(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＲＦコイルと、勾配コイルと、オペレータコンソールから受け取った、オペレータからの命令に応答して、前記ＲＦコイルと、前記勾配コイルを動作させて、所望の走査シーケンスを実行するパルス発生器モジュールを備え、拡散重み付き画像を形成する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、
前記パルス発生器モジュールは、前記ＲＦコイルと、前記勾配コイルを動作させて、
ａ）ＲＦ励起パルスにより横磁化を生じさせ、バイポーラ勾配パルスの印加により該横磁化を拡散重み付けする拡散重み付けパルス・シーケンスを実行させ、
ｂ）第１の勾配パルスの印加により前記の拡散重み付き横磁化を位相外しさせ、
ｃ）前記拡散重み付き横磁化の一成分を縦軸に向かって回転させるＲＦパルスを印加することにより、該成分を保存させ、
ｄ）第２の勾配パルスを印加することにより、横磁化を位相外しさせ、
ｅ）ＲＦ励起パルスにより前記の保存された拡散重み付き磁化を横方向平面に向かって回転させ、一連の核磁気共鳴エコー信号を対応する一連のＲＦ再集束パルスにより発生させる高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを実行させ、
ｆ）前記高速スピン・エコー・パルス・シーケンスの実行中に各々のＲＦ再集束パルスの後で且つ対応するＮＭＲエコー信号の取得の前に第３の勾配パルスを印加させ、該第３の勾配パルスの各々の寸法は前記第１の勾配パルスの寸法と実質的に同じであり、
ｇ）取得された核磁気共鳴（ＮＭＲ）エコー信号から画像が再構成される前記システム。
【請求項２】
前記バイポーラ勾配パルスが３つの軸に沿って印加される請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記パルス発生器モジュールは更に、前記ＲＦコイルと、前記勾配コイルを動作させて、前記高速スピン・エコー・パルス・シーケンスの実行中に各々のＮＭＲエコー信号の取得の後に第４の勾配パルスを印加させ、該第４の勾配パルスの各々の寸法は前記第３の勾配パルスの寸法と実質的に同じであるが、極性が前記第３の勾配パルスの極性と反対である請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
各々のＮＭＲエコー信号は、１つの勾配軸に沿って方向付けされた読み出し勾配パルスの印加中に取得され、第２の勾配軸に沿って方向付けされた位相エンコーディング勾配パルスが、各々のＮＭＲエコー信号の前に発生されている請求項３に記載のシステム。
【請求項５】
前記バイポーラ勾配パルスが前記勾配軸の各々に沿って印加される請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記第１、第３及び第４の勾配パルスは、読み出し勾配軸に沿って方向付けされている請求項４にシステム。
【請求項７】
前記第２の勾配パルスは、位相エンコーディング勾配軸に沿って方向付けされている請求項６にシステム。
【請求項８】
前記ＲＦ励起パルスの各々及び前記ＲＦ再集束パルスの各々の印加中にスライス選択勾配パルスが印加される請求項７にシステム。
【請求項９】
前記バイポーラ勾配パルスは同じ極性の２つの大きな勾配パルスで構成されており、該２つの大きな勾配パルスの間にＲＦパルスが発生される請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
画像を再構成するのに用いられる更なるＮＭＲエコー信号を取得するために前記の動作（ａ）〜動作（ｆ）が繰り返される請求項１に記載のシステム。
【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、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、拡散重み付き（diffusion weighted）ＭＲイメージングに用いられる改良された高速スピン・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しているあらゆる核は、核が置かれている磁場の方向に沿って整列しようとする。しかしながら、整列しようとするときに、核は磁場の強度及び特定の核種についての特性（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）で磁場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体が一様の磁場（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、各スピン固有のラーモア周波数においてランダムな秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。分極磁場の方向には正味の磁気モーメントＭz が発生するが、直交方向の平面（ｘ−ｙ平面）すなわち横方向平面内にランダムに配向した磁気成分は互いに打ち消し合う。しかしながら、ｘ−ｙ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 ）に物体すなわち組織がさらされると、整列後の正味のモーメントＭz はｘ−ｙ平面に向かって回転すなわち「傾いて」、ラーモア周波数でｘ−ｙ平面内で回転すなわちスピンする正味の横磁気モーメントＭt を発生する。この現象を表す実用的な値は、励起信号Ｂ1 の停止後に励起されたスピンによって放出される信号中に存在する。この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用する測定シーケンスには多様な種類のものがある。
【０００４】
