JPH0213434A - 磁気共鳴イメージング方法およびシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、概して、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用す
る磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ　）に関する。本発明
は、特に、ＮＭＲデータ計測処理の間の磁場のスプリア
ス変動に起因するスプリアスＮＭＲ周波数／位相につい
ての補償を提供するＭＲＩを実施するための装置および
方法に対するものである。

［従来の技術］ 今や、ＭＲＩは、広く受は入れられ且つ商業的に入手可
能な、ＮＭＲ現象を受は得る原子核の実体的な集団であ
る（人体のような）被検体の内部構造をあらわすディジ
タル化された可視画像を得るための技術である。一般に
、ＭＲＩ処理は、与えられた原子核のＮＭＲ周波数が該
原子核の位置に重畳された磁場に直接的に比例するとい
う事実に依存している。したがって、（例えば所定のシ
ーケンスにおいて）磁場の既知の空間分布を持つように
構成し、且つ（例えば、多次元フーリエ変換処理を介し
て）ＮＭＲ−ＲＦレスポンスの結果的な周波数および位
相を適切に解析することにより、相対的なＮＭＲレスポ
ンスのマツプまたは画像を、空間における増加的な領域
エレメント（ボクセル）の位置の関数として導出するこ
とが可能である。このデータのＣＲＴ上の適切なラスク
スキャンに整理された可視デイスプレィにより、被検体
の断面にわたるＮＭＲ原子核の空間分布の視覚表現（例
えば、教育を受けた医師による研究のため）が生成され
得る。

例えば、静磁場はイメージングされる断面内において均
一であると仮定される。加えて、典型的なＭＲＩシステ
ムは、同じ方向性のしかし所定方向に線形に変化すると
仮定された強度勾配を有する（例えば、互いに直交する
Ｘ１３／およびＺ軸に沿って）とともに他の全ての次元
について一定で且つ均一の勾配磁場を重畳する。

不幸にして、「実世界」は、いつもこれらの仮定に正確
に従うとは限らない。これらの仮定を実質的に達成する
ために当該分野の技術者に知られ且つ使用されるいくつ
かの技術にもかかわらず、ＮＭＲデータ計測処理の間に
、磁場に生ずる避けられない小さなスプリアス変化があ
る。例えば、静磁場の名目上の強度は、時間とともにド
リフトする（永久あるいは抵抗性磁石の実施例よりも低
温超伝導磁石の方が問題は少ないが）。加えて、一連の
勾配磁場の高速印加は、近傍の導電部材（例えば、典型
的には超伝導磁石コイルの導電性容器、永久磁石の金属
等）に渦電流を生ずる。そのような渦電流により生ずる
磁場は、もちろん、渦電流を誘起した磁場に抗する方向
に向く。この効果を補償するために、一つの在来のアプ
ローチは、イメージ領域内に所望の正味の磁気勾配を生
成するように磁気勾配パルスを初期的にオーバードライ
ブすることである。

不幸にして、これらの渦電流は、−旦磁気勾配パルスが
スイッチオフされても瞬時には消滅しない。むしろ、そ
れらはより少しずつ消えて行き、そしてその結果として
、（例えば、ＮＭＲ−ＲＦレスポンス信号が生じるとき
に）残留磁場が依然として残るかも知れない。典型的に
は、スライス／領域選択ＮＭＲレスポンスを達成するた
めに使用される磁気勾配パルスは、他の磁気勾配パルス
よりも強度／期間が大きく、そして、したがって、しば
しば、誘起された渦電流に起因するスプリアス磁場の主
たる発生源となる。

名目上の静磁場のドリフトに起因する磁場のスプリアス
変動は、超伝導磁石では少ない。例えば、低磁場永久磁
石ＭＲＩシステムでは、スキャンシーケンスにおける磁
場ドリフトは、概ね、Ｚ軸に沿って１０％、Ｘ軸に沿っ
て５％の部分的な位置ずれを生じ得る１００ヘルツのＮ
ＭＲ周波数シフトに等しい。しかしながら、中または高
磁場低温磁石ＭＲＩシステムでは、丸１日での磁場ドリ
フトは、たった２０ヘルツかその位であろう。したがっ
て、この問題は、より低磁場の永久磁石ＭＲ■システム
はど重要となる。

一方、残留渦電流に起因する磁場のスプリアス変動は、
永久磁石よりも超伝導磁石構造においてより問題である
（例えば、より良好な導電物質か低温超伝導装置には一
般に存在するから）。約２００度かその位の位相シフト
誤差は、典型的なスピンエコーサンプリング窓時間の最
初に観ｆｌｌｌ＋される（該誤差は、サンプリング窓の
間に残留渦電流の消滅につれて減衰する）。

このように、おそらくいくつかの異なる理由により、磁
場のスプリアス変動の補償の可能性は全てのタイプのＭ
ＲＩシステムにおいてためになる。

ＦＩＤが再呼び出しされた場合（すなわち、１８０°Ｒ
Ｆパルスによる真のスピンエコーの生成でなくむしろ反
転勾配パルスにより）、スプリアス磁場に起因する位相
誤差は重要性を増す。これは、再呼び出しされたＦＩＤ
が、ただちに再位相用勾配および位相シフト用読出し勾
配の両者に従うからである。そこには１８０°ＲＦパル
スが無いから、磁場の静的あるいは過渡的な不均一性は
、本質的により問題となる。

いくつかの超伝導磁石においては、他の効果もある。勾
配パルスは、磁場強度の動的または過渡的な変化を引き
起こす。いくつかの方法で（おそらく低温容器内で動か
すように磁石巻線に作用する力により）、パルス化され
た勾配は、スキャンが進む間磁場に新たな値への変動を
引き起こす。

−旦勾配パルスが停止すると、磁場は予め存在する静止
した値に戻る。この動的な変動は、同じ勾配パルスによ
り繰り返され、且つ異なる波形、期間あるいは方向のパ
ルスが使用されるときには異なる。したがって、位相補
正は、同じ方向性を持＝　　２０　　一 つスキャンが使用されたとき、いくっがの勾配パラメー
タが変動する場合、そして異なるスキャンによる画像を
レジスタに対して互いに望む場合に、ためになるはずで
ある。

渦電流はＭＲＩにおける位相問題を生じ得るという事実
は、従来技術において知られている（例えば、”ＮＭＲ
Ｖｅｌｏｃｉｔｙ−８ｅｌｅｃｔｉｖｅ　Ｅｘｃｉｔａ
ｔｉｏｎ　Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅｓ　ｆｏｒ　Ｆｌｏｗ　
ａｎｄ　Ｍｏｔｉｏｎ　Ｉｌｌａｇｉｎｇ　ａｎｄ　ｓ
ｔ＋ｐｐｒｅｓｓｉｏｎ　ｏｆ　５ｔａｉｉｃ　Ｔｉ５
ｓｕｅ　Ｓｉｇｎａｌ”　ｂｙ　Ｍｏｒａｎ　ｅｔａｌ
、＋　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ、　ｌｎ　Ｍｅｄ、　Ｉｍ
ａｇｉｎｇ、　Ｖｏｌ旧−６゜Ｎｏ、　２．　Ｊｕｎｅ
　１９８７．　ＰＰ　１４１−１４７　ａｔ　ｐ　１４
２参照）。

しかしながら、先に提案された解答、そこにある範囲で
の、は、仮定された理想的な磁場分布のより良い達成の
ための技術に１次的に着目しているようにみえる。例え
ば、米国特許第４，３００゜０９６号−１１ａｒｒｌｓ
ｏｎ　ｅｔ　ａｌ、は、ＭＲＩシステムニオケル種々の
磁気勾配パルスのマツチさレタ波形および強度の達成を
狙った閉ループ制御システムのための技術に向けられて
いる。米国特許第３゜４９５．１６２号−Ｎｅｌｓｏｎ
およびｆＪ３．４９６゜４５４号−Ｎｅｌｓｏｎも、改
良された均一性および一定の磁場強度を達成しようとす
る（例えば、特定のＮＭＲサンプルからの種々の基準Ｎ
ＭＲ周波数を閉ループ制御チャンネルを介してトラッキ
ングすることにより）在来のＮＭＲスペクトロメータン
ステムを教示している。

