(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲＩシステムにより画像を形成する方法であって、
（ａ）基準位相にあるＲＦ励起パルスを発生することにより関心領域に横磁化を形成する工程と、
（ｂ）前記工程（ａ）に続いて、一連のＲＦ再収束パルスを一定間隔で発生する工程であって、相次ぐＲＦ再収束パルスが奇数番号のＲＦ再収束パルスの第１組と偶数番号のＲＦ再収束パルスの第２組とを有し、奇数番号のＲＦ再収束パルスと偶数番号のＲＦ再収束パルスの組が連続する当該工程と、
（ｃ）奇数番号の各々のＲＦ再収束パルスの後に発生する第１組の核磁気共鳴エコー信号を取得し、この取得されたデータをＳodd ｋ空間データ集合内に記憶する工程と、
（ｄ）偶数番号の各々のＲＦ再収束パルスの後に発生する第２組の核磁気共鳴エコー信号を取得し、この取得されたデータをＳevenｋ空間データ集合内に記憶する工程と、
（ｅ）前記の両方のｋ空間データ集合をフーリエ変換して組み合わせることにより画像を再構成する工程と、を有しており、
相次ぐＲＦ再収束パルスの位相が、掃引ファクタΔとインデクスｉの平方との関数として量φずつ増大する基準位相に従って進められ、前記掃引ファクタΔは所定の角度であり、前記インデクスｉは対応するＲＦ再収束パルスの数を計数する、ＭＲＩシステムによる画像形成方法。
【請求項２】
各々のＲＦ再収束パルスに続いて位相エンコーディング勾配パルスを発生する工程を含んでおり、該位相エンコーディング勾配パルスは、前記奇数番号のＲＦ再収束パルスと偶数番号のＲＦ再収束パルスの組が同じ値を有する位相エンコーディング勾配パルスに続くように一連の値を通じて段階的に変化して前記第１組の取得される核磁気共鳴エコー信号を位相エンコーディングすると共に、同じ一連の値を通じて段階的に変化して前記第２組の取得される核磁気共鳴エコー信号を位相エンコーディングする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記工程（ｅ）は、（１）前記２つのｋ空間データ集合を加算する工程と、（２）前記工程（１）の結果をフーリエ変換して和画像を形成する工程と、（３）前記２つのｋ空間データ集合の間の差を算出する工程と、（４）前記工程（３）の結果をフーリエ変換して差画像を形成する工程と、（５）前記和画像と前記差画像とを組み合わせて出力画像を形成する工程と、を含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記工程（ｖ）は、前記和画像から強度画像Ｍ＋を算出する工程と、前記差画像から強度画像Ｍ−を算出する工程と、前記強度画像Ｍ＋の要素を前記出力画像の対応する実数要素に写像すると共に、前記強度画像Ｍ−の要素を前記出力画像の対応する虚数要素に写像する工程と、を含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記掃引ファクタΔは、完全な位相周期の実質的に１０／４９である請求項１に記載の方法。
【請求項６】
分極磁場を形成する第１の手段と、
ＲＦ磁場を形成する第２の手段と、
磁場勾配を形成する第３の手段と、
前記第１、第２及び第３の手段を動作させて、一定の間隔で一連のＲＦ再収束パルスを発生させ、イメージング対象の被検体により一連の核磁気共鳴エコー信号を発生させるための高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを実行するパルス発生器手段であって、
相次ぐＲＦ再収束パルスの位相が、掃引ファクタΔとインデクスｉの平方との関数として量φずつ増大する基準位相に従って進められ、前記掃引ファクタΔは所定の角度であり、前記インデクスｉは対応するＲＦ再収束パルスの数を計数し、相次ぐＲＦ再収束パルスが奇数番号のＲＦ再収束パルスの第１組と偶数番号のＲＦ再収束パルスの第２組とを有するパルス発生器手段と、
前記核磁気共鳴エコー信号を取得し、前記一連の核磁気共鳴エコー信号の内の奇数番号の核磁気共鳴エコー信号を第１のｋ空間データ集合内に記憶すると共に前記一連の核磁気共鳴エコー信号の内の偶数番号の核磁気共鳴エコー信号を第２のｋ空間データ集合内に記憶する受信器手段と、前記第１及び第２のｋ空間データ集合をフーリエ変換して組み合わせることにより出力画像を再構成する演算手段と、を備えているＭＲＩシステム。
【請求項７】
前記演算手段は、前記第１及び第２のｋ空間データ集合を加算して、和のｋ空間データ集合を形成する手段と、前記和のｋ空間データ集合をフーリエ変換して、強度画像Ｍ＋を形成する手段と、前記第１及び第２のｋ空間データ集合を減算して、差のｋ空間データ集合を形成する手段と、前記差のｋ空間データ集合をフーリエ変換して、強度画像Ｍ−を形成する手段と、前記２つの強度画像Ｍ＋及びＭ−を組み合わせて、前記出力画像を形成する手段とを含んでいる請求項６に記載のＭＲＩシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明の分野は、ＭＲＩ（核磁気共鳴イメージング）方法及びシステムである。より具体的には、本発明は、改良型高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気モーメントを有する任意の核は、核が置かれている磁場の方向に整列しようとする。