JPH0620448B2 - Nmr装置を動作させる方法と装置 - Google Patents
Nmr装置を動作させる方法と装置Info
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- JPH0620448B2 JPH0620448B2 JP2215131A JP21513190A JPH0620448B2 JP H0620448 B2 JPH0620448 B2 JP H0620448B2 JP 2215131 A JP2215131 A JP 2215131A JP 21513190 A JP21513190 A JP 21513190A JP H0620448 B2 JPH0620448 B2 JP H0620448B2
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Description
【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明の分野は、核磁気共鳴(NMR)作像法であり、
特に定常状態自由歳差運動パルス・シーケンスを使用し
た高速作像法である。
特に定常状態自由歳差運動パルス・シーケンスを使用し
た高速作像法である。
磁気モーメントを有する原子核は、該原子核が置かれて
いる磁界の方向に自分自身を整列させようとする。しか
しながら、この動作中に、原子核は、磁界の強さおよび
特定の核種の性質(原子核の磁気回転比γ)に依存する
固有の角周波数(ラーモア周波数)で前記方向の周りに
歳差運動する。この現象を示す原子核「スピン」と称さ
れる。
いる磁界の方向に自分自身を整列させようとする。しか
しながら、この動作中に、原子核は、磁界の強さおよび
特定の核種の性質(原子核の磁気回転比γ)に依存する
固有の角周波数(ラーモア周波数)で前記方向の周りに
歳差運動する。この現象を示す原子核「スピン」と称さ
れる。
人間の組織のような物質が均一な磁界(分極磁界Bz)
中におかれると、組織の中のスピンの個々の磁気モーメ
ントはこの分極磁界に整列しようとするが、ラーモア周
波数で無秩序に分極磁界の周りを歳差運動する。正味の
磁気モーメントMzが分極磁界の方向に発生するが、そ
れらの直角すなわち横方向の平面(x−y平面)におけ
る磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、前記
物質すなわち組織に対しx−y平面に存在する大体ラー
モア周波数近くの磁界(励起磁界B1)がかけられた場
合には、前記正味の整列したモーメントMzはx−y平
面へ回転すなわち「傾けられ」、正味の横方向磁気モー
メントM1を発生する。この磁気モーメントM1はx−
y平面内でラーモア周波数で回転すなわちスピンする。
正味の磁気モーメントMzが傾けられる角度、したがっ
て前記正味の横方向磁気モーメントM1の大きさは主に
印加される励起磁界B1の大きさおよび時間の長さに依
存する。
中におかれると、組織の中のスピンの個々の磁気モーメ
ントはこの分極磁界に整列しようとするが、ラーモア周
波数で無秩序に分極磁界の周りを歳差運動する。正味の
磁気モーメントMzが分極磁界の方向に発生するが、そ
れらの直角すなわち横方向の平面(x−y平面)におけ
る磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、前記
物質すなわち組織に対しx−y平面に存在する大体ラー
モア周波数近くの磁界(励起磁界B1)がかけられた場
合には、前記正味の整列したモーメントMzはx−y平
面へ回転すなわち「傾けられ」、正味の横方向磁気モー
メントM1を発生する。この磁気モーメントM1はx−
y平面内でラーモア周波数で回転すなわちスピンする。
正味の磁気モーメントMzが傾けられる角度、したがっ
て前記正味の横方向磁気モーメントM1の大きさは主に
印加される励起磁界B1の大きさおよび時間の長さに依
存する。
この現象の実用的な価値は、励起信号B1の終了後の励
起されたスピンから放出される信号にある。簡単な方式
においては、励起されたスピンは受信コイルに振動する
正弦波信号を誘起する。この信号の周波数はラーモア周
波数であり、その初期振幅A0は横方向磁気モーメント
M1の大きさによって決定される。放出信号の振幅Aは
時間tにつれて指数関数的に減衰する。
起されたスピンから放出される信号にある。簡単な方式
においては、励起されたスピンは受信コイルに振動する
正弦波信号を誘起する。この信号の周波数はラーモア周
波数であり、その初期振幅A0は横方向磁気モーメント
M1の大きさによって決定される。放出信号の振幅Aは
時間tにつれて指数関数的に減衰する。
この減衰定数1/T2 *は磁界の均質性および「スピン
−スピン緩和」定数または「横方向緩和」定数と称され
るT2に依存している。この定数T2は、完全に均質な
磁界中において励起信号B1の除去後にスピンの整列し
た歳差運動の位相がずれる指数関数的な速度に逆比例す
る。
−スピン緩和」定数または「横方向緩和」定数と称され
るT2に依存している。この定数T2は、完全に均質な
磁界中において励起信号B1の除去後にスピンの整列し
た歳差運動の位相がずれる指数関数的な速度に逆比例す
る。
NMR信号の振幅Aに関係する他の重要な因子は時定数
T1によって表わされるスピン格子緩和過程である。こ
れは正味の磁気モーメントMが分極軸(z)に沿った平
衡値に回復する様子を記述するので縦方向緩和とも呼ば
れる。時定数T1はT2より長く、医療対象の大抵の物
質の場合にはかなり長い。
T1によって表わされるスピン格子緩和過程である。こ
れは正味の磁気モーメントMが分極軸(z)に沿った平
衡値に回復する様子を記述するので縦方向緩和とも呼ば
れる。時定数T1はT2より長く、医療対象の大抵の物
質の場合にはかなり長い。
本発明に特に関連するNMR測定は「パルス式NMR測
定」と呼ばれる。このようなNMR測定は励起期間と信
号放出期間とに分けられる。この測定は循環的に行わ
れ、各サイクルにおいて異なるデータを累積するか、ま
たは被検体の異なる場所に対して同じ測定を行うために
何回も繰り返される。
定」と呼ばれる。このようなNMR測定は励起期間と信
号放出期間とに分けられる。この測定は循環的に行わ
れ、各サイクルにおいて異なるデータを累積するか、ま
たは被検体の異なる場所に対して同じ測定を行うために
何回も繰り返される。
NMRを利用して画像を発生する場合、被検体の特定の
部分からのNMR信号を得る技術が使用される。典型的
には、作像すべき領域(関心のある領域)は、使用され
る特定の局在化方法によって変化する一連のNMR測定
サイクルによって走査される。その結果の一組の受信し
たNMR信号はディジタル化され処理されて、多くの周
知の再構成技術の1つを使用して画像を再構成する。こ
のような走査を行うために、被検体の特定の部分からN
MR信号を引き出すことがもちろん必要である。これ
は、分極磁界B0と同じ方向を有するが、それぞれx
軸、y軸およびz軸に沿った勾配を有する磁界(Gx,
GyおよびGz)を使用して達成される。各NMRサイ
クルの間これらの勾配の強さを制御することによって、
スピン励起の空間的分布が制御され、その結果のNMR
信号の位置を識別することができる。
部分からのNMR信号を得る技術が使用される。典型的
には、作像すべき領域(関心のある領域)は、使用され
る特定の局在化方法によって変化する一連のNMR測定
サイクルによって走査される。その結果の一組の受信し
たNMR信号はディジタル化され処理されて、多くの周
知の再構成技術の1つを使用して画像を再構成する。こ
のような走査を行うために、被検体の特定の部分からN
MR信号を引き出すことがもちろん必要である。これ
は、分極磁界B0と同じ方向を有するが、それぞれx
軸、y軸およびz軸に沿った勾配を有する磁界(Gx,
GyおよびGz)を使用して達成される。各NMRサイ
クルの間これらの勾配の強さを制御することによって、
スピン励起の空間的分布が制御され、その結果のNMR
信号の位置を識別することができる。
画像を構成するためのNMRデータは多重角度投影再構
成およびフーリエ変換(FT)のような多くの有効な技
術の1つを使用して収集できる。典型的には、このよう
な技術は複数の順次実施されるビュー(view)を構成す
るパルス・シーケンスを有する。各ビューは1つ以上の
NMR実験を含み、その各々は空間情報をNMR信号中
に符号化するために少なくともRF励起パルスおよび磁
界勾配パルスを有する。周知のように、NMR信号は自
由誘導減衰(FID)信号または好ましくはスピン・エ
コー信号である。
成およびフーリエ変換(FT)のような多くの有効な技
術の1つを使用して収集できる。典型的には、このよう
な技術は複数の順次実施されるビュー(view)を構成す
るパルス・シーケンスを有する。各ビューは1つ以上の
NMR実験を含み、その各々は空間情報をNMR信号中
に符号化するために少なくともRF励起パルスおよび磁
界勾配パルスを有する。周知のように、NMR信号は自
由誘導減衰(FID)信号または好ましくはスピン・エ
コー信号である。
医療用画像を発生するのに現在使用される多くのNMR
走査は、必要なデータを得るのに多くの時間を必要とす
る。この走査時間を減らすことは、患者のスループット
を増大し、患者の苦痛を和らげ、そしてモーション・ア
ーティファクトを低減して画像品質を改良するので重要
なことである。本発明は非常に短い繰り返し時間(T
R)を有し、その結果分の単位よりも秒の単位で完全な
走査を行い得るパルス・シーケンスに関連している。従
来のパルス・シーケンスはスピン−スピン緩和定数T2
よりも大きな繰り返し時間TRを有し、横方向磁化は相
次ぐシーケンス中の位相がコヒーレントな励起パルス間
に緩和する時間を有している。これに対して、高速パル
ス・シーケンスはT2より短い繰り返し時間TRを有
し、横方向磁化を平衡定常状態に駆動する。この技術は
定常状態自由歳差運動(SSFP)法と称されるもの
で、その結果のNMR信号が各RF励起パルスで再集束
して、エコー信号を発生するようにした周期的パターン
の横方向磁化によって特徴付けられる。このエコー信号
は各RF励起パルスの後に発生する第1の部分S+およ
びRF励起パルスの直前に発生する第2の部分S−を有
する。
走査は、必要なデータを得るのに多くの時間を必要とす
る。この走査時間を減らすことは、患者のスループット
を増大し、患者の苦痛を和らげ、そしてモーション・ア
ーティファクトを低減して画像品質を改良するので重要
なことである。本発明は非常に短い繰り返し時間(T
R)を有し、その結果分の単位よりも秒の単位で完全な
走査を行い得るパルス・シーケンスに関連している。従
来のパルス・シーケンスはスピン−スピン緩和定数T2
よりも大きな繰り返し時間TRを有し、横方向磁化は相
次ぐシーケンス中の位相がコヒーレントな励起パルス間
に緩和する時間を有している。これに対して、高速パル
ス・シーケンスはT2より短い繰り返し時間TRを有
し、横方向磁化を平衡定常状態に駆動する。この技術は
定常状態自由歳差運動(SSFP)法と称されるもの
で、その結果のNMR信号が各RF励起パルスで再集束
して、エコー信号を発生するようにした周期的パターン
の横方向磁化によって特徴付けられる。このエコー信号
