JPH0732765B2 - Ｎｍｒ装置に起因して生じる位相誤差を修正する方法 - Google Patents
Ｎｍｒ装置に起因して生じる位相誤差を修正する方法Info
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- JPH0732765B2 JPH0732765B2 JP3350377A JP35037791A JPH0732765B2 JP H0732765 B2 JPH0732765 B2 JP H0732765B2 JP 3350377 A JP3350377 A JP 3350377A JP 35037791 A JP35037791 A JP 35037791A JP H0732765 B2 JPH0732765 B2 JP H0732765B2
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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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- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は核磁共鳴画像形成方法お
よび装置に関するものである。更に詳しくいえば、本発
明はエコープレーナ法を用いてＮＭＲ画像を生ずる方法
に関するものである。
よび装置に関するものである。更に詳しくいえば、本発
明はエコープレーナ法を用いてＮＭＲ画像を生ずる方法
に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気モーメントを有する核は、それが置
かれている磁界の向きに自身で整列しようとする。しか
し、そうしている時に核は、磁界の強さと特定の核種の
特性（核の磁気回転定数ｇ）とに依存する特性角周波数
（ラーモア周波数）で、その向きを中心として歳差運動
を行う。この現象を示す核のことをここでは「スピン」
と呼ぶ。
かれている磁界の向きに自身で整列しようとする。しか
し、そうしている時に核は、磁界の強さと特定の核種の
特性（核の磁気回転定数ｇ）とに依存する特性角周波数
（ラーモア周波数）で、その向きを中心として歳差運動
を行う。この現象を示す核のことをここでは「スピン」
と呼ぶ。
【０００３】人体組織のような物質が一様な磁界（分極
磁界Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁
気モーメントがこの分極磁界に整列しようとするが、そ
れを中心としてそれらのスピンの特性ラーモア周波数で
ランダムな順序で歳差運動する。分極磁界の向きに正味
の磁気モーメントＭｚが発生されるが、垂直平面または
水平面（ｘ−ｙ平面）内のランダムに向けられた磁気成
分が互いに打ち消し合う。しかし、物質、または組織
が、ｘ−ｙ平面内で、ラーモア周波数に近い磁界（励磁
磁界Ｂ1 ）にさらされたとすると、整列させられた正味
のモーメントＭｚを回転させ、または「傾け」て、ｘ−
ｙ平面に入らせ、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数で回
転、または自転する正味の横方向磁気モーメントＭｔを
生ずる。正味の磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、
したがって正味の横方向磁気モーメントＭｔの大きさ
は、励磁磁界Ｂ1 の加えられる時間の長さと、大きさに
主として依存する。
磁界Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁
気モーメントがこの分極磁界に整列しようとするが、そ
れを中心としてそれらのスピンの特性ラーモア周波数で
ランダムな順序で歳差運動する。分極磁界の向きに正味
の磁気モーメントＭｚが発生されるが、垂直平面または
水平面（ｘ−ｙ平面）内のランダムに向けられた磁気成
分が互いに打ち消し合う。しかし、物質、または組織
が、ｘ−ｙ平面内で、ラーモア周波数に近い磁界（励磁
磁界Ｂ1 ）にさらされたとすると、整列させられた正味
のモーメントＭｚを回転させ、または「傾け」て、ｘ−
ｙ平面に入らせ、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数で回
転、または自転する正味の横方向磁気モーメントＭｔを
生ずる。正味の磁気モーメントＭｚが傾けられる程度、
したがって正味の横方向磁気モーメントＭｔの大きさ
は、励磁磁界Ｂ1 の加えられる時間の長さと、大きさに
主として依存する。
【０００４】この現象の実際的な値は、励磁信号Ｂ1 が
終わった後の励磁されたスピンにより放出される信号中
にある。簡単な系においては、励磁されたスピンは受信
コイル中に振動する正弦波信号が誘起される。この信号
の周波数はラーモア周波数であり、それの初めの振幅Ａ
0 は横方向磁気モーメントＭｔにより決定される。放出
信号の振幅Ａは下の式のように時間ｔの経過につれて指
数的に減少する。 Ａ＝ＡOｅ-t/T*2 減衰定数1/T*2 は磁界の一様なＴ2 に依存する。それは
「スピン−スピン緩和」定数、または「横緩和」定数と
呼ばれる。Ｔ2 定数は、スピンの整列させられた歳差
が、完全に一様な磁界中の励磁信号Ｂ1 が除去された後
で位相外れが起こる指数的な率に逆比例する。
終わった後の励磁されたスピンにより放出される信号中
にある。簡単な系においては、励磁されたスピンは受信
