JP3524159B2 - Ｍｒｉシステムでのプレスキャン - Google Patents
ＭｒｉシステムでのプレスキャンInfo
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- JP3524159B2 JP3524159B2 JP16162994A JP16162994A JP3524159B2 JP 3524159 B2 JP3524159 B2 JP 3524159B2 JP 16162994 A JP16162994 A JP 16162994A JP 16162994 A JP16162994 A JP 16162994A JP 3524159 B2 JP3524159 B2 JP 3524159B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- phase
- pulse sequence
- echo
- scan
- gradient
- 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
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-
- 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
- G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (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)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【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（ＭＲＩ）方法およびシステムである。更に詳し
く述べると、本発明は渦電流によって生じる画像アーチ
ファクトを減らすための高速スピンエコーパルス系列
（シーケンス）の補償に関するものである。
ジング（ＭＲＩ）方法およびシステムである。更に詳し
く述べると、本発明は渦電流によって生じる画像アーチ
ファクトを減らすための高速スピンエコーパルス系列
（シーケンス）の補償に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物質に一様な磁界（分
極磁界Ｂo ）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。その場合、ｘ−ｙ平面内にあ
ってラーモア周波数に近い周波数の磁界（励起磁界Ｂ
1）を物質すなわち組織に加えることにより、正味の整
列したモーメントＭｚをｘ−ｙ平面まで回転すなわち傾
けて、正味の横磁気モーメントＭｔを作成することがで
きる。励起信号Ｂ1 の終了後に、励起されたスピンが信
号を放出する。この“ＭＲ”信号を受けて処理すること
により、画像が形成できる。
極磁界Ｂo ）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。その場合、ｘ−ｙ平面内にあ
ってラーモア周波数に近い周波数の磁界（励起磁界Ｂ
1）を物質すなわち組織に加えることにより、正味の整
列したモーメントＭｚをｘ−ｙ平面まで回転すなわち傾
けて、正味の横磁気モーメントＭｔを作成することがで
きる。励起信号Ｂ1 の終了後に、励起されたスピンが信
号を放出する。この“ＭＲ”信号を受けて処理すること
により、画像が形成できる。
【０００３】画像作成のためにこれらの信号を利用する
とき、磁界勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）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磁界勾配を変
える一連の測定サイクルによってスキャンされる。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内の
一つを使って画像が再構成される。
とき、磁界勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）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磁界勾配を変
える一連の測定サイクルによってスキャンされる。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内の
一つを使って画像が再構成される。
【０００４】医用画像を作成するために現在使用されて
いる殆どの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短縮は考慮
すべき重要な点である。スキャン時間が短縮されると、
患者のスループットが増大し、患者の快適さが増し、体
動（モーション）アーチファクトの減少により画像品質
が向上するからである。ある種のパルス系列では、繰返
し時間（ＴＲ：ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）が非
常に短いので、分単位でなく秒単位で完全なスキャンを
行うことができる。
いる殆どの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短縮は考慮
すべき重要な点である。スキャン時間が短縮されると、
患者のスループットが増大し、患者の快適さが増し、体
動（モーション）アーチファクトの減少により画像品質
が向上するからである。ある種のパルス系列では、繰返
し時間（ＴＲ：ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）が非
常に短いので、分単位でなく秒単位で完全なスキャンを
行うことができる。
【０００５】これらの１つが、高速取得緩和強調（ＲＡ
ＲＥ：Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｒｅｌａ
ｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｄ）系列である。このＲ
ＡＲＥ系列については、マグネティック・レゾナンス・
イン・メディシン誌第３巻（１９８６）８２３−８３３
頁所載のジェー・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」（ＲＡＲＥ
Ｉｍａｇｉｎｇ：ＡＦａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｍｅｔ
ｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ ＭＲ）に述べられ
ている。ＲＡＲＥ系列はカー・パーセル・マイボーム・
ギル（ＣＰＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂ
ｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）系列から作成されたＲＦ再集束され
たエコーを使用する高速スピンエコー系列である。この
ような高速スピンエコー（ＦＳＥ：ｆａｓｔ ｓｐｉｎ
ｅｃｈｏ）スキャンでは、急速に変化する磁界勾配に
よって誘導される渦電流に起因する画像アーチファクト
が非常に生じやすい。勾配パルス補償手法は殆どのＭＲ
Ｉパルス系列で遂行されるスキャンに適しているが、Ｆ
ＳＥスキャンを行うＭＲＩスキャナの１０％から２０％
が観測可能な画像アーチファクトを生じることがわかっ
た。
ＲＥ：Ｒａｐｉｄ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｒｅｌａ
ｘａｔｉｏｎ Ｅｎｈａｎｃｅｄ）系列である。このＲ
ＡＲＥ系列については、マグネティック・レゾナンス・
イン・メディシン誌第３巻（１９８６）８２３−８３３
頁所載のジェー・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」（ＲＡＲＥ
Ｉｍａｇｉｎｇ：ＡＦａｓｔ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｍｅｔ
ｈｏｄ ｆｏｒ Ｃｌｉｎｉｃａｌ ＭＲ）に述べられ
ている。ＲＡＲＥ系列はカー・パーセル・マイボーム・
ギル（ＣＰＭＧ：Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍｅｉｂ
ｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）系列から作成されたＲＦ再集束され
たエコーを使用する高速スピンエコー系列である。この
ような高速スピンエコー（ＦＳＥ：ｆａｓｔ ｓｐｉｎ
ｅｃｈｏ）スキャンでは、急速に変化する磁界勾配に
よって誘導される渦電流に起因する画像アーチファクト
が非常に生じやすい。勾配パルス補償手法は殆どのＭＲ
Ｉパルス系列で遂行されるスキャンに適しているが、Ｆ
ＳＥスキャンを行うＭＲＩスキャナの１０％から２０％
が観測可能な画像アーチファクトを生じることがわかっ
た。
【０００６】
【発明の概要】本発明は、ＦＳＥパルス系列を調節し
て、ＭＲＩスキャナで生じる位相誤差を小さくするため
に、ＦＳＥスキャンの前に行われるプレスキャン（ｐｒ
ｅｓｃａｎ）プロセスを提供する。更に詳しく述べる
と、プレスキャンには、ＦＳＥパルス系列を使用してＭ
Ｒデータを取得すること、取得されたＭＲデータの中の
少なくとも２つのエコー信号の各々に対して位相プロフ
ィールを計算すること、２つの位相プロフィールの間の
位相差値の大きさを小さくするようにＦＳＥパルス系列
の中のＲＦパルスの相対位相を調節すること、および位
相差値が予め設定された値より小さくなるまでこれらの
ステップを繰り返すことが含まれる。
て、ＭＲＩスキャナで生じる位相誤差を小さくするため
に、ＦＳＥスキャンの前に行われるプレスキャン（ｐｒ
ｅｓｃａｎ）プロセスを提供する。更に詳しく述べる
と、プレスキャンには、ＦＳＥパルス系列を使用してＭ
Ｒデータを取得すること、取得されたＭＲデータの中の
少なくとも２つのエコー信号の各々に対して位相プロフ
ィールを計算すること、２つの位相プロフィールの間の
位相差値の大きさを小さくするようにＦＳＥパルス系列
の中のＲＦパルスの相対位相を調節すること、および位
相差値が予め設定された値より小さくなるまでこれらの
ステップを繰り返すことが含まれる。
【０００７】本発明の一般的な目的は、ＦＳＥパルス系
列の中のＲＦパルスの相対位相を調節することにより、
ＦＳＥスキャンの位相誤差を小さくすることである。本
発明のもう一つの側面は、ＦＳＥパルス系列の中の磁界
勾配を調節することにより一次位相誤差を小さくするこ
とである。２つの位相プロフィールの傾斜の差を用い
て、読出し勾配に対する調節分を計算し、傾斜差が予め
設定された値より小さくなるまで上記プロセスを繰り返
す。
列の中のＲＦパルスの相対位相を調節することにより、
ＦＳＥスキャンの位相誤差を小さくすることである。本
発明のもう一つの側面は、ＦＳＥパルス系列の中の磁界
勾配を調節することにより一次位相誤差を小さくするこ
とである。２つの位相プロフィールの傾斜の差を用い
て、読出し勾配に対する調節分を計算し、傾斜差が予め
設定された値より小さくなるまで上記プロセスを繰り返
す。
【０００８】
【好ましい実施例の説明】まず図１は、本発明を含む好
ましいＭＲＩシステムの主要構成要素を示したものであ
る。システムの動作はキーボード制御パネル１０２およ
びディスプレイ１０４を含む操作卓１００から制御され
る。操作卓１００はリンク１１６を介して、別個のコン
ピュータシステム１０７と通信する。これにより操作者
は、スクリーン１０４上の画像の作成およびディスプレ
イを制御することができる。コンピュータシステム１０
７には、画像プロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジ
ュール１０８、およびメモリモジュール１１３が含まれ
ている。コンピュータシステム１０７は、画像データお
よびプログラムを記憶するために、ディスク記憶装置お
よびテープ駆動装置１１２に結合されている。またコン
ピュータシステム１０７は高速直列リンク１１５を介し
て別個のシステム制御器１２２と通信する。
ましいＭＲＩシステムの主要構成要素を示したものであ
る。システムの動作はキーボード制御パネル１０２およ
びディスプレイ１０４を含む操作卓１００から制御され
る。操作卓１００はリンク１１６を介して、別個のコン
ピュータシステム１０７と通信する。これにより操作者
は、スクリーン１０４上の画像の作成およびディスプレ
イを制御することができる。コンピュータシステム１０
７には、画像プロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジ
ュール１０８、およびメモリモジュール１１３が含まれ
ている。コンピュータシステム１０７は、画像データお
よびプログラムを記憶するために、ディスク記憶装置お
よびテープ駆動装置１１２に結合されている。またコン
ピュータシステム１０７は高速直列リンク１１５を介し
て別個のシステム制御器１２２と通信する。
【０００９】システム制御器１２２には、ＣＰＵモジュ
ール１１９およびパルス発生器モジュール１２１が含ま
れている。パルス発生器モジュール１２１は直列リンク
１２５を介して操作卓１００に接続される。このリンク
１２５を介して、遂行すべきスキャン系列を示す指令が
操作者からシステム制御器１２２に送られる。これらの
指令に応動して、パルス発生器モジュール１２１が、Ｒ
Ｆ励起パルスのタイミング、強さおよび形状、ならびに
データ取得窓のタイミングおよび長さを示すデータを作
成する。また、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、スキャンの間に作成す
