JPH06181914A - Ｎｍｒ血管図作成方法 - Google Patents
Ｎｍｒ血管図作成方法Info
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- JPH06181914A JPH06181914A JP5209033A JP20903393A JPH06181914A JP H06181914 A JPH06181914 A JP H06181914A JP 5209033 A JP5209033 A JP 5209033A JP 20903393 A JP20903393 A JP 20903393A JP H06181914 A JPH06181914 A JP H06181914A
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- 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
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 静止しているスピンからの信号を充分に抑制
し、良好な血管図画像データを作成することができる。 【構成】 第１の９０゜ＲＦパルス３２０と、１８０゜
ＲＦパルス３２１と、第１モーメントをもっている動き
エンコード用双極勾配３２３乃至３２５と、第２の９０
゜ＲＦパルス３２２とで構成される予備的シーケンスの
後に、１組の高速ＮＭＲパルスを含む第１ショットを行
ない、また、動きエンコード用双極勾配が異なる第１モ
ーメントを持つこと以外は第１ショットの場合と同じ予
備的シ−ケンスを行なった後、第１ショットと同じ組の
高速ＮＭＲパルスシーケンスを含む第２ショットを行な
って、２つのショットから得られたＮＭＲデータを減算
処理して、血管図画像データを得る。
し、良好な血管図画像データを作成することができる。 【構成】 第１の９０゜ＲＦパルス３２０と、１８０゜
ＲＦパルス３２１と、第１モーメントをもっている動き
エンコード用双極勾配３２３乃至３２５と、第２の９０
゜ＲＦパルス３２２とで構成される予備的シーケンスの
後に、１組の高速ＮＭＲパルスを含む第１ショットを行
ない、また、動きエンコード用双極勾配が異なる第１モ
ーメントを持つこと以外は第１ショットの場合と同じ予
備的シ−ケンスを行なった後、第１ショットと同じ組の
高速ＮＭＲパルスシーケンスを含む第２ショットを行な
って、２つのショットから得られたＮＭＲデータを減算
処理して、血管図画像データを得る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴画像方法お
よびシステムの分野に関し、特に、高速ＮＭＲパルスシ
ーケンスで得られたデータを用いて血管図(angiograms)
を作成する方法に関する。
よびシステムの分野に関し、特に、高速ＮＭＲパルスシ
ーケンスで得られたデータを用いて血管図(angiograms)
を作成する方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを持つ核は、磁場の中に
置かれると磁場の方向に整列しようとする。しかしなが
ら、この際、核は、磁場の強さと特定の核種の性質(核
の磁気回転定数γ)に依存する特性角周波数(ラーモア周
波数)で磁場方向の周りを歳差運動する。この現象を示
す核を、以下では“スピン”と呼ぶ。
置かれると磁場の方向に整列しようとする。しかしなが
ら、この際、核は、磁場の強さと特定の核種の性質(核
の磁気回転定数γ)に依存する特性角周波数(ラーモア周
波数)で磁場方向の周りを歳差運動する。この現象を示
す核を、以下では“スピン”と呼ぶ。
【０００３】人体組織のような物が一様な磁場(極性場
Ｂ0)を受けると、組織内の個々のスピンの磁気モーメン
トは、この極性場と整列しようとするが、この極性場の
周りに各々の特性ラーモア周波数で無秩序に歳差運動す
る。極性場の方向には、正味の磁気モーメントＭzが生
じるが、縦横の面(ｘ−ｙ面)内における無秩序な方位の
磁気成分は、互いに打ち消し合う。しかしながら、この
物，すなわち組織が、ラーモア周波数に近い周波数をも
つｘ−ｙ面内の磁場(励起場Ｂ1)を受けると、ｘ−ｙ面
に向けて正味の整列モーメントＭzが回転し，すなわち
“傾いて”、ｘ−ｙ面において、ラーモア周波数で回
転，すなわちスピンする正味の横磁気モーメントＭtが
生じる。正味の磁気モーメントＭzが傾く度合，すなわ
ち正味の横磁気モーメントＭtの大きさは、励起場Ｂ1の
大きさと励起場Ｂ1の印加時間長とに主に依存する。
Ｂ0)を受けると、組織内の個々のスピンの磁気モーメン
トは、この極性場と整列しようとするが、この極性場の
周りに各々の特性ラーモア周波数で無秩序に歳差運動す
る。極性場の方向には、正味の磁気モーメントＭzが生
じるが、縦横の面(ｘ−ｙ面)内における無秩序な方位の
磁気成分は、互いに打ち消し合う。しかしながら、この
物，すなわち組織が、ラーモア周波数に近い周波数をも
つｘ−ｙ面内の磁場(励起場Ｂ1)を受けると、ｘ−ｙ面
に向けて正味の整列モーメントＭzが回転し，すなわち
“傾いて”、ｘ−ｙ面において、ラーモア周波数で回
転，すなわちスピンする正味の横磁気モーメントＭtが
生じる。正味の磁気モーメントＭzが傾く度合，すなわ
ち正味の横磁気モーメントＭtの大きさは、励起場Ｂ1の
大きさと励起場Ｂ1の印加時間長とに主に依存する。
【０００４】この現象の実用的な価値は、励起場Ｂ1を
印加した後、励起されたスピンによって放射される信号
にある。簡単なシステムでは、励起されたスピンによっ
て、振動するサイン波信号を受信コイルに誘導する。こ
の信号の周波数はラーモア周波数であり、また、その初
期振幅Ａ0は横磁気モーメントＭtの大きさで決まる。
印加した後、励起されたスピンによって放射される信号
にある。簡単なシステムでは、励起されたスピンによっ
て、振動するサイン波信号を受信コイルに誘導する。こ
の信号の周波数はラーモア周波数であり、また、その初
期振幅Ａ0は横磁気モーメントＭtの大きさで決まる。
【０００５】本発明に特に関連したＮＭＲ測定は、“パ
ルスＮＭＲ測定”と呼ばれるものである。このようなＮ
ＭＲ測定は、ＲＦ励起期間と信号放射期間とに分割され
て行われる。また、このようなＮＭＲ測定は、各サイク
ルごとに異なるデータを蓄積するために、すなわち、被
測定物中の異なる位置ごとで同じ測定を行なうために、
何度も繰り返しサイクリックに行なわれる。また、大き
さ，印加時間，方向を変化させた１つ以上のＲＦ励起パ
ルス(Ｂ1)を印加するなどの多様な予備励起技術が知ら
れている。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)をもつものでも良いし、あるい
は、横磁化Ｍtを共鳴周波数の範囲にわたって生じさせ
る広い周波数スペクトル(非選択的励起パルス)をもつも
のであっても良い。従来では、特定のＮＭＲ現象を利用
してＮＭＲ測定における特定の問題を克服するように設
計された励起技術が提案されている。
ルスＮＭＲ測定”と呼ばれるものである。このようなＮ
ＭＲ測定は、ＲＦ励起期間と信号放射期間とに分割され
て行われる。また、このようなＮＭＲ測定は、各サイク
ルごとに異なるデータを蓄積するために、すなわち、被
測定物中の異なる位置ごとで同じ測定を行なうために、
何度も繰り返しサイクリックに行なわれる。また、大き
さ，印加時間，方向を変化させた１つ以上のＲＦ励起パ
ルス(Ｂ1)を印加するなどの多様な予備励起技術が知ら
れている。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)をもつものでも良いし、あるい
は、横磁化Ｍtを共鳴周波数の範囲にわたって生じさせ
る広い周波数スペクトル(非選択的励起パルス)をもつも
のであっても良い。従来では、特定のＮＭＲ現象を利用
してＮＭＲ測定における特定の問題を克服するように設
計された励起技術が提案されている。
【０００６】ＮＭＲを利用して画像を作成するとき、被
測定物の特定の位置からＮＭＲ信号を得る技術が用いら
れる。典型的には、使用される特定の局所化方法に応じ
て変わる一連のＮＭＲ測定サイクルで、画像化されるべ
き領域(関心のある領域)を走査する。受信されたＮＭＲ
信号の組を、デジタル化して処理し、良く知られた再構
成技術を用いて、画像を再構成する。このような走査を
行なうためには、もちろん、被測定物の特定の位置から
ＮＭＲ信号を引き出す必要がある。被測定物の特定の位
置からＮＭＲ信号を引き出すには、極性場Ｂ0と同じ方
向を持ち、かつ、ｘ，ｙ，ｚ軸のそれぞれに沿ってある
勾配を持っている磁場(Ｇx，Ｇy，Ｇz)を用いることに
よって行なうことができる。すなわち、これらの勾配の
強さを各ＮＭＲサイクルごとに制御することによって、
スピン励起の空間的な分布を制御することができ、その
結果得られるＮＭＲ信号の位置を識別することができ
る。
測定物の特定の位置からＮＭＲ信号を得る技術が用いら
れる。典型的には、使用される特定の局所化方法に応じ
て変わる一連のＮＭＲ測定サイクルで、画像化されるべ
き領域(関心のある領域)を走査する。受信されたＮＭＲ
信号の組を、デジタル化して処理し、良く知られた再構
成技術を用いて、画像を再構成する。このような走査を
行なうためには、もちろん、被測定物の特定の位置から
ＮＭＲ信号を引き出す必要がある。被測定物の特定の位
置からＮＭＲ信号を引き出すには、極性場Ｂ0と同じ方
向を持ち、かつ、ｘ，ｙ，ｚ軸のそれぞれに沿ってある
勾配を持っている磁場(Ｇx，Ｇy，Ｇz)を用いることに
よって行なうことができる。すなわち、これらの勾配の
強さを各ＮＭＲサイクルごとに制御することによって、
スピン励起の空間的な分布を制御することができ、その
結果得られるＮＭＲ信号の位置を識別することができ
る。
【０００７】画像を構成するためのＮＭＲデータを集め
るには、多くの既存の技術のうちの１つを用いることが
できる。このような技術では、順次に行われる複数の観
測(views)からなる１つのパルスシーケンスを用いてい
る。各観測(view)は１つあるいはそれ以上のＮＭＲ実験
を含んでおり、各ＮＭＲ実験は、空間的な情報をＮＭＲ
信号にエンコードするために、少なくとも１つのＲＦ励
起パルスと磁場勾配パルスとを用いている。
るには、多くの既存の技術のうちの１つを用いることが
できる。このような技術では、順次に行われる複数の観
測(views)からなる１つのパルスシーケンスを用いてい
る。各観測(view)は１つあるいはそれ以上のＮＭＲ実験
を含んでおり、各ＮＭＲ実験は、空間的な情報をＮＭＲ
信号にエンコードするために、少なくとも１つのＲＦ励
起パルスと磁場勾配パルスとを用いている。
【０００８】ＮＭＲ画像データを短時間のうちに取得す
るという概念は、エコープラナーパルスシーケンスが著
者「Peter Mansfield」により文献「J.Phys.C.10： Ｌ
５５−Ｌ５８，１９７７年」において１９７７年に提案
されて以来知られている。このエコープラナーパルスシ
ーケンスは、標準的なパルスシーケンスとは異なり、Ｒ
Ｆ励起パルスの各々について１組のＮＭＲ信号を生成す
る。これらのＮＭＲ信号を別々に位相エンコード(phase
encode)して、６４観測点(views)全体の走査を、２０ｍ
秒乃至１００ｍ秒の期間の単一のパルスシーケンスで得
ることができる。また、エコープラナーパルスシーケン
スの他の例は、米国特許第４,６７８,９９６号; 第４,
７３３,１８８号; 第４,７１６,３６９号; 第４,３５
５,２８２号; 第４,５８８,９４８号; 第４,７５２,７
３５号に開示されている。
るという概念は、エコープラナーパルスシーケンスが著
者「Peter Mansfield」により文献「J.Phys.C.10： Ｌ
５５−Ｌ５８，１９７７年」において１９７７年に提案
されて以来知られている。このエコープラナーパルスシ
ーケンスは、標準的なパルスシーケンスとは異なり、Ｒ
Ｆ励起パルスの各々について１組のＮＭＲ信号を生成す
る。これらのＮＭＲ信号を別々に位相エンコード(phase
encode)して、６４観測点(views)全体の走査を、２０ｍ
秒乃至１００ｍ秒の期間の単一のパルスシーケンスで得
ることができる。また、エコープラナーパルスシーケン
スの他の例は、米国特許第４,６７８,９９６号; 第４,
７３３,１８８号; 第４,７１６,３６９号; 第４,３５
５,２８２号; 第４,５８８,９４８号; 第４,７５２,７
３５号に開示されている。
【０００９】ＮＭＲ画像データを迅速に取得するために
用いられる他のパルスシーケンスは、高速スピンエコー
(ＦＳＥ)シーケンスとして一般に知られている。このよ
うなＦＳＥパルスシーケンスの一つとして知られている
“Rapid Acquisition Relaxation Enhanced”(ＲＡＲ
Ｅ)シーケンスは、著者「J.Hennig」等による文献「“R
ARE Imaging:A Fast Imaging Method For Clinical M
R.”，Magnetic Resonancein Medicine、３，８２３−
８３３, １９８６年」に記載されている。ＲＡＲＥシー
ケンスとＥＰＩシーケンスとは、エコー信号を生成する
仕方において異なっている。ＲＡＲＥシーケンスは、カ
ールパーセルメイブームジル( Carr-Purcell-Meiboom-G
ill)ＣＰＭＧシーケンスから発生したＲＦ再集束(refoc
used)エコーを利用しているが、ＥＰＩ法では、勾配再
呼出(recalled)エコーを用いている。
用いられる他のパルスシーケンスは、高速スピンエコー
(ＦＳＥ)シーケンスとして一般に知られている。このよ
うなＦＳＥパルスシーケンスの一つとして知られている
“Rapid Acquisition Relaxation Enhanced”(ＲＡＲ
Ｅ)シーケンスは、著者「J.Hennig」等による文献「“R
ARE Imaging:A Fast Imaging Method For Clinical M
R.”，Magnetic Resonancein Medicine、３，８２３−
８３３, １９８６年」に記載されている。ＲＡＲＥシー
ケンスとＥＰＩシーケンスとは、エコー信号を生成する
仕方において異なっている。ＲＡＲＥシーケンスは、カ
ールパーセルメイブームジル( Carr-Purcell-Meiboom-G
ill)ＣＰＭＧシーケンスから発生したＲＦ再集束(refoc
used)エコーを利用しているが、ＥＰＩ法では、勾配再
呼出(recalled)エコーを用いている。
【００１０】また、ＮＭＲ画像データを迅速に取得する
ために使われるさらに他のパルスシーケンスは、高速勾
配エコーパルスシーケンスとして一般に知られており、
ＦＬＡＳＨ,ＧＲＡＳＳ,Ｔｕｒｂｏ−ＦＬＡＳＨ,Ｔｕ
ｒｂｏ−ＧＲＡＳＳ,ＳＰＧＲ,Ｔｕｒｂｏ−ＳＰＧＲ,
Ｕｌｔｒａｆａｓｔ−ＳＰＧＲのような様々な用語で知
られている。このような高速勾配エコーシーケンスは、
著者「Haase」等による文献「“FLASH Imaging: Rapid
NMR Imaging Using Low Flip Angle Pulses”，J.Magn.
