JPH0622919A - 高速スピンエコーｎｍｒパルス系列での勾配モーメントナリング法 - Google Patents
高速スピンエコーｎｍｒパルス系列での勾配モーメントナリング法Info
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- JPH0622919A JPH0622919A JP5046184A JP4618493A JPH0622919A JP H0622919 A JPH0622919 A JP H0622919A JP 5046184 A JP5046184 A JP 5046184A JP 4618493 A JP4618493 A JP 4618493A JP H0622919 A JPH0622919 A JP H0622919A
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Classifications
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- 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
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 高速スピンエコーパルス系列の間に流れるス
ピンによって生じる画像アーチファクトを抑圧する。 【構成】 勾配モーメントナリングを用いる。系列内の
各ＲＦ再集束パルスの中心で、一つ以上の勾配の第一モ
ーメントを零にする。また、代替実施例では、取得され
る各ＮＭＲエコー信号でも第一モーメントを零にする。
ピンによって生じる画像アーチファクトを抑圧する。 【構成】 勾配モーメントナリングを用いる。系列内の
各ＲＦ再集束パルスの中心で、一つ以上の勾配の第一モ
ーメントを零にする。また、代替実施例では、取得され
る各ＮＭＲエコー信号でも第一モーメントを零にする。
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。更に詳しく述べる
と、本発明はカー・パーセル・マイボーム・ギル（ＣＰ
ＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇ
ｉｌｌ）パルス系列を使用するＮＭＲ画像の運動アーチ
ファクト（ｍｏｔｉｏｎ ａｒｔｉｆａｃｔ）を減らす
こと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。更に詳しく述べる
と、本発明はカー・パーセル・マイボーム・ギル（ＣＰ
ＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−Ｇ
ｉｌｌ）パルス系列を使用するＮＭＲ画像の運動アーチ
ファクト（ｍｏｔｉｏｎ ａｒｔｉｆａｃｔ）を減らす
こと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）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
周波数に近い周波数の磁界（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が回転され、または「傾けられて」ｘ−ｙ平面に
入れられることにより、正味横磁気モーメントＭｔが作
成され、これはｘ−ｙ平面内でラーモア周波数で回転す
なわちスピンしている。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。この核磁気共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒ
ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を用い
る非常に様々の測定系列がある。
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）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
周波数に近い周波数の磁界（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が回転され、または「傾けられて」ｘ−ｙ平面に
入れられることにより、正味横磁気モーメントＭｔが作
成され、これはｘ−ｙ平面内でラーモア周波数で回転す
なわちスピンしている。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。この核磁気共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒ
ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を用い
る非常に様々の測定系列がある。
【０００４】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、被検
体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在化法に応じて変わる一
連のＮＭＲ測定サイクルによってスキャンされる。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。このようなスキャ
ンを行うため、勿論、被検体内の特定の位置からのＮＭ
Ｒ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（Ｇｘ、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。
体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在化法に応じて変わる一
連のＮＭＲ測定サイクルによってスキャンされる。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。このようなスキャ
ンを行うため、勿論、被検体内の特定の位置からのＮＭ
Ｒ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（Ｇｘ、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。
【０００５】医用画像を作成するために現在使用されて
いる殆どのＮＭＲスキャンでは、必要なデータを取得す
るために何分もかかる。このスキャン時間の短縮は考慮
すべき重要な点である。スキャン時間が短縮されると、
患者のスループットが増大し、患者の快適さが増し、運
動アーチファクトが減少することにより画像品質が向上
する。ある種のパルス系列では、分単位でなく秒単位で
完全なスキャンを行うことができる。
いる殆どのＮＭＲスキャンでは、必要なデータを取得す
るために何分もかかる。このスキャン時間の短縮は考慮
すべき重要な点である。スキャン時間が短縮されると、
患者のスループットが増大し、患者の快適さが増し、運
動アーチファクトが減少することにより画像品質が向上
する。ある種のパルス系列では、分単位でなく秒単位で
完全なスキャンを行うことができる。
【０００６】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・フィジックス（Ｊ．Ｐ
ｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７）にエコ
ー平面パルス系列（ｅｃｈｏｐｌａｎａｒ ｐｕｌｓｅ
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励起パルスに対する一組の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（ｖｉｅｗ）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４，６７８，９９６号、第４，７３３，１８８号、第
４，７１６，３６９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・フィジックス（Ｊ．Ｐ
ｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７）にエコ
ー平面パルス系列（ｅｃｈｏｐｌａｎａｒ ｐｕｌｓｅ
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励起パルスに対する一組の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（ｖｉｅｗ）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４，６７８，９９６号、第４，７３３，１８８号、第
４，７１６，３６９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。
【０００７】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，”ＲＡＲＥ Ｉｍａｇｉｎｇ：Ａ Ｆａｓｔ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ
ＭＲ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉ
ｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，３，８２３−８３３，１９８
６）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・マイボーム・ギル
（ＣＰＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏ
ｍ−Ｇｉｌｌ）系列から作成された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，”ＲＡＲＥ Ｉｍａｇｉｎｇ：Ａ Ｆａｓｔ Ｉｍ
ａｇｉｎｇ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ
ＭＲ”，Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉ
ｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，３，８２３−８３３，１９８
６）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・マイボーム・ギル
（ＣＰＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏ
ｍ−Ｇｉｌｌ）系列から作成された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。
【０００８】イメージング対象のスピンの運動によっ
て、再構成された画像にアーチファクトが生じることが
ある。このような運動はたとえば、スキャンの間の患者
の呼吸によって生じることがある。あるいは、このよう
な運動は脳脊髄液（ＣＳＦ）および血流の結果として各
パルス系列の間に生じることがある。流れるスピンが、
取得されたＮＭＲデータセットに位相誤差を導入するこ
とがあり、その結果ゴーストが生じたり、再構成された
画像がぼけたりすることがある。このような誤差は特に
ＣＰＭＧ系列で厄介であり、画像アーチファクトは時
々、従来のやり方で取得されたＮＭＲパルス系列から再
構成された画像に比べて悪くなる。
て、再構成された画像にアーチファクトが生じることが
ある。このような運動はたとえば、スキャンの間の患者
の呼吸によって生じることがある。あるいは、このよう
な運動は脳脊髄液（ＣＳＦ）および血流の結果として各
パルス系列の間に生じることがある。流れるスピンが、
取得されたＮＭＲデータセットに位相誤差を導入するこ
とがあり、その結果ゴーストが生じたり、再構成された
画像がぼけたりすることがある。このような誤差は特に
ＣＰＭＧ系列で厄介であり、画像アーチファクトは時
々、従来のやり方で取得されたＮＭＲパルス系列から再
構成された画像に比べて悪くなる。
【０００９】従来のやり方で取得されたＮＭＲ画像の運
動アーチファクトを減らすための一つの方法は、当業者
により「勾配モーメントナリング」（ｇｒａｄｉｅｎｔ
ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ）と呼ばれる。この方
法では、パルス系列に勾配パルスを付加しなければなら
ない。この付加により、位置符号化のために用いられる
勾配の中を動くスピンがＮＭＲ信号位相に及ぼす影響が
相殺すなわちナリングされる。このような解決策はたと
えば、米国特許第４，７３１，５８３号、「勾配モーメ
ントナリングにより流動する核によるＮＭＲ画像アーチ
ファクトを除去する方法」（Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ Ｒ
ｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ＮＭＲ Ｉｍａｇｅ Ａｒｔ
ｉｆａｃｔｓ Ｄｕｅ Ｔｏ Ｆｌｏｗｉｎｇ Ｎｕｃ
ｌｅｉＢｙ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｍｏｍｅｎｔ Ｎｕｌ
ｌｉｎｇ）に開示されている。ＮＭＲパルス系列の勾配
モーメントナリングについて説明している他の文献には
たとえば、次のようなものがある。
動アーチファクトを減らすための一つの方法は、当業者
により「勾配モーメントナリング」（ｇｒａｄｉｅｎｔ
ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎｇ）と呼ばれる。この方
法では、パルス系列に勾配パルスを付加しなければなら
ない。この付加により、位置符号化のために用いられる
勾配の中を動くスピンがＮＭＲ信号位相に及ぼす影響が
相殺すなわちナリングされる。このような解決策はたと
えば、米国特許第４，７３１，５８３号、「勾配モーメ
ントナリングにより流動する核によるＮＭＲ画像アーチ
ファクトを除去する方法」（Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ Ｒ
ｅｄｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ＮＭＲ Ｉｍａｇｅ Ａｒｔ
ｉｆａｃｔｓ Ｄｕｅ Ｔｏ Ｆｌｏｗｉｎｇ Ｎｕｃ
ｌｅｉＢｙ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｍｏｍｅｎｔ Ｎｕｌ
ｌｉｎｇ）に開示されている。ＮＭＲパルス系列の勾配