コイル中に振動する正弦波信号が誘起される。この信号
の周波数はラーモア周波数であり、それの初めの振幅Ａ
0 は横方向磁気モーメントＭｔにより決定される。放出
信号の振幅Ａは下の式のように時間ｔの経過につれて指
数的に減少する。 Ａ＝ＡOｅ-t/T*2 減衰定数1/T*2 は磁界の一様なＴ2 に依存する。それは
「スピン−スピン緩和」定数、または「横緩和」定数と
呼ばれる。Ｔ2 定数は、スピンの整列させられた歳差
が、完全に一様な磁界中の励磁信号Ｂ1 が除去された後
で位相外れが起こる指数的な率に逆比例する。
【０００５】ＮＭＲ信号の振幅Ａに寄与する別の重要な
要因は、時定数Ｔ1 により特徴づけられるスピン−格子
緩和過程と呼ばれる。その過程は、磁気分極軸（ｚ）に
沿う、正味の磁気モーメントＭａそれの平衡値への復帰
を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医療の対象で
あるほとんどの物質においてははるかに長い。
要因は、時定数Ｔ1 により特徴づけられるスピン−格子
緩和過程と呼ばれる。その過程は、磁気分極軸（ｚ）に
沿う、正味の磁気モーメントＭａそれの平衡値への復帰
を記述する。Ｔ1 時定数はＴ2 より長く、医療の対象で
あるほとんどの物質においてははるかに長い。
【０００６】本発明にとくに関連するＮＭＲ測定は「パ
ルスＮＭＲ測定」と呼ばれる。そのようなＮＭＲ測定は
励磁期間と信号放出期間に分けられる。その測定は典型
的には周期的に行われ、ＮＭＲ測定が数多く反復してな
され、各サイクル中に種々のデータを蓄積し、または対
象中の種々の場所に対して同じ測定を行う。多様な準備
励磁技術が知られている。それらの技術は、振幅、持続
時間、および向きが変化する励磁パルス（Ｂ1 ）を１つ
または複数個加えることを含む。それらの励磁パルスは
狭い周波数スペクトラム（選択的励磁パルス）を有する
ことができ、または、ある共鳴周波数範囲にわたって横
方向磁化Ｍｔを生ずる広い周波数スペクトラム（非選択
的励磁パルス）を持つことができる。従来の技術は、特
定のＮＭＲ現象を利用するために構成され、かつＮＭＲ
測定における特定の問題を解決する励磁技術で満ちてい
る。
ルスＮＭＲ測定」と呼ばれる。そのようなＮＭＲ測定は
励磁期間と信号放出期間に分けられる。その測定は典型
的には周期的に行われ、ＮＭＲ測定が数多く反復してな
され、各サイクル中に種々のデータを蓄積し、または対
象中の種々の場所に対して同じ測定を行う。多様な準備
励磁技術が知られている。それらの技術は、振幅、持続
時間、および向きが変化する励磁パルス（Ｂ1 ）を１つ
または複数個加えることを含む。それらの励磁パルスは
狭い周波数スペクトラム（選択的励磁パルス）を有する
ことができ、または、ある共鳴周波数範囲にわたって横
方向磁化Ｍｔを生ずる広い周波数スペクトラム（非選択
的励磁パルス）を持つことができる。従来の技術は、特
定のＮＭＲ現象を利用するために構成され、かつＮＭＲ
測定における特定の問題を解決する励磁技術で満ちてい
る。
【０００７】画像を生ずるためにＮＭＲを利用する時
は、対象の特定の場所からＮＭＲ信号を得るためにある
技術が採用される。典型的には、画像にすべき対象とす
る領域が、用いられる特定の局所化法に従って変化する
一連のＮＭＲ測定サイクルにより走査される。その結果
として受信したＮＭＲ信号のセットがデジタル化され、
処理され、多くの周知の再構成技術の１つを用いて画像
を再構成する。対象の特定の場所からＮＭＲ信号を取出
すためには、その走査を行うことがもちろん必要であ
る。これは、分極磁界Ｂ0 の向きと同じ向きを有する
が、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸にそれぞれ沿う傾きを有する
磁界（Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）を採用することにより達成さ
れる。各ＮＭＲサイクル中にそれらの傾きの強さを制御
することにより、スピン励磁の空間分布を制御でき、結
果としてのＮＭＲ信号の場所を識別できる。
は、対象の特定の場所からＮＭＲ信号を得るためにある
技術が採用される。典型的には、画像にすべき対象とす
る領域が、用いられる特定の局所化法に従って変化する
一連のＮＭＲ測定サイクルにより走査される。その結果
として受信したＮＭＲ信号のセットがデジタル化され、
処理され、多くの周知の再構成技術の１つを用いて画像
を再構成する。対象の特定の場所からＮＭＲ信号を取出
すためには、その走査を行うことがもちろん必要であ
る。これは、分極磁界Ｂ0 の向きと同じ向きを有する
が、ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸にそれぞれ沿う傾きを有する
磁界（Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚ）を採用することにより達成さ
れる。各ＮＭＲサイクル中にそれらの傾きの強さを制御
することにより、スピン励磁の空間分布を制御でき、結
果としてのＮＭＲ信号の場所を識別できる。
【０００８】画像を構成するためのＮＭＲデータは、多
数角度投射再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のよう
な、多くの利用できる技術の１つを用いて集めることが
できる。典型的には、それらの技術は、順次実現される
複数のビューで構成されるパルス列を含む。各ビューは
