JPH03292934A - 核磁気共鳴を用いた検査方法 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査方法Info
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- JPH03292934A JPH03292934A JP2092233A JP9223390A JPH03292934A JP H03292934 A JPH03292934 A JP H03292934A JP 2092233 A JP2092233 A JP 2092233A JP 9223390 A JP9223390 A JP 9223390A JP H03292934 A JPH03292934 A JP H03292934A
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- G—PHYSICS
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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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。
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、核磁気共鳴（以下ＮＭＲという）現象を利用
して被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置
（以下ＭＲＩ装置）に係り、特に静磁場変動により生ず
る画質劣下を低減する手法に関する。
して被検体の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置
（以下ＭＲＩ装置）に係り、特に静磁場変動により生ず
る画質劣下を低減する手法に関する。
ＭＲＩ装置の静磁場発生方法には超電導、常電導、永久
磁石の三方式がある。超電導を使用した装置の静磁場変
動量はＯ０ｌｐｐｍ／ｈ程度で極めて安定な静磁場が得
られる。定電導方式では極めて安定な電流源が必要とな
るが、その駆動回路の短時間ドリフトやハムの混入さら
にコイルの冷却水の温度変動などにより数ｐｐｍオーダ
ーのゆらぎを生じた静磁場となる。永久磁石方式では素
材自体が温度係数を持ち、材料により異なるが２００か
ら２０００ｐｐｍ／ ’Ｃ程度であり、微弱な温度変動
が静磁場変動の要因となる。
磁石の三方式がある。超電導を使用した装置の静磁場変
動量はＯ０ｌｐｐｍ／ｈ程度で極めて安定な静磁場が得
られる。定電導方式では極めて安定な電流源が必要とな
るが、その駆動回路の短時間ドリフトやハムの混入さら
にコイルの冷却水の温度変動などにより数ｐｐｍオーダ
ーのゆらぎを生じた静磁場となる。永久磁石方式では素
材自体が温度係数を持ち、材料により異なるが２００か
ら２０００ｐｐｍ／ ’Ｃ程度であり、微弱な温度変動
が静磁場変動の要因となる。
ＮＭＲ現象を利用した映像法は、その共鳴周波数が磁場
強度に比例することを基本原理としている。従って基本
となる静磁場強度が変動すると得られる信号の周波数が
変化し、画像にゴーストやボケが発生し画質の低下を招
くことになる。
強度に比例することを基本原理としている。従って基本
となる静磁場強度が変動すると得られる信号の周波数が
変化し、画像にゴーストやボケが発生し画質の低下を招
くことになる。
そこで従来の常電導方式のＭＲＩ装置では、計測前や計
測中に静磁場強度を直接あるいは間接的に測定し、フィ
ードバックをか−けて静磁場強度を補正する磁場ロック
手段が良く用いられていた。
測中に静磁場強度を直接あるいは間接的に測定し、フィ
ードバックをか−けて静磁場強度を補正する磁場ロック
手段が良く用いられていた。
しかし永久磁石方式では静磁場を発生させるコイルや駆
動装置を持たないため、磁場ロック手段を設けるとコス
ト高となり、また計測時間の延長を招く。
動装置を持たないため、磁場ロック手段を設けるとコス
ト高となり、また計測時間の延長を招く。
永久磁石を用いたＭＨＩ装置の静磁場変動に対処する従
来技術として特開昭６１−２８０５５１号公報がある。
来技術として特開昭６１−２８０５５１号公報がある。
しかしその補正手法は画素の１ポイント単位であり、１
ポイント以内のずれに対する配慮がない。１ポイント以
内のずれでも画質的にかなり大きなボケを生じるのでこ
の点の配慮が必要である。
ポイント以内のずれに対する配慮がない。１ポイント以
内のずれでも画質的にかなり大きなボケを生じるのでこ
の点の配慮が必要である。
本発明は上述したような事情に鑑みてなされたもので、
その目的は永久磁石方式における静磁場変動による画素
方向のボケをほぼ完全に除去し、良質な画像を得ること
にある。
その目的は永久磁石方式における静磁場変動による画素