は各RF励起パルスの後に発生する第1の部分S+およ
びRF励起パルスの直前に発生する第2の部分S−を有
する。
画像を発生するために使用される2つの周知のSSFP
パルス・シーケンスがある。第1のものは勾配再集束収
集定常状態(GRASS)と呼ばれるもので、これは読
み出し勾配Gxを利用して、各RF励起パルス後に発生
されるS+信号にピークをパルス・シーケンスの中心に
向かってシフトする。このパルス・シーケンスが第1図
に示されており、この第1図においてNMR信号は読み
出し勾配Gxによって誘起されるS+勾配エコーであ
る。二次元作像法においては、スライス選択勾配パルス
が勾配Gxにより発生され、周知の方法で直ちに再集束
される。位相符号化勾配パルスGyがその後すぐに発生
されて、得られたNNMRデータを位置について符号化
し、定常平衡状態を保存するために、位相符号化勾配パ
ルスの影響は米国特許第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であって、
次のパルス・シーケンスが開始する前に対応するGy巻
戻し(rewinder)勾配パルスによって無効にされる。
パルス・シーケンスがある。第1のものは勾配再集束収
集定常状態(GRASS)と呼ばれるもので、これは読
み出し勾配Gxを利用して、各RF励起パルス後に発生
されるS+信号にピークをパルス・シーケンスの中心に
向かってシフトする。このパルス・シーケンスが第1図
に示されており、この第1図においてNMR信号は読み
出し勾配Gxによって誘起されるS+勾配エコーであ
る。二次元作像法においては、スライス選択勾配パルス
が勾配Gxにより発生され、周知の方法で直ちに再集束
される。位相符号化勾配パルスGyがその後すぐに発生
されて、得られたNNMRデータを位置について符号化
し、定常平衡状態を保存するために、位相符号化勾配パ
ルスの影響は米国特許第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であって、
次のパルス・シーケンスが開始する前に対応するGy巻
戻し(rewinder)勾配パルスによって無効にされる。
第2の周知のSSFPパルス・シーケンスはコントラス
ト増強高速作像(SSFP−ECHO)法と呼ばれ、こ
れは各RF励起パルスの直前に発生されるS−信号を利
用する。このパルス・シーケンスが第2図に示されてお
り、この図においてNMR信号は横方向磁化の勾配再集
束によって生じるS−エコー信号であり、他の場合では
次のRF励起パルスにおいて再集束するものである。こ
れを達成するため、このパルス・シーケンスにおいては
読み出し勾配Gxが実質的に異なっており、これは実際
の読み出しパルスの前に正のパルスと、読み出しパルス
の後に負のパルスとを含む。前者のパルスはデータ収集
窓の間中に発生され得るようなFID信号(S+)の位
相をずらし、後者のパルスは次のパルス・シーケンスの
間に横方向磁化の位相をずらして、エコー信号(S−)
を発生させる。SSFP−ECHOパルス・シーケンス
についての詳細は、「マグネティック・レゾナンス・イ
ン・メディシン(Magnetic Resonance In Medicine)
4」の第9−23ページ(1987年)に記載された
「定常状態自由歳差運動を使用した高速フーリエ作像
(Rapid Fourier Imaging Using Steady-State Free Pr
ecession)」という名称のR.C.ホークス(Hawkes)
およびS.パッズ(Patz)による論文を参照されたい。
ト増強高速作像(SSFP−ECHO)法と呼ばれ、こ
れは各RF励起パルスの直前に発生されるS−信号を利
用する。このパルス・シーケンスが第2図に示されてお
り、この図においてNMR信号は横方向磁化の勾配再集
束によって生じるS−エコー信号であり、他の場合では
次のRF励起パルスにおいて再集束するものである。こ
れを達成するため、このパルス・シーケンスにおいては
読み出し勾配Gxが実質的に異なっており、これは実際
の読み出しパルスの前に正のパルスと、読み出しパルス
の後に負のパルスとを含む。前者のパルスはデータ収集
窓の間中に発生され得るようなFID信号(S+)の位
相をずらし、後者のパルスは次のパルス・シーケンスの
間に横方向磁化の位相をずらして、エコー信号(S−)
を発生させる。SSFP−ECHOパルス・シーケンス
についての詳細は、「マグネティック・レゾナンス・イ
ン・メディシン(Magnetic Resonance In Medicine)
4」の第9−23ページ(1987年)に記載された
「定常状態自由歳差運動を使用した高速フーリエ作像
(Rapid Fourier Imaging Using Steady-State Free Pr
ecession)」という名称のR.C.ホークス(Hawkes)
およびS.パッズ(Patz)による論文を参照されたい。
完全な走査を数秒で行うことができる非常に短いパルス
・シーケンスであるのに加えて、SSFP−ECHOシ
ーケンスは多くの医療用途においてGRASSパルス・
シーケンスよりも更に有益にする属性を有している。更
に詳しくは、GRASSパルス・シーケンスで得られる
S+信号はほぼT2/T1比の関数である振幅を有し、
SSFP−ECHOパルス・シーケンスによって得られ
るS−信号は付加的なT2依存性を有する。この結果、
SSFP−ECHOは異なるT2の組織間のコントラス
トを良好にするT2重み付けパルス・シーケンスであ
る。T2は病気にかかっている組織の良好な表示子であ
るので、SSFP−ECHOパルス・シーケンスは再構
成された画像における正常な組織と病気にかかっている
組織との間に良好なコントラストを形成する。
・シーケンスであるのに加えて、SSFP−ECHOシ
ーケンスは多くの医療用途においてGRASSパルス・
シーケンスよりも更に有益にする属性を有している。更
に詳しくは、GRASSパルス・シーケンスで得られる
S+信号はほぼT2/T1比の関数である振幅を有し、
SSFP−ECHOパルス・シーケンスによって得られ
るS−信号は付加的なT2依存性を有する。この結果、
SSFP−ECHOは異なるT2の組織間のコントラス
トを良好にするT2重み付けパルス・シーケンスであ
る。T2は病気にかかっている組織の良好な表示子であ
るので、SSFP−ECHOパルス・シーケンスは再構
成された画像における正常な組織と病気にかかっている
組織との間に良好なコントラストを形成する。
不幸にして、またSSFP−ECHOパルス・シーケン
スは移動しているスピンの結果として再構成画像に歪
み、すなわちアーティファクトを発生し易い。例えば、
読み出し勾配の方向の血液の流れは不正確に位置が符号
化され、流れているスピンによって発生される信号は再
構成画像に不正確に位置決めされる。この運動および流
れによるアーティファクトの生じ易さは、S−信号が前
のパルス・シーケンスの間に発生されたRF励起パルス
によって形成される横方向磁化により発生されることに
よるものである。励起と読み出しとの間の延長された時
間(≧2TR)にわたって勾配磁界はS−信号を流れお
よび動作に対して敏感にする大きな双極性モーメントを
発生する。
スは移動しているスピンの結果として再構成画像に歪
み、すなわちアーティファクトを発生し易い。例えば、
読み出し勾配の方向の血液の流れは不正確に位置が符号
化され、流れているスピンによって発生される信号は再
構成画像に不正確に位置決めされる。この運動および流
れによるアーティファクトの生じ易さは、S−信号が前
のパルス・シーケンスの間に発生されたRF励起パルス
によって形成される横方向磁化により発生されることに
よるものである。励起と読み出しとの間の延長された時
間(≧2TR)にわたって勾配磁界はS−信号を流れお
よび動作に対して敏感にする大きな双極性モーメントを
発生する。
発明の要約 本発明は、再構成画像における運動および流れによるア
ーティファクトを抑圧する定常状態自由歳差運動高速N
MRパルス・シーケンスを作るのに使用されるRF励起
パルスの位相サイクリングおよび勾配磁界の補償に関す
る。更に詳しくは、本発明によるNMRパルス・シーケ
ンスは、読み出し勾配が、次のパルス・シーケンスにお
ける読み出し勾配と協働してS−NMR信号を集束する
負の後端部と、読み出し勾配の方向の流れに対するS−
NMR信号の感度が実質的に低減するように読み出し勾
配を補償する作用を持つ負の先端部とを有するようにし
たものである。本発明の別の面においては、読み出し勾
配の間に発生されるS+NMR信号の大きさが、読み出
し勾配の前にスライス選択または位相符号化方向にクラ
ッシャ(crusher)勾配パルスを印加することによって
低減され、このクラッシャ勾配パルスは、読み出し勾配
の後に発生される対応する双極性勾配パルスによって流
れについて補償される。本発明の更に別の面において
は、S+NMR信号によって生ずる再構成画像における
干渉が、走査の間にRF励起パルスの位相を予め選択さ
れたパターンで変えることによって実質的に低減され
る。このパターンは、収集されたS−NMR信号の大き
さに対して、収集されたS+NMR信号の大きさを減ら
すように選択することができ、また、S+NMR信号の
位相は、このS+NMR信号から再構成された画像がN
−NMR信号から再構成された画像から位相符号化方向
に沿ってシフトされるように変更することができる。
ーティファクトを抑圧する定常状態自由歳差運動高速N
MRパルス・シーケンスを作るのに使用されるRF励起
パルスの位相サイクリングおよび勾配磁界の補償に関す
る。更に詳しくは、本発明によるNMRパルス・シーケ
ンスは、読み出し勾配が、次のパルス・シーケンスにお
ける読み出し勾配と協働してS−NMR信号を集束する
負の後端部と、読み出し勾配の方向の流れに対するS−
NMR信号の感度が実質的に低減するように読み出し勾
配を補償する作用を持つ負の先端部とを有するようにし
たものである。本発明の別の面においては、読み出し勾
配の間に発生されるS+NMR信号の大きさが、読み出
し勾配の前にスライス選択または位相符号化方向にクラ
ッシャ(crusher)勾配パルスを印加することによって
低減され、このクラッシャ勾配パルスは、読み出し勾配
の後に発生される対応する双極性勾配パルスによって流
れについて補償される。本発明の更に別の面において
は、S+NMR信号によって生ずる再構成画像における
干渉が、走査の間にRF励起パルスの位相を予め選択さ
れたパターンで変えることによって実質的に低減され
る。このパターンは、収集されたS−NMR信号の大き
さに対して、収集されたS+NMR信号の大きさを減ら
すように選択することができ、また、S+NMR信号の
位相は、このS+NMR信号から再構成された画像がN
−NMR信号から再構成された画像から位相符号化方向
に沿ってシフトされるように変更することができる。
したがって、本発明の全体的な目的は、定常状態自由歳
差運動高速NMRパルス・シーケンスにおける読し出し
勾配を流れについて補償することである。読し出し勾配
の波形はS−信号に再集束するだけでなく、相次ぐパル
ス・シーケンス中に発生される相次ぐNMR信号の間で
測定されるようなその第1モーメントが実質的に低減さ
れるように定められている。