１つまたは複数のＮＭＲ実験を含むことができる。各Ｎ
ＭＲ実験は、空間情報を結果としてのＮＭＲ信号へ符号
化するために、少なくともＲＦ励磁パルスと磁界の傾き
パルスを有する。１つのそのようなパルス列はこの分野
において、「スピンワープ」と呼ばれる。スピンワーク
技術は、雑誌「医学および生物学における物理学（Ｐｈ
ｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏ
ｌｏｇｙ）」２５巻（１９８０年）、７５１〜７５６ペ
ージ所載の「スピンワープＮＭＲ画像発生および人の全
身画像形成への応用（Ｓｐｉｎ Ｗａｒｐ ＮＭＲ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｔ
ｏＨｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄｙ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ）」と題する、ダブリュー・エー・エーデルスタイン
（ＷＷ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ）他の論文に記載され
ている。この技術は一連のパルス列を用いる。それらの
パルス列においては、各ＮＭＲスピンエコー信号を得る
前に、可変振幅位相符号化磁界の傾きパルスが加えられ
て、空間情報をその傾きの向きの信号へ位相符号化す
る。たとえば二次元実現（２ＤＥＴ）においては、１つ
の方向に沿って位相符号化の傾き（Ｇｙ）を加えること
により空間情報がその方向に符号化され、それから、位
相符号化の方向に直角な方向に読出し磁界の傾き（Ｇ
ｘ）が存在する中でスピンエコー信号が得られる。各ス
ピンエコー獲得中に存在する読出し傾きにより、直交す
る方向に空間情報が符号化される。典型的な２ＤＦＴデ
ータ獲得シーケンスにおいては、一連のパルス列、また
はビュー、が行われて、位相符号化傾きパルスＧｙの大
きさがビューの列中で増加させられ（ΔＧｙ）、ＮＭＲ
データセットを生ずる。そのＮＭＲデータセットから画
像全体を再構成できる。
数角度投射再構成およびフーリエ変換（ＦＴ）のよう
な、多くの利用できる技術の１つを用いて集めることが
できる。典型的には、それらの技術は、順次実現される
複数のビューで構成されるパルス列を含む。各ビューは
１つまたは複数のＮＭＲ実験を含むことができる。各Ｎ
ＭＲ実験は、空間情報を結果としてのＮＭＲ信号へ符号
化するために、少なくともＲＦ励磁パルスと磁界の傾き
パルスを有する。１つのそのようなパルス列はこの分野
において、「スピンワープ」と呼ばれる。スピンワーク
技術は、雑誌「医学および生物学における物理学（Ｐｈ
ｙｓｉｃｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏ
ｌｏｇｙ）」２５巻（１９８０年）、７５１〜７５６ペ
ージ所載の「スピンワープＮＭＲ画像発生および人の全
身画像形成への応用（Ｓｐｉｎ Ｗａｒｐ ＮＭＲ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｔ
ｏＨｕｍａｎ Ｗｈｏｌｅ−Ｂｏｄｙ Ｉｍａｇｉｎ
ｇ）」と題する、ダブリュー・エー・エーデルスタイン
（ＷＷ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ）他の論文に記載され
ている。この技術は一連のパルス列を用いる。それらの
パルス列においては、各ＮＭＲスピンエコー信号を得る
前に、可変振幅位相符号化磁界の傾きパルスが加えられ
て、空間情報をその傾きの向きの信号へ位相符号化す
る。たとえば二次元実現（２ＤＥＴ）においては、１つ
の方向に沿って位相符号化の傾き（Ｇｙ）を加えること
により空間情報がその方向に符号化され、それから、位
相符号化の方向に直角な方向に読出し磁界の傾き（Ｇ
ｘ）が存在する中でスピンエコー信号が得られる。各ス
ピンエコー獲得中に存在する読出し傾きにより、直交す
る方向に空間情報が符号化される。典型的な２ＤＦＴデ
ータ獲得シーケンスにおいては、一連のパルス列、また
はビュー、が行われて、位相符号化傾きパルスＧｙの大
きさがビューの列中で増加させられ（ΔＧｙ）、ＮＭＲ
データセットを生ずる。そのＮＭＲデータセットから画
像全体を再構成できる。
【０００９】以上述べたような従来のパルス列は優れた
画像を生じ、とくに対象が静止している時はそうであ
る。しかし、従来の走査は多くのパルス列を必要とする
のが普通で、そのために走査の完了に数分を要する。そ
の長い走査の間に、流体の流れ、呼吸、蠕動等のために
対象がしばしば動き、再構成された画像は人工的な動き
で損なわれる。この技術は、人工的な動きを減少する方
法、または動きと流れの影響を打ち消すためにＮＭＲデ
ータを修正する方法で満たされている。
画像を生じ、とくに対象が静止している時はそうであ
る。しかし、従来の走査は多くのパルス列を必要とする
のが普通で、そのために走査の完了に数分を要する。そ
の長い走査の間に、流体の流れ、呼吸、蠕動等のために
対象がしばしば動き、再構成された画像は人工的な動き
で損なわれる。この技術は、人工的な動きを減少する方
法、または動きと流れの影響を打ち消すためにＮＭＲデ
ータを修正する方法で満たされている。
【００１０】ピーター・マンスフィールド（Ｐｅｔｅｒ
Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）によりエコー・プレーナパルス
