JPH09103418A - Ｎｍｒデータを収集する方法及び装置 - Google Patents
Ｎｍｒデータを収集する方法及び装置Info
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- JPH09103418A JPH09103418A JP8202678A JP20267896A JPH09103418A JP H09103418 A JPH09103418 A JP H09103418A JP 8202678 A JP8202678 A JP 8202678A JP 20267896 A JP20267896 A JP 20267896A JP H09103418 A JPH09103418 A JP H09103418A
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- 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
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- G01R33/5616—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 gradient refocusing, e.g. EPI
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- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 再生画像のコントラストを改善することので
きるＮＭＲデータを収集する方法及び装置を提供する。 【解決手段】 各々の心臓サイクルの間にビューのグル
ープ（２０１、２０３、２０５）を収集することによ
り、高速勾配エコー心臓ゲート式のＮＭＲ走査が実行さ
れる。ビューの各グループの前に、加速ＲＦパルス（２
１０）及びディスダク・パルス・シーケンス（２１２）
が先行して、Ｔ1 コントラストを改善すると共に、スピ
ン磁化を速やかに動的な平衡状態に駆動する。
きるＮＭＲデータを収集する方法及び装置を提供する。 【解決手段】 各々の心臓サイクルの間にビューのグル
ープ（２０１、２０３、２０５）を収集することによ
り、高速勾配エコー心臓ゲート式のＮＭＲ走査が実行さ
れる。ビューの各グループの前に、加速ＲＦパルス（２
１０）及びディスダク・パルス・シーケンス（２１２）
が先行して、Ｔ1 コントラストを改善すると共に、スピ
ン磁化を速やかに動的な平衡状態に駆動する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、核磁気共鳴作像方法及
び装置に関する。更に具体的に言えば、本発明は、心臓
ゲート式の像の収集に関する。
び装置に関する。更に具体的に言えば、本発明は、心臓
ゲート式の像の収集に関する。
【０００２】
【従来の技術】人間の組織のような物質に一様な磁界
（分極磁界Ｂ0 ）をかけたときに、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、
その特性的なラーモア周波数で規則的な順序でその回り
に歳差運動をする。この物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内
にあって、ラーモア周波数に近い磁界（励振磁界Ｂ1 ）
の作用を受けると、正味の揃ったモーメントＭz をｘ−
ｙ平面へ回転させ又は「傾け」、正味の横方向磁気モー
メントＭt を発生することができる。励振信号Ｂ1が終
了した後に、励振されたスピンによって放出された信号
を受信して、それを処理して像を形成することができ
る。
（分極磁界Ｂ0 ）をかけたときに、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、
その特性的なラーモア周波数で規則的な順序でその回り
に歳差運動をする。この物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内
にあって、ラーモア周波数に近い磁界（励振磁界Ｂ1 ）
の作用を受けると、正味の揃ったモーメントＭz をｘ−
ｙ平面へ回転させ又は「傾け」、正味の横方向磁気モー
メントＭt を発生することができる。励振信号Ｂ1が終
了した後に、励振されたスピンによって放出された信号
を受信して、それを処理して像を形成することができ
る。
【０００３】これらの信号を利用して像を発生するとき
に、磁界勾配（Ｇx 、Ｇy 、Ｇz ）が用いられる。典型
的には、作像しようとする領域は、その勾配が用いられ
る特定の局在化方法に従って変化する一続きの測定サイ
クルによって走査される。この結果得られる１組の受信
ＮＭＲ信号をディジタル化し、多くの周知の再生方法の
うちの１つを用いて、像を再生するように処理する。
に、磁界勾配（Ｇx 、Ｇy 、Ｇz ）が用いられる。典型
的には、作像しようとする領域は、その勾配が用いられ
る特定の局在化方法に従って変化する一続きの測定サイ
クルによって走査される。この結果得られる１組の受信
ＮＭＲ信号をディジタル化し、多くの周知の再生方法の
うちの１つを用いて、像を再生するように処理する。
【０００４】現在、医療用の像を発生するために用いら
れる大抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに
何分も必要とする。この走査時間を短縮することが重要
な観点である。それは、走査時間を短縮すれば、患者の
スループットが増加し、患者の快適さが改善され、動き
によるアーティファクトを減少させることによって、画
質が改善されるからである。非常に短い繰り返し時間
（ＴＲ）を有しており、その結果、何分ではなく、何秒
内に完全な走査を行うことのできるようなある種類のパ
ルス・シーケンスがある。例えば心臓の作像に用いたと
きに、そのサイクルの相異なる段階の心臓を示す一連の
像を得る元になる完全な走査は、１回呼吸を止める間に
行うことができる。
れる大抵のＮＭＲ走査は、必要なデータを収集するのに
何分も必要とする。この走査時間を短縮することが重要
な観点である。それは、走査時間を短縮すれば、患者の
スループットが増加し、患者の快適さが改善され、動き
によるアーティファクトを減少させることによって、画
質が改善されるからである。非常に短い繰り返し時間
（ＴＲ）を有しており、その結果、何分ではなく、何秒
内に完全な走査を行うことのできるようなある種類のパ
ルス・シーケンスがある。例えば心臓の作像に用いたと
きに、そのサイクルの相異なる段階の心臓を示す一連の
像を得る元になる完全な走査は、１回呼吸を止める間に
行うことができる。
【０００５】もっと普通のパルス・シーケンスは繰り返
し時間ＴＲが、スピン−スピン緩和定数Ｔ2 よりもずっ
と長くて、磁化は相次ぐシーケンスの位相コヒーレント
励振パルスの間に緩和する時間があるが、高速パルス・
シーケンスの繰り返し時間ＴＲは、Ｔ2 よりも短く、横
方向磁化を平衡の定常状態に駆動する。このような方式
は定常状態自由精度（ＳＳＦＰ）方式と呼ばれ、これら
は、その結果得られるＮＭＲ信号が再焦点合わせされて
エコー信号を発生するような横方向磁化の循環的なパタ
ーンを特徴とする。
し時間ＴＲが、スピン−スピン緩和定数Ｔ2 よりもずっ
と長くて、磁化は相次ぐシーケンスの位相コヒーレント
励振パルスの間に緩和する時間があるが、高速パルス・
シーケンスの繰り返し時間ＴＲは、Ｔ2 よりも短く、横
方向磁化を平衡の定常状態に駆動する。このような方式
は定常状態自由精度（ＳＳＦＰ）方式と呼ばれ、これら
は、その結果得られるＮＭＲ信号が再焦点合わせされて
エコー信号を発生するような横方向磁化の循環的なパタ
ーンを特徴とする。
【０００６】このような１つのＳＳＦＰパルス・シーケ
ンスが勾配再焦点合わせ収集定常状態（ＧＲＡＳＳ）と
呼ばれ、これは、各々のＲＦ励振パルスの後に発生され
るＮＭＲエコー信号のピークをパルス・シーケンスの中
心に向かってシフトさせるために読み出し勾配Ｇx を利
用する。このパルス・シーケンスが図３に示されてお
り、ここでは、ＮＭＲ信号は、読み出し勾配Ｇx によっ
て誘起された勾配呼び戻しエコーである。２次元作像で
は、スライス選択勾配パルスが勾配Ｇz によって発生さ
れ、周知のように直ちに再焦点合わせされる。その少し
後に、位相符号化勾配パルスＧy が発生されて、収集さ
れたＮＭＲデータを位置符号化し、定常状態の平衡状態
を温存するために、米国特許第４，６６５，３６５号に
記載されているように、ＮＭＲ信号が収集された後に、
且つ次のパルス・シーケンスが開始される前に、位相符
号化勾配パルスの効果が対応するＧy 巻き戻し（リワイ
ンダ）勾配パルスによってゼロにされる。
ンスが勾配再焦点合わせ収集定常状態（ＧＲＡＳＳ）と
呼ばれ、これは、各々のＲＦ励振パルスの後に発生され
るＮＭＲエコー信号のピークをパルス・シーケンスの中
心に向かってシフトさせるために読み出し勾配Ｇx を利
用する。このパルス・シーケンスが図３に示されてお
り、ここでは、ＮＭＲ信号は、読み出し勾配Ｇx によっ
て誘起された勾配呼び戻しエコーである。２次元作像で
は、スライス選択勾配パルスが勾配Ｇz によって発生さ
れ、周知のように直ちに再焦点合わせされる。その少し