方向のボケをほぼ完全に除去し、良質な画像を得ること
にある。
上記目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、スキャンの
直前及び直後に静磁場強度あるいはＮＵ倍信号共鳴周波
数を計測し、その変化量に応じてスキャンした計測デー
タの位相を補正するようにしたものである。
直前及び直後に静磁場強度あるいはＮＵ倍信号共鳴周波
数を計測し、その変化量に応じてスキャンした計測デー
タの位相を補正するようにしたものである。
以下、本発明の一実施例を図面を用いて説明する。第２
図に本発明に係るＭＲＩ装置の構成図を示す。この装置
は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１の断
層画像を得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理
装置（以下、ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と
、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、受信系１５と
信号処理系１６とからなる。上記静磁場発生磁石１０は
、被検体１の周りにその体軸方向または体軸と直交する
方向に強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検
体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又
は常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置
されている。上記シーケンサ１２は、ＣＰＵＩ １の制
御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な
種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに
受信系１５に送るものである。上記送信系１３は、高周
波発振器１７と変換器１８と高周波増幅器１９と送信側
の高周波コイル２０ａとからなり、上記高周波発振器１
７から出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令
に従って、変調器１８で振幅変調し、この振幅変調され
た高周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検
体１に近接して配置された高周波コイル２０ａに供給す
ることにより、電磁波が上記被検体１に照射されるよう
になっている。上記磁場勾配発生系１４は、Ｘ、Ｙ。
図に本発明に係るＭＲＩ装置の構成図を示す。この装置
は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体１の断
層画像を得るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理
装置（以下、ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と
、送信系１３と、磁場勾配発生系１４と、受信系１５と
信号処理系１６とからなる。上記静磁場発生磁石１０は
、被検体１の周りにその体軸方向または体軸と直交する
方向に強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検
体１の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又
は常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置
されている。上記シーケンサ１２は、ＣＰＵＩ １の制
御で動作し、被検体１の断層画像のデータ収集に必要な
種々の命令を送信系１３及び磁場勾配発生系１４並びに
受信系１５に送るものである。上記送信系１３は、高周
波発振器１７と変換器１８と高周波増幅器１９と送信側
の高周波コイル２０ａとからなり、上記高周波発振器１
７から出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令
に従って、変調器１８で振幅変調し、この振幅変調され
た高周波パルスを高周波増幅器１９で増幅した後に被検
体１に近接して配置された高周波コイル２０ａに供給す
ることにより、電磁波が上記被検体１に照射されるよう
になっている。上記磁場勾配発生系１４は、Ｘ、Ｙ。
２の三軸に２方向の磁場強度を異ならせる傾斜磁場コイ
ル２１と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源２
２とからなり、上記シーケンサ１２からの命令に従って
それぞれのコイルの傾斜磁場電ｇ２２を駆動することに
