JPH0654828A

JPH0654828A - Ｎｍｒシステム

Info

Publication number: JPH0654828A
Application number: JP5117510A
Authority: JP
Inventors: Richard S Hinks; リチャード・スコット・ヒンクス
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1992-05-22
Filing date: 1993-05-20
Publication date: 1994-03-01
Also published as: US5229717A; IL105665A; EP0571212A1; IL105665A0

Abstract

(57)【要約】【目的】スキャン時間を長くしないで二つの異なる画
像を取得する。【構成】ＲＦ再集束パルスの引き続く各対の間に一対
の勾配リコールエコー信号３２０，３２１を作成するよ
うに、高速スピンエコーＮＭＲパルス系列を変形する。
各対の第一の勾配リコールエコー信号を取得し、これを
用いて第一の画像を再構成し、各対の第二の勾配リコー
ルエコー信号を用いて第二の画像を再構成する。各対の
二つの勾配リコールエコー信号を別々に位相符号化し
て、二つの再構成された画像がコントラストのあるＴ₂
重み付けを持つようにする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴イメー
ジングの方法およびシステムである。更に詳しくは、本
発明は高速スピンエコーＮＭＲスキャンを使用するコン
トラストの異なる多重画像の同時取得に関するものであ
る。

【０００２】

【従来の技術】磁気モーメントを持つどの核もそれが中
に配置された磁界の方向に自身を揃えようとする。しか
し、そうする際、核は磁界の強さおよび特定の核種の性
質（核の磁気回転比γ）によって決まる特性角周波数
（ラーモア周波数）で上記の方向を中心にして歳差運動
を行う。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼
ぶ。

【０００３】人体組織のような物質に一様な磁界（分極
磁界Ｂ₀）が加えられたとき、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁界と揃おうとするが、それ
を中心としてそれらの特性ラーモア周波数でランダムな
順序に歳差運動を行う。分極磁界の方向に正味磁気モー
メントＭｚが作成されるが、垂直平面すなわち横平面
（ｘ−ｙ平面）のランダムな方向を向いた磁気成分は相
互に相殺する。しかし、ｘ−ｙ平面の中にありラーモア
周波数に近い磁界（励起磁界Ｂ₁）が物質すなわち組織
に加えられると、正味の、揃えられたモーメントＭｚを
回転または「傾けて」ｘ−ｙ平面に入れることにより、
正味横磁気モーメントＭｔが作成され、これはラーモア
周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンしている。
この現象の実際的な価値は励起信号Ｂ1 の終了後に、励
起されたスピンが放出する信号に存在する。この核磁気
共鳴（ＮＭＲ：ｎｕｃｌｅａｒｍａｇｎｅｔｉｃｒ
ｅｓｏｎａｎｃｅ）現象を用いる非常に様々の測定系列
がある。

【０００４】ＮＭＲを使って画像を作成するとき、対象
内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用い
られる。通常、イメージングすべき領域（関心のある領
域）は使用している特定の局部化法に応じて変わる一連
のＮＭＲ測定サイクルによって走査される。結果として
得られる受信したＮＭＲ信号の組をディジタル化し、処
理することにより、多数の周知の再構成手法の中の一つ
を使って画像が再構成される。このような走査を行うた
め、勿論、対象内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き
出す必要がある。これは分極磁界Ｂ₀と同じ方向を持つ
がｘ、ｙおよびｚの各軸に沿って勾配を持つ磁界（Ｇ
ｘ、Ｇｙ、およびＧｚ）を用いることによって行われ
る。各ＮＭＲサイクルの間にこれらの勾配の強さを制御
することによって、スピン励起の空間分布を制御するこ
とができ、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を識別
することができる。

【０００５】医用画像を作成するために現在使用される
殆どのＮＭＲスキャンでは、必要なデータを取得するた
めに何分もかかる。このスキャン時間の削減は重要な検
討事項である。スキャン時間が短くなると、患者のスル
ープットが増大し、患者の快適さが改善され、運動アー
チファクトの減少により画像品質が向上する。短時間に
ＮＭＲ画像データを取得することの概念はピータ・マン
スフィールド（ＰｅｔｅｒＭａｎｓｆｉｅｌｄ）がジ
ャーナル・フィジックス（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ
５５−Ｌ５８，１９７７）にエコー平面パルス系列を提
案した１９７７年以来知られて来た。標準のパルス系列
と対照的に、エコー平面パルス系列は各ＲＦ（無線周
波）励起パルスに対する一組のＮＭＲ信号を作成する。
これらのＮＭＲ信号は別々に位相符号化することができ
るので、２０から１００ミリ秒程度継続する単一のパル
ス系列で６４ビューのスキャン全体を取得することがで
きる。エコー平面イメージング（ＥＰＩ：ｅｃｈｏｐ
ｌａｎａｒｉｍａｇｉｎｇ）の利点は周知であり、こ
のパルス系列の変形が米国特許第４，６７８，９９６
号、第４，７３３，１８８号、第４，７１６，３６９
号、第４，３５５，２８２号、第４，５８８，９４８
号、および第４，７５２，７３５号に開示されている。