差運動高速NMRパルス・シーケンスにおける読し出し
勾配を流れについて補償することである。読し出し勾配
の波形はS−信号に再集束するだけでなく、相次ぐパル
ス・シーケンス中に発生される相次ぐNMR信号の間で
測定されるようなその第1モーメントが実質的に低減さ
れるように定められている。
本発明の他の目的は、位相符号化勾配方向またはスライ
ス選択勾配方向において使用されるクラッシャ・パルス
を流れについて補償することである。これはS−NMR
信号の収集に続くパルス・シーケンスに双極性勾配波形
を付加することによって達成される。
ス選択勾配方向において使用されるクラッシャ・パルス
を流れについて補償することである。これはS−NMR
信号の収集に続くパルス・シーケンスに双極性勾配波形
を付加することによって達成される。
本発明の更に他の目的は、S−信号から再構成される画
像を妨げないようにS+信号の大きさを低減するか又は
その位相をシフトすることによって、S+信号の位相を
ずらすために使用されるクラッシャ・パルスの大きさを
低減することである。これはRF励起パルスの位相を所
定のパターンで変えることによって達成される。
像を妨げないようにS+信号の大きさを低減するか又は
その位相をシフトすることによって、S+信号の位相を
ずらすために使用されるクラッシャ・パルスの大きさを
低減することである。これはRF励起パルスの位相を所
定のパターンで変えることによって達成される。
本発明の上述したおよび他の目的および利点は次の説明
から明らかになるであろう。この説明においては、本発
明の好適実施例を図示している添付図面が参照される。
しかしながら、この実施例は本発明の全範囲を必ずしも
表しているものでなく、本発明の範囲の解釈には特許請
求の範囲を参照されたい。
から明らかになるであろう。この説明においては、本発
明の好適実施例を図示している添付図面が参照される。
しかしながら、この実施例は本発明の全範囲を必ずしも
表しているものでなく、本発明の範囲の解釈には特許請
求の範囲を参照されたい。
好適実施例の説明 まず、第3図を参照すると、本発明を有し、ゼネラル・
エレクトリック社によって商標名「SIGNA」として
販売されている好適なNMR装置の主構成要素がブロッ
ク図形式で示されている。この装置の全体の動作は(デ
ータ・ジェネラル社のMV4000のような)主コンピ
ュータ101を有している全体的に100で示されてい
るホスト・コンピュータ装置により制御される。コンピ
ュータは関連するインタフェース102をそなえ、該イ
ンタフェース102を介して復数の周辺装置およびNM
R装置の他の構成要素が接続されている。コンピュータ
の周辺装置としては、主コンピュータの指令の下で利用
されて、患者のデータおよび画像をテープに保管する磁
気テープ駆動装置がある。また、処理された患者のデー
タは画像ディスク記憶装置110に記憶される。アレイ
・プロセッサ106はデータの前処理および画像の再構
成用に利用される。画像プロセッサ108の機能は拡
大、画像比較、グレイコード調整および実時間データ表
示のような対話形の画像表示操作を行うことである。コ
ンピュータ装置は112で示すデータ・ディスク記憶装
置を利用した生データ(すなわち、画像構成前の)を記
憶する手段を備えている。また、オペレータ・コンソー
ル116はインタフェース102を介してコンピュータ
に接続され、患者の調査に関連するデータおよび校正、
初期化および走査終了のようなNMR装置の適当な操作
に必要なデータを入力する手段をオペレータに提供して
いる。また、オペレータ・コンソールはディスクまたは
磁気テープに記憶された画像を表示するためにも使用さ
れる。
エレクトリック社によって商標名「SIGNA」として
販売されている好適なNMR装置の主構成要素がブロッ
ク図形式で示されている。この装置の全体の動作は(デ
ータ・ジェネラル社のMV4000のような)主コンピ
ュータ101を有している全体的に100で示されてい
るホスト・コンピュータ装置により制御される。コンピ
ュータは関連するインタフェース102をそなえ、該イ
ンタフェース102を介して復数の周辺装置およびNM
R装置の他の構成要素が接続されている。コンピュータ
の周辺装置としては、主コンピュータの指令の下で利用
されて、患者のデータおよび画像をテープに保管する磁
気テープ駆動装置がある。また、処理された患者のデー
タは画像ディスク記憶装置110に記憶される。アレイ
・プロセッサ106はデータの前処理および画像の再構
成用に利用される。画像プロセッサ108の機能は拡
大、画像比較、グレイコード調整および実時間データ表
示のような対話形の画像表示操作を行うことである。コ
ンピュータ装置は112で示すデータ・ディスク記憶装
置を利用した生データ(すなわち、画像構成前の)を記
憶する手段を備えている。また、オペレータ・コンソー
ル116はインタフェース102を介してコンピュータ
に接続され、患者の調査に関連するデータおよび校正、
初期化および走査終了のようなNMR装置の適当な操作
に必要なデータを入力する手段をオペレータに提供して
いる。また、オペレータ・コンソールはディスクまたは
磁気テープに記憶された画像を表示するためにも使用さ
れる。
コンピュータ装置はシステム制御器118および勾配増
幅器装置128を介してNMR装置を制御する。コンピ
ュータ100は本技術分野に専門知識を有する者に周知
である方法で例えばイサーネット(Ethernet)ネットワ
ークのような直列ディジタル通信ネットワーク103を
介してシステム制御器118と通信する。システム制御
器118はパルス制御モジュール(PCM)120、無
線周波数トランシーバ122、状態制御モジュール(S
CM)124、および各構成要素に必要な電圧を供給す
る電源126のようないくつかのサブシステムを有して
いる。PCM120は主コンピュータ101によって供
給される制御信号を利用して、勾配コイルの励振を制御
するディジタル波形やRF励起パルスを変調するために
トランシーバ122で利用されるRFエンベロープ波形
などのディジタル・タイミングおよび制御信号を発生す
る。勾配波形は一般にGx,GyおよびGz増幅器13
0,132および134からなる勾配増幅器装置128
に供給される。各増幅器130,132および134
は、主磁石組立体146の一部である勾配コイル組立体
の中の対応する勾配コイルを励磁するために利用され
る。励磁されると、勾配コイルは主分極磁界と同じ方向
に勾配Gx,GyおよびGzの磁界を発生する。勾配は
デカルト座標系の相互に直角なX,YおよびZ軸方向に
作られている。すなわち、主磁石(図示せず)によって
発生する磁界B0がz方向に向けられている場合、z方
向の全磁界をBzとすると、Gx=∂Bz/∂x,Gy
=∂Bz/∂yおよびGz=∂Bz/∂zであり、任意
の点(x,y,z)における磁界はB(x,y,z)=
B0+GxX+GyY+GzZで与えられる。
幅器装置128を介してNMR装置を制御する。コンピ
ュータ100は本技術分野に専門知識を有する者に周知
である方法で例えばイサーネット(Ethernet)ネットワ
ークのような直列ディジタル通信ネットワーク103を
介してシステム制御器118と通信する。システム制御
器118はパルス制御モジュール(PCM)120、無
線周波数トランシーバ122、状態制御モジュール(S
CM)124、および各構成要素に必要な電圧を供給す
る電源126のようないくつかのサブシステムを有して
いる。PCM120は主コンピュータ101によって供
給される制御信号を利用して、勾配コイルの励振を制御
するディジタル波形やRF励起パルスを変調するために
トランシーバ122で利用されるRFエンベロープ波形
などのディジタル・タイミングおよび制御信号を発生す
る。勾配波形は一般にGx,GyおよびGz増幅器13
0,132および134からなる勾配増幅器装置128
に供給される。各増幅器130,132および134
は、主磁石組立体146の一部である勾配コイル組立体
の中の対応する勾配コイルを励磁するために利用され
る。励磁されると、勾配コイルは主分極磁界と同じ方向
に勾配Gx,GyおよびGzの磁界を発生する。勾配は
デカルト座標系の相互に直角なX,YおよびZ軸方向に
作られている。すなわち、主磁石(図示せず)によって
発生する磁界B0がz方向に向けられている場合、z方
向の全磁界をBzとすると、Gx=∂Bz/∂x,Gy
=∂Bz/∂yおよびGz=∂Bz/∂zであり、任意
の点(x,y,z)における磁界はB(x,y,z)=
B0+GxX+GyY+GzZで与えられる。
勾配磁界はトランシーバ122、RF増幅器123、お
よびRFコイル138によって発生される無線周波パル
スと組み合わせて利用されて、検査される患者の部位か
ら発するNMR信号に空間情報を符号化する。パルス制
御モジュール120によって供給される波形および制御
信号は、RF搬送波変調およびモード制御のためにトラ
ンシーバ122によって利用される。送信モードにおい
ては、送信器が制御信号に従って無線周波波形をRF電
力増幅器123に供給する。このRF電力増幅器は主磁
石組立体146内に設けられているRFコイル138を
駆動する。患者中の励起された原子核によって放射され
るNMR信号は同じRFコイルまたは送信用に使用され
るものと異なるRFコイルによって感知される。この信
号はトランシーバ122の受信器部分で検出され、増幅
され、復調され、濾波され、ディジタル化される。この
ように処理された信号は、インタフェース102にトラ
ンシーバ122を連結する専用の一方向高速ディジタル
・リンク105を介して処理のために主コンピュータ1
01に送られる。
よびRFコイル138によって発生される無線周波パル
スと組み合わせて利用されて、検査される患者の部位か
ら発するNMR信号に空間情報を符号化する。パルス制
御モジュール120によって供給される波形および制御
信号は、RF搬送波変調およびモード制御のためにトラ
ンシーバ122によって利用される。送信モードにおい
ては、送信器が制御信号に従って無線周波波形をRF電
力増幅器123に供給する。このRF電力増幅器は主磁
石組立体146内に設けられているRFコイル138を
駆動する。患者中の励起された原子核によって放射され
るNMR信号は同じRFコイルまたは送信用に使用され
るものと異なるRFコイルによって感知される。この信
号はトランシーバ122の受信器部分で検出され、増幅
され、復調され、濾波され、ディジタル化される。この
ように処理された信号は、インタフェース102にトラ
ンシーバ122を連結する専用の一方向高速ディジタル
・リンク105を介して処理のために主コンピュータ1
01に送られる。
PCM120およびSCM124は独立のサブシステム
であり、両者は主コンピュータ101、および患者位置
決め装置152のような周辺装置と通信するとともに、
直列通信リンク103を介して互いに通信する。PCM
120およびSCM124は各々16ビットのマイクロ
プロセッサ(例えばインテル社の8086マイクロプロ
セッサ)で構成され、主コンピュータからの指令を処理
する。SCM124は、患者の架台位置に関する情報お
よび移動可能な患者の位置合わせ用扇形光ビーム(図示
せず)の位置に関する情報を収集する手段を有してい
る。この情報は主コンピュータ101によって使用さ