より、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇえ、Ｇｙ 、
Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜
磁場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設
定することができる。上記受信系１５は、受信側高周波
コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／
Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高周波コイル２
０ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁
波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周
波コイル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検
波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル
量に変換され、さらにシーケンサ１２がらの命令による
タイミングで直交位相検波器２４によりサンプリングさ
れたこ系列の収集データとされ、その信号が信号処理系
１６に送られるようになっている。
ル２１と、それぞれのコイルを駆動する傾斜磁場電源２
２とからなり、上記シーケンサ１２からの命令に従って
それぞれのコイルの傾斜磁場電ｇ２２を駆動することに
より、ｘ、ｙ、ｚの三軸方向の傾斜磁場Ｇえ、Ｇｙ 、
Ｇｚを被検体１に印加するようになっている。この傾斜
磁場の加え方により、被検体１に対するスライス面を設
定することができる。上記受信系１５は、受信側高周波
コイル２０ｂと増幅器２３と直交位相検波器２４とＡ／
Ｄ変換器２５とからなり、上記送信側の高周波コイル２
０ａから照射された電磁波による被検体１の応答の電磁
波（ＮＭＲ信号）は被検体１に近接して配置された高周
波コイル２０ｂで検出され、増幅器２３及び直交位相検
波器２４を介してＡ／Ｄ変換器２５に入力してデジタル
量に変換され、さらにシーケンサ１２がらの命令による
タイミングで直交位相検波器２４によりサンプリングさ
れたこ系列の収集データとされ、その信号が信号処理系
１６に送られるようになっている。
この信号処理系１６は、ＣＰＵＩ ｌと、磁気ディスク
２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲＴ等のデ
イスプレィ２８とがらなり、上記ＣＰＵＩ １でフーリ
エ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行って得られた分布を画像化してデイスプレィ２８に表
示するようになっている。なお、第２図において、送信
側及び受信側の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁場
コイル２１は、被検体１の周りの空間に配置された静磁
場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。
２６及び磁気テープ２７等の記録装置と、ＣＲＴ等のデ
イスプレィ２８とがらなり、上記ＣＰＵＩ １でフーリ
エ変換、補正係数計算、像再構成等の処理を行い、任意
断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を
行って得られた分布を画像化してデイスプレィ２８に表
示するようになっている。なお、第２図において、送信
側及び受信側の高周波コイル２０ａ、２０ｂと傾斜磁場
コイル２１は、被検体１の周りの空間に配置された静磁
場発生磁石１０の磁場空間内に配置されている。
第３図は、典型的なスピン・エコー法（以下ＳＥ法）に
おけるタイム・シーケンスを模式的に表わしたものであ
る。第３図において、ＲＦは無線周波の信号の照射のタ
イミング及び選択励起のためのエンベ−ロープを示して
いる。Ｇ２はスライス方向の傾斜磁場印加のタイミング
を示す。
おけるタイム・シーケンスを模式的に表わしたものであ
る。第３図において、ＲＦは無線周波の信号の照射のタ
イミング及び選択励起のためのエンベ−ロープを示して
いる。Ｇ２はスライス方向の傾斜磁場印加のタイミング
を示す。
Ｇｙは位相エンコード方向傾斜磁場印加のタイミングと
その振幅を変えて計測することを示す。
その振幅を変えて計測することを示す。
Ｇ、は周波数エンコード傾斜磁場印加のタイミングを示
し、Ｓｉｇｎａｌは計測されるＮＭＲ信号を示す。
し、Ｓｉｇｎａｌは計測されるＮＭＲ信号を示す。
最下段はタイム・シーケンスを１〜６に区間分けしたも
のである。なお、ｘ、ｙ、ｚ三軸はそれぞれ直交したデ
カルト座標軸である。第３図中区間１においては、９０
度選択励起パルスを照射するとともに、スライス方向傾