【０００６】エコー平面イメージング法の一変形が高速
取得緩和強調（ＲＡＲＥ：ＲａｐｉｄＡｃｑｕｉｓｉ
ｔｉｏｎＲｅｌａｘａｔｉｏｎＥｎｈａｎｃｅｄ）
系列である。このＲＡＲＥ系列についてはマグネティッ
ク・レゾナンス・イン・メディシン誌所載のジェー・ヘ
ニグ他による論文「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用
高速イメージング法」（Ｊ．Ｈｅｎｎｉｇｅｔａ
ｌ，”ＲＡＲＥＩｍａｇｉｎｇ：ＡＦａｓｔＩ
ｍａｇｉｎｇＭｅｔｈｏｄｆｏｒＣｌｉｎｉｃａ
ｌＭＲ”，ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ
ｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ，３，８２３−８３３，１９
８６）に述べられている。ＲＡＲＥ系列とＥＰＩ系列と
の間の本質的な相違点はエコー信号を作成するやり方に
ある。ＲＡＲＥ系列はカー・パーセル・マイボーム・ギ
ル系列（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂｏｏｍ−
Ｇｉｌｌｓｅｑｕｅｎｃｅ）から作成されたＲＦ再集
束されたエコーを使用するのに対して、ＥＰＩ法は勾配
リコールエコーを用いる。

【０００７】これらの「高速スピンエコー」イメージン
グ法ではともに、単一の励起パルスから多重スピンエコ
ー信号が取得され、取得された各エコー信号は別々に位
相符号化される。したがって、各パルス系列すなわち
「ショット（ｓｈｏｔ）」の結果、複数のビューが取得
され、単一ショットスキャンは一般にＥＰＩ法で使用さ
れる。しかし、ＲＡＲＥ高速スピンエコー系列を用いる
ときは、完全な一組の画像データを取得するために複数
のショットが通常、用いられる。たとえば、ＲＡＲＥパ
ルス系列はショット当たり８個または１６個の個別エコ
ー信号を取得するかも知れない。したがって、２５６ビ
ューを必要とする画像はそれぞれ３２または１６のショ
ットを必要とする。

【０００８】高速スピンエコーイメージング系列の臨床
用途では、単一スキャンの間に、一つより多い画像が取
得されることが多い。画像は患者の同じ組織を描くが、
Ｔ₂重み付け効果を用いることにより各画像で異なる組
織が強調される。たとえば、各ショットの初期のエコー
信号から関節の一つの画像を再構成することにより、筋
肉組織のような、短いＴ₂減衰の組織のエンハンスメン
ト（強調）を行うことができる。各ショットの後のエコ
ー信号から第二の画像を再構成することにより、関節流
体のような、長いＴ₂減衰の組織のエンハンスメントを
行うことができる。このような多重画像高速スピンエコ
ーイメージング系列はジャーナル・オブ・マグネティッ
ク・レゾナンス・イメージング誌所載のエヌ・ヒグチ他
による論文「二コントラストＲＡＲＥ：高速スピン密度
とＴ₂重み付けイメージング法」の要約に説明されてい
る（Ｎ．Ｈｉｇｕｃｈｉｅｔａｌ，ａｂｓｔｒａ
ｃｔｉｎＪｏｕｒｎａｌｏｆＭａｇｎｅｔｉｃ
ＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．
１，Ｎｏ．２，ｐ．１４７，１９９１，”Ｔｗｏ−Ｃｏ
ｎｔｒａｓｔＲＡＲＥ：ＡＦａｓｔＳｐｉｎ−
ＤｅｎｓｉｔｙａｎｄＴ₂−ＷｅｉｇｈｔｅｄＩ
ｍａｇｉｎｇＭｅｔｈｏｄ”）。スキャンの間に付加
的な画像を取得するとき、より多くのスピンエコー信号
を取得しなければならず、それに応じてスキャンの長さ
が伸びることは明らかである。

【０００９】

【発明の概要】本発明は、単一のＦＳＥ（ｆａｓｔｓ
ｐｉｎｅｃｈｏ：高速スピンエコー）画像に対して必
要なスキャン時間に比べて殆ど増加無しに二つの画像に
対するデータを取得することができる改良された高速ス
ピンエコー系列に関するものである。更に詳しく述べる
と、通常、ＲＦ再集束パルスの各対の間に取得される単
一のＮＭＲスピンエコー信号の代わりに一対の勾配リコ
ールＮＭＲエコー信号（gradient recalled NMR echo s
ignals）を発生する読出し勾配波形を作成することによ
り、ＦＳＥパルス系列が変形される。各勾配リコールＮ
ＭＲエコー信号が別々に取得され、これを使用すること
により二つの別々の画像が再構成される。各勾配リコー
ルＮＭＲエコー信号を別々に位相符号化することができ
るので、二つの画像の各々に対して異なるビューが取得
され、これらを賢明に選択することにより二つの画像の
間にＴ₂重み付けされたコントラスト差を与えることが
できる。

