JP2773840B2 - 渦電流起因位相歪修正システム - Google Patents
渦電流起因位相歪修正システムInfo
- Publication number
- JP2773840B2 JP2773840B2 JP1111898A JP11189889A JP2773840B2 JP 2773840 B2 JP2773840 B2 JP 2773840B2 JP 1111898 A JP1111898 A JP 1111898A JP 11189889 A JP11189889 A JP 11189889A JP 2773840 B2 JP2773840 B2 JP 2773840B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- data
- phase
- obtaining
- eddy current
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
- G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
- G01R33/56316—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging involving phase contrast techniques
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は磁気共鳴画像（MRI）に関するもので，更に
詳細にはこうした画像における渦電流起因生成物の減少
に関するものである。
詳細にはこうした画像における渦電流起因生成物の減少
に関するものである。
磁気共鳴画像（MRI）システムで使用される勾配は渦
電流を発生する。渦電流は公知でない様式にて各画素の
位相を変える。従つて，一部の流れシーケンス等におい
て位相差が測定される場合はどれだけ多くの位相差が流
れに起因するか又，どれだけ多くの量が渦電流に起因す
るかを確認する方法がない。
電流を発生する。渦電流は公知でない様式にて各画素の
位相を変える。従つて，一部の流れシーケンス等におい
て位相差が測定される場合はどれだけ多くの位相差が流
れに起因するか又，どれだけ多くの量が渦電流に起因す
るかを確認する方法がない。
例えば，流れを数量化するためシーケンスの一部分と
して対向極性の勾配が続く第１極性の勾配を多くの走査
シーケンスで使用している。勾配は各々必ずしも一致し
ていない従つて減算方法により消去されない渦電流を発
生する。従つて，こうした走査シーケンスにおいては，
渦電流に起因する位相差により誤つた流れ測定が生じ
る。
して対向極性の勾配が続く第１極性の勾配を多くの走査
シーケンスで使用している。勾配は各々必ずしも一致し
ていない従つて減算方法により消去されない渦電流を発
生する。従つて，こうした走査シーケンスにおいては，
渦電流に起因する位相差により誤つた流れ測定が生じ
る。
従って、本発明の目的は渦電流起因位相角減少を修正
する手段と装置を提供することにある。
する手段と装置を提供することにある。
本発明の広い範囲によれば、磁気共鳴画像（MRI）の
データの渦電流発生位相角変化を最小にするシステムが
提供され、このシステムは、 横断面内に乱されたスピンにより発生された低較像デ
ータを入手しデータの前記入手が多次元走査シーケンス
を使って時間分域内で生じる手段と、 画像の画素に対する振幅値と位相値を得るためその得
られた時間分域低解像データをフーリエ変換し、前記両
値が渦電流とスピンの運動に起因する位相値変化を含む
手段と、 渦電流に起因する位相変化と共にデータのみを実質上
通過させるよう得られた時間分域データで作動する手段
と、 位相値が渦電流により発生されたものである各画素に
対しての位相値と振幅値を得るようデータでの作動をフ
ーリエ変換する手段と、 作動されたデータもフーリエ変換することで得られた
各画素の位相角を非作動時間分域データをフーリエ変換
することで得られた各画素の位相角から差し引くことに
より、渦電流起因位相変化無しにスピンの運動により発
生された位相変化に制限された画像を提供する手段と、 からなる。
データの渦電流発生位相角変化を最小にするシステムが
提供され、このシステムは、 横断面内に乱されたスピンにより発生された低較像デ
ータを入手しデータの前記入手が多次元走査シーケンス
を使って時間分域内で生じる手段と、 画像の画素に対する振幅値と位相値を得るためその得
られた時間分域低解像データをフーリエ変換し、前記両
値が渦電流とスピンの運動に起因する位相値変化を含む
手段と、 渦電流に起因する位相変化と共にデータのみを実質上
通過させるよう得られた時間分域データで作動する手段
と、 位相値が渦電流により発生されたものである各画素に
対しての位相値と振幅値を得るようデータでの作動をフ
ーリエ変換する手段と、 作動されたデータもフーリエ変換することで得られた
各画素の位相角を非作動時間分域データをフーリエ変換
することで得られた各画素の位相角から差し引くことに
より、渦電流起因位相変化無しにスピンの運動により発
生された位相変化に制限された画像を提供する手段と、 からなる。
本発明によれば、別の特徴は渦電流起因位相歪を修正
し、流れを決定するため修正された測定済み位相角を使
用するシステムからなり、前記システムは、 流れる流体の非補償低解像画像を得る手段と、 前記流れる流体の流れ補償低解像画像を得る手段と、 前記流れる流体の正常解像非補償画像を得る手段と、 前記流れる流体の正常解像流れ補償画像を得る手段
と、 前記画像が位相角データを含むこと、 低解像画像の位相角データを正常解像画像の対応する
位相角データから差し引いて位相角修正した補償画像と
非補償画像を得る手段と、 前記位相角修正済み補償画像を前記位相角修正された
非補償画像から差し引いて最小位相角歪を有する流れ画
像を得る手段と、 前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得るため最
小の位相角歪を有する前記流れ画像の位相角を使用する
手段と からなる。
し、流れを決定するため修正された測定済み位相角を使
用するシステムからなり、前記システムは、 流れる流体の非補償低解像画像を得る手段と、 前記流れる流体の流れ補償低解像画像を得る手段と、 前記流れる流体の正常解像非補償画像を得る手段と、 前記流れる流体の正常解像流れ補償画像を得る手段