モーメントナリングについて説明している他の文献には
たとえば、次のようなものがある。
【００１０】ピー・エム・パタニー他によるジャーナル
・コンピュータ・アシステッド・トモグラフィ誌所載の
論文（Ｐ．Ｍ．Ｐａｔｔａｎｙ， Ｊ．Ｊ．Ｐｈｉｌｌ
ｉｐｓ， Ｌ．Ｃ．Ｃｈｉｕ， Ｊ．Ｄ．Ｌｉｐｃａｍ
ｏｎ， Ｊ．Ｌ．Ｄｕｅｒｋ， Ｊ．Ｍ．ＭｃＮａｌｌ
ｙ， Ｓ．Ｎ．Ｍｏｈａｐａｔｒａ， Ｊ．Ｃｏｍｐｕ
ｔ．Ａｓｓｉｓｔ．Ｔｏｍｏｇｒ．１１：３６９−３７
７（１９８７））。
・コンピュータ・アシステッド・トモグラフィ誌所載の
論文（Ｐ．Ｍ．Ｐａｔｔａｎｙ， Ｊ．Ｊ．Ｐｈｉｌｌ
ｉｐｓ， Ｌ．Ｃ．Ｃｈｉｕ， Ｊ．Ｄ．Ｌｉｐｃａｍ
ｏｎ， Ｊ．Ｌ．Ｄｕｅｒｋ， Ｊ．Ｍ．ＭｃＮａｌｌ
ｙ， Ｓ．Ｎ．Ｍｏｈａｐａｔｒａ， Ｊ．Ｃｏｍｐｕ
ｔ．Ａｓｓｉｓｔ．Ｔｏｍｏｇｒ．１１：３６９−３７
７（１９８７））。
【００１１】イー・エム・ハーケ他によるアム・ジェー
・レントゲノロジー誌所載の論文（Ｅ．Ｍ．Ｈａａｋ
ｅ， Ｇ．Ｗ．Ｌｅｎｚ， Ａｍ．Ｊ．Ｒｏｅｎｔｇｅ
ｎｏｌｏｇｙ １４８：１２５１−１２５８（１９８
７））。ディー・ジー・ニシムラ他によるマグネティッ
ク・レゾナンス・メディシン誌所載の論文（Ｄ．Ｇ．Ｎ
ｉｓｈｉｍｕｒａ， Ｊ．Ｉ．Ｊａｃｋｓｏｎ， Ｊ．
Ｍ．Ｐａｕｌｙ， Ｍａｇ．Ｒｅｓ．Ｍｅｄ．２２：４
８１−４９２（１９９１））。
・レントゲノロジー誌所載の論文（Ｅ．Ｍ．Ｈａａｋ
ｅ， Ｇ．Ｗ．Ｌｅｎｚ， Ａｍ．Ｊ．Ｒｏｅｎｔｇｅ
ｎｏｌｏｇｙ １４８：１２５１−１２５８（１９８
７））。ディー・ジー・ニシムラ他によるマグネティッ
ク・レゾナンス・メディシン誌所載の論文（Ｄ．Ｇ．Ｎ
ｉｓｈｉｍｕｒａ， Ｊ．Ｉ．Ｊａｃｋｓｏｎ， Ｊ．
Ｍ．Ｐａｕｌｙ， Ｍａｇ．Ｒｅｓ．Ｍｅｄ．２２：４
８１−４９２（１９９１））。
【００１２】ジェー・エル・デュエルク他によるジャー
ナル・マグネティック・レゾナンス・イメージング所載
の論文（Ｊ．Ｌ．Ｄｕｅｒｋ， Ｏ．Ｐ．Ｓｉｍｏｎｅ
ｔｔｉ， Ｊ．Ｍａｇ．Ｒｅｓ．Ｉｍａｇ．１：６４３
−６５０（１９９１））。勾配モーメントナリングをＣ
ＰＭＧパルス系列に適用した結果は不満足なものであ
る。通常、流れによるアーチファクトはいくらか除去さ
れるが、改善量はスキャン毎にかなり変動し、従来のＮ
ＭＲパルス系列に勾配モーメントナリングを適用したと
きと同様に改善が良好になることはめったにない。
ナル・マグネティック・レゾナンス・イメージング所載
の論文（Ｊ．Ｌ．Ｄｕｅｒｋ， Ｏ．Ｐ．Ｓｉｍｏｎｅ
ｔｔｉ， Ｊ．Ｍａｇ．Ｒｅｓ．Ｉｍａｇ．１：６４３
−６５０（１９９１））。勾配モーメントナリングをＣ
ＰＭＧパルス系列に適用した結果は不満足なものであ
る。通常、流れによるアーチファクトはいくらか除去さ
れるが、改善量はスキャン毎にかなり変動し、従来のＮ
ＭＲパルス系列に勾配モーメントナリングを適用したと
きと同様に改善が良好になることはめったにない。
【００１３】
【発明の概要】本発明は再構成された画像の運動アーチ
ファクトを除去するために勾配モーメントナリングを用
いる改善されたＣＰＭＧ−ＮＭＲパルス系列に関するも
のである。更に詳しく述べると本発明は、ＣＰＭＧパル
ス系列を実行するためのＮＭＲシステムを含み、このＮ
ＭＲシステムでは複数のビュー（ｖｉｅｗ）が取得さ
れ、また軸に沿ったナリング（ｎｕｌｌｉｎｇ）勾配パ
ルスおよびイメージング勾配パルスの第一モーメントが
パルス系列で用いられる各ＲＦ再集束パルスの中心でほ
ぼ零となるように、パルス系列の間にナリング勾配パル
スが印加される。ＣＰＭＧパルス系列はスピンエコー現
象（９０°−τ−１８０°）による成分および刺激され
たエコー現象（９０°−τ−９０°−２τ−９０°）に
よる成分を持つＮＭＲエコー信号を作成する。流れるス
ピンがこれらの二つの成分の位相に及ぼす影響は異なっ
ているので、エコー信号取得で二つの成分が実際には互
いに減算し合う。取得されたＮＭＲエコー信号の中心に
おける従来の勾配モーメントナリングはスピンエコー成
分を正しく補償するが、刺激されたエコー成分を正しく
補償しないことが見出された。その結果、刺激されたエ
コー成分は、流れにより誘起された位相誤差を保持し、
画像アーチファクトを生じる。ＣＰＭＧパルス系列の各
ＲＦ再集束パルスの中心で測定される勾配第一モーメン
トを制御することにより、刺激されたエコー信号成分を
正しく補償して流れの影響を相殺することができるとい
うことが本発明によりわかった。
ファクトを除去するために勾配モーメントナリングを用
いる改善されたＣＰＭＧ−ＮＭＲパルス系列に関するも
のである。更に詳しく述べると本発明は、ＣＰＭＧパル
ス系列を実行するためのＮＭＲシステムを含み、このＮ
ＭＲシステムでは複数のビュー（ｖｉｅｗ）が取得さ
れ、また軸に沿ったナリング（ｎｕｌｌｉｎｇ）勾配パ
ルスおよびイメージング勾配パルスの第一モーメントが
パルス系列で用いられる各ＲＦ再集束パルスの中心でほ
ぼ零となるように、パルス系列の間にナリング勾配パル
スが印加される。ＣＰＭＧパルス系列はスピンエコー現
象（９０°−τ−１８０°）による成分および刺激され
たエコー現象（９０°−τ−９０°−２τ−９０°）に
よる成分を持つＮＭＲエコー信号を作成する。流れるス
ピンがこれらの二つの成分の位相に及ぼす影響は異なっ
ているので、エコー信号取得で二つの成分が実際には互
いに減算し合う。取得されたＮＭＲエコー信号の中心に
おける従来の勾配モーメントナリングはスピンエコー成
分を正しく補償するが、刺激されたエコー成分を正しく
補償しないことが見出された。その結果、刺激されたエ
コー成分は、流れにより誘起された位相誤差を保持し、
画像アーチファクトを生じる。ＣＰＭＧパルス系列の各
ＲＦ再集束パルスの中心で測定される勾配第一モーメン
トを制御することにより、刺激されたエコー信号成分を
正しく補償して流れの影響を相殺することができるとい
うことが本発明によりわかった。
【００１４】本発明の一般的な目的は、流体の運動によ
るＣＰＭＧスキャンの画像アーチファクトを除去するこ
とである。これは、系列内の各１８０°ＲＦ再集束パル
スで一つ以上のイメージング勾配の第一モーメントを零
にする（ナリングする）ことにより達成される。殆どの
劇的な改善はＲＦ再集束パルスの中心で勾配第一モーメ
ントを零にすることにより達成され、さらに各ＮＭＲエ
コー信号の中心でも零にすることにより流れによるアー
チファクトの一層の除去を達成することができる。
るＣＰＭＧスキャンの画像アーチファクトを除去するこ
とである。これは、系列内の各１８０°ＲＦ再集束パル
スで一つ以上のイメージング勾配の第一モーメントを零
にする（ナリングする）ことにより達成される。殆どの
劇的な改善はＲＦ再集束パルスの中心で勾配第一モーメ
ントを零にすることにより達成され、さらに各ＮＭＲエ
コー信号の中心でも零にすることにより流れによるアー
チファクトの一層の除去を達成することができる。
【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ディスクデータ記
憶システム１１２を使用してなまデータ（すなわち画像
構成前のデータ）を格納するための手段が設けられてい
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を得る。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ディスクデータ記