【００１０】本発明の一般的な目的は、スキャン時間を
大幅に伸ばすことなく二つの異なるＦＳＥ画像を取得す
ることである。本発明によれば、スキャン時間を殆ど伸
ばすことなく、一つの画像に対するデータを取得するＦ
ＳＥパルス系列を二つの別々の画像に対するデータを取
得するように変形することができる。本発明のもう一つ
の目的は、異なるＴ₂重み付けされたコントラストをそ
なえる二つのＦＳＥ画像に対するデータを効率的に取得
することである。第一の画像の中央のビューが各ショッ
トの中で早く取得されるように、従来の位相符号化パル
スを用いて第一の勾配リコールＮＭＲエコー信号を位相
符号化する。その結果、第一の画像は筋肉組織のような
短いＴ₂減衰の組織のエンハンスメントを行う。他方、
異なるビューに対して第二の勾配リコールＮＭＲエコー
信号が符号化されるように、二つの勾配リコールＮＭＲ
エコー信号の間に「キッカー（kicker）」位相符号化パ
ルスが付加される。各ショットの後の方で第二の画像の
中央のビューを取得することにより、関節流体のよう
な、長いＴ₂減衰の組織が第二の再構成された画像で強
調される。

【００１１】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明から明らかとなる。説明では、付図を参照す
るが、これは本発明の一実施例を示すものである。しか
し、このような実施例は必ずしも本発明の全範囲を表す
ものではないので、本発明の範囲の解釈にあたっては特
許請求の範囲を参照すべきである。

【００１２】

【詳しい説明】図１は本発明を含み、ゼネラルエレクト
リック社（ＧｅｎｅｒａｌＥｌｅｃｔｒｉｃＣｏｍ
ｐａｎｙ）から「シグナ」（Ｓ１ＧＮＡ）という商標名
で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要構成要
素をブロック図形式で示したものである。システム全体
の動作はデータゼネラル社（ＤａｔａＧｅｎｅｒａ
ｌ）のＭＶ７８００のような主コンピュータ１０１を含
むホストコンピュータシステム１００によって制御され
る。コンピュータにはインタフェース１０２が含まれて
おり、これを介して複数のコンピュータ周辺装置および
他のＮＭＲシステム構成要素が結合されている。コンピ
ュータ周辺装置の中には磁気テープ駆動装置１０４があ
り、主コンピュータの指示のもとにこれを使って患者の
データおよび画像をテープに保管することができる。処
理された患者データは画像ディスク記憶装置１１０に格
納してもよい。画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画
像比較、グレースケール調整、実時間データディスプレ
ーのような対話型画像ディスプレー操作を可能にするこ
とである。コンピュータシステムにはディスクデータ記
憶システム１１２を使用してなまデータ（すなわち、画
像再構成前のデータ）を記憶するための手段が設けられ
ている。操作卓１１６もインタフェース１０２を介して
コンピュータに結合されており、これにより操作者は患
者の検査に関連するデータ、ならびに較正、スキャンの
開始および終了のようなＮＭＲシステムの正しい動作に
必要な付加的なデータを入力する手段が得られる。操作
卓はディスクまたは磁気テープに記憶された画像をディ
スプレーするためにも使用される。

【００１３】コンピュータシステム１００はシステム制
御器１１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭ
Ｒシステムを制御する。コンピュータ１００は熟練した
当業者には周知の方法でリンク１０３によつてシステム
制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には、
パルス制御モジュール（ＰＣＭ−ｐｕｌｓｅｃｏｎｔ
ｒｏｌｍｏｄｕｌｅ）１２０、アレープロセッサ１０
６、無線周波トランシーバ１２２、ステータス制御モジ
ュール（ＳＣＭ−ｓｔａｔｕｓａｎｄｃｏｎｔｒｏ
ｌｍｏｄｕｌｅ）１２４、および構成要素を付勢する
ために必要な、全体を１２６で表した電源のような数個
のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１２０は主コン
ピュータ１０１が発生する制御信号を使って、勾配コイ
ル励起を制御するディジタル波形ならびにＲＦ励起パル
スを変調するためトランシーバ１２２で使用されるＲＦ
エンベロープ波形のようなタイミングおよび制御用のデ
ィジタル信号を発生する。勾配波形はＧｘ増幅器１３
０、Ｇｙ増幅器１３２、およびＧｚ増幅器１３４でほぼ
構成される勾配増幅システム１２８に印加される。各増
幅器１３０、１３２、１３４は全体を１３６で表した集
合体の中の対応する勾配コイルを励起するために使用さ
れる。付勢されると、勾配コイルは主分極磁界と同じ方
向に磁界の磁界勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを発生する。
これらの勾配はデカルト座標系の互いに直角なＸ軸方
向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向に向いていて、主磁石
（図示しない）の発生する磁界がｚ方向を向いていてＢ
₀と表され、ｚ方向の総磁界をＢｚと表すことにすれ
ば、それぞれ偏微分によりＧｘ＝ｄＢｚ／ｄｘ、Ｇｙ＝
ｄＢｚ／ｄｙ、およびＧｚ＝ｄＢｚ／ｄｚで表され、任
意の点（ｘ，ｙ，ｚ）での磁界はＢ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｂ
₀＋ＧｘＸ＋ＧｙＹ＋ＧｚＺで与えられる。