と、 前記画像が位相角データを含むこと、 低解像画像の位相角データを正常解像画像の対応する
位相角データから差し引いて位相角修正した補償画像と
非補償画像を得る手段と、 前記位相角修正済み補償画像を前記位相角修正された
非補償画像から差し引いて最小位相角歪を有する流れ画
像を得る手段と、 前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得るため最
小の位相角歪を有する前記流れ画像の位相角を使用する
手段と からなる。
本発明の前掲の特徴と目的及び他の特徴と目的につい
ては添付図面に関連して行なわれる本発明の広範囲な以
下の説明に照らし合せて考案した際、最も良く理解され
よう。
ては添付図面に関連して行なわれる本発明の広範囲な以
下の説明に照らし合せて考案した際、最も良く理解され
よう。
第１図に示された磁気共鳴画像システム11にはMR研究
用患者を受入れる大型の磁石本体12が含まれている。HO
として示された大きい静磁場が磁場発生器13により発生
される。周知の如く，大きい静磁場は奇数個の陽子及び
／又は中性子を有する核，即ちスピン角運動量と磁気バ
イポーラ・モーメントの両者を有する核粒子と整合す
る。両方の特性を備えたこれらの核粒子は本明細書で
『スピン』と称する。無線周波数（RF）磁場が大きい静
磁場を横切るパルスとして与えられる。RFパルスはエネ
ルギーをスピンに与え，これらのスピンを効果的に乱し
又はこれらのスピンを例えば横断面図へ『テイツピング
（tipping）』する。RF磁場パルスによる励起後にスピ
ンは徐々に分散（位相がずれ），又，静磁場との整合に
戻る。こうしてスピンは弱いが検出可能な自由誘因崩壊
（FID）信号の形態でエネルギーを与える。
用患者を受入れる大型の磁石本体12が含まれている。HO
として示された大きい静磁場が磁場発生器13により発生
される。周知の如く，大きい静磁場は奇数個の陽子及び
／又は中性子を有する核，即ちスピン角運動量と磁気バ
イポーラ・モーメントの両者を有する核粒子と整合す
る。両方の特性を備えたこれらの核粒子は本明細書で
『スピン』と称する。無線周波数（RF）磁場が大きい静
磁場を横切るパルスとして与えられる。RFパルスはエネ
ルギーをスピンに与え，これらのスピンを効果的に乱し
又はこれらのスピンを例えば横断面図へ『テイツピング
（tipping）』する。RF磁場パルスによる励起後にスピ
ンは徐々に分散（位相がずれ），又，静磁場との整合に
戻る。こうしてスピンは弱いが検出可能な自由誘因崩壊
（FID）信号の形態でエネルギーを与える。
これらのFID信号は周知の様式で画像を発生するコン
ピユーター制御装置により制御されるシステムで検出さ
れ使用される。RFパルスの励起周波数とFID周波数はス
ピンの歳差運動の角周波数Woがスピンに作用する磁場Ｂ
と，磁気回転子γ，各核種に対する基本的な核物理定数
の積であることを示すラーマ関係として公知の内容によ
り定められる。従つて，数学的にはｆ＝γ・B/2πで表
わされる。
ピユーター制御装置により制御されるシステムで検出さ
れ使用される。RFパルスの励起周波数とFID周波数はス
ピンの歳差運動の角周波数Woがスピンに作用する磁場Ｂ
と，磁気回転子γ，各核種に対する基本的な核物理定数
の積であることを示すラーマ関係として公知の内容によ
り定められる。従つて，数学的にはｆ＝γ・B/2πで表
わされる。
従つて，静的に一定の磁場に線状勾配場を重ねること
により，選択された面におけるスピンはRF励起周波数の
適確な選択により励起可能である。磁気共鳴技術は分光
測定から画像作成及び最近では血流を図解し数量化する
ことが出来る形式の画像作成にいたつている。
により，選択された面におけるスピンはRF励起周波数の
適確な選択により励起可能である。磁気共鳴技術は分光
測定から画像作成及び最近では血流を図解し数量化する
ことが出来る形式の画像作成にいたつている。
MR技術を使用する流れの測定については地球物理学研
究誌，第65巻，第２号,776頁（1960年）にハン博士が開
示した。周知の如く，スピン・エコー・シーケンスを使
用すると，最初にスピンは90゜のRFパルスにより90゜に
て横断面内にチツプ化され，次に，或る程度位相がずら
された後180゜のRFパルスにより元に戻される（再位相
化）る。エコーは180゜のパルスの適用後に時間τにて
発生する。時間τは90゜のパルスと180゜のパルスの間
と時間と等しい。従つて，エコーは通常スピンに運動が
ない，即ちds/dt及び／又は高い値が０と等しければ90
゜のパルスの適用後に時間２τにて通常発生させる。ス
ピンが運動していない場合即ち例えばスピンがそれ自対
の速度を有している場合は，スピンが回転フレーム内で
再収束する方位角が量△φ＝（GV）τ２分シフトされる
場合を除いて時間２にてエコーが依然発生する。ここ
で， Ｇは線状磁気勾配ベクトル， Ｖは流れ速度 従って、例えば運動検出画像と運動非検出画像におけ
る方位角の差△φは、理想的には画像内の各画素におけ
る体の流体の如く画像化された対象物の速度を演算によ
り得ることができるようにする。然し乍ら、渦電流に起
因する位相減衰の不定量は、演算の正確性を著しく低減
化合する。
究誌，第65巻，第２号,776頁（1960年）にハン博士が開
示した。周知の如く，スピン・エコー・シーケンスを使
用すると，最初にスピンは90゜のRFパルスにより90゜に
て横断面内にチツプ化され，次に，或る程度位相がずら
された後180゜のRFパルスにより元に戻される（再位相
化）る。エコーは180゜のパルスの適用後に時間τにて
発生する。時間τは90゜のパルスと180゜のパルスの間
と時間と等しい。従つて，エコーは通常スピンに運動が
ない，即ちds/dt及び／又は高い値が０と等しければ90
゜のパルスの適用後に時間２τにて通常発生させる。ス
ピンが運動していない場合即ち例えばスピンがそれ自対
の速度を有している場合は，スピンが回転フレーム内で
再収束する方位角が量△φ＝（GV）τ２分シフトされる
場合を除いて時間２にてエコーが依然発生する。ここ
で， Ｇは線状磁気勾配ベクトル， Ｖは流れ速度 従って、例えば運動検出画像と運動非検出画像におけ
る方位角の差△φは、理想的には画像内の各画素におけ
る体の流体の如く画像化された対象物の速度を演算によ
り得ることができるようにする。然し乍ら、渦電流に起
因する位相減衰の不定量は、演算の正確性を著しく低減
化合する。
位相に対する渦電流のマイナスの作用は運動検出画像