後に、位相符号化勾配パルスＧy が発生されて、収集さ
れたＮＭＲデータを位置符号化し、定常状態の平衡状態
を温存するために、米国特許第４，６６５，３６５号に
記載されているように、ＮＭＲ信号が収集された後に、
且つ次のパルス・シーケンスが開始される前に、位相符
号化勾配パルスの効果が対応するＧy 巻き戻し（リワイ
ンダ）勾配パルスによってゼロにされる。
【０００７】ＳＳＦＰシーケンスは小さな傾き角を有す
るＲＦ励振パルスを用いており、各々のパルス・シーケ
ンスの後に磁化が回復することが許容されないので、ス
ピン密度に依る像のコントラストは普通のパルス・シー
ケンスに近いと言えるほどよくない。このため、組織の
相異なるＴ1 及びＴ2 定数に依る他の像コントラスト強
化方法が提案されている。マグネティック・レゾナンス
・イン・メディスン誌１３、７７／１４ ８９（１９９
０年）所載のＡ．ハースの論文「Ｔ1 及びＴ2並びに化
学シフト作像に対するスナップショット・フラッシュＭ
ＲＩの応用」、マグネティック・レゾナンス・イン・メ
ディスン誌第１０巻１〜６頁（１９９２年）所載のＤ．
マタエー等の論文「高解像度スナップショット・フラッ
シュＭＲ像における高速反転回復Ｔ1 コントラスト及び
化学シフト・コントラスト」、並びに米国特許第５，２
５６，９６７号、発明の名称「スペクトル選択性反転パ
ルスを用いた高速ＮＭＲ像の収集」に記載されているよ
うに、一連のＳＳＦＰパルス・シーケンスの前に、Ｔ1
又はＴ2 強化コントラスト像を作成するためにスピン磁
化を条件付ける１つ又は更に多くの予備ＲＦパルスを先
行させることができる。このような方法はいずれも、コ
ントラストが出てくるようにするために、像データを収
集する前に、かなりの待ち期間を必要とする。
るＲＦ励振パルスを用いており、各々のパルス・シーケ
ンスの後に磁化が回復することが許容されないので、ス
ピン密度に依る像のコントラストは普通のパルス・シー
ケンスに近いと言えるほどよくない。このため、組織の
相異なるＴ1 及びＴ2 定数に依る他の像コントラスト強
化方法が提案されている。マグネティック・レゾナンス
・イン・メディスン誌１３、７７／１４ ８９（１９９
０年）所載のＡ．ハースの論文「Ｔ1 及びＴ2並びに化
学シフト作像に対するスナップショット・フラッシュＭ
ＲＩの応用」、マグネティック・レゾナンス・イン・メ
ディスン誌第１０巻１〜６頁（１９９２年）所載のＤ．
マタエー等の論文「高解像度スナップショット・フラッ
シュＭＲ像における高速反転回復Ｔ1 コントラスト及び
化学シフト・コントラスト」、並びに米国特許第５，２
５６，９６７号、発明の名称「スペクトル選択性反転パ
ルスを用いた高速ＮＭＲ像の収集」に記載されているよ
うに、一連のＳＳＦＰパルス・シーケンスの前に、Ｔ1
又はＴ2 強化コントラスト像を作成するためにスピン磁
化を条件付ける１つ又は更に多くの予備ＲＦパルスを先
行させることができる。このような方法はいずれも、コ
ントラストが出てくるようにするために、像データを収
集する前に、かなりの待ち期間を必要とする。
【０００８】心臓データ式の収集を用いて、心臓サイク
ルの相異なる段階における心臓を描く像を発生する。Ｓ
ＳＦＰパルス・シーケンスを用いることにより、特定の
スライスの位置に対して、各々の心臓サイクルの間にｋ
−空間線の「グループ」又はビュー（例えば、８つ）を
収集することができる。その結果、像に対するデータを
一連の心臓サイクルで、１回呼吸を止めている間に収集
することができる。ビューの各グループは同じ空間的な
位置から収集することができ、この場合、同じ空間的な
位置にある一連の像が得られ、各々の像は心臓サイクル
の相異なる時間的な段階で収集されることに注意された
い。これは多重段階又は映画式の収集を表す。更に、各
グループは相異なる空間的な位置から収集することがで
き、この場合、心臓サイクルの相異なる時間的な段階
で、異なる空間的な位置にある一連の像が収集される。
この２番目の実施形式は単一段階多重スライス収集を表
し、この場合、収集での空間的なカバー範囲を一層大き
くするために、心臓サイクルの時間的なカバー範囲を犠
牲にする。
ルの相異なる段階における心臓を描く像を発生する。Ｓ
ＳＦＰパルス・シーケンスを用いることにより、特定の
スライスの位置に対して、各々の心臓サイクルの間にｋ
−空間線の「グループ」又はビュー（例えば、８つ）を
収集することができる。その結果、像に対するデータを
一連の心臓サイクルで、１回呼吸を止めている間に収集
することができる。ビューの各グループは同じ空間的な
位置から収集することができ、この場合、同じ空間的な
位置にある一連の像が得られ、各々の像は心臓サイクル
の相異なる時間的な段階で収集されることに注意された
い。これは多重段階又は映画式の収集を表す。更に、各
グループは相異なる空間的な位置から収集することがで
き、この場合、心臓サイクルの相異なる時間的な段階
で、異なる空間的な位置にある一連の像が収集される。
この２番目の実施形式は単一段階多重スライス収集を表
し、この場合、収集での空間的なカバー範囲を一層大き
くするために、心臓サイクルの時間的なカバー範囲を犠
牲にする。
【０００９】単一段階多重スライス収集の場合、所与の
空間的な位置における磁化は動的な平衡状態にはない。
１心臓サイクルは１秒程度であるから、縦方向磁化は、
グループの間でその熱平衡値まで緩和する十分な時間が
ある。その結果、ＳＳＦＰパルス・シーケンスの各グル
ープの間、磁化は定常状態を確立する時間がない。その
場合、その結果得られる像のコントラストは主にＴ1 で
はなく、スピン密度によって決定され、貴重な臨床用の
情報が失われる。
空間的な位置における磁化は動的な平衡状態にはない。
１心臓サイクルは１秒程度であるから、縦方向磁化は、
グループの間でその熱平衡値まで緩和する十分な時間が
ある。その結果、ＳＳＦＰパルス・シーケンスの各グル
ープの間、磁化は定常状態を確立する時間がない。その
場合、その結果得られる像のコントラストは主にＴ1 で
はなく、スピン密度によって決定され、貴重な臨床用の
情報が失われる。
【００１０】
【発明の要約】本発明は、再生像におけるＴ1 コントラ
ストを強化するために、一連の高速パルス・シーケンス
を用いて、ＮＭＲデータを収集する前に、スピンの横方
向磁化を平衡の定常状態に素早く駆動する方法を提供す
る。更に具体的に言うと、高速ＮＭＲ信号の収集の各グ
ループの前に、予備シーケンスを実行する。このとき
に、はじき（フリップ）角が実質的に９０°のＲＦ励振
パルスをスピンに印加し、複数のディスダク・パルス・
シーケンスを実行して、ＮＭＲデータを収集するパルス
・シーケンスを実行する前に、磁化を平衡の定常状態に
素早く駆動する。
ストを強化するために、一連の高速パルス・シーケンス
を用いて、ＮＭＲデータを収集する前に、スピンの横方
向磁化を平衡の定常状態に素早く駆動する方法を提供す
る。更に具体的に言うと、高速ＮＭＲ信号の収集の各グ
ループの前に、予備シーケンスを実行する。このとき
に、はじき（フリップ）角が実質的に９０°のＲＦ励振
パルスをスピンに印加し、複数のディスダク・パルス・
シーケンスを実行して、ＮＭＲデータを収集するパルス
・シーケンスを実行する前に、磁化を平衡の定常状態に
素早く駆動する。
【００１１】本発明の全般的な目的は、データ収集の前
に、スピン磁化を平衡の定常状態に素早く駆動すること
により、高速で収集されたＮＭＲ像におけるＴ1 コント
ラストを強化することである。１８０°ＲＦ励振パルス
を用いて磁化を反転させるか、又は単に一連のディスダ
ク・パルス・シーケンスを印加して磁化を平衡の定常状
態に駆動する代わりに、９０°ＲＦ励振パルスの後に数
個のディスダク・パルス・シーケンスを印加することに
より、走査時間に対する影響を最も小さくして、最善の
像コントラストが得られる。これは、Ｔ1 加重ＮＭＲ信
号を収集するための、所望の定常状態の平衡状態に達す
る最も素早い道である。
に、スピン磁化を平衡の定常状態に素早く駆動すること
により、高速で収集されたＮＭＲ像におけるＴ1 コント
ラストを強化することである。１８０°ＲＦ励振パルス
を用いて磁化を反転させるか、又は単に一連のディスダ
ク・パルス・シーケンスを印加して磁化を平衡の定常状
態に駆動する代わりに、９０°ＲＦ励振パルスの後に数
個のディスダク・パルス・シーケンスを印加することに
より、走査時間に対する影響を最も小さくして、最善の
像コントラストが得られる。これは、Ｔ1 加重ＮＭＲ信
号を収集するための、所望の定常状態の平衡状態に達す
る最も素早い道である。
【００１２】
【実施例】最初に図１について説明すると、本発明を用
いた好ましいＭＲＩシステムの主な部品が示されてい
る。このシステムの動作は、キーボード及び制御パネル
１００と、表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・
コンソール１００から制御される。コンソール１００は
リンク１１６を介して別個のコンピュータ・システム１
０７と連絡しており、このシステムは、オペレータが像
の発生及びスクリーン１０４でのその表示を制御するこ
とができるようにする。コンピュータ・システム１０７
は、バックプレーンを介して互いに連絡する多数のモジ
ュールを含んでいる。この中には、像プロセッサ・モジ
ュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、メモリ・
モジュール１１３とが含まれており、このメモリ・モジ
ュールは、像データ配列を記憶するためのフレーム・バ
ッファとして知られている。コンピュータ・システム１
０７は、像データ及びプログラムを記憶するためのディ
スク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２に接続さ
れていると共に、高速直列リンク１１５を介して別個の
システム制御装置１２２と連絡している。
いた好ましいＭＲＩシステムの主な部品が示されてい
る。このシステムの動作は、キーボード及び制御パネル
１００と、表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・
コンソール１００から制御される。コンソール１００は
リンク１１６を介して別個のコンピュータ・システム１
０７と連絡しており、このシステムは、オペレータが像
の発生及びスクリーン１０４でのその表示を制御するこ
とができるようにする。コンピュータ・システム１０７
は、バックプレーンを介して互いに連絡する多数のモジ
ュールを含んでいる。この中には、像プロセッサ・モジ
ュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、メモリ・
モジュール１１３とが含まれており、このメモリ・モジ
ュールは、像データ配列を記憶するためのフレーム・バ
ッファとして知られている。コンピュータ・システム１
０７は、像データ及びプログラムを記憶するためのディ
スク記憶装置１１１及びテープ駆動装置１１２に接続さ
れていると共に、高速直列リンク１１５を介して別個の
システム制御装置１２２と連絡している。
【００１３】システム制御装置１２２は、バックプレー
ンによって一緒に接続された１組のモジュールを含んで
いる。その中には、ＣＰＵモジュール１１９と、パルス
発生器モジュール１２１とが含まれており、これは直列
リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に
接続されている。システム制御装置１２２が、実行すべ
き走査シーケンスを示すオペレータからの指令を受け取
るのは、リンク１２５を介してである。パルス発生器モ
ジュール１２１はシステムの部品を作動させて、所望の
走査シーケンスを実行する。これが、発生すべきＲＦパ
ルスのタイミング、強さ及び形状と、データ収集窓のタ
イミング及び長さとを示すデータを発生する。パルス発
生器モジュール１２１は１組の勾配増幅器１２７に接続
されており、走査の間に発生すべき勾配パルスのタイミ
ング及び形状を示す。パルス発生器モジュール１２１
は、生理学用収集制御装置１２９からの患者データをも
受け取る。この制御装置は、電極からのＥＣＧ信号又は
ベローからの呼吸信号のような、患者に接続された多数
の異なるセンサからの信号を受け取る。最後に、パルス
発生器モジュール１２１は走査室インターフェイス回路
１３３に接続されており、このインターフェイス回路
は、患者の状態及び磁石システムに関連した種々のセン
サからの信号を受け取る。患者位置決め装置１３４が、
患者を走査のための所望の位置へ移動するための指令を
受け取るのも、走査室インターフェイス回路１３３を介
してである。
ンによって一緒に接続された１組のモジュールを含んで
いる。その中には、ＣＰＵモジュール１１９と、パルス
発生器モジュール１２１とが含まれており、これは直列
リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に
接続されている。システム制御装置１２２が、実行すべ
き走査シーケンスを示すオペレータからの指令を受け取
るのは、リンク１２５を介してである。パルス発生器モ
ジュール１２１はシステムの部品を作動させて、所望の
走査シーケンスを実行する。これが、発生すべきＲＦパ
ルスのタイミング、強さ及び形状と、データ収集窓のタ
イミング及び長さとを示すデータを発生する。パルス発
生器モジュール１２１は１組の勾配増幅器１２７に接続
されており、走査の間に発生すべき勾配パルスのタイミ
ング及び形状を示す。パルス発生器モジュール１２１
は、生理学用収集制御装置１２９からの患者データをも
受け取る。この制御装置は、電極からのＥＣＧ信号又は
ベローからの呼吸信号のような、患者に接続された多数
の異なるセンサからの信号を受け取る。最後に、パルス
発生器モジュール１２１は走査室インターフェイス回路
１３３に接続されており、このインターフェイス回路
は、患者の状態及び磁石システムに関連した種々のセン
サからの信号を受け取る。患者位置決め装置１３４が、
患者を走査のための所望の位置へ移動するための指令を
受け取るのも、走査室インターフェイス回路１３３を介
してである。
【００１４】パルス発生器モジュール１２１によって発
生される勾配波形が、Ｇx 、Ｇy 及びＧz 増幅器で構成
されている勾配増幅器装置１２７に印加される。各々の
勾配増幅器は、全体を参照番号１３９で示す集成体内に
ある対応する勾配コイルを励振して、収集された信号を
位置符号化するために用いられる磁界勾配を発生する。
勾配コイル集成体１３９は、分極磁石１４０と、全身Ｒ
Ｆコイル１５２とを含んでいる磁石集成体１４１の一部
である。システム制御装置１２２に設けられたトランシ
ーバ・モジュール１５０が発生するパルスが、ＲＦ増幅
器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４
を介してＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励振
された原子核によって放射された信号を同じＲＦコイル
１５２によって感知し、送信／受信スイッチ１５４を介
して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅さ
れたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信器部で復
調され、フィルタにかけられて、ディジタル化される。
送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１
２１からの信号によって制御されて、送信モードの間に
はＲＦ増幅器１５１のコイル１５２に電気的に接続する
と共に、受信モードの間には前置増幅器１５３を接続す
る。送信／受信スイッチ１５４は、送信又は受信モード
のいずれかで、別個のＲＦコイル（例えば、ヘッド・コ
イル又は表面コイル）を用いることができるようにもす
る。
生される勾配波形が、Ｇx 、Ｇy 及びＧz 増幅器で構成
されている勾配増幅器装置１２７に印加される。各々の
勾配増幅器は、全体を参照番号１３９で示す集成体内に
ある対応する勾配コイルを励振して、収集された信号を
位置符号化するために用いられる磁界勾配を発生する。
勾配コイル集成体１３９は、分極磁石１４０と、全身Ｒ
Ｆコイル１５２とを含んでいる磁石集成体１４１の一部
である。システム制御装置１２２に設けられたトランシ
ーバ・モジュール１５０が発生するパルスが、ＲＦ増幅
器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４
を介してＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励振
された原子核によって放射された信号を同じＲＦコイル
１５２によって感知し、送信／受信スイッチ１５４を介
して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅さ
れたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信器部で復
調され、フィルタにかけられて、ディジタル化される。
送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１
２１からの信号によって制御されて、送信モードの間に
はＲＦ増幅器１５１のコイル１５２に電気的に接続する
と共に、受信モードの間には前置増幅器１５３を接続す
る。送信／受信スイッチ１５４は、送信又は受信モード
のいずれかで、別個のＲＦコイル（例えば、ヘッド・コ
イル又は表面コイル）を用いることができるようにもす
る。
【００１５】ＲＦコイル１５２が拾ったＮＭＲ信号は、
トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化
され、システム制御装置１２２にあるメモリ・モジュー
ル１６０に転送される。走査が完了し、データの配列全
体がメモリ・モジュール１６０に収集されたときに、配
列プロセッサ１６１がこのデータを像データ配列にフー
リエ変換するように作用する。この像データは直列リン
ク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に伝え
られ、そこでディスク・メモリ１１１に記憶される。オ
ペレータ・コンソール１００から受け取った指令に応答
して、この像データをテープ駆動装置１１２に記録資料
として入れることができるし、又は像プロセッサ１０６
によって更に処理して、オペレータ・コンソール１００
に伝え、表示装置１０４で表示することができる。トラ