【００１４】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２３お
よびＲＦコイル１３８の発生する無線周波数パルスと組
み合わせて勾配磁界を使用することにより、空間情報が
符号化されて、検査している患者の領域から出てくるＮ
ＭＲ信号となる。パルス制御モジュール１２０から与え
られる波形制御信号はトランシーバサブシステム１２２
がＲＦ搬送波の変調およびモード制御のために使用す
る。送信モードでは、送信器は制御信号に従って変調さ
れた無線周波波形をＲＦ電力増幅器１２３に供給する。
次に、ＲＦ電力増幅器１２３は主磁石集合体１４６の中
にあるＲＦコイル１３８を励磁する。患者の中の励起さ
れた核が放射するＮＭＲ信号が送信に使用されるのと同
じＲＦコイルまたは異なるＲＦコイルによって検知さ
れ、前置増幅器１３９によって増幅される。このＮＭＲ
信号はトランシーバ１２２の受信部で増幅、復調、フィ
ルタリング、およびディジタル化される。処理されたＮ
ＭＲ信号は専用の片方向リンク１０５によってアレープ
ロセッサ１０６に送られて処理される。

【００１５】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ）社の商品名８０２８６のような１６ビットのマ
イクロプロセッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者のク
レードル（ｃｒａｄｌｅ−台）の位置および可動患者調
心光扇状ビーム（図示しない）の位置に関する情報を取
得するための手段が含まれている。主コンピュータ１０
１はこの情報を使って画像ディスプレーおよび再構成パ
ラメータを修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送調心シス
テムの作動のような機能の開始も行う。

【００１６】勾配コイル集合体１３６およびＲＦ送受信
コイル１３８は分極磁界を作成するために使用される磁
石の穴の中に取り付けられる。磁石は患者調心システム
１４８を含む主磁石集合体の一部を構成する。主磁石と
結合され、分極磁界の不均一を補正するために使用され
るシムコイルを付勢するために、シム電源１４０が使用
される。超電導磁石の場合には、磁石の発生する分極磁
界を適正な動作強度にするため主電源１４２が使用され
た後、切り離される。患者調心システム１４８は患者ク
レードル輸送システム１５０および患者位置ぎめシステ
ム１５２との組み合わせで動作する。外部発生源からの
干渉を最小限にするため、これらのＮＭＲシステム構成
要素は全体を１４４で表したＲＦシールド室に入れられ
ている。

【００１７】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界Ｂ₁を発生する構成要素およびコイル
１３８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する
構成要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわ
ち搬送波の周波数は周波数シンセサイザ２００の制御下
で作成される。周波数シンセサイザ２００は主コンピュ
ータ１０１から通信リンク１０３を介して一組みのデイ
ジタル信号（ＣＦ）を受ける。これらのディジタル信号
は出力２０１に作成されるＲＦ搬送波信号の周波数およ
び位相を示す。この命令されたＲＦ搬送波が変調器２０
２に印加される。変調器２０２では、ＰＣＭ１２０から
リンク１０３を介して受けた信号Ｒ（ｔ）に応じてＲＦ
搬送波が変調される。信号Ｒ（ｔ）は作成すべきＲＦ励
起パルスのエンベロープ、したがって帯域幅を規定す
る。これは、ＲＦ励起パルスを作成するとき所望のエン
ベロープを表す一連の記憶されたディジタル値を順次読
み出すことによりＰＣＭ１２０で作成される。これらの
記憶されたディジタル値をコンピュータ１００が変更す
ることにより、所望のＲＦパルスエンベロープを作成す
ることができる。線２０５を介して出力されるＲＦ励起
パルスの大きさは送信減衰回路２０６によって減衰され
る。送信減衰回路２０６は主コンピュータ１０１から通
信リンク１０３を介してディジタル信号ＴＡを受ける。
減衰されたＲＦ励起パルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを
駆動する電力増幅器１２３に印加される。トランシーバ
１２２のこの部分の更に詳細な説明については、ここに
引用する米国特許第４，９５２，８７７号を参照された
い。

【００１８】やはり図１および図２に示すように、被検
体で生じるＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによってピ
ックアップされ、受信器２０７の入力に印加される。受
信器２０７はＮＭＲ信号を増幅する。次に、これは主コ
ンピュータ１０１からリンク１０３を介して受けたディ
ジタル減衰信号（ＲＡ）によって定まる量だけ減衰され
る。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線２１１を介して
与えられる信号によってターンオンおよびターンオフす
る。これにより、遂行している特定の取得が必要とする
期間だけＮＭＲ信号が取得される。

【００１９】受信されるＮＭＲ信号はラーモア周波数ま
たはその近傍にある。ラーモア周波数は本実施例では６
３．８６ＭＨｚの近辺にある。この高周波信号は復調器
２０８内で二段階の過程で復調される。復調器２０８は
まずＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合した後、
結果として得られる差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの
基準信号と混合する。線２１２の、結果として得られる
復調されたＮＭＲ信号は帯域幅が１２５ｋＨｚであり、
中心周波数が１８７．５ｋＨｚである。復調されたＮＭ
Ｒ信号はアナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９
の入力に印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は２５０ｋＨ
ｚの速度でアナログ信号をサンプリングし、ディジタル
化する。Ａ／Ｄ変換器２０９の出力はディジタル直角検
出器２１０に印加される。ディジタル直角検出器２１０
は受信されたディジタル信号に対応する１６ビットの同
相（Ｉ：ｉｎ−ｐｈａｓｅ）値および１６ビットの直角
（Ｑ：ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ）値を発生する。結果とし
て得られる、受信ＮＭＲ信号のディジタル化されたＩ値
およびＱ値の流れがバス１０５を介してアレープロセッ
サに出力され、アレープロセッサで画像を再構成するた
めに用いられる。