しかしながら、このときに、核は、磁場の強度及び特定の核種の特性（核の磁気回転定数γ）に依存する特有の角周波数（ラーモア周波数）でこの方向の周りを歳差運動する。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が一様の磁場（分極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとするが、各スピン特有のラーモア周波数でランダムな秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方向に沿って正味の磁気モーメントＭz が生じるが、垂直な平面、即ち横方向平面（ｘｙ平面）内のランダムに配向した磁気成分は、互いに相殺し合う。しかしながら、物質（即ち、組織）が、ｘｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近い周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、整列後の正味のモーメントＭz は、ｘｙ平面に向かって回転（即ち、「傾斜」）して、ｘｙ平面内をラーモア周波数で回転（即ち、スピン）する正味の横（方向）磁気モーメントＭt を発生することができる。この現象の実用的な値は、励起信号Ｂ1 を停止させた後に、励起したスピンによって放出される信号に備わっている。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を活用した広範な測定シーケンスが存在している。
【０００４】
ＮＭＲを利用して画像を形成するときには、被検体内の特定の位置からＮＭＲ信号を得るための手法が用いられる。典型的には、イメージング対象の領域（関心領域）は、用いられている特定の局在化方法に応じて変化するような一連の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ＮＭＲ受信信号の組をディジタル化すると共に処理し、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成する。このような走査を行うためには、言うまでもなく、被検体内の特定の位置からＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。このことは、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有するが、それぞれｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿って勾配を有する磁場（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）を用いることにより達成される。各々のＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強度を制御することにより、スピン励起の空間的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】
短時間でＮＭＲ画像データを取得するという概念は、１９７７年にPeter Mansfieldによってエコー・プラナ・パルス・シーケンスが提案（J. Phys.誌、１９７７年、第１０欄、第５５行・第５８行）されて以来、知られている。標準的なパルス・シーケンスとは対照的に、エコー・プラナ・パルス・シーケンスは、各々のＲＦ励起パルス毎に１組のＮＭＲ信号を形成する。これらのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングすることができ、６４のｋ空間線、即ち「ビュー」から成る全体の走査を持続時間２０ミリ秒・１００ミリ秒の単一のパルス・シーケンスで取得するようにすることができる。エコー・プラナ・イメージング（「ＥＰＩ」）の長所は周知であり、このパルス・シーケンスの多くの変種が米国特許第４，６７８，９９６号、同第４，７３３，１８８号、同第４，７１６，３６９号、同第４，３５５，２８２号、同第４，５８８，９４８号及び同第４，７５２，７３５号に開示されている。残念なことに、最新型の高速勾配システムを用いた場合でも、ＥＰＩパルス・シーケンスは、渦電流に依存すると共に磁化率に誘発される画像の歪みに関する問題点を有している。
【０００６】
エコー・プラナ・イメージング方法の１つの変種に高速取得緩和強調（Rapid Acquisition Relaxation Enhanced、ＲＡＲＥ）シーケンスがある。このシーケンスは、Magnetic Resonance in Medicine誌、第３巻、第８２３頁・第８３３頁（１９８６年）のJ. Hennig等による「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲ用の高速イメージング方法（RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR）」と題された論文に記載されている。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの間の本質的な違いは、エコー信号を発生する方式にある。