得られたＭＲＩデータにおけるスプリアス位相誤差は、
（仮定された対称特性に基づいて）データ合成のために
データ共役技術が利用され、それによってＭＲＩ画像を
生成するのに充分なＭＲＩデータを得るのに必要な全時
間を大幅に減少させる場合に、特に面倒であることに留
意すべきである。ここでは、実際に１１測され且つ収集
されたデータセットにスプリアス位相誤差があるならば
、それから（例えば、共役処理により）生成される合成
されたデータセットも必然的に少なくともそれらの位相
誤差を含むであろう。そして、位相誤差は、合成共役処
理における仮定された理論的な対称性を示さないから、
結果として得られる合成データは、磁場におけるスプリ
アス変動に起因して通常予測されるよりも、−層厳しく
汚染されるであろう。したがって、スプリアス周波数／
位相誤差を除去するための技術は、共役合成データを用
いるＭＲＩ処理（例えば、米国特許節４，７２８．８９
３号−ＰｅｉｎｂｅｒｇあるいはＭａｒｇｏｓｉａｎ　
ｅｔａｌ、、　”Ｐａ５ｔｅｒ　ＭＲＩｍａｇｉｎｇ：
　Ｉｍａｇｊｎｇ　ＷＨｈ　ＨａｌｆＴｂｅ　Ｄａｔａ
”、　ｌ１ｅａｌｔｈ　Ｃａｒｅ　ｌｎｓｔｒｕｍｅｎ
ｔａｉｏｎ、　Ｖｏｌ。

１の１９５〜１９７頁に述べられている）において−層
有利である。

当該分野における技術者ならば、ＲＦ周波数の「方形」
スペクトル（時間領域における５ｉｎｃ状ＲＦパルスエ
ンベロープを用いることにより得られる）が、ＮＭＲ原
子核のスライス領域からＲＦスピンエコーを抽出するた
めのスライス選択磁気勾配に関連して使用され得ること
がわかるであろう。しかしながら、ＳＥ読出しの間勾配
磁場が印加されなければ、ＮＭＲ周波数スペクトルは、
ただちに残った静磁場のみを反映するように縮退するで
あろう。もしも、それが真に均一であれば、それは実質
的に単一の周波数スペクトルを持つは−２３＝ ずである。実際、このタイプの経験は、長い間その日の
最初のＭＲＩスキャンが実施される前に最初にＭＲＩ周
波数対スライス位置データの初期較正に使用されてきた
。この方法で、中心スライス位置の中心周波数が決定さ
れ、その後にＲＦ送信器の中心周波数を確立するのに使
用されている。

［発明が解決しようとする課題］ 仮定された理想磁場分布をより良く達成するための技術
も１次的な重要性を持ち続けているが、本発明者は、Ｍ
ＲＩにおけるＮＭＲデータ計測処理の間における磁場の
スプリアス変動により生ずるスプリアスＮＭＲ周波数／
位相シフトを他の方法で補償することを可能とする新た
な技術を見いだした。

［課題を解決するための手段および作用］現在商業的に
入手可能な少なくともいくつかの典型的なＭＲＩシステ
ム（例えば、Ｄｉａｓｏｎｉｃｓ社から入手し得る）に
おいて、もしもＮＭＲスピンエコーレスポンスがいかな
る磁気勾配パルスも無−２４＝ しに記録されれは、理論的に、レスポンスは、非常に狭
い周波数バンド（選択されたスライスに対応する）から
なり、サンプルされる時間領域レスポンスの全ては、同
じ相対位相ゼロを持つであろう。したがって、１または
それ以上の余分な「較正」計測サイクルにおけるそのよ
うなデータをとり、且つ検出される周波数スペクトルが
期待から離れている程度およびサンプルされたＲＦ倍信
号相対計測位相がゼロから離れている程度を考慮するこ
とにより、（ａ）既に記録されたデータに加えられるべ
きおよび／または（ｂ）後続のＮＭＲ計測サイクルのた
めにＲＦ送信器の中心周波数をリセットするための補償
ファクタを導出することができる。与えられた計測サイ
クル内に得られる既に収集されたスピンエコーデータに
対する補償は、データを適宜位相シフトすることにより
達成できる（時間領域についても空間領域についても）
不幸にして、導出された補償ファクタも、静磁場の相対
的な不均一性および／またはイメージ領域における脂肪
のようなおよび水のような原子核から発生する若干界な
る周波数信号間の干渉に起因する誤差により汚染されて
いるかも知れない。

したがって、特に、より正確な位相補正が行なわれる場
合（例えば渦電流効果に対する補償において）、特別な
インバージョンリカバリおよび／または他の変形が、そ
のような可能性のある誤差を減少させあるいはキャンセ
ルさせるために補償データを累積するのに用いられるＮ
ＭＲ計測サイクル内に施される。

本発明のこれらおよびその他の目的および利点は、現時
点で望ましい典型的な実施例に関する添付図面に関連し
た、以下の詳細な説明を注意深く読むことにより、−層
認識され且つ理解されるであろう。

［実施例］ 典型的な実施例において利用される新たな信号処理およ
び制御手続きは、現存するＭＲＩ装置における記憶され
た制御コンピュータプログラムの適切な変更により、達
成し得る。そのような装置の一例として、第１図のブロ
ック図は、そのようなシステムにおいて採用され得る一
般的な構成を示している。

例えば、人間または動物の被検体（または他の被検体）
１０は、被検体の関心部位内に２軸に沿う方向の実質的
に−様な磁場を生成する静低温磁石の２軸に沿って挿入
される。そして、勾配磁場は、−組のＸ５ＹＳＺ勾配増
幅器およびコイル１４により、このＺ軸方向の磁場内に
ｘｌｙまたはＺ軸に沿って印加される。ＮＭＲ−ＲＦ倍
信号、被検体１０内に送信され、且つＮＭＲ−ＲＦレス
ポンスは、在来の送受信スイッチ１８によりＲＦ送信器
２０およびＲＦ受信器２２に接続されたＲＦコイル１６
を介して被検体１０から受信される。

上述した全ての要素は、例えば、概してデータ収集およ
びデイスプレィコンピュータシステム２６と通信する制
御コンピュータシステム２４により制御され得る。後者
のコンピュータ２６は、アナログ／ディジタルコンバー
タ２８を介してＮＭＲ−ＲＦレスポンスをも受信する。

例えば、ＣＲＴデイスプレィおよびキーボード装置３０
も、データ収集およびデイスプレィコンピュータ２６と
組み合わされる。

当業者ならばわかるように、そのような構成は、磁場勾
配パルスおよびＮＭＲ−ＲＦパルスの所望のシーケンス
を生成し、記憶されたコンピュータプログラムに関連し
てＮＭＲ−ＲＦレスポンスを計測するために利用され得
る。第１図に示されるとおり、本発明のＭＲＩシステム
は、例えば、ＭＲＩデータ収集スキャン（しばしば「学
習」と称される）の可能な系列内の多数の計測サイクル
の間に位相エンコードされたスピンエコーを発生するた
めに（以下の記述に従って）適応されたＲＡＭ、ＲＯＭ
および／または他の記憶プログラム媒体を含む。そして
、結果として得られるＭＲＩデータを最終高分解能ＮＭ
Ｒ画像とするように処理する。

第２図は、典型的な従来技術のデータ収集シーケンスを
示す。ここでは、単一のＭＲＩデータ収集スキャンすな
わち「学習」には、Ｎ個（例えば１２８または２５６の
）の連続するデータ採取サイクルを必要とする。実際、
もしも、第２図に示されるように、マルチスライススキ
ャンが必要ならば、単一のスキャンまたは「学習」を含
むＮ個の事象の各々は、実際にＭ個の単一スライスのＭ
ＲＩデータ採取サイクルであるかもしれない。いずれに
しても、与えられた単一スライスデータ採取サイクルｐ
について、スライス選択２軸勾配パルス（およびそれに
組み合わされた位相補正パルス）は、送信されるＲＦ倍
信号中心周波数を中心とするスライス領域内に送信され
る９０°ニユーテーシヨンパルスを選択的にアドレスす
るために用いられ得るとともに、選択されたスライス内
の原子核の実質的な集団を実質的に９０°だけニューテ
ートさせるために充分な強度および期間を有する。その
後、（この特定のサイクルについて強度φＱを有し、そ
の特定のスライスについて、Ｎ個のデータ採取サイクル
にわたって両極性の最大強度の間で変化する）ｙ軸勾配
パルスが用いられる。