Res. 6: 258-266; 1986年 」に記載されており、各位
相エンコード観測結果(view)を取得した後に、横磁化を
なくし、次の観測結果(view)の取得に先立って新しいＲ
Ｆ励起パルスを印加するという点でＥＰＩ方式と異なっ
ている。
ために使われるさらに他のパルスシーケンスは、高速勾
配エコーパルスシーケンスとして一般に知られており、
ＦＬＡＳＨ,ＧＲＡＳＳ,Ｔｕｒｂｏ−ＦＬＡＳＨ,Ｔｕ
ｒｂｏ−ＧＲＡＳＳ,ＳＰＧＲ,Ｔｕｒｂｏ−ＳＰＧＲ,
Ｕｌｔｒａｆａｓｔ−ＳＰＧＲのような様々な用語で知
られている。このような高速勾配エコーシーケンスは、
著者「Haase」等による文献「“FLASH Imaging: Rapid
NMR Imaging Using Low Flip Angle Pulses”，J.Magn.
Res. 6: 258-266; 1986年 」に記載されており、各位
相エンコード観測結果(view)を取得した後に、横磁化を
なくし、次の観測結果(view)の取得に先立って新しいＲ
Ｆ励起パルスを印加するという点でＥＰＩ方式と異なっ
ている。
【００１１】使用される高速パルスシーケンスにかかわ
らず、一般に、１回の走査は、いくつかの“ショット(s
hots)”としてなされ、これにより、１組のＮＭＲ信号
(例えば、１６個の信号)が取得される。例えば、１回の
走査が行われる間に、１２８個の別々の位相エンコード
観測結果(view)が取得されるとすると、８ショット(す
なわち、１２８／１６)で１組の完全な画像データを取
得することができる。
らず、一般に、１回の走査は、いくつかの“ショット(s
hots)”としてなされ、これにより、１組のＮＭＲ信号
(例えば、１６個の信号)が取得される。例えば、１回の
走査が行われる間に、１２８個の別々の位相エンコード
観測結果(view)が取得されるとすると、８ショット(す
なわち、１２８／１６)で１組の完全な画像データを取
得することができる。
【００１２】関心のある領域内でのスピンの動き，すな
わち流れ(flow)を測定するのに、良く知られた多くのＮ
ＭＲ技術がある。これらの技術の中には、“タイムオブ
フライト”(time-of-flight)法があり、この方法では、
１かたまり(bolus)のスピンは、上流の特定位置を通過
するとき励起され、その結果生じる横磁化の状態を下流
位置で調べ、１かたまりのスピンの速度を決定する。こ
の方法は、パイプ中の流れを測定するのに従来より使用
されており、近年では、人間の手足の血流を測定するの
に使用されている。この方法の例は、米国特許第３,５
５９,０４４号;第３,１９１,１１９号; 第３,４１９,７
９３号; 第４,７７７,９５７号に開示されている。
わち流れ(flow)を測定するのに、良く知られた多くのＮ
ＭＲ技術がある。これらの技術の中には、“タイムオブ
フライト”(time-of-flight)法があり、この方法では、
１かたまり(bolus)のスピンは、上流の特定位置を通過
するとき励起され、その結果生じる横磁化の状態を下流
位置で調べ、１かたまりのスピンの速度を決定する。こ
の方法は、パイプ中の流れを測定するのに従来より使用
されており、近年では、人間の手足の血流を測定するの
に使用されている。この方法の例は、米国特許第３,５
５９,０４４号;第３,１９１,１１９号; 第３,４１９,７
９３号; 第４,７７７,９５７号に開示されている。
【００１３】また、第２の流れ測定技術としては、イン
フロー／アウトフロー法があり、この方法では、局所化
された単一のかたまり(volume)またはスライス(slice)
におけるスピンを励起し、その結果生じる横磁化の変化
を調べ、少し後で、上記かたまりまたはスライスから流
出した励起スピンの効果と、上記かたまりまたはスライ
スに流入した種々の励起スピンの効果とを測定する。こ
の方法の例は、米国特許第４,５７４,２３９号; 第４,
５３２,４７４号; 第４,５１６,５８２号に開示されて
いる。
フロー／アウトフロー法があり、この方法では、局所化
された単一のかたまり(volume)またはスライス(slice)
におけるスピンを励起し、その結果生じる横磁化の変化
を調べ、少し後で、上記かたまりまたはスライスから流
出した励起スピンの効果と、上記かたまりまたはスライ
スに流入した種々の励起スピンの効果とを測定する。こ
の方法の例は、米国特許第４,５７４,２３９号; 第４,
５３２,４７４号; 第４,５１６,５８２号に開示されて
いる。
【００１４】動き(流れ)を測定するための第３の技術
は、磁場勾配を通過するスピンによって生じるＮＭＲ信
号が、速度に比例した位相シフトを経験するという事実
に基づいている。この技術は、”位相変調”技術と呼ば
れている。測定サイクルの間、ほぼ一定の速度をもつ流
れに対して、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられ
る。
は、磁場勾配を通過するスピンによって生じるＮＭＲ信
号が、速度に比例した位相シフトを経験するという事実
に基づいている。この技術は、”位相変調”技術と呼ば
れている。測定サイクルの間、ほぼ一定の速度をもつ流
れに対して、ＮＭＲ信号の位相の変化は次式で与えられ
る。
【００１５】
【数１】Δφ＝γＭ1ｖ
【００１６】ここで、Ｍ1は磁場勾配の第１モーメント
であり、γは磁気回転比であり、ｖはスピンの速度であ
る。異なる磁場勾配第１モーメントで２回の走査を行な
うことによって、１つの血管図(angiogram)を作成する
ことができる。このような血管図を作成するのに、多く
の異なった手順があるが、本質的には、再構成画像にお
いて、静止しているスピンが暗く表われ、動いているス
ピンが明るく表われるように、２回の走査で得られた信
号の減算処理がなされる。
であり、γは磁気回転比であり、ｖはスピンの速度であ
る。異なる磁場勾配第１モーメントで２回の走査を行な
うことによって、１つの血管図(angiogram)を作成する
ことができる。このような血管図を作成するのに、多く
の異なった手順があるが、本質的には、再構成画像にお
いて、静止しているスピンが暗く表われ、動いているス
ピンが明るく表われるように、２回の走査で得られた信
号の減算処理がなされる。
【００１７】高速ＮＭＲパルスシーケンスを用いて血管
図を作成するのに、多くの技術が提案されている。例え
ば、著者「D. N. Guilfoyle」らによる文献「“Real Ti
me Flow Measurements Using Echo Planar Imaging”，
Magnetic Resonance in Medicine 18, 1-8 ,1991年」に
は、ＥＰＩパルスシーケンスに先立って予備的シーケン
スを行なう技術が記載されている。ＥＰＩパルスシーケ
ンスに先立ってなされる予備的シーケンスでは、流れて
いるスピンからの磁化成分(Ｍv sinθ)、または、流れ
ているスピンからの磁化の成分に静止しているスピンか
らの磁化の成分を加えた成分(Ｍv sinθ＋Ｍstatic)
を、３つのＲＦパルスと動きエンコード勾配とスポイラ
(spoiler)勾配とを印加することによって、消失させ
る。また、この予備的シーケンスは、静止しているスピ
ンに関連した磁化を抑制する一方、高速スピンエコーシ
ーケンスあるいは高速勾配エコーシーケンスに適用され
るときに、誘発エコーがこの予備的シーケンスによって
誘導されて、画像が作成される。なお、静止しているス
ピンによって生じた信号は、このシーケンスによって
は、良好な血管図を得るのに充分には抑制されない。
図を作成するのに、多くの技術が提案されている。例え
ば、著者「D. N. Guilfoyle」らによる文献「“Real Ti
me Flow Measurements Using Echo Planar Imaging”，
Magnetic Resonance in Medicine 18, 1-8 ,1991年」に
は、ＥＰＩパルスシーケンスに先立って予備的シーケン
スを行なう技術が記載されている。ＥＰＩパルスシーケ
ンスに先立ってなされる予備的シーケンスでは、流れて
いるスピンからの磁化成分(Ｍv sinθ)、または、流れ
ているスピンからの磁化の成分に静止しているスピンか
らの磁化の成分を加えた成分(Ｍv sinθ＋Ｍstatic)
を、３つのＲＦパルスと動きエンコード勾配とスポイラ
(spoiler)勾配とを印加することによって、消失させ
る。また、この予備的シーケンスは、静止しているスピ
ンに関連した磁化を抑制する一方、高速スピンエコーシ
ーケンスあるいは高速勾配エコーシーケンスに適用され
るときに、誘発エコーがこの予備的シーケンスによって
誘導されて、画像が作成される。なお、静止しているス
ピンによって生じた信号は、このシーケンスによって
は、良好な血管図を得るのに充分には抑制されない。
【００１８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の主な目的は、
血管図を作成するのに使用される高速勾配エコーパルス
シーケンスにおいて、エコー時間ＴＥを減少させること
である。この目的は、後述のように、動きエンコード用
勾配を各パルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾
配エコーパルスシーケンスのショットに先立って行われ
る予備的シーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用
いることによって達成される。
血管図を作成するのに使用される高速勾配エコーパルス
シーケンスにおいて、エコー時間ＴＥを減少させること
である。この目的は、後述のように、動きエンコード用
勾配を各パルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾
配エコーパルスシーケンスのショットに先立って行われ
る予備的シーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用
いることによって達成される。
【００１９】本発明の他の目的は、高速ＮＭＲパルスシ
ーケンスを用いて作成される血管図において、静止して
いる組織の抑制を高めることにある。各ショットのデー
タ取得の間、静止しているスピンからの縦磁化は、その
ショットにおいて、後に得られるＮＭＲデータ中の信号
成分を回復し生成する機会を持っている。これらの信号
は、ショットごとに異なる動きエンコード用勾配(動き
エンコード用勾配が０の場合をも含む)でショットを繰
り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減算することに
より消去される。
ーケンスを用いて作成される血管図において、静止して
いる組織の抑制を高めることにある。各ショットのデー
タ取得の間、静止しているスピンからの縦磁化は、その
ショットにおいて、後に得られるＮＭＲデータ中の信号
成分を回復し生成する機会を持っている。これらの信号
は、ショットごとに異なる動きエンコード用勾配(動き
エンコード用勾配が０の場合をも含む)でショットを繰
り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減算することに
より消去される。
【００２０】さらに、本発明の目的は、予備的パルスシ
ーケンスによって誘導される誘発エコーによって生じる
像(artifacts)を減少させることにある。この目的は、
後述のように、予備的パルスシーケンスにおける１８０
゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発生さ
せることによって達成される。
ーケンスによって誘導される誘発エコーによって生じる
像(artifacts)を減少させることにある。この目的は、
後述のように、予備的パルスシーケンスにおける１８０
゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発生さ
せることによって達成される。
【００２１】本発明のさらに他の目的は、患者の動きに
よって生じる像(artifacts)を減少させることにある。
各ショットを心拍でゲートし、減算されるべき一対のシ
ョットを継続する心臓周期の同じ位相において得る。か
くして、静止している組織は、各ショットにおいて同様
の場所に位置し、減算処理によってより正確に消去され
る。
よって生じる像(artifacts)を減少させることにある。
各ショットを心拍でゲートし、減算されるべき一対のシ
ョットを継続する心臓周期の同じ位相において得る。か
くして、静止している組織は、各ショットにおいて同様
の場所に位置し、減算処理によってより正確に消去され
る。
【００２２】本発明の他の目的は、心臓周期中の一点で
捕えられるＮＭＲデータによってゴースト像(artifact)
を減少させることにある。
捕えられるＮＭＲデータによってゴースト像(artifact)
を減少させることにある。