憶システム１１２を使用してなまデータ（すなわち画像
構成前のデータ）を格納するための手段が設けられてい
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を得る。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は全体を１３６で表した集
合体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、ＧｙおよびＧｚを発生する。
これらの勾配はカーテシアン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方向の全磁界をＢｚと
表すことにすれば、その偏微分による各成分はＧｘ＝ｄ
Ｂｚ／ｄｘ、Ｇｙ＝ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ
／ｄｚ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は全体を１３６で表した集
合体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、ＧｙおよびＧｚを発生する。
これらの勾配はカーテシアン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方向の全磁界をＢｚと
表すことにすれば、その偏微分による各成分はＧｘ＝ｄ
Ｂｚ／ｄｘ、Ｇｙ＝ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ
／ｄｚ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】下記の説明で明らかとなるように、本発明
を実行するために、頻繁に、かつ高精度で磁界勾配がス
イッチングされる。したがって、これらの勾配磁界の急
速なスイッチングによって生じる渦電流の影響を除去す
るため努力が払われなければならない。好ましい実施例
では、米国特許第４，７３７，７１６号、「核磁気共鳴
イメージングのための自己遮へいされた勾配コイル」
（Ｓｅｌｆ−Ｓｈｉｅｌｄｅｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｃ
ｏｉｌｓ Ｆｏｒ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ
Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）に述べられて
いるように能動遮へいされた勾配コイルが用いられる。
代案として、米国特許第４，６９８，５９１号、「磁界
勾配渦電流補償のための方法」（Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ
Ｅｄｄｙ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏ
ｎ）に述べられているような勾配プリエンファシス手法
を用いて渦電流の影響を補償することもできる。
を実行するために、頻繁に、かつ高精度で磁界勾配がス
イッチングされる。したがって、これらの勾配磁界の急
速なスイッチングによって生じる渦電流の影響を除去す
るため努力が払われなければならない。好ましい実施例
では、米国特許第４，７３７，７１６号、「核磁気共鳴
イメージングのための自己遮へいされた勾配コイル」
（Ｓｅｌｆ−Ｓｈｉｅｌｄｅｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｃ
ｏｉｌｓ Ｆｏｒ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍａｇｎｅｔｉｃ
Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）に述べられて
いるように能動遮へいされた勾配コイルが用いられる。
代案として、米国特許第４，６９８，５９１号、「磁界
勾配渦電流補償のための方法」（Ｍｅｔｈｏｄ Ｆｏｒ
Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｆｉｅｌｄ Ｇｒａｄｉｅｎｔ
Ｅｄｄｙ Ｃｕｒｒｅｎｔ Ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏ
ｎ）に述べられているような勾配プリエンファシス手法
を用いて渦電流の影響を補償することもできる。
【００１９】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サブシステム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ＮＭ
Ｒ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サブシステム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ＮＭ
Ｒ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。
【００２０】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、患者のクレードル
（ｃｒａｄｌｅ−台）の位置および可動患者調心光扇状
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は患者輸送調心システムの作
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、患者のクレードル
（ｃｒａｄｌｅ−台）の位置および可動患者調心光扇状
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は患者輸送調心システムの作
動のような機能の開始も行う。
【００２１】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。磁石は患者調心システム
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。患者調心システム１４８は患者クレ
ードル輸送システム１５０および患者位置決めシステム
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、これらのＮＭＲシステム構成要
素は全体を１４４で表したＲＦ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。磁石は患者調心システム
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。患者調心システム１４８は患者クレ
ードル輸送システム１５０および患者位置決めシステム
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、これらのＮＭＲシステム構成要
素は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れられて
いる。
【００２２】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