ンシーバ１５０についての更に詳しいことは、米国特許
第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号
を参照されたい。
トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化
され、システム制御装置１２２にあるメモリ・モジュー
ル１６０に転送される。走査が完了し、データの配列全
体がメモリ・モジュール１６０に収集されたときに、配
列プロセッサ１６１がこのデータを像データ配列にフー
リエ変換するように作用する。この像データは直列リン
ク１１５を介してコンピュータ・システム１０７に伝え
られ、そこでディスク・メモリ１１１に記憶される。オ
ペレータ・コンソール１００から受け取った指令に応答
して、この像データをテープ駆動装置１１２に記録資料
として入れることができるし、又は像プロセッサ１０６
によって更に処理して、オペレータ・コンソール１００
に伝え、表示装置１０４で表示することができる。トラ
ンシーバ１５０についての更に詳しいことは、米国特許
第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号
を参照されたい。
【００１６】特に図２について説明すると、心臓収集
は、各々の勾配エコー・パルス・シーケンスの繰り返し
時間ＴＲが、利用可能な勾配ハードウェアの種類及び選
択された作像パラメータに応じて、６ｍｓ〜１５ｍｓで
ある一連の高速勾配エコー・パルス・シーケンスを用い
る。これらのパルス・シーケンスは、Ｒ−Ｒ期間と呼ば
れる心臓トリガ信号２００の間の期間の間に実行され
る。Ｒ−Ｒ期間の長さは、患者の心室収縮率の関数であ
るが、典型的には１秒程度である。
は、各々の勾配エコー・パルス・シーケンスの繰り返し
時間ＴＲが、利用可能な勾配ハードウェアの種類及び選
択された作像パラメータに応じて、６ｍｓ〜１５ｍｓで
ある一連の高速勾配エコー・パルス・シーケンスを用い
る。これらのパルス・シーケンスは、Ｒ−Ｒ期間と呼ば
れる心臓トリガ信号２００の間の期間の間に実行され
る。Ｒ−Ｒ期間の長さは、患者の心室収縮率の関数であ
るが、典型的には１秒程度である。
【００１７】勾配エコーを用いる高速心臓収集では、Ｒ
−Ｒ期間が多数の短いセグメントに分割され、各セグメ
ントが２０°〜４０°の公称はじき角度を有する高速勾
配収集パルス・シーケンスである。各々の高速勾配エコ
ー・セグメントは、ｋ−空間の１つの線を表すＮＭＲ信
号を収集する。これは、位相符号化されたビュー（図）
又は「ビュー（図）」と呼ばれることがある。隣接した
高速勾配エコー・セグメントはｎ個のグループに更に組
み合わされる。ここで、ｎは典型的には１〜８である。
“ｎ”はグループ当たりの位相符号化されたビューの数
と呼ばれる場合が多い。各グループからのデータが、心
臓サイクル（Ｒ−Ｒ期間）の相異なる時間的な段階にお
ける像を作成することに寄与する。各段階の像の時間的
な位置は、心臓トリガ（Ｒ−波）２００から高速勾配エ
コー・セグメントの各グループの中心までの相対的な時
間に関係する。図２では、セグメントの１番目のグルー
プが、ｋ−空間データの第１の組２０２に対するビュー
を収集するグループ２０１を形成する。高速勾配エコー
・セグメントの次のグループが、ｋ−空間データの第２
の組２０４に対する第２の心臓段階におけるビューを収
集する他のグループ２０３を形成し、セグメントの３番
目のグループが、ｋ−空間データの第３の組２０６に対
するビューを収集する他のグループ２０５を形成する。
好ましい実施例では、別々の心臓段階１、２及び３に収
集された３つの像の各々は、患者内の別々のスライスの
位置からも収集されている。その結果、各々のスライス
内のスピン磁化が、ビューの相次ぐグループの収集の間
に１心臓サイクルに近い（１秒）間緩和する機会を有す
る。
−Ｒ期間が多数の短いセグメントに分割され、各セグメ
ントが２０°〜４０°の公称はじき角度を有する高速勾
配収集パルス・シーケンスである。各々の高速勾配エコ
ー・セグメントは、ｋ−空間の１つの線を表すＮＭＲ信
号を収集する。これは、位相符号化されたビュー（図）
又は「ビュー（図）」と呼ばれることがある。隣接した
高速勾配エコー・セグメントはｎ個のグループに更に組
み合わされる。ここで、ｎは典型的には１〜８である。
“ｎ”はグループ当たりの位相符号化されたビューの数
と呼ばれる場合が多い。各グループからのデータが、心
臓サイクル（Ｒ−Ｒ期間）の相異なる時間的な段階にお
ける像を作成することに寄与する。各段階の像の時間的
な位置は、心臓トリガ（Ｒ−波）２００から高速勾配エ
コー・セグメントの各グループの中心までの相対的な時
間に関係する。図２では、セグメントの１番目のグルー
プが、ｋ−空間データの第１の組２０２に対するビュー
を収集するグループ２０１を形成する。高速勾配エコー
・セグメントの次のグループが、ｋ−空間データの第２
の組２０４に対する第２の心臓段階におけるビューを収
集する他のグループ２０３を形成し、セグメントの３番
目のグループが、ｋ−空間データの第３の組２０６に対
するビューを収集する他のグループ２０５を形成する。
好ましい実施例では、別々の心臓段階１、２及び３に収
集された３つの像の各々は、患者内の別々のスライスの
位置からも収集されている。その結果、各々のスライス
内のスピン磁化が、ビューの相次ぐグループの収集の間
に１心臓サイクルに近い（１秒）間緩和する機会を有す
る。
【００１８】収集の間に作像される心臓段階の数（又は
単一段階多重スライス収集では収集されるスライスの位
置の数）は、患者のＲ−Ｒ期間に当てはまるグループ当
たりのｎ個の位相符号化されたビューのグループの数に
関係する。８つの高速勾配エコー・セグメントを選択し
てグループを構成することにしたのは、これが各々の像
の時間的な分解能（８セグメントのグループからデータ
を収集するのに必要な時間と定義される）と像収集の合
計時間との間の兼合いになるからである。完全な像を形
成するためには公称１２８個のビューが必要であるか
ら、グループ当たり８セグメントを用いることは、心臓
トリガ当たりｋ−空間の８つのビューが収集されること
を意味する。従って、普通のＮＭＲ像に対するデータ収
集を完了するためには、１６個の心臓トリガが必要であ
るが、これは大抵の患者が呼吸を止めていられる能力の
範囲内の時間である。
単一段階多重スライス収集では収集されるスライスの位
置の数）は、患者のＲ−Ｒ期間に当てはまるグループ当
たりのｎ個の位相符号化されたビューのグループの数に
関係する。８つの高速勾配エコー・セグメントを選択し
てグループを構成することにしたのは、これが各々の像
の時間的な分解能（８セグメントのグループからデータ
を収集するのに必要な時間と定義される）と像収集の合
計時間との間の兼合いになるからである。完全な像を形
成するためには公称１２８個のビューが必要であるか
ら、グループ当たり８セグメントを用いることは、心臓
トリガ当たりｋ−空間の８つのビューが収集されること
を意味する。従って、普通のＮＭＲ像に対するデータ収
集を完了するためには、１６個の心臓トリガが必要であ
るが、これは大抵の患者が呼吸を止めていられる能力の
範囲内の時間である。
【００１９】グループ当たり８つの位相符号化されたビ
ューを用いる好ましい実施例では、１６個の心博動の後
に、データの各組２０２、２０４及び２０６に対する１
２８個の位相符号化されたビューの全部が収集される。
その後、各々のｋ−空間データの組２０２、２０４及び
２０６を用いて、周知のように２次元フーリエ変換を行
うことによって像を再生する。この結果得られる像は、
３つのスライスの位置で、段階１、段階２及び段階３と
図２に記した心臓サイクルの相次ぐ段階における心臓を
描き出している。好ましい実施例では、段階１、段階２
及び段階３と記したのは、それぞれ位置１、２及び３を
も表していることに注意されたい。
ューを用いる好ましい実施例では、１６個の心博動の後
に、データの各組２０２、２０４及び２０６に対する１
２８個の位相符号化されたビューの全部が収集される。
その後、各々のｋ−空間データの組２０２、２０４及び
２０６を用いて、周知のように２次元フーリエ変換を行
うことによって像を再生する。この結果得られる像は、
３つのスライスの位置で、段階１、段階２及び段階３と
図２に記した心臓サイクルの相次ぐ段階における心臓を
描き出している。好ましい実施例では、段階１、段階２
及び段階３と記したのは、それぞれ位置１、２及び３を
も表していることに注意されたい。
【００２０】図３について具体的に説明すると、本発明
の好ましい実施例で用いられる高速パルス・シーケンス
は、Ｓ＋ ＮＭＲ信号を収集し、この分野では勾配再焦
点合わせ収集定常状態（ＧＲＡＳＳ）シーケンスとして
知られている。Ｇz スライス選択勾配２０が、２０°〜
４０°の公称はじき角を有する選択性ＲＦ励振パルス２
１と共に印加される。好ましい実施例では、流れによっ
て誘起される位相外し効果を最小限に抑えるために、Ｔ
Ｅ時間が短いことが望ましい。ＴＥ時間が短いことは、
流れの補償を用いるかどうかに関係なく好ましい。ＴＲ
時間も、ビューの１つのグループに対するデータを収集
するのに要する時間にわたって平均した動きによる空間
的なぼけのアーティファクトを最小限に抑えるためにで
きるだけ短くすべきである。シーケンスのＴＲを短くす