【００２３】本発明のさらに他の目的は、小さな第１モ
ーメントを持った流れエンコード用勾配を用いて、心臓
収縮期のピーク中のＮＭＲデータを得ることにより、動
脈信号と静脈信号との分離を改善することにある。
ーメントを持った流れエンコード用勾配を用いて、心臓
収縮期のピーク中のＮＭＲデータを得ることにより、動
脈信号と静脈信号との分離を改善することにある。
【００２４】本発明のさらに他の目的は、心臓周期を通
して大きなままのＮＭＲ信号を得ることによって、激し
く脈動する血管(highly pulsatile vessels)の視覚化を
容易にすることにある。
して大きなままのＮＭＲ信号を得ることによって、激し
く脈動する血管(highly pulsatile vessels)の視覚化を
容易にすることにある。
【００２５】本発明のさらに他の目的は、一回の息止め
期間内に全データを取得することの可能な高速ＮＭＲパ
ルスシーケンスを用いて、血管画像データを得ることに
ある。市販されている標準的なＮＭＲ画像システムにお
いて首尾良く使用されている高速パルスシーケンスを用
いるが、全体の走査時間を、各高速ＮＭＲパルスシーケ
ンスにおいて短縮するのでなく、１組のこのようなパル
スシーケンスに先立って行われる動きエンコード用勾配
を用いて短縮するのが良い。例えば、１６個の高速ＮＭ
Ｒパルスシーケンスからなる１つのショットに対して、
１つの予備的シーケンスを用いるのが望ましい。
期間内に全データを取得することの可能な高速ＮＭＲパ
ルスシーケンスを用いて、血管画像データを得ることに
ある。市販されている標準的なＮＭＲ画像システムにお
いて首尾良く使用されている高速パルスシーケンスを用
いるが、全体の走査時間を、各高速ＮＭＲパルスシーケ
ンスにおいて短縮するのでなく、１組のこのようなパル
スシーケンスに先立って行われる動きエンコード用勾配
を用いて短縮するのが良い。例えば、１６個の高速ＮＭ
Ｒパルスシーケンスからなる１つのショットに対して、
１つの予備的シーケンスを用いるのが望ましい。
【００２６】本発明の上述した目的あるいは他の目的，
利点は以下の説明から明らかになる。
利点は以下の説明から明らかになる。
【００２７】
【課題を解決するための手段】請求項１記載の発明は、
高速ＮＭＲパルスシーケンスを用いて血管図を作成する
ＮＭＲ血管図作成方法であって、 ａ） 関心のある領域のスピンに極性磁場を加える工程
と、 ｂ） 予備的パルスシーケンスと、この後の１組の高速
ＮＭＲパルスシーケンスとにより第１のデータ取得を行
なう工程とを有し、各高速ＮＭＲパルスシーケンスは、
関心のある領域のスピンにＲＦパルスを加える手順と、
関心のある領域のスピンに位相エンコード用勾配パルス
を加えて各高速ＮＭＲパルスシーケンスごとに異なる観
測結果を画定する手順と、ＮＭＲ信号を取得する手順を
含んでおり、また、前記予備的パルスシーケンスは、関
心のある領域のスピンに第１の９０°ＲＦパルスを加え
る手順と、関心のある領域のスピンに１８０°ＲＦパル
スを加える手順と、関心のある領域のスピンに第２の９
０°ＲＦパルスを加える手順と、前記第２の９０°ＲＦ
パルスを加えるに先立って、選択された第１モーメント
をもつ動きエンコード用双極磁場勾配を関心のある領域
のスピンに加える手順と、前記第２の９０°ＲＦパルス
を加えた後、関心のある領域のスピンにデフェーズ用勾
配パルスを加える手順とを含んでおり、 ｃ） さらに、予備的パルスシーケンスと、この後の１
組の高速ＮＭＲパルスシーケンスとにより、第２のデー
タ取得を行なう工程を有し、該第２のデータ取得では、
動きエンコード用双極磁場勾配が第１のデータ取得時の
第１モーメントと異なる第１モーメントをもつように
し、 ｄ） さらに、前記第１および第２のデータ取得のうち
の一方のＮＭＲ信号の組と他方のＮＭＲ信号の組との対
応するもの同士を減算して差データの組を生成する工程
と、 ｅ） 差データから血管図を作成する工程とを有してい
ることを特徴としている。
高速ＮＭＲパルスシーケンスを用いて血管図を作成する
ＮＭＲ血管図作成方法であって、 ａ） 関心のある領域のスピンに極性磁場を加える工程
と、 ｂ） 予備的パルスシーケンスと、この後の１組の高速
ＮＭＲパルスシーケンスとにより第１のデータ取得を行
なう工程とを有し、各高速ＮＭＲパルスシーケンスは、
関心のある領域のスピンにＲＦパルスを加える手順と、
関心のある領域のスピンに位相エンコード用勾配パルス
を加えて各高速ＮＭＲパルスシーケンスごとに異なる観
測結果を画定する手順と、ＮＭＲ信号を取得する手順を
含んでおり、また、前記予備的パルスシーケンスは、関
心のある領域のスピンに第１の９０°ＲＦパルスを加え
る手順と、関心のある領域のスピンに１８０°ＲＦパル
スを加える手順と、関心のある領域のスピンに第２の９
０°ＲＦパルスを加える手順と、前記第２の９０°ＲＦ
パルスを加えるに先立って、選択された第１モーメント
をもつ動きエンコード用双極磁場勾配を関心のある領域
のスピンに加える手順と、前記第２の９０°ＲＦパルス
を加えた後、関心のある領域のスピンにデフェーズ用勾
配パルスを加える手順とを含んでおり、 ｃ） さらに、予備的パルスシーケンスと、この後の１
組の高速ＮＭＲパルスシーケンスとにより、第２のデー
タ取得を行なう工程を有し、該第２のデータ取得では、
動きエンコード用双極磁場勾配が第１のデータ取得時の
第１モーメントと異なる第１モーメントをもつように
し、 ｄ） さらに、前記第１および第２のデータ取得のうち
の一方のＮＭＲ信号の組と他方のＮＭＲ信号の組との対
応するもの同士を減算して差データの組を生成する工程
と、 ｅ） 差データから血管図を作成する工程とを有してい
ることを特徴としている。
【００２８】また、請求項２記載の発明は、請求項１記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、前記動きエンコー
ド用双極磁場勾配を、１８０°ＲＦパルスと第２の９０
°ＲＦパルスとの間の時間間隔中に発生することを特徴
としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、前記動きエンコー
ド用双極磁場勾配を、１８０°ＲＦパルスと第２の９０
°ＲＦパルスとの間の時間間隔中に発生することを特徴
としている。
【００２９】また、請求項３記載の発明は、請求項１記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各高速ＮＭＲパル
スシーケンス中に加えられるＲＦパルスが、１８０°Ｒ
Ｆ再集束パルスであることを特徴としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各高速ＮＭＲパル
スシーケンス中に加えられるＲＦパルスが、１８０°Ｒ
Ｆ再集束パルスであることを特徴としている。
【００３０】また、請求項４記載の発明は、請求項１記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各高速ＮＭＲパル
スシーケンスが、勾配再呼出エコーＮＭＲ信号を発生
し、各高速ＮＭＲパルスシーケンスには、前記ＮＭＲ信
号の取得期間中には一の極性をもち、前記ＮＭＲ信号を
取得する直前には前記一の極性と反対の極性をもつ読み
出し用勾配パルスを関心のある領域のスピンに加える手
順が含まれていることを特徴としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各高速ＮＭＲパル
スシーケンスが、勾配再呼出エコーＮＭＲ信号を発生
し、各高速ＮＭＲパルスシーケンスには、前記ＮＭＲ信
号の取得期間中には一の極性をもち、前記ＮＭＲ信号を
取得する直前には前記一の極性と反対の極性をもつ読み
出し用勾配パルスを関心のある領域のスピンに加える手
順が含まれていることを特徴としている。
【００３１】また、請求項５記載の発明は、請求項１記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、第１および第２の
データ取得が、高速ＮＭＲパルスシーケンスの前記組の
一部分であるショットに分割されてなされ、予備的なパ
ルスシーケンスは、各ショットに先立って繰返しなされ
ることを特徴としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、第１および第２の
データ取得が、高速ＮＭＲパルスシーケンスの前記組の
一部分であるショットに分割されてなされ、予備的なパ
ルスシーケンスは、各ショットに先立って繰返しなされ
ることを特徴としている。
【００３２】また、請求項６記載の発明は、請求項５記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各ショットが、関
心のある領域において、患者の心臓周期を示す信号によ
ってトリガされてなされることを特徴としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、各ショットが、関
心のある領域において、患者の心臓周期を示す信号によ
ってトリガされてなされることを特徴としている。
【００３３】また、請求項７記載の発明は、請求項６記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、前記第２のデータ
取得におけるショットは、前記第１のデータ取得の対応
するショットと同じ心臓周期の点でなされることを特徴
としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、前記第２のデータ
取得におけるショットは、前記第１のデータ取得の対応
するショットと同じ心臓周期の点でなされることを特徴
としている。
【００３４】また、請求項８記載の発明は、請求項１記
載のＮＭＲ血管図作成方法において、第１および第２の
データ取得における高速ＮＭＲパルスシーケンスが、よ
り低いオーダーの位相エンコード用勾配パルスを用いる
高速パルスシーケンスを先に行なうというように順序付
けされることを特徴としている。
載のＮＭＲ血管図作成方法において、第１および第２の
データ取得における高速ＮＭＲパルスシーケンスが、よ
り低いオーダーの位相エンコード用勾配パルスを用いる
高速パルスシーケンスを先に行なうというように順序付
けされることを特徴としている。
【００３５】
【作用】本発明は、高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て血管図(angiogram)を作成する方法に関し、高速ＮＭ
Ｒパルスをショット(shots)にグループ化し、各ショッ
トに先立って、動き(motion)を鋭敏にする予備的シーケ
ンスを行なう。より詳しくは、縦の磁化を横の面に傾け
る９０゜ＲＦパルスと、１８０゜ＲＦパルスと、動いて
いるスピンによって生じる横磁化と静止しているスピン
によって生じる横磁化とを分離する第１モーメントをも
っている動きエンコード用双極勾配と、動いているスピ
ンによって生じる横磁化の成分を縦軸に傾ける第２の９
０゜ＲＦパルスとによって構成される予備的シーケンス
を行なった後に、１組の高速ＮＭＲパルスを含む第１シ
ョットを行なう。また、次のショットは、動きエンコー
ド用双極勾配が異なる第１モーメントを持つこと以外は
第１ショットの場合と同じ予備的シ−ケンスを行なった
後、第１ショットと同じ組の高速ＮＭＲパルスシーケン
スを用いて行われる。上記２つのショットから得られた
ＮＭＲデータを、減算処理して、静止しているスピンか
らの信号を充分に抑制し、良好な血管図画像データを作
成することができる。
て血管図(angiogram)を作成する方法に関し、高速ＮＭ
Ｒパルスをショット(shots)にグループ化し、各ショッ
トに先立って、動き(motion)を鋭敏にする予備的シーケ
ンスを行なう。より詳しくは、縦の磁化を横の面に傾け
る９０゜ＲＦパルスと、１８０゜ＲＦパルスと、動いて
いるスピンによって生じる横磁化と静止しているスピン
によって生じる横磁化とを分離する第１モーメントをも
っている動きエンコード用双極勾配と、動いているスピ
ンによって生じる横磁化の成分を縦軸に傾ける第２の９
０゜ＲＦパルスとによって構成される予備的シーケンス
を行なった後に、１組の高速ＮＭＲパルスを含む第１シ
ョットを行なう。また、次のショットは、動きエンコー
ド用双極勾配が異なる第１モーメントを持つこと以外は
第１ショットの場合と同じ予備的シ−ケンスを行なった
後、第１ショットと同じ組の高速ＮＭＲパルスシーケン
スを用いて行われる。上記２つのショットから得られた
ＮＭＲデータを、減算処理して、静止しているスピンか
らの信号を充分に抑制し、良好な血管図画像データを作
成することができる。
【００３６】ここで、本発明では、動きエンコード用勾
配を各パルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾配
エコーパルスシーケンスのショットに先立って行われる
