea Medical Laboratories | Method for maintaining encoded coherence for remotely positioned MRI device |
| DE4425727C2 (de) * | 1994-07-20 | 1999-03-11 | Siemens Ag | Verfahren zur schnellen Fourier-Transformation für Kernresonanzsignale in einer beliebigen Matrixgröße |
| DE4427496C2 (de) * | 1994-08-03 | 1999-02-18 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Kernspintomographiegerätes zur Gewinnung mindestens zweier unterschiedlich gewichteter Bilder |
| JP3526350B2 (ja) * | 1994-08-08 | 2004-05-10 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5680045A (en) * | 1995-07-20 | 1997-10-21 | Feinberg David A | Grase-type MR pulse sequences |
| DE19528436C2 (de) * | 1995-08-02 | 1997-07-03 | Siemens Ag | Verfahren zur Bewegungsverfolgung interventioneller Instrumente in einem Objekt mit MR-Bildgebung |
| US5602476A (en) * | 1995-08-17 | 1997-02-11 | Picker International, Inc. | Ultra-fast MR imaging data acquisition scheme using mixed bandwidth data |
| DE19543891C1 (de) * | 1995-11-24 | 1997-06-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Bildgewinnung mittels der magnetischen Resonanz |
| DE19713005A1 (de) * | 1997-03-27 | 1998-10-01 | Siemens Ag | Verfahren zur Kontrastmittelverfolgung mittels MR-Bildgebung und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens |
| US6025714A (en) * | 1997-04-25 | 2000-02-15 | Toshiba America Mri, Inc. | Magnetic resonance imaging (MRI) using fast spin echo (FSE) imaging process |
| DE19901171C2 (de) * | 1999-01-14 | 2001-12-13 | Axel Haase | Verfahren und Vorrichtung zum Gewinnen von Daten für Magnetresonanz-Bildgebung |
| DE19962846B4 (de) * | 1999-12-24 | 2008-09-25 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Bildgebungsverfahren mit keyhole-Technik |
| DE19962848C2 (de) * | 1999-12-24 | 2003-03-27 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Echo-Planar-Bildgebungsverfahren |
| DE19962847C2 (de) * | 1999-12-24 | 2003-08-07 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Magnetresonanz-Bildgebungsverfahren mit Echo-Planar-Bildgebung |
| US6603989B1 (en) * | 2000-03-21 | 2003-08-05 | Dmitriy A. Yablonskiy | T2 contrast in magnetic resonance imaging with gradient echoes |
| US6479996B1 (en) * | 2000-07-10 | 2002-11-12 | Koninklijke Philips Electronics | Magnetic resonance imaging of several volumes |
| US6414487B1 (en) | 2000-11-22 | 2002-07-02 | Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. | Time and memory optimized method of acquiring and reconstructing multi-shot 3D MRI data |
| US6804546B1 (en) * | 2001-04-20 | 2004-10-12 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Multiple contrast echo-planar imaging for contrast-enhanced imaging |
| WO2012026380A1 (ja) * | 2010-08-25 | 2012-03-01 | 株式会社 日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置及びマルチエコーマルチコントラスト撮像法 |
| US8418386B1 (en) * | 2010-10-19 | 2013-04-16 | D2 Auto Group LLC | Mobile vehicle display device |
| US9182462B2 (en) | 2012-06-06 | 2015-11-10 | Aspect Imaging Ltd. | High resolution high contrast MRI for flowing media |
| US9759673B2 (en) | 2012-10-11 | 2017-09-12 | Aspect Imaging Ltd. | Magnetic resonance-based systems for detecting contaminating particles and methods thereof |
| EP3011369B1 (en) | 2013-06-20 | 2019-12-11 | Aspect International (2015) Private Limited | An nmr/mri-based integrated system for analyzing and treating of a drilling mud for drilling mud recycling process and methods thereof |
| US9494503B2 (en) | 2013-11-06 | 2016-11-15 | Aspect Imaging Ltd. | Inline rheology/viscosity, density, and flow rate measurement |
| US11300531B2 (en) | 2014-06-25 | 2022-04-12 | Aspect Ai Ltd. | Accurate water cut measurement |
| US10670574B2 (en) | 2015-01-19 | 2020-06-02 | Aspect International (2015) Private Limited | NMR-based systems for crude oil enhancement and methods thereof |
| CN106053299B (zh) | 2015-04-12 | 2020-10-30 | 艾斯拜克特Ai有限公司 | 非圆形横截面管道中的流体的nmr成像 |