で作成される。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２０
２に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０から
リンク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、ここに
引用する米国特許第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
で作成される。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２０
２に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０から
リンク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、ここに
引用する米国特許第４，９５２，８７７号を参照された
い。
【００２３】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、遂行され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、遂行され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。
【００２４】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
ＮＭＲ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２
０９の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０
ｋＨｚ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２
１０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
ＮＭＲ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２
０９の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０
ｋＨｚ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２
１０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。
【００２５】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、
ここに引用する米国特許第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、
ここに引用する米国特許第４，９９２，７３６号を参照
されたい。
【００２６】図３には、当業者が２ＤＦＴ−ＲＡＲＥ系
列と呼ぶ、従来の高速スピンエコーＮＭＲパルス系列が
示されている。このパルス系列の中で、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
がわかる。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３０
５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
再集束パルス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が作成される。
実施例では、１８０°ＲＦ再集束パルス３０７は１４ミ
リ秒毎に生じ、第一の１８０°ＲＦ再集束パルス３０７
の中心は９０°ＲＦ励起パルス３０５の中心から７ミリ
秒後に生じる。各ＮＭＲスピンエコー信号３０１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、２５６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。
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の要素アレーが取
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。
列と呼ぶ、従来の高速スピンエコーＮＭＲパルス系列が
示されている。このパルス系列の中で、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
がわかる。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３０
５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
再集束パルス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が作成される。
実施例では、１８０°ＲＦ再集束パルス３０７は１４ミ
リ秒毎に生じ、第一の１８０°ＲＦ再集束パルス３０７
の中心は９０°ＲＦ励起パルス３０５の中心から７ミリ
秒後に生じる。各ＮＭＲスピンエコー信号３０１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、２５６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。
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の要素アレーが取
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。
【００２７】本発明は図３のＣＰＭＧ−ＮＭＲパルス列
を改善したものであり、１８０°ＲＦ再集束パルス３０
７の各々で第一モーメントのナリングを行うように、一
つ以上の勾配磁界が変えられる。下記の代替実施例で
は、ＮＭＲエコー信号３０１の各々でも勾配磁界の第一
モーメントが零にされることにより、流れるスピンによ
る画像アーチファクトが更に除去される。
を改善したものであり、１８０°ＲＦ再集束パルス３０
７の各々で第一モーメントのナリングを行うように、一
つ以上の勾配磁界が変えられる。下記の代替実施例で
は、ＮＭＲエコー信号３０１の各々でも勾配磁界の第一
モーメントが零にされることにより、流れるスピンによ
る画像アーチファクトが更に除去される。
【００２８】勾配磁界Ｇ（ｔ）の第一モーメントは次式
で与えられる。
で与えられる。
【００２９】
【数１】
【００３０】但し、Ｇ＝勾配磁界の振幅 ｔ＝時間 運動するスピンからのＮＭＲ信号に勾配Ｇ（ｔ）のため
に生じる位相誤差を零にするために、この式はスピンが
横方向に磁化される時間間隔にわたって零でなければな
らない。図３に示すように、時点ｔ0 の、９０°ＲＦ励
起パルス３０５の中心で横磁化が生じると考えることが
でき、この磁化は時点ｔR1に１８０°ＲＦ再集束パルス
３０７によって逆転され、時点ｔe1近傍で第一のＮＭＲ
エコー信号３０１が取得される。時点ｔR2に第二のＲＦ
再集束パルスが印加され、時点ｔe2に第二のＮＭＲエコ
ー信号が取得され、このようにしてショット内のすべて
のＮＭＲエコー信号３０１が取得されるまで系列が繰り
返す。ｔ0 からｔR1までの期間、および後続のＲＦ再集