ＮＭＲを利用して画像を形成するときに、被検体の特定の位置からＮＭＲ信号を取得する技術が用いられる。典型的には、イメージングしたい領域（関心領域）が一連のＮＭＲ測定サイクルによって走査されるが、このＮＭＲ測定サイクルは、用いられる特定の局在化方法によって異なる。結果として得られるＮＭＲ受信信号のセットはディジタル化され処理されて、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いることにより画像を再構成する。このような走査（スキャン）を実行するためには、言うまでもなく、被検体内の特定の位置からのＮＭＲ信号を引き出すことが必要である。これを達成するために、分極磁場Ｂ0 と同じ方向を有しているが、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った勾配をそれぞれ有している磁場（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）を用いる。各々のＮＭＲサイクル中のこれらの勾配の強度を制御することにより、スピン励起の空間分布を制御すると共に、結果として得られるＮＭＲ信号の位置を同定（または識別）することができる。
【０００５】
医用画像を形成するのに現状で用いられている殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに何分もの時間を要求する。この走査時間を減少させると、患者のスループットが増大し、患者の安心感を高めると共に、モーション・アーティファクトの減少により画質が向上するので、走査時間を減少させることは重要な課題である。
【０００６】
短時間でＮＭＲ画像データを取得するという概念は、１９７７年にピーター・マンスフィールド（Peter Mansfield ）によってエコー・プラナ・パルス・シーケンスが提案されて以来、知られている（Ｊ．Ｐｈｙｓ．誌、Ｃ．１０：Ｌ５５Ｌ５８、１９７７年参照）。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励起パルスについて１セットのＮＭＲ信号を発生させる。これらのＮＭＲ信号を別個に位相エンコーディングして、持続時間にして２０ミリ秒〜１００ミリ秒の単一のパルス・シーケンスで６４のビューから成る走査の全体が取得され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）の利点は周知であり、このパルス・シーケンスの多くの変形が、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、渦電流に依存し且つ磁化率に誘起される画像の歪みを伴うという難点を有している。
【０００７】
エコー・プラナ・イメージング法の一つの変形に、高速取得緩和重み付け（Rapid Acquisition Relaxation Enhanced ；ＲＡＲＥ）シーケンスがあり、このシーケンスは、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ誌、第３巻、第８２３頁〜第８３３頁（１９８６年）に所載のジェー・ヘニング（J. Hennig ）等による論文「ＲＡＲＥイメージング：臨床ＭＲのための高速イメージング法（RARE Imaging: A Fast Imaging Method for Clinical MR ）」に記載されている。ＲＡＲＥシーケンスとＥＰＩシーケンスとの本質的な相違点は、エコー信号を形成する方式にある。ＲＡＲＥシーケンスは、カー・パーセル・メイブーム・ジル（Carr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスによって発生されるＲＦ再収束（ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ）されたエコーを利用しており、他方、ＥＰＩ法は、勾配呼び戻し（gradient recalling）されたエコーを用いている。この「高速スピン・エコー（ＦＳＥ）」パルス・シーケンスは一般的には、多数のｋ空間線を１回の励起で取得するための問題のない手法と考えられている。例えば、この手法は、磁場の不均一性及び勾配のタイミング誤差に対する感受性がエコー・プラナ・イメージングよりも遥かに小さい。更に、エコー・プラナ・イメージングの場合とは異なり、読み出し勾配が常に正であるので、勾配忠実度についての問題が少ない。
【０００８】
しかしながら、高速スピン・エコー・パルス・シーケンスには、正しく設定しないとかなりの画像アーティファクトを形成する可能性のあるいくつかの重要なパラメータが存在している。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。第一に、ＲＦ励起パルスの中心と第１のＲＦ再集束（refocusing）パルスの中心との間の時間を、隣り合うＲＦ再集束パルスの中心同士の間の時間の２分の１にしなければならない。第二に、エコー及びＲＦ再集束パルスは、同じ位相角を有していなければならない。これは通常、ＲＦ励起パルスの位相をＲＦ再集束パルスの位相に対して９０°に設定することにより達成されている。これらの要求条件に関連して、ＲＦ励起パルスと第１のＲＦ再集束パルスとの間における読み出し勾配パルスの面積を、後続の再集束パルスの各々の間における読み出し勾配パルスの面積の２分の１に等しくしなければならないという事実がある。
【０００９】
従来の高速スピン・エコー（ＦＳＥ）イメージングの場合には、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パルスとエコーとの間の位相制御の要求水準が達成困難であるような多くのイメージング状況が存在している。これらの状況の１つが、拡散重み付きイメージングであり、この場合には、大きな勾配パルスが採用されており、結果的に生ずる渦電流がより波及する。
【００１０】
拡散重み付きイメージングは、パルス・シーケンスの開始時に１対の大きな勾配パルスを用いて、取得されるＮＭＲ信号がスピンの動きに感受性を有するようにしている。一般的には、このようなイメージングは、シングル・ショットＥＰＩパルス・シーケンスを用いて行われているが、深刻な画像の歪みが発生する可能性がある。バッツ（Butts ）等によってＭａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第７４１頁〜第７４９頁（１９９７年）に提案された１つの解決法は、位相誤差を補正するためにナヴィゲータ（navigator）信号を用いたマルチ・ショットＥＰＩ取得を利用するものである。