を得るには大きい勾配を使用する必要があることが判明
したので運動コード化勾配を使用する運動測定実験で増
加した。比較的大きい事前設定勾配の使用を開始してい
る特許第4,516,070号を例として参照されたい。この特
許で開示された磁気勾配場は大きい渦電流を発生し，従
つて大きい未決定位相歪を発生する。従つて，位相の関
数として決定された速度の測定には通常渦電流に起因す
る誤差が含まれている。
を得るには大きい勾配を使用する必要があることが判明
したので運動コード化勾配を使用する運動測定実験で増
加した。比較的大きい事前設定勾配の使用を開始してい
る特許第4,516,070号を例として参照されたい。この特
許で開示された磁気勾配場は大きい渦電流を発生し，従
つて大きい未決定位相歪を発生する。従つて，位相の関
数として決定された速度の測定には通常渦電流に起因す
る誤差が含まれている。
この問題を克服するため多くの試みがなされて来てい
る。こうした試みの１つについては第６回SMRMで提出さ
れたMR研究報告抜翠抄録（フイリツプス医療システム刊
行物）の第16頁（1987年）に発行された論文に説明がし
てある。この論文では渦電流起因位相劣化を修正する空
間的に非線形の位相修正を行なう繰り返し技術と共に複
雑な積算を使用する方法が説明してある。この方法は不
当に複雑である。
る。こうした試みの１つについては第６回SMRMで提出さ
れたMR研究報告抜翠抄録（フイリツプス医療システム刊
行物）の第16頁（1987年）に発行された論文に説明がし
てある。この論文では渦電流起因位相劣化を修正する空
間的に非線形の位相修正を行なう繰り返し技術と共に複
雑な積算を使用する方法が説明してある。この方法は不
当に複雑である。
運動検出画像も得るため使用された勾配により得られ
る位相誤差を克服する他の技法では渦電流の効果を最低
にするため遮閉されたグラジエント・コイルを使用して
いる。例えば，医療における磁気共鳴，第５巻で発行さ
れたCLジユモリン等の『マルチ・エコー磁気共鳴血管造
影法』と題する論文47−457頁（1987年）を参照。
る位相誤差を克服する他の技法では渦電流の効果を最低
にするため遮閉されたグラジエント・コイルを使用して
いる。例えば，医療における磁気共鳴，第５巻で発行さ
れたCLジユモリン等の『マルチ・エコー磁気共鳴血管造
影法』と題する論文47−457頁（1987年）を参照。
本明細書で説明された特異な技術で遮閉されたグラジ
エント・コイルは必要とせず，又，繰返し技法といつた
複雑な操作を必要とせず，チエリシエフ多項式の直交多
項式解を入手しない。代わりに，第１図の説明において
説明される如くウインドウ処理と併せて比較的直線状の
低解像画像データ入手システムが使用される。
エント・コイルは必要とせず，又，繰返し技法といつた
複雑な操作を必要とせず，チエリシエフ多項式の直交多
項式解を入手しない。代わりに，第１図の説明において
説明される如くウインドウ処理と併せて比較的直線状の
低解像画像データ入手システムが使用される。
FID信号（又はエコー）の位置は勾配磁場を使用して
決定される。勾配磁場を得るため,X方向に勾配磁場を提
供する磁場勾配発生器14,Y方向に勾配磁場を提供する磁
場発生器16及びＺ方向に磁場勾配を発生する磁場勾配発
生器17が図示してある。
決定される。勾配磁場を得るため,X方向に勾配磁場を提
供する磁場勾配発生器14,Y方向に勾配磁場を提供する磁
場発生器16及びＺ方向に磁場勾配を発生する磁場勾配発
生器17が図示してある。
送信モードにおいてはRFパルスは最初に主磁石12内の
図示せざるコイルを通じて送信される。RFパルスは形成
のためRF周波数パルスを変調器19へ送るRF発生器18から
得られる。変調された形成信号は送信器21により送受切
替器22を介して送信される。
図示せざるコイルを通じて送信される。RFパルスは形成
のためRF周波数パルスを変調器19へ送るRF発生器18から
得られる。変調された形成信号は送信器21により送受切
替器22を介して送信される。
受信モードにおいては，受信された信号（FID又はエ
コー）は主磁石12内に示されていないコイルによりピツ
ク・アツプされ送受切替器22を通じて受信器23にいた
る。ピツク・アツプ・コイルはRFバルスを送信す目的に
使用された同じコイルに出来る。受信された信号は復調
器24に送られる。変調器と復調器の両者には変調周波数
発生器20により変調周波数が供給される。本願の発明に
よる復調された信号はAD変換器26,時間分域データの一
部分のみを通すシステム・オペレーター27の両者に送ら
れる。システム・オペレーター27の結果は低解像画像で
ある。
コー）は主磁石12内に示されていないコイルによりピツ
ク・アツプされ送受切替器22を通じて受信器23にいた
る。ピツク・アツプ・コイルはRFバルスを送信す目的に
使用された同じコイルに出来る。受信された信号は復調
器24に送られる。変調器と復調器の両者には変調周波数
発生器20により変調周波数が供給される。本願の発明に
よる復調された信号はAD変換器26,時間分域データの一
部分のみを通すシステム・オペレーター27の両者に送ら
れる。システム・オペレーター27の結果は低解像画像で
ある。
一実施態様におけるシステム・オペレーター27は『ウ
インドウ』である。第2a図において，このウインドウは
ステツプ関数として表わされている。本発明の目的上，
受信された時間分域信号の中央部分のみを通すウインド
ウを使用出来る。こうしたウインドウは低い空間周波数
信号のみを通す。渦電流により起因される位相勾配信号
は比較的低い空間周波数信号であり，従つて，これらは
ウインドウたるシステム・オペレーター27により通され
る。スピンの運動により起因した位相角変化はウインド
ウたるシステム・オペレーター27により通されない比較
的高い空間周波数信号である。
インドウ』である。第2a図において，このウインドウは
ステツプ関数として表わされている。本発明の目的上，
受信された時間分域信号の中央部分のみを通すウインド
ウを使用出来る。こうしたウインドウは低い空間周波数
信号のみを通す。渦電流により起因される位相勾配信号
は比較的低い空間周波数信号であり，従つて，これらは
ウインドウたるシステム・オペレーター27により通され
る。スピンの運動により起因した位相角変化はウインド
ウたるシステム・オペレーター27により通されない比較
的高い空間周波数信号である。
ウインドウたるシステム・オペレーター27を通る信号