れ、画像表示および再構成パラメータを変更する。ま
た、SCM124は患者の移動および位置合わせ装置の
作動のような機能を起動する。
であり、両者は主コンピュータ101、および患者位置
決め装置152のような周辺装置と通信するとともに、
直列通信リンク103を介して互いに通信する。PCM
120およびSCM124は各々16ビットのマイクロ
プロセッサ(例えばインテル社の8086マイクロプロ
セッサ)で構成され、主コンピュータからの指令を処理
する。SCM124は、患者の架台位置に関する情報お
よび移動可能な患者の位置合わせ用扇形光ビーム(図示
せず)の位置に関する情報を収集する手段を有してい
る。この情報は主コンピュータ101によって使用さ
れ、画像表示および再構成パラメータを変更する。ま
た、SCM124は患者の移動および位置合わせ装置の
作動のような機能を起動する。
勾配コイル組立体136およびRF送信/受信コイル1
38は分極磁界を発生するために利用される磁石の中孔
内に取り付けられている。磁石は患者位置合わせ装置1
48、シム・コイル電源140および主磁石電源142
を有する主磁石組立体の一部を形成している。シム電源
140は、主磁石に関連するシム・コイルを駆動するた
めに利用され、シム・コイルは分極磁界における不均一
を補正するために使用される。抵抗性磁石の場合、主磁
石電源142は磁石を連続的に駆動するために利用され
る。超伝導磁石の場合には、主磁石電源142は磁石に
よって発生される分極磁界を適当な動作強度にするため
に利用され、それから切断される。永久磁石の場合に
は、電源142は必要ない。
38は分極磁界を発生するために利用される磁石の中孔
内に取り付けられている。磁石は患者位置合わせ装置1
48、シム・コイル電源140および主磁石電源142
を有する主磁石組立体の一部を形成している。シム電源
140は、主磁石に関連するシム・コイルを駆動するた
めに利用され、シム・コイルは分極磁界における不均一
を補正するために使用される。抵抗性磁石の場合、主磁
石電源142は磁石を連続的に駆動するために利用され
る。超伝導磁石の場合には、主磁石電源142は磁石に
よって発生される分極磁界を適当な動作強度にするため
に利用され、それから切断される。永久磁石の場合に
は、電源142は必要ない。
患者位置合わせ装置148は患者架台移動装置150お
よび患者位置決め装置152と組み合わせて動作する。
外部からの干渉を最小にするために、主磁石組立体、勾
配コイル組立体およびRF送信/受信コイル、ならびに
患者取扱装置を有するNMR装置の構成部は全体的に1
44で示すRF遮蔽された部屋内に設けられている。こ
の遮蔽は一般に部屋全体を取り囲む銅またはアルミニウ
ムの金網144によって行われる。この金網は装置によ
って発生されるRF信号を閉じ込めるように作用すると
共に、部屋の外部で発生されたRF信号から装置を遮蔽
する。約100dbの両方向減衰が典型的には63MHzな
いし64MHzの動作周波数範囲で得られる。
よび患者位置決め装置152と組み合わせて動作する。
外部からの干渉を最小にするために、主磁石組立体、勾
配コイル組立体およびRF送信/受信コイル、ならびに
患者取扱装置を有するNMR装置の構成部は全体的に1
44で示すRF遮蔽された部屋内に設けられている。こ
の遮蔽は一般に部屋全体を取り囲む銅またはアルミニウ
ムの金網144によって行われる。この金網は装置によ
って発生されるRF信号を閉じ込めるように作用すると
共に、部屋の外部で発生されたRF信号から装置を遮蔽
する。約100dbの両方向減衰が典型的には63MHzな
いし64MHzの動作周波数範囲で得られる。
さらに第3図および第4図を参照すると、トランシーバ
122は電力増幅器123を介してコイル138AにR
F励起磁界B1を発生させる部分およびコイル138B
に誘導されるNMR信号を受信する部分を有している。
RF励起磁界のベース周波数すなわち搬送周波数は、通
信リンク103を介して主コンピュータ101からの1
組のディジタル信号(CF)を受信する周波数合成器2
00によって発生される。これらのディジタル信号は出
力201に発生される周波数を1ヘルツの分解能で指示
する。このように指令されたRF搬送波は変調器202
に供給され、そこでライン203を介して受信した信号
に応じて周波数および振幅変調される。その結果のRF
励起信号は、ライン204を介して受信したPCM12
0からの制御信号に応じてオン/オフされる。ライン2
05のRF励起パルス出力の大きさは、通信リンク10
3を介して主コンピュータ101からディジタル信号T
Aを受信する送信減衰回路206によって減衰される。
この減衰されたRF励起パルスはRF送信コイル138
Aを駆動する電力増幅器123に供給される。
122は電力増幅器123を介してコイル138AにR
F励起磁界B1を発生させる部分およびコイル138B
に誘導されるNMR信号を受信する部分を有している。
RF励起磁界のベース周波数すなわち搬送周波数は、通
信リンク103を介して主コンピュータ101からの1
組のディジタル信号(CF)を受信する周波数合成器2
00によって発生される。これらのディジタル信号は出
力201に発生される周波数を1ヘルツの分解能で指示
する。このように指令されたRF搬送波は変調器202
に供給され、そこでライン203を介して受信した信号
に応じて周波数および振幅変調される。その結果のRF
励起信号は、ライン204を介して受信したPCM12
0からの制御信号に応じてオン/オフされる。ライン2
05のRF励起パルス出力の大きさは、通信リンク10
3を介して主コンピュータ101からディジタル信号T
Aを受信する送信減衰回路206によって減衰される。
この減衰されたRF励起パルスはRF送信コイル138
Aを駆動する電力増幅器123に供給される。
第3図および第4図をさらに参照すると、被検体から発
生される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の入力に供給される。受信
器207はNMR信号を増幅し、これはリンク103を
介して主コンピュータ101から受信したディジタル減
衰信号(RA)によって決定される量だけ減衰される。
また、受信器207はPCM120からのライン211
を介した信号によってオン/オフされて、NMR信号が
特定の収集期間にわたってのみ収集されるようにする。
生される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の入力に供給される。受信
器207はNMR信号を増幅し、これはリンク103を
介して主コンピュータ101から受信したディジタル減
衰信号(RA)によって決定される量だけ減衰される。
また、受信器207はPCM120からのライン211
を介した信号によってオン/オフされて、NMR信号が
特定の収集期間にわたってのみ収集されるようにする。
受信されたNMR信号は直角検出器209によって復調
されて、2つの信号IおよびQを発生する。これらの信
号はフィルタを介して全体的に215で示す一対のアナ
ログ−ディジタル(A/D)変換器に供給される。これ
らのA/D変換器は制御ライン208の信号によって制
御されて、有効信号が存在するときのみディジタル化し
たNMRデータを発生する。このデータはライン105
を介して主コンピュータ101に出力される。A/D変
換器の入力のフィルタは主コンピュータ101によって
制御され、IおよびQの帯域幅を制限する。また、直角
検出器209は第2の周波数合成器210からRF基準
信号を受信し、この信号を用いて、送信器のRF搬送波
と同相にあるNMR信号成分の振幅およびそれと直角位
相にあるNMR信号成分の振幅を検知する。周波数合成
器210はリンク103を介して、復調信号の周波数を
決定するディジタル信号(CF)を受信する。2つの合
成器200および210の位相はライン211を介して
互いにロックされる。多くの測定においては、2つの合
成器の周波数は同じである。
されて、2つの信号IおよびQを発生する。これらの信
号はフィルタを介して全体的に215で示す一対のアナ
ログ−ディジタル(A/D)変換器に供給される。これ
らのA/D変換器は制御ライン208の信号によって制
御されて、有効信号が存在するときのみディジタル化し
たNMRデータを発生する。このデータはライン105
を介して主コンピュータ101に出力される。A/D変
換器の入力のフィルタは主コンピュータ101によって
制御され、IおよびQの帯域幅を制限する。また、直角
検出器209は第2の周波数合成器210からRF基準
信号を受信し、この信号を用いて、送信器のRF搬送波
と同相にあるNMR信号成分の振幅およびそれと直角位
相にあるNMR信号成分の振幅を検知する。周波数合成
器210はリンク103を介して、復調信号の周波数を
決定するディジタル信号(CF)を受信する。2つの合
成器200および210の位相はライン211を介して
互いにロックされる。多くの測定においては、2つの合
成器の周波数は同じである。
本発明は主コンピュータ101によって制御される高速
パルス・シーケンスとして実施される。この高速パルス
・シーケンスは画像を再構成するのに必要なNMRデー
タを獲得するための走査中に繰り返し実行される。この
高速パルス・シーケンスについて3つの異なる好適実施
例を示している第5図ないし第7図を参照して次に説明
する。
パルス・シーケンスとして実施される。この高速パルス
・シーケンスは画像を再構成するのに必要なNMRデー
タを獲得するための走査中に繰り返し実行される。この
高速パルス・シーケンスについて3つの異なる好適実施
例を示している第5図ないし第7図を参照して次に説明
する。
まず第5図を参照すると、高速パルス・シーケンスは正
味の磁化を90゜以下の角度だけ傾斜させるのに充分な
大きさおよび継続時間を有する一連のRF励起パルス2
50によって特徴付けられている。好適実施例において
は、10゜から90゜までの傾斜角が再構成画像におけ
る望ましいコントラストに応じて使用される。RF励起
パルス250は典型的には20ないし50ミリ秒の範囲
の非常に短い繰り返し時間(TR)で発生される。この
繰り返し時間は水および組織のスピン−スピン緩和時間
T2より小さく、定常平衡状態は数パルス後に設定さ
れ、そこで横方向磁化が各期間TR中に最大から最小を
通って最大へ戻る。RF励起パルス250が一般に18
0゜よりずっと小さいフリップ角を有している場合で
も、180゜RFパルスと同じように磁化の位相累積を
逆転する。位相累積が逆転される効率はフリップ角
(α)の関数である: sin2(α/2)、 これは0<α<90゜に対して0でない。完全な効率は
α=180゜の時に達成される。以下に詳細に説明する
ように、この位相累積逆転は、印加される磁界勾配の累
積効果も逆転することを意味している。
味の磁化を90゜以下の角度だけ傾斜させるのに充分な
大きさおよび継続時間を有する一連のRF励起パルス2
50によって特徴付けられている。好適実施例において
は、10゜から90゜までの傾斜角が再構成画像におけ
る望ましいコントラストに応じて使用される。RF励起
パルス250は典型的には20ないし50ミリ秒の範囲
の非常に短い繰り返し時間(TR)で発生される。この