【００１１】
拡散重み付けＦＳＥが試みられてはいるが、パルス・シーケンスの開始時の大きなモーション・エンコーディング勾配が渦電流を誘起し、これが励起パルスと再集束パルスとの間の位相関係に干渉する。ノリス（Norris）等は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第２７巻、第１４２頁〜第１６４頁（１９９２年）に、２つのコヒーレンス経路を分離すると共にコヒーレンス信号のうちの１つのみを用いるようなＦＳＥパルス・シーケンスにおいて位相を制御する方法を提案している。このアプローチの１つの問題点は、補正しないと画像に深刻なゴーストを発生させるエコー信号の振幅の強い振動である。同様の着想がシック（Schick）によってＭａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第６３８頁〜第６４４頁（１９９７年）に提案されており、ここでは、エコー信号の振幅が増大している。アルソプ（Alsop ）は、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．誌、第３８巻、第５２７頁〜第５３３頁（１９９７年）にこれらのエコー信号の振幅の振動を減少させる方法を開示している。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の一般的な目的は、拡散重み付けＦＳＥ取得における画像アーティファクトを抑制することにある。所望の拡散重み付きスピン磁化が、スピン磁化を縦軸に向かって回転させることにより「保存」される。ＦＳＥパルス・シーケンスが、所望の拡散重み付きスピン磁化を回転させて横方向平面に戻して、一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明は、改良された高速スピン・エコー・シーケンスに関し、より具体的には、拡散重み付きイメージングを行うための高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに関する。本発明は、従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスに対する改良であり、この改良においては、拡散準備（diffusion preparation ）パルス・シーケンスを実行することにより拡散重み付きスピン横磁化を発生させ、第１の位相外し（dephasing ）勾配パルスを印加ずることによりスピン横磁化を位相外しし、ＲＦパルスを印加することにより位相外しされたスピン横磁化の１つの成分を縦軸に沿って回転させ、第２の位相外し勾配パルスを印加することによりスピン横磁化の残りの成分の位相外しさせ、そして高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを実行することにより縦軸に沿って回転した上述の１つの成分から一連のＮＭＲエコー信号を発生させる。各々のＮＭＲエコー信号取得に先立って拡散重み付きスピン磁化を位相戻し（rephasing ）するために、高速スピン・エコー・パルス・シーケンスにおける各々のＲＦ再集束パルスの後に勾配パルスが形成される。
【００１４】
【発明の実施の形態】
先ず、図１について説明すると、図１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。このシステムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して別個の計算機システム１０７と連絡しており、計算機システム１０７によりオペレータはスクリーン１０４上の画像の形成及び表示を制御することが可能になる。計算機システム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡している多数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。計算機システム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、また高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御部１２２と連絡する。
【００１５】
システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によってまとめて接続された一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及びパルス発生器モジュール１２１を含んでいる。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に接続されている。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）をオペレータから受け取る。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。パルス発生器モジュール１２１は、発生すべきＲＦパルスのタイミング、振幅及び形状、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、一組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発生される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はまた、患者に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号またはベローズからの呼吸信号を受信する生理学データ取得制御装置１２９から、患者のデータを受信する。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にも接続されており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及び磁石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。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もまた、走査のための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。