べき勾配パルスのタイミングおよび形状を制御する。パ
ルス発生器モジュール１２１は生理機能データ取得制御
器１２９から患者データも受ける。生理機能データ取得
制御器１２９は患者に接続された多数の異なるセンサか
らの信号を受ける。また、パルス発生器モジュール１２
１はスキャン室インタフェース回路１３３に接続されて
いる。スキャン室インタフェース回路１３３は患者の状
態および磁石システムに関連する種々のセンサから信号
を受ける。またスキャン室インタフェース回路１３３を
介して、スキャンのため患者を所望の位置に動かすため
の指令が患者位置決めシステム１３４に送られる。
ール１１９およびパルス発生器モジュール１２１が含ま
れている。パルス発生器モジュール１２１は直列リンク
１２５を介して操作卓１００に接続される。このリンク
１２５を介して、遂行すべきスキャン系列を示す指令が
操作者からシステム制御器１２２に送られる。これらの
指令に応動して、パルス発生器モジュール１２１が、Ｒ
Ｆ励起パルスのタイミング、強さおよび形状、ならびに
データ取得窓のタイミングおよび長さを示すデータを作
成する。また、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、スキャンの間に作成す
べき勾配パルスのタイミングおよび形状を制御する。パ
ルス発生器モジュール１２１は生理機能データ取得制御
器１２９から患者データも受ける。生理機能データ取得
制御器１２９は患者に接続された多数の異なるセンサか
らの信号を受ける。また、パルス発生器モジュール１２
１はスキャン室インタフェース回路１３３に接続されて
いる。スキャン室インタフェース回路１３３は患者の状
態および磁石システムに関連する種々のセンサから信号
を受ける。またスキャン室インタフェース回路１３３を
介して、スキャンのため患者を所望の位置に動かすため
の指令が患者位置決めシステム１３４に送られる。
【００１０】パルス発生器モジュール１２１によって作
成される勾配波形はＧｘ増幅器、Ｇｙ増幅器およびＧｚ
増幅器で構成される勾配増幅システム１２７に印加され
る。各増幅器は全体を１３９で表わした勾配コイル集合
体の中の対応する勾配コイルを励起することにより、取
得されたＭＲ信号を位置符号化するために使用される磁
界勾配を形成する。勾配コイル集合体１３９は磁石集合
体１４１の一部を構成する。磁石集合体１４１には、分
極磁界用磁石１４０および全身用ＲＦコイル１５２も含
まれる。
成される勾配波形はＧｘ増幅器、Ｇｙ増幅器およびＧｚ
増幅器で構成される勾配増幅システム１２７に印加され
る。各増幅器は全体を１３９で表わした勾配コイル集合
体の中の対応する勾配コイルを励起することにより、取
得されたＭＲ信号を位置符号化するために使用される磁
界勾配を形成する。勾配コイル集合体１３９は磁石集合
体１４１の一部を構成する。磁石集合体１４１には、分
極磁界用磁石１４０および全身用ＲＦコイル１５２も含
まれる。
【００１１】システム制御器１２２の中のトランシーバ
モジュール１５０がパルスを発生する。これらのパルス
は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送／受スイッ
チ１５４によってＲＦコイル１５２に結合されることに
より、ＲＦ励起磁界Ｂ1 を形成する。患者の中の励起さ
れた核が放射するＭＲ信号は、同じＲＦコイル１５２に
よって検知し、送／受スイッチ１５４を介して前置増幅
器１５３に結合することができる。送／受スイッチ１５
４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、送信モードの間はＲＦ増幅器１５１をコイ
ル１５２に電気的に接続し、受信モードの間は前置増幅
器１５３をコイル１５２に接続する。
モジュール１５０がパルスを発生する。これらのパルス
は、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送／受スイッ
チ１５４によってＲＦコイル１５２に結合されることに
より、ＲＦ励起磁界Ｂ1 を形成する。患者の中の励起さ
れた核が放射するＭＲ信号は、同じＲＦコイル１５２に
よって検知し、送／受スイッチ１５４を介して前置増幅
器１５３に結合することができる。送／受スイッチ１５
４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、送信モードの間はＲＦ増幅器１５１をコイ
ル１５２に電気的に接続し、受信モードの間は前置増幅
器１５３をコイル１５２に接続する。
【００１２】ＲＦコイル１５２によってピックアップさ
れたＭＲ信号は、トランシーバモジュール１５０によっ
てフィルタリング、復調、ディジタル化され、システム
制御器の中のメモリモジュール１６０に転送される。ス
キャンが完了し、メモリモジュール１６０にデータアレ
ー全体が取得されると、アレープロセッサ１６１はデー
タをフーリエ変換して、画像データのアレーを作成す
る。この画像データは直列リンク１１５を介してコンピ
ュータシステム１０７に送られ、そこでディスクメモリ
１１１に記憶される。
れたＭＲ信号は、トランシーバモジュール１５０によっ
てフィルタリング、復調、ディジタル化され、システム
制御器の中のメモリモジュール１６０に転送される。ス
キャンが完了し、メモリモジュール１６０にデータアレ
ー全体が取得されると、アレープロセッサ１６１はデー
タをフーリエ変換して、画像データのアレーを作成す
る。この画像データは直列リンク１１５を介してコンピ
ュータシステム１０７に送られ、そこでディスクメモリ
１１１に記憶される。
【００１３】特に図２に示すように、本発明の実施例を
実行するために用いられる高速スピンエコーＭＲパルス
系列は１６個のＭＲエコー信号が取得される２ＤＦＴの
ＲＡＲＥ系列である。わかりやすくするため、図２には
４個のエコー信号３０１−３０４だけが示されている
が、その他に１２個のエコー信号が発生されて取得され
ることがわかる。これらのＭＲエコー信号を発生させる
には、９０°ＲＦ励起パルス３０５をＧｚスライス選択
勾配パルス３０６が存在する状態で印加し、患者を通る
スライス内で横方向磁化を生じさせる。この横方向磁化
は１６個の選択的な１８０°のＲＦ再集束パルス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ＭＲスピン
エコー信号３０１−３０４が作成される。各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２５
６個の個別ビュー（ｖｉｅｗ）が取得される。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Ｍ
Ｒスピンエコー信号が取得される。その結果、１つの画
像に対するスキャンの完了時に、取得されたデータに二
次元（２Ｄ）のフーリエ変換を行うことにより、２５６
×２５６画素の画像が作成される。
実行するために用いられる高速スピンエコーＭＲパルス
