JP2003052667A - 磁気共鳴イメージング・システム - Google Patents
磁気共鳴イメージング・システムInfo
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 反復時間を制限せずに磁気共鳴画像を作成す
るための装置及び方法を提供すること。 【解決手段】 ＭＲＩの実行方法は、撮像対象の被検体
に対して、その各々が始発以外のＲＦ励起パルスに対し
て所定の位相シフトを有しているような始発無線周波数
（ＲＦ）励起パルスをそれぞれ含んだＮ組の定常自由歳
差運動（ＳＳＦＰ）シーケンス（Ｎは１を超えかつ６未
満の整数）を加えることを含む。本方法はさらに、この
シーケンスのＲＦパルスの位相シフトを第Ｍ番目のシー
ケンスのＲＦパルスの位相シフトが２π（Ｍ−１）／Ｎ
ラジアン（Ｍは０を超えておりかつＮ以下である整数）
と実質的に等しくなるように設定すること、Ｎ組のＳＳ
ＦＰシーケンスに応答して被検体からそれぞれの組の画
像信号を受信すること、並びに、被検体の画像を作成す
るように受信画像信号の組を処理すること、を含んでい
る。
るための装置及び方法を提供すること。 【解決手段】 ＭＲＩの実行方法は、撮像対象の被検体
に対して、その各々が始発以外のＲＦ励起パルスに対し
て所定の位相シフトを有しているような始発無線周波数
（ＲＦ）励起パルスをそれぞれ含んだＮ組の定常自由歳
差運動（ＳＳＦＰ）シーケンス（Ｎは１を超えかつ６未
満の整数）を加えることを含む。本方法はさらに、この
シーケンスのＲＦパルスの位相シフトを第Ｍ番目のシー
ケンスのＲＦパルスの位相シフトが２π（Ｍ−１）／Ｎ
ラジアン（Ｍは０を超えておりかつＮ以下である整数）
と実質的に等しくなるように設定すること、Ｎ組のＳＳ
ＦＰシーケンスに応答して被検体からそれぞれの組の画
像信号を受信すること、並びに、被検体の画像を作成す
るように受信画像信号の組を処理すること、を含んでい
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、全般的には磁気共
鳴イメージング・システムに関し、また具体的には定常
自由歳差運動（ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅ
ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）技法を利用したシステムに関す
る。
鳴イメージング・システムに関し、また具体的には定常
自由歳差運動（ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ ｆｒｅｅ
ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）技法を利用したシステムに関す
る。
【０００２】
【発明の背景】磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）で
は、磁場内の歳差運動する原子核が発生させる信号を計
測することにより磁気モーメントを有する原子核（通常
は、水素原子核）を画像化している。この歳差運動の角
周波数ω0は、次に示すラーモア方程式に従って、原子
核をその内部に配置させている磁場Ｂ0に直接従属して
いる。
は、磁場内の歳差運動する原子核が発生させる信号を計
測することにより磁気モーメントを有する原子核（通常
は、水素原子核）を画像化している。この歳差運動の角
周波数ω0は、次に示すラーモア方程式に従って、原子
核をその内部に配置させている磁場Ｂ0に直接従属して
いる。
【０００３】ω0＝γ・Ｂ0 （式１）
上式において、γは磁気回転比と呼ぶ定数である。
【０００４】この磁場は、撮像している領域範囲で周知
の空間従属方式により変動するように設定されており、
これにより対応する歳差運動周波数は同じ空間従属方式
で変動することになる。この空間従属磁場は、均一な
「基本」磁場Ｂ0に対して周知の傾斜を有する複数の磁
場を加えることにより生成している。３つの直角で実質
的に線形な傾斜Ｇx、Ｇy及びＧzを加え、任意の点
（ｘ，ｙ，ｚ）における磁場が次式で与えられるように
することが最も好ましい。
の空間従属方式により変動するように設定されており、
これにより対応する歳差運動周波数は同じ空間従属方式
で変動することになる。この空間従属磁場は、均一な
「基本」磁場Ｂ0に対して周知の傾斜を有する複数の磁
場を加えることにより生成している。３つの直角で実質
的に線形な傾斜Ｇx、Ｇy及びＧzを加え、任意の点
（ｘ，ｙ，ｚ）における磁場が次式で与えられるように
することが最も好ましい。
【０００５】
Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｂ0＋ｘ・Ｇx＋ｙ・Ｇy＋ｚ・Ｇz （式２）
原子核を歳差運動させるためには、その磁気成分が原子
核に加える空間従属磁場と直角な方向（本明細書ではｚ
軸の方向と仮定している）にあるようなパルス状の無線
周波数（ＲＦ）励起磁場により、原子核をその熱平衡状
態からシフトさせている。この周波数はラーモア周波数
と概ね等しくし、ＲＦパルスが原子核の共鳴駆動機構の
役割を果たすようにしている。ＲＦ駆動パルスの終了時
点で、原子核はそのＲＦパルスの長さ及び振幅に応じた
角度だけｘ−ｙ平面に向かって「倒れた（ｆｌｉｐし
た）」状態となる。次いでこの原子核は、磁場の周りを
歳差運動することによりその熱平衡状態に向かって緩和
し、これにより歳差運動信号を発生させる。歳差運動信
号の特定の周波数の強度は、当該周波数において歳差運
動している原子核数の関数となり、これにより、この強
度によってこの周波数が規定する位置における原子核密
度の１つの尺度が得られる。
核に加える空間従属磁場と直角な方向（本明細書ではｚ
軸の方向と仮定している）にあるようなパルス状の無線
周波数（ＲＦ）励起磁場により、原子核をその熱平衡状
態からシフトさせている。この周波数はラーモア周波数
と概ね等しくし、ＲＦパルスが原子核の共鳴駆動機構の
役割を果たすようにしている。ＲＦ駆動パルスの終了時
点で、原子核はそのＲＦパルスの長さ及び振幅に応じた
角度だけｘ−ｙ平面に向かって「倒れた（ｆｌｉｐし
た）」状態となる。次いでこの原子核は、磁場の周りを
歳差運動することによりその熱平衡状態に向かって緩和
し、これにより歳差運動信号を発生させる。歳差運動信
号の特定の周波数の強度は、当該周波数において歳差運
動している原子核数の関数となり、これにより、この強
度によってこの周波数が規定する位置における原子核密
度の１つの尺度が得られる。
【０００６】定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）は、水素原
子核がその熱平衡状態まで完全には戻らないような、Ｍ
ＲＩ技術分野でよく知られているＭＲＩ信号発生技法で
ある。ＳＳＦＰパルスシーケンスは、Ｗｉｌｅｙ−Ｌｉ
ｓｓにより出版されているＨａａｃｋｅらによる「Ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」
に記載されている。この技法は、スキャン対象（通常
は、ヒト）内の水素原子核のスピン−格子緩和時間（Ｔ
１）やスピン−スピン（Ｔ２）緩和時間と比べてかなり
短い反復時間（ＴＲ）でＳＳＦＰパルスシーケンスを加
えることにより、スキャン対象内に磁化の準定常状態を
確立させることに依存している。このＳＳＦＰパルスシ
ーケンスは一連のＲＦ励起パルスを含んでいる。ＳＳＦ
Ｐシーケンスはさらに、当技術分野で周知の方法により
信号を強調させるために、所定の方式によりその磁場傾
斜を反転させている複数の磁場傾斜パルスを含んでい
る。各パルス組は同じ総反復時間ＴＲを有している。Ｓ
ＳＦＰパルスシーケンスを用いることにより、短いスキ
ャン時間内で大きな信号対雑音比を達成できる。しか
し、ＳＳＦＰシーケンスの幾つかでは、その生成される
画像は動きの影響を極めて受けやすい。
子核がその熱平衡状態まで完全には戻らないような、Ｍ
ＲＩ技術分野でよく知られているＭＲＩ信号発生技法で
ある。ＳＳＦＰパルスシーケンスは、Ｗｉｌｅｙ−Ｌｉ
ｓｓにより出版されているＨａａｃｋｅらによる「Ｍａ
ｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ」
に記載されている。この技法は、スキャン対象（通常
は、ヒト）内の水素原子核のスピン−格子緩和時間（Ｔ
１）やスピン−スピン（Ｔ２）緩和時間と比べてかなり
短い反復時間（ＴＲ）でＳＳＦＰパルスシーケンスを加
えることにより、スキャン対象内に磁化の準定常状態を
確立させることに依存している。このＳＳＦＰパルスシ
ーケンスは一連のＲＦ励起パルスを含んでいる。ＳＳＦ
Ｐシーケンスはさらに、当技術分野で周知の方法により
信号を強調させるために、所定の方式によりその磁場傾
斜を反転させている複数の磁場傾斜パルスを含んでい
る。各パルス組は同じ総反復時間ＴＲを有している。Ｓ
ＳＦＰパルスシーケンスを用いることにより、短いスキ
ャン時間内で大きな信号対雑音比を達成できる。しか
し、ＳＳＦＰシーケンスの幾つかでは、その生成される
画像は動きの影響を極めて受けやすい。
【０００７】Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １６（１９９０）のＺｕｒら
による「Ｍｏｔｉｏｎ−Ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅ，Ｓｔ
ｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏ
ｎ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記事には、ＳＳＦＰシー
ケンスに関連したスキャン対象領域の動きに起因する問
題を克服するための方法が記載されている。この方法
は、１回のＴＲ期間にわたる各傾斜の時間積分が実質的
にゼロとなるような磁場傾斜を発生させることを含んで
いる。
ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １６（１９９０）のＺｕｒら
による「Ｍｏｔｉｏｎ−Ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅ，Ｓｔ
ｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏ
ｎ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記事には、ＳＳＦＰシー
ケンスに関連したスキャン対象領域の動きに起因する問
題を克服するための方法が記載されている。この方法
は、１回のＴＲ期間にわたる各傾斜の時間積分が実質的
にゼロとなるような磁場傾斜を発生させることを含んで
いる。
【０００８】この方法はさらに、原子核に対する横方向
磁化の位相を、最も好ましくは励起パルスの位相を変化
させることによって、逐次方式で変更することを含む。
一連のＮ回のスキャンシーケンスに対して、第ｊ番目の
シーケンス（ｊ＝１，２，．．．，Ｎ）の間の各ＴＲ内
のスピンに対して（２π（ｊ−１）／Ｎ）ラジアンの位
相シフトを追加する。これらのスキャンからの信号を線
形合成することにより最終画像が得られる。この著者ら
は、エイリアシングを回避するためにはＮ≧６を使用す
る必要があること、並びに定常状態に到達させるために
はシーケンス同士の間にＴ１秒の待ち時間をとることが
必要であることを述べている。この著者らはさらに、Ｓ
ＳＦＰ信号は歳差運動角φ（ここで、φは１回のＴＲ期
間の全体での全歳差運動角）に強く依存することを述べ
ている。
磁化の位相を、最も好ましくは励起パルスの位相を変化
させることによって、逐次方式で変更することを含む。
一連のＮ回のスキャンシーケンスに対して、第ｊ番目の
シーケンス（ｊ＝１，２，．．．，Ｎ）の間の各ＴＲ内
のスピンに対して（２π（ｊ−１）／Ｎ）ラジアンの位
相シフトを追加する。これらのスキャンからの信号を線
形合成することにより最終画像が得られる。この著者ら
は、エイリアシングを回避するためにはＮ≧６を使用す
る必要があること、並びに定常状態に到達させるために
はシーケンス同士の間にＴ１秒の待ち時間をとることが
必要であることを述べている。この著者らはさらに、Ｓ