繰り返し時間は水および組織のスピン−スピン緩和時間
T2より小さく、定常平衡状態は数パルス後に設定さ
れ、そこで横方向磁化が各期間TR中に最大から最小を
通って最大へ戻る。RF励起パルス250が一般に18
0゜よりずっと小さいフリップ角を有している場合で
も、180゜RFパルスと同じように磁化の位相累積を
逆転する。位相累積が逆転される効率はフリップ角
(α)の関数である: sin2(α/2)、 これは0<α<90゜に対して0でない。完全な効率は
α=180゜の時に達成される。以下に詳細に説明する
ように、この位相累積逆転は、印加される磁界勾配の累
積効果も逆転することを意味している。
第5図のパルス・シーケンスは2DFT画像再構成技術
に使用され、これはz軸磁界勾配Gzを使用して測定用
のスピンのスライスを選択する。更に詳しくは、RF励
起パルス250は選択性であり、Gz勾配パルス251
は所望のスライス内のスピンを励起するように同時に発
生される。それから、Gz勾配は増大され、固定のスピ
ンおよび移動するスピンの両方の位相を故意にずらし、
これにより各RF励起パルス250の後に発生するS+
NMR信号を抑圧する。再位相整合用(rephasing)G
z勾配パルス252は各スライス選択用のパルス251
の直前に発生され、S−NMR信号の次の読み出しの前
にスピンの位相を再整合させる。
に使用され、これはz軸磁界勾配Gzを使用して測定用
のスピンのスライスを選択する。更に詳しくは、RF励
起パルス250は選択性であり、Gz勾配パルス251
は所望のスライス内のスピンを励起するように同時に発
生される。それから、Gz勾配は増大され、固定のスピ
ンおよび移動するスピンの両方の位相を故意にずらし、
これにより各RF励起パルス250の後に発生するS+
NMR信号を抑圧する。再位相整合用(rephasing)G
z勾配パルス252は各スライス選択用のパルス251
の直前に発生され、S−NMR信号の次の読み出しの前
にスピンの位相を再整合させる。
Y軸に沿った位置は位相符号化Gy勾配パルス253に
よってS−NMR信号に位相符号化される。この位相符
号化はS−NMR信号254が次のパルス・シーケンス
中に収集される前に生じ、第2のGyパルス255はス
ピンを巻き直し(rewind)、すなわち再位相整合させ、
平衡を維持する。これらの位相符号化パルス253およ
び255の振幅は互いに等しいが、振幅は完全な走査の
ためのNMRデータを収集するためにビュー毎に変えら
れる。
よってS−NMR信号に位相符号化される。この位相符
号化はS−NMR信号254が次のパルス・シーケンス
中に収集される前に生じ、第2のGyパルス255はス
ピンを巻き直し(rewind)、すなわち再位相整合させ、
平衡を維持する。これらの位相符号化パルス253およ
び255の振幅は互いに等しいが、振幅は完全な走査の
ためのNMRデータを収集するためにビュー毎に変えら
れる。
これらの位相符号化勾配パルス253および255の間
には、S−NMR信号254を収集するために供給され
る読み出し勾配パルス256が位置する。この読み出し
勾配パルス256はS−NMR信号を再集束し、周知の
うに収集されるデータを周波数符号化する。更に、負の
Gx勾配パルス257が読み出しパルス256の後に発
生され、スピンの位相をずらし、次のパルス・シーケン
ス中にS−NMR信号254を発生させるように設定す
る。第5図のパルス・シーケンスの重要な特徴は読み出
し勾配パルス256の直前の負のGx勾配パルス258
である。このパルス258はパルス257とほぼ同じで
あって、Gx勾配パルス波形の全体が点線259で示す
軸に対して実質的に対称であるようにする。実際には、
以下に詳細に説明するように、流れによるアーティファ
クトの抑圧を最大にするためにGxパルス258はGx
パルス257よりも僅かに大きい。
には、S−NMR信号254を収集するために供給され
る読み出し勾配パルス256が位置する。この読み出し
勾配パルス256はS−NMR信号を再集束し、周知の
うに収集されるデータを周波数符号化する。更に、負の
Gx勾配パルス257が読み出しパルス256の後に発
生され、スピンの位相をずらし、次のパルス・シーケン
ス中にS−NMR信号254を発生させるように設定す
る。第5図のパルス・シーケンスの重要な特徴は読み出
し勾配パルス256の直前の負のGx勾配パルス258
である。このパルス258はパルス257とほぼ同じで
あって、Gx勾配パルス波形の全体が点線259で示す
軸に対して実質的に対称であるようにする。実際には、
以下に詳細に説明するように、流れによるアーティファ
クトの抑圧を最大にするためにGxパルス258はGx
パルス257よりも僅かに大きい。
第6図に示すパルス・シーケンスは、3DFT再構成方
法に使用される点を除いて第5図のものとほぼ同じであ
る。2DFTおよび3DFT画像再構成用に使用される
パルス・シーケンス相互間における違いはGz磁界勾配
パルスにある。非選択性3DFTシーケンスが示されて
おり、この場合にはGz勾配パルスはRF励起パルス2
50と同時に供給されない。位相符号化Gz勾配パルス
271および巻戻しパルス270がNMR信号254の
収集に隣接して発生される。更に、位相はずしパルス2
72がRF励起パルス250の直後に発生されて、スピ
ンの位相をずらし、これにより次のデータ収集の際にS
+信号が発生することを抑圧する。位相符号化Gyおよ
びGz勾配パルスは適当な値ずつ変えられ、NMR信号
254は周知の方法で収集され、ディジタル化されて処
理される。第6図の3DFTパルス・シーケンスの変形
においては、弱いGz勾配パルスをRF励起パルス25
0と同時に印加して、スライス方向のラップアラウンド
(wraparound)の影響すなわちエイリアジングを低減す
る。このような「スラブ選択式」3DFTパルス・シー
ケンスが使用される場合、小さな再位相整合用Gz勾配
が第2のGz勾配パルス271に加えられる。
法に使用される点を除いて第5図のものとほぼ同じであ
る。2DFTおよび3DFT画像再構成用に使用される
パルス・シーケンス相互間における違いはGz磁界勾配
パルスにある。非選択性3DFTシーケンスが示されて
おり、この場合にはGz勾配パルスはRF励起パルス2
50と同時に供給されない。位相符号化Gz勾配パルス
271および巻戻しパルス270がNMR信号254の
収集に隣接して発生される。更に、位相はずしパルス2
72がRF励起パルス250の直後に発生されて、スピ
ンの位相をずらし、これにより次のデータ収集の際にS
+信号が発生することを抑圧する。位相符号化Gyおよ
びGz勾配パルスは適当な値ずつ変えられ、NMR信号
254は周知の方法で収集され、ディジタル化されて処
理される。第6図の3DFTパルス・シーケンスの変形
においては、弱いGz勾配パルスをRF励起パルス25
0と同時に印加して、スライス方向のラップアラウンド
(wraparound)の影響すなわちエイリアジングを低減す
る。このような「スラブ選択式」3DFTパルス・シー
ケンスが使用される場合、小さな再位相整合用Gz勾配
が第2のGz勾配パルス271に加えられる。
256×256の画素からなる1組の画像のデータを収
集するために典型的には5ないし15分を必要とする通
常のT2重み付けNMR走査と対照的に、第6図の方法
を使用する走査は2分ないし4分しか必要としない。こ
の時間の短縮は組織のスピン−スピン緩和定数(T2)
(40ないし200ミリ秒)よりも長い通常の繰り返し
時間よりはるかに短い20ないし50ミリ秒のパルス繰
り返し時間(TR)によるものである。
集するために典型的には5ないし15分を必要とする通
常のT2重み付けNMR走査と対照的に、第6図の方法
を使用する走査は2分ないし4分しか必要としない。こ
の時間の短縮は組織のスピン−スピン緩和定数(T2)
(40ないし200ミリ秒)よりも長い通常の繰り返し
時間よりはるかに短い20ないし50ミリ秒のパルス繰
り返し時間(TR)によるものである。
米国特許第4,731,583号に示されているよう
に、通常のパルス・シーケンスは勾配磁界を適切に形成
することによって流れによるアーティファクトを低減す
るように補償できることが知られている。これはRF励
起パルスと収集するNMR信号との間の勾配波形の高次
のモーメント(1つ以上)をゼロに等しくすることによ
って達成される。しかしながら、この方法はSSFP−
ECHOパルス・シーケンス用に変更しなければならな
い。それはS−NMR信号が同じシーケンスのRF励起
パルスよりもむしろ前のRF励起パルスによって発生さ
れた横方向磁化によって発生されるからである。
に、通常のパルス・シーケンスは勾配磁界を適切に形成
することによって流れによるアーティファクトを低減す
るように補償できることが知られている。これはRF励
起パルスと収集するNMR信号との間の勾配波形の高次
のモーメント(1つ以上)をゼロに等しくすることによ
って達成される。しかしながら、この方法はSSFP−
ECHOパルス・シーケンス用に変更しなければならな
い。それはS−NMR信号が同じシーケンスのRF励起
パルスよりもむしろ前のRF励起パルスによって発生さ
れた横方向磁化によって発生されるからである。
本発明は、前のパルス・シーケンスのRF励起パルスと
現在のパルス・シーケンスで収集されるS−NMR信号
との間で測定された一次モーメントが実質的に低減され
るように勾配パルスを変更することによって流れに対し
て補償する。これは読み出し勾配Gxに関して第5図お
よび第6図のパルス・シーケンスで達成される。
現在のパルス・シーケンスで収集されるS−NMR信号
との間で測定された一次モーメントが実質的に低減され
るように勾配パルスを変更することによって流れに対し
て補償する。これは読み出し勾配Gxに関して第5図お
よび第6図のパルス・シーケンスで達成される。
これは第8A図によく示されている。同図においては、
NMR信号300は前のパルス・シーケンスのRF励起
パルス301および更に前のRF励起パルスによって形
成される横方向磁化によって発生する。前のパルス・シ
ーケンスのGx読み出しパルス308は2つの負の部分
302および303を有し、この各々は面積2Aを有す
る正の部分304によって分離されて等しい面積「A」
を有している。本技術分野で周知のように、この−1、
+2、−1Gx勾配波形はゼロの第1モーメントを有
し、これは一定速度で移動するスピンに位相シフトを与
えないことを意味している。現在のパルス・シーケンス
のGx読み出しパルス305は全く同じように形成され
るが、その極性は、横方向磁化の位相累積がそれらの間
のRF励起パルス306によって逆転されるということ
を反映して逆転されている。NMR信号が点線307で
示す勾配パルス303の終わりにおいて収集されたとす
ると、波形308および305の第1モーメントはゼロ
である。この結果、運動および流れによるアーティファ
クトは抑圧される。もちろん、これが実際のものでな
く、NMR信号300は勾配波形305の真中で収集さ
れるので、波形305の前半部により形成される勾配双
極子は波形305の後半部中に生じる反対の極性の勾配
双極子によって相殺されない。このため、動いているス
ピンは読み出し軸に沿ったそれらの速度に比例した量だ
け位相がずれ、これは再構成画像にモーション・アーテ