とウインドウたるシステム・オペレーター27により作動
に提供されなかつた信号の両者は各々フーリエ変換処理
ブロツク29,31で示される如く２次元フーリエ変換によ
り処理される。フーリエ変換処理装置と出力はエリア毎
に画像の画素に対する各エリアと共にメモリー32,33に
入れられる振幅と位相のデータである。
とウインドウたるシステム・オペレーター27により作動
に提供されなかつた信号の両者は各々フーリエ変換処理
ブロツク29,31で示される如く２次元フーリエ変換によ
り処理される。フーリエ変換処理装置と出力はエリア毎
に画像の画素に対する各エリアと共にメモリー32,33に
入れられる振幅と位相のデータである。
ウインドウからの低解像データを含むメモリー33には
実質上渦電流位相好配情報のみが含まれている。メモリ
ー32にはウインドウ作動を受けなかつた信号からのデー
タが含まれ，従つて，スピン運動と渦電流勾配の両者に
より影響された位相の値が含まれている。従つて，渦電
流起因位相勾配を最小にするにはメモリー33を減算増幅
器34内のメモリー32から差し引く。減算増幅器34の出力
は表示ユニツト37内で表示するためメモリー36内に入れ
られる位相修正画像である。従つて，表示ユニツト27内
の表示は実際上渦電流起因位相角変化に起因した人工物
の無い状態である。
実質上渦電流位相好配情報のみが含まれている。メモリ
ー32にはウインドウ作動を受けなかつた信号からのデー
タが含まれ，従つて，スピン運動と渦電流勾配の両者に
より影響された位相の値が含まれている。従つて，渦電
流起因位相勾配を最小にするにはメモリー33を減算増幅
器34内のメモリー32から差し引く。減算増幅器34の出力
は表示ユニツト37内で表示するためメモリー36内に入れ
られる位相修正画像である。従つて，表示ユニツト27内
の表示は実際上渦電流起因位相角変化に起因した人工物
の無い状態である。
同じ処理が補償受信信号と非補償受信信号に対して提
供される。本明細書で使用される補償信号は移動してい
るスピンと静止状態のスピン全てが同じ位相を有するよ
う位相がスピン速度とは無関係であることを意味してい
る。非補償データとは位相がスピンの速度に依存してい
ることを意味している。
供される。本明細書で使用される補償信号は移動してい
るスピンと静止状態のスピン全てが同じ位相を有するよ
う位相がスピン速度とは無関係であることを意味してい
る。非補償データとは位相がスピンの速度に依存してい
ることを意味している。
第2a図はシステム・オペレーター27の『ウインドウ』
又は『乗算』作動をグラフ的に表わしている。31に示さ
れた受信信号は最初に低空間周波数信号のみを通すこと
により低解像画像を得るようウインドウにより作動され
る。受信された信号は低空間周波数のみを含む信号43に
なるステツプ関数42の如きウインドウにより積算される
か又はこのウインドウを通る。先に述べた如く他のウイ
ンドウ形状即ち複素，台形等も本発明の範囲内で使用可
能であろう。その条件は低い空間周波数のみを通すこと
にある。信号43は渦電溜により発生される位相変化を表
わす。従つて，この信号には流れ実験に人工物を生ぜし
め且つ当技術の熟知者が比較的長い時間にわたり除去し
ようと試みていた位相誤差が含まれる。信号43は時間分
域内にあり，そのため，画像の画素に対応するマトリツ
クス46の領域に対しての位相データを提供するよう44で
示されたフーリエ変換で作動される。
又は『乗算』作動をグラフ的に表わしている。31に示さ
れた受信信号は最初に低空間周波数信号のみを通すこと
により低解像画像を得るようウインドウにより作動され
る。受信された信号は低空間周波数のみを含む信号43に
なるステツプ関数42の如きウインドウにより積算される
か又はこのウインドウを通る。先に述べた如く他のウイ
ンドウ形状即ち複素，台形等も本発明の範囲内で使用可
能であろう。その条件は低い空間周波数のみを通すこと
にある。信号43は渦電溜により発生される位相変化を表
わす。従つて，この信号には流れ実験に人工物を生ぜし
め且つ当技術の熟知者が比較的長い時間にわたり除去し
ようと試みていた位相誤差が含まれる。信号43は時間分
域内にあり，そのため，画像の画素に対応するマトリツ
クス46の領域に対しての位相データを提供するよう44で
示されたフーリエ変換で作動される。
第１図に示される如く，ウインドウを通過しない受信
信号41はメモリー48に対する位相データを提供するよう
47に示された如くフーリエ変換オペレーターにより直接
作動される。位相データ値には渦電流起因位相歪と同
様，スピン運動に起因する位相変化が含まれている。渦
電流起因位相変化のみを含むメモリーたるマトリツクス
46のデータは渦電流により生ずる位相変化のない画像を
提供すべくメモリー48のデータから差し引かれる。これ
は渦電流起因勾配の無い位相データのメモリーであるメ
モリー49内に示される。
信号41はメモリー48に対する位相データを提供するよう
47に示された如くフーリエ変換オペレーターにより直接
作動される。位相データ値には渦電流起因位相歪と同
様，スピン運動に起因する位相変化が含まれている。渦
電流起因位相変化のみを含むメモリーたるマトリツクス
46のデータは渦電流により生ずる位相変化のない画像を
提供すべくメモリー48のデータから差し引かれる。これ
は渦電流起因勾配の無い位相データのメモリーであるメ
モリー49内に示される。
渦電流起因位相角変化を最小にするシステムは本発明
では例えば血液又は他の体流の流れを測定するのに役立
つ，従つて，第２図に示される如く第１図のシステムに
より補償画像データと非補償画像データが獲得されて作
動されると，最終的な流れデータは渦電流起因位相角変
化に起因する不正確性を生じない。
では例えば血液又は他の体流の流れを測定するのに役立
つ，従つて，第２図に示される如く第１図のシステムに
より補償画像データと非補償画像データが獲得されて作
動されると，最終的な流れデータは渦電流起因位相角変
化に起因する不正確性を生じない。
第３図のシーケンスは非補償データを得るシーケンス
であり，第４図のシーケンスは補償流れデータを得るシ
ーケンスである。図示された特定のシーケンスの代わり
に他のシーケンスも使用出来よう。例えば,1988年１月2
9日にイスラエルで出願された出願番号第85259号で本発
明の譲受人に譲渡されている特許出願で開示されたシー
ケンスも第３図及び第４図に示されたシーケンスの場合
に使用出来よう。
であり，第４図のシーケンスは補償流れデータを得るシ