ＳＦＰ信号は歳差運動角φ（ここで、φは１回のＴＲ期
間の全体での全歳差運動角）に強く依存することを述べ
ている。
【０００９】撮像している領域の様々な部分での水素原
子核の密度を決定する以外に、水素を構成要素の１つと
して含む分子種同士を識別する能力が重要である。水や
脂肪など画像内の分子種間を識別できるようにＭＲＩス
キャンを生成するための方法は当技術分野において周知
である。例えば、 Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４３（２０００）のＶ
ａｓａｎａｗａｌａらによる「Ｌｉｎｅａｒ Ｃｏｍｂ
ｉｎａｔｉｏｎ Ｓｔｅａｄｙ−ＳｔａｔｅＦｒｅｅ
Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ ＭＲＩ」と題する記事におい
て、この著者らは、一連のＳＳＦＰスキャンを実行する
ことにより水と脂肪を識別するための一方法を記載して
いる。第１のスキャンシーケンスは、標準ＳＳＦＰシー
ケンスとなるように設定すると共に、Ｄ0-0と呼ぶ生デ
ータを生成させる。第２のスキャンシーケンスでは、偶
数番のＲＦ励起パルスに１８０°の位相を追加し、Ｄ
0-18 0と呼ぶ生データを生成させる。水画像はＤ0-0＋ｉ
・Ｄ0-180から得られ、一方脂肪の画像はＤ0-0−ｉ・Ｄ
0-180から得られる。しかし、水の脂肪からの分離は、
サンプルのＴ１／Ｔ２の値と、ＲＦフリップ角との両者
により影響を受ける。さらにこの方法では、ＴＲの値は
次の値に制限されている。
子核の密度を決定する以外に、水素を構成要素の１つと
して含む分子種同士を識別する能力が重要である。水や
脂肪など画像内の分子種間を識別できるようにＭＲＩス
キャンを生成するための方法は当技術分野において周知
である。例えば、 Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎ
ｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ４３（２０００）のＶ
ａｓａｎａｗａｌａらによる「Ｌｉｎｅａｒ Ｃｏｍｂ
ｉｎａｔｉｏｎ Ｓｔｅａｄｙ−ＳｔａｔｅＦｒｅｅ
Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ ＭＲＩ」と題する記事におい
て、この著者らは、一連のＳＳＦＰスキャンを実行する
ことにより水と脂肪を識別するための一方法を記載して
いる。第１のスキャンシーケンスは、標準ＳＳＦＰシー
ケンスとなるように設定すると共に、Ｄ0-0と呼ぶ生デ
ータを生成させる。第２のスキャンシーケンスでは、偶
数番のＲＦ励起パルスに１８０°の位相を追加し、Ｄ
0-18 0と呼ぶ生データを生成させる。水画像はＤ0-0＋ｉ
・Ｄ0-180から得られ、一方脂肪の画像はＤ0-0−ｉ・Ｄ
0-180から得られる。しかし、水の脂肪からの分離は、
サンプルのＴ１／Ｔ２の値と、ＲＦフリップ角との両者
により影響を受ける。さらにこの方法では、ＴＲの値は
次の値に制限されている。
【００１０】ＴＲ＝１／２ΔWF （式３）
上式において、ΔWFは水と脂肪の間での共鳴周波数の差
である。この方法では単一ボクセル内の水と脂肪の含有
量を決定することができない。
である。この方法では単一ボクセル内の水と脂肪の含有
量を決定することができない。
【００１１】一般に、イメージング・ボリューム内にお
いては、歳差運動角Φのボリューム内での変動にあたる
ΔΦが概ねπラジアンを超えると激しいバンディング・
アーチファクト（ｂａｎｄｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔ）
が発生する。ΔΦ＝２π・Δｆ・ＴＲであるから、以下
の条件ではアーチファクトが発生しない。
いては、歳差運動角Φのボリューム内での変動にあたる
ΔΦが概ねπラジアンを超えると激しいバンディング・
アーチファクト（ｂａｎｄｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔ）
が発生する。ΔΦ＝２π・Δｆ・ＴＲであるから、以下
の条件ではアーチファクトが発生しない。
【００１２】ＴＲ＜１／２Δｆ （式４）
上式において、Δｆはイメージング・ボリューム内の共
鳴周波数の変動である。
鳴周波数の変動である。
【００１３】磁場が弱い場合は不等式（式４）を満足す
るＴＲの値が可能であるが、磁場が強くなると（すなわ
ち、概ね１．０Ｔ以上では）、短いＴＲ時間が必要とな
るため実現にあたり厳しい実用上の問題が起こる。短い
ＴＲ時間では、傾斜切り換え時間を極めて短くし、さら
に画像信号収集時間を極めて短くすることが要求され
る。したがって、小さいＴＲ値では磁場をより強くした
ＭＲＩの周知の利点を実現することは困難であり、この
場合さらに結果的に末梢神経の興奮及びＲＦ比吸収率
（ＳＡＲ）の上昇を起こす。
るＴＲの値が可能であるが、磁場が強くなると（すなわ
ち、概ね１．０Ｔ以上では）、短いＴＲ時間が必要とな
るため実現にあたり厳しい実用上の問題が起こる。短い
ＴＲ時間では、傾斜切り換え時間を極めて短くし、さら
に画像信号収集時間を極めて短くすることが要求され
る。したがって、小さいＴＲ値では磁場をより強くした
ＭＲＩの周知の利点を実現することは困難であり、この
場合さらに結果的に末梢神経の興奮及びＲＦ比吸収率
（ＳＡＲ）の上昇を起こす。
【００１４】短いＴＲ時間の欠点としては、１）要求さ
れる傾斜が大きいこと（最大可能な平面内分解能及びス
ライス幅が極めて制約される）、２）各ＴＲ内でデータ
収集に割り当てられる時間が短いため単位時間あたりの
ＳＮＲが最適以下（ｓｕｂｏｐｔｉｍａｌ）となるこ
と、３）スパイラルやマルチショットＥＰＩなど効率の
良いｋ空間収集方式を使用できないこと、４）脂肪信号
抑制が困難であること、５）ＳＡＲが大きいこと、など
がある。
れる傾斜が大きいこと（最大可能な平面内分解能及びス
ライス幅が極めて制約される）、２）各ＴＲ内でデータ
収集に割り当てられる時間が短いため単位時間あたりの
ＳＮＲが最適以下（ｓｕｂｏｐｔｉｍａｌ）となるこ
と、３）スパイラルやマルチショットＥＰＩなど効率の
良いｋ空間収集方式を使用できないこと、４）脂肪信号
抑制が困難であること、５）ＳＡＲが大きいこと、など
がある。
【００１５】
【課題を解決するための手段】したがって、反復時間を
制限せずに磁気共鳴画像を作成するための装置及び方法
を提供することが望ましい。
制限せずに磁気共鳴画像を作成するための装置及び方法
を提供することが望ましい。
【００１６】本発明の好ましい実施形態では、一組のＳ
ＳＦＰシーケンス内で無線周波数（ＲＦ）パルスと磁場
傾斜パルスを使用している磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）システムを実現している。各ＳＳＦＰシーケンス
は、そのシーケンス内で完全に平衡状態の傾斜を有する
反復時間（ＴＲ）の短かい傾斜エコーを含んでいる。一
組のＭＲＩ発生信号は、大きなフリップ角を有するＲＦ
励起パルスをもった２〜５個（最も好ましくは、２個ま
たは３個）のＳＳＦＰシーケンスを含んでいる。各シー
ケンスの反復時間が小さな値に制限されることはない。
以下に記載する具体的な信号収集技法及び解析技法を適
用し、かつ９０度に近いフリップ角を使用することによ
り、従来技術で使用されているのと異なり一組の発生信
号として６個以上のＳＳＦＰシーケンスを利用していな
いことに起因する不正確性がすべての組織（また特に、
スピンースピン緩和時間（Ｔ２）が短い組織）に対して
大幅に軽減される。歳差運動角に対する画像信号の変動
は、従来技術では必要であったような短い反復時間が不
要となるほど十分に小さくできる。９０度に近いフリッ
プ角を用いることにより、従来技術で使用している方法
と比べて、流体と軟部組織を撮像する際に極めて大きな
コントラストが得られるという追加的な利点も生じる。
ＳＦＰシーケンス内で無線周波数（ＲＦ）パルスと磁場
傾斜パルスを使用している磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）システムを実現している。各ＳＳＦＰシーケンス
は、そのシーケンス内で完全に平衡状態の傾斜を有する
反復時間（ＴＲ）の短かい傾斜エコーを含んでいる。一
組のＭＲＩ発生信号は、大きなフリップ角を有するＲＦ
励起パルスをもった２〜５個（最も好ましくは、２個ま
たは３個）のＳＳＦＰシーケンスを含んでいる。各シー
ケンスの反復時間が小さな値に制限されることはない。
以下に記載する具体的な信号収集技法及び解析技法を適
用し、かつ９０度に近いフリップ角を使用することによ
り、従来技術で使用されているのと異なり一組の発生信
号として６個以上のＳＳＦＰシーケンスを利用していな
いことに起因する不正確性がすべての組織（また特に、
スピンースピン緩和時間（Ｔ２）が短い組織）に対して
大幅に軽減される。歳差運動角に対する画像信号の変動
は、従来技術では必要であったような短い反復時間が不
要となるほど十分に小さくできる。９０度に近いフリッ
プ角を用いることにより、従来技術で使用している方法
と比べて、流体と軟部組織を撮像する際に極めて大きな
コントラストが得られるという追加的な利点も生じる。
【００１７】本発明の好ましい実施形態では、Ｎ回のＳ
ＳＦＰスキャンからなる１つの組はＮ組のＳＳＦＰシー
ケンスからそれぞれ収集される。Ｎ＝２であることが最
も好ましい。別法として、Ｎは｛３，４，５｝の中から
選んだ整数である。シーケンスの各組のスキャン同士の
間には、「発明の背景」に記載したように位相の増分を
追加している。収集したＮ個のデータ組に対する線形合
成により、画像の組（最も好ましくは、２枚の画像）を
作成する。この線形合成は「未処理」データ組から形成
させ、次いでこれを再構成して画像に形成させることが
好ましい。別法として、その線形合成は各データ組を再
構成した後に形成させている。これらの画像の強度を加
算し、別々の画像の場合と比べて信号対雑音レベルがよ
り大きい最終画像を得ることができる。
ＳＦＰスキャンからなる１つの組はＮ組のＳＳＦＰシー
ケンスからそれぞれ収集される。Ｎ＝２であることが最
も好ましい。別法として、Ｎは｛３，４，５｝の中から
選んだ整数である。シーケンスの各組のスキャン同士の
間には、「発明の背景」に記載したように位相の増分を
追加している。収集したＮ個のデータ組に対する線形合
成により、画像の組（最も好ましくは、２枚の画像）を
作成する。この線形合成は「未処理」データ組から形成
させ、次いでこれを再構成して画像に形成させることが
好ましい。別法として、その線形合成は各データ組を再
構成した後に形成させている。これらの画像の強度を加
算し、別々の画像の場合と比べて信号対雑音レベルがよ
り大きい最終画像を得ることができる。
【００１８】本発明の好ましい実施形態の幾つかでは、
シーケンスの各組の第１シーケンス内のＲＦパルスの前
にＲＦ前置パルスを置き、またその直後には、撮像対象
のシステムに対してディフェージング用磁場傾斜パルス
を加えている。ＲＦ前置パルスとディフェージング用傾
斜の組み合わせにより、後続のＲＦパルスに先だってそ
のシステムの磁化は事実上ゼロになる。このシステム
は、実質的になだらかに定常状態に近づき、これにより
利用しようとするシステムに関する計測値を始発（init
ial）ＲＦパルスから得ることが可能となる。
シーケンスの各組の第１シーケンス内のＲＦパルスの前
にＲＦ前置パルスを置き、またその直後には、撮像対象
のシステムに対してディフェージング用磁場傾斜パルス
を加えている。ＲＦ前置パルスとディフェージング用傾
斜の組み合わせにより、後続のＲＦパルスに先だってそ
のシステムの磁化は事実上ゼロになる。このシステム
は、実質的になだらかに定常状態に近づき、これにより
利用しようとするシステムに関する計測値を始発（init
ial）ＲＦパルスから得ることが可能となる。
【００１９】したがって、本発明の好ましい実施の一形
態では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のための方法
であって、撮像対象の被検体に対して、始発無線周波数
（ＲＦ）励起パルスをそれぞれに備えているＮ組の定常
自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスを加えるステップ