る１つの方法は、部分エコーを用いることである。ＴＲ
を６．８ｍｓｅｃに短縮するために、データ収集窓２２
の間に、１６０個の周波数符号化されたデータ・サンプ
ルの部分エコー収集をし、Ｇx 読み出し勾配２４が所望
の視野を形成する。２５６という周波数符号化方向（ｘ
軸）における実効的な解像度は、１９９１年５月１日に
出願された米国特許第５，１６８，２２７号、発明の名
称「非対称なＮＭＲエコー収集を用いた短いＴＥ及びＴ
Ｒパルス・シーケンスを用いた高解像度作像」に記載さ
れているようなホモダイン像再生を用いることによって
達成される。各スライスの収集の際に、Ｇy 位相符号化
勾配パルス２３を１２８つの個別の値にわたって歩進さ
せて、対応する数の「ビュー」を収集する。各々の心臓
サイクルの間に８つのビューが収集されるので、完全な
像は、１４秒〜１６秒の走査で収集することができる。
の好ましい実施例で用いられる高速パルス・シーケンス
は、Ｓ＋ ＮＭＲ信号を収集し、この分野では勾配再焦
点合わせ収集定常状態（ＧＲＡＳＳ）シーケンスとして
知られている。Ｇz スライス選択勾配２０が、２０°〜
４０°の公称はじき角を有する選択性ＲＦ励振パルス２
１と共に印加される。好ましい実施例では、流れによっ
て誘起される位相外し効果を最小限に抑えるために、Ｔ
Ｅ時間が短いことが望ましい。ＴＥ時間が短いことは、
流れの補償を用いるかどうかに関係なく好ましい。ＴＲ
時間も、ビューの１つのグループに対するデータを収集
するのに要する時間にわたって平均した動きによる空間
的なぼけのアーティファクトを最小限に抑えるためにで
きるだけ短くすべきである。シーケンスのＴＲを短くす
る１つの方法は、部分エコーを用いることである。ＴＲ
を６．８ｍｓｅｃに短縮するために、データ収集窓２２
の間に、１６０個の周波数符号化されたデータ・サンプ
ルの部分エコー収集をし、Ｇx 読み出し勾配２４が所望
の視野を形成する。２５６という周波数符号化方向（ｘ
軸）における実効的な解像度は、１９９１年５月１日に
出願された米国特許第５，１６８，２２７号、発明の名
称「非対称なＮＭＲエコー収集を用いた短いＴＥ及びＴ
Ｒパルス・シーケンスを用いた高解像度作像」に記載さ
れているようなホモダイン像再生を用いることによって
達成される。各スライスの収集の際に、Ｇy 位相符号化
勾配パルス２３を１２８つの個別の値にわたって歩進さ
せて、対応する数の「ビュー」を収集する。各々の心臓
サイクルの間に８つのビューが収集されるので、完全な
像は、１４秒〜１６秒の走査で収集することができる。
【００２１】再び図２に戻って説明すると、縦方向磁化
は、相次ぐ心臓サイクルでの収集の間に著しく回復す
る。その結果、相異なるＴ1 緩和時間のスピンによって
発生されたＮＭＲ信号にほとんど違いがなく、心筋及び
流れる血液のような組織の間での像のコントラストがほ
とんどない。このようなコントラストを持たせるため
に、縦方向磁化を、Ｔ1 が短いスピン種目がＴ1 の長い
スピン種目よりもずっと大きなＮＭＲ信号を発生するよ
うな動的な平衡状態に駆動することが望ましい。これ
は、パルス・シーケンスを実行するが、ＮＭＲ信号を収
集しないダミー・パルス・シーケンス（業界では「ディ
スダク」と呼ばれている）を実行することにより達成す
ることができる。図４に実線３０で示すように、このた
めには、縦方向磁化を線３１で示す動的な平衡レベルま
で駆動するのに約１８個〜２０個のディスダク・シーケ
ンスを必要とする。これは、８つのビューから成る各グ
ループを収集するのに要する時間を３倍以上長くするの
で、不満足である。
は、相次ぐ心臓サイクルでの収集の間に著しく回復す
る。その結果、相異なるＴ1 緩和時間のスピンによって
発生されたＮＭＲ信号にほとんど違いがなく、心筋及び
流れる血液のような組織の間での像のコントラストがほ
とんどない。このようなコントラストを持たせるため
に、縦方向磁化を、Ｔ1 が短いスピン種目がＴ1 の長い
スピン種目よりもずっと大きなＮＭＲ信号を発生するよ
うな動的な平衡状態に駆動することが望ましい。これ
は、パルス・シーケンスを実行するが、ＮＭＲ信号を収
集しないダミー・パルス・シーケンス（業界では「ディ
スダク」と呼ばれている）を実行することにより達成す
ることができる。図４に実線３０で示すように、このた
めには、縦方向磁化を線３１で示す動的な平衡レベルま
で駆動するのに約１８個〜２０個のディスダク・シーケ
ンスを必要とする。これは、８つのビューから成る各グ
ループを収集するのに要する時間を３倍以上長くするの
で、不満足である。
【００２２】本発明の１つの考えは、磁化を飽和状態に
駆動するために、はじき角が非常に大きい初期ＲＦ励振
パルスを用いることにより、磁化の動的な平衡状態を一
層早く確立することができるということである。この初
期ＲＦ励振パルスは、ＲＦ加速パルスと呼ばれるが、線
３１で示すように動的な平衡レベルの下から、動的な平
衡の定常状態への接近を駆動する助けになる。
駆動するために、はじき角が非常に大きい初期ＲＦ励振
パルスを用いることにより、磁化の動的な平衡状態を一
層早く確立することができるということである。この初
期ＲＦ励振パルスは、ＲＦ加速パルスと呼ばれるが、線
３１で示すように動的な平衡レベルの下から、動的な平
衡の定常状態への接近を駆動する助けになる。
【００２３】ＴＲ時間の短い高速勾配エコー・パルス・
シーケンスにおける動的な平衡状態は、利用可能な縦方
向磁化Ｍ0 の小さな端数であるから、Ｍ0 に近いＭｚの
値からよりも、Ｍｚの小さい値からの方が、動的な平衡
状態に接近する時間がずっと短くなる。これが図４に示
されている。同図において、破線３２は、ＲＦ加速パル
スが１８〜２０ではなく、約５つ〜８つのＴＲ期間で磁
化を定常状態に駆動するＲＦ加速パルスの効果を示して
いる。ＲＦ加速パルスの公称はじき角は９０°である。
シーケンスにおける動的な平衡状態は、利用可能な縦方
向磁化Ｍ0 の小さな端数であるから、Ｍ0 に近いＭｚの
値からよりも、Ｍｚの小さい値からの方が、動的な平衡
状態に接近する時間がずっと短くなる。これが図４に示
されている。同図において、破線３２は、ＲＦ加速パル
スが１８〜２０ではなく、約５つ〜８つのＴＲ期間で磁
化を定常状態に駆動するＲＦ加速パルスの効果を示して
いる。ＲＦ加速パルスの公称はじき角は９０°である。
【００２４】本発明の他の考えは、ＲＦ加速パルスを印
加した後に、１つ又は更に多くのディスダク期間だけ、
データ収集を遅らせることができるということである。
こうすると、ビューのグループのデータ収集の間の磁化
は、動的な平衡状態に更に早く達すると思われる。これ
が、９０°ＲＦ加速パルス及び２つのディスダクの後
に、心臓の筋肉に対する定常状態への接近を示す鎖線３
３によって示されている。
加した後に、１つ又は更に多くのディスダク期間だけ、
データ収集を遅らせることができるということである。
こうすると、ビューのグループのデータ収集の間の磁化
は、動的な平衡状態に更に早く達すると思われる。これ
が、９０°ＲＦ加速パルス及び２つのディスダクの後
に、心臓の筋肉に対する定常状態への接近を示す鎖線３
３によって示されている。
【００２５】再び図２について説明すると、各々のパル
ス・シーケンスのグループ２０１、２０３及び２０５に
ＲＦ加速パルス２１０及び２つのディスダク・シーケン
ス２１２を追加することにより、本発明が高速心臓ゲー
ト式の収集に適用される。ＲＦ加速パルス２１０は、図
３に示すように、高速勾配エコー・パルス・シーケンス
として印加されるが、ＮＭＲデータは収集しない。ＮＭ
Ｒデータをこの後で収集するのに用いるのと同じパルス
・シーケンスを用いて、縦方向磁化を平衡状態に駆動す
る利点は、速やかに切り替わる勾配時間によって導入さ
れる渦電流が、ＮＭＲデータが収集される前に安定にな
る機会があることである。このため、そうしない場合に
像のアーティファクトを生ずるおそれのある収集データ
の位相誤差が減少する。
ス・シーケンスのグループ２０１、２０３及び２０５に
ＲＦ加速パルス２１０及び２つのディスダク・シーケン
ス２１２を追加することにより、本発明が高速心臓ゲー
ト式の収集に適用される。ＲＦ加速パルス２１０は、図
３に示すように、高速勾配エコー・パルス・シーケンス
として印加されるが、ＮＭＲデータは収集しない。ＮＭ
Ｒデータをこの後で収集するのに用いるのと同じパルス
・シーケンスを用いて、縦方向磁化を平衡状態に駆動す
る利点は、速やかに切り替わる勾配時間によって導入さ
れる渦電流が、ＮＭＲデータが収集される前に安定にな
る機会があることである。このため、そうしない場合に
像のアーティファクトを生ずるおそれのある収集データ
の位相誤差が減少する。
【００２６】本発明の好ましい実施例では、ＲＦ加速パ
ルス２１０は９０°のはじき角を有している。実際、６
０°と１４０°との間のＲＦ加速パルスのはじき角を用
いて、実質的な改善を達成することができる。しかしな
がら、一層大きなはじき角を用いるときには、組織のＴ
1 コントラストが改善され、一層小さなはじき角を用い
るときには、収集されたＮＭＲデータの信号対雑音比が
改善される。約９０°のはじき角は、このような２つの
相反する性能パラメータの間の最適の兼合いになる。
ルス２１０は９０°のはじき角を有している。実際、６
０°と１４０°との間のＲＦ加速パルスのはじき角を用