予備的シーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用い
ることによって、血管図を作成するのに使用される高速
勾配エコーパルスシーケンスにおいて、エコー時間ＴＥ
を減少させることができる。
配を各パルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾配
エコーパルスシーケンスのショットに先立って行われる
予備的シーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用い
ることによって、血管図を作成するのに使用される高速
勾配エコーパルスシーケンスにおいて、エコー時間ＴＥ
を減少させることができる。
【００３７】また、ショットごとに異なる動きエンコー
ド用勾配(動きエンコード用勾配が０の場合をも含む)で
ショットを繰り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減
算することによって高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て作り出される血管図において、静止している組織の抑
制を高めることができる。
ド用勾配(動きエンコード用勾配が０の場合をも含む)で
ショットを繰り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減
算することによって高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て作り出される血管図において、静止している組織の抑
制を高めることができる。
【００３８】また、予備的パルスシーケンスにおける１
８０゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発
生させることによって、予備的パルスシーケンスによっ
て誘導される誘発エコーによって生じる像(artifacts)
を減少させることができる。
８０゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発
生させることによって、予備的パルスシーケンスによっ
て誘導される誘発エコーによって生じる像(artifacts)
を減少させることができる。
【００３９】また、各ショットを心拍でゲートし、減算
されるべき一対のショットを継続する心臓周期の同じ位
相において得ることにより、患者の動きによって生じる
像(artifacts)を減少させることができる。
されるべき一対のショットを継続する心臓周期の同じ位
相において得ることにより、患者の動きによって生じる
像(artifacts)を減少させることができる。
【００４０】また、心臓周期中の一点で捕えられるＮＭ
Ｒデータによってゴースト像(artifact)を減少させるこ
とができる。
Ｒデータによってゴースト像(artifact)を減少させるこ
とができる。
【００４１】また、小さな第１モーメントを持った流れ
エンコード用勾配を用いて、心臓収縮期のピーク中のＮ
ＭＲデータを得ることにより、動脈信号と静脈信号との
分離を改善することができる。
エンコード用勾配を用いて、心臓収縮期のピーク中のＮ
ＭＲデータを得ることにより、動脈信号と静脈信号との
分離を改善することができる。
【００４２】また、心臓周期を通して大きなままのＮＭ
Ｒ信号を得ることによって、激しく脈動する血管(highl
y pulsatile vessels)の視覚化を容易にすることができ
る。
Ｒ信号を得ることによって、激しく脈動する血管(highl
y pulsatile vessels)の視覚化を容易にすることができ
る。
【００４３】また、一回の息止め期間内に全データを取
得することの可能な高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て、血管画像データを得ることができる。
得することの可能な高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て、血管画像データを得ることができる。
【００４４】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面を参照して
説明する。
説明する。
【００４５】先ず、図１および図２は、ゼネラルエレク
トリック社(General Electric Company)によって商標
“ＳＩＧＮＡ”の下に市販されている好適なＮＭＲシス
テムの主要な要素を示すブロック図である。このＮＭＲ
システムの全体の動作は、メインコンピュータ１０１
(例えば、データゼネラル(Data General)社製ＭＶ７８
００)を含むホストコンピュータシステム１００の制御
の下に行われる。コンピュータは、これと関連してイン
ターフェイス１０２を有しており、該インターフェイス
１０２を介して複数のコンピュータ周辺機器および他の
ＮＭＲシステム要素が接続されている。コンピュータ周
辺機器の中には磁気テープ駆動装置１０４があり、磁気
テープ駆動装置１０４は、患者データと画像を記録する
ために、メインコンピュータの管理下で使用される。ま
た、処理された患者データは、画像ディスク記憶装置１
１０に格納される。画像プロセッサ１０８の機能は、例
えば、拡大，画像比較，グレースケール調整，リアルア
イムデータ表示のような、互いに影響しあう画像表示処
理を行なうことである。コンピュータシステムには、デ
ィスクデータ記憶システム１１２を利用して生データ
(すなわち、画像構成前のデータ)を記憶するための手段
が設けられている。また、オペレータコンソール１１６
は、インターフェイス１０２を介してコンピュータに接
続されており、患者の検査に関するデータ，並びに、走
査の較正，開始，終了のようなＮＭＲシステムの適切な
操作に必要な追加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、また、ディスクや
磁気テープに記録された画像を表示するのにも用いられ
る。
トリック社(General Electric Company)によって商標
“ＳＩＧＮＡ”の下に市販されている好適なＮＭＲシス
テムの主要な要素を示すブロック図である。このＮＭＲ
システムの全体の動作は、メインコンピュータ１０１
(例えば、データゼネラル(Data General)社製ＭＶ７８
００)を含むホストコンピュータシステム１００の制御
の下に行われる。コンピュータは、これと関連してイン
ターフェイス１０２を有しており、該インターフェイス
１０２を介して複数のコンピュータ周辺機器および他の
ＮＭＲシステム要素が接続されている。コンピュータ周
辺機器の中には磁気テープ駆動装置１０４があり、磁気
テープ駆動装置１０４は、患者データと画像を記録する
ために、メインコンピュータの管理下で使用される。ま
た、処理された患者データは、画像ディスク記憶装置１
１０に格納される。画像プロセッサ１０８の機能は、例
えば、拡大，画像比較，グレースケール調整，リアルア
イムデータ表示のような、互いに影響しあう画像表示処
理を行なうことである。コンピュータシステムには、デ
ィスクデータ記憶システム１１２を利用して生データ
(すなわち、画像構成前のデータ)を記憶するための手段
が設けられている。また、オペレータコンソール１１６
は、インターフェイス１０２を介してコンピュータに接
続されており、患者の検査に関するデータ，並びに、走
査の較正，開始，終了のようなＮＭＲシステムの適切な
操作に必要な追加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、また、ディスクや
磁気テープに記録された画像を表示するのにも用いられ
る。
【００４６】コンピュータシステム１００は、システム
コントロール部１１８と勾配増幅器システム１２８とに
よってＮＭＲシステム全体の制御を行なう。コンピュー
タ１００は、当業者によく知られた仕方で、リンク１０
３を介してシステムコントロール部１１８と通信を行な
う。システムコントロール１１８部には、パルス制御モ
ジュール（ＰＣＭ）１２０，アレイプロセッサ１０６，
ラジオ周波数(ＲＦ)トランシーバ１２２，状態制御モジ
ュール（ＳＣＭ）１２４，各要素に電源を供給するため
の電源部１２６などのいくつかのサブシステムが設けら
れている。ＰＣＭ１２０は、メインコンピュータ１０１
によって与えられた制御信号を用いて、勾配コイルへの
励起を制御する例えばデジタル波形のデジタルタイミン
グ制御信号を発生するとともに、ＲＦ励起パルスを変調
するためにトランシーバ１２２において利用されるＲＦ
包絡波形を発生する。
コントロール部１１８と勾配増幅器システム１２８とに
よってＮＭＲシステム全体の制御を行なう。コンピュー
タ１００は、当業者によく知られた仕方で、リンク１０
３を介してシステムコントロール部１１８と通信を行な
う。システムコントロール１１８部には、パルス制御モ
ジュール（ＰＣＭ）１２０，アレイプロセッサ１０６，
ラジオ周波数(ＲＦ)トランシーバ１２２，状態制御モジ
ュール（ＳＣＭ）１２４，各要素に電源を供給するため
の電源部１２６などのいくつかのサブシステムが設けら
れている。ＰＣＭ１２０は、メインコンピュータ１０１
によって与えられた制御信号を用いて、勾配コイルへの
励起を制御する例えばデジタル波形のデジタルタイミン
グ制御信号を発生するとともに、ＲＦ励起パルスを変調
するためにトランシーバ１２２において利用されるＲＦ
包絡波形を発生する。
【００４７】勾配波形は、基本的にＧx増幅器１３０，
Ｇy増幅器１３２，Ｇz増幅器１３４を備えた勾配増幅器
システム１２８に与えられる。各増幅器１３０，１３
２，１３４は、マグネットアセンブリ１４６の一部であ
る勾配コイルアセンブリ１３６内の対応する勾配コイル
を励起するのに用いられる。電源が供給されると、勾配
コイルは、磁場勾配Ｇx，Ｇy，Ｇzをメイン極性磁場と
同じ方向に発生する。ここで、これらの勾配は、カーテ
シアン座標系の相互に直交したｘ−，ｙ−，ｚ−軸方向
に向けられている。すなわち、ｚ方向における総合磁場
をＢzとすると、メインマグネット(図示せず)によって
発生した磁場Ｂ0がｚ方向に向いているならば、Ｇx＝∂
Ｂz／∂ｘ，Ｇy＝∂Ｂz／∂ｙ，Ｇz＝∂Ｂz／∂ｚであ
り、任意の点(ｘ，ｙ，ｚ)における磁場は、Ｂ（ｘ，
ｙ，ｚ）＝Ｂ0＋ＧxＸ＋ＧyＹ＋ＧzＺで与えられる。
Ｇy増幅器１３２，Ｇz増幅器１３４を備えた勾配増幅器
システム１２８に与えられる。各増幅器１３０，１３
２，１３４は、マグネットアセンブリ１４６の一部であ
る勾配コイルアセンブリ１３６内の対応する勾配コイル
を励起するのに用いられる。電源が供給されると、勾配
コイルは、磁場勾配Ｇx，Ｇy，Ｇzをメイン極性磁場と
同じ方向に発生する。ここで、これらの勾配は、カーテ
シアン座標系の相互に直交したｘ−，ｙ−，ｚ−軸方向
に向けられている。すなわち、ｚ方向における総合磁場
をＢzとすると、メインマグネット(図示せず)によって
発生した磁場Ｂ0がｚ方向に向いているならば、Ｇx＝∂
Ｂz／∂ｘ，Ｇy＝∂Ｂz／∂ｙ，Ｇz＝∂Ｂz／∂ｚであ
り、任意の点(ｘ，ｙ，ｚ)における磁場は、Ｂ（ｘ，
ｙ，ｚ）＝Ｂ0＋ＧxＸ＋ＧyＹ＋ＧzＺで与えられる。
【００４８】勾配磁場は、空間的情報を患者の検査領域
から放射するＮＭＲ信号にエンコードするために、トラ
ンシ−バ１２２，ＲＦパワー増幅器１２３，ＲＦコイル
１３８によって発生されるラジオ周波数パルスと組み合
せて利用される。パルス制御モジュール１２０によって
提供される波形および制御信号は、ＲＦキャリアを変調
しモード制御を行なうために、トランシ−バサブシステ
ム１２２によって利用される。送信モードにおいて、ト
ランシ−バ１２２は、制御信号に従って変調されたラジ
オ周波数波形をＲＦパワー増幅器１２３に与え、次い
で、ＲＦパワー増幅器１２３は、メインマグネットアセ
ンブリ１４６内に配置されているＲＦコイル１３８を付
勢する。患者の体内で励起された核によって放射される
ＮＭＲ信号は、上記と同じＲＦコイルによって検出され
るか、あるいは、送信用に用いられる上記ＲＦコイルと
は異なるＲＦコイルによって検出されて、プリアンプ１
３９により増幅される。
から放射するＮＭＲ信号にエンコードするために、トラ
ンシ−バ１２２，ＲＦパワー増幅器１２３，ＲＦコイル
１３８によって発生されるラジオ周波数パルスと組み合
せて利用される。パルス制御モジュール１２０によって
提供される波形および制御信号は、ＲＦキャリアを変調
しモード制御を行なうために、トランシ−バサブシステ
ム１２２によって利用される。送信モードにおいて、ト
ランシ−バ１２２は、制御信号に従って変調されたラジ
オ周波数波形をＲＦパワー増幅器１２３に与え、次い
で、ＲＦパワー増幅器１２３は、メインマグネットアセ
ンブリ１４６内に配置されているＲＦコイル１３８を付
勢する。患者の体内で励起された核によって放射される
ＮＭＲ信号は、上記と同じＲＦコイルによって検出され