であって、始発ＲＦ励起パルスの各々は始発以外のＲＦ
励起パルスに対して所定の位相シフトを有しており、Ｎ
は１を超えかつ６未満の整数の組から選択した値である
ようなステップと、Ｍが０を超えておりかつＮ以下であ
る整数の組から選択した値として第Ｍ番目のシーケンス
のＲＦパルスの位相シフトが２π（Ｍ−１）／Ｎラジア
ンと実質的に等しくなるようにこれらのシーケンスのＲ
Ｆパルスの位相シフトを設定するステップと、Ｎ組のＳ
ＳＦＰシーケンスに応答して、被検体からそれぞれの組
の画像信号を受信するステップと、この受信画像信号の
組を被検体の画像を作成するように処理するステップ
と、を含む方法が提供される。
態では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のための方法
であって、撮像対象の被検体に対して、始発無線周波数
（ＲＦ）励起パルスをそれぞれに備えているＮ組の定常
自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスを加えるステップ
であって、始発ＲＦ励起パルスの各々は始発以外のＲＦ
励起パルスに対して所定の位相シフトを有しており、Ｎ
は１を超えかつ６未満の整数の組から選択した値である
ようなステップと、Ｍが０を超えておりかつＮ以下であ
る整数の組から選択した値として第Ｍ番目のシーケンス
のＲＦパルスの位相シフトが２π（Ｍ−１）／Ｎラジア
ンと実質的に等しくなるようにこれらのシーケンスのＲ
Ｆパルスの位相シフトを設定するステップと、Ｎ組のＳ
ＳＦＰシーケンスに応答して、被検体からそれぞれの組
の画像信号を受信するステップと、この受信画像信号の
組を被検体の画像を作成するように処理するステップ
と、を含む方法が提供される。
【００２０】この受信画像信号の組を処理するステップ
は、画像信号を合成してこれから第１の線形合成及び第
２の線形合成を形成させること、第１の線形合成の第１
の強度と第２の線形合成の第２の強度を平均することに
より画像を作成すること、を含むことが好ましい。
は、画像信号を合成してこれから第１の線形合成及び第
２の線形合成を形成させること、第１の線形合成の第１
の強度と第２の線形合成の第２の強度を平均することに
より画像を作成すること、を含むことが好ましい。
【００２１】さらに、この受信画像信号の組を処理する
ステップは画像信号の各々に対してフーリエ変換を実行
することを含み、かつ画像信号を合成するステップは該
フーリエ変換を合成することを含むことが好ましい。
ステップは画像信号の各々に対してフーリエ変換を実行
することを含み、かつ画像信号を合成するステップは該
フーリエ変換を合成することを含むことが好ましい。
【００２２】画像信号の少なくとも幾つかは歳差運動角
Φに従属しており、かつ被検体の画像は、画像内にバン
ディング・アーチファクトが実質的に生じないようにΦ
と実質的に独立であることが好ましい。
Φに従属しており、かつ被検体の画像は、画像内にバン
ディング・アーチファクトが実質的に生じないようにΦ
と実質的に独立であることが好ましい。
【００２３】別法としてまたは追加として、その被検体
は共鳴周波数が係数Δｆだけ異なる領域を含み、かつＮ
組のＳＳＦＰシーケンスの各シーケンスの反復時間（Ｔ
Ｒ）は２Δｆの逆数を超える時間を含んでいる。
は共鳴周波数が係数Δｆだけ異なる領域を含み、かつＮ
組のＳＳＦＰシーケンスの各シーケンスの反復時間（Ｔ
Ｒ）は２Δｆの逆数を超える時間を含んでいる。
【００２４】ＲＦ励起パルスの各々は約７０度を超える
フリップ角を発生させることが好ましい。
フリップ角を発生させることが好ましい。
【００２５】この被検体は体液及び軟部組織を含み、か
つ被検体の画像はこの体液と軟部組織に対応したそれぞ
れの領域を該領域間で高コントラストを有するようにし
て含むことが好ましい。
つ被検体の画像はこの体液と軟部組織に対応したそれぞ
れの領域を該領域間で高コントラストを有するようにし
て含むことが好ましい。
【００２６】さらに、Ｎ組のシーケンスの各々の第１の
ＳＳＦＰシーケンスの前には、実質的に９０度に等しい
フリップ角を発生させるようなディフェージング用磁場
傾斜及びＲＦ前置パルスを置くことが好ましい。
ＳＳＦＰシーケンスの前には、実質的に９０度に等しい
フリップ角を発生させるようなディフェージング用磁場
傾斜及びＲＦ前置パルスを置くことが好ましい。
【００２７】この被検体は水及び脂肪を含み、かつ本方
法は、Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる周波数合
成器の周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の共鳴周波
数νFの平均値と実質的に等しくなるように設定するス
テップと、各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝１
／２（νF−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と実
質的に等しくなるように設定するステップと、を含むと
共に、画像信号のそれぞれの組を受信するステップは、
時間期間τの第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の
奇数倍未満であるような第１の読み出し時刻において第
１組の画像信号を受信すること、τだけ増分させた第２
の奇数倍と実質的に等しい第２の読み出し時刻において
第２組の画像信号を受信すること、を含んでおり、か
つ、受信画像信号の組を処理するステップは、第１組及
び第２組の画像信号を処理してそれぞれ第１及び第２の
処理済み信号を形成すること、この第１の処理済み信号
及び第２の処理済み信号に応答して水画像と脂肪画像を
作成すること、を含んでいることが好ましい。
法は、Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる周波数合
成器の周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の共鳴周波
数νFの平均値と実質的に等しくなるように設定するス
テップと、各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝１
／２（νF−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と実
質的に等しくなるように設定するステップと、を含むと
共に、画像信号のそれぞれの組を受信するステップは、
時間期間τの第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の
奇数倍未満であるような第１の読み出し時刻において第
１組の画像信号を受信すること、τだけ増分させた第２
の奇数倍と実質的に等しい第２の読み出し時刻において
第２組の画像信号を受信すること、を含んでおり、か
つ、受信画像信号の組を処理するステップは、第１組及
び第２組の画像信号を処理してそれぞれ第１及び第２の
処理済み信号を形成すること、この第１の処理済み信号
及び第２の処理済み信号に応答して水画像と脂肪画像を
作成すること、を含んでいることが好ましい。
【００２８】さらに、本発明の好ましい実施の一形態で
は、始発無線周波数（ＲＦ）励起パルスであって、その
各始発ＲＦ励起パルスが始発以外のＲＦ励起パルスに対
して所定の位相シフトを有しており、Ｎは１を超えかつ
６未満の整数の組から選択した値であり、Ｍが０を超え
ておりかつＮ以下である整数の組から選択した値として
第Ｍ番目のシーケンスのＲＦパルスの位相シフトが２π
（Ｍ−１）／Ｎラジアンと実質的に等しくなるような始
発無線周波数（ＲＦ）励起パルスをそれぞれに備えてい
るＮ組の定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスを撮
像対象の被検体に加えるように適応させた磁場発生装置
と、このＮ組のＳＳＦＰシーケンスに応答して、被検体
からそれぞれの組の画像信号を受信し、該受信画像信号
の組を処理して被検体の画像を作成するように適応させ
た信号処理装置と、を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）装置が提供される。
は、始発無線周波数（ＲＦ）励起パルスであって、その
各始発ＲＦ励起パルスが始発以外のＲＦ励起パルスに対
して所定の位相シフトを有しており、Ｎは１を超えかつ
６未満の整数の組から選択した値であり、Ｍが０を超え
ておりかつＮ以下である整数の組から選択した値として
第Ｍ番目のシーケンスのＲＦパルスの位相シフトが２π
（Ｍ−１）／Ｎラジアンと実質的に等しくなるような始
発無線周波数（ＲＦ）励起パルスをそれぞれに備えてい
るＮ組の定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスを撮
像対象の被検体に加えるように適応させた磁場発生装置
と、このＮ組のＳＳＦＰシーケンスに応答して、被検体
からそれぞれの組の画像信号を受信し、該受信画像信号
の組を処理して被検体の画像を作成するように適応させ
た信号処理装置と、を含む磁気共鳴イメージング（ＭＲ
Ｉ）装置が提供される。
【００２９】この信号処理装置は、画像信号を合成して
これから第１の線形合成及び第２の線形合成を形成させ
ること、第１の線形合成の第１の強度と第２の線形合成
の第２の強度を平均することにより画像を作成するこ
と、を行うように適応させることが好ましい。
これから第１の線形合成及び第２の線形合成を形成させ
ること、第１の線形合成の第１の強度と第２の線形合成
の第２の強度を平均することにより画像を作成するこ
と、を行うように適応させることが好ましい。
【００３０】さらに、この信号処理装置は、画像信号の
各々に対してフーリエ変換を実行すること、並びに該フ
ーリエ変換を合成することを行うように適応されている
ことが好ましい。
各々に対してフーリエ変換を実行すること、並びに該フ
ーリエ変換を合成することを行うように適応されている
ことが好ましい。
【００３１】画像信号の少なくとも幾つかは歳差運動角
Φに従属しており、かつ被検体の画像は、画像内にバン
ディング・アーチファクトが実質的に生じないようにΦ
と実質的に独立であることが好ましい。
Φに従属しており、かつ被検体の画像は、画像内にバン
ディング・アーチファクトが実質的に生じないようにΦ
と実質的に独立であることが好ましい。
【００３２】別法としてまたは追加として、その被検体
は共鳴周波数が係数Δｆだけ異なる領域を含んでおり、
かつＮ組のＳＳＦＰシーケンスの各シーケンスの反復時
間（ＴＲ）は２Δｆの逆数を超える時間を含んでいる。
は共鳴周波数が係数Δｆだけ異なる領域を含んでおり、
かつＮ組のＳＳＦＰシーケンスの各シーケンスの反復時
間（ＴＲ）は２Δｆの逆数を超える時間を含んでいる。
【００３３】ＲＦ励起パルスの各々は約７０度を超える
フリップ角を生成させていることが好ましい。
フリップ角を生成させていることが好ましい。
【００３４】被検体は体液及び軟部組織を含み、かつ被
検体の画像はこの体液と軟部組織に対応したそれぞれの
領域を該領域間で高コントラストを有するようにして含
んでいることが好ましい。
検体の画像はこの体液と軟部組織に対応したそれぞれの
領域を該領域間で高コントラストを有するようにして含
んでいることが好ましい。
【００３５】Ｎ組のシーケンスの各々の第１のＳＳＦＰ
シーケンスの前には、実質的に９０度に等しいフリップ
角を発生させるようなディフェージング用磁場傾斜及び
ＲＦ前置パルスを置くことが好ましい。
シーケンスの前には、実質的に９０度に等しいフリップ
角を発生させるようなディフェージング用磁場傾斜及び
ＲＦ前置パルスを置くことが好ましい。
【００３６】被検体は水及び脂肪を含み、かつ、この磁
場発生装置は、Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる
周波数合成器の周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の
共鳴周波数νFの平均値と実質的に等しくなるように設
定すること、各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝
１／２（νF−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と
実質的に等しくなるように設定すること、を行うように
適応させると共に、この信号処理装置は、時間期間τの
第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の奇数倍未満で
あるような第１の読み出し時刻において第１組の画像信
号を受信すること、τだけ増分させた第２の奇数倍と実
質的に等しい第２の読み出し時刻において第２組の画像
信号を受信すること、第１組及び第２組の画像信号を処
理してそれぞれ第１及び第２の処理済み信号を形成する
こと、この第１の処理済み信号及び第２の処理済み信号
に応答して水画像と脂肪画像を作成すること、を行うよ
うに適応させることが好ましい。
場発生装置は、Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる
周波数合成器の周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の
共鳴周波数νFの平均値と実質的に等しくなるように設
定すること、各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝
１／２（νF−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と
実質的に等しくなるように設定すること、を行うように
適応させると共に、この信号処理装置は、時間期間τの
第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の奇数倍未満で
あるような第１の読み出し時刻において第１組の画像信
号を受信すること、τだけ増分させた第２の奇数倍と実
質的に等しい第２の読み出し時刻において第２組の画像
信号を受信すること、第１組及び第２組の画像信号を処
理してそれぞれ第１及び第２の処理済み信号を形成する
こと、この第１の処理済み信号及び第２の処理済み信号
に応答して水画像と脂肪画像を作成すること、を行うよ
うに適応させることが好ましい。
【００３７】本発明は、添付の図面と共に取り上げた本
発明の好ましい実施形態に関する以下の詳細な説明から
より完全に理解されるであろう。
発明の好ましい実施形態に関する以下の詳細な説明から
より完全に理解されるであろう。
【００３８】
【発明の実施の形態】ここで図１を参照すると、図１は
本発明の好ましい実施の一形態による磁気共鳴イメージ
ング（ＭＲＩ）システム１０のブロック概要図である。
システム１０は、Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ
Ｃｏｍｐａｎｙ（Ｓｃｈｅｎｅｃｔａｄｙ，ＮＹ）によ
り製作されているＳｉｇｎａシステムなどの工業標準の
ＭＲＩシステムを含むことが最も好ましい。システム１
０は、とりわけ、磁場発生装置として並びに信号処理装
置として動作する。システム１０では、オペレータ・コ
ンソール１００を使用し、中央演算処理装置（ＣＰＵ）
１０４及び１つまたは複数のメモリ１０６を備えている
コンピュータ・システム１０２を操作している。メモリ
１０６は、磁気テープ駆動装置及び／またはコンピュー
タのハードドライブなど、収集した画像データを格納す
るために使用する１つまたは複数の不揮発式記憶装置を
備えることが好ましい。システム１０２の画像処理装置
１０８は、オペレータ・コンソール１００による対話式
の画像表示の提供を可能とするような当技術分野で周知
の装置を含んでいる。
本発明の好ましい実施の一形態による磁気共鳴イメージ
ング（ＭＲＩ）システム１０のブロック概要図である。
システム１０は、Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ
Ｃｏｍｐａｎｙ（Ｓｃｈｅｎｅｃｔａｄｙ，ＮＹ）によ
り製作されているＳｉｇｎａシステムなどの工業標準の
ＭＲＩシステムを含むことが最も好ましい。システム１
０は、とりわけ、磁場発生装置として並びに信号処理装
置として動作する。システム１０では、オペレータ・コ
ンソール１００を使用し、中央演算処理装置（ＣＰＵ）
１０４及び１つまたは複数のメモリ１０６を備えている
コンピュータ・システム１０２を操作している。メモリ
１０６は、磁気テープ駆動装置及び／またはコンピュー
タのハードドライブなど、収集した画像データを格納す
るために使用する１つまたは複数の不揮発式記憶装置を
備えることが好ましい。システム１０２の画像処理装置
１０８は、オペレータ・コンソール１００による対話式
の画像表示の提供を可能とするような当技術分野で周知
の装置を含んでいる。
【００３９】システム１０２は、システム制御装置１１
０及び傾斜増幅器システム１１２を介してＭＲＩシステ
ム１０の動作を制御している。制御装置１１０は、ＣＰ
Ｕ１０４と協同した制御装置１１０の操作に使用される
ＣＰＵ１１９を含むことが好ましい。制御装置１１０は
パルス発生装置１１４を含んでおり、このパルス発生装
置１１４は、システム１０２から受け取った全体的な制
御命令を介して、システム１１２内に含まれる増幅器を
駆動させるのに必要なパルス及び波形を発生させてい
る。これらの増幅器は、続いて当技術分野で周知の方法
により患者マグネット・アセンブリ１４１内にそれぞれ
の磁場傾斜Ｇx、Ｇy及びＧzを生成させるような電流を
発生させる。このパルス発生装置はさらに、無線周波数
（ＲＦ）電力増幅器１１６を駆動させるために使用する
信号を発生させ、さらにこの電力増幅器１１６は患者マ
グネット・アセンブリ１４１に含まれる全身用ＲＦコイ
ル１５２に電源供給するために使用されるＲＦ電力信号
を出力している。さらに詳細には以下で記載するが、コ
イル１５２に入力するＲＦ信号の位相は所定の方式によ
り様々な値とする。コイル１５２はさらに、ＭＲＩ信号
検出器コイルとして使用することもでき、また別法で
は、コイル１５２を送信用と受信用の別々のコイルに分
割している（これについては、以下で図２に関連してよ
り詳細に説明する）。
０及び傾斜増幅器システム１１２を介してＭＲＩシステ
ム１０の動作を制御している。制御装置１１０は、ＣＰ
Ｕ１０４と協同した制御装置１１０の操作に使用される
ＣＰＵ１１９を含むことが好ましい。制御装置１１０は
パルス発生装置１１４を含んでおり、このパルス発生装
置１１４は、システム１０２から受け取った全体的な制
御命令を介して、システム１１２内に含まれる増幅器を
駆動させるのに必要なパルス及び波形を発生させてい
る。これらの増幅器は、続いて当技術分野で周知の方法
により患者マグネット・アセンブリ１４１内にそれぞれ
の磁場傾斜Ｇx、Ｇy及びＧzを生成させるような電流を
発生させる。このパルス発生装置はさらに、無線周波数
（ＲＦ）電力増幅器１１６を駆動させるために使用する
信号を発生させ、さらにこの電力増幅器１１６は患者マ
グネット・アセンブリ１４１に含まれる全身用ＲＦコイ
ル１５２に電源供給するために使用されるＲＦ電力信号
を出力している。さらに詳細には以下で記載するが、コ
イル１５２に入力するＲＦ信号の位相は所定の方式によ
り様々な値とする。コイル１５２はさらに、ＭＲＩ信号
検出器コイルとして使用することもでき、また別法で
は、コイル１５２を送信用と受信用の別々のコイルに分
割している（これについては、以下で図２に関連してよ
り詳細に説明する）。
【００４０】コイル１５２を分けていない場合、発生装
置１１４により制御を受ける送信／受信切換スイッチ１
５４により、ＲＦ電力信号のコイル１５２への送信と、
コイル中で発生する「未処理」ＭＲＩ信号との間でクロ
ストークが生じないことが保証される。このＭＲＩ信号
は、ＣＰＵ１１９及びシステム１０２と協同して信号処
理装置の役割を果たしている送受信装置１２０に、スイ
ッチ１５４及び低ノイズ前置増幅器１１８を介して伝達
される。送受信装置１２０並びに関連する構成要素の機
能については、図２を参照しながら以下で説明する。分
かりやすくするために、制御装置１１０には電源やメモ
リなどこれ以外の構成要素を含めていないが、これらの
要素は制御装置を増幅器システム１１２用の駆動装置と
して機能させるため、並びにＲＦパルスの送信やＭＲＩ
信号の受信のために必要なものである。
置１１４により制御を受ける送信／受信切換スイッチ１
５４により、ＲＦ電力信号のコイル１５２への送信と、
コイル中で発生する「未処理」ＭＲＩ信号との間でクロ
ストークが生じないことが保証される。このＭＲＩ信号
は、ＣＰＵ１１９及びシステム１０２と協同して信号処
理装置の役割を果たしている送受信装置１２０に、スイ
ッチ１５４及び低ノイズ前置増幅器１１８を介して伝達
される。送受信装置１２０並びに関連する構成要素の機
能については、図２を参照しながら以下で説明する。分
かりやすくするために、制御装置１１０には電源やメモ
リなどこれ以外の構成要素を含めていないが、これらの
要素は制御装置を増幅器システム１１２用の駆動装置と
して機能させるため、並びにＲＦパルスの送信やＭＲＩ
信号の受信のために必要なものである。
【００４１】図２は、本発明の好ましい実施の一形態に
従った送受信装置１２０により実行される機能のブロッ
ク概要図である。送受信装置１２０に関して本明細書に
記載した機能のうちの幾つかは、発生装置１１４など制
御装置１１０の別の構成要素により実行させることがあ
ることを理解されたい。基準周波数発生装置２０３は、
５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６０ＭＨｚという実質的に固
定した既知の周波数を周波数合成器２００に供給するこ
とが好ましい。合成器２００はこの基準周波数を使用し
て、システム１０２が決定している合成器への制御入力
により決定される周波数及び位相において、コイル１５
２向けの基準ＲＦパルス信号を発生させている。この基
準信号は、入力されたＲＦパルスに対する包絡線を協同
して形成している変調器２０２と減衰器２０６を介して
増幅器１１６（図１）に供給されている。したがって、
所定の形状、位相及び周波数を有するＲＦ電力励起パル
スがコイル１５２に送られる。変調器２０２及び減衰器
２０６は、典型的にはバス２１８を介して、システム１
０２からの入力により制御を受けることが好ましい。任
意選択では、コイル１５２は、増幅器１１６により駆動
を受けている送信コイル１５２Ａと、単独の受信コイル
１５２Ｂとを備えている。さらに詳細には以下で記載す
るが、各ＲＦ電力パルス及び磁場傾斜増幅器システム１
１２が発生させる信号は、実質的に一定の反復時間（Ｔ
Ｒ）をもつように生成されると共に、これらは協同して
定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）信号を発生させる信号シ
ーケンスを含んでいる。
従った送受信装置１２０により実行される機能のブロッ
ク概要図である。送受信装置１２０に関して本明細書に
記載した機能のうちの幾つかは、発生装置１１４など制
御装置１１０の別の構成要素により実行させることがあ
ることを理解されたい。基準周波数発生装置２０３は、
５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６０ＭＨｚという実質的に固
定した既知の周波数を周波数合成器２００に供給するこ
とが好ましい。合成器２００はこの基準周波数を使用し
て、システム１０２が決定している合成器への制御入力
により決定される周波数及び位相において、コイル１５
２向けの基準ＲＦパルス信号を発生させている。この基
準信号は、入力されたＲＦパルスに対する包絡線を協同
して形成している変調器２０２と減衰器２０６を介して
増幅器１１６（図１）に供給されている。したがって、
所定の形状、位相及び周波数を有するＲＦ電力励起パル
スがコイル１５２に送られる。変調器２０２及び減衰器
２０６は、典型的にはバス２１８を介して、システム１
０２からの入力により制御を受けることが好ましい。任
意選択では、コイル１５２は、増幅器１１６により駆動
を受けている送信コイル１５２Ａと、単独の受信コイル
１５２Ｂとを備えている。さらに詳細には以下で記載す
るが、各ＲＦ電力パルス及び磁場傾斜増幅器システム１
１２が発生させる信号は、実質的に一定の反復時間（Ｔ
Ｒ）をもつように生成されると共に、これらは協同して