シーケンスが提案された（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ
５５−Ｌ５８，１９７７）１９７７年以来、ＮＭＲ画像
データを短時間で得るという技術的概念が知られてい
る。標準的なパルスシーケンスとは対照的に、エコープ
レーナパルスシーケンスは各ＲＦ励磁パルスごとに１組
のＮＭＲ信号を生ずる。６４個のビューの全走査を、持
続時間が２０〜１００ミリ秒である１つのパルスシーケ
ンスで行うことができるように、それらのＮＭＲ信号を
別々に位相符号化できる。エコープレーナ画像形成（Ｅ
ＰＩ）の利点は周知であって、ＥＰＩを臨床的に使用で
きるようにする方法および装置に対する必要性が長い間
感じられてきた。他のエコープレーナパルスシーケンス
が次の米国特許に開示されている。第４，６７８，９９
６号、第４，７３３，１８８号、第４，７１６，３６９
号、第４，３５５，２８２号、第４，５８８，９４８
号。
Ｍａｎｓｆｉｅｌｄ）によりエコー・プレーナパルス
シーケンスが提案された（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ
５５−Ｌ５８，１９７７）１９７７年以来、ＮＭＲ画像
データを短時間で得るという技術的概念が知られてい
る。標準的なパルスシーケンスとは対照的に、エコープ
レーナパルスシーケンスは各ＲＦ励磁パルスごとに１組
のＮＭＲ信号を生ずる。６４個のビューの全走査を、持
続時間が２０〜１００ミリ秒である１つのパルスシーケ
ンスで行うことができるように、それらのＮＭＲ信号を
別々に位相符号化できる。エコープレーナ画像形成（Ｅ
ＰＩ）の利点は周知であって、ＥＰＩを臨床的に使用で
きるようにする方法および装置に対する必要性が長い間
感じられてきた。他のエコープレーナパルスシーケンス
が次の米国特許に開示されている。第４，６７８，９９
６号、第４，７３３，１８８号、第４，７１６，３６９
号、第４，３５５，２８２号、第４，５８８，９４８
号。
【００１１】ＥＰＩ法の応用には多くの困難がある。そ
れらの困難には大きな振幅の磁界の傾きパルスに対する
必要と、それらの傾きパルスを迅速に切換える必要と、
磁界の一様性を向上させる必要と、信号対ノズル比を高
くする必要とが含まれる。歪みと画像の人工的な修正
は、最近改良されたハードウェアにより、ＥＰＩ画像に
おいては大幅に減少させられているが、エコープレーナ
法により得られるＮＭＲデータセットにおける位相誤差
はＥＰＩの臨床への応用を制約し続けている。
れらの困難には大きな振幅の磁界の傾きパルスに対する
必要と、それらの傾きパルスを迅速に切換える必要と、
磁界の一様性を向上させる必要と、信号対ノズル比を高
くする必要とが含まれる。歪みと画像の人工的な修正
は、最近改良されたハードウェアにより、ＥＰＩ画像に
おいては大幅に減少させられているが、エコープレーナ
法により得られるＮＭＲデータセットにおける位相誤差
はＥＰＩの臨床への応用を制約し続けている。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、エコ
ープレーナ・パルスシーケンスを用いて発生される映像
の質を向上させることであり、特に、ＮＭＲ装置のシス
テム誤差に起因して生じる位相誤差を減しることであ
る。本発明の別の目的は、ＥＰＩデータセットに対して
より高度の位相修正を行うことである。
ープレーナ・パルスシーケンスを用いて発生される映像
の質を向上させることであり、特に、ＮＭＲ装置のシス
テム誤差に起因して生じる位相誤差を減しることであ
る。本発明の別の目的は、ＥＰＩデータセットに対して
より高度の位相修正を行うことである。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、エコープレー
ナパルスシーケンスで得たＮＭＲ画像データを修正する
方法、およびとくにＥＰＩデータセット中の位相誤差を
修正する方法に関するものである。この修正法は、ＥＰ
Ｉデータセットを得る過程と、ＥＰＩデータセットを得
るために用いられるのと同じエコープレーナパルスシー
ケンスを用いて発生される複数のデータ行で構成された
基準データセットを、位相符号化の傾きを適用すること
なしに、得る過程と、基準データセット中のデータ行を
フーリエ変換して変換された基準修正データセットを生
ずる過程と、位相修正のセットを計算する過程と、ＥＰ
Ｉデータセットをフーリエ変換する過程と、位相修正セ
ットを用いて、変換されたＥＰＩデータセットを修正す
る過程と、修正されたＥＰＩデータセットに対して第２
の直交フーリエ変換を行って画像データセットを生ずる
過程とを含む。
ナパルスシーケンスで得たＮＭＲ画像データを修正する
方法、およびとくにＥＰＩデータセット中の位相誤差を
修正する方法に関するものである。この修正法は、ＥＰ
Ｉデータセットを得る過程と、ＥＰＩデータセットを得
るために用いられるのと同じエコープレーナパルスシー
ケンスを用いて発生される複数のデータ行で構成された
基準データセットを、位相符号化の傾きを適用すること
なしに、得る過程と、基準データセット中のデータ行を
フーリエ変換して変換された基準修正データセットを生
ずる過程と、位相修正のセットを計算する過程と、ＥＰ
Ｉデータセットをフーリエ変換する過程と、位相修正セ
ットを用いて、変換されたＥＰＩデータセットを修正す
る過程と、修正されたＥＰＩデータセットに対して第２
の直交フーリエ変換を行って画像データセットを生ずる