ＲＡＲＥシーケンスは、Carr-Purcell-Meiboom-Gill（「ＣＰＭＧ」）シーケンスから発生されるＲＦ再収束エコーを利用している一方、ＥＰＩ法は、グラディエント・リコールド・エコーを用いている。この高速スピン・エコー・パルス・シーケンス（「ＦＳＥ」）は一般的には、１回の励起で多数のビューを取得するものとして問題点のない手法と考えられている。例えば、このパルス・シーケンスは、磁場の不均一性及び勾配のタイミング誤差に対して、エコー・プラナ・イメージングよりも遥かに感受性が低い。更に、エコー・プラナ・イメージングと異なり、読み出し勾配が常に正であるので、勾配の忠実度に問題が少ない。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、高速スピン・エコー・パルス・シーケンスにはいくつかの重要なパラメータがあり、これらのパラメータが不正確に設定されると、かなりの画像アーティファクトを形成しかねない。これらのパラメータには、無線周波数（ＲＦ）パルスの間隔及び位相関係、並びに読み出し勾配パルスの面積がある。先ず、ＲＦ励起パルスの中心と第１のＲＦ再収束(refocusing)パルスの中心との間の時間を、隣接する再収束パルスの中心同士の間の時間の２分の１となるようにする必要がある。第２に、ＲＦ励起パルスとＲＦ再収束パルスとの間のＲＦ位相角は９０°でなければならない。これらの要請に関連することとして、励起パルスと第１のＲＦ再収束パルスとの間での読み出し勾配パルスの面積が、後続の再収束パルスの各々の間での読み出し勾配パルスの面積の２分の１に等しくなければならないという事実がある。
【０００８】
従来の高速スピン・エコー・イメージングでは、上述の重要なパラメータは、比較的簡単な方式で制御することができる。しかしながら、ＲＦパルスの間の位相制御を所要の程度で行うことが困難であるようないくつかのイメージング状況も存在する。２つのこのような状況とは、（ａ）拡散強調イメージング（ここでは、大きな勾配パルスを用いるので、結果として生ずる渦電流が、より優勢になる）及び（ｂ）脂肪抑制のためのスペクトル空間励起（ここでは、アイソセンタから逸れた（off iso-center）イメージングのために、励起パルスの精密な位相制御が要求される）である。この問題点は通常、勾配磁場を誘導する渦電流の存在に起因している。Norris等は、Magn. Reson. Med.誌、第２７巻、第１４２頁・第１６４頁（１９９２年）の「超高速ＲＡＲＥ実験の応用にあたって（On the Application of Ultra-fast RARE Experiments）」において、ＦＳＥパルス・シーケンスのＲＦ位相を制御する方法を提案しており、この方法は、２つのコヒーレンスＮＭＲ信号通路を分割すると共に、これらコヒーレンスＮＭＲ信号のうち一方のみを用いることを含んでいる。このアプローチの１つの問題点は、ＮＭＲ信号振幅の強い発振であり、この発振を補正しなければ、画像に著しいゴーストが生ずる。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第６３８頁・第６４４頁（１９９７年）のShickによる「ＳＰＬＩＣＥ：修正型高速スピン・エコー取得モードを用いた秒単位以下での拡散感受性ＭＲイメージング（SPLICE: Sub-second Diffusion-Sensitive MR Imaging Using Modified Fast Spin Echo Acquisition Mode）」には、類似の着想が提案されており、ＮＭＲエコー信号の振幅が増大している。Magn. Reson. Med.誌、第３８巻、第５２７頁・第５３３頁（１９９７年）の「シングル・ショットＲＡＲＥの位相不感受性プレパレーション：人体における拡散イメージングへの応用（Phase Insensitive Preparation of Single-Shot RARE: Application to Diffusion Imaging in Humans）」において、Alsopは、これらのＮＭＲエコー信号の振幅の発振を減少させる方法を開示している。これらの方法は、ＣＰＭＧパルス・シーケンスにおいて通常発生される２つのＮＭＲ信号成分のうち一方を抑制するクラッシャ勾配パルスを用いている。Alsopによって教示されているように、残りの成分の振幅は、拡散強調又はスペクトル空間脂肪抑制等のプレパレーション用シーケンスに起因する位相の変動があるにも拘わらず、比較的一定に保つことができる。しかしながら、これら従来方法での一方のＣＰＭＧ信号成分の抑制によって、取得されるＮＭＲ信号の振幅は２分の１だけ減少する。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、改良型高速スピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的には、相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を位相値φずつシフトさせ、やはり位相値φずつシフトされた基準位相を有する受信器によって各々のビュー毎に２つのＮＭＲエコー信号を取得し、これら２つのＮＭＲエコー信号を組み合わせて、横磁化によって発生された２つの別個のＮＭＲ信号成分を復元するという高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに関する。位相値φは、初期のエコー信号の組が取得された後に、組み合わされたＮＭＲ信号成分の振幅が比較的一定となるように選択される。