系列は１６個のＭＲエコー信号が取得される２ＤＦＴの
ＲＡＲＥ系列である。わかりやすくするため、図２には
４個のエコー信号３０１−３０４だけが示されている
が、その他に１２個のエコー信号が発生されて取得され
ることがわかる。これらのＭＲエコー信号を発生させる
には、９０°ＲＦ励起パルス３０５をＧｚスライス選択
勾配パルス３０６が存在する状態で印加し、患者を通る
スライス内で横方向磁化を生じさせる。この横方向磁化
は１６個の選択的な１８０°のＲＦ再集束パルス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ＭＲスピン
エコー信号３０１−３０４が作成される。各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２５
６個の個別ビュー（ｖｉｅｗ）が取得される。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Ｍ
Ｒスピンエコー信号が取得される。その結果、１つの画
像に対するスキャンの完了時に、取得されたデータに二
次元（２Ｄ）のフーリエ変換を行うことにより、２５６
×２５６画素の画像が作成される。
【００１４】図２のＦＳＥパルス系列は、単一のエコー
列（すなわち「ショット」）の中の多数のビューを符号
化するためにＣＰＭＧ（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍ
ｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）エコー列を使用する。これら
のエコー信号は、正しく空間情報を符号化すべきであ
り、また破線３１５で示されるＴ2 減衰曲線にほぼ従わ
なければならない場合には、位相を付加しなければなら
ない。エコー信号に望ましくない位相シフトがあると、
再構成された画像にゴースト、ぼやけおよび信号損失が
生じる。このような位相シフトは、たとえば勾配磁界に
影響を及ぼす渦電流、患者の体動、システムの誤った校
正、および符号化誤りから生じることがある。このよう
な位相シフトは空間的に独立（すなわち零次）であるか
も知れないし、あるいはシステムのアイソセンタ（ｉｓ
ｏｃｅｎｎｔｅｒ）から位置の関数（すなわち一次以
上）として変化するかも知れない。本発明の発見によれ
ば、零次と一次の位相誤差はプレスキャンプロセスの間
に測定することができ、またこれらの望ましくない位相
シフトによって生じる画像アーチファクトが実質的に無
くなるようにＦＳＥパルス系列を変形することができ
る。
列（すなわち「ショット」）の中の多数のビューを符号
化するためにＣＰＭＧ（Ｃａｒｒ−Ｐｕｒｃｅｌｌ−Ｍ
ｅｉｂｏｏｍ−Ｇｉｌｌ）エコー列を使用する。これら
のエコー信号は、正しく空間情報を符号化すべきであ
り、また破線３１５で示されるＴ2 減衰曲線にほぼ従わ
なければならない場合には、位相を付加しなければなら
ない。エコー信号に望ましくない位相シフトがあると、
再構成された画像にゴースト、ぼやけおよび信号損失が
生じる。このような位相シフトは、たとえば勾配磁界に
影響を及ぼす渦電流、患者の体動、システムの誤った校
正、および符号化誤りから生じることがある。このよう
な位相シフトは空間的に独立（すなわち零次）であるか
も知れないし、あるいはシステムのアイソセンタ（ｉｓ
ｏｃｅｎｎｔｅｒ）から位置の関数（すなわち一次以
上）として変化するかも知れない。本発明の発見によれ
ば、零次と一次の位相誤差はプレスキャンプロセスの間
に測定することができ、またこれらの望ましくない位相
シフトによって生じる画像アーチファクトが実質的に無
くなるようにＦＳＥパルス系列を変形することができ
る。
【００１５】本発明の実施例のＦＳＥスキャンは図１の
ＭＲシステムが実行するプログラムの指示のもとで遂行
される。次に述べるように、プレスキャンはＦＳＥスキ
ャンの直前に遂行され、そしてプレスキャンには、必要
な補正情報を集めるように変形された一連のＦＳＥパル
ス系列の実行が含まれる。次に、この補正情報を使用す
ることにより、スキャンの間に使用されるＦＳＥパルス
系列を変更して、ＭＲデータを取得し、これから正確な
画像を再構成することができる。
ＭＲシステムが実行するプログラムの指示のもとで遂行
される。次に述べるように、プレスキャンはＦＳＥスキ
ャンの直前に遂行され、そしてプレスキャンには、必要
な補正情報を集めるように変形された一連のＦＳＥパル
ス系列の実行が含まれる。次に、この補正情報を使用す
ることにより、スキャンの間に使用されるＦＳＥパルス
系列を変更して、ＭＲデータを取得し、これから正確な
画像を再構成することができる。
【００１６】特に図２および図３を参照して説明する。
プレスキャンプロセスの第１のステップは、勾配３０９
−３１３（好ましい実施例ではＧｙ）を位相符号化する
ことなくＦＳＥパルス系列を実行し、プロセスブロック
４０１に示されるように最初の２つのエコー信号３０１
および３０２を取得することである。スキャンの各スラ
イスに対してこの変形ＦＳＥパルス系列が繰り返され、
そしてプロセスブロック４０２に示されるように取得さ
れたエコー信号３０１および３０２のすべてが読出し軸
（好ましい実施例ではｘ軸）に沿ってフーリエ変換され
る。結果として得られる各スライス位置での「投影（ｐ
ｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）」は読出し軸（ｘ軸）に沿った位
置でのＩとＱの大きさの値のアレー（配列）であり、こ
れらを用いて次式のように各位置でのエコー信号の位相
を計算する。
プレスキャンプロセスの第１のステップは、勾配３０９
−３１３（好ましい実施例ではＧｙ）を位相符号化する
ことなくＦＳＥパルス系列を実行し、プロセスブロック
４０１に示されるように最初の２つのエコー信号３０１
および３０２を取得することである。スキャンの各スラ
イスに対してこの変形ＦＳＥパルス系列が繰り返され、
そしてプロセスブロック４０２に示されるように取得さ
れたエコー信号３０１および３０２のすべてが読出し軸
（好ましい実施例ではｘ軸）に沿ってフーリエ変換され
る。結果として得られる各スライス位置での「投影（ｐ
ｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）」は読出し軸（ｘ軸）に沿った位
置でのＩとＱの大きさの値のアレー（配列）であり、こ
れらを用いて次式のように各位置でのエコー信号の位相
を計算する。
【００１７】
φ＝ｔａｎ-1（Ｉ／Ｑ） （１）
第１のエコー信号３０１に対するこれらの位相値のプロ
ットが、たとえば図５の破線４０３で示されており、ま
た、第２のエコー信号３０２に対する位相値が破線４０
４で示されている。スキャンの各スライスに対して、同
様の「位相プロフィール」が計算される。
ットが、たとえば図５の破線４０３で示されており、ま
た、第２のエコー信号３０２に対する位相値が破線４０
４で示されている。スキャンの各スライスに対して、同