所定の経過１１．ｌｉ間の後、１８０°ＲＦ−ＮＭＲニ
ューテーションパルスが、（適切な２軸勾配の印加を経
て）同じスライス領域に選択的に送信される。「等時間
の規則」に従って、さらに同じ経過時間の後、真のスピ
ンエコー信号ＳＥが展開する。

（ＲＦの振幅および位相か連続するサンプル点において
計ａｌｌｌされる）ＲＦ−ＮＭＲレスポンス信号の記録
の間、Ｘ軸次元における空間周波数エンコーディングを
提供するため読出しＸ軸磁気勾配が用いられる。（＝１
加的なスピンエコーレスポンスも、（＝１加的な１８０
°ニユーテーシヨンパルスまたは適当な他の技術の使用
によりｍ−それらがＮＭＲ−Ｔ２減衰により減衰した振
幅を有しているにもかかわらずｍ＝抽出され得る。

繰り返し時間ＴＲパラメータが示されているのと同様に
、エコー時間ＴＥが第２図に示されている。上述のよう
に、ＴＥは、Ｔ２−ＮＭＲ指数減衰パラメータと相互に
作用し信号振幅を減少させる。ＴＲは、Ｔ１−ＮＭＲ指
数回復パラメータと相互に作用するので、一般に、同じ
領域の次の計測サイクルが開始し得る以前に、前に励起
された原子核の実質的な緩和を待たなければならない。

各ＲＦ励起パルスの間、所望の「スライス」すなわち「
プレーナ領域」　（例えば、イメージングされる被検体
について与えられた５または１０ｍｍのような相対的に
小さな厚みのスライス）のみを選択的に励起するために
、「オン」にスイッチされたスライス選択Ｇｚ磁気勾配
パルスが存在することに気が付くであろう。各結果的に
生ずるスピンエコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスの間に、読
出し手続きの間Ｘ軸磁気勾配を印加することによってＸ
軸位相エンコーディングが達成される（例えば、各スピ
ンエコーパルスは、３０μＳｅＣ，位毎にサンプルされ
て、ディジタル化されたサンプル点複素値データが後の
信号処理のために格納される）。

第２図に示されるように、実際、計測サイクルの数は典
型的には、最終画像においてｙ軸に沿う一’：ｌ’）　
　− 分解能の所望のライン数に等しい（共役処理によるデー
タ合成はないものと仮定する）ことがわかるであろう。

与えられたスライスに関して計測サイクルが終了した後
、（通常緩和時間Ｔ１のオーダの）ＴＲ期間のために緩
和させることが可能となるとともに、それらのスピンエ
コーレスポンスを得るために他の「スライス」か同様に
アドレス′　　　　される。例えば、ｙ輔次元に沿う分
解能の数百う・ｒンを提供するのに充分なデータを得る
のに、数百のオーダのそのような計測か利用される。Ｎ
個のそのようなｙ軸位相エンコードされたスピンエコー
信号のシーケンスは、例えば当該技術分野において現在
までによく知られている手法で最終ＮＭＲ画像のピクセ
ル値のＮｘＮを結果として得るために２次元フーリエ変
換（２Ｄ　Ｆ　Ｔ）処理に供される。

そのような従来のＭＲＩ技術は、（ａ）静磁場は、ＭＲ
Ｉデータ採取スキャンまたは「学習」（あるいは多分複
数のそのようなスキャンのシーケンスさえも）に必要な
数分間にわたってドリフトしない、そして（ｂ）残留渦
電流によって誘起される磁場は、記録されるスピンエコ
ー信号にいかなる位相誤差も導入しないという仮定に基
づいている（合成複素共役データか利用される場合に特
に重要な仮定）。

超伝導磁石においては、静磁場ドリフト補償は、おそら
く記録されるＮＭＲレスポンスに先立って生ずるパルス
化された磁気勾配により低温容器内に誘起される残留渦
電流に起因する記録信号位相におけるスプリアス変動補
償はど重要でない。最も重大な残留渦電流障害は、最大
の磁気勾配パルスーーすなわちスライス選択用のものｍ
−によって引き起こされる。

他方では、典型的な低磁場、永久磁石ＭＲＩシステムに
おいては、残留渦電流効果に対する補償も依然として有
用であるが、静磁場強度のドリフト（例えば温度に関す
る）に対する補償は、おそらく−層重要である。相対的
に弱い位相エンコード用Ｇｙおよび読み出し用Ｇｘ磁気
勾配は、少ない逆位相変動効果を生成し、且つもし採用
されたならば、通常の位相および周波数エンコードの役
割に起因して所望の補償信号の位相および周波数をマス
クしがちである。したかって、好ましい実施例において
は、少なくとも一つの（望ましくは余分な最初と最後の
）計測サイクルあるいは「テンブレー１・」が、少なく
とも読み出しＧｘ勾配（そして望ましくはｃｙ位相エン
コード勾配も）が少なくともＮＭＲレスポンス信号の読
み出しおよび記録の間（そして望ましくは全時間ずっと
）除去した状態で提供される。そのような較正サイクル
の一例が第３図に模式的に示される。

このようにして、補償または較正ＮＭＲレスポンステン
プレートが各スライスから得られ実際に現存する静磁場
強度およびスライス選択Ｇｚ磁気勾配パルスによる渦電
流に関する残留磁場のみによる影響のもとで記録される
。もしも、静磁場強度か初期設定あるいは較正状態から
変化しなければ、そして残留渦電流による反磁場がなけ
れば、計測されるんＭＲレスポンスは、期待されたスペ
クトルおよび位相を持つはずである。これか期待値と相
違する範囲まで、補正または補償データが、丁度完了し
た以前のデータ計測サイクルの間におけるどんなスプリ
アス変化も補償するために、後続のデータ収集サイクル
および／または既に記録されたＮＭＲデータの処理に使
用するために生成される。

ドリフトする磁場強度が主に関連するとき、（例えば第
３図に示されるように）位相エンコードおよび読み出し
勾配が作用されない較正サイクルの間のスピンエコーの
周波数スペクトルは、実際の静止した磁場強度の計４Ｉ
ＩＩ値である。例えば、磁石の中心におけるスライス領
域から抽出されるＮＭＲスピンエコーは、この位置にお
ける磁場を計測する。磁石の中心から離れて位置する他
のスライスからの較正サイクルの間に抽出されるスピン
エコーも、静磁場の不均一性および残留渦電流による磁
場に起因して、周波数が変化する。

もしも、なんらかの理由で、実際の磁場分布かスキャン
シーケンスの間に仮定された理想値から変化したら、最
初の余分な較正計測サイクル（例えば、第３図参照）に
おけるスピンエコーの周波数は、最後の余分な較正計測
サイクルのそれとは相違する。もしも周波数ドリフトが
全スキャン期間にわたって線形であると１圧定されるな
らば、対応する増加的補正（スキャンシーケンスの最初
から全スキャンシーケンスの間の増加的な変化全体の経
過時間に比例する）がその処理の間の全ての記録データ
に加えられる。さらに、もしも連続的なあるいは多重の
スキャンまたは学習が行なわれたならば、（磁場ドリフ
トによる）遅い周波数ドリフトか、与えられたイメージ
対象に、スプリアス磁場変動に応答してＮＭＲ周波数変
化に従って、与えられたスライス領域が固定座標系に関
して有効に移動するように、時間に関するイメージ空間
を横切るスライド移動を生じさせる。これはスキャンシ
ーケンスの間ＲＦ送信器の中心周波数を周期的にリセッ
トすることにより補正できる。