るか、あるいは、送信用に用いられる上記ＲＦコイルと
は異なるＲＦコイルによって検出されて、プリアンプ１
３９により増幅される。
【００４９】ＮＭＲ信号は、トランシーバ１２２の受信
部において、増幅され，復調され，フィルタ処理され，
デジタル化される。処理されたＮＭＲ信号は、一方向性
リンク１０５を介してアレイプロセッサ１０６に送られ
る。
部において、増幅され，復調され，フィルタ処理され，
デジタル化される。処理されたＮＭＲ信号は、一方向性
リンク１０５を介してアレイプロセッサ１０６に送られ
る。
【００５０】ＰＣＭ１２０とＳＣＭ１２４とは、独立し
たサブシステムであって、両者は、いずれもメインコン
ピュータ１０１や患者位置決め用システム１５２などの
周辺システムと通信し、シリアル通信リンク１０３によ
って互いに通信する。ＰＣＭ１２０とＳＣＭ１２４は、
各々、メインコンピュータ１０１からのコマンドを処理
するための１６ビットマイクロプロセッサ（例えば、イ
ンテル 80286）によって構成されている。ＳＣＭ１２４
には、患者検査台位置と、移動可能な患者アライメント
(位置合わせ)用扇形光ビ−ム(図示せず)の位置とに関す
る情報を得るための手段が設けられている。この情報
は、画像の表示，再構成パラメータを修正するためにメ
インコンピュータ１０１によって使用される。ＳＣＭ１
２４は、また、患者の移動，位置合わせ用システムの作
動のような機能を起動する。
たサブシステムであって、両者は、いずれもメインコン
ピュータ１０１や患者位置決め用システム１５２などの
周辺システムと通信し、シリアル通信リンク１０３によ
って互いに通信する。ＰＣＭ１２０とＳＣＭ１２４は、
各々、メインコンピュータ１０１からのコマンドを処理
するための１６ビットマイクロプロセッサ（例えば、イ
ンテル 80286）によって構成されている。ＳＣＭ１２４
には、患者検査台位置と、移動可能な患者アライメント
(位置合わせ)用扇形光ビ−ム(図示せず)の位置とに関す
る情報を得るための手段が設けられている。この情報
は、画像の表示，再構成パラメータを修正するためにメ
インコンピュータ１０１によって使用される。ＳＣＭ１
２４は、また、患者の移動，位置合わせ用システムの作
動のような機能を起動する。
【００５１】勾配コイルアセンブリ１３６とＲＦ送信／
受信コイル１３８は、極性磁場を作り出すのに使用され
る磁石の孔内に取り付けられている。この磁石は、患者
アライメント(位置合わせ)システム１４８を含むメイン
マグネットアセンブリの一部を形成している。シム（sh
im）電源１４０は、メインマグネットと協働して極性磁
場の非一様性を補正するのに用いられるシム（shim）コ
イルを付勢するのに利用される。抵抗性（resistive）
磁石の場合、メインマグネット電源１４２は、磁石にエ
ネルギーを連続して供給するのに利用される。超伝導磁
石の場合、メインマグネット電源１４２は、磁石によっ
て作り出される極性場を適当な作動強さにするのに用い
られ、次いで、磁石から切り離される。永久磁石の場合
には、電源１４２は必要でない。患者アライメントシス
テム１４８は、患者検査台移動システム１５０および患
者位置決め用システム１５２と協働して、作動する。外
部からの干渉を最小限に抑えるため、メインマグネット
アセンブリ，勾配コイルアセンブリ，ＲＦ送信／受信コ
イル，患者操作装置などのＮＭＲシステムの構成要素
は、ＲＦ遮蔽された室１４４内に置かれている。
受信コイル１３８は、極性磁場を作り出すのに使用され
る磁石の孔内に取り付けられている。この磁石は、患者
アライメント(位置合わせ)システム１４８を含むメイン
マグネットアセンブリの一部を形成している。シム（sh
im）電源１４０は、メインマグネットと協働して極性磁
場の非一様性を補正するのに用いられるシム（shim）コ
イルを付勢するのに利用される。抵抗性（resistive）
磁石の場合、メインマグネット電源１４２は、磁石にエ
ネルギーを連続して供給するのに利用される。超伝導磁
石の場合、メインマグネット電源１４２は、磁石によっ
て作り出される極性場を適当な作動強さにするのに用い
られ、次いで、磁石から切り離される。永久磁石の場合
には、電源１４２は必要でない。患者アライメントシス
テム１４８は、患者検査台移動システム１５０および患
者位置決め用システム１５２と協働して、作動する。外
部からの干渉を最小限に抑えるため、メインマグネット
アセンブリ，勾配コイルアセンブリ，ＲＦ送信／受信コ
イル，患者操作装置などのＮＭＲシステムの構成要素
は、ＲＦ遮蔽された室１４４内に置かれている。
【００５２】特に、図２および図３を参照すると、トラ
ンシーバ１２２は、パワー増幅器１２３を介してコイル
１３８ＡにＲＦ励起場Ｂ1を作り出す要素と、その結果
コイル１３８Ｂに誘導されたＮＭＲ信号を受信する要素
とを含んでいる。ＲＦ励起場の基本周波数，すなわちキ
ャリアの周波数は、メインコンピュータ１０１からの１
組のデジタル信号ＣＦを通信リンク１０３を介して受け
取る周波数シンセサイザ２００の制御の下に作り出され
る。これらのデジタル信号は、出力２０１で作り出され
るＲＦキャリア信号の周波数および位相を指示する。Ｒ
Ｆキャリアのコマンドは、変調器２０２に加えられ、変
調器２０２において、ＲＦキャリアのコマンドは、ＰＣ
Ｍ１２０からバス１０３を介して受け取られる信号Ｒ
(ｔ)に応じて変調される。信号Ｒ(ｔ)は、包絡線を画定
する。すなわち、発生されるべきＲＦ励起パルスの帯域
幅を画定する。信号Ｒ(ｔ)は、ＰＣＭ１２０において所
望する包絡線を表わす一連の１６ビットのデジタル値を
パルス波形索引テ−ブルから順次に読み出すことによっ
て、作り出される。索引テ−ブルに記憶されているこれ
らのデジタル値は、ＲＦ励起パルスが生成される時に、
１ＭＨｚのクロック信号によって読み出され、また、こ
れらのデジタル値はコンピュータ１００によって変更す
ることができ、任意所望のＲＦパルス包絡線を作り出す
ことが可能になっている。
ンシーバ１２２は、パワー増幅器１２３を介してコイル
１３８ＡにＲＦ励起場Ｂ1を作り出す要素と、その結果
コイル１３８Ｂに誘導されたＮＭＲ信号を受信する要素
とを含んでいる。ＲＦ励起場の基本周波数，すなわちキ
ャリアの周波数は、メインコンピュータ１０１からの１
組のデジタル信号ＣＦを通信リンク１０３を介して受け
取る周波数シンセサイザ２００の制御の下に作り出され
る。これらのデジタル信号は、出力２０１で作り出され
るＲＦキャリア信号の周波数および位相を指示する。Ｒ
Ｆキャリアのコマンドは、変調器２０２に加えられ、変
調器２０２において、ＲＦキャリアのコマンドは、ＰＣ
Ｍ１２０からバス１０３を介して受け取られる信号Ｒ
(ｔ)に応じて変調される。信号Ｒ(ｔ)は、包絡線を画定
する。すなわち、発生されるべきＲＦ励起パルスの帯域
幅を画定する。信号Ｒ(ｔ)は、ＰＣＭ１２０において所
望する包絡線を表わす一連の１６ビットのデジタル値を
パルス波形索引テ−ブルから順次に読み出すことによっ
て、作り出される。索引テ−ブルに記憶されているこれ
らのデジタル値は、ＲＦ励起パルスが生成される時に、
１ＭＨｚのクロック信号によって読み出され、また、こ
れらのデジタル値はコンピュータ１００によって変更す
ることができ、任意所望のＲＦパルス包絡線を作り出す
ことが可能になっている。
【００５３】ライン２０５から出力されるＲＦ励起パル
スの大きさは、メインコンピュータ１０１から通信リン
ク１０３を介してデジタル信号ＴＡを受け取る伝達減衰
回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パ
ルスは、ＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動するパワー増幅
器１２３に加わる。トランシーバ１２２のこの部分につ
いては、１９９０年８月２８日発行の米国特許第４，９
５２，８７７号にさらに詳細に説明されている。
スの大きさは、メインコンピュータ１０１から通信リン
ク１０３を介してデジタル信号ＴＡを受け取る伝達減衰
回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パ
ルスは、ＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動するパワー増幅
器１２３に加わる。トランシーバ１２２のこの部分につ
いては、１９９０年８月２８日発行の米国特許第４，９
５２，８７７号にさらに詳細に説明されている。
【００５４】図２，図３をさらに参照すると、被測定物
によって作り出されたＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂ
によって検出され、レシ−バ２０７に加えられる。レシ
−バ２０７は、ＮＭＲ信号を増幅し、このＮＭＲ信号
は、メインコンピュータ１０１からリンク１０３を介し
て受け取られるデジタル減衰信号ＲＡによって決められ
た量だけ減衰される。レシ−バ２０７は、また、現在行
われている特定のデ−タ取得によって要求される時間間
隔にわたってだけＮＭＲ信号が得られるように、ＰＣＭ
１２０からのライン２１１を介した信号によってオン，
オフされる。
によって作り出されたＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂ
によって検出され、レシ−バ２０７に加えられる。レシ
−バ２０７は、ＮＭＲ信号を増幅し、このＮＭＲ信号
は、メインコンピュータ１０１からリンク１０３を介し
て受け取られるデジタル減衰信号ＲＡによって決められ
た量だけ減衰される。レシ−バ２０７は、また、現在行
われている特定のデ−タ取得によって要求される時間間
隔にわたってだけＮＭＲ信号が得られるように、ＰＣＭ
１２０からのライン２１１を介した信号によってオン，
オフされる。
【００５５】受信されたＮＭＲ信号は、ラーモア周波数
あるいはラ−モア周波数の付近にあり、好適な実施例に
おいて、約６３．８６ＭＨｚである。この高周波信号
は、復調器２０８において、先ず、ＮＭＲ信号をライン
２０１上のキャリア信号と混合し、次いで、その結果得
られた差信号をライン２０４上の２．５ＭＨｚの参照信
号と混合するという２つの処理工程で復調される。その
結果、ライン２１２上に復調されたＮＭＲ信号は、１８
７．５ｋＨｚを中心周波数として１２５ｋＨｚの帯域幅
を有している。復調されたＮＭＲ信号は、アナログ−デ
ジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９に入力し、Ａ／Ｄ変換器
２０９では、アナログ信号を２５０ｋＨｚのレートでサ
ンプリングしてデジタル化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の
出力は、デジタル直角成分検出器２１０に加わり、デジ
タル直角成分検出器２１０では、受信されたデジタル信
号に対応する１６ビットの同相成分（Ｉ）値と１６ビッ
トの直角成分（Ｑ）値とを作り出す。受信されたＮＭＲ
信号について上記のようにデジタル化されたＩ値および
Ｑ値は、バス１０５を介してアレイプロセッサ１０６に
出力され、アレイプロセッサ１０６において、デジタル
化されたＩ値およびＱ値は、主に画像を再構成するため
に用いられる。
あるいはラ−モア周波数の付近にあり、好適な実施例に
おいて、約６３．８６ＭＨｚである。この高周波信号
は、復調器２０８において、先ず、ＮＭＲ信号をライン
２０１上のキャリア信号と混合し、次いで、その結果得
られた差信号をライン２０４上の２．５ＭＨｚの参照信
号と混合するという２つの処理工程で復調される。その
結果、ライン２１２上に復調されたＮＭＲ信号は、１８
７．５ｋＨｚを中心周波数として１２５ｋＨｚの帯域幅
を有している。復調されたＮＭＲ信号は、アナログ−デ
ジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９に入力し、Ａ／Ｄ変換器
２０９では、アナログ信号を２５０ｋＨｚのレートでサ
ンプリングしてデジタル化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の
出力は、デジタル直角成分検出器２１０に加わり、デジ
タル直角成分検出器２１０では、受信されたデジタル信
号に対応する１６ビットの同相成分（Ｉ）値と１６ビッ
トの直角成分（Ｑ）値とを作り出す。受信されたＮＭＲ
信号について上記のようにデジタル化されたＩ値および
Ｑ値は、バス１０５を介してアレイプロセッサ１０６に
出力され、アレイプロセッサ１０６において、デジタル
化されたＩ値およびＱ値は、主に画像を再構成するため
に用いられる。
【００５６】受信されたＮＭＲ信号に含まれている位相
情報を保存するために、送信部の変調器２０２と受信部
の復調器２０８とは、両方とも共通の信号で作動され
る。より詳しくは、周波数シンセサイザ２００の出力２
０１におけるキャリア信号と参照周波数発生器２０３の
出力２０４における２．５ＭＨｚの参照信号とを、変調