【００２０】受信されたＮＭＲ信号の中に含まれる位相
情報を維持するため、送信部の中の変調器２０２と受信
部の中の復調器２０８はともに共通の信号で動作する。
更に詳しく述べると、周波数シンセサイザ２００の出力
２０１の搬送波信号および基準周波数発生器２０３の出
力２０４の２．５ＭＨｚの基準信号は変調過程と復調過
程の両方で用いられる。このようにして位相の一貫性が
維持され、復調された受信ＮＭＲ信号の位相変化は励起
されたスピンが発生する位相変化を正確に示す。基準周
波数発生器２０３は共通の１０ＭＨｚのクロック信号か
ら２．５ＭＨｚの基準信号の他に５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ、および６０ＭＨｚの基準信号を作成する。周波数シ
ンセサイザ２００は５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ、および６０
ＭＨｚの基準信号を用いて搬送波信号を作成し、出力２
０１に送出する。受信器の更に詳しい説明については、
ここに引用する米国特許第４，９９２，７３６号を参照
されたい。

【００２１】図３に、２ＤＦＴのＲＡＲＥ系列として知
られている従来の高速スピンエコーＮＭＲパルス系列が
示されている。わかりやすくするため、図３には４個の
エコー信号３０１−３０４だけが示されているが、より
多くのエコー信号が作成され、取得されることは理解さ
れよう。これらのＮＭＲ信号は９０°ＲＦ励起パルス３
０５によって作成される。９０°ＲＦ励起パルス３０５
はＧｚスライス選択勾配パルス３０６が存在する状態で
作成され、患者を通るスライス内で横方向磁化を行う。
この横方向磁化は選択的な１８０°のＲＦエコーパルス
３０７の各々により再集束される。これにより、Ｇｘ読
出し勾配パルス３０８が存在する状態で取得されるＮＭ
Ｒスピンエコー信号３０１−３０４が作成される。各Ｎ
ＭＲスピンエコー信号３０１−３０４はそれぞれのＧｙ
位相符号化パルス３０９−３１３により個別に位相符号
化される。各位相符号化パルスの大きさは異なってお
り、２５６個の値を歩進することにより完全な１スキャ
ンの間に２５６個の個別ビューが取得される。これによ
り、ｙ方向に２５６個の個別画素をそなえた画像を再構
成することができる。各信号の２５６個のサンプルをデ
ィジタル化することにより、各ＮＭＲスピンエコー信号
が取得される。その結果、一つの画像に対するスキャン
の完了時に、図３のパルス系列の１６ショット（２５６
／１６＝１６）が実行されており、複素数の２５６×２
５６の要素アレーが取得されている。この画像データア
レーに対して二次元フーリエ変換を遂行した後、結果と
して得られる各複素要素の絶対値を計算することによ
り、画像が再構成される。このようにして、２５６×２
５６画素の画像が作成され、変換されたアレーの中の対
応する要素の大きさにより各画素の明るさが決定され
る。

【００２２】やはり図３に示すように、ＮＭＲスピンエ
コー信号３０１−３０４のＴ₂減衰が破線３１５で示さ
れている。組織の種類が異なると、減衰速度が異なる。
ＦＳＥ（ｆａｓｔｓｐｉｎｅｃｈｏ：高速スピンエ
コー）のＮＭＲイメージングの普通の戦略は、画像のコ
ントラストを支配する中心の、すなわち低位のビューの
実際のエコー時間（ＴＥ）で主として決まる実効エコー
時間を賢明に選択することにより、ある組織のコントラ
ストを他の組織のコントラストに比べて強調することで
ある。たとえば、人間の膝関節の画像で筋肉組織を強調
するため、各ショットで第一のスピンエコー信号を低位
の位相符号化値に符号化することができる。筋肉組織の
Ｔ₂減衰速度が大きく、可能な最短の実効エコー時間
（ＴＥ）が望ましいからである。他方、膝関節の流体が
強調された画像を作成するため、エコー時間ＴＥがずっ
と長い、後のエコー信号から低位の位相符号化ビューを
取得することができる。関節流体のＴ₂減衰速度は筋肉
組織のＴ₂減衰速度に比べてずっと小さいので、これら
の流体は比例的に、より多くの信号に寄与し、それらの
コントラストは筋肉組織のコントラストに比べて強調さ
れる。したがって臨床用としては、異なる種類の組織の
コントラストを強調するように各画像の「Ｔ₂重み」が
異なる、多数の画像に対するデータを取得することが一
般に行われている。実効ＴＥエコー時間が異なる複数の
画像を取得するための一つの方法は、従来のスピンエコ
ーイメージングで通常行われているように単一のスキャ
ンで多重画像データセットを取得するものである。