ィファクトを生じさせる。
NMR信号300は前のパルス・シーケンスのRF励起
パルス301および更に前のRF励起パルスによって形
成される横方向磁化によって発生する。前のパルス・シ
ーケンスのGx読み出しパルス308は2つの負の部分
302および303を有し、この各々は面積2Aを有す
る正の部分304によって分離されて等しい面積「A」
を有している。本技術分野で周知のように、この−1、
+2、−1Gx勾配波形はゼロの第1モーメントを有
し、これは一定速度で移動するスピンに位相シフトを与
えないことを意味している。現在のパルス・シーケンス
のGx読み出しパルス305は全く同じように形成され
るが、その極性は、横方向磁化の位相累積がそれらの間
のRF励起パルス306によって逆転されるということ
を反映して逆転されている。NMR信号が点線307で
示す勾配パルス303の終わりにおいて収集されたとす
ると、波形308および305の第1モーメントはゼロ
である。この結果、運動および流れによるアーティファ
クトは抑圧される。もちろん、これが実際のものでな
く、NMR信号300は勾配波形305の真中で収集さ
れるので、波形305の前半部により形成される勾配双
極子は波形305の後半部中に生じる反対の極性の勾配
双極子によって相殺されない。このため、動いているス
ピンは読み出し軸に沿ったそれらの速度に比例した量だ
け位相がずれ、これは再構成画像にモーション・アーテ
ィファクトを生じさせる。
補償されない勾配双極子が第8B図に309で示されて
おり、勾配波形308および305がその影響をオフセ
ットすなわち無効にするためにわずかに変更できること
は本発明の別の教示である。更に詳しくは、勾配波形3
08および305の先端部302は第8A図の斜線を施
した領域310および311で示すように大きさが(す
なわち幅または振幅)が僅かに増大されて、第8C図に
パルス312および313として分離して示すように付
加的な勾配双極子を形成する。各付加領域310および
311の面積は、その結果の補償用双極子の2つの部分
312および313の間の長いモーメント・アームT12
のために、補償すべき双極子309の正および負の各部
分の面積よりも実質的に小さい。これは、補償すべき勾
配双極子309の短いモーメント・アームTと対照的で
ある。
おり、勾配波形308および305がその影響をオフセ
ットすなわち無効にするためにわずかに変更できること
は本発明の別の教示である。更に詳しくは、勾配波形3
08および305の先端部302は第8A図の斜線を施
した領域310および311で示すように大きさが(す
なわち幅または振幅)が僅かに増大されて、第8C図に
パルス312および313として分離して示すように付
加的な勾配双極子を形成する。各付加領域310および
311の面積は、その結果の補償用双極子の2つの部分
312および313の間の長いモーメント・アームT12
のために、補償すべき双極子309の正および負の各部
分の面積よりも実質的に小さい。これは、補償すべき勾
配双極子309の短いモーメント・アームTと対照的で
ある。
T×A1=T12×A2 A2=T×A1/T12 (1) ここにおいて、A2は流れを完全に補償するために先端
部302に付加される面積であり、 A1は先端部302の面積であり、 T12は各勾配パルス波形の開始時の相互間の期間であ
り、 Tは勾配波形の先端部302の幅である。
部302に付加される面積であり、 A1は先端部302の面積であり、 T12は各勾配パルス波形の開始時の相互間の期間であ
り、 Tは勾配波形の先端部302の幅である。
NMR信号300は実際にパルス301のみでなく、多
くの前のRF励起パルスによる横方向磁化によって発生
されるので、補償用部分312および313のモーメン
ト・アームは実際にはT12よりも非常に長い。T12の最
適な値は実験からパルス繰り返し時間TRの2倍である
ことがわかった。換言すれば、最良の流れ補償は勾配波
形の先端部302に付加される面積が上述した式(1)
によって示されたものの半分であるとき達成された。
くの前のRF励起パルスによる横方向磁化によって発生
されるので、補償用部分312および313のモーメン
ト・アームは実際にはT12よりも非常に長い。T12の最
適な値は実験からパルス繰り返し時間TRの2倍である
ことがわかった。換言すれば、最良の流れ補償は勾配波
形の先端部302に付加される面積が上述した式(1)
によって示されたものの半分であるとき達成された。
第1の先端部302は読み出し勾配Gxを流れ補償する
ように作用するが、これはまた解決しなければならない
問題が発生する。詳しくは、この負の勾配パルス302
は勾配パルス304の前半部と組み合わせて動作し、S
−NMR信号と干渉するS+NMR信号を再集束して生
じさせる。この問題を処理する対策が施されない場合に
は、再構成画像に干渉リングが生じる。
ように作用するが、これはまた解決しなければならない
問題が発生する。詳しくは、この負の勾配パルス302
は勾配パルス304の前半部と組み合わせて動作し、S
−NMR信号と干渉するS+NMR信号を再集束して生
じさせる。この問題を処理する対策が施されない場合に
は、再構成画像に干渉リングが生じる。
第6図のパルス・シーケンスについて上述したように、
S+NMR信号がS−NMR信号254の収集と干渉し
ないようにS+NMR信号を抑圧するために、Gz「ク
ラッシャ」勾配パルス272がRF励起パルス250の
直後に発生されている。これはS+NMR信号を抑圧す
るように作用するが、また流れまたは運動によるアーテ
ィファクトに対して感じ易くしている。すなわち、この
勾配の方向に意味のある運動または流れが存在する場合
には、モーション・アーティファクトが再構成画像に発
生する。この理由が第7図に示されており、第7図にお
いてGzクラッシャ・パルス272は第1のパルス・シ
ーケンスに示され、同様なパルス272′が次のシーケ
ンスに示されている。上述したように、位相蓄積は第2
のRF励起パルス250′が発生されたときに方向を逆
転し、この結果クラッシャ・パルス272′の向きは実
際には点線272″で示すように逆になる。従って、N
MR信号254′に関して、Gzクラッシャ・パルス2
72および272″はz軸に沿ったスピン速度に敏感に
なる大きな双極子モーメントを形成する。
S+NMR信号がS−NMR信号254の収集と干渉し
ないようにS+NMR信号を抑圧するために、Gz「ク
ラッシャ」勾配パルス272がRF励起パルス250の
直後に発生されている。これはS+NMR信号を抑圧す
るように作用するが、また流れまたは運動によるアーテ
ィファクトに対して感じ易くしている。すなわち、この
勾配の方向に意味のある運動または流れが存在する場合
には、モーション・アーティファクトが再構成画像に発
生する。この理由が第7図に示されており、第7図にお
いてGzクラッシャ・パルス272は第1のパルス・シ
ーケンスに示され、同様なパルス272′が次のシーケ
ンスに示されている。上述したように、位相蓄積は第2
のRF励起パルス250′が発生されたときに方向を逆
転し、この結果クラッシャ・パルス272′の向きは実
際には点線272″で示すように逆になる。従って、N
MR信号254′に関して、Gzクラッシャ・パルス2
72および272″はz軸に沿ったスピン速度に敏感に
なる大きな双極子モーメントを形成する。
Gzクラッシャ・パルス272を補償するために、一対
のGzパルス320および321がNMR信号254の
収集後に発生される。
のGzパルス320および321がNMR信号254の
収集後に発生される。
これらのパルス320および321は反対の極性を有し
ていて双極子を形成し、この双極子は、Gzクラッシャ
・パルス272および272″によって形成される第1
モーメントに等しいが、極性が反対である第1モーメン
トを有する。この結果、RF励起パルス250とS−N
MR信号254′の収集との間で測定したGz勾配パル
スの第1モーメントは実質的にゼロになり、NMR信号
254′はz軸に沿った一定の流れまたは運動に対して
実質的に感度が低減する。
ていて双極子を形成し、この双極子は、Gzクラッシャ
・パルス272および272″によって形成される第1
モーメントに等しいが、極性が反対である第1モーメン
トを有する。この結果、RF励起パルス250とS−N
MR信号254′の収集との間で測定したGz勾配パル
スの第1モーメントは実質的にゼロになり、NMR信号
254′はz軸に沿った一定の流れまたは運動に対して
実質的に感度が低減する。
また、S+NMR信号はGy勾配クラッシャ・パルス3
25を使用することによって抑圧することができる。こ
のような場合、Gy補償パルス326および327がN
MR信号254の収集後に発生される。これらの運動お
よび流れ補償パルス326および327はGzパルス3
20および321と同じように動作し、Gy勾配の第1
モーメントを無効にする。
25を使用することによって抑圧することができる。こ
のような場合、Gy補償パルス326および327がN
MR信号254の収集後に発生される。これらの運動お
よび流れ補償パルス326および327はGzパルス3
20および321と同じように動作し、Gy勾配の第1
モーメントを無効にする。
GzまたはGyクラッシャ・パルス272または325
を流れ補償するために、双極性パルス320/321ま
たは326/327の振幅を非常に大きくしなければな
らないことが明らかであろう。これはクラッシャ・パル
スについてのモーメント・アーム(TR)が補償用の双
極性パルスについてのモーメント・アームよりも非常に
長いからであり、この差は補償用の双極性パルスの振幅
を増大することによって相殺されなければならない。N
MR走査によって発生できる補償用双極性パルスの振幅
に実際上の制限があるので、データ収集期間中にS+N
MR信号を抑圧するのに使用できるGzまたはGyクラ
ッシャ・パルスの大きさに制限がある。
を流れ補償するために、双極性パルス320/321ま
たは326/327の振幅を非常に大きくしなければな
らないことが明らかであろう。これはクラッシャ・パル
スについてのモーメント・アーム(TR)が補償用の双
極性パルスについてのモーメント・アームよりも非常に
長いからであり、この差は補償用の双極性パルスの振幅
を増大することによって相殺されなければならない。N
MR走査によって発生できる補償用双極性パルスの振幅
に実際上の制限があるので、データ収集期間中にS+N
MR信号を抑圧するのに使用できるGzまたはGyクラ
ッシャ・パルスの大きさに制限がある。
この制限を認識して、本発明はまた不所望のS+NMR
信号および所望のS−NMR信号の間の干渉を低減する
方法を有している。次に説明する1つの方法において
は、S+NMR信号をS−NMR信号に対して低減する
ことであり、以下に説明する第2の方法においては、S
+NMR信号の位相をS−NMR信号の位相に対してシ
フトし、別々の画像を構成することである。これらの方
法は妥当な大きさのクラッシャ・パルスと組み合わせて
使用され、本発明の流れ補償SSFP−ECHOパルス
・シーケンスを使用した最良の画像を発生するものであ
る。
信号および所望のS−NMR信号の間の干渉を低減する
方法を有している。次に説明する1つの方法において