と復調の両方の処理に用いる。かくして、位相整合性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号における位相変化
は、励起されたスピンによって生じた位相変化を正確に
指示する。２．５ＭＨｚの参照信号は、５ＭＨｚ，１０
ＭＨｚ，６０ＭＨｚの参照信号とともに、１０ＭＨｚの
共通のクロック信号から、参照周波数発生器２０３によ
って作り出される。ここで、５ＭＨｚ，１０ＭＨｚ，６
０ＭＨｚの参照信号は、出力２０１上のキャリア信号を
作り出すために周波数シンセサイザ２００により用いら
れる。さらに詳細なレシ−バの説明は、米国特許第４，
９９２，７３６号においてなされている。
情報を保存するために、送信部の変調器２０２と受信部
の復調器２０８とは、両方とも共通の信号で作動され
る。より詳しくは、周波数シンセサイザ２００の出力２
０１におけるキャリア信号と参照周波数発生器２０３の
出力２０４における２．５ＭＨｚの参照信号とを、変調
と復調の両方の処理に用いる。かくして、位相整合性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号における位相変化
は、励起されたスピンによって生じた位相変化を正確に
指示する。２．５ＭＨｚの参照信号は、５ＭＨｚ，１０
ＭＨｚ，６０ＭＨｚの参照信号とともに、１０ＭＨｚの
共通のクロック信号から、参照周波数発生器２０３によ
って作り出される。ここで、５ＭＨｚ，１０ＭＨｚ，６
０ＭＨｚの参照信号は、出力２０１上のキャリア信号を
作り出すために周波数シンセサイザ２００により用いら
れる。さらに詳細なレシ−バの説明は、米国特許第４，
９９２，７３６号においてなされている。
【００５７】図４を参照すると、当該分野において２Ｄ
ＦＴ ＲＡＲＥシ−ケンスと呼ばれる従来の高速エコー
ＮＭＲパルスシーケンスが示されており、この高速エコ
ーパルスシーケンスでは、１６個のＮＭＲエコー信号が
得られる。簡単のために、図４には４つのエコー信号３
０１のみが示されているが、実際には、さらに１２個の
エコー信号が作り出され、得られる。これらのＮＭＲエ
コー信号は、スライス選択用Ｇz勾配パルス３０６があ
るときに、縦磁化を横平面に傾けるために生成される９
０゜ＲＦ励起パルス３０５によって作り出される。
ＦＴ ＲＡＲＥシ−ケンスと呼ばれる従来の高速エコー
ＮＭＲパルスシーケンスが示されており、この高速エコ
ーパルスシーケンスでは、１６個のＮＭＲエコー信号が
得られる。簡単のために、図４には４つのエコー信号３
０１のみが示されているが、実際には、さらに１２個の
エコー信号が作り出され、得られる。これらのＮＭＲエ
コー信号は、スライス選択用Ｇz勾配パルス３０６があ
るときに、縦磁化を横平面に傾けるために生成される９
０゜ＲＦ励起パルス３０５によって作り出される。
【００５８】この横磁化は、１６個の選択的１８０゜Ｒ
Ｆ再集束(refocus)パルス３０７の各々によって再集束
されてＮＭＲスピンエコー信号３０１を発生するが、こ
のＮＭＲスピンエコー信号３０１は、読み出しＧx勾配
パルス３０８があるときに取得される。好適な実施例で
は、１８０゜ＲＦ再集束パルス３０７は、６．４ｍ秒毎
に発生し、第１番目の１８０゜ＲＦ再集束パルスの中心
は、９０゜ＲＦ励起パルス３０５の中心から３．２ｍ秒
後に発生する。各ＮＭＲスピンエコー信号３０１は、位
相エンコード用Ｇyパルス３０９乃至３１３の各々によ
って、別々に位相エンコードされる。各位相エンコード
用パルスの大きさは、異なっており、１回の走査中１２
８個の別々の観測結果(views)を得るのに１２８個の値
が与えられている。各ＮＭＲスピンエコー信号は、各信
号の２５６個のサンプルをデジタル化することによって
得られる。その結果、１つの画像に対する１回の走査が
完了した時点では、図４のパルスシ−ケンスの８ショッ
ト（１２８／１６＝８）が実行されて、１２８ｘ２５６
個の複素数による要素配列が得られる。この画像データ
配列に２Ｄフーリエ変換を施こし、その結果得られた各
複素数の要素の絶対値を計算することによって、画像が
再構成される。かくして、変換された配列における対応
する要素の大きさによって各画素の明るさが決められる
１２８ｘ２５６画素の画像が作成される。
Ｆ再集束(refocus)パルス３０７の各々によって再集束
されてＮＭＲスピンエコー信号３０１を発生するが、こ
のＮＭＲスピンエコー信号３０１は、読み出しＧx勾配
パルス３０８があるときに取得される。好適な実施例で
は、１８０゜ＲＦ再集束パルス３０７は、６．４ｍ秒毎
に発生し、第１番目の１８０゜ＲＦ再集束パルスの中心
は、９０゜ＲＦ励起パルス３０５の中心から３．２ｍ秒
後に発生する。各ＮＭＲスピンエコー信号３０１は、位
相エンコード用Ｇyパルス３０９乃至３１３の各々によ
って、別々に位相エンコードされる。各位相エンコード
用パルスの大きさは、異なっており、１回の走査中１２
８個の別々の観測結果(views)を得るのに１２８個の値
が与えられている。各ＮＭＲスピンエコー信号は、各信
号の２５６個のサンプルをデジタル化することによって
得られる。その結果、１つの画像に対する１回の走査が
完了した時点では、図４のパルスシ−ケンスの８ショッ
ト（１２８／１６＝８）が実行されて、１２８ｘ２５６
個の複素数による要素配列が得られる。この画像データ
配列に２Ｄフーリエ変換を施こし、その結果得られた各
複素数の要素の絶対値を計算することによって、画像が
再構成される。かくして、変換された配列における対応
する要素の大きさによって各画素の明るさが決められる
１２８ｘ２５６画素の画像が作成される。
【００５９】また、図５に示すように、本発明において
用いることの可能な他の高速ＮＭＲパルスシーケンス
は、勾配再呼出(recalled)エコー高速パルスシーケンス
である。勾配再呼出エコー高速パルスシーケンスは、ス
ライス選択Ｇz勾配パルス３１５のあるときに作り出さ
れるＲＦ励起パルス３１４を含んでいる。その結果生じ
る横磁化を、位相エンコード用Ｇy勾配パルス３１６を
加えることによって位置エンコードする。スライス選択
勾配における負のローブ３１７によって、選択されたス
ライスにおける静止スピンを良く知られた仕方でリフェ
−ズ(rephase)する。次いで、負のデフェ−ズ(dephase)
用ローブ３１８の後に正の周波数エンコード用ローブ３
１９がある読み出しＧx磁場勾配を印加する。この読み
出し勾配によって、時間ＴＥでＮＭＲエコー信号３０４
が発生し、この信号３０４は、周波数エンコード用読み
出し勾配３１９が加わっている間、非対称に得られる。
信号が得られた後、位相エンコードパルス３１６と同じ
大きさではあるが逆の極性の位相エンコードリワインダ
ー(rewinder)パルス３１６’を加える。そして、信号を
得た後残っている全ての横磁化を消去するためにクラッ
シャー(crusher)勾配パルス３１７’を印加する。
用いることの可能な他の高速ＮＭＲパルスシーケンス
は、勾配再呼出(recalled)エコー高速パルスシーケンス
である。勾配再呼出エコー高速パルスシーケンスは、ス
ライス選択Ｇz勾配パルス３１５のあるときに作り出さ
れるＲＦ励起パルス３１４を含んでいる。その結果生じ
る横磁化を、位相エンコード用Ｇy勾配パルス３１６を
加えることによって位置エンコードする。スライス選択
勾配における負のローブ３１７によって、選択されたス
ライスにおける静止スピンを良く知られた仕方でリフェ
−ズ(rephase)する。次いで、負のデフェ−ズ(dephase)
用ローブ３１８の後に正の周波数エンコード用ローブ３
１９がある読み出しＧx磁場勾配を印加する。この読み
出し勾配によって、時間ＴＥでＮＭＲエコー信号３０４
が発生し、この信号３０４は、周波数エンコード用読み
出し勾配３１９が加わっている間、非対称に得られる。
信号が得られた後、位相エンコードパルス３１６と同じ
大きさではあるが逆の極性の位相エンコードリワインダ
ー(rewinder)パルス３１６’を加える。そして、信号を
得た後残っている全ての横磁化を消去するためにクラッ
シャー(crusher)勾配パルス３１７’を印加する。
【００６０】図５のパルスシ−ケンスにおいて、２．８
ｍ秒の非常に短い時間ＴＥは、勾配パルスをできるだけ
短かくし、ＮＭＲエコ−信号３０４のピークをデータ取
得ウインドウの先端エッジにシフトしてＮＭＲエコー信
号３０４を非対称に得ることによって達成される。ＲＦ
パルス３１４において、１５゜乃至２５゜の傾き角を用
い、各ショットに１６個のパルスシーケンスを含ませる
ことによって最良の結果が得られる。
ｍ秒の非常に短い時間ＴＥは、勾配パルスをできるだけ
短かくし、ＮＭＲエコ−信号３０４のピークをデータ取
得ウインドウの先端エッジにシフトしてＮＭＲエコー信
号３０４を非対称に得ることによって達成される。ＲＦ
パルス３１４において、１５゜乃至２５゜の傾き角を用
い、各ショットに１６個のパルスシーケンスを含ませる
ことによって最良の結果が得られる。
【００６１】図４または図５の高速パルスシーケンスを
用い、本発明に従って血管図を作成するために、１６個
の画像パルスシーケンスの各ショットは、静止している
スピンの縦磁化を抑制する予備的パルスシーケンスの後
に行われる。特に、図６を参照すると、この予備的パル
スシーケンスは、１組の３つのＲＦ励起パルス３２０，
３２１，３２２を含んでいる。１番目のＲＦパルス３２
０と最後のＲＦパルス３２２は、９０゜パルスであり、
最初のＲＦパルス３２０の位相はｙ軸に沿って整列し、
最後のＲＦパルス３２２の位相はｘ軸に沿って整列して
いる。ＲＦパルス３２０とＲＦパルス３２２とは、８．
５ｍ秒乃至９．０ｍ秒の間隔を隔てている。１８０゜Ｒ
Ｆパルス３２１は、ＲＦパルス３２０と３２２との中間
に置かれ、その位相は、−ｙ軸に整列している。
用い、本発明に従って血管図を作成するために、１６個
の画像パルスシーケンスの各ショットは、静止している
スピンの縦磁化を抑制する予備的パルスシーケンスの後
に行われる。特に、図６を参照すると、この予備的パル
スシーケンスは、１組の３つのＲＦ励起パルス３２０，
３２１，３２２を含んでいる。１番目のＲＦパルス３２
０と最後のＲＦパルス３２２は、９０゜パルスであり、
最初のＲＦパルス３２０の位相はｙ軸に沿って整列し、
最後のＲＦパルス３２２の位相はｘ軸に沿って整列して
いる。ＲＦパルス３２０とＲＦパルス３２２とは、８．
５ｍ秒乃至９．０ｍ秒の間隔を隔てている。１８０゜Ｒ
Ｆパルス３２１は、ＲＦパルス３２０と３２２との中間
に置かれ、その位相は、−ｙ軸に整列している。
【００６２】動きエンコード用双極磁場勾配は、１８０
゜ＲＦパルス３２１と９０゜ＲＦパルス３２２との間に
おいて作り出される。この双極磁場勾配の大きさと方向
をかなり変化させることができるが、好適な実施例で
は、正の第１モーメントを持っている同じ双極勾配ロー
ブ３２３乃至３２５をｘ，ｙ，ｚ軸に沿ってそれぞれ加
える。当該分野で良く知られいるように、双極磁場勾配
３２３乃至３２５の第１モーメントＭ1の値は、そのロ
ーブの面積(area)と、双極磁場勾配３２３乃至３２５間
の時間間隔によって決定される。第１モーメントＭ1の
極性は、点線３２３’乃至３２５’によって示されるよ
うに、その双極ローブの極性の順序によって決定され
る。すなわち、正の第１モーメント＋Ｍ1は、正のロー
ブの後に続く負のローブによって作り出され、負の第１
モーメント−Ｍ1は、負のローブの後に続く正のローブ
によって作り出される。
゜ＲＦパルス３２１と９０゜ＲＦパルス３２２との間に
おいて作り出される。この双極磁場勾配の大きさと方向
をかなり変化させることができるが、好適な実施例で
は、正の第１モーメントを持っている同じ双極勾配ロー
ブ３２３乃至３２５をｘ，ｙ，ｚ軸に沿ってそれぞれ加
える。当該分野で良く知られいるように、双極磁場勾配
３２３乃至３２５の第１モーメントＭ1の値は、そのロ
ーブの面積(area)と、双極磁場勾配３２３乃至３２５間
の時間間隔によって決定される。第１モーメントＭ1の
極性は、点線３２３’乃至３２５’によって示されるよ
うに、その双極ローブの極性の順序によって決定され
る。すなわち、正の第１モーメント＋Ｍ1は、正のロー
ブの後に続く負のローブによって作り出され、負の第１
モーメント−Ｍ1は、負のローブの後に続く正のローブ
によって作り出される。
【００６３】予備的パルスシーケンスは、ｘ，ｙ，ｚ軸
に沿ってそれぞれデフェーズ(dephase)用勾配パルス３
３０乃至３３２を加えることで終了する。これらのパル
ス３３０乃至３３２は、約４ｍ秒の持続期間を持ち、第
３のＲＦパルス３２２に続いて検査領域に存在する可能
性のある全ての横磁化をデフェーズするのに充分な大き
さを持っている。
に沿ってそれぞれデフェーズ(dephase)用勾配パルス３
３０乃至３３２を加えることで終了する。これらのパル
ス３３０乃至３３２は、約４ｍ秒の持続期間を持ち、第
３のＲＦパルス３２２に続いて検査領域に存在する可能
性のある全ての横磁化をデフェーズするのに充分な大き