ーケンスである。図示された特定のシーケンスの代わり
に他のシーケンスも使用出来よう。例えば,1988年１月2
9日にイスラエルで出願された出願番号第85259号で本発
明の譲受人に譲渡されている特許出願で開示されたシー
ケンスも第３図及び第４図に示されたシーケンスの場合
に使用出来よう。
第３図及び第４図は古典的なスピン・エコー・シーケ
ンスに基づいている。第３図において,90゜のパルス51
がスライス・セレクト勾配52の適用中に適用される。ス
ライス・セレクト勾配は通常の負の部分53を有してい
る。90゜のパルス51はスピンを横断面内にチツプする。
チツプ処理されたスピンはスライス・セレクト勾配パル
スにより選択される。引続き，位相コード化パルス54の
位相コード化パルスの１つに適用される。
ンスに基づいている。第３図において,90゜のパルス51
がスライス・セレクト勾配52の適用中に適用される。ス
ライス・セレクト勾配は通常の負の部分53を有してい
る。90゜のパルス51はスピンを横断面内にチツプする。
チツプ処理されたスピンはスライス・セレクト勾配パル
スにより選択される。引続き，位相コード化パルス54の
位相コード化パルスの１つに適用される。
次に,180゜のRFパルス56は横断面内における位相解除
スピンを再位相化するため適用される。90゜のRFパルス
と180゜のRFパルスの間の時間と等しい180゜のRFパルス
の適用後の或る時点にエコーが生ずる。エコー信号は67
で示してある。これは読み取り勾配パルス58の適用中に
生ずる。
スピンを再位相化するため適用される。90゜のRFパルス
と180゜のRFパルスの間の時間と等しい180゜のRFパルス
の適用後の或る時点にエコーが生ずる。エコー信号は67
で示してある。これは読み取り勾配パルス58の適用中に
生ずる。
補償シーケンスは第４図に示す。第３図と第４図のシ
ーケンスの間の主たる相違点はバイポーラ勾配パルス7
1,72である。バイポーラ勾配パルス31,72は移動するス
ピン内でのみ位相差を生じることにより移動スピンをコ
ード化する目的に使用される。その理由はこれらがバイ
ポーラであり，実際上静止スピンに効果を有しないこと
による。
ーケンスの間の主たる相違点はバイポーラ勾配パルス7
1,72である。バイポーラ勾配パルス31,72は移動するス
ピン内でのみ位相差を生じることにより移動スピンをコ
ード化する目的に使用される。その理由はこれらがバイ
ポーラであり，実際上静止スピンに効果を有しないこと
による。
移動するスピンの位相は以下の式から速度を得る目的
に使用される。
に使用される。
本出願の譲受人に譲渡されている1988年１月29日にイ
スラエルで出願された特許出願第85259号参照）。
スラエルで出願された特許出願第85259号参照）。
ここで、Z0は時間ｔ＝φ（t0）におけるスピン位置で
あり、Ｖは（一定とみなした場合の）スピン速度であ
る。
あり、Ｖは（一定とみなした場合の）スピン速度であ
る。
然し乍ら、先に注記した如く、位相角△φは渦電流起
因位相勾配に起因して正確に決定されない。第２図に図
解された如く第１図とシステムを利用すると、渦電流に
起因する位相勾配は位相が速度の真の線形関数を表わす
よう除去できる。
因位相勾配に起因して正確に決定されない。第２図に図
解された如く第１図とシステムを利用すると、渦電流に
起因する位相勾配は位相が速度の真の線形関数を表わす
よう除去できる。
従つて，作動にあたり，第１図に示されたシステムは
２個の画像の差し引きから真の流れ速度画像を提供出来
る。２つの画像は１）渦電流に起因する画素内の位相変
化を含む流れの画像,2）渦電流により起因する実質上全
ての位相角変化が除去された画像である。従つて，第１
画像の位相から第２画像の位相を差し引くことにより結
果的に生じる画像は渦電流に起因する勾配の伴なわない
スピンでの速度に起因する位相角画像である。特定の実
施態様を参照して本発明につき説明して来たが，これら
の実施態様は例示的なもののみであり，本発明の範囲に
対し限定的なものとして解釈すべきでないことを理解す
べきである。
２個の画像の差し引きから真の流れ速度画像を提供出来
る。２つの画像は１）渦電流に起因する画素内の位相変
化を含む流れの画像,2）渦電流により起因する実質上全
ての位相角変化が除去された画像である。従つて，第１
画像の位相から第２画像の位相を差し引くことにより結
果的に生じる画像は渦電流に起因する勾配の伴なわない
スピンでの速度に起因する位相角画像である。特定の実
施態様を参照して本発明につき説明して来たが，これら
の実施態様は例示的なもののみであり，本発明の範囲に
対し限定的なものとして解釈すべきでないことを理解す
べきである。
第１図は本発明のシステムのブロツク図。 第2a図は渦電流起因位相角画像を分離させるのに使用さ
れた第１図のシステムの『ウインドウ』又は『乗算』作
動を示す線図。 第2b図は全体の位相角画像を得るため通常の解像画像に
対する受信信号を処理することを示す。 第2c図は渦電流起因位相角歪を伴なわずに速度に比例す
る位相角画像を得るため第2a図の位相角画像を第2b図の
位相角画像から減算することを示す。 第３図は非補償データを得る操作シーケンスを示す。 第４図は補償データを得る操作シーケンスを示す。 図中 11……磁気共鳴画像システム、36,48,49……メモリー 12……磁石本体、37……表示ユニツト 13,16……磁場発生器、41……受信信号 14,17……磁場勾配発生器、42……ステップ関数 18……RF発生器、43信号 19……変換器、44……フーリエ変換 20……変調周波数発生器、46……マトリックス 21……送信器、47……フーリエ変換オペレーター 22……送受切替器、51……90゜のパルス 23……受信器、52……スライス・セレクト勾配 42……復調器、53……通常の負の部分 26……AD変換器、54……位相コード化パルス 27……システム・オペレーター 29,31……フーリエ変換処理ブロツク 32,33……メモリー、56……180゜のRFパルス 34……減算増幅器、57……エコー信号 58……読取り勾配パルス
れた第１図のシステムの『ウインドウ』又は『乗算』作
動を示す線図。 第2b図は全体の位相角画像を得るため通常の解像画像に
対する受信信号を処理することを示す。 第2c図は渦電流起因位相角歪を伴なわずに速度に比例す
る位相角画像を得るため第2a図の位相角画像を第2b図の