【００１６】
パルス発生器モジュール１２１によって発生された勾配波形は、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に印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３９で示す勾配コイル・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ディングするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極磁石１４０と全身用ＲＦコイル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内のトランシーバ・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、送受信切換え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に結合される。患者の内部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によって検知して、Ｔ／Ｒスイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することが出来る。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信器部において復調され濾波されて、ディジタル化される。Ｔ／Ｒ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をコイル１５２に電気的に接続する。Ｔ／Ｒスイッチ１５４はまた、送信モードまた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、頭部コイルまたは表面コイル）を用いることを可能にする。
【００１７】
ＲＦコイル１５２によって検出されたＮＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化されて、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配列全体がメモリ・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、このデータをフーリエ変換して画像データの配列とする。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム１０７へ伝送され、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から受信された命令に応答して、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、または画像プロセッサ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装置１０４に表示してもよい。
【００１８】
図１及び図２について具体的に説明する。トランシーバ１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２ＡにＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生させ、またその結果得られるコイル１５２Ｂ内に誘導された信号を受信する。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、または図１に示すような単一の全身用コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本周波数すなわち搬送周波数は、周波数合成器２００の制御下で発生される。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から一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に発生されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を表す。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に印加され、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）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生すべき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内で発生される。これらの記憶されたディジタル値はまた、オペレータ・コンソール１００から変更可能であり、任意の所望のＲＦパルス包絡線を発生させることができる。
【００１９】
出力２０５に発生された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を受信する励起信号減衰器回路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。トランシーバのこの部分に関する更なる詳細については、ここに参考として引用する米国特許第４，９５２，８７７号に記載されている。
【００２０】