様の「位相プロフィール」が計算される。
【００１８】特に図３および図５を参照して説明する。
プロセスブロック４０５で示されるステップは、読出し
勾配のアイソセンタでの２つのエコー信号３０１と３０
２の間の位相差（△φo ）を計算するものである。この
位相差△φo が予め設定された値（たとえば、０．５°
または１．０°）より小さければ、零次補正は必要でな
く、プロセスは前進する。位相差△φo が予め設定され
た値より小さくなければ、判定ブロック４０６でプロセ
スはループを戻って、プロセスブロック４０７で位相補
正計算が行われる。零次位相誤差を補正するために、測
定された位相差△φo のほぼ半分に等しい補正値が計算
され、この角度が１８０°のＲＦ再集束パルス３０７の
各々に加算されて、９０°ＲＦ励起パルス３０５に対す
るそれらの位相を変更する。ＦＳＥパルス系列のこの変
更はスキャンの各スライスに対してプロセスブロック４
０８で行われる。
プロセスブロック４０５で示されるステップは、読出し
勾配のアイソセンタでの２つのエコー信号３０１と３０
２の間の位相差（△φo ）を計算するものである。この
位相差△φo が予め設定された値（たとえば、０．５°
または１．０°）より小さければ、零次補正は必要でな
く、プロセスは前進する。位相差△φo が予め設定され
た値より小さくなければ、判定ブロック４０６でプロセ
スはループを戻って、プロセスブロック４０７で位相補
正計算が行われる。零次位相誤差を補正するために、測
定された位相差△φo のほぼ半分に等しい補正値が計算
され、この角度が１８０°のＲＦ再集束パルス３０７の
各々に加算されて、９０°ＲＦ励起パルス３０５に対す
るそれらの位相を変更する。ＦＳＥパルス系列のこの変
更はスキャンの各スライスに対してプロセスブロック４
０８で行われる。
【００１９】次に、各スライスに対して、変更後のＦＳ
Ｅパルス系列で再びプレスキャンが行われる。各スライ
スの位相差が判定ブロック４０６で試験される予め設定
された値以内になるまで、プロセスが繰り返される。各
スライスの位相差が予め設定された値以内になると、各
スライスに対するＦＳＥパルス系列は、スライス選択軸
（好ましい実施例ではｚ軸）に沿った零次位相シフトお
よび一次位相シフトを補正するのに充分なだけ変更され
たことになる。
Ｅパルス系列で再びプレスキャンが行われる。各スライ
スの位相差が判定ブロック４０６で試験される予め設定
された値以内になるまで、プロセスが繰り返される。各
スライスの位相差が予め設定された値以内になると、各
スライスに対するＦＳＥパルス系列は、スライス選択軸
（好ましい実施例ではｚ軸）に沿った零次位相シフトお
よび一次位相シフトを補正するのに充分なだけ変更され
たことになる。
【００２０】図３および図５により、説明を続ける。プ
ロセスブロック４１０でプロセスが続行され、読出し勾
配軸に沿った一次位相シフトについてスライス毎にＦＳ
Ｅパルス系列の補正が行われる。更に詳しく述べると、
第１のエコー信号３０１の位相プロフィール４０３の傾
斜（ｄφ1 ／ｄｘ）および第２のエコー信号３０２の位
相プロフィール４０４の傾斜（ｄφ2 ／ｄｘ）が計算さ
れ、これらの傾斜の間の差（△ｄφ／ｄｘ）が決定され
る。判定ブロック４１１で示されるように、この差が予
め設定された限界を超える場合には、プレスキャンはル
ープを戻って、そのスライスに対するＦＳＥパルス系列
が更に変更される。プロセスブロック４１２で、読出し
勾配磁界の変更を行うために、傾斜差（△ｄφ／ｄｘ）
を磁気回転比γ（たとえば、４２５７Ｈｚ／ガウス）で
割ることにより読出し勾配に対する補正値が計算され
る。プロセスブロック４１３に示されるように、この計
算された勾配磁界調節分がＦＳＥパルス系列の読出し勾
配位相外しパルス４１４（図２）に加算される。次に、
各スライスに対する傾斜差△ｄφ／ｄｘが判定ブロック
４１１で試験される予め設定された値より低くなるま
で、プレスキャンは繰り返される。
ロセスブロック４１０でプロセスが続行され、読出し勾
配軸に沿った一次位相シフトについてスライス毎にＦＳ
Ｅパルス系列の補正が行われる。更に詳しく述べると、
第１のエコー信号３０１の位相プロフィール４０３の傾
斜（ｄφ1 ／ｄｘ）および第２のエコー信号３０２の位
相プロフィール４０４の傾斜（ｄφ2 ／ｄｘ）が計算さ
れ、これらの傾斜の間の差（△ｄφ／ｄｘ）が決定され
る。判定ブロック４１１で示されるように、この差が予
め設定された限界を超える場合には、プレスキャンはル
ープを戻って、そのスライスに対するＦＳＥパルス系列
が更に変更される。プロセスブロック４１２で、読出し
勾配磁界の変更を行うために、傾斜差（△ｄφ／ｄｘ）
を磁気回転比γ（たとえば、４２５７Ｈｚ／ガウス）で
割ることにより読出し勾配に対する補正値が計算され
る。プロセスブロック４１３に示されるように、この計
算された勾配磁界調節分がＦＳＥパルス系列の読出し勾
配位相外しパルス４１４（図２）に加算される。次に、
各スライスに対する傾斜差△ｄφ／ｄｘが判定ブロック
４１１で試験される予め設定された値より低くなるま
で、プレスキャンは繰り返される。
【００２１】このように、スライス選択軸および読出し
勾配軸に沿った零次位相シフトおよび一次位相シフトを
補正するように、各々の別個のスライスに対するＦＳＥ
パルス系列が調節される。これらの補正は殆どの用途お
よび殆どのＭＲＩシステムに対して適していることがわ
かったが、画像品質を更に向上するために、より以上の
補正を加えてもよい。
勾配軸に沿った零次位相シフトおよび一次位相シフトを
補正するように、各々の別個のスライスに対するＦＳＥ
パルス系列が調節される。これらの補正は殆どの用途お
よび殆どのＭＲＩシステムに対して適していることがわ
かったが、画像品質を更に向上するために、より以上の
補正を加えてもよい。
【００２２】特に図４および図５を参照して説明する。
位相符号化勾配Ｇｙによって生じる渦電流による零次位
相シフトも、本発明を使用して補正することができる。
プロセスブロック４２０に示すように、スキャンのスラ
イス毎に２つの取得が行われる。第１の取得は、上記の
ように、そして位相符号化勾配無しに調節されたＦＳＥ
パルス系列を用いる。この第１の取得では、第１のエコ
ー信号３０１だけが取得される。第２の取得の間、第１
の位相符号化パルス３０９およびその巻戻し（ｒｅｗｉ
ｎｄｅｒ）パルス３０９ａが印加されるが、後続の位相
符号化パルスは印加されず、第２のエコー信号３０２が
取得される。次に、上記で行われたようにプロセスブロ
ック４２１で、取得されたエコー信号はともに読出し軸
に沿ってフーリエ変換され、位相プロフィール４０３お
よび４０４が計算される。プロセスブロック４２２で、
ｘ軸アイソセンタでの位相差（△φo ）が２つの位相プ
ロフィール４０３および４０４から再び決定される。そ
して、これが判定ブロック４２３で、予め定められた設
定値を超えた場合には、補正が行われる。調節が必要な