いて、実質的な改善を達成することができる。しかしな
がら、一層大きなはじき角を用いるときには、組織のＴ
1 コントラストが改善され、一層小さなはじき角を用い
るときには、収集されたＮＭＲデータの信号対雑音比が
改善される。約９０°のはじき角は、このような２つの
相反する性能パラメータの間の最適の兼合いになる。
【００２７】ＲＦ加速パルス２１０に続くディスダク・
シーケンス２１２の数は、多数の因子によって決定され
る。相異なるＴ1 緩和時間による組織の弁別ができるよ
うにするために、ＲＦ加速パルス２１０の後に、中間の
期間が必要である。これは反転回復実験におけるＴＩ時
間と同様であるが、今の場合の期間が１桁短い点が異な
る。２つのディスダク２１２を選択したのは、それがＴ
1 コントラストが出てくるようにし、それが縦方向磁化
を動的な平衡に向かって駆動し、それが各グループ２０
１、２０３及び２０５にあるパルス・シーケンスの数を
不当に長くしないからである。ディスダク２１２の数を
増加すると、走査時間が長くなる、又は走査中に収集さ
れるスライスの数が減るという犠牲を払って、Ｔ1 コン
トラストが改善され、像のアーティファクトが減少す
る。
シーケンス２１２の数は、多数の因子によって決定され
る。相異なるＴ1 緩和時間による組織の弁別ができるよ
うにするために、ＲＦ加速パルス２１０の後に、中間の
期間が必要である。これは反転回復実験におけるＴＩ時
間と同様であるが、今の場合の期間が１桁短い点が異な
る。２つのディスダク２１２を選択したのは、それがＴ
1 コントラストが出てくるようにし、それが縦方向磁化
を動的な平衡に向かって駆動し、それが各グループ２０
１、２０３及び２０５にあるパルス・シーケンスの数を
不当に長くしないからである。ディスダク２１２の数を
増加すると、走査時間が長くなる、又は走査中に収集さ
れるスライスの数が減るという犠牲を払って、Ｔ1 コン
トラストが改善され、像のアーティファクトが減少す
る。
【００２８】定常状態の平衡に接近する間に磁化がサン
プリングされるので、収集される相異なる図の重みが相
等しくない。この可変の加重がｋ−空間フィルタとして
作用し、それが像のぼけに寄与する。この効果を最小限
に抑えるために、ティスダクを含んでいる１つのグルー
プ内のすべてのＲＦパルスに対する可変はじき角方式を
用いる。
プリングされるので、収集される相異なる図の重みが相
等しくない。この可変の加重がｋ−空間フィルタとして
作用し、それが像のぼけに寄与する。この効果を最小限
に抑えるために、ティスダクを含んでいる１つのグルー
プ内のすべてのＲＦパルスに対する可変はじき角方式を
用いる。
【００２９】可変のはじき角は、すべての横方向磁化が
駄目になるという仮定で、ブロッホの方程式から導き出
した公式を用いて計算される。一定の値の横方向磁化に
対して、はじき角は次のように計算される。 ｔａｎαn-1 ＝｛Ｍn - ｓｉｎαnｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ）｝ ／｛Ｍn - −Ｍ0 （１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））｝ （１） ここで、ｎ＝ディスダク、・・・、０、１、２、・・
・、ｍ＋ｐであり、ｐは可変のはじき角を計算するため
の余分のビューの数、及びαn-m+p は目標はじき角であ
る。Ｍn - は、ｎ番目のＲＦパルスの前の磁化の縦方向
成分である。これはマッキノン（Ｍａｇｎ，Ｒｅｓｏ
ｎ，Ｍｅｄ誌１９９３年、３０：６０９−６１６、Ｇ．
Ｃ．マッキノン）によって用いられた可変はじき角方式
と同様である。わずかにより大きなはじき角を発生し、
しかもｋ−空間のビューの加重を等しい状態に保つため
に、式（１）の近似式を用いることができる。ＴＲ＜＜
Ｔ1 であれば、分子の指数関数項を無視して次のように
することができる。
駄目になるという仮定で、ブロッホの方程式から導き出
した公式を用いて計算される。一定の値の横方向磁化に
対して、はじき角は次のように計算される。 ｔａｎαn-1 ＝｛Ｍn - ｓｉｎαnｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ）｝ ／｛Ｍn - −Ｍ0 （１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））｝ （１） ここで、ｎ＝ディスダク、・・・、０、１、２、・・
・、ｍ＋ｐであり、ｐは可変のはじき角を計算するため
の余分のビューの数、及びαn-m+p は目標はじき角であ
る。Ｍn - は、ｎ番目のＲＦパルスの前の磁化の縦方向
成分である。これはマッキノン（Ｍａｇｎ，Ｒｅｓｏ
ｎ，Ｍｅｄ誌１９９３年、３０：６０９−６１６、Ｇ．
Ｃ．マッキノン）によって用いられた可変はじき角方式
と同様である。わずかにより大きなはじき角を発生し、
しかもｋ−空間のビューの加重を等しい状態に保つため
に、式（１）の近似式を用いることができる。ＴＲ＜＜
Ｔ1 であれば、分子の指数関数項を無視して次のように
することができる。
【００３０】 ｔａｎαn-1 ＝（Ｍn - ｓｉｎαn） ／｛Ｍn - −Ｍ0 （１−ｅｘｐ（−ＴＲ／Ｔ1 ））｝ （２） ここで、式（２）は、式（１）よりもわずかに大きなは
じき角の可変の一連のはじき角を発生する。図６に示す
ように、式（２）によって発生された信号（破線４３）
は、式（１）を用いた信号（実線４１）とほとんど同一
である。対応する縦方向磁化も式（２）（破線４２）及
び式（１）（実線４０）に対して示してある。Ｔ1 ＝３
００、Ｍ0 ＝０．６及びｐ＝１の公称値が、１．５Ｔで
最適の結果をもたらすと決定された。
じき角の可変の一連のはじき角を発生する。図６に示す
ように、式（２）によって発生された信号（破線４３）
は、式（１）を用いた信号（実線４１）とほとんど同一
である。対応する縦方向磁化も式（２）（破線４２）及
び式（１）（実線４０）に対して示してある。Ｔ1 ＝３
００、Ｍ0 ＝０．６及びｐ＝１の公称値が、１．５Ｔで
最適の結果をもたらすと決定された。
【００３１】式（１）又は式（２）のいずれを用いて
も、画質を損なわない。好ましい実施例では、式（２）
が反復的に適用され、ｔａｎαn-1 の計算にはディスダ
ク２１２のはじき角も含まれている。図５に示すよう
に、パルス・シーケンスの各グループは、９０°ＲＦ加
速パルス・シーケンス２１０と、その後に続く２つのデ
ィスダク・パルス・シーケンス２１２及び８つのデータ
収集パルス・シーケンス２１４とを含んでいる。ディス
ダク２１２及びデータ収集パルス・シーケンス２１４に
用いられるＲＦ励振パルス２１（図３）のはじき角は、
式（１）によって決定される。目標はじき角は典型的に
は、最善のコントラスト及び信号対雑音比に対して、２
０°〜４０°の範囲内であり、典型的には、ｎをグルー
プ内のビューの数として、このはじき角にはｎ番目のデ
ータ収集パルス・シーケンス２１４で到達する。
も、画質を損なわない。好ましい実施例では、式（２）
が反復的に適用され、ｔａｎαn-1 の計算にはディスダ
ク２１２のはじき角も含まれている。図５に示すよう
に、パルス・シーケンスの各グループは、９０°ＲＦ加
速パルス・シーケンス２１０と、その後に続く２つのデ
ィスダク・パルス・シーケンス２１２及び８つのデータ
収集パルス・シーケンス２１４とを含んでいる。ディス
ダク２１２及びデータ収集パルス・シーケンス２１４に
用いられるＲＦ励振パルス２１（図３）のはじき角は、
式（１）によって決定される。目標はじき角は典型的に
は、最善のコントラスト及び信号対雑音比に対して、２
０°〜４０°の範囲内であり、典型的には、ｎをグルー
プ内のビューの数として、このはじき角にはｎ番目のデ
ータ収集パルス・シーケンス２１４で到達する。
【００３２】本発明は、磁化の動的な平衡を素早く達成
して、Ｔ1 コントラストを強化するために、高速心臓ゲ
ート式のＮＭＲ走査に特に有用であるが、本発明は、こ
の他の用途にも用いることができる。例えば、ＲＦ加速
パルス及び一連のディスダクをエコー平面状作像（ＥＰ
Ｉ）シーケンスの前に用いて、走査時間をあまり長くせ
ずに、Ｔ1 コントラストを強化することができる。本発
明のこのような用途及びその他の用途は当業者に明らか
であろう。
して、Ｔ1 コントラストを強化するために、高速心臓ゲ
ート式のＮＭＲ走査に特に有用であるが、本発明は、こ
の他の用途にも用いることができる。例えば、ＲＦ加速
パルス及び一連のディスダクをエコー平面状作像（ＥＰ
Ｉ）シーケンスの前に用いて、走査時間をあまり長くせ
ずに、Ｔ1 コントラストを強化することができる。本発
明のこのような用途及びその他の用途は当業者に明らか
であろう。
【図１】本発明を用いたＮＭＲシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】図１のＮＭＲシステムによって実行されるデー
タ収集シーケンスのグラフである。
タ収集シーケンスのグラフである。
【図３】図２の収集でビューの収集をするために用いら
れるパルス・シーケンスのグラフである。
れるパルス・シーケンスのグラフである。
【図４】縦方向磁化を動的な平衡状態に駆動するための
異なる経路を示すグラフである。
異なる経路を示すグラフである。
【図５】図２のパルス・シーケンスの各グループに用い
られるはじき角である。
られるはじき角である。