斜磁場を印加する。区間２においては、位相エンコード
方向傾斜磁場を印加し、Ｙ方向に関して場所に依存した
核スピンの回転を付加する。さらに区間２において、周
波数エンコード傾斜磁場を印加する。これは、区間６に
おいてＮＭＲ信号を計測する際に、時間原点が区間６の
中央に来るように、核スピンをあらかじめデイフェイズ
（ｄｅｐｈａｓｅ 、位相を逆回転させること）させて
おくためのものである。区間３では何らの信号も出さな
い。区間４では、１８０度選択励起パルスを照射すると
ともに、スライス方向傾斜磁場を印加する。区間５では
何らの信号・も出さない。区間６では、周波数エンコー
ド傾斜磁場を印加するとともに、ＮＭＲ信号の計測を行
う。
のである。なお、ｘ、ｙ、ｚ三軸はそれぞれ直交したデ
カルト座標軸である。第３図中区間１においては、９０
度選択励起パルスを照射するとともに、スライス方向傾
斜磁場を印加する。区間２においては、位相エンコード
方向傾斜磁場を印加し、Ｙ方向に関して場所に依存した
核スピンの回転を付加する。さらに区間２において、周
波数エンコード傾斜磁場を印加する。これは、区間６に
おいてＮＭＲ信号を計測する際に、時間原点が区間６の
中央に来るように、核スピンをあらかじめデイフェイズ
（ｄｅｐｈａｓｅ 、位相を逆回転させること）させて
おくためのものである。区間３では何らの信号も出さな
い。区間４では、１８０度選択励起パルスを照射すると
ともに、スライス方向傾斜磁場を印加する。区間５では
何らの信号・も出さない。区間６では、周波数エンコー
ド傾斜磁場を印加するとともに、ＮＭＲ信号の計測を行
う。
通常の２次元画像を得るには区間２の位相エンコード傾
斜磁場を例えば２５６通りに可変し、１〜６のシーケン
スを２５６回繰り返して計測を行なう。この繰り返し行
なう計測の方向をビュ一方向と呼ぶことにする。
斜磁場を例えば２５６通りに可変し、１〜６のシーケン
スを２５６回繰り返して計測を行なう。この繰り返し行
なう計測の方向をビュ一方向と呼ぶことにする。
ＮＭＲイメージングを行うには、前述のごとく静磁場に
傾斜磁場を印加した状態でＲＦパルスを照射し、被検体
１の検査領域から出るＮＭＲ信号を空間情報としてエン
コード（符号化）するために傾斜磁場を印加し、ＮＭＲ
信号を計測した後、後述する補正演算を行ない画像を再
構成する。
傾斜磁場を印加した状態でＲＦパルスを照射し、被検体
１の検査領域から出るＮＭＲ信号を空間情報としてエン
コード（符号化）するために傾斜磁場を印加し、ＮＭＲ
信号を計測した後、後述する補正演算を行ない画像を再
構成する。
さて、前述した静磁場発生磁石１０に永久磁石方式を用
いた場合は磁石の温度変化によって静磁場強度が変化す
る。使用する磁石や磁気回路に使用する鉄材などの総重
量は５〜１５トン程にも達する為、熱慣性は非常に大き
い。また永久磁石方式では通常、断熱構造や保温制御を
用いるため、周囲温度が数℃変化した場合、磁石の温度
は長い時定数で変化し、１日の室温変動に応じてゆっく
りと０．１℃オーダの変化をする。ＭＲＩの計測時間は
数分〜数１０分のオーダであるので計測時間中の温度変
動はほとんど直線的な変化と見なしても支障はない。そ
こで本発明では前述した第３図の一連のシーケンスの直
前と直後にＮＭＲ信号の中心周波数ｆ Ｃｆ工とｆ２と
する）を計測しておき、この周波数のずれ量から計測デ
ータを補正する手段を用いる。もちろん温度変動が直線
的でない場合は計測途中に中心周波数を計測するように
すれば良い。
いた場合は磁石の温度変化によって静磁場強度が変化す
る。使用する磁石や磁気回路に使用する鉄材などの総重
量は５〜１５トン程にも達する為、熱慣性は非常に大き
い。また永久磁石方式では通常、断熱構造や保温制御を
用いるため、周囲温度が数℃変化した場合、磁石の温度
は長い時定数で変化し、１日の室温変動に応じてゆっく
りと０．１℃オーダの変化をする。ＭＲＩの計測時間は
数分〜数１０分のオーダであるので計測時間中の温度変
動はほとんど直線的な変化と見なしても支障はない。そ
こで本発明では前述した第３図の一連のシーケンスの直
前と直後にＮＭＲ信号の中心周波数ｆ Ｃｆ工とｆ２と
する）を計測しておき、この周波数のずれ量から計測デ
ータを補正する手段を用いる。もちろん温度変動が直線
的でない場合は計測途中に中心周波数を計測するように
すれば良い。
次にＣＰＵ１１における補正演算の原理について説明す
る。今、シーケンス動作中、静磁場Ｈ。
る。今、シーケンス動作中、静磁場Ｈ。
が直線的に変化した場合、得られる信号の中心局つて直
線的に変化し、例えば第４図のようになる。
線的に変化し、例えば第４図のようになる。
このように得られる信号の中心周波数ｆが時間（ビュ一
番号の増加）とともに変化すると、得られる信号の各サ
ンプル点での位相が変化する。例えば第３図に示したＳ
Ｅ法による計測では１８０６パルスの働きによって計測
中心で誤差Ｏでその前後で誤差が生ずるような第５図で