定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）信号を発生させる信号シ
ーケンスを含んでいる。
【００４２】被検体１２２（図１）により生成されるＭ
ＲＩ信号はコイル１５２により、また任意選択では受信
コイル１５２Ｂにより検出されると共に、低ノイズ前置
増幅器１１８に供給され、さらにここから増幅器２０７
に供給される。増幅器２０７はシステム１０２からの制
御信号を受け取るが、増幅器２０７は全体周期ＴＲ内の
所定の時間間隔だけ起動させるように設定することが好
ましい。増幅したこの信号は、その位相を保存させた状
態で、Ａ／Ｄディジタイザ２０９でディジタル化し、さ
らに得られたディジタル信号は制御装置１１０に転送し
てさらに処理することが好ましい。別法では、前置増幅
器１１８からの信号は位相関係を保持するようにして増
幅し、次いでＭＲＩ技術分野で周知の別の方法に従って
ディジタル化している。
ＲＩ信号はコイル１５２により、また任意選択では受信
コイル１５２Ｂにより検出されると共に、低ノイズ前置
増幅器１１８に供給され、さらにここから増幅器２０７
に供給される。増幅器２０７はシステム１０２からの制
御信号を受け取るが、増幅器２０７は全体周期ＴＲ内の
所定の時間間隔だけ起動させるように設定することが好
ましい。増幅したこの信号は、その位相を保存させた状
態で、Ａ／Ｄディジタイザ２０９でディジタル化し、さ
らに得られたディジタル信号は制御装置１１０に転送し
てさらに処理することが好ましい。別法では、前置増幅
器１１８からの信号は位相関係を保持するようにして増
幅し、次いでＭＲＩ技術分野で周知の別の方法に従って
ディジタル化している。
【００４３】図３は、本発明の好ましい実施の一形態に
従ってシステム１０内で発生させる波形及び信号を表し
ている一組のグラフである。持続時間ＴＲの第１の時間
間隔３１０の間で、ＲＦパルス３００で開始されている
第１シーケンス３１２を被検体１２２に加える。振幅、
持続時間、パルス形状などＲＦパルス３００のパラメー
タは、システム１０により設定することが好ましい。パ
ルス３００以外に、シーケンス３１２は、図３において
それぞれ波形３０４、３０６及び３０８で示している磁
場傾斜波形Ｇz、Ｇy及びＧxを含んでいる。傾斜波形３
０４及び３０６は位相エンコード方式により様々である
が、当技術分野で周知のように波形３０４はスライス選
択の役目を果たしている。時間間隔３１０にわたって計
測される各傾斜波形Ｇz、Ｇy及びＧxの面積は実質的に
ゼロに等しいことが最も好ましい。傾斜波形３０８は読
み出し傾斜として用い、波形３０８が規定している時刻
（概ね、時間間隔３１６の間で波形３０８の「中央」の
位置）において出力信号３１４が収集されるようにして
いる。
従ってシステム１０内で発生させる波形及び信号を表し
ている一組のグラフである。持続時間ＴＲの第１の時間
間隔３１０の間で、ＲＦパルス３００で開始されている
第１シーケンス３１２を被検体１２２に加える。振幅、
持続時間、パルス形状などＲＦパルス３００のパラメー
タは、システム１０により設定することが好ましい。パ
ルス３００以外に、シーケンス３１２は、図３において
それぞれ波形３０４、３０６及び３０８で示している磁
場傾斜波形Ｇz、Ｇy及びＧxを含んでいる。傾斜波形３
０４及び３０６は位相エンコード方式により様々である
が、当技術分野で周知のように波形３０４はスライス選
択の役目を果たしている。時間間隔３１０にわたって計
測される各傾斜波形Ｇz、Ｇy及びＧxの面積は実質的に
ゼロに等しいことが最も好ましい。傾斜波形３０８は読
み出し傾斜として用い、波形３０８が規定している時刻
（概ね、時間間隔３１６の間で波形３０８の「中央」の
位置）において出力信号３１４が収集されるようにして
いる。
【００４４】時間間隔３１１の次のシーケンス３１３
は、位相エンコードに関する以外はシーケンス３１２と
実質的に同じである。シーケンス３１２及び３１３と同
じシーケンスは、位相エンコード傾斜を変化させながら
時間期間３１９の全体にわたってＭ回反復させ、各シー
ケンスの間で信号３１４を収集する。回数Ｍは、最終画
像で希望する分解能及び／または信号対雑音比に応じ
て、当技術分野で知られるようにして選択することが好
ましい。典型的には、Ｍは１２８〜２５６の範囲にあ
る。Ｍ回の反復からなる組には、シーケンスの第１の組
３３１が含まれる。この組３３１はＮ回反復される（こ
こで、Ｎはスキャンシーケンスの数であり、Ｎ≦５であ
る）。「発明の背景」に記載したように、スキャンｊ
（ｊ＝１，２，．．．，Ｎ）の間では２π（ｊ−１）／
Ｎラジアンの位相シフトを追加する。第１のシーケンス
３１２、３１３のＭ回の反復の終了時点で、第２のスキ
ャン組に対する時間間隔３２９が始まる。
は、位相エンコードに関する以外はシーケンス３１２と
実質的に同じである。シーケンス３１２及び３１３と同
じシーケンスは、位相エンコード傾斜を変化させながら
時間期間３１９の全体にわたってＭ回反復させ、各シー
ケンスの間で信号３１４を収集する。回数Ｍは、最終画
像で希望する分解能及び／または信号対雑音比に応じ
て、当技術分野で知られるようにして選択することが好
ましい。典型的には、Ｍは１２８〜２５６の範囲にあ
る。Ｍ回の反復からなる組には、シーケンスの第１の組
３３１が含まれる。この組３３１はＮ回反復される（こ
こで、Ｎはスキャンシーケンスの数であり、Ｎ≦５であ
る）。「発明の背景」に記載したように、スキャンｊ
（ｊ＝１，２，．．．，Ｎ）の間では２π（ｊ−１）／
Ｎラジアンの位相シフトを追加する。第１のシーケンス
３１２、３１３のＭ回の反復の終了時点で、第２のスキ
ャン組に対する時間間隔３２９が始まる。
【００４５】時間間隔３２９の間に、Ｍ回のシーケンス
３２２からなる第２の組３３３が被検体１２２に加えら
れる。この組３３３の各シーケンスはＲＦパルス３０１
により開始される。各ＴＲの間に２π／Ｎラジアンの位
相φが追加されることを除き、各シーケンス３２２の傾
斜波形に関する振幅、位相及び周波数は、実質的に同じ
位相エンコード傾斜を含むシーケンス３１２と概して同
じである。出力画像信号３２４は、組３１２の間隔３１
６に相当する時間間隔３２６の全体にわたって収集され
る。例えば、Ｎ＝２として以下に記載する場合では、φ
＝０及びπである。
３２２からなる第２の組３３３が被検体１２２に加えら
れる。この組３３３の各シーケンスはＲＦパルス３０１
により開始される。各ＴＲの間に２π／Ｎラジアンの位
相φが追加されることを除き、各シーケンス３２２の傾
斜波形に関する振幅、位相及び周波数は、実質的に同じ
位相エンコード傾斜を含むシーケンス３１２と概して同
じである。出力画像信号３２４は、組３１２の間隔３１
６に相当する時間間隔３２６の全体にわたって収集され
る。例えば、Ｎ＝２として以下に記載する場合では、φ
＝０及びπである。
【００４６】画像信号３１４及び３２４は、コイル１５
２（あるいは、コイル１５２Ｂ）から受け取られ、図１
及び２を参照しながら上述したようにして増幅及びディ
ジタル化を受ける。画像信号３１４及び３２４に対応す
る画像信号の組は磁場傾斜の位相エンコードの間に作成
されることを理解されたい。「未処理」データ画像信号
からなるこれらの組を用いて被検体１２２の画像が作成
される。
２（あるいは、コイル１５２Ｂ）から受け取られ、図１
及び２を参照しながら上述したようにして増幅及びディ
ジタル化を受ける。画像信号３１４及び３２４に対応す
る画像信号の組は磁場傾斜の位相エンコードの間に作成
されることを理解されたい。「未処理」データ画像信号
からなるこれらの組を用いて被検体１２２の画像が作成
される。
【００４７】上で言及した「Ｍｏｔｉｏｎ−Ｉｎｓｅｎ
ｓｉｔｉｖｅ， Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ
Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記
事にさらに詳細に記載されているが、画像信号３１４は
次式の形のフーリエ級数と見なすことができる。
ｓｉｔｉｖｅ， Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ Ｆｒｅｅ
Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する記
事にさらに詳細に記載されているが、画像信号３１４は
次式の形のフーリエ級数と見なすことができる。
【００４８】
【数１】
【００４９】上式において、Ｓは画像信号３１４であ
り、かつｆkはこの級数の各項であり、またＡkの各項は
Φと独立であると仮定している。（式５）は、スキャン
の数Ｎが無限大の場合に正確に一致する。この記事に
は、Ｎが有限である場合に、第ｍ番目のシーケンス（ｍ
＝１，２，．．．，Ｎ）のスピンにφm＝２π（ｍ−
１）／Ｎラジアンの位相シフトが追加されるようにして
Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを実行することによりｆkを
分離させる方法が記載されている。
り、かつｆkはこの級数の各項であり、またＡkの各項は
Φと独立であると仮定している。（式５）は、スキャン
の数Ｎが無限大の場合に正確に一致する。この記事に
は、Ｎが有限である場合に、第ｍ番目のシーケンス（ｍ
＝１，２，．．．，Ｎ）のスピンにφm＝２π（ｍ−
１）／Ｎラジアンの位相シフトが追加されるようにして
Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを実行することによりｆkを
分離させる方法が記載されている。
【００５０】理論的には、次のフーリエ変換を実行する
ことによりｆkが決定される。
ことによりｆkが決定される。
【００５１】
【数２】
（Ｎ→∞かつ−∞＜ｋ＜∞である） （式６）
【００５２】上式において、Ｉmはスキャンｍの間に収
集された画像である。
集された画像である。
【００５３】Ｎが有限の場合には、次式となる。
【００５４】
【数３】
【００５５】上式において、Ｎが偶数の場合ではｋ＝−
Ｎ／２からＮ／２−１までであり、Ｎが奇数の場合では
ｋ＝−Ｎ／２＋１／２からＮ／２−１／２までである。
Ｎ／２からＮ／２−１までであり、Ｎが奇数の場合では
ｋ＝−Ｎ／２＋１／２からＮ／２−１／２までである。
【００５６】したがって、Ｎ＝２の場合には、ｋ＝−１
及び０となり、次式となる。
及び０となり、次式となる。
【００５７】
ｆ0,2＝（１／２）（Ｉ0＋Ｉ1） （式８）
【００５８】
【数４】
すなわち、
ｆ-1,2＝（１／２）（Ｉ0＋Ｉ1ｅｘｐ（ｉπ））＝（１／２）（Ｉ0−Ｉ1）
（式９）
【００５９】上式において、ｆ0,2とｆ-1,2はｆ0とｆ-1
のフーリエ成分の近似値に対応する。
のフーリエ成分の近似値に対応する。
【００６０】同様に、Ｎ＝３の場合には次式となる。
【００６１】
ｆ0,3＝（１／３）（Ｉ0＋Ｉ1＋Ｉ2） （式１０）
ｆ-1,3＝（１／３）（Ｉ0＋Ｉ1ｅｘｐ（ｉ２π／３）＋Ｉ2ｅｘｐ（ｉ４π／
３）） （式１１）
（式６）のｆkに関する（式７）のｆk,N近似は良好な近
似となる（これについては、図６を参照しながら以下で
説明する）。
似となる（これについては、図６を参照しながら以下で
説明する）。
【００６２】図４は、本発明の好ましい実施の一形態に
従った信号３１４及び３２４の解析処理３５０に関する
各ステップを表した流れ図である。処理３５０ではデー
タ組ｆk,Nを導出するために示した解析を利用してい
る。第１のステップ３５２では、図１、２及び３を参照
しながら上述したようにして信号が収集されかつ格納さ
れる。第２のステップ３５４では、信号３１４及び３２
４に対応して収集したデータ組Ｉmが合成され、ｋ＝０
及び−１の場合の（式７）のようにしてデータ組ｆk,N
が作成される。第３のステップ３５６では、ｆ-1,N及び
ｆ0,Nを再構成して画像が作成される。別法として、２
番目と３番目のステップは入れ替え可能である。第４の
ステップ３５８では、強度画像｜ｆ0,N｜及び｜ｆ-1,N
｜が決定され、最終ステップ３６０では、最終画像が得
られるように｜ｆ0,N｜と｜ｆ-1,N｜を平均している。
｜ｆ0,N｜と｜ｆ-1,N｜のノイズは互いに関係がないた
め、最終画像の信号対雑音比では、｜ｆ0,N｜や｜ｆ
-1,N｜と比較して概ね１．４倍の改善が得られる。