次式は、公称静磁場強度Ｈｏ、仮定された線形勾配の大
きさおよび位置Ｘによって共鳴ＮＭＲ周波数ｆを示す。

ｆ＝７Ｈｏ＋７Ｇｘ　　　　　　　（１）この式を反転
すると位置Ｘが公称磁場強度Ｈ。

およびＮＭＲ周波周波数量数として与えられる。

ｘ　＝　ｆ　／　７　Ｇ　−Ｈｏ　／　Ｇ　　　　　　
（２）中心位置においては、ｘ＝０、ＮＭＲ共鳴周波数
ｆ＝γＨｏである。もしも、磁場ドリフトか、磁石の中
心において実際の磁場をＨｏ＋δなる値に増大させるな
らば、同じＮＭＲ共鳴周波数ｆは事実上位置に対応する
。

ｘ＝ｆ／γＧ−（Ｈｏ＋δ）／Ｇ Ｘ−δ／Ｇ　　　　　　　　　　　（３）したがって、
磁場強度か高い値にドリフトするにつれて、対象はＸの
負の方向にスライドし、与えられた周波数に対応するス
ライス領域はさらに被検体に戻る。

多重スキャンの学習においては、そのような効果は、部
分的に、各所たなスキャンが開始される前に、ＮＭＲシ
ステムの中心周波数を適宜変化させることにより減少さ
せ得る。例えば、次に続くスキャンシーケンスにおいて
ＭＲＩシステムにより使用するために新たな中心周波数
を算出するために、一つのスキャンシーケンスの最初の
および／または最後の較正サイクルから得られた周波数
計測値を用いることができる。したがって、連続する各
スキャンは、共通の位置からスタートさせ、イメージ対
象を正しいスタート位置にリセットするために、少なく
とも再較正される。

与えられた計測サイクルの間のドリフトまたは変化につ
いては、第４図に示されるような単純線形モデルを仮定
することができる。ここで、与えられた位置における磁
場強度は、全シーケンスでδだけ、時間について線形に
変化すると仮定される。そこで、スキャンシーケンス内
の各計測サイクルに関連する相対的周波数／位相変化は
、サイクル数で除算され且つ最初の周波数に加算された
周波数／位相の差で近似される。この処理において、も
ちろん、スピンエコーＮＭＲ−ＲＦレスポンスが記録さ
れるほぼ１０〜１００ｍ５ｅｃ、の間に生じる磁場にお
けるドリフトまたはその他のスプリアス変動は、計測サ
イクルの間のほぼ０゜５〜２ｓｅｃ、の間に生ずる変化
に比較して小さいと仮定される。記録される複素値ＲＦ
サンプル信号は、有効な周波数を最初の計測サイクルに
対応する値に帰結する適宜なる周波数／位相の適切な複
素指数に乗算される。

例えば、Ｎサイクル以外の補正のためのサイクルｎを考
慮すると、全磁場ドリフトはδと仮定される。ｎ番目の
サイクルの相対周波数はｎδ／Ｎである。時間領域にお
いて計測される信号は、Ｓｎ　（ｔ）で表わされ、補正
された信号はＳｎ’（１）である。

Ｓｎ’　　（ｔ） ＝Ｓｎ　（ｔ）　ｅｘｐ　　（ｊ　　［２πｎδ／Ｎ］
　　ｔ）計測信号のフーリエ変換（すなわち周波数スペ
クトルにおける）の単純な周波数シフトも可能である。

それは、もしもδ／Ｎがシステムで採用される周波数分
解能の倍数に丁度等しければ、正しく行える。もしも、
おそらくそうであるように、それは整数に関連ぜす、周
波数領域における適切なシフトを有効とすることができ
る。

実際、該処理は多数の方法で実施することができる。第
３図のような特別な較正サイクルは、通常のスキャンシ
ーケンス内に散在させられるか、そのようなシーケンス
の最初および／または最後に挿入される。例えば、１２
８個のプロジェクションが所望であれば、Ｘおよびｙ勾
配パルスの無い最初と最後の付加的な計測サイクルを収
集するために１３０個の計測サイクルが実際に実行され
る。余分な較正計測サイクルデータは、他の在来の１２
８個の計測サイクルデータとともにディスクに格納され
、後続のスキャンで使用される送信周波数を変化させる
ためにＭＲ１制御コンピュータで使用される。

較正データは、画像再構成の間補正のためにＭＲＩアレ
イプロセッサでも使用される。例えば、アレイプロセッ
サは、それらを在来の１２８ラインの画像をできるだけ
速く生成するために用い得る。他のアプローチでは、最
初と最後の較正針ｌ１ｌｌｌサイクルは、サイクル番号
１および１２８であってもよい。この場合、１２６個の
位相エンコードされたプロジェクションが実際に収集さ
れ且つ画像再構成処理に用いられる。これに代えて、ア
レイプロセッサは、通常の最初と最後のデータセットを
ゼロで満たすようにしてもよい。そうすれば、在来の１
２８個のプロジェクションの処理となる。

この場合意味のある情報は１２６個のプロジェクション
にのみ存在する。これは、若干画像分解能を低下させる
が、在来のＭＲＩシステムを改造するのに適している。

本発明を実施するために、在来のＭＲＩシステムにおけ
るコンピュータプログラムの適切な変更を行なうには多
くの方法があるが、一つの典型的な実施例は、米国特許
節４，７０７，６６１号−１１ｏｅｎｎｉｎｇｅｒ、　
ＩＩＩ　ｅｔ　ａｌ、に開示された「Ｐコマンド」文法
を用いて実、現することができる。この実施例において
は、位相エンコードおよび読みたし勾配の存在の制御は
適宜なルックアップテーブルにより行なわれる。これら
のテーブルはレベル依存している。Ｐコマンドに対し第
２のレベルの精度まで加算することにより、与えられた
スキャンシーケンスの最初と最後のサイクルは、他の計
測サイクルとは異なるセットのテーブルが使用させられ
る。例えば、新たなＰコマンドは次のように修正される
。

（Ｐｌｏ：１２）Ｓ５Ｐ１３／Ｐ２０（Ｐ２１）ＳＬ・
５Ｐ２２゜Ｃｌ　：　１２８　、　Ｌ　］、　、　Ｌ　
３この例では、Ｌ３はゼロで満たされたテーブルを特定
する。この新たなＰコマンドを操作するリンカ−は、２
つのレベル（Ｌｌ、Ｌ３）を検出し、第２のレベルで特
定されたテーブルとコマンドの１サイクルとをリンクす
る。このサイクルはロートされ実行される。シーケンサ
はストップし、且つ適合するだけ多くの第ルベルのサイ
クルをロードする。これは第ルベルの全てが済むまで続
く。最後に、第２レベルのテーブルを有する最後の計測
サイクルがロードされ実行される。第２のレベルのコー
ドは第ルベルのコードと混ぜては行けない。なぜなら、
サブルーチンは各レベル毎に異なるテーブルを含み、各
ロードにおけるサイクルでは、同じサブルーチンコード
を分は合うからである。例えば、読みだし勾配をターン
オフするサブルーチンがロードされると、このロードに
対応する全ての計測サイクルは読みだし勾配をターンオ
フする。したがって、これは、この例における最初値最
後のサイクル単独に限る。

静磁場におけるドリフトの逆の効果は、多数の完全なス
キャンシーケンスが患者の同じスライス領域を想定した
複合シーケンシャル学習において実行されるときに、お
そらく最も注意すべきである。例えば、ＭＲＩ−ＴＥお
よびＴＲパラメータにあるセツティングを用いて与えら
れたスライス領域の画像を得るためにあるスキャンか実
行され、同じスライス領域の他の後続のスキャンがＴＥ
およびＴＲパラメータに他のセツティングを用いて得ら
れる。同じスライスの祖のようなスキャンのシーケンス
Ｒを学習することにより、画像における変動可能性に関
する付加的な情報かわかる。しかしながら、もしも静磁
場強度がこれらＲスキャー　４づ　− ンのコースにおいてドリフトするならば、ＲＦ送信器か
全てのスキャンについて同じ中心周波数を使い続ける限
り、実際の中心スライスの位置か第５図のようにシフト
する。もしもドリフトが充分に厳密であるならば、与え
られたスライスの多重スキャンにおいて無視てきないア
ーティファクトを生ずる。