【００２３】スキャンの間に作成すべき複数の画像の各
々に対して、所望の分解能の画像を生じる数の要素すな
わちサンプルをそなえた画像データアレーを取得しなけ
ればならないということは明らかである。実施例では、
２５６×２５６要素の画像データアレーが必要となり、
上記のように、これは単一の画像を取得するため図３の
高速スピンエコー系列を使用する１６ショットを必要と
する。従来のＮＭＲシステムでは、スキャンの間に作成
しなければならない付加的な画像毎に、付加的な１６シ
ョットが必要となる。したがって、二つの画像に対し
て、３２ショットが必要となり、スキャン時間が２倍と
なる。

【００２４】本発明は、二つの別々の画像に対するデー
タがほぼ同じスキャン時間に取得されるように図３のＦ
ＳＥパルス系列を変形するものである。たとえば、二つ
の別々の２５６×２５６画素の画像に対するデータは、
３２ショットでなく１６ショットで取得することができ
る。図４に詳細に示されているように、ＲＦ励起パルス
３０５および３０７、ならびにスライス選択勾配パルス
３０６は上記の従来のＦＳＥパルス系列の場合と同じで
ある。しかし、各対の１８０°ＲＦ再集束パルス３０７
の間に四つの勾配パルス３１５、３１６、３１７、およ
び３１８で構成される波形を発生するように、読出し勾
配が大幅に変更されている。第一の勾配パルス３１５は
スピンの位相外しを行い、そして第二の勾配パルス３１
６の前半がそれらのスピンの位相戻しを行うことにより
第一の勾配リコールＮＭＲエコー信号３２０を作成す
る。第一のエコー信号３２０が第二の読出し勾配パルス
３１６の間に取得される。第二の読出し勾配パルス３１
６は、それを読出し勾配軸に沿った位置に対して周波数
符号化する。

【００２５】読出し勾配パルス３１６の後半が再びスピ
ンの位相外しを行い、そして第三の勾配パルス３１７の
前半がそれらのスピンの位相戻しを行うことにより、第
二の勾配リコールＮＭＲエコー信号３２１を作成する。
第二のエコー信号３２１が第三の読出し勾配パルス３１
７の間に取得される。第三の読出し勾配パルス３１７
は、２５６個のディジタルサンプルを読出し勾配軸に沿
った位置に対して周波数符号化する。次のＲＦ再集束パ
ルス３０７の前に、第四で最後の読出し勾配パルス３１
８がスピンの位相戻しを行い、その面積はＲＦ再集束パ
ルス３０７の各対の間で読出し勾配波形の零次モーメン
トが零となるような面積である。

【００２６】図４に示すように、ＲＦ再集束パルス３０
７の各対の間で読出し勾配波形が繰り返されることによ
り、勾配リコールＮＭＲエコー信号３２０および３２１
の対応する対が作成される。したがって、１６ショット
のパルス系列では、３２個のＮＭＲエコー信号が作成さ
れる。以下の説明のため、ＮＭＲエコー信号３２０およ
び３２１の各対は同じエコー番号で呼ばれる。図９に示
されるように、第一のＮＭＲエコー信号３２０が取得さ
れ、これを使って第一の２５６×２５６要素のデータア
レー３３０が形成される。この第一の２５６×２５６要
素のデータアレー３３０から、第一の画像が再構成され
る。そして第二のＮＭＲエコー信号３２１が取得され、
これを使って第二の２５６×２５６要素のデータアレー
３３１が形成される。この第二の２５６×２５６要素の
データアレー３３１から、第二の画像が再構成される。
次に説明するように、第一および第二のＮＭＲエコー信
号を別々に位相符号化することにより、これらの二つの
画像のビューが取得される順序が大幅に異なるので、コ
ントラストをつけるＴ₂重み付けされた画像を再構成す
ることができる。

【００２７】やはり図４に示すように、位相符号化勾配
波形には三つのパルス３２５、３２６、および３２７が
含まれている。これらのパルスは、ＲＦ再集束パルス３
０７の各対の間で繰り返される。第一のパルス３２５は
各対３２０および３２１の第一のＮＭＲ信号３２０を位
相符号化する。そしてこれがスキャンの間に２５６個の
離散値を歩進することにより、第一の画像の各ビューが
取得される。任意のビュー順序を実行することができる
が、実施例では、短いＴ₂減衰の組織のコントラストを
第一の画像が強調するように１６ショットの各ショット
の初期の間に中央のビューが取得される。

【００２８】第二の位相符号化パルス３２６は、第一の
エコー信号３２０の後で、しかも第二のエコー信号３２
１の前に発生する。したがって、第二のＮＭＲエコー信
号３２１は第一の二つの位相符号化パルス３２５および
３２６の面積の和によって位相符号化される。第二のパ
ルス３２６の大きさを変えることにより第二の画像の任
意の所望のビュー順序の取得を行うことができるが、実
施例ではこれは行わない。その代わりに、スキャン全体
を通じて第二の位相符号化パルス３２６が一定値である
ので、第二の画像に対して取得されたビューは常に、第
一の画像に対して取得されたビューから一定のずれ（オ
フセット）がある。これにより以下に説明する複雑さが
生じるが、スキャン全体を通じて一定の「キッカー」勾
配パルス３２６を使用することにより、パルス系列が簡
単になり、位相符号化勾配の増幅器およびコイルにかか
る負担が軽減される。