過程とを含む。
【００１４】ＥＰＩデータセットに生ずる誤差の多くは
位相誤差として現われる。再構成される画像中でのスピ
ンの位置を決めるために、画像再構成では位相情報を用
いるから、位相誤差は画像をぼやけさせたり、ゴースト
を生じさせたり、その他の幾何学的ひずみおよび人工的
な陰影を生じさせたりすることがある。本発明に従っ
て、位相符号化用傾斜磁界を加えないことを除けばＥＰ
Ｉデータセットを得るために用いられるのと同じエコー
プレーナ・パルスシーケンスを用いて基準データセット
を得ることにより、それらの位相誤差の多くを別々に決
定できる。位相符号化用傾斜磁界を加えないで得た基準
データセットをフーリエ変換することにより、それから
位相誤差を測定できるようなデータを生ずる。それらの
位相誤差を各データ点に対して測定でき、平均値をデー
タセット中の偶数番号の行または奇数番号の行について
決定できる。それから、各データ点へ、またはデータ点
の各行へ修正位相を加えることにより、変換されたＥＰ
Ｉデータセットが修正される。これにより、測定された
位相誤差がオフセットされる、すなわち零にされる。
位相誤差として現われる。再構成される画像中でのスピ
ンの位置を決めるために、画像再構成では位相情報を用
いるから、位相誤差は画像をぼやけさせたり、ゴースト
を生じさせたり、その他の幾何学的ひずみおよび人工的
な陰影を生じさせたりすることがある。本発明に従っ
て、位相符号化用傾斜磁界を加えないことを除けばＥＰ
Ｉデータセットを得るために用いられるのと同じエコー
プレーナ・パルスシーケンスを用いて基準データセット
を得ることにより、それらの位相誤差の多くを別々に決
定できる。位相符号化用傾斜磁界を加えないで得た基準
データセットをフーリエ変換することにより、それから
位相誤差を測定できるようなデータを生ずる。それらの
位相誤差を各データ点に対して測定でき、平均値をデー
タセット中の偶数番号の行または奇数番号の行について
決定できる。それから、各データ点へ、またはデータ点
の各行へ修正位相を加えることにより、変換されたＥＰ
Ｉデータセットが修正される。これにより、測定された
位相誤差がオフセットされる、すなわち零にされる。
【００１５】基準データセットを得た後は、結果として
のデータアレイの選択されたサブセットのみがフーリエ
変換されて、それからより高次の位相誤差が測定される
データを生ずる。これがＥＰＩデータセットを修正する
ためにデータが用いられる前に高い周波数変動を効果的
に除去する。
のデータアレイの選択されたサブセットのみがフーリエ
変換されて、それからより高次の位相誤差が測定される
データを生ずる。これがＥＰＩデータセットを修正する
ためにデータが用いられる前に高い周波数変動を効果的
に除去する。
【００１６】上記した目的、他の目的および本発明の利
点は以下の記述から明らかになる。以下においては添付
した図面を参照して説明がなされる。しかしながら、こ
の実施例は発明の技術的全範囲を示すものではなく、発
明の範囲の解釈に参照されるものである。
点は以下の記述から明らかになる。以下においては添付
した図面を参照して説明がなされる。しかしながら、こ
の実施例は発明の技術的全範囲を示すものではなく、発
明の範囲の解釈に参照されるものである。
【００１７】
【実施例】まず、本発明に組込まれ、「ＳＩＧＭＡ」と
いう商標を付してゼネラル・エレクトリック社（Ｇｅｎ
ｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）により
販売されている好適なＮＭＲ装置の主な部品がブロック
図で示されている図１を参照する。この装置の全体の動
作は、メインコンピュータ１０１（データ・ゼネラル
（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ）製のＭＶ４０００）を含
むホストコンピュータ装置１００により制御される。ホ
ストコンピュータ装置１００はインターフェイス１０２
を含み、このインターフェイスを介して複数のコンピュ
ータ周辺装置およびその他のＮＭＲ装置部品がメイン・
コンピュータ１０１へ結合される。コンピュータ周辺装
置の中には磁気テープドライブ１０４がある。この磁気
テープドライブは、患者のデータと画像データをテープ
に記録するために、メインコンピュータ１０１の指令の
下に利用される。処理された患者データは画像ディスク
記憶装置１１０に記憶することもできる。得たＮＭＲデ
ータを再処理し、画像を再構成するためにアレイプロセ
ッサ１０６が利用される。画像プロセッサ１０８の機能
は、拡大、画像比較、灰色調調整、および実時間データ
表示のような対話式映像表示処理を行うことである。ホ
ストコンピュータ装置１００は生のＮＭＲデータ（すな
わち、画像構成前の）を記憶する手段も含む。この手段
はディスクデータ記憶装置１１２を用いる。メインコン
ピュータ１０１へはオペレータコンソール１１６もイン
ターフェイス１０２により結合される。このオペレータ
コンソールは、患者の検査に関するデータと、較正、走
査の開始および終了のようなＮＭＲ装置の正しい動作の
ために必要な付加データとを入力する手段をオペレータ
へ提供する。オペレータコンソールはディスクまたは磁
気テープに記憶される画像を表示するためにも用いられ
る。
いう商標を付してゼネラル・エレクトリック社（Ｇｅｎ
ｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）により
販売されている好適なＮＭＲ装置の主な部品がブロック