しかしなから、もしもＲＦ送信器の中心周波数が、各ス
キャンの最初に再調斃またはリセ・ソトされるならば、
ＲＳスキャンを通してのスライス領域の実際の位置は第
５図の下部に示されたようにより正確にかつ一貫して保
たれる。

既に述べたように、本発明を実施するには種々の方法が
ある。例えば、１つの実施例か第６図のフローチャート
に示される。ここでは、在来のＭＲ１システムのプログ
ラムは６００から入り、完全なマルチスライスＭＲＩデ
ータ採取スキャンが在来の手法にしたがって６０２にお
いて実行されるー−しかし、余分の較正データを生成す
るため少なくとも１つの磁気勾配パルスが省略された少
なくとも１つの余分の計測サイクルを含む。

ブロック６０４において、較正データは、後続の計測サ
イクルの間に使用するためＭＲＩシステムのＲＦ送信器
の中心周波数ｆｃ似合わせるのに用いられる。それから
、（あるいはバイパス６０６を経由して）較正データは
ブロック６０８で、既に記録されたスキャンデータをス
キャン中に生ずるドリフトおよび／または残留渦電流に
ついて与えられたスキャンの個々の計測サイクル内に調
整するために、使用される。この調整は、０４間領域お
よび空間領域のいずれについても行なわれるｍ−もし必
要なら中心周波数の調整に先立って実行されるかも知れ
ない。

その後、在来の多次元フーリエ変換処理は、ブロック６
１０で完了しくもしもスキャンデータが空間領域につい
てブロック６０８で調整されたならば、少なくともフー
リエ変換の１次元が既に行なわれている）、続いてＣＲ
Ｔ画面に最終画像を生成する（あるいはディジタル記憶
し後に表示させる）ために他の在来のＭＲＩ処理が行な
やれる。

その後、ＭＲＩシステムの通常のプログラム処理がブロ
ック６］２で行なわれる。

読みたしおよび位相エンコード磁気勾配Ｇｘ。

Ｇｙを省いた余分の較正計測サイクルは、ある種のテン
ブレー１・と考えることもてきる。先に述べたように、
テンプレートは、例えば与えられたスキャンシーケンス
の最初と最後の（それぞれ「最初のテンプレート」、「
最後のテンプレート」と称する）両方において収集され
る。マルチスキャン学習のコースにおいて、定常状態が
達成された後に、最初と最後の両方のテンプレートを用
いて線形または他の複素モデルに基づいて、与えられた
スキャン（第４図）における変動を計算することが望ま
しい。

しかし、与えられたマルチスキャン学習の最初のスキャ
ンにおける最初のテンブレーｌ・は、幾分か初期較正点
を誤解させることに留意ずべぎである。この現象の厳密
な理由は詳細に述べるのは容易ではない。

したがって、この実施例においては、最後のテンプレー
トのみが少なくともマルチスキャンの最初のスキャンに
有効な較正データを与えるために使用することができる
。最後のテンプレートか得られたときには、勾配電源の
動作および／または残留渦電流の効果が安定化されたよ
うに見える。

第７図は最後の較正データを用いて較正を達成する実施
例を図式化したものである。ここでは、最後のテンプレ
ートに対する時間領域スピンエコーデータが７００で示
される。エンベロープ７００は、最後のテンプレートの
時間領域スピンエコーの実際の発生の間に適宜なるＡ／
Ｄコンバータ装置で計測された振幅Ａと各サンプリング
点の相対位相で表わされる記憶された一連のディジタル
データで表わされる。

７０２における１次元フーリエ変換を介して、離散的時
間領域データ７００が、空間領域に変換され、２５６の
離散的な周波数に対応する位置に「ビン」される。ビン
番号１２９は周波数領域の中心に選ばれる。ビン番号１
２９に対応する周波数は、スキャンシーケンスの最初に
、Ｘ軸視野領域の中心に位置するように定義される。較
正計測サイクルか生じたときにＮＭＲ−ＲＦレスポンス
は、非常に狭く且つ相対位相シフトゼロの周波数バンド
からなる。しかしながら、完全なスキャンシーケンスの
磁場のスプリアス変動により、最後のテンプレートは空
間周波数領域にピーク、該ピークは第７図のようにいく
らかの計測し得る量Δたけ中心ビンからオフセットされ
ている、を持とうとする。後続の計測サイクルの準備の
ためにこの系を再センタするにはＲＦ送信器の中心周波
数ｆｃは該計測量Δてリセットされる。

もとの時間領域スピンエコーデータ７０６も、−４８一 完全な単一スキャンシーケンスのＮ計測サイクルの典型
的な計測サイクルｎについて第７図に示される。この原
時間領域データは、７１０においてＮＭＲ画像データを
生成し且つ３０に表示するために通常の多次元フーリエ
変換を行なう前に第７図のように最後のテンプレートデ
ータに基づいて適切な位相補正を実施することにより補
償されたデータ７０８を提供するために補償される。

これに代えて、多数の複素数乗算の必要性を回避するた
めに、原時間領域スピンエコーデータ７０６は、空間領
域におけるスピンエコーデータ７１４の対応するセット
の生成のために７１２で１次元フーリエ変換を受ける。

ここで、必要な位相補正は、補償されたスピンエコーデ
ータ７１６を生成するために、空間領域における単純な
シフトまたは移動によって達成される。これと同様な種
類の補償が必要な２５６訓測サイクルの補償が行なわれ
た後、他の次元のフーリエ変換が７１８で主として同じ
画像を３０に形成するために再使用され得るＮＭＲ画像
データを生成するために行なわれる。

要するに、ここで述べた実施例では、後続のデータ計／
ｌ１１１サイクルのためにＲＦ送信器の中心周波数を再
調整するために最後のテンプレートが使用される。フー
リエ変換の１つの次元は、生の時間領域テンプレートデ
ータに対して実行され、ピーク値は空間周波数領域に配
置され、且つその中心ビンからのオフセットは現存する
ＲＦ送信器の中心周波数の所要の調整として計測される
。この所要のオフセットは、次の計１１１１サイクルが
実行される前に、記憶され、さもなければ、制御コンピ
ュータ２４と通信される。

フーリエ変換された最後のテンブレー１・の計測された
周波数シフトΔも、画像におけるピクセルシフトと等価
である。１またはそれ以上のテンプレートが用いられる
。空間領域における中心ビンからのオフセットが一旦決
定されると、ＩＤＦＴピクセルデータは、最も近い、］
ピクセル次元内に対してテンプレートを再センタリング
するのに必要なピクセル数だけ特定の方向に単にスクロ
ールされる。

より複雑で且つ正確な位相補正が時間領域で達成される
。第７図に示したようにこれはスクロールよりも遅いｍ
−しかし加算の利益を提供するｍ＝複素数乗算を含む。

周波数領域のスクロールが、磁場ドリフＩ・に起因する
位相誤差を適切に補正するから、時間領域に対するより
正確な位相補正は、残留渦電流もより正確に補正する。

したがって、時間領域についての補償を実行することに
より、全てのタイプの位相誤差によるアーティファクト
は、より正確に補償される。このことは、例えば、いく
つかのスピンエコーデータが仮想複素共役対称に基づい
て合成されている場合−一該処理は位相誤差に非常に敏
感であるｍ−に特に有益である。

さて、第７図のように、計測チンプレー１・位相角θの
複素共役を含んでベクトルが格納される。補償されるべ
き各データ点は、時間領域についてこの補償ベクトルが
乗算される。時間領域におけるこのような正確な位相補
正も、流れる物体がイメージングされるとき、または水
および脂肪または他の物質がそれらのＮＭＲ周波数のわ
ずかな相違（例えば、３．５ｐｐｍ）に起因して生成さ
れる位相変化を利用して分離される時の、アーティファ
クトの低減に有用である。