【００２９】位相符号化勾配波形の第三のパルス３２７
は第二のＮＭＲエコー信号３２１の取得後に生じる巻き
戻し（rewinder）パルスである。その面積は第一の二つ
の位相符号化パルス３２５および３２６の面積の和に等
しいが、極性が逆である。その結果、ＲＦ再集束パルス
３０７の各対の間で位相符号化波形の零次モーメントが
零に等しくなる。

【００３０】本発明を多数の方法で用いることにより、
コントラストをつけるＴ₂重み付けされた二つの画像を
得ることができる。従来のＦＳＥパルス系列でこれを行
うやり方が図５Ａおよび図５Ｂに示されている。この例
では、各「ショット」の間に１６個のエコー信号が取得
され、第一の８個のエコーからのデータを使用すること
により第一の再構成される画像に対するｎ個のすべての
ビューが取得され、各ショットの最後の８個のエコーか
らのデータを使用することにより第二の画像が再構成さ
れる。第一のエコー信号と第二のエコー信号との間の時
間間隔により、二つの画像の間に所望のＴ₂コントラス
トが得られる。

【００３１】本発明では、長さがほぼ半分のパルス系列
を使用して同じデータを取得することができる。したが
って、総スキャン時間は従来技術のＦＳＥスキャンのほ
ぼ半分とすることができる。本発明を実行する二つのや
り方が図６および図７に示されている。図６Ａおよび図
６Ｂに示すように実施例では、８対のエコー信号の各対
の中の第一のＮＭＲエコー信号３２０から第一の画像が
取得され、そしてこれらの第一のエコー信号３２０が第
一の位相符号化パルス３２５によって位相符号化される
ことにより、図６Ａに示すエコー番号を使用するｎ個の
すべてのビューが取得される。他方、図６Ｂに示すよう
に、８対のエコー信号の各対の中の第二のＮＭＲエコー
信号３２１から第二の画像が取得され、そしてこれらが
第二の位相符号化パルス３２６によって位相符号化され
ることにより、ｎ個のすべてのビューが異なる順序で取
得される。第一の画像の中央のビューが初期のエコー
（１−２）から取得されるのに対して、第二の画像の中
央のビューは後のエコー（４−６）から取得される。こ
の実施例では、第一のエコー信号と第五のエコー信号と
の間の遅延によってＴ₂コントラストが与えられる。

【００３２】図６Ａおよび図６Ｂに示された実施例では
ほぼ半分のスキャン時間でデータを取得するという所望
の結果が達成されるが、指示された順序で第二のＮＭＲ
エコー信号３２１を位相符号化することが強く要求され
ている。すなわち、スキャンの間に第二の位相符号化パ
ルス３２６の値を極めて劇的に変更しなければならず、
またこれが非常に大きな値に達しなければならない。

【００３３】本発明の一実施例が図７Ａおよび図７Ｂに
示されている。この実施例では、スキャン全体を通じて
第二の位相符号化パルス３２６は、所望のＴ₂コントラ
ストを与えるレベル（△ｋｙ）に一定にとどまる。二つ
の画像に対する取得パターンは同じであるが、量（△ｋ
ｙ／２）だけ中心からずらされている。その結果、なま
のＮＭＲデータの取得パターンはｋｙ軸に対して非対称
である。なまのＮＭＲデータの非対称性を考慮に入れて
画像を再構成するために、１９９０年５月９日のアイイ
ーイーイー・トランザクションズ・オン・メディカル・
イメージ誌所載のディー・シー・ノル、ディー・ジー・
ニシムラ、およびエー・マコフスキーによる「磁気共鳴
イメージングに於けるホモダイン検出」（Ｄ．Ｃ．Ｎｏ
ｌｌ，Ｄ．Ｇ．ＮｉｓｈｉｍｕｒａａｎｄＡ．Ｍａ
ｃｏｖｓｋｉ，”ＨｏｍｏｄｙｎｅＤｅｔｅｃｔｉｏ
ｎｉｎＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩ
ｍａｇｉｎｇ，”ＩＥＥＥＴｒａｎｓ．ＯｎＭｅ
ｄ．Ｉｍａｇｅ．，Ｍａｙ９，１９９０）に説明さ
れているような再構成アルゴリズムを用いることができ
る。

【００３４】本発明に従って作成される勾配リコールエ
コー信号３２０および３２１を位置変調することによ
り、診断上の利点があるもう一つの画像コントラスト機
構を得ることができる。図８に示すように、ＮＭＲエコ
ー信号３２０と３２１との間の時間間隔を変調できるよ
うに、読出し勾配波形を間隔を置いて配置することがで
きる。破線３５０で示すように、ＲＦ再集束パルス３０
７相互の中間にハーン（Ｈａｈｎ）エコーが作成され
る。勾配リコールエコー３２０と３２１はこの中心軸３
５０の各々の側に間隔を置いて配置され、その間隔の量
は読出し勾配パルス３１５−３１８の位置によって決め
られる。第一のエコー信号３２０は軸３５１を中心と
し、第二のエコー信号３２１は軸３５２を中心としてい
る。したがって、各勾配リコールエコー信号３２０、３
２１はハーンスピンエコーの軸３５０から量３５３、３
５４だけずれている。