従った信号３１４及び３２４の解析処理３５０に関する
各ステップを表した流れ図である。処理３５０ではデー
タ組ｆk,Nを導出するために示した解析を利用してい
る。第１のステップ３５２では、図１、２及び３を参照
しながら上述したようにして信号が収集されかつ格納さ
れる。第２のステップ３５４では、信号３１４及び３２
４に対応して収集したデータ組Ｉmが合成され、ｋ＝０
及び−１の場合の（式７）のようにしてデータ組ｆk,N
が作成される。第３のステップ３５６では、ｆ-1,N及び
ｆ0,Nを再構成して画像が作成される。別法として、２
番目と３番目のステップは入れ替え可能である。第４の
ステップ３５８では、強度画像｜ｆ0,N｜及び｜ｆ-1,N
｜が決定され、最終ステップ３６０では、最終画像が得
られるように｜ｆ0,N｜と｜ｆ-1,N｜を平均している。
｜ｆ0,N｜と｜ｆ-1,N｜のノイズは互いに関係がないた
め、最終画像の信号対雑音比では、｜ｆ0,N｜や｜ｆ
-1,N｜と比較して概ね１．４倍の改善が得られる。
【００６３】図５は、図４に関して上述した本発明の好
ましい実施の一形態に従った解析処理から得られるＮ＝
２の場合の結果を表しているグラフである。このグラフ
は血液に関して導出したものであり、Ｔ１＝１０００ｍ
ｓでありＴ２＝２５０ｍｓとなっている。ＴＲは１０ｍ
ｓに設定しており、またフリップ角は９０度である。グ
ラフ４０２は、歳差運動角φに対して未処理信号に関す
る結果を表したものである。またグラフ４０４及び４０
６は、歳差運動角φに対するそれぞれ｜ｆ0,2｜と｜ｆ
-1,2｜の値を表している。このグラフで分かるように、
｜ｆ0,2｜及び｜ｆ-1,2｜の値のφに対する変動は実質
的に除去されており、（式９）及び（式１０）の近似が
有効であることが分かる。グラフ４０８はｆ0とｆ-1の
値を表している。グラフ４０８をグラフ４０４及び４０
６と比較することによりｆ0はｆ0 ,2に近く、またｆ-1は
ｆ-1,2に近いことが分かる。
ましい実施の一形態に従った解析処理から得られるＮ＝
２の場合の結果を表しているグラフである。このグラフ
は血液に関して導出したものであり、Ｔ１＝１０００ｍ
ｓでありＴ２＝２５０ｍｓとなっている。ＴＲは１０ｍ
ｓに設定しており、またフリップ角は９０度である。グ
ラフ４０２は、歳差運動角φに対して未処理信号に関す
る結果を表したものである。またグラフ４０４及び４０
６は、歳差運動角φに対するそれぞれ｜ｆ0,2｜と｜ｆ
-1,2｜の値を表している。このグラフで分かるように、
｜ｆ0,2｜及び｜ｆ-1,2｜の値のφに対する変動は実質
的に除去されており、（式９）及び（式１０）の近似が
有効であることが分かる。グラフ４０８はｆ0とｆ-1の
値を表している。グラフ４０８をグラフ４０４及び４０
６と比較することによりｆ0はｆ0 ,2に近く、またｆ-1は
ｆ-1,2に近いことが分かる。
【００６４】Ｔ２の値が２５０ｍｓ未満である軟部組織
では、その信号レベルの変動はこのグラフに示す小さい
変動と比べてさらに小さくなっている。９０度に等しい
フリップ角では血液や胆汁などの体液と灰白質や白質な
どの軟部組織との間で最大のコントラストが得られるた
め、このグラフの例示のように概ね９０度のフリップ角
を用いると有利である。グラフを調べることにより、信
号強度が概ねΦと独立であることを理解されたい。した
がって、不等式（式４）で例示したようなＴＲに関する
従来技術における制約は、本発明の好ましい実施形態に
は当てはまらず、本発明の好ましい実施形態では、最終
画像内のバンディング・アーチファクトを実質的に無く
しながら大きなＴＲ値を実現することができる。
では、その信号レベルの変動はこのグラフに示す小さい
変動と比べてさらに小さくなっている。９０度に等しい
フリップ角では血液や胆汁などの体液と灰白質や白質な
どの軟部組織との間で最大のコントラストが得られるた
め、このグラフの例示のように概ね９０度のフリップ角
を用いると有利である。グラフを調べることにより、信
号強度が概ねΦと独立であることを理解されたい。した
がって、不等式（式４）で例示したようなＴＲに関する
従来技術における制約は、本発明の好ましい実施形態に
は当てはまらず、本発明の好ましい実施形態では、最終
画像内のバンディング・アーチファクトを実質的に無く
しながら大きなＴＲ値を実現することができる。
【００６５】本発明の代替的な好ましい実施形態では、
ＳＳＦＰ信号に対するＮ回の連続するスキャン（ここで
Ｎは３、４または５の値を含む）を被検体１２２に対し
て実施している。以下に記載する違いを除けば、Ｎ回の
信号スキャンの各々は、図３を参照しながら上述した２
回のＳＳＦＰ信号の組と形態において概して同じであ
る。第ｍ番目のスキャン（ｍ＝１，２，．．．，Ｎ）に
対してはφm＝２π（ｍ−１）／Ｎラジアンの位相シフ
トを追加している。この位相シフトは、上で言及したＺ
ｕｒらの記事に記載されているように各スピンに対して
付加される。ＳＳＦＰ信号に対するＮ回の連続するスキ
ャンで生成される画像信号は、実質的には図４を参照し
ながら上述したようにして解析を受ける。したがって、
１，．．．，Ｎの画像信号の各組は（式８）の場合と同
様にして線形合成され、平均画像信号に対するｆ0,N及
びｆ-1,Nが生成される。強度｜ｆ0,N｜及び｜ｆ-1,N｜
を決定し、この２つの強度を平均して最終画像を作成し
ている。
ＳＳＦＰ信号に対するＮ回の連続するスキャン（ここで
Ｎは３、４または５の値を含む）を被検体１２２に対し
て実施している。以下に記載する違いを除けば、Ｎ回の
信号スキャンの各々は、図３を参照しながら上述した２
回のＳＳＦＰ信号の組と形態において概して同じであ
る。第ｍ番目のスキャン（ｍ＝１，２，．．．，Ｎ）に
対してはφm＝２π（ｍ−１）／Ｎラジアンの位相シフ
トを追加している。この位相シフトは、上で言及したＺ
ｕｒらの記事に記載されているように各スピンに対して
付加される。ＳＳＦＰ信号に対するＮ回の連続するスキ
ャンで生成される画像信号は、実質的には図４を参照し
ながら上述したようにして解析を受ける。したがって、
１，．．．，Ｎの画像信号の各組は（式８）の場合と同
様にして線形合成され、平均画像信号に対するｆ0,N及
びｆ-1,Nが生成される。強度｜ｆ0,N｜及び｜ｆ-1,N｜
を決定し、この２つの強度を平均して最終画像を作成し
ている。
【００６６】例えば、Ｎ＝３の場合には、第１、第２及
び第３（最終）のスキャン組のそれぞれの間で各ＴＲに
０ラジアン、２π／３ラジアン、及び４π／３ラジアン
の位相を追加している。この場合、上で述べたように次
式となる。
び第３（最終）のスキャン組のそれぞれの間で各ＴＲに
０ラジアン、２π／３ラジアン、及び４π／３ラジアン
の位相を追加している。この場合、上で述べたように次
式となる。
【００６７】
ｆ0,3＝（１／３）（Ｉ0＋Ｉ1＋Ｉ2） （式１０）
ｆ-1,3＝（１／３）（Ｉ0＋Ｉ1ｅｘｐ（ｉ２π／３）＋Ｉ2ｅｘｐ（ｉ４π／
３）） （式１１）
図５は９０度のフリップ角を用いて得られる結果を示し
たものであるが、これより小さいフリップ角を使いたい
場合は、３組以上のＳＳＦＰシーケンスを使用する（例
えば、Ｎ＝３とする）ことが好ましいことがある。より
効率の良い信号収集方法の使用が可能であるため、２組
以上のＳＳＦＰシーケンスを使用したとしても単一のＳ
ＳＦＰスキャンと比べて全体のスキャン時間が必ずしも
増加することはない。例えば、ＴＲ＝３．３ｍｓである
ような単一シーケンスの場合、２００本のｋ空間線を収
集するには全スキャン時間として６６０ｍｓが必要であ
る。この場合、典型的な収集ウィンドウ１つは１ｍｓと
なる。Ｎを２に設定しかつＴＲを１０ｍｓまで長くする
と、この収集ウィンドウは８ｍｓに設定することが可能
となる。１回のシーケンスあたり６本のｋ空間線を収集
する場合では、例えばエコープラナ・イメージング（Ｅ
ＰＩ）を用いることにより、６６０ｍｓの全スキャン時
間内で１９８本の線を収集できる。データ・サンプリン
グ・ウィンドウを長くするほど、ＴＲ＝１０ｍｓを使っ
てより大きな信号対雑音レベルを得ることができること
を理解されたい。Ｎ＝２のスキャンでは、スキャン時間
の８０％がデータサンプリングに使用される。一方、単
一スキャンではＴＲ＝３．３ｍｓでこの割合は３０％で
ある。
たものであるが、これより小さいフリップ角を使いたい
場合は、３組以上のＳＳＦＰシーケンスを使用する（例
えば、Ｎ＝３とする）ことが好ましいことがある。より
効率の良い信号収集方法の使用が可能であるため、２組
以上のＳＳＦＰシーケンスを使用したとしても単一のＳ
ＳＦＰスキャンと比べて全体のスキャン時間が必ずしも
増加することはない。例えば、ＴＲ＝３．３ｍｓである
ような単一シーケンスの場合、２００本のｋ空間線を収
集するには全スキャン時間として６６０ｍｓが必要であ
る。この場合、典型的な収集ウィンドウ１つは１ｍｓと
なる。Ｎを２に設定しかつＴＲを１０ｍｓまで長くする
と、この収集ウィンドウは８ｍｓに設定することが可能
となる。１回のシーケンスあたり６本のｋ空間線を収集
する場合では、例えばエコープラナ・イメージング（Ｅ
ＰＩ）を用いることにより、６６０ｍｓの全スキャン時
間内で１９８本の線を収集できる。データ・サンプリン
グ・ウィンドウを長くするほど、ＴＲ＝１０ｍｓを使っ
てより大きな信号対雑音レベルを得ることができること
を理解されたい。Ｎ＝２のスキャンでは、スキャン時間
の８０％がデータサンプリングに使用される。一方、単
一スキャンではＴＲ＝３．３ｍｓでこの割合は３０％で
ある。
【００６８】図３に戻ると、ＲＦパルス３００などのＲ
Ｆ励起パルスを印加した後で磁化振動が起こることは当
技術分野で周知である。この振動はΦの関数である。本
発明の好ましい実施形態の幾つかでは、ＳＳＦＰシーケ
ンス組３１２の第１のＲＦパルス３００の前に９０度の
非選択的ＲＦ前置パルス３０３とディフェージング用傾
斜３０５を置いている。前置パルス３０３及び傾斜３０
５によりパルス３００による励起の前に被検体１２２の
磁化を事実上ゼロにすることができ、磁化の定常状態へ
の接近が後続のＲＦパルス３００に対してかなり滑らか
となる。シーケンス組３２２の第１のＲＦパルス３０１
の前にも前置パルス３０９及びディフェージング用傾斜
３０７を印加することが好ましい。
Ｆ励起パルスを印加した後で磁化振動が起こることは当
技術分野で周知である。この振動はΦの関数である。本
発明の好ましい実施形態の幾つかでは、ＳＳＦＰシーケ
ンス組３１２の第１のＲＦパルス３００の前に９０度の
非選択的ＲＦ前置パルス３０３とディフェージング用傾
斜３０５を置いている。前置パルス３０３及び傾斜３０
５によりパルス３００による励起の前に被検体１２２の
磁化を事実上ゼロにすることができ、磁化の定常状態へ
の接近が後続のＲＦパルス３００に対してかなり滑らか
となる。シーケンス組３２２の第１のＲＦパルス３０１
の前にも前置パルス３０９及びディフェージング用傾斜
３０７を印加することが好ましい。
【００６９】図６は、本発明の好ましい実施の一形態に
よる前置パルス３０３及び傾斜３０５を印加した場合に
被検体の磁化が定常状態に近づく様子を示したグラフで
ある。グラフ５０２及び５０４は、初期磁化が実質的に
ゼロである被検体に対して、Ｔ１＝１０００ｍｓ、Ｔ２
＝２５０ｍｓ、フリップ角＝９０度、歳差運動角φ＝９
０度とした場合の、ＲＦパルス番号に対する磁化成分Ｍ
ｘ及びＭｙのそれぞれのシミュレーション値を示したも
のである。定常状態への接近は滑らかである。このシミ
ュレーションは図４の第１ステップに記載したように収
集したデータ組に適用しており、これにより最初のＲＦ
パルスからデータ収集を開始することができる。
よる前置パルス３０３及び傾斜３０５を印加した場合に
被検体の磁化が定常状態に近づく様子を示したグラフで
ある。グラフ５０２及び５０４は、初期磁化が実質的に
ゼロである被検体に対して、Ｔ１＝１０００ｍｓ、Ｔ２
＝２５０ｍｓ、フリップ角＝９０度、歳差運動角φ＝９
０度とした場合の、ＲＦパルス番号に対する磁化成分Ｍ
ｘ及びＭｙのそれぞれのシミュレーション値を示したも
のである。定常状態への接近は滑らかである。このシミ
ュレーションは図４の第１ステップに記載したように収
集したデータ組に適用しており、これにより最初のＲＦ
パルスからデータ収集を開始することができる。
【００７０】図７は、水画像と脂肪画像を分離している