位相角画像から減算することを示す。 第３図は非補償データを得る操作シーケンスを示す。 第４図は補償データを得る操作シーケンスを示す。 図中 11……磁気共鳴画像システム、36,48,49……メモリー 12……磁石本体、37……表示ユニツト 13,16……磁場発生器、41……受信信号 14,17……磁場勾配発生器、42……ステップ関数 18……RF発生器、43信号 19……変換器、44……フーリエ変換 20……変調周波数発生器、46……マトリックス 21……送信器、47……フーリエ変換オペレーター 22……送受切替器、51……90゜のパルス 23……受信器、52……スライス・セレクト勾配 42……復調器、53……通常の負の部分 26……AD変換器、54……位相コード化パルス 27……システム・オペレーター 29,31……フーリエ変換処理ブロツク 32,33……メモリー、56……180゜のRFパルス 34……減算増幅器、57……エコー信号 58……読取り勾配パルス
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭62−19744（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−27545（ＪＰ，Ａ) ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎ ｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｐ. 32−36 (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (6)
- 【請求項１】磁気共鳴画像における渦電流起因位相歪を
修正するシステムであって、 正常解像時間分域の磁気共鳴画像（MRI）データを入手
する手段と、 低解像時間分域の磁気共鳴画像（MRI）データを入手す
る手段と、 正常解像時間分域のMRIデータをフーリエ変換する手段
と、 低解像MRIデータをフーリエ変換する手段と、 フーリエ変換段階後に周波数分域内の位相画像を得る手
段と、 渦電流起因位相歪に対し修正された位相画像を提供する
よう正常解像データの位相画像から低い解像データの位
相画像を差し引く手段と、 からなるシステム。 - 【請求項２】前記正常解像時間分域のMRIデータを入手
する手段が、元の時間分域MRIデータを得るため正常デ
ータ入手シーケンスを使用する手段を含み、前記低解像
MRIデータを入手する手段が、低い空間周波数のみのデ
ータを得るよう前記元のMRIデータを基に作動する手段
を含む請求項１記載の渦電流起因位相歪を修正するシス
テム。 - 【請求項３】前記元のMRIデータで作動する手段が、前
記元の時間分域MRIデータの空間周波数フィルター処理
を行なうフィルター手段を含む請求項２記載のシステ
ム。 - 【請求項４】前記元のMRIデータで作動する手段が、低
い空間周熱数のみのデータを得る機能を備えた前記元の
MRIデータのウインドウ処理を行なうウインドウ処理手
段を含む請求項２記載のシステム。 - 【請求項５】渦電流起因位相歪を修正し流れを決定する
ため修正された測定済み位相角を使用するシステムであ
って、 流れる流体の非補償低解像画像を入手する手段と、 前記流れる流体の流れ補償低解画像を入手する手段と、 前記流れる流体の正常解像の非補償画像を入手する手段
と、 前記流れる流体の正常解像流れ補償画像、位相角データ
を含む前記画像を入手する手段と、 位相角を修正され補償された画像と非補償画像を入手す
るため正常解像画像の対応する位相角データから低解像
画像の位相角データを差し引く手段と、 最小の位相角歪を有する流れ画像を得るため前記位相角
修正された補償画像と非補償画像を差し引く手段と、 前記流れ画像の各画素に対する流れ速度を得る最小の位
相角歪を有する流れ前記画像の位相角を使用する手段
と、 からなるシステム。 - 【請求項６】速度が以下の式におけるＶに対する解答を
得る手段により決定される請求項５記載のシステム。 ここで、Z0は時間ｔ＝φ（t0）におけるスピン位置であ
り、Ｖはスピン速度である。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| IL86231A IL86231A (en) | 1988-04-29 | 1988-04-29 | Correction for eddy current caused phase degradation |
| IL86231 | 1988-04-29 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0213435A JPH0213435A (ja) | 1990-01-17 |
| JP2773840B2 true JP2773840B2 (ja) | 1998-07-09 |
Family
ID=11058791
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1111898A Expired - Lifetime JP2773840B2 (ja) | 1988-04-29 | 1989-04-28 | 渦電流起因位相歪修正システム |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4954779A (ja) |
| JP (1) | JP2773840B2 (ja) |
| DE (1) | DE3912816A1 (ja) |
| FR (1) | FR2630825B1 (ja) |
| IL (1) | IL86231A (ja) |
| NL (1) | NL8901068A (ja) |
Families Citing this family (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5027071A (en) * | 1990-03-05 | 1991-06-25 | General Electric Company | Method of, and apparatus for, NMR slice selection |
| US5257625A (en) * | 1990-11-26 | 1993-11-02 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method of noninvasive motion analysis by using forced closure of phase contrast MRI maps of velocity |