【図６】図５に示すように可変のはじき角を用いるとき
の磁化を示すグラフである。
の磁化を示すグラフである。
２１ 選択性ＲＦ励振パルス ２２ データ収集窓 ２３ Ｇy 位相符号化勾配パルス ２４ Ｇx 読み出し勾配 １００ オペレータ・コンソール １０４ 表示装置 １０６ 像プロセッサ・モジュール １０７ コンピュータ・システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ駆動装置 １１３ メモリ・モジュール １１５ 高速直列リンク １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御装置 １２５ 直列リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学用収集制御装置 １３３ 走査室インターフェイス回路 １３４ 患者位置決め装置 １３９ 勾配コイル集成体 １４０ 分極磁石 １４１ 磁石集成体 １５０ トランシーバ・モジュール １５１ ＲＦ増幅器 １５２ ＲＦコイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信スイッチ １６０ メモリ・モジュール １６１ 配列プロセッサ ２００ 心臓トリガ信号 ２０１、２０３、２０５ ビューのグループ ２０２ ｋ−空間データの第１の組 ２０４ ｋ−空間データの第２の組 ２０６ ｋ−空間データの第３の組 ２１０ ＲＦ加速パルス ２１２ ディスダク・シーケンス
Claims (12)
- 【請求項１】 コントラストを改善した被検体の像を作
成するためにＮＭＲデータを収集する方法であって、
（ａ） 被検体に分極磁界（１４０）をかける工程と、
（ｂ） ６０°から１４０°までの範囲内のはじき角を
有する加速ＲＦ磁界（２１０）を前記被検体に印加する
工程と、（ｃ） 前記加速ＲＦ磁界のはじき角よりも実
質的に小さなはじき角を有するＲＦ磁界を前記被検体に
印加することを含んでいるディスダク・パルス・シーケ
ンス（２１２）を実行する工程と、（ｄ） 一連のＮＭ
Ｒ測定（２１４）を実行する工程であって、該工程にお
いて、励振ＲＦ磁界（２１）により横方向磁化が発生さ
れ、該横方向磁化により発生されたＮＭＲ信号が収集さ
れる、一連のＮＭＲ測定を実行する工程と、（ｅ） 収
集された前記ＮＭＲ信号（１６１）から像を再生する工
程とを備えたＮＭＲデータを収集する方法。 - 【請求項２】 前記ＮＭＲ測定（２１４）を実行する前
に、複数のディスダク・パルス・シーケンス（２１２）
を実行する請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記加速ＲＦ磁界（２１０）は、実質的
に９０°のはじき角を有している請求項１に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記一連のＮＭＲ測定（２１４）は、一
連の高速勾配エコー・パルス・シーケンスを用いて実行
される請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 前記ディスダク・パルス・シーケンス
（２１２）は、高速勾配エコー・パルス・シーケンスで
ある請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記加速ＲＦ磁界（２１０）は、高速勾
配エコー・パルス・シーケンスの一部として印加される
請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 前記収集されたＮＭＲ信号から像が再生
される前に、工程（ａ）〜工程（ｄ）が複数回実行され
る請求項に１記載の方法。 - 【請求項８】 工程（ｃ）で複数のディスダク・パルス
・シーケンス（２１２）が実行される請求項１に記載の
方法。 - 【請求項９】 工程（ｃ）で２つのディスダク・パルス
・シーケンス（２１２）が実行される請求項１に記載の
方法。 - 【請求項１０】 工程（ｄ）で実行される前記一連のＮ
ＭＲ測定（２１４）は、一連の高速勾配エコー・パルス
・シーケンスである請求項８に記載の方法。 - 【請求項１１】 ８つの高速勾配エコー・パルス・シー
ケンスが実行される請求項１０に記載の方法。 - 【請求項１２】コントラストを改善した被検体の像を作
成するためにＮＭＲデータを収集する装置であって、
（ａ） 被検体に分極磁界（１４０）をかける手段と、
（ｂ） ６０°から１４０°までの範囲内のはじき角を
有する加速ＲＦ磁界（２１０）を前記被検体に印加する
手段と、（ｃ） 前記加速ＲＦ磁界のはじき角よりも実
質的に小さなはじき角を有するＲＦ磁界を前記被検体に
印加することを含んでいるディスダク・パルス・シーケ
ンス（２１２）を実行する手段と、（ｄ） 一連のＮＭ
Ｒ測定（２１４）を実行する手段であって、該工程にお
いて、励振ＲＦ磁界（２１）により横方向磁化が発生さ
れ、該横方向磁化により発生されたＮＭＲ信号が収集さ
れる、一連のＮＭＲ測定を実行する手段と、（ｅ） 収
集された前記ＮＭＲ信号（１６１）から像を再生する手
段とを備えたＮＭＲデータを収集する装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/510683 | 1995-08-03 | ||
| US08/510,683 US5545992A (en) | 1995-08-03 | 1995-08-03 | Fast cardiac gated NMR acquisition with improved T1 contrast |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09103418A true JPH09103418A (ja) | 1997-04-22 |
| JP3814340B2 JP3814340B2 (ja) | 2006-08-30 |
Family
ID=24031736
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20267896A Expired - Fee Related JP3814340B2 (ja) | 1995-08-03 | 1996-08-01 | Ｎｍｒデータを収集する方法及び装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5545992A (ja) |
| JP (1) | JP3814340B2 (ja) |
| DE (1) | DE19630758B4 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2005021690A (ja) * | 2003-07-02 | 2005-01-27 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 多相型ｒｆパルス・フリップ角を組み入れて高磁場ｍｒ撮像でのｒｆ電力を低減する方法及び装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3532311B2 (ja) * | 1995-07-31 | 2004-05-31 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US6144200A (en) * | 1998-02-20 | 2000-11-07 | General Electric Company | Acquisition of segmented MRI cardiac data using an EPI pulse sequence |
| US6032069A (en) * | 1998-05-01 | 2000-02-29 | Uab Research Foundation | Physiological triggering device for high-field magnetic-resonance instrumentation |
| US6301497B1 (en) * | 1999-07-12 | 2001-10-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for magnetic resonance imaging intersecting slices |
| US6249693B1 (en) | 1999-11-01 | 2001-06-19 | General Electric Company | Method and apparatus for cardiac analysis using four-dimensional connectivity and image dilation |
| US6438403B1 (en) | 1999-11-01 | 2002-08-20 | General Electric Company | Method and apparatus for cardiac analysis using four-dimensional connectivity |
| US6230039B1 (en) * | 2000-03-28 | 2001-05-08 | Philips Electronics North America Corporation | Magnetic resonance imaging method and system with adaptively selected flip angels |