【００１０】
今回発見されたところによると、ＦＳＥ−ＭＲＩ取得中に発生されるＮＭＲ信号成分を両方とも取得することができ、これらの成分を組み合わせて、比較的安定なＭＲＩ信号を発生することができる。このことは、部分的には、相次ぐＲＦ再収束パルスの位相及びＭＲＩシステムの受信器の基準位相を位相値φずつ変化させることにより達成される。好ましい実施例では、位相値φは、エコーからエコーへと変化し、エコー信号インデクス（ｉ）の平方を一定の掃引ファクタ（Δ）倍したものに等しく、即ち、
φ＝Δｉ2
である。
【００１１】
本発明のもう１つの面は、取得されたＮＭＲエコー信号の各々の対を組み合わせる方式である。取得されたＮＭＲエコー信号の各々の対を共に加算することにより第１のｋ空間データ集合が形成され、且つ取得されたＮＭＲエコー信号の各々の対を減算することにより第２のｋ空間データ集合が形成される。２つのｋ空間データ集合から２つの強度画像が再構成され、これらの再構成画像の一方からのピクセル強度を出力画像のピクセル信号の実数成分とし、他方の画像からの対応するピクセル強度を出力画像のピクセル信号の虚数成分として用いることにより、出力画像が形成される。
【００１２】
【発明の一般的な説明】
ＦＳＥパルス・シーケンスにおいて発生されるＮＭＲエコー信号は、２つの別個の信号で構成される。即ち、元のスピン横磁化と同相の１つの信号、及び元のスピン磁化に対して反対の位相の第２の信号である。数学的に、このＮＭＲエコー信号を次のように表わしてもよい。
【００１３】
Ｓ＝ＤＭ0＋ＣＭ0*                                            （１）
ここで、Ｍ0は初期横磁化であり、Ｍ0*はこの磁化の複素共役である。係数Ｄ及びＣは、１つのエコー信号から次のエコー信号へと変化して、これらの信号の振幅に発振を生ずる。しかしながら、完璧なＦＳＥパルス・シーケンスでは、２つの係数は同じ一定値に向かう傾向にあるので、一定数の初期エコー信号が発生された後には、信号Ｓは次のように安定化する。
【００１４】
Ｄ，Ｃ→ｋ／２＝定数、及び
Ｓ＝ｋ（Ｍ0＋Ｍ0*）／２＝ｋＭx
例えば、初期磁化Ｍ0 がｙに沿っているといった極端な例のように、完璧な条件が達成されないときには、式（１）のＭ0 は、純虚数Ｍ0 ＝ｊＭｙとなり、信号は、
Ｓ＝Ｄ（ｊＭｙ）＋Ｃ（−ｊＭｙ）
＝（Ｄ−Ｃ）（ｊＭｙ）
＝（Ｄ−Ｃ）Ｍ0
となる。この場合には、係数Ｃ及びＤを有する２つの一定信号成分は互いに相殺し合い、振動信号成分のみを残す。従って、一定信号部はゼロとなり、結果として生ずるエコー振幅の振動によって、再構成画像にアーティファクトが生ずる。
【００１５】
従来の１つの解決法は、２つのＦＳＥエコー信号成分のうち一方を単純に抑制するものである。このことは、クラッシャ(crusher) 勾配パルスを用いて達成され、この結果、ＮＭＲ信号振幅が減少する。即ち、
Ｓ＝ｋ（Ｍ0＋０）／２＝ｋＭ0／２                              （２）
本発明は、定数Ｄ及びＣが異なる値で振動し、又この振動がＦＳＥシーケンスの偶数エコー信号及び奇数エコー信号に対して異なる影響を及ぼすという認識に基づいている。完璧な１８０°再収束パルスの場合には、Ｄは交互に、偶数エコーにおいて１及び奇数エコーにおいて０となり、他方、Ｃは、相補的な振動に従い、即ち、偶数エコーにおいて０及び奇数エコーにおいて１となる。従って、この取得戦略の第１の側面は、奇数ＮＭＲエコー信号（Ｓodd ）及び偶数ＮＭＲエコー信号（Ｓeven）の両方について画像データ集合を別個に取得することにある。
【００１６】
実用上の問題点は、完璧な１８０°再収束パルスが常に発生され得るとは限らないこと、及びＲＦ励起とＲＦ再収束との間の完璧な９０°位相シフトが必ずしも達成され得るとは限らないことである。結果として、奇数エコー信号及び偶数エコー信号は、大きな一定のＣ成分又はＤ成分で構成されるのみならず、他のいくつかの成分をも含むものとなる。本発明のもう１つの面は、シーケンス内の相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を変化させることにより、１つのエコー信号から次のエコー信号への信号Ｓodd 及びＳevenの変動を最小化することにある。相次ぐＲＦ再収束パルスの位相を、インデクスｉの平方（ｉ2 ）を一定の掃引ファクタΔ倍したものに比例する量ずつ進めるときに、最適な結果が達成される。慣例により、インデクスｉは、シーケンス内の第１のＲＦ再収束パルスについて１に等しくすることができ、発生される各々のＲＦ再収束パルス毎にインクリメントするものとする。
【００１７】
【発明の実施の形態】