束パルス３０７相互の間の各期間（ｔR1からｔR2まで、
ｔR2からｔR3まで、・・・ｔRn-1からｔRnまで）の間、
勾配第一モーメントに対する上記の式を制御するという
ことが、本発明が基本的に教示していることである。実
施例では、勾配第一モーメントは関連の各期間の間これ
を零にセットすることにより制御される。
に生じる位相誤差を零にするために、この式はスピンが
横方向に磁化される時間間隔にわたって零でなければな
らない。図３に示すように、時点ｔ0 の、９０°ＲＦ励
起パルス３０５の中心で横磁化が生じると考えることが
でき、この磁化は時点ｔR1に１８０°ＲＦ再集束パルス
３０７によって逆転され、時点ｔe1近傍で第一のＮＭＲ
エコー信号３０１が取得される。時点ｔR2に第二のＲＦ
再集束パルスが印加され、時点ｔe2に第二のＮＭＲエコ
ー信号が取得され、このようにしてショット内のすべて
のＮＭＲエコー信号３０１が取得されるまで系列が繰り
返す。ｔ0 からｔR1までの期間、および後続のＲＦ再集
束パルス３０７相互の間の各期間（ｔR1からｔR2まで、
ｔR2からｔR3まで、・・・ｔRn-1からｔRnまで）の間、
勾配第一モーメントに対する上記の式を制御するという
ことが、本発明が基本的に教示していることである。実
施例では、勾配第一モーメントは関連の各期間の間これ
を零にセットすることにより制御される。
【００３１】横方向励起ｔ0 と第一のＮＭＲエコー信号
の中心ｔe1との間の期間、および後続のＮＭＲエコー信
号相互の間の各期間（ｔe1からｔe2まで、ｔe2からｔe3
まで、・・・ｔen-1からｔenまで）の間、勾配第一モー
メントに対する上記の式がほぼ零であれば、流れるスピ
ンによる位相誤差を更に除去することができる。勾配磁
界全体を零にすることにより、任意の方向に動くスピン
による位相誤差を相殺することができる。あるいは、運
動の一つまたは二つの軸に沿った勾配磁界を零にするこ
とにより、それらの軸だけに沿ったスピン運動による位
相誤差を相殺することができる。
の中心ｔe1との間の期間、および後続のＮＭＲエコー信
号相互の間の各期間（ｔe1からｔe2まで、ｔe2からｔe3
まで、・・・ｔen-1からｔenまで）の間、勾配第一モー
メントに対する上記の式がほぼ零であれば、流れるスピ
ンによる位相誤差を更に除去することができる。勾配磁
界全体を零にすることにより、任意の方向に動くスピン
による位相誤差を相殺することができる。あるいは、運
動の一つまたは二つの軸に沿った勾配磁界を零にするこ
とにより、それらの軸だけに沿ったスピン運動による位
相誤差を相殺することができる。
【００３２】図３の高速スピンエコーパルス系列の読出
し勾配に本発明を適用した例が図４に示されている。こ
の実施例では、各エコー信号３０１で−１、＋２、−１
の対称読出し勾配パルス３５０、３５１、および３５２
が印加されることにより、後続のＲＦ再集束パルス３０
７の中心で読出し勾配の第一モーメントが零になる。そ
の結果、後続のＮＭＲエコー信号の刺激されたエコー成
分とスピンエコー成分の相対位相は読出し勾配の方向に
流れるスピンの速度によって影響されない。しかし、こ
の実施例ではＮＭＲエコー信号の中心で読出し勾配の第
一モーメントが零にされず、このためＮＭＲエコー信号
の位相は読出し勾配の方向に流れるスピンの速度によっ
て影響される。
し勾配に本発明を適用した例が図４に示されている。こ
の実施例では、各エコー信号３０１で−１、＋２、−１
の対称読出し勾配パルス３５０、３５１、および３５２
が印加されることにより、後続のＲＦ再集束パルス３０
７の中心で読出し勾配の第一モーメントが零になる。そ
の結果、後続のＮＭＲエコー信号の刺激されたエコー成
分とスピンエコー成分の相対位相は読出し勾配の方向に
流れるスピンの速度によって影響されない。しかし、こ
の実施例ではＮＭＲエコー信号の中心で読出し勾配の第
一モーメントが零にされず、このためＮＭＲエコー信号
の位相は読出し勾配の方向に流れるスピンの速度によっ
て影響される。
【００３３】本発明を読出し勾配に適用した代替実施例
が図５に示されている。この実施例では、各ＮＭＲエコ
ー信号３０１で１、−２、＋２、−２、１の対称読出し
勾配パルス３５５−３５９が印加されることにより、後
続のＲＦ再集束パルス３０７で第一モーメントを零にす
る。しかし更に、１、−２、１の対称読出し勾配パルス
３５５、３５６およびパルス３５７の前半部により、Ｎ
ＭＲエコー信号３０１の中心で第一モーメントを零にす
る。したがって、ＮＭＲエコー信号３０１の刺激された
エコー成分とスピンエコー成分の両方の相対位相は読出
し勾配の方向に流れるスピンの速度によって殆ど影響さ
れず、またＮＭＲエコー信号３０１の位相も影響されな
い。
が図５に示されている。この実施例では、各ＮＭＲエコ
ー信号３０１で１、−２、＋２、−２、１の対称読出し
勾配パルス３５５−３５９が印加されることにより、後
続のＲＦ再集束パルス３０７で第一モーメントを零にす
る。しかし更に、１、−２、１の対称読出し勾配パルス
３５５、３５６およびパルス３５７の前半部により、Ｎ
ＭＲエコー信号３０１の中心で第一モーメントを零にす
る。したがって、ＮＭＲエコー信号３０１の刺激された
エコー成分とスピンエコー成分の両方の相対位相は読出
し勾配の方向に流れるスピンの速度によって殆ど影響さ
れず、またＮＭＲエコー信号３０１の位相も影響されな
い。
【００３４】また図６に示すように、スライス選択勾配
に本発明を用いることにより、各ＲＦ再集束パルス３０
７で第一勾配モーメントを零にすることもできる。スラ
イス選択勾配パルス３６１の後半部３６０はパルス３６
０、３６２、および３６３で構成された１，−２，１の
対称スライス選択勾配の第一パルスを形成する。これら
の対称パルスは第一のＲＦ再集束パルス３０７の中心で
零の第一モーメントを有する。パルス３６３は第一のＲ
Ｆ再集束パルス３０７の中心とそろえられたスライス選
択勾配パルス３６４の前半部として作用し、後半部３６
５はパルス３６５、３６６、３６７、および３６８で構
成された１，−１，−１，１の対称スライス選択勾配の
第一パルスを形成する。これらの勾配パルス３６５−３
６８の第一モーメントは第二のＲＦ再集束パルス３０７
の中心で零となる。そしてこの同じ１，−１，−１，１
の対称勾配パルスパターンが系列内の残りのＲＦ再集束
パルス３０７の各々の間で繰り返される。その結果、ス
ライス選択勾配の第一モーメントが各ＲＦ再集束パルス
３０７の中心で零とされることにより、各ＮＭＲエコー
信号３０１の刺激されたエコー成分とスライス選択勾配
の方向に流れるスピンの速度によって生じるスピンエコ
ー成分との間の相対移相が無くなる。
に本発明を用いることにより、各ＲＦ再集束パルス３０
７で第一勾配モーメントを零にすることもできる。スラ
イス選択勾配パルス３６１の後半部３６０はパルス３６
０、３６２、および３６３で構成された１，−２，１の
対称スライス選択勾配の第一パルスを形成する。これら
の対称パルスは第一のＲＦ再集束パルス３０７の中心で
零の第一モーメントを有する。パルス３６３は第一のＲ
Ｆ再集束パルス３０７の中心とそろえられたスライス選
択勾配パルス３６４の前半部として作用し、後半部３６
５はパルス３６５、３６６、３６７、および３６８で構
成された１，−１，−１，１の対称スライス選択勾配の
第一パルスを形成する。これらの勾配パルス３６５−３
６８の第一モーメントは第二のＲＦ再集束パルス３０７