さを持っている。
【００６４】予備的なパルスシーケンスは、動いている
スピンと関連している磁化成分を正または負の縦軸（好
適な実施例では±ｚ軸）に沿って整列させ、静止してい
るスピンと関連している磁化成分を横平面（好適な実施
例ではｘ−ｙ平面）に整列させるように機能する。第１
の９０゜ＲＦパルス３２０は、全ての縦磁化を横平面に
傾け、１８０゜ＲＦパルス３２１はこの横磁化を反転さ
せる。次いで、動きエンコード用双極勾配３２３乃至３
２５は、ｘ，ｙ，ｚ軸それぞれに沿った速度を持つスピ
ンと関連した磁化の位相を変化させ、最後の９０゜ＲＦ
パルス３２２は、動いているスピンと関連した磁化成分
を縦軸に傾け直す。静止しているスピンと関連した磁化
は、横面に残っており、勾配パルス３３０乃至３３２に
よってデフェーズされる。予備的パルスシーケンスの後
に縦軸に沿って残っている磁化の大きさと極性は、関心
のある領域において動いているスピンの方向および速度
と、動きエンコード用双極勾配３２３乃至３２５によっ
て作り出される第１モーメントＭ1の大きさおよび極性
とによって決められる。従って、所定のスピンシステム
について、双極勾配の第１モーメントの極性を逆にする
時、動いているスピンに起因する正味の縦磁化の極性は
反転するが、静止しているスピンに起因する残留縦磁化
は反転しない。従って、本発明では、１６個の位相エン
コード観測(view)の各ショットを２回実行するが、この
際、各ショットに先立って、各ショット毎に異なる第１
モーメントをもつ運動エンコード用双極勾配３２３乃至
３２５を用いた予備的パルスシーケンスを行なうことに
よって、静止している組織からの信号をさらに抑制する
ことができる。このような２回のショットでそれぞれ得
られたＮＭＲ信号は減算され、血管図画像を再構成する
のに用いられる。好適な実施例においては、生の”ｋ−
空間”データの複素減算処理を行なうが、画像データを
生成し、２つの画像データ配列における対応する点の位
相を減算して方向の情報を保存することも可能である。
スピンと関連している磁化成分を正または負の縦軸（好
適な実施例では±ｚ軸）に沿って整列させ、静止してい
るスピンと関連している磁化成分を横平面（好適な実施
例ではｘ−ｙ平面）に整列させるように機能する。第１
の９０゜ＲＦパルス３２０は、全ての縦磁化を横平面に
傾け、１８０゜ＲＦパルス３２１はこの横磁化を反転さ
せる。次いで、動きエンコード用双極勾配３２３乃至３
２５は、ｘ，ｙ，ｚ軸それぞれに沿った速度を持つスピ
ンと関連した磁化の位相を変化させ、最後の９０゜ＲＦ
パルス３２２は、動いているスピンと関連した磁化成分
を縦軸に傾け直す。静止しているスピンと関連した磁化
は、横面に残っており、勾配パルス３３０乃至３３２に
よってデフェーズされる。予備的パルスシーケンスの後
に縦軸に沿って残っている磁化の大きさと極性は、関心
のある領域において動いているスピンの方向および速度
と、動きエンコード用双極勾配３２３乃至３２５によっ
て作り出される第１モーメントＭ1の大きさおよび極性
とによって決められる。従って、所定のスピンシステム
について、双極勾配の第１モーメントの極性を逆にする
時、動いているスピンに起因する正味の縦磁化の極性は
反転するが、静止しているスピンに起因する残留縦磁化
は反転しない。従って、本発明では、１６個の位相エン
コード観測(view)の各ショットを２回実行するが、この
際、各ショットに先立って、各ショット毎に異なる第１
モーメントをもつ運動エンコード用双極勾配３２３乃至
３２５を用いた予備的パルスシーケンスを行なうことに
よって、静止している組織からの信号をさらに抑制する
ことができる。このような２回のショットでそれぞれ得
られたＮＭＲ信号は減算され、血管図画像を再構成する
のに用いられる。好適な実施例においては、生の”ｋ−
空間”データの複素減算処理を行なうが、画像データを
生成し、２つの画像データ配列における対応する点の位
相を減算して方向の情報を保存することも可能である。
【００６５】好適な実施例では、第１モーメントＭ1の
極性を逆にして所要の差信号を得ているが、第１モーメ
ントの大きさのみを変えることによっても、良好な差信
号を得ることができる。例えば、１回目のショットの準
備を、第１モーメントＭ1で行ない、２回目のショット
の準備を、０に等しい第１モーメントで（すなわち、双
極勾配を加えずに）行なうことができる。いずれの場合
にも、静止しているスピンによって得られる信号は、２
回のショットにおいて変わらず、これらは、減算処理に
よって消去される。
極性を逆にして所要の差信号を得ているが、第１モーメ
ントの大きさのみを変えることによっても、良好な差信
号を得ることができる。例えば、１回目のショットの準
備を、第１モーメントＭ1で行ない、２回目のショット
の準備を、０に等しい第１モーメントで（すなわち、双
極勾配を加えずに）行なうことができる。いずれの場合
にも、静止しているスピンによって得られる信号は、２
回のショットにおいて変わらず、これらは、減算処理に
よって消去される。
【００６６】多くの場合において、パルスシーケンスの
ショットについての規則(order)は差程重要ではない
が、心臓のような器官の血管図を作成するときには、シ
ョットに規則を設け(order)、また、各ショット内での
観測(view)に規則を設ける(order)ことにより、画像の
品質を更に改良することができる。例えば、図７を参照
すると、流れてはいないが、動いている組織が両方のデ
−タ取得で同じに現れるように、継続する心臓周期の同
じ点で一対の各ショットを行なうことができる。心拍ゲ
ート信号を作って心臓周期の開始を指示する場合、流れ
ない組織が所望の位置にあるときのデータを捕らえるた
めに、“正の”予備的パルスシーケンスを用いたショッ
トを、心臓周期の任意所望の位相で行ない、次いで、
“負の”予備的パルスシーケンスを用いた他のショット
を、次の心臓周期内の同じ位相点で行なうと、流れない
組織が両方のデ−タ取得で同じに現れる。その結果、一
対の各ショットで得られたデータを減算するとき、流れ
ない組織に起因する磁化は、両方のショットで実質上同
じであるので、消去される。図７に示されているよう
に、各心臓周期において予備的パルスシーケンスを用い
た１つ以上のショットを行なう時、動きエンコード用勾
配の第１モーメントの極性を交互に変えるのが良い。最
大信号を得ることが目的である場合には、各心臓周期で
は、１つのショットのみを行ない、予備的パルスシーケ
ンスを心臓収縮のピークで行なう。
ショットについての規則(order)は差程重要ではない
が、心臓のような器官の血管図を作成するときには、シ
ョットに規則を設け(order)、また、各ショット内での
観測(view)に規則を設ける(order)ことにより、画像の
品質を更に改良することができる。例えば、図７を参照
すると、流れてはいないが、動いている組織が両方のデ
−タ取得で同じに現れるように、継続する心臓周期の同
じ点で一対の各ショットを行なうことができる。心拍ゲ
ート信号を作って心臓周期の開始を指示する場合、流れ
ない組織が所望の位置にあるときのデータを捕らえるた
めに、“正の”予備的パルスシーケンスを用いたショッ
トを、心臓周期の任意所望の位相で行ない、次いで、
“負の”予備的パルスシーケンスを用いた他のショット
を、次の心臓周期内の同じ位相点で行なうと、流れない
組織が両方のデ−タ取得で同じに現れる。その結果、一
対の各ショットで得られたデータを減算するとき、流れ
ない組織に起因する磁化は、両方のショットで実質上同
じであるので、消去される。図７に示されているよう
に、各心臓周期において予備的パルスシーケンスを用い
た１つ以上のショットを行なう時、動きエンコード用勾
配の第１モーメントの極性を交互に変えるのが良い。最
大信号を得ることが目的である場合には、各心臓周期で
は、１つのショットのみを行ない、予備的パルスシーケ
ンスを心臓収縮のピークで行なう。
【００６７】再構成された画像において流れているスピ
ンの明るさは、各ショットにおける位相エンコード観測
(view)を順序付ける(reorder)ことによって改良され
る。特に、中心のオーダー，あるいは、低いオーダーの
位相エンコード観測結果(view)は、画像に重要な影響を
与えるので、これらの観測結果(view)を各ショットにお
いて最初に得るのが良い。これに対し、信号が、高速ス
ピンエコー信号シーケンスにおけるＴ2崩壊によって、
あるいは、高速勾配再呼出エコーパルスシーケンスにお
ける飽和によって、減衰するとき、各ショットにおい
て、中心のオーダー，低いオーダーの観測結果の後によ
り高いオーダーの観測結果(view)を得る。この位相エン
コードの順序付けは、また、最も低いオーダーの位相エ
ンコード値の取得中、静止している組織からの信号が最
も小さくなることを保証する。
ンの明るさは、各ショットにおける位相エンコード観測
(view)を順序付ける(reorder)ことによって改良され
る。特に、中心のオーダー，あるいは、低いオーダーの
位相エンコード観測結果(view)は、画像に重要な影響を
与えるので、これらの観測結果(view)を各ショットにお
いて最初に得るのが良い。これに対し、信号が、高速ス
ピンエコー信号シーケンスにおけるＴ2崩壊によって、
あるいは、高速勾配再呼出エコーパルスシーケンスにお
ける飽和によって、減衰するとき、各ショットにおい
て、中心のオーダー，低いオーダーの観測結果の後によ
り高いオーダーの観測結果(view)を得る。この位相エン
コードの順序付けは、また、最も低いオーダーの位相エ
ンコード値の取得中、静止している組織からの信号が最
も小さくなることを保証する。
【００６８】なお、上述の実施例は、本発明の単なる例
示に過ぎず、特許請求の範囲を逸脱しない限り、種々の
変形が可能である。
示に過ぎず、特許請求の範囲を逸脱しない限り、種々の
変形が可能である。
【００６９】
【発明の効果】以上に説明したように、本発明によれ
ば、縦の磁化を横の面に傾ける９０゜ＲＦパルスと、１
８０゜ＲＦパルスと、動いているスピンによって生じる
横磁化を静止しているスピンによって生じる横磁化から
分離する第１モーメントをもっている動きエンコード用
双極勾配と、動いているスピンによって生じる横磁化の
成分を縦軸に傾ける第２の９０゜ＲＦパルスとで構成さ
れる予備的シーケンスの後に、１組の高速ＮＭＲパルス
を含む第１ショットを行ない、また、動きエンコード用
双極勾配が異なる第１モーメントを持つこと以外は第１
ショットの場合と同じ予備的シ−ケンスを行なった後、
第１ショットと同じ組の高速ＮＭＲパルスシーケンスを
含む第２ショットを行なって、２つのショットから得ら
れたＮＭＲデータを減算処理することで、静止している
スピンからの信号を充分に抑制して良好な血管図画像デ
ータを作成することができる。
ば、縦の磁化を横の面に傾ける９０゜ＲＦパルスと、１
８０゜ＲＦパルスと、動いているスピンによって生じる
横磁化を静止しているスピンによって生じる横磁化から
分離する第１モーメントをもっている動きエンコード用
双極勾配と、動いているスピンによって生じる横磁化の
成分を縦軸に傾ける第２の９０゜ＲＦパルスとで構成さ
れる予備的シーケンスの後に、１組の高速ＮＭＲパルス
を含む第１ショットを行ない、また、動きエンコード用
双極勾配が異なる第１モーメントを持つこと以外は第１
ショットの場合と同じ予備的シ−ケンスを行なった後、
第１ショットと同じ組の高速ＮＭＲパルスシーケンスを
含む第２ショットを行なって、２つのショットから得ら
れたＮＭＲデータを減算処理することで、静止している
スピンからの信号を充分に抑制して良好な血管図画像デ
ータを作成することができる。
【００７０】本発明では、動きエンコード用勾配を各パ
ルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾配エコーパ
ルスシーケンスのショットに先立って行われる予備的シ
ーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用いることに
よって、血管図を作成するのに使用される高速勾配エコ
ーパルスシーケンスにおいて、エコー時間ＴＥを減少さ
せることができる。
ルスシーケンスに含めるのではなく、高速勾配エコーパ
ルスシーケンスのショットに先立って行われる予備的シ
ーケンスにおいて動きエンコード用勾配を用いることに
よって、血管図を作成するのに使用される高速勾配エコ
ーパルスシーケンスにおいて、エコー時間ＴＥを減少さ
せることができる。
【００７１】また、ショットごとに異なる動きエンコー
ド用勾配(動きエンコーデ用勾配が０の場合をも含む)で
ショットを繰り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減
算することによって高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て作り出される血管図において、静止している組織の抑