先ず、図１について説明する。同図には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と、表示器１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して、独立したコンピュータ・システム１０７と通信し、コンピュータ・システム１０７は、操作者が画面１０４上での画像の形成及び表示を制御することを可能にしている。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信するいくつかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、又、高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御部１２２と通信する。
【００１８】
システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によって共に接続されている１組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール１１９と、パルス発生器モジュール１２１とを含んでおり、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続している。このリンク１２５を介して、システム制御部１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令（コマンド）を操作者から受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続しており、走査中に発生されるべき勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１は又、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば電極からのＥＣＧ（心電図）信号やベローズからの呼吸信号を受信する生理学的取得制御器１２９から患者のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室インタフェイス回路１３３に接続しており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及びマグネット・システムの状態に関連した様々なセンサからの信号を受信する。又、走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４が走査に望ましい位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【００１９】
パルス発生器モジュール１２１によって発生される勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇz 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７へ印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、取得される信号を位置エンコードするのに用いられる磁場勾配を形成する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいるマグネット・アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者の体内の励起した核によって放出される結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復調され、濾波されると共にディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は又、送信モード又は受信モードのいずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能にしている。
【００２０】
ＲＦコイル１５２が捕えたＮＭＲ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデータの配列の全体がメモリ・モジュール１６０内に取得されたときに、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデータを画像データの配列へフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受信した命令に応じて、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管してもよいし、又は画像プロセッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コンソール１００へ伝送すると共に表示器１０４に表示してもよい。
【００２１】