の中心で零となる。そしてこの同じ１，−１，−１，１
の対称勾配パルスパターンが系列内の残りのＲＦ再集束
パルス３０７の各々の間で繰り返される。その結果、ス
ライス選択勾配の第一モーメントが各ＲＦ再集束パルス
３０７の中心で零とされることにより、各ＮＭＲエコー
信号３０１の刺激されたエコー成分とスライス選択勾配
の方向に流れるスピンの速度によって生じるスピンエコ
ー成分との間の相対移相が無くなる。
【００３５】本発明をスライス選択勾配に適用した代替
実施例が図７に示されている。この場合、ＲＦ再集束パ
ルス３０７と各ＮＭＲエコー信号３０１の中心でスライ
ス選択勾配の第一モーメントが零とされる。これは、図
示されるような引き続くＲＦ再集束パルス３０７相互の
間の二つの１，−２，１の対称勾配パルスパターン３７
０および３７１を用いることにより行われる。
実施例が図７に示されている。この場合、ＲＦ再集束パ
ルス３０７と各ＮＭＲエコー信号３０１の中心でスライ
ス選択勾配の第一モーメントが零とされる。これは、図
示されるような引き続くＲＦ再集束パルス３０７相互の
間の二つの１，−２，１の対称勾配パルスパターン３７
０および３７１を用いることにより行われる。
【００３６】本発明は図８に示されるような位相符号化
勾配にも適用することができる。位相符号化パルス３０
９が各ＮＭＲエコー信号３０１の直前に作成される。そ
して前に説明したように、そのサイズ（すなわち面積）
はスキャン内の取得された２５６個の信号の各々に対し
て変わる。対応する巻き戻し（ｒｅｗｉｎｄｅｒ）勾配
パルス３０９ａが各ＮＭＲエコー信号３０１に続く。巻
き戻し勾配パルス３０９ａは位相符号化勾配パルス３０
９とサイズは同じであるが、極性が逆である。これらの
勾配パルス３０９および３０９ａを速度について補償す
るため、位相符号化勾配パルス３０９に双極性の勾配パ
ルス３８０および３８１が付加され、また巻き戻しパル
ス３０９ａに逆の双極性の勾配パルス３８２および３８
３が付加される。パルス３０９、３８０、３８１、３０
９ａ、３８２、および３８３の第一モーメントは１８０
°ＲＦ再集束パルス相互の間の期間でほぼ零である。こ
れにより、位相符号化の方向に沿ったスピン速度の影響
が零となり、ＮＭＲ信号の刺激されたエコー成分とスピ
ンエコー成分との間に適当な位相関係が維持される。
勾配にも適用することができる。位相符号化パルス３０
９が各ＮＭＲエコー信号３０１の直前に作成される。そ
して前に説明したように、そのサイズ（すなわち面積）
はスキャン内の取得された２５６個の信号の各々に対し
て変わる。対応する巻き戻し（ｒｅｗｉｎｄｅｒ）勾配
パルス３０９ａが各ＮＭＲエコー信号３０１に続く。巻
き戻し勾配パルス３０９ａは位相符号化勾配パルス３０
９とサイズは同じであるが、極性が逆である。これらの
勾配パルス３０９および３０９ａを速度について補償す
るため、位相符号化勾配パルス３０９に双極性の勾配パ
ルス３８０および３８１が付加され、また巻き戻しパル
ス３０９ａに逆の双極性の勾配パルス３８２および３８
３が付加される。パルス３０９、３８０、３８１、３０
９ａ、３８２、および３８３の第一モーメントは１８０
°ＲＦ再集束パルス相互の間の期間でほぼ零である。こ
れにより、位相符号化の方向に沿ったスピン速度の影響
が零となり、ＮＭＲ信号の刺激されたエコー成分とスピ
ンエコー成分との間に適当な位相関係が維持される。
【００３７】図８の補償された位相符号化パルスによっ
ても、各ＮＭＲエコー信号３０１の中心で位相符号化勾
配の第一モーメントが零となる。この場合、各ＮＭＲエ
コー信号３０１の中心で非零となり、Ｙ軸に沿ったスピ
ンの位置を示す信号に移相が生じる。実施例では、モー
メントを零にするため付加される勾配成分３８０および
３８１は補償されていない位相符号化パルス３０９の面
積の３倍である。そして、この付加された面積は二つの
パルス成分３８０および３８１に等分される。同じ関係
は巻き戻し成分３０９ａ、３８２、および３８３にも当
てはまる。
ても、各ＮＭＲエコー信号３０１の中心で位相符号化勾
配の第一モーメントが零となる。この場合、各ＮＭＲエ
コー信号３０１の中心で非零となり、Ｙ軸に沿ったスピ
ンの位置を示す信号に移相が生じる。実施例では、モー
メントを零にするため付加される勾配成分３８０および
３８１は補償されていない位相符号化パルス３０９の面
積の３倍である。そして、この付加された面積は二つの
パルス成分３８０および３８１に等分される。同じ関係
は巻き戻し成分３０９ａ、３８２、および３８３にも当
てはまる。
【００３８】多数の実施例について本発明を説明してき
たが、本発明の趣旨を逸脱することなく実施例からの多
数の変形を得ることができるということは理解される筈
である。たとえば、スピン速度の影響を相殺するために
勾配磁界の第一モーメントを零としているが、加速度や
反射運動のような高次の運動の影響を相殺するためによ
り高次のモーメントを零にすることも可能である。ま
た、実施例では勾配の第一モーメントを零としたが、こ
れは唯一の解ではない。ＮＭＲ信号のスピンエコー成分
と刺激されたエコー成分との間の適当な位相関係を維持
するには、ＲＦ励起パルス３０５と第一のＲＦ再集束パ
ルス３０７との間の期間に作成される勾配の第一モーメ
ントと任意のＲＦ再集束パルス３０７の対の間の期間に
作成される勾配の第一モーメントとの間に適当な関係を
維持しさえすればよい。更に詳しく述べるとＣＰＭＧパ
ルス系列では、ＲＦ再集束パルス３０７相互の間の勾配
の第一モーメントを第一のＲＦ再集束パルス３０７の前
に作成される同じ勾配の第一モーメントの２倍にすれ
ば、位相関係が維持される。第一モーメントを零に設定
するのは明らかに現在好ましい解ではあるが、可能な解
の一つに過ぎない。
たが、本発明の趣旨を逸脱することなく実施例からの多
数の変形を得ることができるということは理解される筈
である。たとえば、スピン速度の影響を相殺するために
勾配磁界の第一モーメントを零としているが、加速度や
反射運動のような高次の運動の影響を相殺するためによ
り高次のモーメントを零にすることも可能である。ま
た、実施例では勾配の第一モーメントを零としたが、こ
れは唯一の解ではない。ＮＭＲ信号のスピンエコー成分
と刺激されたエコー成分との間の適当な位相関係を維持
するには、ＲＦ励起パルス３０５と第一のＲＦ再集束パ
ルス３０７との間の期間に作成される勾配の第一モーメ
ントと任意のＲＦ再集束パルス３０７の対の間の期間に
作成される勾配の第一モーメントとの間に適当な関係を
維持しさえすればよい。更に詳しく述べるとＣＰＭＧパ
ルス系列では、ＲＦ再集束パルス３０７相互の間の勾配
の第一モーメントを第一のＲＦ再集束パルス３０７の前
に作成される同じ勾配の第一モーメントの２倍にすれ
ば、位相関係が維持される。第一モーメントを零に設定
するのは明らかに現在好ましい解ではあるが、可能な解
の一つに過ぎない。
【００３９】ここに開示された特定の高速スピンエコー
パルス系列は本発明の好ましい実施例ではあるが、変形
は可能である。たとえば、ＲＦ励起パルスおよびＲＦ再
集束パルスは正確に９０°および１８０°である必要は
無く、系列によっては患者のＲＦ沈積を少なくするため
小さくしてもよい。また、多重ＮＭＲエコー信号を形成
するためにＣＰＭＧ系列を使用する他のパルス系列で、
本発明を用いてもよい。たとえば、本発明はＭＥＭＰの
ような多重エコー系列に用いることもできる。この場