| US5226418A (en) * | 1991-08-01 | 1993-07-13 | General Electric Company | Phase correction of complex - difference processed magnetic resonance angiograms |
| US5522390A (en) * | 1991-11-21 | 1996-06-04 | U.S. Philips Corporation | Magnetic resonance imaging method |
| US5521502A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-28 | Georgia Tech Research Corporation | Flow differentiation scheme for magnetic resonance angiography |
| DE19647537A1 (de) * | 1996-11-16 | 1998-05-20 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren zur Reduzierung von Bewegungsartefakten und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| US5923168A (en) * | 1997-06-17 | 1999-07-13 | General Electric Company | Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging |
| DE19834698C2 (de) | 1997-08-19 | 2001-06-21 | Siemens Ag | Diffusionserfassung mittels magnetischer Resonanz |
| DE19749941A1 (de) * | 1997-11-11 | 1998-08-20 | Siemens Ag | Bildverschiebungskorrektur bei diffusionsgewichteten Pulssequenzen |
| US6552542B1 (en) | 2001-09-28 | 2003-04-22 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Oscillating dual-equilibrium steady state angiography using magnetic resonance imaging |
| US6815952B1 (en) * | 2003-05-12 | 2004-11-09 | The University Of Queensland | Magnetic resonance diffusion imaging with eddy-current compensation |
| US7292032B1 (en) * | 2004-09-28 | 2007-11-06 | General Electric Company | Method and system of enhanced phase suppression for phase-contrast MR imaging |
| DE102009058510B4 (de) * | 2009-12-16 | 2012-03-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Bestimmung einer Hintergrundphase in Phasenbilddatensätzen |
| JP2013070765A (ja) * | 2011-09-27 | 2013-04-22 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4595879A (en) * | 1983-11-14 | 1986-06-17 | Technicare Corporation | Nuclear magnetic resonance flow imaging |
| JPH07108288B2 (ja) * | 1985-02-15 | 1995-11-22 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒイメ−ジング方法 |
| US4683431A (en) * | 1985-08-16 | 1987-07-28 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| US4689560A (en) * | 1985-08-16 | 1987-08-25 | Picker International, Inc. | Low R.F. dosage magnetic resonance imaging of high velocity flows |
| NL8602019A (nl) * | 1986-08-07 | 1988-03-01 | Philips Nv | Magnetische resonantiewerkwijze en -inrichting voor het elimineren van fasefouten in beeldelementen van een complexe afbeelding van een kernmagnetisatieverdeling. |
| NL8701642A (nl) * | 1987-07-13 | 1989-02-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij mr angiografie. |
-
1988
- 1988-04-29 IL IL86231A patent/IL86231A/xx unknown
-
1989
- 1989-04-19 DE DE3912816A patent/DE3912816A1/de not_active Withdrawn
- 1989-04-27 NL NL8901068A patent/NL8901068A/nl not_active Application Discontinuation