図１及び図２について詳細に説明する。送受信器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａの所でＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生すると共に、コイル１５２Ｂ内に誘導された結果としての信号を受信する。上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、図２に示すような分離型であってもよいし、又は図１に示すような単一の全身型コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器２００の制御下で発生されている。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュール１２１から１組のディジタル信号（ＣＦ）を受信する。これらのディジタル信号は、出力２０１の所で発生されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示している。命令に従って発生されたＲＦ搬送波は、変調器及びアップ・コンバータ２０２へ印加され、ここで、その振幅は、やはりパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応じて変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生されるべきＲＦ励起パルスの包絡線を画定しており、記憶された一連のディジタル値を順次読み出すことによりモジュール１２１内で発生されている。これらの記憶されたディジタル値は又、オペレータ・コンソール１００から変更可能であり、所望の任意のＲＦパルス包絡線を発生することができる。
【００２２】
出力２０５の所で発生されたＲＦ励起パルスの振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡを受信している励起用減衰器回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１へ印加される。送受信器１２２のこの部分に関する更なる詳細は、米国特許第４，９５２，８７７号に記載されている。本特許はここに参照されるべきものである。
【００２３】
図１及び図２の説明を続ける。被検体によって発生されたＮＭＲ信号は、受信用コイル１５２Ｂによって捕えられ、前置増幅器１５３を介して受信用減衰器２０７の入力へ印加される。受信用減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信されたディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を更に増幅する。
【００２４】
受信される信号は、ラーモア周波数又はそれに近い周波数であり、この高周波信号は、ダウン・コンバータ２０８によって次の２段階の処理で下降変換（ダウン・コンバート）される。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混成し、次いで、得られた差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの基準信号と混成する。下降変換されたＮＭＲ信号は、アナログからディジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加され、Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングしてディジタル化し、ディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加し、ディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０は、ＮＭＲ受信信号に対応する１６ビットの同相（Ｉ）値及び１６ビットの直角位相（Ｑ）値を発生する。受信信号についてのディジタル化されたＩ値及びＱ値の得られたストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０へ出力され、ここで、画像を再構成するのに用いられる。
【００２５】
２．５ＭＨｚの基準信号、２５０ｋＨｚのサンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６０ＭＨｚの基準信号は、基準周波数発生器２０３によって共通の２０ＭＨｚマスタ・クロック信号から発生される。送受信モジュール１５０によって発生される両方のＲＦパルスの位相、及びＮＭＲ受信信号を下降変換するのに用いられる基準信号の位相は、精密に制御することができる。以下の記載から明らかになるように、このＲＦ位相の制御は、本発明の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスの重要な部分である。受信器に関する更なる詳細は、米国特許第４，９９２，７３６号に記載されている。本特許はここに参照されるべきものである。
【００２６】
図３について具体的に説明する。同図には、２ＤＦＴ  ＲＡＲＥシーケンスとして知られている高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示されている。明瞭を期して図３には４つのエコー信号３０１・３０４しか示していないが、各々の「ショット」毎により多くのエコー信号が発生され取得されることが理解されよう。これらのＮＭＲエコー信号は、９０°ＲＦ励起パルス３０５によって発生されている。９０°ＲＦ励起パルス３０５は、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在下で発生されて、縦磁化を傾斜させると共に、患者を通るスライスに横磁化を形成するものである。この横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再収束パルス３０７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号３０１・３０４を発生し、これらの信号は、Ｇx 読み出し勾配パルス３０８の存在下で取得される。各々のＮＭＲスピン・エコー信号３０１〜３０４は、それぞれのＧy 位相エンコーディング・パルス３０９〜３１３によって別個に位相エンコーディングされる。各々の位相エンコーディング・パルスの振幅は、複数の値を通じて段階的に変化して、完全な１回の走査中に別個のビュー（例えば、６４、１２８又は２５６）を取得する。