| US7164268B2 (en) * | 2000-12-21 | 2007-01-16 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| USRE45725E1 (en) * | 2000-12-21 | 2015-10-06 | University Of Virginia Patent Foundation | Method and apparatus for spin-echo-train MR imaging using prescribed signal evolutions |
| US6611701B2 (en) * | 2000-12-30 | 2003-08-26 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Method and apparatus for fast breath-held 3D MR data acquisition using variable sampling |
| DE10112704B4 (de) | 2001-03-16 | 2004-03-18 | Universitätsklinikum Freiburg | Verfahren zur Messung der Magnetresonanz (NMR) mittels Driven Equilibrium |
| US6683454B2 (en) * | 2002-03-28 | 2004-01-27 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Shifting of artifacts by reordering of k-space |
| DE10219528A1 (de) * | 2002-05-02 | 2003-11-13 | Philips Intellectual Property | Schnelles Kernresonanz-Bildgebungsverfahren mit Gradienten-Echos |
| US6658280B1 (en) | 2002-05-10 | 2003-12-02 | E. Mark Haacke | Susceptibility weighted imaging |
| US20030210044A1 (en) * | 2002-05-13 | 2003-11-13 | Ken-Pin Hwang | Missing pulse steady state free precession |
| US7103400B2 (en) * | 2002-11-08 | 2006-09-05 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Artifact elimination in time-gated anatomical imaging |
| JP4192139B2 (ja) * | 2004-10-27 | 2008-12-03 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｓｓｆｐパルスシーケンスにおけるフェーズサイクリング法および磁気共鳴撮影装置 |
| JP5559448B2 (ja) * | 2005-05-10 | 2014-07-23 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 |
| DE102007018089B4 (de) * | 2007-04-02 | 2010-10-14 | Siemens Ag | Herz-Bildgebung mittels MRI mit adaptiver Inversionszeit |
| DE102007021719B4 (de) * | 2007-05-09 | 2010-09-30 | Siemens Ag | Turbospinechobildgebungssequenz mit langen Echozügen und optimiertem T1-Kontrast |
| US8143891B2 (en) * | 2008-08-29 | 2012-03-27 | Siemens Aktiengesellschaft | System for image acquisition with fast magnetic resonance gradient echo sequences |
| US8422756B2 (en) | 2010-04-27 | 2013-04-16 | Magnetic Resonance Innovations, Inc. | Method of generating nuclear magnetic resonance images using susceptibility weighted imaging and susceptibility mapping (SWIM) |
| JP6084392B2 (ja) * | 2011-09-22 | 2017-02-22 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| CN105662413B (zh) * | 2015-12-31 | 2018-10-26 | 深圳先进技术研究院 | 一种心肌t1定量的方法和装置 |
| WO2018144573A1 (en) * | 2017-01-31 | 2018-08-09 | Regents Of The University Of Minnesota | System and method for producing temporally resolved images depicting late-gadolinium enhancement with magnetic resonance imaging |
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| US5270654A (en) * | 1991-07-05 | 1993-12-14 | Feinberg David A | Ultra-fast multi-section MRI using gradient and spin echo (grase) imaging |
| US5225780A (en) * | 1991-08-08 | 1993-07-06 | Mayo Foundation For Medical Education Research | Ultra-fast NMR scans with preparation phase |
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| US5256967A (en) * | 1992-10-01 | 1993-10-26 | General Electric Company | Fast NMR image acquisition with spectrally selective inversion pulses |
| US5429134A (en) * | 1994-06-27 | 1995-07-04 | General Electric Company | Multi-phase fat suppressed MRI cardiac imaging |
-
1995
- 1995-08-03 US US08/510,683 patent/US5545992A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-07-30 DE DE19630758A patent/DE19630758B4/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-08-01 JP JP20267896A patent/JP3814340B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| JP2000350714A (ja) * | 1999-05-21 | 2000-12-19 | Siemens Medical Syst Inc | 磁気共鳴イメージング検査装置 |
| JP2005021690A (ja) * | 2003-07-02 | 2005-01-27 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 多相型ｒｆパルス・フリップ角を組み入れて高磁場ｍｒ撮像でのｒｆ電力を低減する方法及び装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3814340B2 (ja) | 2006-08-30 |
| US5545992A (en) | 1996-08-13 |
| DE19630758B4 (de) | 2009-03-19 |
| DE19630758A1 (de) | 1997-02-06 |
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