- 1989-04-27 FR FR898905604A patent/FR2630825B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-28 JP JP1111898A patent/JP2773840B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1989-04-28 US US07/344,806 patent/US4954779A/en not_active Expired - Lifetime
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−６，Ｎｏ．１，Ｐ．３２−３６ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| IL86231A (en) | 1991-07-18 |
| FR2630825A1 (fr) | 1989-11-03 |
| NL8901068A (nl) | 1989-11-16 |
| FR2630825B1 (fr) | 1992-10-02 |
| JPH0213435A (ja) | 1990-01-17 |
| US4954779A (en) | 1990-09-04 |
| DE3912816A1 (de) | 1989-11-09 |
| IL86231A0 (en) | 1988-11-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4229487B2 (ja) | マクスウェル項誤差を補正する方法 | |
| US6263228B1 (en) | Method and apparatus for providing separate water-dominant and fat-dominant images from single scan single point dixon MRI sequences | |
| EP0492706B1 (en) | Magnetic resonance imaging and device for reducing image errors in a magnetic resonance image | |
| US7015696B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| US5351006A (en) | Method and apparatus for correcting spatial distortion in magnetic resonance images due to magnetic field inhomogeneity including inhomogeneity due to susceptibility variations | |
| JP2773840B2 (ja) | 渦電流起因位相歪修正システム | |
| JP4121174B2 (ja) | 核磁気共鳴システムにより発生されるマクスウェル項誤差を補正する方法 | |
| JP2010221026A (ja) | ｋ空間上の空間周波数領域フィルタリングを利用したＭＲＩシステムにおけるＢ１マッピング | |
| JPH11267111A (ja) | Ｍｒｉシステムで拡散重み付き画像を成形する方法 | |
| EP1210614B1 (en) | Methods and apparatus for mapping internal and bulk motion of an object with phase labeling in magnetic resonance imaging | |
| EP0965855A2 (en) | Correction of errors in magnetic resonance images due to magnetic gradient non-uniformity | |
| JPS63109849A (ja) | Ｎｍｒイメ−ジング装置 | |
| Axel et al. | Correction of phase wrapping in magnetic resonance imaging | |
| US5189369A (en) | NMR imaging method of low flow rate fluid | |
| US5541512A (en) | Method for the prevention of registration artifacts due to motion in magnetic resonance images | |
| US5184075A (en) | Method and apparatus for compensating for nonuniformity of static magnetic field in MRI system | |
| US6636756B2 (en) | K-space synthesis for MR imaging in the presence of gradient field nonlinearity | |
| US5309099A (en) | Method of determining real-time spatially localized velocity distribution using magnetic resonance measurements | |
| US6573719B2 (en) | MR method for generating MR signal corresponding to k-space excitations along mutually offset trajectories | |
| US4786871A (en) | NMR imaging method and apparatus | |
| JP2703545B2 (ja) | 磁気共鳴システムのｓ／ｎ比改善装置 | |
| JP2004513720A (ja) | 傾斜磁場の非線形性の補正を行う磁気共鳴撮像方法 | |
| JP2709767B2 (ja) | 磁気共鳴イメージング装置における傾斜磁場印加方法 | |
| JPH0622934A (ja) | 磁気共鳴イメージング装置及び方法 | |
| JPH1071135A (ja) | Ｍｒ方法及び装置 |