図１及び図２について説明を続ける。被検体によって発生された信号は、受信器コイル１５２Ｂによって検知されて、前置増幅器１５３を介して受信信号減衰器２０７の入力へ印加される。受信信号減衰器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。
【００２１】
受信信号はラーモア周波数また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。すなわち、ダウン・コンバータ２０８は、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合し、次いでその結果の差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの基準信号と混合する。下降変換されたＮＭＲ信号は、アナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングしディジタル化して、これをディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加する。ディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０は、受信した信号に対応する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。その結果得られる、受信信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値のストリームは、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。
【００２２】
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の基準信号が、共通の２０ＭＨｚマスタ・クロック信号から基準周波数発生器２０３によって発生される。受信器に関する更なる詳細については、ここに参考として引用する米国特許第４，９９２，７３６号に記載されている。
【００２３】
次に、図３について説明する。図３には、２ＤＦＴ−ＲＡＲＥシーケンスとして知られている従来の高速スピン・エコーＮＭＲパルス・シーケンスが示されている。簡明にするために、図３には４つのエコー信号３０１〜３０４のみが示されているが、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、Ｇz スライス選択勾配パルス３０６の存在下で印加される９０°ＲＦ励起パルス３０５によって発生され、患者のスライス内の縦磁化を回転させて横磁化を形成する。この横磁化は、各々の選択的１８０°ＲＦ再集束パルス３０７によって再収束されて、ＮＭＲスピン・エコー信号３０１〜３０４を発生させる。これらのＮＭＲスピン・エコー信号３０１〜３０４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によって別々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・パルスの大きさは異なっていて、２５６個の値に段階的に変化して、１回の完全な走査中に２５６個の別々のビューが取得される。これにより、ｙ方向に２５６個の別々の画素（ピクセル）を有している画像を再構成することが可能になる。各々のＮＭＲスピン・エコー信号は、各々の信号の２５６個のサンプルをディジタル化することにより取得される。その結果、１つの画像の走査の完了時には、１６ショット分（２５６／１６＝１６）の図３のパルス・シーケンスが実行されており、２５６×２５６要素の複素数の配列が取得されている。この高速スピン・エコー・パルス・シーケンスの変形は、クラッシャ（crusher ）勾配パルス３１６を含んでいる。これらのクラッシャ勾配パルス３１６は、等しい面積を有しており、各々の再集束ＲＦパルス３０７の直前及び直後に印加される。
【００２４】
この画像データ配列に２次元（２Ｄ）フーリエ変換を施し、次いで、結果として得られる各々の複素要素の絶対値を算出することにより、１枚の画像が再構成される。このようにして、各々の画素（ピクセル）の輝度が変換後の配列の対応する要素の大きさによって決定されるような２５６×２５６画素の画像が形成される。
【００２５】
図３の従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスでは、ＲＦ励起パルス３０５は９０°のフリップ角を有しており、ＲＦ再集束パルスは名目上１８０°のフリップ角である。しかしながら、実用上は、９０°から１８０°にわたる他のフリップ角が用いられている。加えて、「９０°x 」及び「１８０°y 」という表記は、ＲＦパルス３０５と再集束パルス３０７との間のＲＦ位相角が９０°であることを示している。この直交関係は、この位相関係が維持されているときに発生されるエコー信号がすべて同じ符号を有するので、重要である。対照的に、ＲＦパルスがすべて同相にあるときには、発生されるエコー信号は符号が交番する。従って、ＲＦ励起パルス３０５と再集束パルス３０７との間の位相角が０°である場合、１８０°の再集束パルスが用いられているときにはエコー信号の振幅が振動（oscillate ）する。このように、従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスは、ＲＦ励起パルス３０５と再集束ＲＦパルス３０７との間の直交位相関係の適正な維持に敏感である。
【００２６】
従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスのこの位相感受性を図５に示す。図５には、「同相」のＲＦ励起パルスがエコー信号の振幅に及ぼす影響が示されている。曲線３３０は、１８０°ＲＦ再集束パルスが用いられるときのエコー信号の振幅の符号の交番の様子を示している。曲線３３２及び３３４は、ＲＦ再集束パルスのフリップ角をそれぞれ１３５°及び９０°に減少させたときのエコー信号の振幅を示している。エコー信号の振幅は、エコー番号が増大するにつれて急速に０に向かって減衰している。これは、スピン・エコーと誘導されたエコーとの間の相殺に起因している。また、信号の振幅の振動の時間が、３６０°を集束パルスのフリップ角で除算したものに等しくなることに留意されたい。