合、刺激されたエコー信号成分を抑圧するために通常使
用されるクラッシャ勾配を除去することができ、そして
本発明を適用して刺激されたエコー信号成分がスピンエ
コー成分に対して適当な位相関係を維持するようにでき
る。本発明はまた、Ｔ2 緩和時間の測定に用いられ、Ｎ
ＭＲ分光に用いられるＣＰＭＧパルス系列を改善するこ
ともできる。
パルス系列は本発明の好ましい実施例ではあるが、変形
は可能である。たとえば、ＲＦ励起パルスおよびＲＦ再
集束パルスは正確に９０°および１８０°である必要は
無く、系列によっては患者のＲＦ沈積を少なくするため
小さくしてもよい。また、多重ＮＭＲエコー信号を形成
するためにＣＰＭＧ系列を使用する他のパルス系列で、
本発明を用いてもよい。たとえば、本発明はＭＥＭＰの
ような多重エコー系列に用いることもできる。この場
合、刺激されたエコー信号成分を抑圧するために通常使
用されるクラッシャ勾配を除去することができ、そして
本発明を適用して刺激されたエコー信号成分がスピンエ
コー成分に対して適当な位相関係を維持するようにでき
る。本発明はまた、Ｔ2 緩和時間の測定に用いられ、Ｎ
ＭＲ分光に用いられるＣＰＭＧパルス系列を改善するこ
ともできる。
【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】従来の高速スピンエコーパルス系列をグラフ的
に表した時間線図である。
に表した時間線図である。
【図４】図３のパルス系列の読出し勾配パルスに適用さ
れた本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線図であ
る。
れた本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線図であ
る。
【図５】図３のパルス系列の読出し勾配パルスに適用さ
れた本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線図であ
る。
れた本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線図であ
る。
【図６】図３のパルス系列のスライス選択勾配パルスに
適用された本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線
図である。
適用された本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線
図である。
【図７】図３のパルス系列のスライス選択勾配パルスに
適用された本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線
図である。
適用された本発明の一実施例をグラフ的に表した時間線
図である。
【図８】図３のパルス系列の位相符号化勾配パルスに適
用された本発明の好ましい実施例をグラフ的に表した時
間線図である。
用された本発明の好ましい実施例をグラフ的に表した時
間線図である。
３０１ ＮＭＲエコー信号 ３０５ ９０°ＲＦ励起パルス ３０７ ＲＦ再集束パルス Ｂ0 分極磁界
───────────────────────────────────────────────────── 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 Ｎ
Claims (8)
- 【請求項１】 ＣＰＭＧパルス系列の間に取得されるＮ
ＭＲエコー信号に位相誤差を生じさせる流れる核スピン
によって引き起こされる画像アーチファクトを抑圧する
方法に於いて、 ａ）第一の磁界勾配および分極磁界が存在する状態で関
心のある領域内の核スピンにＲＦ励起磁界パルスを印加
することにより、関心のある領域に横磁化を生じさせる
ステップ、 ｂ）関心のある領域内の核スピンに一連のＲＦ再集束磁
界パルスを印加して横磁化を再集束することにより、対
応する一連のＮＭＲエコー信号を生じさせるステップ、 ｃ）各ＲＦ再集束磁界パルスの後で且つそれに対応する
ＮＭＲエコー信号より前の期間の間に、関心のある領域
内の核スピンに第二の磁界勾配を印加することにより、
各ＮＭＲエコー信号を位相符号化するステップ、 ｄ）第三の磁界勾配が存在する状態で各ＮＭＲエコー信
号を取得するステップ、および ｅ）上記第一、第二および第三の磁界勾配の中の少なく
とも一つを修正して、上記ＲＦ再集束磁界パルスの各々
の中心で該磁界勾配の第一モーメントがほぼ零となるよ
うにするステップを含むことを特徴とする画像アーチフ
ァクト抑圧方法。 - 【請求項２】 更にｆ）上記第一、第二および第三の磁
界勾配の中の少なくとも一つを修正して、上記ＮＭＲエ
コー信号の各々の中心で該磁界勾配の第一モーメントも
ほぼ零となるようにするステップを含む請求項１記載の
画像アーチファクト抑圧方法。 - 【請求項３】 上記ＲＦ再集束磁界パルスの各々の中心
で上記の少なくとも一つの磁界勾配のより高次のモーメ
ントがほぼ零である請求項１記載の画像アーチファクト
抑圧方法。 - 【請求項４】 複数の上記磁界勾配を修正して、それら
の第一モーメントが上記ＲＦ再集束磁界パルスの各々の
中心でほぼ零となるようにする請求項１記載の画像アー
チファクト抑圧方法。 - 【請求項５】 ＮＭＲパルス系列の間に取得されるＮＭ
Ｒエコー信号に位相誤差を生じさせる流れる核スピンに
よって引き起こされる画像アーチファクトを抑圧する方
法に於いて、 ａ）第一の磁界勾配および分極磁界が存在する状態で関
心のある領域内の核スピンにＲＦ励起磁界パルスを印加
することにより、関心のある領域に横磁化を生じさせる
ステップ、 ｂ）関心のある領域内の核スピンに一連のＲＦ再集束磁
界パルスを印加して横磁化を再集束することにより、対
応する一連のＮＭＲエコー信号を生じさせるステップ、 ｃ）各ＲＦ再集束磁界パルスの後で且つそれに対応する
ＮＭＲエコー信号より前の期間の間に、関心のある領域
内の核スピンに第二の磁界勾配を印加することにより、
各ＮＭＲエコー信号を位相符号化するステップ、 ｄ）第三の磁界勾配が存在する状態で各ＮＭＲエコー信
号を取得するステップ、および ｅ）上記第一、第二および第三の磁界勾配の中の少なく
とも一つを修正して、相次ぐ各対の上記ＲＦ再集束磁界
パルスの中心の間で測定された上記磁界勾配の第一モー
メントが上記ＲＦ励起磁界パルスの中心と上記第一のＲ
Ｆ再集束磁界パルスの中心との間で測定された同じ磁界
勾配の第一モーメントの二倍となるようにするステップ
を含むことを特徴とする画像アーチファクト抑圧方法。 - 【請求項６】 ＮＭＲパルス系列が高速スピンエコーパ
ルス系列である請求項５記載の画像アーチファクト抑圧
方法。 - 【請求項７】 更にｆ）上記第一、第二および第三の磁
界勾配の中の少なくとも一つを修正して、上記ＮＭＲエ
コー信号の各々の中心で上記磁界勾配の第一モーメント
がほぼ零となるようにするステップを含む請求項５記載
の画像アーチファクト抑圧方法。 - 【請求項８】 複数の上記磁界勾配がステップｅ）に述
べられているように修正される請求項５記載の画像アー
チファクト抑圧方法。
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|---|---|---|---|
| US854515 | 1992-03-19 | ||
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