場合には、プロセスブロック４２４で位相補正値が計算
される。この位相補正値はほぼ測定された位相差の半分
（△φo ／２）であり、これがプロセスブロック４２５
で印加されることにより、ＲＦ再集束パルス３０７に対
する９０°ＲＦ励起パルス３０５の位相がシフトされ
る。すべての対応するＦＳＥパルス系列が判定ブロック
４２３で試験される設定値内の位相差を生じるまで、ス
キャンのスライス毎に１６のショットの各々に対してこ
の位相調節が行われる。
位相符号化勾配Ｇｙによって生じる渦電流による零次位
相シフトも、本発明を使用して補正することができる。
プロセスブロック４２０に示すように、スキャンのスラ
イス毎に２つの取得が行われる。第１の取得は、上記の
ように、そして位相符号化勾配無しに調節されたＦＳＥ
パルス系列を用いる。この第１の取得では、第１のエコ
ー信号３０１だけが取得される。第２の取得の間、第１
の位相符号化パルス３０９およびその巻戻し（ｒｅｗｉ
ｎｄｅｒ）パルス３０９ａが印加されるが、後続の位相
符号化パルスは印加されず、第２のエコー信号３０２が
取得される。次に、上記で行われたようにプロセスブロ
ック４２１で、取得されたエコー信号はともに読出し軸
に沿ってフーリエ変換され、位相プロフィール４０３お
よび４０４が計算される。プロセスブロック４２２で、
ｘ軸アイソセンタでの位相差（△φo ）が２つの位相プ
ロフィール４０３および４０４から再び決定される。そ
して、これが判定ブロック４２３で、予め定められた設
定値を超えた場合には、補正が行われる。調節が必要な
場合には、プロセスブロック４２４で位相補正値が計算
される。この位相補正値はほぼ測定された位相差の半分
（△φo ／２）であり、これがプロセスブロック４２５
で印加されることにより、ＲＦ再集束パルス３０７に対
する９０°ＲＦ励起パルス３０５の位相がシフトされ
る。すべての対応するＦＳＥパルス系列が判定ブロック
４２３で試験される設定値内の位相差を生じるまで、ス
キャンのスライス毎に１６のショットの各々に対してこ
の位相調節が行われる。
【００２３】本発明のもう一つの側面は、ＦＳＥスキャ
ンを調節することにより、再構成された画像からアーチ
ファクトを除去することである。ＦＳＥパルス系列に対
する上記の調節は、ＣＰＭＧエコー列に対する正しい位
相関係が維持されるようにすることにより、ＦＳＥパル
ス系列によって作成されるＭＲ信号を変更する。後続の
調節はＦＳＥスキャンで作成される基礎をなすＭＲ信号
に影響を及ぼさないが、画像品質を改善する。後で説明
するように、ＦＳＥスキャンに対するこれらの調節は、
再構成された画像を改善し、取得されたＭＲＩデータに
対する別の後処理ステップを必要としない。
ンを調節することにより、再構成された画像からアーチ
ファクトを除去することである。ＦＳＥパルス系列に対
する上記の調節は、ＣＰＭＧエコー列に対する正しい位
相関係が維持されるようにすることにより、ＦＳＥパル
ス系列によって作成されるＭＲ信号を変更する。後続の
調節はＦＳＥスキャンで作成される基礎をなすＭＲ信号
に影響を及ぼさないが、画像品質を改善する。後で説明
するように、ＦＳＥスキャンに対するこれらの調節は、
再構成された画像を改善し、取得されたＭＲＩデータに
対する別の後処理ステップを必要としない。
【００２４】図４を参照して説明する。上記のように変
更されたＦＳＥパルス系列の各々で、１６個のエコーの
完全なショットが取得される。プロセスブロック４３０
に示されるように、位相符号化勾配Ｇｙをターンオフし
た状態で、この取得が行われる。プロセスブロック４３
１に示されるように、取得されたエコーの一次元フーリ
エ変換が行われ、変換されたＩおよびＱの各サンプル値
の位相（φ）が計算される。ショット内の各エコーの、
結果として得られる位相プロフィールから、読出し勾配
アイソセンタでの位相がプロセスブロック４３２で決定
され、その結果がＦＳＥパルス系列に対して記憶され
る。スキャンの間にＦＳＥパルス系列が再実施されると
き、エコー信号を受信している間に、この「交差」位相
値を用いてトランシーバモジュール１５０（図１）の中
の受信器の基準位相をオフセットする。その結果、受信
された各エコー信号の位相は、その位相プロフィールが
読出し勾配アイソセンタと交差するとき位相プロフィー
ルが零を通過するような量だけ、シフトされる。したが
って、ショット内の各エコーの位相は、それらの位相プ
ロフィールがアイソセンタとの交差点で同じ（好ましい
実施例では零）になるように調節される。
更されたＦＳＥパルス系列の各々で、１６個のエコーの
完全なショットが取得される。プロセスブロック４３０
に示されるように、位相符号化勾配Ｇｙをターンオフし
た状態で、この取得が行われる。プロセスブロック４３
１に示されるように、取得されたエコーの一次元フーリ
エ変換が行われ、変換されたＩおよびＱの各サンプル値
の位相（φ）が計算される。ショット内の各エコーの、
結果として得られる位相プロフィールから、読出し勾配
アイソセンタでの位相がプロセスブロック４３２で決定
され、その結果がＦＳＥパルス系列に対して記憶され
る。スキャンの間にＦＳＥパルス系列が再実施されると
き、エコー信号を受信している間に、この「交差」位相
値を用いてトランシーバモジュール１５０（図１）の中
の受信器の基準位相をオフセットする。その結果、受信
された各エコー信号の位相は、その位相プロフィールが
読出し勾配アイソセンタと交差するとき位相プロフィー
ルが零を通過するような量だけ、シフトされる。したが
って、ショット内の各エコーの位相は、それらの位相プ
ロフィールがアイソセンタとの交差点で同じ（好ましい
実施例では零）になるように調節される。
【００２５】図４を参照して、説明を続行する。プレス
キャンプロセスの最終ステップは、プロセスブロック４
３３に示すように各エコー信号の位相プロフィールの傾
斜を計算することである。次に、それらの傾斜を共通基
準値に変化させる読出し勾配調節分が計算される。この
基準傾斜は、ショット内の１６個のエコー信号の位相プ
ロフィールの傾斜を平均することにより計算される。上
記のように読出し勾配調節分が計算されるが、これはプ
ロセスブロック４３４に示されるように調節されている
エコー信号に対応する特定の読出し勾配パルス３０８に
印加される。たとえば図２で、各取得の前に読出し勾配
パルス３０８に読出し勾配調節分４３５を加え、エコー
信号３０２の取得の後に勾配パルス３０８から同じ調節
分４３６を減じることにより、エコー信号３０２が調節
される。プロセスブロック４４０に示すようにスキャン
の間に、調節されたＦＳＥパルス系列を使用するとき、
読出し勾配磁界の中の零次および一次の摂動によって生
じるアーチファクトが実質的に無い画像がプロセスブロ
ック４４１で再構成される。
キャンプロセスの最終ステップは、プロセスブロック４
３３に示すように各エコー信号の位相プロフィールの傾
斜を計算することである。次に、それらの傾斜を共通基
準値に変化させる読出し勾配調節分が計算される。この