複素兵役対称に基づいてデータを合成するための従来の
技術において、他のタイプの位相補正が便利である。こ
こでは、ゼロＧｙ位相エンコード計測サイクルが用いら
れ、スピンエコーのピークにおける信号が検査される。

全てのサンプルは、時間領域サンプル窓の中心にピーク
が位置するようにシフトされる。全サンプルの計測され
た相対位相は、中心の位相をゼロとするように同じ量た
けシフトされる（全ての実数部で虚数部はない）。

そして、同じ時間および位相シフトが、与えられたスラ
イスの与えられたスキャンに関する他の計ｆｌｌｌｌデ
ータにも施される。このように、本発明による位相シフ
ト較正および他の補正は、他のデータにもとづき、他の
目的で、異なる形で達成される。

位相補正テンブレー１・は、勾配反転エコー（リコール
ＦＩＤ）に特に有効である。この場合、二：Ｉ−（７）
　位相が１８０°パルスによって充分にクリーンアップ
されておらず且つどんな磁場婦均−もエコーを歪ませる
から、重要である。このタイプのエコーは時にはＦＩＤ
と呼んだ方がよい。

超伝導磁石においては、他の効果がある。勾配パルスは
磁場強度の動的なあるいは過渡的な変動を引き起こす。

いくつかの方法で、パルス勾配はスキャンが実行されて
いる間に磁場を新たな値に変更する。−旦勾配パルスが
ストップすると、磁場は予め存在する静的な値に戻る。

この動的な変化は、同じ勾配パルスに対して繰り返され
、異なる波形、期間または方向のパルスが使用されたと
きに異なる。したがって、位相補正は、同じ方向性を持
つスキャンが使用されたとき、いくつかの勾配パラメー
タが変動する場合、そして異なるスキャンによる画像を
レジスタに対して互いに望む場合に、必要となる。

渦電流に対する位相補正は、磁場ドリフトに対する補正
よりも一層正確で且つ厳密でなければならない。上述し
た実施例は、単一の吸収線からなるＮＭＲスペクトルを
有する相対的に小さいイメージ領域に対して最適である
。さらに実質的な磁場不均一性および／または化学シフ
ト効果がある場合、その影響は、渦電流効果の補償のた
めに位相シフト補正を行なう前に除去するのが最善であ
る。

あるアプローチでは、較正データの２つのセットを収集
する。１つは通常の極性のスライス勾配であり、２番目
は全ての極性が反転される。磁場不均一のための反対の
効果は同じであり、残留渦電流によるものは祠号が変化
する。したがって、］一つのデータセットの位相を他の
データセットの位相から減算すると、不均一誤差はキャ
ンセルされ、もしもこの結果を２で除算すると、その結
果は、渦電流のみによる需要の多い位相誤差である。

この勾配反転アプローチは、第９図に示される。

人体組織の水と脂肪の間の化学シフトは、勾配極性を変
化しても一定不変である。しかしながら、少なくとも１
つの観点において、それは磁場不均一とは別である。水
と脂肪の組織によ・るシフトは、互いに若干シフトされ
た２つの異なるスライスから選定できる。スライスのシ
フトの位置的な方向も勾配極性が反転したときに符号反
転する。そこで、もしも２つの較正データが、単一の良
く定義された被検体スライスから得られなかったら、そ
の相違はそれらの間に不適合が含まれており、それは較
正データを無効とする。

それ故に、我々は、好適な実施例において、各カリブレ
ーションデータセットを要求する前にプレサチュレーシ
ョンパルスによって脂肪成分を零にすることを提供して
いる。適正遅延を有する１８０度パルスハプレサチュレ
ーションの良好な候補である。この過程は第８図に示さ
れている。

第９図に示すように、１つは２つのカリブレイションサ
イクル測定、即ち最初に正常スライス選択変化極性の、
それから全ての逆極性の測定を行なってもよい。渦電流
の効果は傾斜付勢と同じ可逆極性を有するが、脂肪およ
び水の周期関係は両−’）’）　　　　− 方のケースにおいて同じである。故に、２つの信号の位
相の結合は確実なカリブレジョンテンプレートを有する
ものを残す相殺を提供する。

例えば、　　ＳＥ　（＋）およ５Ｅ（−）を正負傾斜極
性によってそれぞれ収集するカリブレーションデータと
する。この時、渦電流補正テンプレートは次式で表わさ
れる。

テンプレートの大きさ＝１ テンブレー１・位相＝［位相ＳＥ（＋）−位相ＳＥ　（
−）　］　／２ 通常のスピンエコーデータの各”ライン”の各記録デー
タセットをテンブレー１・の対応するデータポイントの
複雑結合によってかけ算すると、渦電流によって生じる
位相歪は減少される。

残留渦電流を正確に補正したいときには、逆快復カリブ
レーションサイクルが第８図に示されるように走らせて
もよい。ここで、我々は２つの異なった周期源、即ち脂
肪及び水を有する人体組織から位相補正のテンプレート
を確立することを試みる。１５ＭＨｚでは、脂肪及び水
はほぼ５０Ｈ２だけ異なるＮＭＲ周期を有する。結果は
単一テンプレートのスペクトうが単一共振う１インに起
因しないことであり、人がスピンエコーのピークから離
れて行くので、信号位相はこれらの異なる周波数を有す
る信号の混合によって混乱される。

そのような混乱を避けるためのアプローチは第８図に示
されるように逆回復シーケンスを用いることであり、こ
の場合、２つの干渉信号の一方が記録されている時に他
方が零となるようにタイミングが決められる。これは２
つの組織の一方に対するＴ１正確な値に依存する。１１
８ミリ秒のインバージョンタイムを用いると、１．５　
Ｍ　Ｈｚ　ｄ　ｅＮＭＲ信号が零になることが知られて
いる。

例えば、第１０図に示されるように、静止スピンが１８
０度ＲＦ転頭パルスによって反転されれば、脂肪細胞は
より多くの水様構成を有するものの緩和よりも短い時定
数で静止方向に緩和する。

脂肪細胞スピンが反転後のほぼ１１８ミリ秒（即ち、ｌ
ｎ２によって掛は算される脂肪のためのＴ１）で、２磁
化の零（即ち、第１０図の零）を有することは実験で知
られている。故に、１１８ｍ５のＴＩ パラメータはインバージョンレカバリンーケンスに使用
されれば、脂肪細胞ＮＮＲ信号源は効果的にマスクされ
る。

これら第８図及び第９図のシーケンスは共通の特徴を有
し、この特徴においては、シーケンサは一般的には読み
出しおよび位相符号化勾配の削除より多（実際データ獲
得サイクルから異なってもよい。インバージョンレカパ
リ（第８図）は脂肪成分の信号零化のために脂肪及び水
の異なる値Ｔ１に依存する異なるエキサイティジョンシ
ーケンスである。Ｐコマンドが使用されれば、それ事態
の独特のＰコマンドを走らせる必要がある。それは特に
、渦電流が補正が原理転移ある場合の超電導を用いて・
・・　（例えば、第３図の実施例に示されるよりも）通
常のイメージデータ要求走査シーケンスから更に時間に
おいてできるだけ離れている別の較正データ要求サイク
ルとして作動してもよい。

反転勾配方式は２つの異なるデータセットを収集し、特
有Ｐコマンド賀有効である。′それは、スライス勾配極
性が反転されたとき中心を外れたスライスの励起周波数
も反転されるべきであるので、付加的な複雑さを持つ。

これは、正しい中心周波数か既に達成されているならば
容易に解決できる。

さもなければ、正と負の勾配定義スライスが正しくマツ
チしない。

上述では、本発明のいくつかの実施例についてのみ詳細
に述べたが、当業者は、本発明の新規な特徴および利点
の多くを保持しつつ多くの変形および変更を上記実施例
に施し得ることがわかるであろう。したがって、全ての
そのような変形および変更も本発明の要旨に含まれるは
ずである。