| CN106324010A (zh) | 2015-07-02 | 2017-01-11 | 艾斯拜克特Ai有限公司 | 使用mr设备对在管道中流动的流体的分析 |
| US10655996B2 (en) | 2016-04-12 | 2020-05-19 | Aspect Imaging Ltd. | System and method for measuring velocity profiles |
| US10345251B2 (en) | 2017-02-23 | 2019-07-09 | Aspect Imaging Ltd. | Portable NMR device for detecting an oil concentration in water |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4521733A (en) * | 1983-05-23 | 1985-06-04 | General Electric Company | NMR Imaging of the transverse relaxation time using multiple spin echo sequences |
| DE3434161A1 (de) * | 1984-09-18 | 1986-03-27 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz |
| US4709212A (en) * | 1986-01-03 | 1987-11-24 | General Electric Company | Method of enhancing image signal-to-noise ratio by combining NMR images of differing pulse sequence timing |
| DE3631039A1 (de) * | 1986-09-12 | 1988-03-24 | Philips Patentverwaltung | Kernspintomographieverfahren und kernspintomograph zur durchfuehrung des verfahrens |
| US4734646A (en) * | 1986-09-16 | 1988-03-29 | Fonar Corporation | Method for obtaining T1-weighted and T2-weighted NMR images for a plurality of selected planes in the course of a single scan |
| US4833407A (en) * | 1987-06-24 | 1989-05-23 | Picker International, Inc. | Scan time reduction using conjugate symmetry and recalled echo |
| DE3855288T2 (de) * | 1987-06-24 | 1996-09-19 | Picker Int Inc | Verfahren und Apparat zur Bilderzeugung mittels magnetischer Resonanz |
| US4881033A (en) * | 1987-06-24 | 1989-11-14 | Picker International, Inc. | Noise-reduced synthetic T2 weighted images |
| US4901020A (en) * | 1988-05-30 | 1990-02-13 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulse sequence for operating a nuclear magnetic resonance tomography apparatus for producing images with different T2 contrast |
-
1991
- 1991-05-22 US US07/703,990 patent/US5168226A/en not_active Expired - Lifetime
-
1992
- 1992-05-19 JP JP4125869A patent/JPH0616768B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1992-05-21 EP EP92304638A patent/EP0515197A1/en not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0515197A1 (en) | 1992-11-25 |
| JPH05192313A (ja) | 1993-08-03 |
| US5168226A (en) | 1992-12-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5168226A (en) | Acquisition of multiple images in fast spin echo nmr scans | |
| US5229717A (en) | Simultaneous two-contrast fast spin echo NMR imaging | |
| US4843322A (en) | Method for producing multi-slice NMR images | |
| US5285158A (en) | NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses | |
| US5151656A (en) | Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique | |
| US6078176A (en) | Fast spin echo pulse sequence for diffusion weighted imaging | |
| US5212448A (en) | Nmr pulse sequence with burst rf excitation pulses having separately controlled phase | |
| US5226418A (en) | Phase correction of complex - difference processed magnetic resonance angiograms | |
| US5347216A (en) | Fast NMR image acquisition with spectrally selective inversion pulse | |
| JPH0620448B2 (ja) | Ｎｍｒ装置を動作させる方法と装置 | |
| US6265873B1 (en) | Non-CPMG fast spin echo MRI method | |
| EP0561628B1 (en) | Gradient moment nulling in a fast spin echo NMR pulse sequence | |
| US5170122A (en) | NMR imaging using flow compensated SSFP pulse sequences | |
| US5281916A (en) | NMR angiography using fast spin echo pulse sequences | |
| US4968935A (en) | Selective rephasing of NMR signals to suppress motion artifacts | |
| US5101156A (en) | Rapid flow measurement using an nmr imaging system | |
| US5168227A (en) | High resolution imaging using short te and tr pulse sequences with asymmetric nmr echo acquisition | |
| US5185574A (en) | NMR measurements using recursive RF excitation | |
| US5093620A (en) | Encoding for nmr phase contrast flow measurement | |
| US5233302A (en) | Masking motion ghost artifacts in NMR images | |
| JP3332951B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 19941122 |