【００２７】
当業者には周知のように、実質的に一定の振幅を有する（即ち、通常のＴ2 減衰のみを受ける）ＮＭＲエコー信号を取得するために、ＲＦ再収束パルス３０７の位相をＲＦ励起パルス３０５の位相に対して９０°だけシフトさせる。このことは、図３では９０°ＲＦ励起パルス３０５の下付き文字「ｘ」及び１８０°ＲＦ再収束パルスの１８０°の下付き文字「ｙ」によって示されている。
【００２８】
図３のＦＳＥパルス・シーケンスを用いて走査を行うと、ｋ空間データの２次元配列が取得される。例えば、異なる位相エンコーディングをそれぞれ有する２５６のＮＭＲエコー信号が取得され、各々のＮＭＲエコー信号から２５６のサンプルが取得されて、２５６×２５６要素のｋ空間データ集合を形成する。画像再構成は典型的には、このデータ集合の２つの軸に沿った２次元高速フーリエ変換によって行われ、次いで、各々の画像ピクセル位置における信号の大きさを算出する。
【００２９】
本発明は、いくつかの方式で高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを変更して、２つのｋ空間データ集合を取得し、次いで、これら２つのデータ集合から単一の出力画像を再構成することにより実施される。図４について具体的に説明する。この好ましい実施例での高速スピン・エコー・パルス・シーケンスは、ＲＦ励起パルス４００と、これに続く一連のＲＦ再収束パルス４０２とを含んでいる。フリップ角は好ましくは、それぞれ９０°及び１８０°であるが、他のフリップ角を用いてもよい。ＲＦ励起は、従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスと同じものであるが、１つの重要な違いは、ＲＦ励起の位相がシーケンスを通して極めて精密な方式で変化させられていることである。より具体的には、ＲＦ位相は、各々のＲＦ励起について量φに設定され、ここで、φは次の式に従って２次で増大する。
【００３０】
φ＝Δｉ2
ここで、Δは掃引ファクタであり、ｉはインデクスである。
【００３１】
図４に示すように、インデクスｉは、パルス・シーケンス中の時間を画定している。第１の時間（ｉ＝０）中には、ＲＦ励起パルス４００は、位相シフトを有さずに基準位相で発生される。各々の後続の時間（ｉ＝１，２，３，．．，ｎ）は、基準位相から量φずつシフトした位相を有するＲＦ再収束パルス４０２を含んでいる。好ましい実施例では、掃引ファクタΔは、（１０／４９）２πラジアン即ち７３．４７°に設定される。
【００３２】
従来のＦＳＥパルス・シーケンスと同様に、ＲＦ励起は、スライス選択勾配の存在下で行われて、被検体を通るスライス内のスピンを励起させると共に再収束させる。スライス選択勾配パルス４０６及び再位相合わせ(rehasing)勾配パルス４０８がＲＦ励起パルス４００と協働して選択されたスライスに横磁化を形成し、スライス選択勾配パルス４１０がそれぞれの再収束ＲＦパルス４０２と協働して選択されたスライス内の横磁化を反転させる。
【００３３】
ＲＦ再収束パルス４０２はそれぞれ、対応するＮＭＲエコー信号４０４を発生し、エコー信号は、読み出し勾配４１４の存在下で取得される。ＮＭＲエコー信号４０４は、ＲＦ再収束パルス４０２同士の中間に中心を置いており、各々のエコー信号４０４は、そのエコー信号に先行したＲＦ再収束パルス４０２と同じ時間ｉに位置している。各々の受信時間中の受信器の基準位相は、時間ｉ＝０（ＲＦ励起パルス４００）中の受信位相軸をゼロとする慣例によれば、時間ｉにおけるＲＦパルスの放出軸が時間ｉ＄１における受信位相軸及び時間ｉにおける受信位相軸を二分するように設定される。従来のＦＳＥパルス・シーケンスと同様に、読み出し勾配は、第１の再収束ＲＦパルス４０２の前に印加される位相分散パルス４１２と、それぞれのＮＭＲエコー信号４０４と同時に印加される一連の読み出し勾配パルス４１４とで構成されている。位相分散(dephasing) パルス４１２は、読み出し勾配パルス４１４の厳密に２分の１の寸法を有する。
【００３４】