は、S+NMR信号をS−NMR信号に対して低減する
ことであり、以下に説明する第2の方法においては、S
+NMR信号の位相をS−NMR信号の位相に対してシ
フトし、別々の画像を構成することである。これらの方
法は妥当な大きさのクラッシャ・パルスと組み合わせて
使用され、本発明の流れ補償SSFP−ECHOパルス
・シーケンスを使用した最良の画像を発生するものであ
る。
定常状態自由歳差運動(SSFP)を設定するために、
RF励起パルスは位相がコヒーレントでなければならな
い。これを達成するために従来2つの方法が使用されて
いた。1つの従来の方法においては、全てのRF励起パ
ルスの極性および位相が同じであり、すなわち回転座標
系における共通軸を基準として定められている。この方
法は次のように図式的に示される。
RF励起パルスは位相がコヒーレントでなければならな
い。これを達成するために従来2つの方法が使用されて
いた。1つの従来の方法においては、全てのRF励起パ
ルスの極性および位相が同じであり、すなわち回転座標
系における共通軸を基準として定められている。この方
法は次のように図式的に示される。
…+++++++++++++… (1) 第2の周知の方法は次のようにRF励起パルスの極性を
交互に(すなわち、180゜位相シフト)することであ
る。
交互に(すなわち、180゜位相シフト)することであ
る。
…+−+−+−+−+−+−+… (2) S+およびS−NMR信号の振幅はこれらの2つの方法
のいずれかが使用されるとき同じであるが、NMR信号
の極性は方法(2)の場合は交互であり、これを考慮し
て交互に収集されるビューの符号を逆転しなければなら
ない。
のいずれかが使用されるとき同じであるが、NMR信号
の極性は方法(2)の場合は交互であり、これを考慮し
て交互に収集されるビューの符号を逆転しなければなら
ない。
S+NMR信号の大きさは、次のような異なる位相パタ
ーンを使用することによってS−NMR信号に対して抑
圧することができる。
ーンを使用することによってS−NMR信号に対して抑
圧することができる。
…++−−++−−++−−++… (3) データ収集および画像再構成は方法(2)と同じように
実行されるが、RF励起パルスの極性、すなわち位相は
1つおきよりもむしろ2つおきに逆転される。この方法
は定常状態のS+およびS−NMR信号に対する「奇数
の」寄与分を無効にし、その効果はS−NMR信号より
も大幅にS+NMR信号の大きさを低減することであ
る。もちろん、S−NMR信号の低減に伴なって信号対
雑音比が悪くなる欠点があるが、これは多くの用途にお
いて許容できる程度のものである。
実行されるが、RF励起パルスの極性、すなわち位相は
1つおきよりもむしろ2つおきに逆転される。この方法
は定常状態のS+およびS−NMR信号に対する「奇数
の」寄与分を無効にし、その効果はS−NMR信号より
も大幅にS+NMR信号の大きさを低減することであ
る。もちろん、S−NMR信号の低減に伴なって信号対
雑音比が悪くなる欠点があるが、これは多くの用途にお
いて許容できる程度のものである。
上記(2)または(3)に示すパターンのいずれかが使
用される場合には、RF励起磁界の位相の突然の変化が
磁化の定常平衡状態を破壊する傾向がある。これが発生
することを防止するために、ビューの獲得される順番を
変えて、1つの位相の全てのビューが獲得され、次いで
反対の位相の全てのビューが獲得されるようにする。こ
のような再順序付けで発生する単一の位相変化は再構成
画像に対する影響が最小である。
用される場合には、RF励起磁界の位相の突然の変化が
磁化の定常平衡状態を破壊する傾向がある。これが発生
することを防止するために、ビューの獲得される順番を
変えて、1つの位相の全てのビューが獲得され、次いで
反対の位相の全てのビューが獲得されるようにする。こ
のような再順序付けで発生する単一の位相変化は再構成
画像に対する影響が最小である。
三次元の容積の作像に適用でき、またRF励起パルス用
の予め選択された位相パターンを使用する別の方法は、
S−NMR信号を低減することなくS+NMR信号によ
る干渉を低減または除去する。この方法は第7図のパル
ス・シーケンスで用いられ、1つの軸(例えば、z軸)
に沿った位相符号化値が他の軸(例えば、y軸)に沿っ
た各位相符号化値毎に全範囲にわたって繰り出される。
この位相パターンが第9図に示されており、第9図にお
いてz軸に沿った各ビューはy軸に沿った各位相符号化
値において求められる。図示のように、各奇数番目のy
軸位相符号化値に対しては、各z軸のビューにおけるR
F励起パルスの位相が上述した方法(1)におけるよう
に同じ位相に維持され、各偶数番目のy軸位相符号化値
に対しては、RF励起パルスの位相が上述した方法
(2)におけるようにz軸のビューにおいて交互に変え
られる。このシーケンスを全てのy軸の位相符号化値に
対して続け、画像再構成用のNMRデータの三次元アレ
ーが収集される。
の予め選択された位相パターンを使用する別の方法は、
S−NMR信号を低減することなくS+NMR信号によ
る干渉を低減または除去する。この方法は第7図のパル
ス・シーケンスで用いられ、1つの軸(例えば、z軸)
に沿った位相符号化値が他の軸(例えば、y軸)に沿っ
た各位相符号化値毎に全範囲にわたって繰り出される。
この位相パターンが第9図に示されており、第9図にお
いてz軸に沿った各ビューはy軸に沿った各位相符号化
値において求められる。図示のように、各奇数番目のy
軸位相符号化値に対しては、各z軸のビューにおけるR
F励起パルスの位相が上述した方法(1)におけるよう
に同じ位相に維持され、各偶数番目のy軸位相符号化値
に対しては、RF励起パルスの位相が上述した方法
(2)におけるようにz軸のビューにおいて交互に変え
られる。このシーケンスを全てのy軸の位相符号化値に
対して続け、画像再構成用のNMRデータの三次元アレ
ーが収集される。
第9図の三次元方法はS−NMR信号とともに得られる
S+NMR信号に位相オフセットを発生する。一連のフ
ーリエ変換を実行することによって画像がこの収集した
データから再構成される場合、位相オフセットはy軸視
野の半分に等しい量のy軸に沿ったS+およびS−画像
の物理的変位として表される。S+およびS−画像は多
くの技術を使用して分離することができる。第1には、
y軸に沿ってオーバーサンプリングを使用して、S+お
よびS−画像を完全に分離することができる。例えば、
所望の視野を形成する所与の範囲の値にわたって128
の異なるy軸位相符号化値におけるデータを収集する代
わりに、付加的な128の中間値においてデータを収集
する。S+画像は256画素の再構成画像の半分に現
れ、S−画像は他の半分に現れる。
S+NMR信号に位相オフセットを発生する。一連のフ
ーリエ変換を実行することによって画像がこの収集した
データから再構成される場合、位相オフセットはy軸視
野の半分に等しい量のy軸に沿ったS+およびS−画像
の物理的変位として表される。S+およびS−画像は多
くの技術を使用して分離することができる。第1には、
y軸に沿ってオーバーサンプリングを使用して、S+お
よびS−画像を完全に分離することができる。例えば、
所望の視野を形成する所与の範囲の値にわたって128
の異なるy軸位相符号化値におけるデータを収集する代
わりに、付加的な128の中間値においてデータを収集
する。S+画像は256画素の再構成画像の半分に現
れ、S−画像は他の半分に現れる。
S+画像をS−画像から分離するのに第9図の方法にお
ける位相オフセットを使用する他の方法は、y軸に沿っ
てS+画像を崩壊させることである。これは第7図のパ
ルス・シーケンスにおいてy軸位相符号化パルス253
を除去することによって達成される。画像が構成される
とき、S−画像は勾配パルス255によって位相符号化
されているので現れるが、S+画像はy軸位相符号化を
含んでいないので輝線として現れる。S+画像は画像か
ら削除して、所望のS−画像を残すことができる。不幸
にして、この輝線の幅は、通常NMR信号がサンプリン
グされる離散的な性質のために2画素以上である。この
結果、S+信号が所望のS−画像内に流れ込み、S+信
号の削除を困難にしている。この好ましくない影響は、
「ベースライン」減算法と類似した減算(サブトラクシ
ョン)技術によって最小にすることができる。この方法
では、単一面のNMRデータが最大位相符号化値に整調
された位相符号化パルス253を用いて収集される。こ
の収集したNMRデータは、位相符号化パルス253を
用いないで収集したNMRデータから差し引かれ、その
結果としてS+信号の線の強度が実質的に低減され、S
−画像への流れ込みが少なくなる。
ける位相オフセットを使用する他の方法は、y軸に沿っ
てS+画像を崩壊させることである。これは第7図のパ
ルス・シーケンスにおいてy軸位相符号化パルス253
を除去することによって達成される。画像が構成される
とき、S−画像は勾配パルス255によって位相符号化
されているので現れるが、S+画像はy軸位相符号化を
含んでいないので輝線として現れる。S+画像は画像か
ら削除して、所望のS−画像を残すことができる。不幸
にして、この輝線の幅は、通常NMR信号がサンプリン
グされる離散的な性質のために2画素以上である。この
結果、S+信号が所望のS−画像内に流れ込み、S+信
号の削除を困難にしている。この好ましくない影響は、
「ベースライン」減算法と類似した減算(サブトラクシ
ョン)技術によって最小にすることができる。この方法
では、単一面のNMRデータが最大位相符号化値に整調
された位相符号化パルス253を用いて収集される。こ
の収集したNMRデータは、位相符号化パルス253を
用いないで収集したNMRデータから差し引かれ、その
結果としてS+信号の線の強度が実質的に低減され、S
−画像への流れ込みが少なくなる。
第1図はGRASSとして知られている従来のNMRパ
ルス・シーケンスを示す波形図である。 第2図はSSFP−ECHOまたはCEFASTとして
知られている従来のNMRパルス・シーケンスを示す波
形図である。 第3図は本発明を使用したNMR装置のブロック図であ
る。 第4図は第3図のNMR装置の一部を構成するトランシ
ーバの電気ブロック図である。 第5図は2DFT画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第1の好適実施例を示す波形図で
ある。 第6図は3DFT画像再構成の場合に本発明を実施する
パルス・シーケンスの第1の好適実施例の波形図であ
る。 第7図は3DFT画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第2の好適実施例を示す波形図で
ある。 第8A図乃至第8C図は第5図乃至第7図のパルス・シ
ーケンスがどのように流れについて補償されるかを示す
波形図である。 第9図はS+NMR信号をS−NMR信号から差し引く
ために第7図のパルス・シーケンスで使用される位相パ
ターンを示す配列図である。 100……ポスト・コンピュータ装置、101……主コ
ンピュータ、102……インタフェース、104……磁
気テープ駆動装置、106……アレイ・プロセッサ、1
08……画像プロセッサ、110……画像ディスク記憶
装置、112……データ・ディスク記憶装置、116…