基準傾斜は、ショット内の１６個のエコー信号の位相プ
ロフィールの傾斜を平均することにより計算される。上
記のように読出し勾配調節分が計算されるが、これはプ
ロセスブロック４３４に示されるように調節されている
エコー信号に対応する特定の読出し勾配パルス３０８に
印加される。たとえば図２で、各取得の前に読出し勾配
パルス３０８に読出し勾配調節分４３５を加え、エコー
信号３０２の取得の後に勾配パルス３０８から同じ調節
分４３６を減じることにより、エコー信号３０２が調節
される。プロセスブロック４４０に示すようにスキャン
の間に、調節されたＦＳＥパルス系列を使用するとき、
読出し勾配磁界の中の零次および一次の摂動によって生
じるアーチファクトが実質的に無い画像がプロセスブロ
ック４４１で再構成される。
【００２６】上記の実施例で多数の変更が可能であるこ
とは明らかである。たとえば、特定の用途では上記の調
節のすべてが必要とされないことがある。このような場
合、プレスキャンは短縮することができる。また、本発
明を多重スライス２ＤＦＴスキャンについて説明してき
たが、本発明は３ＤＦＴスキャンにも適用できる。エコ
ー毎の信号位相のシフトは通常、エコー振幅の変動より
ずっと厳しいが、本発明を用いて振幅変動による誤差を
補正することも可能である。このような場合、予想され
るエコー信号振幅の変動がプレスキャンプロセスの間に
測定され、ショット内の各エコー信号に対して利得補正
値が記憶される。スキャンの間に、これらの利得補正値
がトランシーバ１５０に印加されることにより、ショッ
ト内の各エコー信号を受けるたびに、受信器の利得が調
節される。また本発明の実施例は、空間的に独立な項と
線形項の和として記述される位相誤差を補正する。より
高次の空間依存性を有する位相誤差も、その高次の項を
規定する適当な勾配コイルがＭＲシステムの中に存在す
れば、本発明を使用して補正することができる。
とは明らかである。たとえば、特定の用途では上記の調
節のすべてが必要とされないことがある。このような場
合、プレスキャンは短縮することができる。また、本発
明を多重スライス２ＤＦＴスキャンについて説明してき
たが、本発明は３ＤＦＴスキャンにも適用できる。エコ
ー毎の信号位相のシフトは通常、エコー振幅の変動より
ずっと厳しいが、本発明を用いて振幅変動による誤差を
補正することも可能である。このような場合、予想され
るエコー信号振幅の変動がプレスキャンプロセスの間に
測定され、ショット内の各エコー信号に対して利得補正
値が記憶される。スキャンの間に、これらの利得補正値
がトランシーバ１５０に印加されることにより、ショッ
ト内の各エコー信号を受けるたびに、受信器の利得が調
節される。また本発明の実施例は、空間的に独立な項と
線形項の和として記述される位相誤差を補正する。より
高次の空間依存性を有する位相誤差も、その高次の項を
規定する適当な勾配コイルがＭＲシステムの中に存在す
れば、本発明を使用して補正することができる。
【図１】本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】本発明のプレスキャンの間に使用されるＦＳＥ
パルス系列をグラフ的に表した波形図である。
パルス系列をグラフ的に表した波形図である。
【図３】本発明のプレスキャンプロセスのフローチャー
トである。
トである。
【図４】本発明のプレスキャンプロセスのフローチャー
トである。
トである。
【図５】本発明に従ってＦＳＥパルス系列に対して行う
調節を説明するためのグラフである。
調節を説明するためのグラフである。
３０１−３０４ ＭＲスピンエコー信号
３０５ ９０°ＲＦ励起パルス
３０７ ＲＦ再集束パルス
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/055
Claims (7)
- 【請求項１】 ＲＦ励起パルスによりＲＦ磁界が形成さ
れ、その後に一連のＲＦ再集束パルスが続き、取得する
エコー信号を空間的に符号化するために磁界勾配が印加
されるような高速スピンエコーパルス系列を使用して、
スキャンを行うことによりＭＲデータを取得する磁気共
鳴イメージングシステムで、上記スキャンを行う前に高
速スピンエコーパルス系列を調節するための方法に於い
て、 Ａ） 高速スピンエコーパルス系列を使用することによ
り取得されたＭＲデータ内の２つのエコー信号の各々に
対して位相プロフィールを計算するステップ、 Ｂ ） 高速スピンエコーパルス系列の中のＲＦ励起パル
スとＲＦ再集束パルスの相対位相を調節することによ
り、２つの位相プロフィールの間の位相差値の大きさを
小さくするステップ、およびＣ ） 位相差値の大きさが予め設定された値より小さく
なるまで、高速スピンエコーパルス系列を使用すること
により新たに取得したＭＲデータについてステップＡお
よびＢを繰り返すステップを含むことを特徴とするプレ
スキャン。 - 【請求項２】 更に、Ｄ）高速スピンエコーパルス系列
の中の磁界勾配の値を調整することにより、２つの位相
プロフィールの傾斜の差を小さくするステップ、およびＥ ） ２つの位相プロフィールの傾斜の差が予め設定さ
れた値より小さくなるまで高速スピンエコーパルス系列
を使用することにより新たに取得したＭＲデータについ
てステップＡおよびＤを繰り返すステップを含む請求項
１記載の方法。 - 【請求項３】 スキャンの間に高速スピンエコーパルス
系列によって作成される磁界勾配が、各エコー信号の取
得の間に作成される読出し磁界勾配、および各エコー信
号の前に作成される位相符号化勾配を含み、上記ＭＲデ
ータが取得される間に位相符号化勾配が作成されない請
求項１記載の方法。 - 【請求項４】 スキャンの間に高速スピンエコーパルス
系列によって作成される磁界勾配が、各エコー信号の取
得の間に作成される読出し磁界勾配、および各エコー信
号の前に作成される位相符号化勾配を含み、上記２つの
エコー信号の位相プロフィールの一方が位相符号化さ
れ、他方の位相プロフィールが位相符号化されないよう
に、位相符号化勾配が上記ＭＲデータが取得される間に
作成される請求項１記載の方法。 - 【請求項５】 スキャンの間に一組の高速スピンエコー
パルス系列を用いて対応する一組の画像が取得される場
合、上記組の中の各高速スピンエコーパルス系列を使用
してステップＡ、ＢおよびＣが遂行される請求項１記載
の方法。 - 【請求項６】 更に、Ｆ） スピンエコーパルス系列に
よって作成される各エコー信号に対して位相プロフィー
ルを計算するステップ、およびＧ ） 各エコー信号に対してその対応する位相プロフィ
ールから受信器位相シフトを計算するステップを含み、
スキャンの間に上記受信器位相シフトを使用することに
より、各エコー信号の取得の際のトランシーバの位相が
調節される請求項１記載の方法。 - 【請求項７】 更に、Ｈ）各エコー信号の位相プロフィ
ールの傾斜から各エコー信号に関連する読出し勾配に対
する調節分を計算するステップを含む請求項６記載の方