図で示されている図１を参照する。この装置の全体の動
作は、メインコンピュータ１０１（データ・ゼネラル
（Ｄａｔａ Ｇｅｎｅｒａｌ）製のＭＶ４０００）を含
むホストコンピュータ装置１００により制御される。ホ
ストコンピュータ装置１００はインターフェイス１０２
を含み、このインターフェイスを介して複数のコンピュ
ータ周辺装置およびその他のＮＭＲ装置部品がメイン・
コンピュータ１０１へ結合される。コンピュータ周辺装
置の中には磁気テープドライブ１０４がある。この磁気
テープドライブは、患者のデータと画像データをテープ
に記録するために、メインコンピュータ１０１の指令の
下に利用される。処理された患者データは画像ディスク
記憶装置１１０に記憶することもできる。得たＮＭＲデ
ータを再処理し、画像を再構成するためにアレイプロセ
ッサ１０６が利用される。画像プロセッサ１０８の機能
は、拡大、画像比較、灰色調調整、および実時間データ
表示のような対話式映像表示処理を行うことである。ホ
ストコンピュータ装置１００は生のＮＭＲデータ（すな
わち、画像構成前の）を記憶する手段も含む。この手段
はディスクデータ記憶装置１１２を用いる。メインコン
ピュータ１０１へはオペレータコンソール１１６もイン
ターフェイス１０２により結合される。このオペレータ
コンソールは、患者の検査に関するデータと、較正、走
査の開始および終了のようなＮＭＲ装置の正しい動作の
ために必要な付加データとを入力する手段をオペレータ
へ提供する。オペレータコンソールはディスクまたは磁
気テープに記憶される画像を表示するためにも用いられ
る。
【００１８】ホストコンピュータ装置１００は、システ
ム制御器１１８と傾き増幅器装置１２８によりＮＭＲ装
置を制御する。内蔵されているプログラムの指令の下
に、ホストコンピュータ装置１００は、直列通信ネット
ワーク１０３（イーサネットネットワークのような）に
より、当業者に周知のやり方で、システム制御器１１８
と通信する。システム制御器１１８は、パルス制御モジ
ュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波トランシーバ１２
２、状態制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、電源１２６
のようなサブシステムをいくつか含む。ＰＣＵ１２０
は、メインコンピュータ１０１によりプログラム制御の
下に発生された制御信号を利用して、傾きコイルの励磁
を制御するデジタル波形と、ＲＦ励磁パルスを変調する
ためにトランシーバ１２２で利用されるＲＦ包絡線波形
とを発生する。傾き波形は傾き増幅器装置１２８へ加え
られる。その傾き増幅器装置はＧｘ増幅器１３０と、Ｇ
ｙ増幅器１３２と、Ｇｚ増幅器１３４とで構成される。
各増幅器１３０，１３２，１３４は、磁石組立体１４６
の一部である組立体１３６中の対応する傾きコイルを励
磁するために用いられる。励磁されると傾きコイルは磁
界の傾きＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚを生ずる。
ム制御器１１８と傾き増幅器装置１２８によりＮＭＲ装
置を制御する。内蔵されているプログラムの指令の下
に、ホストコンピュータ装置１００は、直列通信ネット
ワーク１０３（イーサネットネットワークのような）に
より、当業者に周知のやり方で、システム制御器１１８
と通信する。システム制御器１１８は、パルス制御モジ
ュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波トランシーバ１２
２、状態制御モジュール（ＳＣＭ）１２４、電源１２６
のようなサブシステムをいくつか含む。ＰＣＵ１２０
は、メインコンピュータ１０１によりプログラム制御の
下に発生された制御信号を利用して、傾きコイルの励磁
を制御するデジタル波形と、ＲＦ励磁パルスを変調する
ためにトランシーバ１２２で利用されるＲＦ包絡線波形
とを発生する。傾き波形は傾き増幅器装置１２８へ加え
られる。その傾き増幅器装置はＧｘ増幅器１３０と、Ｇ
ｙ増幅器１３２と、Ｇｚ増幅器１３４とで構成される。
各増幅器１３０，１３２，１３４は、磁石組立体１４６
の一部である組立体１３６中の対応する傾きコイルを励
磁するために用いられる。励磁されると傾きコイルは磁
界の傾きＧｘ，Ｇｙ，Ｇｚを生ずる。
【００１９】傾き磁界は、トランシーバ１２２と、ＲＦ
増幅器１２３と、ＲＦコイル１３８とにより発生された
無線周波パルスに組合わされて利用され、空間情報を、
検査されている患者から出るＮＭＲ信号へ符号化する。
パルス制御モジュール１２０により供給された波形と制
御信号は、ＲＦ搬送波変調およびモード制御のためのト
ランシーバサブシステム１２２によって利用される。送
信モードにおいては、送信器は無線周波信号をＲＦ電力
増幅器１２３へ供給する。そうするとそのＲＦ電力増幅
器は、主磁石組立体１４６の内部に設けられているＲＦ
コイル１３８を励磁する。患者内の励磁されたスピンに
より放射されたＮＭＲ信号は、送信に用いられたコイル
と同じコイル、または異なるコイルにより検出される。
信号はトランシーバ１２２の受信器部において検出さ
れ、増幅され、復調され、ろ波され、デジタル化され
る。処理された信号は、インターフェイス１０２とトラ
ンシーバ１２２を結合する専用の一方向高速デジタルリ
ンク１０５によりメインコンピュータ１０１へ送られ
る。
増幅器１２３と、ＲＦコイル１３８とにより発生された