制を高めることができる。
ド用勾配(動きエンコーデ用勾配が０の場合をも含む)で
ショットを繰り返し行ない、対応するＮＭＲデータを減
算することによって高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て作り出される血管図において、静止している組織の抑
制を高めることができる。
【００７２】また、予備的パルスシーケンスにおける１
８０゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発
生させることによって、予備的パルスシーケンスによっ
て誘導される誘発エコーによって生じる像(artifacts)
を減少させることができる。
８０゜ＲＦパルスの後に動きエンコード用双極勾配を発
生させることによって、予備的パルスシーケンスによっ
て誘導される誘発エコーによって生じる像(artifacts)
を減少させることができる。
【００７３】また、各ショットを心拍でゲートし、減算
されるべき一対のショットを継続する心臓周期の同じ位
相において得ることにより、患者の動きによって生じる
像(artifacts)を減少させることができる。
されるべき一対のショットを継続する心臓周期の同じ位
相において得ることにより、患者の動きによって生じる
像(artifacts)を減少させることができる。
【００７４】また、心臓周期中の一点で捕えられるＮＭ
Ｒデータによってゴースト像(artifact)を減少させるこ
とができる。
Ｒデータによってゴースト像(artifact)を減少させるこ
とができる。
【００７５】また、小さな第１モーメントを持った流れ
エンコード用勾配を用いて、心臓収縮期のピーク中のＮ
ＭＲデータを得ることにより、動脈信号と静脈信号との
分離を改善することができる。
エンコード用勾配を用いて、心臓収縮期のピーク中のＮ
ＭＲデータを得ることにより、動脈信号と静脈信号との
分離を改善することができる。
【００７６】また、心臓周期を通して大きなままのＮＭ
Ｒ信号を得ることによって、激しく脈動する血管(highl
y pulsatile vessels)の視覚化を容易にすることができ
る。
Ｒ信号を得ることによって、激しく脈動する血管(highl
y pulsatile vessels)の視覚化を容易にすることができ
る。
【００７７】また、一回の息止め期間内に全データを取
得することの可能な高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て、血管画像データを得ることができる。
得することの可能な高速ＮＭＲパルスシーケンスを用い
て、血管画像データを得ることができる。
【図１】本発明に係るＮＭＲシステムの一実施例のブロ
ック図である。
ック図である。
【図２】本発明に係るＮＭＲシステムの一実施例のブロ
ック図である。
ック図である。
【図３】図１のＮＭＲシステムにおけるトランシーバの
ブロック図である。
ブロック図である。
【図４】図１のＮＭＲシステムに用いられる高速スピン
エコーパルスシーケンスを示す図である。
エコーパルスシーケンスを示す図である。
【図５】図１のＮＭＲシステムに用いられる高速勾配再
呼出エコーパルスシーケンスを示す図である。
呼出エコーパルスシーケンスを示す図である。
【図６】本発明の予備的パルスシーケンスの一例を示す
図である。
図である。
【図７】予備的パルスシーケンスと１つのショット内の
１組の高速パルスシーケンスの一例を示す図である。
１組の高速パルスシーケンスの一例を示す図である。
１００ コンピュータシステム １０１ ＣＰＵ １０２ インターフェイス １０４ 磁気テープ駆動装置 １０６ アレイプロセッサ １０８ 画像プロセッサ １１０ 画像ディスク １１２ 生データディスク １１６ オペレータコンソール １１８ システムコントロール部 １２０ パルス制御モジュール １２２ トランシーバ １２３ ＲＦ増幅器 １２４ 状態制御モジュール １２６ 電源部 １２８ 勾配増幅器システム １３０ ＧX増幅器 １３２ ＧY増幅器 １３４ ＧZ増幅器 １３６ 勾配コイルアセンブリ １３８ ＲＦ送信／受信コイル １４０ シム電源 １４２ メインマグネット電源 １４６ メインマグネットアセンブ
リ １４８ アライメントシステム ２００ 周波数シンセサイザ ２０２ 変調器 ２０３ 参照周波数発生器 ２０６ 伝達減衰器 ２０７ レシーバ ２０８ 復調器 ２０９ Ａ／Ｄ変調器 ２１０ デジタル直角成分検出器 ３０１ エコー信号 ３０５ ＲＦ励起パルス ３０６ スライス選択勾配パルス ３０７ ＲＦ再集束パルス ３０８ 読み出し勾配パルス ３０９乃至３１３ 位相エンコード用パルス ３０４ ＮＭＲエコー信号 ３１４ ＲＦ励起パルス ３１５ スライス選択勾配パルス ３１６ 位相エンコード用勾配パル
ス ３２０，３２１，３２２ ＲＦ励起パルス ３２３乃至３２５ 双極勾配ローブ ３３０乃至３３２ デフェーズ用勾配パルス
リ １４８ アライメントシステム ２００ 周波数シンセサイザ ２０２ 変調器 ２０３ 参照周波数発生器 ２０６ 伝達減衰器 ２０７ レシーバ ２０８ 復調器 ２０９ Ａ／Ｄ変調器 ２１０ デジタル直角成分検出器 ３０１ エコー信号 ３０５ ＲＦ励起パルス ３０６ スライス選択勾配パルス ３０７ ＲＦ再集束パルス ３０８ 読み出し勾配パルス ３０９乃至３１３ 位相エンコード用パルス ３０４ ＮＭＲエコー信号 ３１４ ＲＦ励起パルス ３１５ スライス選択勾配パルス ３１６ 位相エンコード用勾配パル
ス ３２０，３２１，３２２ ＲＦ励起パルス ３２３乃至３２５ 双極勾配ローブ ３３０乃至３３２ デフェーズ用勾配パルス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フランク アール． コロセク アメリカ合衆国 53713 ウイスコンシン マデイソン ウイスパリング パインズ ウエイ 1302 (72)発明者 デイビツド エム． ウエーバー アメリカ合衆国 53562 ウイスコンシン ミドルトン ＃303 バレー リツジ ロード 3406 (72)発明者 トーマス エム． グリスト アメリカ合衆国 53711 ウイスコンシン マデイソン マニトウ ウエイ 4150
Claims (8)
- 【請求項１】 高速ＮＭＲパルスシーケンスを用いて血
管図を作成するＮＭＲ血管図作成方法において、 ａ） 関心のある領域のスピンに極性磁場を加える工程
と、 ｂ） 予備的パルスシーケンスと、この後の１組の高速
ＮＭＲパルスシーケンスとにより第１のデータ取得を行
なう工程とを有し、各高速ＮＭＲパルスシーケンスは、 関心のある領域のスピンにＲＦパルスを加える手順と、 関心のある領域のスピンに位相エンコード用勾配パルス
を加えて各高速ＮＭＲパルスシーケンスごとに異なる観
測結果を画定する手順と、 ＮＭＲ信号を取得する手順とを含んでおり、 また、前記予備的パルスシーケンスは、 関心のある領域のスピンに第１の９０°ＲＦパルスを加
える手順と、 関心のある領域のスピンに１８０°ＲＦパルスを加える
手順と、 関心のある領域のスピンに第２の９０°ＲＦパルスを加
える手順と、 前記第２の９０°ＲＦパルスを加えるに先立って、選択
された第１モーメントをもつ動きエンコード用双極磁場
勾配を関心のある領域のスピンに加える手順と、 前記第２の９０°ＲＦパルスを加えた後、関心のある領
域のスピンにデフェーズ用勾配パルスを加える手順とを
含んでおり、 ｃ） さらに、予備的パルスシーケンスと、この後の１
組の高速ＮＭＲパルスシーケンスとにより、第２のデー
タ取得を行なう工程を有し、該第２のデータ取得では、
動きエンコード用双極磁場勾配が第１のデータ取得時の
第１モーメントと異なる第１モーメントをもつように
し、 ｄ） さらに、前記第１および第２のデータ取得のうち
の一方のＮＭＲ信号の組と他方のＮＭＲ信号の組との対
応するもの同士を減算して差データの組を生成する工程
と、 ｅ） 差データから血管図を作成する工程とを有してい
ることを特徴とするＮＭＲ血管図作成方法。 - 【請求項２】 請求項１記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、前記動きエンコード用双極磁場勾配を、１８０
°ＲＦパルスと第２の９０°ＲＦパルスとの間の時間間
隔中に発生することを特徴とするＮＭＲ血管図作成方
法。 - 【請求項３】 請求項１記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、各高速ＮＭＲパルスシーケンス中に加えられる
ＲＦパルスは、１８０°ＲＦ再集束パルスであることを
特徴とするＮＭＲ血管図作成方法。 - 【請求項４】 請求項１記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、各高速ＮＭＲパルスシーケンスは、勾配再呼出
エコーＮＭＲ信号を発生し、各高速ＮＭＲパルスシーケ
ンスには、前記ＮＭＲ信号の取得期間中には一の極性を
もち、前記ＮＭＲ信号を取得する直前には前記一の極性
と反対の極性をもつ読み出し用勾配パルスを関心のある
領域のスピンに加える手順が含まれていることを特徴と
するＮＭＲ血管図作成方法。 - 【請求項５】 請求項１記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、第１および第２のデータ取得は、高速ＮＭＲパ
ルスシーケンスの前記組の一部分であるショットに分割
されてなされ、予備的なパルスシーケンスは、各ショッ
トに先立って繰返しなされることを特徴とするＮＭＲ血
管図作成方法。 - 【請求項６】 請求項５記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、各ショットは、関心のある領域において、患者
の心臓周期を示す信号によってトリガされてなされるこ
とを特徴とするＮＭＲ血管図作成方法。 - 【請求項７】 請求項６記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、前記第２のデータ取得におけるショットは、前
記第１のデータ取得の対応するショットと同じ心臓周期
の点でなされることを特徴とするＮＭＲ血管図作成方
法。 - 【請求項８】 請求項１記載のＮＭＲ血管図作成方法に
おいて、第１および第２のデータ取得における高速ＮＭ
Ｒパルスシーケンスは、より低いオーダーの位相エンコ
ード用勾配パルスを用いる高速パルスシーケンスを先に
行なうというように順序付けがなされることを特徴とす
るＮＭＲ血管図作成方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/926,658 | 1992-08-06 | ||
| US07/926,658 US5285158A (en) | 1992-08-06 | 1992-08-06 | NMR angiography using fast pulse sequences with preparatory pulses |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06181914A true JPH06181914A (ja) | 1994-07-05 |
| JP3381178B2 JP3381178B2 (ja) | 2003-02-24 |
Family
ID=25453520
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20903393A Expired - Fee Related JP3381178B2 (ja) | 1992-08-06 | 1993-07-30 | 磁気共鳴画像システム |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5285158A (ja) |
| EP (1) | EP0582967B1 (ja) |
| JP (1) | JP3381178B2 (ja) |
| DE (1) | DE69323810T2 (ja) |
| IL (1) | IL106539A (ja) |
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| WO2020235505A1 (ja) * | 2019-05-17 | 2020-11-26 | 国立大学法人新潟大学 | 核磁気共鳴イメージング装置、核磁気共鳴イメージング方法、及びプログラム |
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| US5429134A (en) * | 1994-06-27 | 1995-07-04 | General Electric Company | Multi-phase fat suppressed MRI cardiac imaging |
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