法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/091,946 US5378985A (en) | 1993-07-15 | 1993-07-15 | Fast spin echo prescan for MRI system |
| US091946 | 1993-07-15 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07163544A JPH07163544A (ja) | 1995-06-27 |
| JP3524159B2 true JP3524159B2 (ja) | 2004-05-10 |
Family
ID=22230433
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP16162994A Expired - Lifetime JP3524159B2 (ja) | 1993-07-15 | 1994-07-14 | Ｍｒｉシステムでのプレスキャン |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5378985A (ja) |
| EP (1) | EP0634664B1 (ja) |
| JP (1) | JP3524159B2 (ja) |
| DE (1) | DE69429135T2 (ja) |
Families Citing this family (44)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5614826A (en) * | 1995-08-18 | 1997-03-25 | Emory University | Methods for prepulsing in nuclear magnetic resonance pulse sequencing |
| JP3688773B2 (ja) * | 1995-10-31 | 2005-08-31 | 株式会社東芝 | Ｍｒｉ装置 |
| US5689186A (en) * | 1995-12-26 | 1997-11-18 | General Electric Company | Method for producing an off-center image using an EPI pulse sequence |
| US5864233A (en) * | 1997-02-22 | 1999-01-26 | General Electric Company | Method to reduce eddy current effects in diffusion-weighted echo planar imaging |
| US5998996A (en) * | 1997-03-27 | 1999-12-07 | General Electric Company | Correction of artifacts caused by Maxwell terms in phase contrast angiography |
| US5923168A (en) * | 1997-06-17 | 1999-07-13 | General Electric Company | Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging |
| US6157192A (en) * | 1998-04-14 | 2000-12-05 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Recovery of signal void arising from field inhomogeneities in echo planar imaging |
| US6160397A (en) * | 1998-12-30 | 2000-12-12 | General Electric Company | Fast spin echo prescan for magnetic resonance imaging systems |
| US6369568B1 (en) | 1999-06-03 | 2002-04-09 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Fast spin echo phase correction for MRI system |
| US6614225B1 (en) * | 1999-12-03 | 2003-09-02 | David Feinberg | Simultaneous image refocusing |
| US6853188B2 (en) * | 1999-12-31 | 2005-02-08 | Advanced Mri Technologies, Llc | Method and apparatus for removing specific stimulated echoes in simultaneous image refocusing |
| US6528998B1 (en) | 2000-03-31 | 2003-03-04 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Method and apparatus to reduce the effects of maxwell terms and other perturbation magnetic fields in MR images |
| US6469505B1 (en) | 2000-03-31 | 2002-10-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Method and apparatus to reduce perturbation field effects in MR images by restricting the region of interest |
| JP3875479B2 (ja) * | 2000-10-20 | 2007-01-31 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴撮影装置 |
| JP3858191B2 (ja) * | 2000-10-31 | 2006-12-13 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| US7020868B2 (en) * | 2000-11-22 | 2006-03-28 | General Electric Company | Graphic application development system for a medical imaging system |
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