ＭＲＩスキャンが従う各ステップを表した流れ図であ
り、また図８は、図７のスキャンに関する本発明の好ま
しい実施の一形態によるタイミング値を表している一組
のグラフである。図８は図３を基本としており、以下に
記載する違いを除いて図８中のグラフ及びグラフの各要
素には図３のグラフ及びグラフの各要素と同じ番号を付
しており、これらは実質的に同じ信号及び同じ信号要素
に対応させている。図８では、分かりやすくするためグ
ラフ３０４及び３０６（図３）は省略してある。時間間
隔３１９の間に実施したスキャンは時間間隔３１９’の
間で反復させ、また同様に、時間間隔３２９の間に実施
したスキャンは時間間隔３２９’の間で反復させてい
る。時間間隔３１９’及び３２９’の間のスキャンと、
それぞれに対する時間間隔３１９及び３２９の間のスキ
ャンとは、読み出し時間ＴＥ１及びＴＥ２がこれらの間
で異なることを除き実質的に同じである（これについて
は以下で説明する）。
ＭＲＩスキャンが従う各ステップを表した流れ図であ
り、また図８は、図７のスキャンに関する本発明の好ま
しい実施の一形態によるタイミング値を表している一組
のグラフである。図８は図３を基本としており、以下に
記載する違いを除いて図８中のグラフ及びグラフの各要
素には図３のグラフ及びグラフの各要素と同じ番号を付
しており、これらは実質的に同じ信号及び同じ信号要素
に対応させている。図８では、分かりやすくするためグ
ラフ３０４及び３０６（図３）は省略してある。時間間
隔３１９の間に実施したスキャンは時間間隔３１９’の
間で反復させ、また同様に、時間間隔３２９の間に実施
したスキャンは時間間隔３２９’の間で反復させてい
る。時間間隔３１９’及び３２９’の間のスキャンと、
それぞれに対する時間間隔３１９及び３２９の間のスキ
ャンとは、読み出し時間ＴＥ１及びＴＥ２がこれらの間
で異なることを除き実質的に同じである（これについて
は以下で説明する）。
【００７１】図７を参照すると、処理５５０の最初のス
テップ５５２において、合成器２００が生成させる周波
数νは、概ね水の共鳴周波数νWになるように設定す
る。ΔW F＝νF−νWとして次式より得られるτの値、τ
＝１／２・ΔWF （式１２）により、水と脂肪の
スピンがπラジアンの位相差を有するようになるまでの
時刻を得ることができる。全スキャンに対する反復時間
ＴＲの値は、τの奇数倍の値、すなわち次式となるよう
に設定する。
テップ５５２において、合成器２００が生成させる周波
数νは、概ね水の共鳴周波数νWになるように設定す
る。ΔW F＝νF−νWとして次式より得られるτの値、τ
＝１／２・ΔWF （式１２）により、水と脂肪の
スピンがπラジアンの位相差を有するようになるまでの
時刻を得ることができる。全スキャンに対する反復時間
ＴＲの値は、τの奇数倍の値、すなわち次式となるよう
に設定する。
【００７２】ＴＲ＝（２ｋ＋１）τ （式１３）
上式において、ｋは１つの整数値である。
【００７３】ステップ５５４及び５５６において、時間
間隔３１９の第１のスキャン組の間で、そのエコー時間
（グラフ３０８）は、ｍがｋより小さい整数として次
式、 ＴＥ１＝（２ｍ＋１）τ （式１４） で得られる値ＴＥ１と実質的に等しくなるように設定す
る。時間間隔３１９’の第２のスキャン組の間では、そ
のエコー時間は、次式、 ＴＥ２＝ＴＥ１＋τ （式１５） で得られる値ＴＥ２と実質的に等しくなるように設定す
る。
間隔３１９の第１のスキャン組の間で、そのエコー時間
（グラフ３０８）は、ｍがｋより小さい整数として次
式、 ＴＥ１＝（２ｍ＋１）τ （式１４） で得られる値ＴＥ１と実質的に等しくなるように設定す
る。時間間隔３１９’の第２のスキャン組の間では、そ
のエコー時間は、次式、 ＴＥ２＝ＴＥ１＋τ （式１５） で得られる値ＴＥ２と実質的に等しくなるように設定す
る。
【００７４】後続のスキャンに対してこの２つのエコー
時間を交互に反復させ、時間間隔３２９のスキャンがエ
コー時間ＴＥ１を有し、かつ時間間隔３２９’のスキャ
ンがエコー時間ＴＥ２を有するようにしている。
時間を交互に反復させ、時間間隔３２９のスキャンがエ
コー時間ＴＥ１を有し、かつ時間間隔３２９’のスキャ
ンがエコー時間ＴＥ２を有するようにしている。
【００７５】ステップ５５８において、信号３１４及び
３２４に対応する読み出しＴＥ１に関するデータ組に対
して図４を参照しながら上述した解析を実施して記号Ｓ
1で示す画素値を生成させ、また信号３１４’及び３２
４’に対応する読み出しＴＥ２に関するデータ組に対し
て解析を実施して記号Ｓ2で示す画素値を生成させる。
具体的な任意の画素に対して、Ｗはボクセル内の水の部
分を表し、またＦはボクセル内の脂肪の部分を表すとし
て、次式となる。
３２４に対応する読み出しＴＥ１に関するデータ組に対
して図４を参照しながら上述した解析を実施して記号Ｓ
1で示す画素値を生成させ、また信号３１４’及び３２
４’に対応する読み出しＴＥ２に関するデータ組に対し
て解析を実施して記号Ｓ2で示す画素値を生成させる。
具体的な任意の画素に対して、Ｗはボクセル内の水の部
分を表し、またＦはボクセル内の脂肪の部分を表すとし
て、次式となる。
【００７６】
Ｓ1＝（Ｗ＋Ｆ）・ｅｘｐ（ｉΨ1） （式１６ａ）
Ｓ2＝（Ｗ−Ｆ）・ｅｘｐ（ｉΨ2） （式１６ｂ）
上式において、Ψ1及びΨ2はＴＥ１及びＴＥ２のそれぞ
れにおける磁場不均一性及び／または化学シフトに起因
する位相シフトを表す。
れにおける磁場不均一性及び／または化学シフトに起因
する位相シフトを表す。
【００７７】（式１６ａ）及び（式１６ｂ）を書き直す
と次式となる。
と次式となる。
【００７８】
Ｓ’1＝（Ｗ＋Ｆ） （式１７ａ）
Ｓ’2＝（Ｗ−Ｆ）・ｅｘｐ（ｉΨ） （式１７ｂ）
上式において、Ψ＝Ψ2−Ψ1は、磁場不均一性及び／ま
たは化学シフトに起因する時間τの間での位相シフトを
表す。
たは化学シフトに起因する時間τの間での位相シフトを
表す。
【００７９】合成器２００はそのスキャン周波数が実質
的に水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との間にあるよ
うに設定してあるため、水に対しては−π≦Ψ≦０であ
り、また脂肪に対しては０≦Ψ≦πとなる。（式１７
ａ）及び（式１７ｂ）を整理することにより次式が得ら
れる。
的に水の共鳴周波数と脂肪の共鳴周波数との間にあるよ
うに設定してあるため、水に対しては−π≦Ψ≦０であ
り、また脂肪に対しては０≦Ψ≦πとなる。（式１７
ａ）及び（式１７ｂ）を整理することにより次式が得ら
れる。
【００８０】
Ｗ＝Ｓ’1−Ｓ’2ｅｘｐ（−ｉΨ）・ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0） （式１８
ａ）
Ｆ＝Ｓ’1＋Ｓ’2ｅｘｐ（−ｉΨ）・ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0） （式１８
ｂ）
上式において、Ψ0は次式により定義される一定の位相
である。
である。
【００８１】Ψ0＝２πτν0 （式１９）
上式において、ν0は合成器周波数と、水と脂肪の中間
共鳴周波数との周波数の差である。
共鳴周波数との周波数の差である。
【００８２】（式１８ａ）及び（式１８ｂ）は、次式の
条件による。
条件による。
【００８３】
ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0）＝−１ （（Ψ−Ψ0）＜０の場合）、
ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0）＝０ （（Ψ−Ψ0）＝０の場合）、
ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0）＝１ （（Ψ−Ψ0）＞０の場合）。
【００８４】最終ステップ５６０では、水と脂肪を分離
した画像で作成するために、図８に示したスキャンで生
成されるＳ1とＳ2の値に（式１６ａ）〜（式１９）に記
載した解析を適用する。
した画像で作成するために、図８に示したスキャンで生
成されるＳ1とＳ2の値に（式１６ａ）〜（式１９）に記
載した解析を適用する。
【００８５】図９は、図７及び８を参照しながら上述し
た、本発明の好ましい実施の一形態による処理を用いた
水と脂肪の分離を表しているグラフである。グラフ６０
２及び６０４は水と脂肪のそれぞれの信号強度のシミュ
レーション値（｜ｆ0,2｜＋｜ｆ-1,2｜）Ｗと（｜ｆ0,2
｜＋｜ｆ-1,2｜）Ｆを磁場の不均一性による共鳴周波数
のずれΔｆに対して表したものである。このグラフで
は、ΔWFの値として４５０Ｈｚ、またτの値として１．
１ｍｓを与えたときの、３Ｔの磁場強度に関する結果を
シミュレーションしたものである。ここで、ＴＲ＝７τ
＝７．７ｍｓ、ＴＥ１＝３τ＝３．３ｍｓ、ＴＥ２＝４
τ＝４．４ｍｓである。このシミュレーションでは、フ
リップ角は７０度になるように設定し、Ｗ＝０．７と
し、またＦ＝０．３としている。合成器周波数は水と脂
肪の共鳴の中間に設定している。このグラフにより、−
４５０＜Δｆ＜０の領域において水と脂肪の画像が良好
に分離されていること、また平均信号値０．１０５と
０．０４５の比が、比Ｗ／Ｆに対応することが分かる。
た、本発明の好ましい実施の一形態による処理を用いた
水と脂肪の分離を表しているグラフである。グラフ６０
２及び６０４は水と脂肪のそれぞれの信号強度のシミュ
レーション値（｜ｆ0,2｜＋｜ｆ-1,2｜）Ｗと（｜ｆ0,2
｜＋｜ｆ-1,2｜）Ｆを磁場の不均一性による共鳴周波数
のずれΔｆに対して表したものである。このグラフで
は、ΔWFの値として４５０Ｈｚ、またτの値として１．
１ｍｓを与えたときの、３Ｔの磁場強度に関する結果を
シミュレーションしたものである。ここで、ＴＲ＝７τ
＝７．７ｍｓ、ＴＥ１＝３τ＝３．３ｍｓ、ＴＥ２＝４
τ＝４．４ｍｓである。このシミュレーションでは、フ
リップ角は７０度になるように設定し、Ｗ＝０．７と
し、またＦ＝０．３としている。合成器周波数は水と脂
肪の共鳴の中間に設定している。このグラフにより、−
４５０＜Δｆ＜０の領域において水と脂肪の画像が良好
に分離されていること、また平均信号値０．１０５と
０．０４５の比が、比Ｗ／Ｆに対応することが分かる。
【００８６】上述した好ましい実施形態は一例として引
用したものであること、並びに本発明が上で具体的に図
示しかつ記載したものに限定されないことを理解された
い。むしろ、本発明の範囲には、上述した様々な特徴の
結合及び副結合、並びに当業者がここまでの説明を読ん
で実現できかつ従来技術では開示されていないような本
特徴に対する変形及び修正を含んでいる。
用したものであること、並びに本発明が上で具体的に図
示しかつ記載したものに限定されないことを理解された
い。むしろ、本発明の範囲には、上述した様々な特徴の
結合及び副結合、並びに当業者がここまでの説明を読ん
で実現できかつ従来技術では開示されていないような本
特徴に対する変形及び修正を含んでいる。
【図１】本発明の好ましい実施の一形態による磁気共鳴
イメージング（ＭＲＩ）システムのブロック概要図であ
る。
イメージング（ＭＲＩ）システムのブロック概要図であ
る。
【図２】図１のシステム内の送受信装置が本発明の好ま
しい実施の一形態に従って実行している機能を表したブ
ロック概要図である。
しい実施の一形態に従って実行している機能を表したブ
ロック概要図である。
【図３】本発明の好ましい実施の一形態により図１のシ
ステム内で発生させる信号を表している一組のグラフで
ある。
ステム内で発生させる信号を表している一組のグラフで
ある。
【図４】図１のシステムで生成される画像信号に対する
本発明の好ましい実施の一形態による解析処理に関する
各ステップを表した流れ図である。
本発明の好ましい実施の一形態による解析処理に関する
各ステップを表した流れ図である。
【図５】本発明の好ましい実施の一形態による図４に関
して記載した解析処理で得られる結果を表したグラフで
ある。
して記載した解析処理で得られる結果を表したグラフで
ある。
【図６】図１のシステムに本発明の好ましい実施の一形
態によるＲＦ前置パルス及びディフェージング用磁場傾
斜を印加する際に、被検体の磁化が定常状態に近づく様
子を表したグラフである。
態によるＲＦ前置パルス及びディフェージング用磁場傾
斜を印加する際に、被検体の磁化が定常状態に近づく様