［発明の効果］ 本発明によれば、ＭＲＩにおけるＮＭＲデータ計測処理
の間における磁場のスプリアス変動により生ずるスプリ
アスＮＭＲ周波数／位相シフトを他の方法で補償するこ
とを可能とする新たな技術を提供することが可能となる
。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例によるＭＲＩシステムの一般
化されたブロック図、第２図は在来のＭＲ１データ採取
シーケンスを示す図、第３図は本発明により完全なＭＲ
Ｉｒスキャン」を構成する在来の計測サイクルのシーケ
ンスの最初と最後に余分な計測サイクルが加えられた、
該余分な計測サイクルはＸおよびｙ磁気勾配パルスが使
用されない、のを除き第２図と同様の図、第４図は時間
についての仮想的なスプリアス磁場強度変化の単純な線
形モデルを示す図、第５図は中心周波数補正を行なわな
かった場合と行なった場合のマルチスキャンシーケンス
におけるスライス領域のシフトを概念的に示す図、第６
図は本発明の実施例のためのコンピュータプログラムの
変形の単純化されたフローチャート、第７図は（時間お
よび空間周波数領域の両方において）本発明の実施例で
用いられる較正および補正処理を模式的に示す図、第８
図は補正されたテンプレートデータを導出するためのイ
ンバージョンリカバリ手続きを用いる較正サイクルを示
す図、第９図は磁場不均一性および／または脂肪および
水ＮＭＲスペｚトルにおける相違による変化を低減した
較正テンブレー１・を導出するためスライス勾配反転を
用いた１対の較正サイクルを示す図、第１０図はインバ
ージョンリカバリ手続きにおいてＴＩを適切に選択する
ことにより一方を他方に対して選択的にヌルとすること
を可能とする脂肪および水についての異なるＴ１減衰フ
ァクタを示す図である。 １４・・・勾配増幅器およびコイル、１６・・・ＲＦコ
イル、１８・・・送／受切換えスイッチ、２０・・・Ｒ
Ｆ送信器、２２・・・ＲＦ受信器、２４・・・制御コン
ピュータ、２６・・・データ収集およびデイスプレィコ
ンピュータ、２８・・・Ａ／Ｄコンバータ、３０・・・
デイスプレィおよびキーボード装置。 出願人代理人　弁理士　鈴江武彦