位相エンコーディング勾配は、一連の値を通じて段階的に変化させられて、対応する一連のビューを取得する。但し、従来のＦＳＥパルス・シーケンスとは異なり、各々の位相エンコーディング毎に２つのＮＭＲエコー信号、即ち、奇数エコー信号及び偶数エコー信号が取得される。図４に示すように、それぞれの第１及び第２のＮＭＲエコー信号４０４の前では同じ位相エンコーディング・パルス４１６が印加され、次の２つのＮＭＲエコー信号４０４の前では異なる位相エンコーディング・パルス４１８が印加され、次の２つのＮＭＲエコー信号４０４の前では位相エンコーディング・パルス４２０によって第３の値が印加される。結果として、この走査中に用いられる各々の位相エンコーディング値毎に「偶数」エコー信号４０４が取得されると共に、対応する「奇数」エコー信号４０４の組が取得される。これら２組の取得されたＮＭＲエコー信号４０４は、２つのｋ空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを形成する。当業界で周知のように、各々のエコー信号４０４が取得された後に、対応するリワインダ(rewinder)勾配パルス４２２が印加される。
【００３５】
単一のパルス・シーケンスによって完全な１回の走査を行うことができ、即ち、一連のパルス・シーケンスにおいてｋ空間データ集合Ｓodd 及びＳevenを取得することができる。別個の各「ショット」においてデータを取得する場合には、各々のショット毎に同じパルス・シーケンスが用いられるが、位相エンコーディングを変化させて異なるビューを取得する。例えば、１６の奇数エコー信号及び１６の偶数エコー信号をそれぞれ取得する４つのショットを用いて、各々のデータ集合Ｓodd 及びＳevenについて６４のビューを取得することができる。好ましい実施例では、ｋ空間の２分の１のみがサンプリングされる。
【００３６】
図５について具体的に説明する。走査が完了して、２つのｋ空間データ集合Ｓodd 及びＳevenが記憶された後に、コンピュータ・システム１０７によって出力画像が再構成される。処理ブロック５０４に示すように、２つのｋ空間データ集合５００及び５０２内の各々の要素の対応するＩ値及びＱ値を共に加算し、処理ブロック５０６に示すように、結果として得られた「和」のｋ空間データ集合に対して２次元高速フーリエ変換を施す。処理ブロック５０８において、結果として得られた画像においてＩ値及びＱ値の平方和の平方根を算出することにより、強度画像（Ｍ＋）が形成される。
【００３７】
取得されたｋ空間データ集合５００及び５０２から、第２の強度画像（Ｍ−）も又、形成される。処理ブロック５１０に示すように、第１の工程は、ｋ空間データ集合５００及び５０２内の各々の要素の対応するＩ値及びＱ値を減算して、「差」のｋ空間データ集合を形成するものである。処理ブロック５１２に示すように、この差のｋ空間データ集合に対して２次元高速フーリエ変換を施し、処理ブロック５１４において、結果として得られた差画像におけるＩ値及びＱ値から強度画像Ｍ−を算出する。
【００３８】
和の強度画像Ｍ＋と差の強度画像Ｍ−とを組み合わせることにより、出力画像が形成される。処理ブロック５１６に示すように、このことは、画像Ｍ＋内の強度値を出力画像（Ｏ）の対応する実数要素（Ｉ）に写像すると共に、画像Ｍ−内の強度値を出力画像（Ｏ）の対応する虚数要素（Ｑ）に写像することにより行われる。結果として得られる出力画像（Ｏ）は、選択されたスライスの各々のボクセルにおけるＮＭＲ信号の強度及び位相を示す複素数値の配列となる。処理ブロック５１８に示すように、各々の画像ボクセルにおけるＩ値及びＱ値から強度画像を算出し、この強度画像を用いて対応する画像ピクセルの輝度を制御してもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用したＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送受信器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・シーケンスのグラフである。
【図４】本発明を採用した高速スピン・エコー・パルス・シーケンスのグラフである。
【図５】図４のパルス・シーケンスを用いて取得されるデータから画像を形成するのに用いられる方法の流れ図である。
【符号の説明】
１００  オペレータ・コンソール
１０２  キーボード及び制御パネル
１０４  表示器
１０６  画像プロセッサ・モジュール
１０７  コンピュータ・システム
１０８、１１９  ＣＰＵモジュール
１１１  ディスク記憶装置
１１２  テープ・ドライブ
１１３、１６０  メモリ・モジュール
１１５  高速シリアル・リンク
１１６  リンク
１１８  バックプレーン
１２１  パルス発生器モジュール
１２２  システム制御部
１２５  シリアル・リンク
１２７  勾配増幅器
１２９  生理学的取得制御器
１３３  走査室インタフェイス回路
１３４  患者位置決めシステム
１３９  勾配コイル・アセンブリ
１４０  分極マグネット
１４１  マグネット・アセンブリ
１５０  送受信器
１５１  ＲＦ増幅器
１５２Ａ、１５２Ｂ  分離型ＲＦコイル
１５２  全身型ＲＦコイル
１５３  前置増幅器
１５４  送信／受信スイッチ
１６１  アレイ・プロセッサ
２００  周波数合成器
２０１、２０４、２０５  出力線
２０２  変調器及びアップ・コンバータ
２０３  基準周波数発生器
２０６  励起用減衰器回路
２０７  受信用減衰器
２０８  ダウン・コンバータ
２０９  Ａ／Ｄ変換器
２１０  ディジタル検出器及び信号プロセッサ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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