示すような位相変化が生じ、この位相誤差量Ｔは（１）
式のようになる。
番号の増加）とともに変化すると、得られる信号の各サ
ンプル点での位相が変化する。例えば第３図に示したＳ
Ｅ法による計測では１８０６パルスの働きによって計測
中心で誤差Ｏでその前後で誤差が生ずるような第５図で
示すような位相変化が生じ、この位相誤差量Ｔは（１）
式のようになる。
（２）式から正しい計測信号を求めると（３）式と［ｒ
ａｄ］ 但し、ｆｌ・・・計測直前の中心周波数ｆ２・・・計測
直後 Ｔ、・・・１ビニ−内の計測時間幅 Ｘ・・・１ビユー内の各サンプル番号 （０−１２７，２５５，５１１ｅｔｃ）Ｘ・・・１ビユ
ーのサンプル点数 （１２８，２５６，５１２ｅｔｃ） ｙ・・・１計測内のビュ一番号 （０〜１２７，２５５，５１１ｅｔｃ）Ｙ・・・１計測
内のビュー数 （１２８，２５６，５１２ｅｔｃ） 得られる信号５１（ｘ、ｙ＋にはこの誤差量が含まれて
（２）式のようになっている。
ａｄ］ 但し、ｆｌ・・・計測直前の中心周波数ｆ２・・・計測
直後 Ｔ、・・・１ビニ−内の計測時間幅 Ｘ・・・１ビユー内の各サンプル番号 （０−１２７，２５５，５１１ｅｔｃ）Ｘ・・・１ビユ
ーのサンプル点数 （１２８，２５６，５１２ｅｔｃ） ｙ・・・１計測内のビュ一番号 （０〜１２７，２５５，５１１ｅｔｃ）Ｙ・・・１計測
内のビュー数 （１２８，２５６，５１２ｅｔｃ） 得られる信号５１（ｘ、ｙ＋にはこの誤差量が含まれて
（２）式のようになっている。
Ｓ １（ｘｔｙ＋ ＝ Ｓ （ｘ ＋
ｙ ）・ｅｘｐ （ｊ ’ｆ’ ＋ｘｔｙ＋ ）
・・１２）但し、Ｓ（ｘ、ｙ）・・・周波数が変化しな
い場合の正しい計測信号 ｊ・・・虚数単位 なる。
ｙ ）・ｅｘｐ （ｊ ’ｆ’ ＋ｘｔｙ＋ ）
・・１２）但し、Ｓ（ｘ、ｙ）・・・周波数が変化しな
い場合の正しい計測信号 ｊ・・・虚数単位 なる。
５（ｘｔｙ）＝Ｓｔ＋ｘ、ｙ＋ ＠ｅｘｐ（ｊ’ｉ’ｔ
ｘ＋ｙ＋）・・・（３） 従って（１）式によって各計測データの位相誤差量を計
算し、（３）式によって補正を行なえば周波数変化のな
い正しい計測データＳ（ｘ、ｙ）が得られる。
ｘ＋ｙ＋）・・・（３） 従って（１）式によって各計測データの位相誤差量を計
算し、（３）式によって補正を行なえば周波数変化のな
い正しい計測データＳ（ｘ、ｙ）が得られる。
ＭＨＩの計測法には前述したＳＥ法の他にグラジェント
エコー法（以下ＧＲＥ法と記す）と呼ばれる手法がある
。この場合は前述した１８０°パルスがないため、位相
誤差は第６図に示すように計測の時間方向に直線的に変
化し、（４）式のようになる。
エコー法（以下ＧＲＥ法と記す）と呼ばれる手法がある
。この場合は前述した１８０°パルスがないため、位相
誤差は第６図に示すように計測の時間方向に直線的に変
化し、（４）式のようになる。
（ｒａｄ）
但し、Ｔａ・・・９０°パルスの中心から計測開始点（
Ｘ＝Ｏ）までの時間 ＧＲＥ法の場合はこの（４）式と（３）式によって補正
演算を行なう。
Ｘ＝Ｏ）までの時間 ＧＲＥ法の場合はこの（４）式と（３）式によって補正
演算を行なう。
次に第１図を用いて計測と補正演算の手順について説明
する。まず計測の直前に被検体の核磁気共鳴の中心周波
数ｆＬを計測する。次に実際の信号５Ｌ（ＸＩ７＋を計
測し、その直後に中心周波数Ｊ２を計測する。ＳＥ法の
場合は（１）式を用い、またＧＲＥ法の場合は（４）式
を用いて各計測点の位相誤差量ψ（ｘ、ｙ）を計算する
。次に式（３）を用いて補正演算を実行し、周波数変化
の補正された計測データＳ （ｘ ｒ ｙ ）を得る。
する。まず計測の直前に被検体の核磁気共鳴の中心周波
数ｆＬを計測する。次に実際の信号５Ｌ（ＸＩ７＋を計
測し、その直後に中心周波数Ｊ２を計測する。ＳＥ法の
場合は（１）式を用い、またＧＲＥ法の場合は（４）式
を用いて各計測点の位相誤差量ψ（ｘ、ｙ）を計算する
。次に式（３）を用いて補正演算を実行し、周波数変化
の補正された計測データＳ （ｘ ｒ ｙ ）を得る。
このデータをもとに２次元フーリエ変換など通常の画像
再構成演算を実行し、ぼけのない画像を得る。
再構成演算を実行し、ぼけのない画像を得る。
ここまでの説明では計測直前と直後の中心周波数により
計測データを補正する実用的な手法を説明したが、前述
した磁場強度の変化が直線的でなくやるやかに変化する
場合でも本発明の手法を応用して簡単に実現できる。す
なわち、計測直前から計測直後までの間に中心周波数を
Ｎ回計測し、対応する中心周波数（Ｊｏ、 ｆｌ・・・
ｆ、・・・ｆＮ） により前述の（１）式又は（４）
式を変形して’ｆ’（ｘ、ｙ）を求める。Ｎは変化を再
現で７る程度で最少限の数を使用するのが実用的である
。この場合のＳＥ法による前述の位相誤差量を表わす（
１）式は次の様に変形して用いる。
計測データを補正する実用的な手法を説明したが、前述
した磁場強度の変化が直線的でなくやるやかに変化する
場合でも本発明の手法を応用して簡単に実現できる。す
