(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
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（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）を超える時間を含んでおり、
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、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置。
【請求項２】
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１に記載の装置。
【請求項３】
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１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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、ＭＲＩ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−Ｌｉｓｓにより出版されているＨａａｃｋｅらによる「Ｍａｇｎｅｔｉｃ  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（Ｔ１）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。ＳＳＦＰ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。ＳＳＦＰ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，Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ  Ｆｒｅｅ  Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ  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、ＳＳＦＰ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  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ４３（２０００）のＶａｓａｎａｗａｌａらによる「Ｌｉｎｅａｒ  Ｃｏｍｂｉｎａｔｉｏｎ  Ｓｔｅａｄｙ−Ｓｔａｔｅ  Ｆｒｅｅ  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、Ｄ0-180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・Ｄ0-180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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【００１６】
本発明の好ましい実施形態では、一組のＳＳＦＰ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（ＭＲＩ）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ＳＳＦＰ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（initial）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、
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。
【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。
【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。
【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（ＴＲ）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。
【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。
【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。
【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。
【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（ＭＲＩ）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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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１０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１１０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、ＣＰＵ１０４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１５４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１５２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１０２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１１２が発生させる信号は、実質的に一定の反復時間（ＴＲ）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ＭＲＩ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３０４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。
【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３１６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１５２（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−Ｉｎｓｅｎｓｉｔｉｖｅ，  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】
0004266577.tif 000002
【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。
【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。
【００５１】
【数２】
0004266577.tif 000003
（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。
【００５３】
Ｎが有限の場合には、次式となる。
【００５４】
【数３】
0004266577.tif 000004
【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。
【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。
【００５７】
ｆ0,2＝（１／２）（Ｉ0＋Ｉ1）        （式８）
【００５８】
【数４】
0004266577.tif 000005
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。
【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）。
【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３２４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＝１０００ｍｓでありＴ２＝２５０ｍｓとなっている。ＴＲは１０ｍｓ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４０６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４０６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。
【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Ｚｕｒ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。
【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ＳＳＦＰ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（ＥＰＩ）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ＲＦ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３０５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＝９０度とした場合の、ＲＦパルス番号に対する磁化成分Ｍｘ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）。
【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。ΔWF＝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。
【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。
【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Ｓ1で示す画素値を生成させ、また信号３１４’及び３２４’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。
【００７７】
（式１６ａ）及び（式１６ｂ）を書き直すと次式となる。
【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。
【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１７ａ）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１８ａ）
Ｆ＝Ｓ’1＋Ｓ’2ｅｘｐ（−ｉΨ）・ｓｉｇｎ（Ψ−Ψ0）        （式１８ｂ）
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。
【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。
【００８２】
（式１８ａ）及び（式１８ｂ）は、次式の条件による。
【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。
【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６０２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＝４τ＝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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【符号の説明】
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
【図１】
0004266577.tif 000006
【図２】
0004266577.tif 000007
【図３】
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【図４】
0004266577.tif 000009
【図５】
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【図６】
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【図７】
0004266577.tif 000012
【図８】
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【図９】
0004266577.tif 000014