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）少なくとも１つの所定領域についてのＮＭＲ−Ｒ
   Ｆ励起を選択的にアドレスするために第１の磁気勾配パ
   ルスが静磁場に重畳され、且つ他の時間に第２の磁気勾
   配パルスが上記静磁場に重畳される一連の計測サイクル
   にわたってＮＭＲ画像データを採取する磁気共鳴イメー
   ジング方法において、 上記計測サイクルのさらなる少なくとも１つ、該計測サ
   イクルではそのとき上記所定領域に存在する磁場をあら
   わす較正データを生成するために上記第２の磁気勾配パ
   ルスの少なくとも１つが省かれる、を実行するステップ
   と、 上記所定領域において実際に存在する磁場に対する時間
   による望ましくない変化に起因して生じ得る誤差の補償
   されたＭＲＩデータを生成するため上記較正データを使
   用するステップと を具備する改良。 （２）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記実行するステップは、上記計測サイクル
   のシーケンスの前に少なくとも１回実行される方法。 （３）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記実行するステップは、上記計測サイクル
   のシーケンスの後に少なくとも１回実行される方法。 （４）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記実行するステップは、上記計測サイクル
   のシーケンスの前後の両方に少なくとも１回実行される
   方法。 （５）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記実行するステップは、上記計測サイクル
   のシーケンス内に少なくとも１回実行される方法。 （６）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記使用するステップは、当該あるいは後続
   の計測サイクルシーケンスの後続の計測サイクルに用い
   られる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数をリセットす
   るステップを含む方法。 （７）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記使用するステップは、第２の次元のフー
   リエ変換に先だって、少なくとも上記第１の磁気勾配パ
   ルスによって誘起される渦電流により生ずる磁場に対す
   る周波数／位相補正を有効とするのに充分となるように
   、第１の次元のフーリエ変換されたＮＭＲデータの空間
   位置をシフトさせるステップを含む方法。 （８）請求項７の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記使用するステップは、当該あるいは後続
   の計測サイクルシーケンスの後続の計測サイクルに用い
   られる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数をリセットす
   るステップを含む方法。 （９）請求項１の改良された磁気共鳴イメージング方法
   において、上記使用するステップは、フーリエ変換に先
   だって、少なくとも上記第１の磁気勾配パルスによって
   誘起される渦電流により生ずる磁場に対する周波数／位
   相補正を有効とするのに充分となるように、時間領域で
   ＮＭＲデータを位相シフトするステップを含む方法。 （１０）請求項９の改良された磁気共鳴イメージング方
   法において、上記使用するステップは、当該あるいは後
   続の計測サイクルシーケンスの後続の計測サイクルに用
   いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数をリセット
   するステップを含む方法。 （１１）磁気勾配パルスが静磁場に重畳される計測サイ
   クルシーケンスの間に抽出された第１のＮＭＲレスポン
   スを記録し、上記第１のＮＭＲレスポンスからＮＭＲ画
   像データを生成するステップと、 上記計測サイクルの１つと同様で、しかも磁気勾配が全
   く用いられない、少なくとも１つの較正サイクルの間の
   ＮＭＲレスポンスを抽出し且つさらに記録するステップ
   と、 上記記録するステップの間に生じ得る不要な磁場変動が
   補償されたＮＭＲ画像データを生成するために上記さら
   なるＮＭＲレスポンスを用いるステップと を具備する磁気共鳴イメージング方法。 （１２）請求項１１の磁気共鳴イメージング方法におい
   て、上記使用するステップは、後続の計測サイクルに用
   いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数をリセット
   するステップを含む方法。 （１３）請求項１１の磁気共鳴イメージング方法におい
   て、上記使用するステップは、上記記録されたＮＭＲレ
   スポンスを時間領域で位相シフトするステップを含む方
   法。 （１４）請求項１１の磁気共鳴イメージング方法におい
   て、上記使用するステップは、少なくとも１次元のフー
   リエ変換後に上記記録されたＮＭＲレスポンスを空間領
   域で位相シフトするステップを含む方法。 （１５）請求項１２の磁気共鳴イメージング方法におい
   て、上記使用するステップは、上記記録されたＮＭＲレ
   スポンスを時間領域で位相シフトするステップを含む方
   法。 （１６）請求項１２の磁気共鳴イメージング方法におい
   て、上記使用するステップは、少なくとも１次元のフー
   リエ変換後に上記記録されたＮＭＲレスポンスを空間領
   域で位相シフトするステップを含む方法。 （１７）少なくとも１つの所定領域についてのＮＭＲ−
   ＲＦ励起を選択的にアドレスするために第１の磁気勾配
   パルスが静磁場に重畳され、且つ他の時間に第２の磁気
   勾配パルスが上記静磁場に重畳される一連の計測サイク
   ルにわたってＮＭＲ画像データを採取する磁気共鳴イメ
   ージングシステムにおいて、 上記計測サイクルのさらなる少なくとも１つ、該計測サ
   イクルではそのとき上記所定領域に存在する磁場をあら
   わす較正データを生成するために上記第２の磁気勾配パ
   ルスの少なくとも１つが省かれる、を実行するための手
   段と、 上記所定領域において実際に存在する磁場に対する時間
   による望ましくない変化に起因して生じ得る誤差の補償
   されたＭＲＩデータを生成するため上記較正データを使
   用するための手段と を具備する改良。 （１８）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記実行するための手段は、上記計
   測リサイクルのシーケンスの前に少なくとも１回起動さ
   れるシステム。 （１９）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記実行するための手段は、上記計
   測サイクルのシーケンスの後に少なくとも１回起動され
   るシステム。 （２０）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記実行するための手段は、上記計
   測サイクルのシーケンスの前後の両方に少なくとも１回
   起動されるシステム。 （２１）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記実行するための手段は、上記計
   測サイクルのシーケンス内に少なくとも１回起動される
   システム。（２２）請求項１７の改良された磁気共鳴イ
   メージングシステムにおいて、上記使用するための手段
   は、当該あるいは後続の計測サイクルシーケンスの後続
   の計測サイクルに用いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲ
   Ｆ周波数をリセットするための手段を含むシステム。 （２３）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記使用するための手段は、第２の
   次元のフーリエ変換に先だって、少なくとも上記第１の
   磁気勾配パルスによって誘起される渦電流により生ずる
   磁場に対する周波数／位相補正を有効とするのに充分と
   なるように、第１の次元のフーリエ変換されたＮＭＲデ
   ータの空間位置をシフトさせるための手段を含むシステ
   ム。 （２４）請求項２３の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記使用するための手段は、当該あ
   るいは後続の計測サイクルシーケンスの後続の計測サイ
   クルに用いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数を
   リセットするための手段を含むシステム。 （２５）請求項１７の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記使用するための手段は、フーリ
   エ変換に先だって、少なくとも上記第１の磁気勾配パル
   スによって誘起される渦電流により生ずる磁場に対する
   周波数／位相補正を有効とするのに充分となるように、
   時間領域でＮＭＲデータを位相シフトするための手段を
   含むシステム。 （２６）請求項２５の改良された磁気共鳴イメージング
   システムにおいて、上記使用するための手段は、当該あ
   るいは後続の計測サイクルシーケンスの後続の計測サイ
   クルに用いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数を
   リセットするための手段を含むシステム。 （２７）磁気勾配パルスが静磁場に重畳される計測サイ
   クルシーケンスの間に抽出された第１のＮＭＲレスポン
   スを記録するための手段、および上記第１のＮＭＲレス
   ポンスからＮＭＲ画像データを生成するための手段と、 上記計測サイクルの１つと同様で、しかも磁気勾配が全
   く用いられない、少なくとも１つの較正サイクルの間の
   ＮＭＲレスポンスを抽出し且つさらに記録するための手
   段と、 上記記録する間に生じ得る不要な磁場変動が補償された
   ＮＭＲ画像データを生成するために上記さらなるＮＭＲ
   レスポンスを用いるための手段とを具備する磁気共鳴イ
   メージングシステム。 （２８）請求項２７の磁気共鳴イメージングシステムに
   おいて、上記使用するための手段は、後続の計測サイク
   ルに用いられる上記ＮＭＲ−ＲＦ励起のＲＦ周波数をリ
   セットするための手段を含むシステム。 （２９）請求項２７の磁気共鳴イメージングシステムに
   おいて、上記使用するための手段は、上記記録されたＮ
   ＭＲレスポンスを時間領域で位相シフトするための手段
   を含むシステム。 （３０）請求項２７の磁気共鳴イメージングシステムに
   おいて、上記使用するための手段は、少なくとも１次元
   のフーリエ変換後に上記記録されたＮＭＲレスポンスを
   空間領域で位相シフトするための手段を含むシステム。 （３１）請求項２８の磁気共鳴イメージングシステムに
   おいて、上記使用するための手段は、上記記録されたＮ
   ＭＲレスポンスを時間領域で位相シフトするための手段
   を含むシステム。 （３２）請求項２８の磁気共鳴イメージングシステムに
   おいて、上記使用するための手段は、少なくとも１次元
   のフーリエ変換後に上記記録されたＮＭＲレスポンスを
   空間領域で位相シフトするための手段を含むシステム。 （３３）ＮＭＲ原子核の画像を生成するため複数の制御
   されたＲＦおよび磁場イメージャパラメータのもとで動
   作する磁気共鳴イメージングシステムにおいて、 少なくともいくつかの磁気勾配パルスが静磁場に重畳さ
   れるサイクルの間に上記イメージャパラメータの第１の
   所定のセットを用いて計測サイクルのシーケンスにわた
   ってＮＭＲ画像データを採取するための手段と、 後続の計測サイクルにて使用するため、上記計測サイク
   ルの少なくとも１つの結果として得られるデータの関数
   として、上記イメージャパラメータの少なくとも１つを
   変化させるための手段とを具備するシステム。 （３４）ＮＭＲ原子核の画像を生成するため複数の制御
   されたＲＦおよび磁場イメージャパラメータのもとで動
   作する磁気共鳴イメージングシステムにおいて、 少なくともいくつかの磁気勾配パルスが静磁場に重畳さ
   れるサイクルの間に所定のイメージャパラメータの１つ
   の仮定されたセットを用いて計測サイクルのシーケンス
   にわたってＮＭＲ画像データを採取するための手段と、 上記計測サイクルの少なくとも１つから導出されたデー
   タに応答して、その仮定された値からの上記イメージャ
   パラメータの少なくとも１つの偏差について上記ＮＭＲ
   画像データの少なくともいくつかを補償するための手段
   と を具備するシステム。 （３５）ＮＭＲ原子核の画像を生成するため複数の制御
   されたＲＦおよび磁場イメージャパラメータを用いる磁
   気共鳴イメージング方法において、少なくともいくつか
   の磁気勾配パルスが静磁場に重畳されるサイクルの間に
   上記イメージャパラメータの第１の所定のセットを用い
   て計測サイクルのシーケンスにわたってＮＭＲ画像デー
   タを採取するステップと、 後続の計測サイクルにて使用するため、上記計測サイク
   ルの少なくとも１つの結果として得られるデータの関数
   として、上記イメージャパラメータの少なくとも１つを
   変化させるステップとを具備する方法。 （３６）ＮＭＲ原子核の画像を生成するため複数の制御
   されたＲＦおよび磁場イメージャパラメータを用いる磁
   気共鳴イメージング方法において、少なくともいくつか
   の磁気勾配パルスが静磁場に重畳されるサイクルの間に
   所定のイメージャパラメータの１つの仮定されたセット
   を用いて計測サイクルのシーケンスにわたってＮＭＲ画
   像データを採取するステップと、 上記計測サイクルの少なくとも１つから導出されたデー
   タに応答して、その仮定された値からの上記イメージャ
   パラメータの少なくとも１つの偏差について上記ＮＭＲ
   画像データの少なくともいくつかを補償するステップと を具備する方法。 （３７）計測サイクルのシーケンスにより一定の磁場成
   分が重畳されたイメージ領域からＮＭＲ画像データを収
   集するタイプの磁気共鳴イメージング方法において、 実質的に化学シフトアーティファクト無しにＮＭＲ−Ｒ
   Ｆレスポンスを生成するためにＮＭＲインバージョンリ
   カバリサイクルが有効とされ、且つ較正データを生成す
   るために磁気勾配の印加無しに少なくとも１つのさらな
   る較正ＮＭＲ計測を実行するステップと、 上記イメージ領域内に実際に存在する磁場の時間に関す
   る望ましくない変化に起因して誤差が補償されたＭＲＩ
   データを生成するために上記較正データを使用するステ
   ップと を具備する改良。 （３８）請求項３７の改良された磁気共鳴イメージング
   方法において、上記インバージョンリカバリサイクルは
   、上記ＮＭＲ−ＲＦレスポンスからの所定のタイプのス
   ペクトルを実質的に無しとするためｌｎ２が乗算された
   原子核の所定のタイプに対するほぼＴ１のＴＩを用いる
   方法。 （３９）計測サイクルのシーケンスにより一定の磁場成
   分が重畳されたイメージ領域からＮＭＲ画像データを収
   集するタイプの磁気共鳴イメージング方法において、 １つのサイクルに利用されるスライス選択磁気勾配パル
   スの極性が他のサイクルに対して反転され、且つ上記サ
   イクル対において得られる計測ＮＭＲ−ＲＦの各対応す
   る位相が実質的に化学シフトアーティファクトの無い較
   正データを提供するために減算され、且つ較正データを
   生成するために磁気勾配の印加無しに少なくとも１対の
   さらなる較正ＮＭＲ計測を実行するステップと、 上記イメージ領域内に実際に存在する磁場の時間に関す
   る望ましくない変化に起因して誤差が補償されたＭＲＩ
   データを生成するために上記較正データを使用するステ
   ップと を具備する改良。 （４０）請求項３９の改良された磁気共鳴イメージング
   方法において、減算された結果の位相値は、上記較正デ
   ータを生成するために２で除算される方法。