子を表したグラフである。
【図７】本発明の好ましい実施の一形態により水と脂肪
の画像を分離させているＭＲＩスキャンが従う各ステッ
プを表した流れ図である。
の画像を分離させているＭＲＩスキャンが従う各ステッ
プを表した流れ図である。
【図８】本発明の好ましい実施の一形態による図７のス
キャンに関するタイミング値を表している一組のグラフ
である。
キャンに関するタイミング値を表している一組のグラフ
である。
【図９】本発明の好ましい実施の一形態による図７及び
８に関して記載した処理を用いた水と脂肪の分離を表し
たグラフである。
８に関して記載した処理を用いた水と脂肪の分離を表し
たグラフである。
１０ 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム
１００ オペレータ・コンソール
１０２ コンピュータ・システム
１０４ 中央演算処理装置（ＣＰＵ）
１０６ メモリ
１０８ 画像処理装置
１１０ システム制御装置
１１２ 傾斜増幅器システム
１１４ パルス発生装置
１１６ 無線周波数（ＲＦ）電力増幅器
１１８ 前置増幅器
１１９ ＣＰＵ
１２０ 送受信装置
１２２ 被検体
１４１ 患者マグネット・アセンブリ
１５２ 全身用ＲＦコイル
１５２Ａ 送信コイル
１５２Ｂ 受信コイル
１５４ 送信／受信切換スイッチ
２００ 周波数合成器
２０２ 変調器
２０３ 基準周波数発生装置
２０６ 減衰器
２０７ 増幅器
２０９ Ａ／Ｄディジタイザ
２１８ バス
３００ ＲＦパルス
３０１ ＲＦパルス
３０３ ＲＦ前置パルス
３０４ 傾斜波形
３０５ ディフェージング用傾斜
３０６ 傾斜波形
３０７ ディフェージング用傾斜
３０８ 傾斜波形
３０９ ＲＦ前置パルス
３１０ 第１の時間間隔
３１２ 第１シーケンス
３１３ シーケンス
３１４ 画像信号
３１４’ 画像信号
３１６ 時間間隔
３１９ 第１の時間間隔
３１９’ 時間間隔
３２４ 画像信号
３２４’ 画像信号
３２６ 時間間隔
３２９ 第２の時間間隔
３２９’ 時間間隔
３３１ 第１のシーケンス組
３３３ 第２のシーケンス組
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
Ｆターム(参考） 4C096 AA07 AB11 AB25 AD06 AD13
AD14 BA05 BA06 BA24 BA41
CB08 DB03 DB08 DC04 DC33
Claims (18)
- 【請求項１】撮像対象の被検体に対して、始発無線周波
数（ＲＦ）励起パルスをそれぞれに備えているＮ組の定
常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスを加えるステッ
プであって、該始発ＲＦ励起パルスの各々は始発以外の
ＲＦ励起パルスに対して所定の位相シフトを有してお
り、Ｎは１を超えかつ６未満の整数の組から選択した値
であるようなステップと、 Ｍが０を超えておりかつＮ以下である整数の組から選択
した値として第Ｍ番目のシーケンスのＲＦパルスの位相
シフトが２π（Ｍ−１）／Ｎラジアンと実質的に等しく
なるように前記シーケンスのＲＦパルスの位相シフトを
設定するステップと、 Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスに応答して、被検体からそれ
ぞれの組の画像信号を受信するステップと、 被検体の画像を作成するように前記受信画像信号の組を
処理するステップと、を含む磁気共鳴イメージング（Ｍ
ＲＩ）のための方法。 - 【請求項２】 受信画像信号の組を処理する前記ステッ
プが、 前記画像信号を合成してこれから第１の線形合成及び第
２の線形合成を形成させるステップと、 第１の線形合成の第１の強度と第２の線形合成の第２の
強度を平均することにより画像を作成するステップと、
を含んでいる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 受信画像信号の組を処理する前記ステッ
プが画像信号の各々に対してフーリエ変換を実行するこ
とを含み、かつ画像信号を合成する前記ステップが前記
フーリエ変換を合成することを含む、請求項２に記載の
方法。 - 【請求項４】 前記画像信号の少なくとも幾つかは歳差
運動角Φに従属しており、かつ前記被検体画像は、画像
内にバンディング・アーチファクトが実質的に生じない
ようにΦと実質的に独立である、請求項１に記載の方
法。 - 【請求項５】 前記被検体は共鳴周波数が係数Δｆだけ
異なる領域を含み、かつＮ組のＳＳＦＰシーケンスの各
シーケンスの反復時間（ＴＲ）は２Δｆの逆数を超える
時間を含んでいる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 前記ＲＦ励起パルスの各々が約７０度を
超えるフリップ角を生成させている、請求項１に記載の
方法。 - 【請求項７】 前記被検体が体液及び軟部組織を含み、
かつ前記被検体画像が体液と軟部組織に対応したそれぞ
れの領域を該領域間で高コントラストを有するようにし
て含んでいる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項８】 前記Ｎ組のシーケンスの各シーケンス内
の第１のＳＳＦＰシーケンスに対して、実質的に９０度
に等しいフリップ角を生成するようなディフェージング
用磁場傾斜及びＲＦ前置パルスを先行させている、請求
項１に記載の方法。 - 【請求項９】 前記被検体が水及び脂肪を含み、かつ、 Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる周波数合成器の
周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の共鳴周波数νFの
平均値と実質的に等しくなるように設定するステップ
と、 各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝１／２（νF
−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と実質的に等
しくなるように設定するステップと、を含むと共に、 画像信号のそれぞれの組を受信する前記ステップが、 時間期間τの第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の
奇数倍未満であるような第１の読み出し時刻において第
１組の画像信号を受信すること、 τだけ増分させた第２の奇数倍と実質的に等しい第２の
読み出し時刻において第２組の画像信号を受信するこ
と、を含んでおり、かつ、 受信画像信号の組を処理する前記ステップが、 第１組及び第２組の画像信号を処理してそれぞれ第１及
び第２の処理済み信号を形成すること、 前記第１の処理済み信号及び前記第２の処理済み信号に
応答して水画像と脂肪画像を作成すること、 を含んでいる、請求項１に記載の方法。 - 【請求項１０】始発無線周波数（ＲＦ）励起パルスであ
って、その各始発ＲＦ励起パルスが始発以外のＲＦ励起
パルスに対して所定の位相シフトを有しており、Ｎは１
を超えかつ６未満の整数の組から選択した値であり、Ｍ
が０を超えておりかつＮ以下である整数の組から選択し
た値として第Ｍ番目のシーケンスのＲＦパルスの位相シ
フトが２π（Ｍ−１）／Ｎラジアンと実質的に等しくな
るような始発無線周波数（ＲＦ）励起パルスをそれぞれ
に備えているＮ組の定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シー
ケンスを撮像対象の被検体に加えるように適応させた磁
場発生装置と、 Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスに応答して、被検体からそれ
ぞれの組の画像信号を受信し、該受信画像信号の組を処
理して被検体の画像を作成するように適応させた信号処
理装置と、を備える磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装
置。 - 【請求項１１】 前記信号処理装置が、 前記画像信号を合成してこれから第１の線形合成及び第
２の線形合成を形成させること、 第１の線形合成の第１の強度と第２の線形合成の第２の
強度を平均することにより画像を作成すること、を行う
ように適応されている、請求項１０に記載の装置。 - 【請求項１２】 前記信号処理装置が、画像信号の各々
に対してフーリエ変換を実行すること、並びに該フーリ
エ変換を合成することを行うように適応されている、請
求項１１に記載の装置。 - 【請求項１３】 前記画像信号の少なくとも幾つかは歳
差運動角Φに従属しており、かつ前記被検体画像は、画
像内にバンディング・アーチファクトが実質的に生じな
いようにΦと実質的に独立である、請求項１０に記載の
装置。 - 【請求項１４】 前記被検体は共鳴周波数が係数Δｆだ
け異なる領域を含んでおり、かつＮ組のＳＳＦＰシーケ
ンスの各シーケンスの反復時間（ＴＲ）は２Δｆの逆数
を超える時間を含んでいる、請求項１０に記載の装置。 - 【請求項１５】 前記ＲＦ励起パルスの各々が約７０度
を超えるフリップ角を生成させている、請求項１０に記
載の装置。 - 【請求項１６】 前記被検体が体液及び軟部組織を含
み、かつ前記被検体画像が体液と軟部組織に対応したそ
れぞれの領域を該領域間で高コントラストを有するよう
にして含んでいる、請求項１０に記載の装置。 - 【請求項１７】 前記Ｎ組のシーケンスの各シーケンス
内の第１のＳＳＦＰシーケンスに対して、実質的に９０
度に等しいフリップ角を生成するようなディフェージン
グ用磁場傾斜及びＲＦ前置パルスを先行させている、請
求項１０に記載の装置。 - 【請求項１８】 前記被検体が水及び脂肪を含み、かつ
前記磁場発生装置は、 Ｎ組のＳＳＦＰシーケンスを発生させる周波数合成器の
周波数を、水の共鳴周波数νWと脂肪の共鳴周波数νFの
平均値と実質的に等しくなるように設定すること、 各シーケンスの反復時間（ＴＲ）を、τ＝１／２（νF
−νW）として時間期間τの第１の奇数倍と実質的に等
しくなるように設定すること、を行うように適応させて
いると共に、 前記信号処理装置は、 時間期間τの第２の奇数倍と実質的に等しくかつ第１の
奇数倍未満であるような第１の読み出し時刻において第
１組の画像信号を受信すること、 τだけ増分させた第２の奇数倍と実質的に等しい第２の
読み出し時刻において第２組の画像信号を受信するこ
と、 第１組及び第２組の画像信号を処理してそれぞれ第１及
び第２の処理済み信号を形成すること、 前記第１の処理済み信号及び前記第２の処理済み信号に
応答して水画像と脂肪画像を作成すること、を行うよう
に適応させている、請求項１０に記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/896,764 US6714807B2 (en) | 2001-06-29 | 2001-06-29 | Magnetic resonance imaging system |
| US09/896764 | 2001-06-29 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003052667A true JP2003052667A (ja) | 2003-02-25 |
| JP2003052667A5 JP2003052667A5 (ja) | 2008-07-31 |
| JP4266577B2 JP4266577B2 (ja) | 2009-05-20 |
Family
ID=25406785
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002189075A Expired - Lifetime JP4266577B2 (ja) | 2001-06-29 | 2002-06-28 | 磁気共鳴イメージング・システム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6714807B2 (ja) |
| EP (1) | EP1271174B1 (ja) |
| JP (1) | JP4266577B2 (ja) |
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