なわち、計測直前から計測直後までの間に中心周波数を
Ｎ回計測し、対応する中心周波数（Ｊｏ、 ｆｌ・・・
ｆ、・・・ｆＮ） により前述の（１）式又は（４）
式を変形して’ｆ’（ｘ、ｙ）を求める。Ｎは変化を再
現で７る程度で最少限の数を使用するのが実用的である
。この場合のＳＥ法による前述の位相誤差量を表わす（
１）式は次の様に変形して用いる。
但し、 ｊ・・中心周波数計測の番号（１＝０．ｌ、
・・・Ｎ） ｆ、・・・１番目の中心周波数 ｙ、・・ｆ、 を計測した直後のビュ一番号（例：０，
６３，１２７，１９．１゜ ２５５） （５）の認意のｙに対し、最も近いｙ、及びｙｌ＋、を
用いる。
・・・Ｎ） ｆ、・・・１番目の中心周波数 ｙ、・・ｆ、 を計測した直後のビュ一番号（例：０，
６３，１２７，１９．１゜ ２５５） （５）の認意のｙに対し、最も近いｙ、及びｙｌ＋、を
用いる。
この（５）式の’ｆ’ （ｘ ＊ ｙ）を前述した第１
図の手順中に用いれば、ＳＥ法で中心周波数がゆるやか
に変化しても補正が可能である。
図の手順中に用いれば、ＳＥ法で中心周波数がゆるやか
に変化しても補正が可能である。
同様にしてＧＲＥ法では（４）式を変形して（６）式を
用いれば良い。
用いれば良い。
−・（６）
［発明の効果］
本発明によれば、計測中の中心円周
のずれに起因する「ぼけＪをほぼ完全
に取り除くことができるので、空間分
解能の劣化のない鮮明な画像を得るこ
とができる。
第１図は本発明における信号計測と
信号の補正演算のフローチャート図、
第２図はＭＲＩ装置の構成を示すブロ
ック図、第３図はＳＥ法の典型的なパ
ルスシーケンス図、第４図は信号計測
中の静磁場変動による信号の中心周波
数の変動を示す図、第５図はＳＥ法に
おける第４図に示す中心周波数の変動
により生ずる各サンプル点での信号の
位相変化状態を示す図、第６図は
ＧＲＥ法における位相変化状態を示す
図である。
第
３
＃５
第
ろ
口
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、被検体に静磁場及び傾斜磁場を与える手段と、前記
被検体の組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起
こさせるために高周波パルスを印加する手段と、前記核
磁気共鳴による信号を検出する信号検出手段と、検出さ
れた核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する手段とを
備えてなる核磁気共鳴イメージング装置において、計測
開始直前と直後の中心周波数を計測し、その周波数変化
量を用いて映像化に用いる計測データの位相を補正する
手段を含むことを特徴とした核磁気共鳴イメージング装
置の検査方法。 ２、前記共鳴の中心周波数の計測を映像化に用いる計測
データの計測中に複数回挿入し、その中心周波数の変化
量を用いて計測データの位相を補正する手段を含むこと
を特徴とする核磁気共鳴イメージング装置の検査方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2092233A JPH03292934A (ja) | 1990-04-09 | 1990-04-09 | 核磁気共鳴を用いた検査方法 |
| US07/682,472 US5184073A (en) | 1990-04-09 | 1991-04-09 | Method for correcting phase errors in a nuclear magnetic resonance signal and device for realizing same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2092233A JPH03292934A (ja) | 1990-04-09 | 1990-04-09 | 核磁気共鳴を用いた検査方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03292934A true JPH03292934A (ja) | 1991-12-24 |
Family
ID=14048720
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2092233A Pending JPH03292934A (ja) | 1990-04-09 | 1990-04-09 | 核磁気共鳴を用いた検査方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5184073A (ja) |
| JP (1) | JPH03292934A (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5539311A (en) * | 1992-12-03 | 1996-07-23 | Hitachi Medical Corporation | Method for reducing artifacts in magnetic resonance imaging |