無線周波パルスに組合わされて利用され、空間情報を、
検査されている患者から出るＮＭＲ信号へ符号化する。
パルス制御モジュール１２０により供給された波形と制
御信号は、ＲＦ搬送波変調およびモード制御のためのト
ランシーバサブシステム１２２によって利用される。送
信モードにおいては、送信器は無線周波信号をＲＦ電力
増幅器１２３へ供給する。そうするとそのＲＦ電力増幅
器は、主磁石組立体１４６の内部に設けられているＲＦ
コイル１３８を励磁する。患者内の励磁されたスピンに
より放射されたＮＭＲ信号は、送信に用いられたコイル
と同じコイル、または異なるコイルにより検出される。
信号はトランシーバ１２２の受信器部において検出さ
れ、増幅され、復調され、ろ波され、デジタル化され
る。処理された信号は、インターフェイス１０２とトラ
ンシーバ１２２を結合する専用の一方向高速デジタルリ
ンク１０５によりメインコンピュータ１０１へ送られ
る。
【００２０】ＰＣＭ１２０とＳＣＭ１２４は独立したサ
ブシステムであって、それら相互間と、メインコンピュ
ータ１０１と、患者位置ぎめ装置１５２のような周辺装
置とに対して直列リンク１０３により通信する。ＰＣＭ
１２０とＳＣＭ１２４は、メインコンピュータ１０１か
らの指令を処理するための（インテル（Ｉｎｔｅｌ）８
０８６のような）１６ビットマイクロプロセッサでおの
おの構成される。ＳＣＭ１２４は、患者支持台位置と、
可動患者整列扇状光ビーム（図示せず）の位置とに関す
る情報を得る手段を含む。画像表示パラメータと画像再
構成パラメータを修正するために、その情報はメインコ
ンピュータ１０１により用いられる。ＳＣＭ１２４は、
患者輸送および位置合わせ装置の作動のような諸機能も
開始する。
ブシステムであって、それら相互間と、メインコンピュ
ータ１０１と、患者位置ぎめ装置１５２のような周辺装
置とに対して直列リンク１０３により通信する。ＰＣＭ
１２０とＳＣＭ１２４は、メインコンピュータ１０１か
らの指令を処理するための（インテル（Ｉｎｔｅｌ）８
０８６のような）１６ビットマイクロプロセッサでおの
おの構成される。ＳＣＭ１２４は、患者支持台位置と、
可動患者整列扇状光ビーム（図示せず）の位置とに関す
る情報を得る手段を含む。画像表示パラメータと画像再
構成パラメータを修正するために、その情報はメインコ
ンピュータ１０１により用いられる。ＳＣＭ１２４は、
患者輸送および位置合わせ装置の作動のような諸機能も
開始する。
【００２１】傾きコイル組立体およびＲＦ送受信コイル
１３８は、分極磁界の発生に利用される磁石の穴の中に
設けられる。その磁束は主磁石組立体の一部を構成す
る。その主磁石組立体は患者整列装置１４８と、シムコ
イル電源１４０と、主磁石電源１４２とを含む。電源１
４２は、磁石により発生された分極磁界を適正な動作強
度１．５テスラにするために用いられ、それから切離さ
れる。
１３８は、分極磁界の発生に利用される磁石の穴の中に
設けられる。その磁束は主磁石組立体の一部を構成す
る。その主磁石組立体は患者整列装置１４８と、シムコ
イル電源１４０と、主磁石電源１４２とを含む。電源１
４２は、磁石により発生された分極磁界を適正な動作強
度１．５テスラにするために用いられ、それから切離さ
れる。
【００２２】外部からの干渉を最小にするために、磁石
と、傾きコイル組立体と、ＲＦ送受信コイルと、患者取
扱い装置で構成されているＮＭＲ装置の部品が高周波シ
ールド室１４４の中に納められる。シールド室全体を囲
む銅またはアルミニウムの網によりシールドが行われ
る。その網は装置により発生されたＲＦ信号を包みこ
み、かつシールド室の外部で発生されたＲＦ信号から装
置をシールドする。
と、傾きコイル組立体と、ＲＦ送受信コイルと、患者取
扱い装置で構成されているＮＭＲ装置の部品が高周波シ
ールド室１４４の中に納められる。シールド室全体を囲
む銅またはアルミニウムの網によりシールドが行われ
る。その網は装置により発生されたＲＦ信号を包みこ
み、かつシールド室の外部で発生されたＲＦ信号から装
置をシールドする。
【００２３】とくに図１と図２を参照して、トランシー
バ１２２は、電力増幅器１２３を介してコイル１３８Ａ
にＲＦ励磁磁界Ｂ1 を生ずる部品と、コイル１３８Ｂに
誘導された結果としてのＮＭＲ信号を受ける部品とを含
む。ＲＦ励磁磁界のベース周波数すなわち搬送周波数が
周波数合成器２００により発生される。この周波数合成
器は１組のデジタル信号をメインコンピュータ１０１か
ら通信リンク１０３を介して受ける。それらのデジタル
信号は、１ヘルツの分解能で出力端子２０１に生じさせ
るべき周波数を示す。その指令されたＲＦ搬送波は変調
器２０２へ加えられ、そこで、線２０３を介して受けた
信号に応答して周波数変調および振幅変調される。その
結果として生じたＲＦ励磁信号は、ＰＣＭ１２０から線
２０４を介して受ける制御信号に応答してオン，オフさ
せられる。そのＲＦ励磁信号は線２０５を介して送信減
衰器２０６へ供給され、その送信減衰器により減衰させ
られる。送信減衰器２０６はメインコンピュータ１０１
からデジタル信号を通信リンク１０３を介して受ける。
減衰されたＲＦ励磁信号は、ＲＦ送信コイル１３８Ａを
励振する電力増幅器１２３へ加えられる。
バ１２２は、電力増幅器１２３を介してコイル１３８Ａ
にＲＦ励磁磁界Ｂ1 を生ずる部品と、コイル１３８Ｂに
誘導された結果としてのＮＭＲ信号を受ける部品とを含
む。ＲＦ励磁磁界のベース周波数すなわち搬送周波数が
周波数合成器２００により発生される。この周波数合成
器は１組のデジタル信号をメインコンピュータ１０１か