【００２７】
次に、図４について説明する。本発明を実施するのに用いられるパルス・シーケンスの好ましい実施例は、標準的なＦＳＥシーケンスの前に縦磁化の拡散準備（diffusion preparation ）を含む。この拡散準備は、ｚ勾配軸、ｙ勾配軸及びｘ勾配軸にそれぞれ沿った大きなモーション・エンコーディング勾配パルス３５０、３５２及び３５４によって行われる。これらのモーション・エンコーディング勾配パルス３５０、３５２及び３５４は、選択性９０°ＲＦ励起パルス３５６と選択性１８０°ＲＦ再集束パルス３５８とで構成されているスピン・エコー・シーケンスの一部である。ＲＦ励起パルス３５６は、スライス選択勾配パルス３６０によって決定されるスライス位置において横磁化を発生させ、ＲＦパルス３５８は第２のスライス選択勾配パルス３６２の存在下でこの横磁化を再収束させる。このようにして、動きに感受性のある横磁化は、破線３６４によって示される時刻に再収束する。
【００２８】
高速スピン・エコー（ＦＳＥ）パルス・シーケンスは、スライス選択勾配パルス３０６の存在下で発生される９０°ＲＦ励起パルス３０５によって開始する。前述のように、１８０°ＲＦ再集束パルス３０７及び位相エンコーディング勾配パルス３０９が適正な時刻に印加されてＮＭＲエコー信号（図４には示されていない）を発生させ、これらのＮＭＲエコー信号は読み出し勾配パルス３０８の印加中に取得される。図４には、ＦＳＥパルス・シーケンスの一部しか示していないが、当業者には、ショット内に所望されるだけの数のＮＭＲエコー信号についてこのパルス・シーケンスが続行されることが理解されよう。拡散重み付きイメージングでは、ＥＴＬ＝４０〜７２のＦＳＥショットが典型的である。
【００２９】
本発明は、上述のパルス・シーケンスに対する改良であり、読み出し勾配Ｇx に沿って位相外し勾配パルス３７０を印加して、拡散重み付け過程中に発生される横磁化を位相外しする。この意味する所は、各々のボクセル（voxel ）内で、横磁化を有すスピンの位相が、横方向平面（すなわち、ｘ−ｙ平面）内で３６０°にわたって広げられることである。次いで、スライス選択勾配３７４の存在下で９０°パルス３７２を印加して、ｙ軸に沿って配向していたスピン磁化を回転させて縦方向のｚ軸に戻す。次いで、Ｇy 位相エンコーディング軸に沿って第２の位相外し勾配パルス３７６を印加して、横方向平面に残存する残留横磁化を位相外しする。９０°ＲＦ励起パルス３０５は、ＲＦパルス３７２によってｚ軸に沿って「保存」されているアーティファクト無しのスピン磁化を回転させて横方向平面に戻し、この平面において、カー・パーセル・メイブーム・ジル（Carr-Purcell-Meiboom-Gill ）シーケンスでＮＭＲエコー信号を発生させる。
【００３０】
横磁化の拡散重み付き用成分のみを再収束させるために、各々のＲＦ再集束パルス３０７の直後にＧx 読み出し軸に沿って位相戻し（rephasing ）勾配パルス３８０が印加される。この位相戻し勾配パルス３８０は、拡散準備シーケンス中に回復した可能性のあるＴ１重み付き信号成分を抑制する。加えて、位相戻し勾配パルス３８０は、位相外し勾配パルス３７０と同じ寸法とする。各々の拡散重み付きエコー信号が取得された後に、同じ寸法の巻き戻し（rewinder）勾配パルス３８２が印加される。巻き戻し勾配３８２は、隣り合う再集束パルス３０７の間での勾配面積を励起パルス３０５と第１の再集束パルス３０７との間での勾配面積の２倍とすることを要求するＣＰＭＧ条件が満たされることを保証するためにこの位置に存在する。
【００３１】
本発明から逸脱することなく上記の好ましい実施例の多くの変形が可能である。位相外し勾配パルス３７０の極性を反転させることもできるし、第２の位相外し勾配パルス３７６を任意の方向に印加することもできる。また、勾配パルス３７０、３８０及び３８２はこれらの３つの勾配のすべてが同じ方向に印加される限りにおいて任意の方向に印加することもできる。１８０°よりも小さいフリップ角を有する再集束パルスを用いる等、当業者に周知の他の変形もまた可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用している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・シーケンスを示すグラフである。
【図４】本発明を採用している改良された高速スピン・エコー・パルス・シーケンスを示すグラフである。
【図５】従来の高速スピン・エコー・パルス・シーケンスにおけるエコー信号の振幅の変化を示すグラフである。
【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    表示装置
１０６    画像プロセッサ
１０７    計算機システム
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    生理学データ取得制御装置
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    分極磁石
１４１    磁石アセンブリ
１５０    送受信器
１５１    ＲＦ増幅器
１５２    全身型ＲＦコイル
１５２Ａ、１５２Ｂ    分離型コイル
１５３    前置増幅器
１５４    送受信切換えスイッチ
１６１    アレイ・プロセッサ
２００    周波数合成器
２０１、２０４、２０５、２１２    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    励起信号減衰器回路
２０７    受信信号減衰器
２０８    ダウン・コンバータ
２０９    アナログ−ディジタル変換器
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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