【００３５】二つの勾配リコールエコー信号３２０およ
び３２１が化学シフトによるスピン位相外しを受ける。
それらの勾配リコールエコー信号が、この影響が零とな
るスピンエコー軸３５０からずれているからである。そ
の主要な結果として、身体の脂肪による信号成分が水に
よる信号成分に対して位相がずれることになる。１．５
テスラの磁界で、脂肪と水の化学シフトは約２１８Ｈｚ
である。これは、それらが４．６ミリ秒で相互に１サイ
クル通過するということを意味する。したがって、二つ
のエコー信号３２０と３２１がスピンエコー軸３５０か
ら２．３ｍｓｅｃずれていれば、各信号の脂肪と水の信
号成分の位相が１８０°ずれ、信号の相殺が画像に影響
を及ぼす。他方、ずれ（オフセット）が各々４．６ｍｓ
ｅｃであれば、信号成分の位相は戻る。位相外れの画像
は診断上の価値がある。脂肪と水の両方が存在する領域
の明るさが信号の相殺により下がるからである。これら
は脂肪と水の境界で生じ、また脂肪の含有量が通常、画
像を明るくする傾向がある骨髄で生じる。ずれの量は、
スキャンに先立ってパルス系列を構成するときに操作員
が制御することができる。これにより、読出し勾配波形
の二つの部分の間の間隔が簡単に調整される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。

【図２】図１のＮＭＲシステムの一部を形成するトラン
シーバの電気ブロック図である。

【図３】従来の高速スピンエコーパルス系列を示すグラ
フである。

【図４】本発明を用いる改良された高速スピンエコーパ
ルス系列を示すグラフである。

【図５】図３の従来技術のパルス系列で二つの画像を取
得するやり方を表したグラフである。

【図６】図４のパルス系列を使用して二つの画像に対す
るデータを取得するやり方を表したグラフである。

【図７】好適実施例の図４のパルス系列を使用して二つ
の画像に対するデータを取得するやり方を表したグラフ
である。

【図８】図４のパルス系列の代替実施例を示すグラフで
ある。

【図９】図４のパルス系列で取得されるデータアレーの
絵画的表現図である。

【符号の説明】

１２０パルス制御モジュール１２２トランシーバ１２３ＲＦ電力増幅器１３０，１３２勾配増幅器１３６勾配コイル集合体１３８ＡＲＦ送信コイル１３８ＢＲＦ受信コイル１３９前置増幅器１４６主磁石集合体２０９Ａ／Ｄ変換器２１０ディジタル直角検出器３０７ＲＦ再集束パルス３１５，３１６読出し勾配パルス３２０，３２１勾配リコールＮＭＲエコー信号３２５，３２６位相符号化パルス３３０第一のデータアレー３３１第二のデータアレー

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】ＮＭＲシステムに於いて、分極磁界を発生する手段（１４６）、分極磁界を受けるスピンに横方向磁化を生じさせるＲＦ
励起磁界を発生する励起手段（１２２、１２３、１３８
Ａ）、横方向磁化によって生じるＮＭＲ信号を検知する受信手
段（１３８Ｂ、１３９、１２２）、ならびにＮＭＲ信号
のディジタル化されたサンプルを発生する手段（２０
９、２１０）、第一の磁界勾配を発生することによりＮＭＲ信号を位相
符号化する第一の勾配手段（１３２、１３６）、第二の磁界勾配を発生することによりＮＭＲ信号を周波
数符号化する第二の勾配手段（１３０、１３６）、上記の励起手段、第一の勾配手段、第二の勾配手段およ
び受信手段に結合されたパルス制御手段であって、一対
の画像の再構成を可能とするＮＭＲ信号のディジタル化
されたサンプルを取得するための一連のパルス系列が遂
行されるスキャンを遂行するように動作するパルス制御
手段（１２０）、およびそれぞれ上記受信手段に結合さ
れた一対の画像アレー記憶手段であって、上記一対の画
像のうちの一方の画像を再構成するために必要とされる
ＮＭＲ信号のディジタル化されたサンプルをそれぞれ記
憶する一対の画像アレー記憶手段（３３０および３３
１）を含み、スキャンの間に高速スピンエコーパルス系列を遂行する
ように上記パルス制御手段が動作し、上記高速スピンエ
コーパルス系列の中で、一組のＲＦ再集束パルス（３０
７）が上記励起手段によって作成され、ＲＦ再集束パル
スの引き続く各対の間に一対の勾配リコールＮＭＲエコ
ー信号（３２０，３２１）を作成する波形（３１５，３
１６）を上記第二の勾配手段が発生し、上記各対で各勾
配リコールＮＭＲエコー信号を別々に位相符号化する波
形（３２５，３２６）を上記第一の勾配手段が発生し、
上記各対の第一の勾配リコールＮＭＲエコー信号が上記
受信手段（１３８Ｂ，１３９，１２２）によって検知さ
れて、上記一対の画像アレー記憶手段の中の第一の画像
アレー記憶手段（３３０）に記憶され、そして上記各対
の第二の勾配リコールＮＭＲエコー信号が上記受信手段
（１３８Ｂ，１３９，１２２）によって検知されて、上
記一対の画像アレー記憶手段の中の第二の画像アレー記
憶手段（３３１）に記憶されることを特徴とするＮＭＲ
システム。