…オペレータ・コンソール、118……システム制御
器、120……パルス制御モジュール、122……無線
周波トランシーバ、123……RF増幅器、124……
状態制御モジュール、126……電源、128……勾配
増幅器装置、136……勾配コイル組立体、138……
RF送信/受信コイル、140……シム・コイル電源、
142……主磁石電源、146……主磁石組立体、14
8……患者位置合わせ装置、150……患者架台移動装
置、152……患者位置決め装置。
ルス・シーケンスを示す波形図である。 第2図はSSFP−ECHOまたはCEFASTとして
知られている従来のNMRパルス・シーケンスを示す波
形図である。 第3図は本発明を使用したNMR装置のブロック図であ
る。 第4図は第3図のNMR装置の一部を構成するトランシ
ーバの電気ブロック図である。 第5図は2DFT画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第1の好適実施例を示す波形図で
ある。 第6図は3DFT画像再構成の場合に本発明を実施する
パルス・シーケンスの第1の好適実施例の波形図であ
る。 第7図は3DFT画像再構成の場合に本発明を実行する
パルス・シーケンスの第2の好適実施例を示す波形図で
ある。 第8A図乃至第8C図は第5図乃至第7図のパルス・シ
ーケンスがどのように流れについて補償されるかを示す
波形図である。 第9図はS+NMR信号をS−NMR信号から差し引く
ために第7図のパルス・シーケンスで使用される位相パ
ターンを示す配列図である。 100……ポスト・コンピュータ装置、101……主コ
ンピュータ、102……インタフェース、104……磁
気テープ駆動装置、106……アレイ・プロセッサ、1
08……画像プロセッサ、110……画像ディスク記憶
装置、112……データ・ディスク記憶装置、116…
…オペレータ・コンソール、118……システム制御
器、120……パルス制御モジュール、122……無線
周波トランシーバ、123……RF増幅器、124……
状態制御モジュール、126……電源、128……勾配
増幅器装置、136……勾配コイル組立体、138……
RF送信/受信コイル、140……シム・コイル電源、
142……主磁石電源、146……主磁石組立体、14
8……患者位置合わせ装置、150……患者架台移動装
置、152……患者位置決め装置。
フロントページの続き (51)Int.Cl.5 識別記号 庁内整理番号 FI 技術表示箇所 9118−2J G01N 24/08 Y
Claims (12)
- 【請求項1】分極磁界、複数の磁界勾配およびRF励起
磁界を、関心のある領域内に位置する被検体に印加し、
該被検体からのNMR信号を受信して該NMR信号から
画像を再構成するNMR装置で、一連の定常状態自由歳
差運動パルス・シーケンスの実行を含む、該NMR装置
を動作させる方法であって、 (a)前記パルス・シーケンス全体にわたる期間中、前
記関心のある領域に実質的に一定で均質な分極磁界を印
加し、 (b)前記関心のある領域にRF励起磁界パルスを印加
し、 (c)前記関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルス
を印加し、 (d)読み出し磁界勾配パルスを前記関心のある領域に
印加し、前記読み出し磁界勾配パルスが一方の極性の中
央部と、該中央部の前後に配置された反対の極性の先端
部および後端部とを有し、該後端部の大きさが次のパル
ス・シーケンス中の読み出し磁界勾配パルスの中央部を
印加している間にNMR信号にピークを発生させるよう
に選択され、また該先端部の大きさが該読み出し磁界勾
配パルスの第1モーメントを最小にするように選択され
ており、 (e)前記読み出し磁界勾配パルスの中央部の発生中に
NMR信号を収集し、前記一連のパルス・シーケンスの
間に収集されたNMR信号が前記関心のある領域内の被
検体の画像を再構成するために使用される段階を含み、 更に、(f)クラッシャ磁界勾配パルスを前記RF励起
磁界パルスの印加後で、かつ前記読み出し磁界勾配パル
スの印加前に前記関心のある領域に印加し、 (g)流れ補償用双極性磁界勾配パルスを前記読み出し
磁界勾配パルスの印加後に前記関心のある領域に印加し
て、相次ぐパルス・シーケンス中に発生される前記クラ
ッシャ・パルスの第1モーメントを無効にする段階を含
む方法。 - 【請求項2】前記読み出し磁界勾配パルスが前記中央部
の中心に対して実質的に対称である請求項1記載の方
法。 - 【請求項3】各パルス・シーケンス中に収集されるNM
R信号がS+成分およびS−成分を有し、前記一連の相
次ぐパルス・シーケンス中の前記RF励起パルスの位相
が所定のパターンで変更されて、S+成分から再構成さ
れた画像の強度をS−成分から再構成された画像の強度
に対して低減する請求項1記載の方法。 - 【請求項4】前記所定のパターンが一連の相次ぐ対のR
F励起パルスにおける180゜の位相シフトである請求
項3記載の方法。 - 【請求項5】各パルス・シーケンス中に収集されるNM
R信号がS+成分およびS−成分を有し、前記一連の相
次ぐパルス・シーケンス中のRF励起パルスの位相が所
定のパターンで変更されて、S+成分から再構成された
画像をS−成分から再構成された画像から差し引く請求
項1記載の方法。 - 【請求項6】各パルス・シーケンスが、前記関心のある
領域に第2の位相符号化磁界勾配パルスを印加して、1
つの軸に沿った位置にたしてNMR信号のS−成分を位
相符号化することを含み、前記一連のパルス・シーケン
スが複数組のパルス・シーケンスを含み、前記第2の位
相符号化磁界勾配パルスの大きさは、パルス・シーケン
スの各組の中では一定値に設定され、相次ぐ組の相互間
においては離散値ずつ増大され、前記所定のパターン
が、RF励起パルスの交互の組の相次ぐRF励起パルス
における180゜の位相シフトである請求項5記載の方
法。 - 【請求項7】分極磁界、複数の磁界勾配およびRF励起
磁界を、関心のある領域内に位置する被検体に印加し、
該被検体からのNMR信号を受信して該NMR信号から
画像を再構成するNMR装置で、一連の定常状態自由歳
差運動パルス・シーケンスの実行を含む、該NMR装置
を動作させる装置であって、 (a)前記パルス・シーケンス全体にわたる期間中、前
記関心のある領域に実質的に一定で均質な分極磁界を印
加する手段と、 (b)前記関心のある領域にRF励起磁界磁界パルスを
印加する手段と、 (c)前記関心のある領域に位相符号化磁界勾配パルス
を印加する手段と、 (d)読み出し磁界勾配パルスを前記関心のある領域に
印加する手段であって、前記読み出し磁界勾配パルスが
一方の極性の中央部と、該中央部の前後に配置された反
対の極性の先端部および後端部とを有し、該後端部の大
きさが次のパルス・シーケンス中の読み出し磁界勾配パ
ルスの中央部を印加している間にNMR信号にピークを
発生させるように選択され、また該先端部の大きさが該
読み出し磁界勾配パルスの第1モーメントを最小にする
ように選択されている手段と、 (e)前記読み出し磁界勾配パルスの中央部の発生中に
NMR信号を収集する手段であって、 前記一連のパルス・シーケンスの間に収集されたNMR
信号が前記関心のある領域内の被検体の画像の再構成の
ために使用される手段と、 (f)クラッシャ磁界勾配パルスを、前記RF励起磁界
パルスの印加後で、かつ前記読み出し磁界勾配パルスの
印加前に前記関心のある領域に印加する手段と、 (g)流れ補償用双極性磁界勾配パルスを、前記読み出
し磁界勾配パルスの印加後に前記関心のある領域に印加
して、相次ぐパルス・シーケンス中に発生される前記ク
ラッシャ・パルスの第1モーメントを無効にする手段と
をそなえる装置。 - 【請求項8】前記読み出し磁界勾配パルスが前記中央部
の中心に対して実質的に対称である請求項7記載の装
置。 - 【請求項9】各パルス・シーケンス中に収集されるNM
R信号がS+成分およびS−成分を有し、更に、前記一
連の相次ぐパルス・シーケンス中の前記RF励起パルス
の位相を所定のパターンで変更して、S+成分から再構
成された画像の強度をS−成分から再構成された画像の
強度に対して低減する手段を含む請求項7記載の装置。 - 【請求項10】前記所定のパターンが一連の相次ぐ対の
RF励起パルスにおける180゜の位相シフトである請
求項9記載の装置。 - 【請求項11】各パルス・シーケンス中に収集されるN
MR信号がS+成分およびS−成分を有し、前記一連の
相次ぐパルス・シーケンス中のRF励起パルスの位相中
を所定のパターンで変更して、S+成分から再構成され
た画像をS−成分から再構成された画像から差し引く手
段を含む請求項7記載の装置。 - 【請求項12】各パルス・シーケンスが、前記関心のあ
る領域に第2の位相符号化磁界勾配パルスを印加して、
1つの軸に沿った位置にたしてNMR信号のS−成分を
位相符号化することを含み、前記一連のパルス・シーケ
ンスが複数組のパルス・シーケンスを含み、前記第2の
位相符号化磁界勾配パルスの大きさは、パルス・シーケ
ンスの各組の中では一定値に設定され、相次ぐ組の相互
間においては離散値ずつ増大され、前記所定のパターン
が、RF励起パルスの交互の組の相次ぐRF励起パルス
における180゜の位相シフトである請求項11記載の
装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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US07/395,001 US4973906A (en) | 1989-08-17 | 1989-08-17 | Flow compensated NMR fast pulse sequence |
US395,001 | 1989-08-17 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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JPH03118043A JPH03118043A (ja) | 1991-05-20 |
JPH0620448B2 true JPH0620448B2 (ja) | 1994-03-23 |
Family
ID=23561289
Family Applications (1)
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JP2215131A Expired - Lifetime JPH0620448B2 (ja) | 1989-08-17 | 1990-08-16 | Nmr装置を動作させる方法と装置 |
Country Status (5)
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---|---|
US (1) | US4973906A (ja) |
EP (1) | EP0413511A3 (ja) |
JP (1) | JPH0620448B2 (ja) |
FI (1) | FI904062A0 (ja) |
IL (1) | IL95181A0 (ja) |
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