| US5378985A (en) * | 1993-07-15 | 1995-01-03 | General Electric Company | Fast spin echo prescan for MRI system |
| US5432447A (en) * | 1993-08-11 | 1995-07-11 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Phase unwrapping of MR phase images using poisson equation |
| JP2755125B2 (ja) * | 1993-09-30 | 1998-05-20 | 株式会社島津製作所 | Ｍｒイメージング装置 |
| US5652514A (en) * | 1996-03-25 | 1997-07-29 | Toshiba America Mri, Inc. | Correction for field variation in steady-state MRI by repeated acquisition of zero k-space line |
| US5905377A (en) * | 1996-07-31 | 1999-05-18 | Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Method and apparatus for correcting gradient system and static magnetic field in magnetic resonance imaging |
| JP3976845B2 (ja) | 1997-07-22 | 2007-09-19 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE10051594A1 (de) * | 2000-10-18 | 2002-05-02 | Philips Corp Intellectual Pty | Phasenkorrekturverfahren für die MR-Echtzeitbildgebung |
| IL196487A (en) * | 2009-01-13 | 2016-03-31 | Aspect Imaging Ltd | Means for buying sharp resolution mri |
| CN110501664B (zh) * | 2019-08-23 | 2021-07-16 | 苏州朗润医疗系统有限公司 | 磁共振波谱相位校正方法及应用该方法的磁共振成像系统 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4724388A (en) * | 1985-06-07 | 1988-02-09 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging method |
| US4706027A (en) * | 1986-08-28 | 1987-11-10 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for correcting phase errors in magnetic resonance imaging data |
| NL8701642A (nl) * | 1987-07-13 | 1989-02-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het uitvoeren van een fasecorrectie bij mr angiografie. |
| NL8702700A (nl) * | 1987-11-12 | 1989-06-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor automatische fasecorrectie van complexe nmr spectra. |
-
1990
- 1990-04-09 JP JP2092233A patent/JPH03292934A/ja active Pending
-
1991
- 1991-04-09 US US07/682,472 patent/US5184073A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5184073A (en) | 1993-02-02 |
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