ら通信リンク１０３を介して受ける。それらのデジタル
信号は、１ヘルツの分解能で出力端子２０１に生じさせ
るべき周波数を示す。その指令されたＲＦ搬送波は変調
器２０２へ加えられ、そこで、線２０３を介して受けた
信号に応答して周波数変調および振幅変調される。その
結果として生じたＲＦ励磁信号は、ＰＣＭ１２０から線
２０４を介して受ける制御信号に応答してオン，オフさ
せられる。そのＲＦ励磁信号は線２０５を介して送信減
衰器２０６へ供給され、その送信減衰器により減衰させ
られる。送信減衰器２０６はメインコンピュータ１０１
からデジタル信号を通信リンク１０３を介して受ける。
減衰されたＲＦ励磁信号は、ＲＦ送信コイル１３８Ａを
励振する電力増幅器１２３へ加えられる。
【００２４】対象中の励磁されたスピンにより発生され
たＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによりピックアップ
されて、受信器および減衰器２０７の入力端子へ加えら
れる。受信器および減衰器２０７は、そのＮＭＲ信号を
増幅してから、メインコンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたデジタル減衰信号により定められる
量だけ減衰させられる。行われる特定の獲得により要求
される時間だけＮＭＲ信号が得られるように、受信器２
０７はＰＣＭ１２０から線２０８を介して供給される信
号によってもオン，オフされる。
たＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによりピックアップ
されて、受信器および減衰器２０７の入力端子へ加えら
れる。受信器および減衰器２０７は、そのＮＭＲ信号を
増幅してから、メインコンピュータ１０１からリンク１
０３を介して受けたデジタル減衰信号により定められる
量だけ減衰させられる。行われる特定の獲得により要求
される時間だけＮＭＲ信号が得られるように、受信器２
０７はＰＣＭ１２０から線２０８を介して供給される信
号によってもオン，オフされる。
【００２５】受けられたＮＭＲ信号は直角検出器２０９
により復調されて２つの信号Ｉ，Ｑになる。それらの信
号Ｉ，Ｑはアンチエイリアシングフィルタ２１６と２１
７を介して一対のアナログ−デジタル変換器２１８へ結
合される。直角検出器２０９は第２の周波数合成器２１
０からのＲＦ基準信号も受ける。このＲＦ基準信号は、
ＮＭＲ信号のうち、送信されたＲＦ搬送波と同相である
成分（Ｉ信号）の振幅と、ＮＭＲ信号のうち、それに対
して直角位相である成分（Ｑ信号）の振幅とを検出する
ために用いられる。
により復調されて２つの信号Ｉ，Ｑになる。それらの信
号Ｉ，Ｑはアンチエイリアシングフィルタ２１６と２１
７を介して一対のアナログ−デジタル変換器２１８へ結
合される。直角検出器２０９は第２の周波数合成器２１
０からのＲＦ基準信号も受ける。このＲＦ基準信号は、
ＮＭＲ信号のうち、送信されたＲＦ搬送波と同相である
成分（Ｉ信号）の振幅と、ＮＭＲ信号のうち、それに対
して直角位相である成分（Ｑ信号）の振幅とを検出する
ために用いられる。
【００２６】受けたＮＭＲ信号の成分ＩとＱは、獲得期
間中に、Ａ／Ｄ変換器２１８により１２８KHz〜１MHzの
サンプリング速度で連続的にサンプリングおよびデジタ
ル化される。ＮＭＲ信号の成分ＩとＱのおのおのに対し
て２５６個のデジタル数の群が同時に得られ、それらの
デジタル数は直列リンク１０５を介してメインコンピュ
ータ１０１へ送られる。
間中に、Ａ／Ｄ変換器２１８により１２８KHz〜１MHzの
サンプリング速度で連続的にサンプリングおよびデジタ
ル化される。ＮＭＲ信号の成分ＩとＱのおのおのに対し
て２５６個のデジタル数の群が同時に得られ、それらの
デジタル数は直列リンク１０５を介してメインコンピュ
ータ１０１へ送られる。
【００２７】次に、本発明を実施するために上記ＮＭＲ
装置において使用できる２種類のエコープレーナパルス
シーケンスが示されている図３Ａ，Ｂを参照する。それ
ら２つの図は、対象に選択されたスライス中のスピンを
励磁するために、スライス選択Ｇｚ傾きパルス３０１の
存在する中で発生される選択性９０゜ＲＦ励磁パルス３
００を用いる。Ｇｚ傾きパルス３０１の後にＧｚリフェ
イシング（ｒｉｐｈａｓｉｎｇ）パルス３０２が続く。
このパルス３０２は周知のようにして動作して、以後の
位相符号化のために正しい位相が回復されるように、選
択されたスライス中の励磁されたスピンの位相を調整す
る。それと同時に、ディフェイシング（ｄｅｐｈａｓｉ
ｎｇ）Ｇｘ傾きパルス３０３が発生され、Ｇｙ位相符号
化パルス３０４が発生される。次に、スライス選択Ｇｚ
傾きパルス３０６の存在の下において発生される選択性
１８０゜ＲＦ励磁パルスを加えることにより、横方向磁
化の向きが逆にされる。それから、極性が交番されて、
傾きが回復された対応する一連のエコー信号３０８を生
ずる。一連のＧｘ読出し傾きパルス３０７を加えること
により、一連のＮＭＲ信号Ｓ（ｔ）が得られる。
装置において使用できる２種類のエコープレーナパルス
シーケンスが示されている図３Ａ，Ｂを参照する。それ
ら２つの図は、対象に選択されたスライス中のスピンを
励磁するために、スライス選択Ｇｚ傾きパルス３０１の
存在する中で発生される選択性９０゜ＲＦ励磁パルス３
００を用いる。Ｇｚ傾きパルス３０１の後にＧｚリフェ
イシング（ｒｉｐｈａｓｉｎｇ）パルス３０２が続く。
このパルス３０２は周知のようにして動作して、以後の
位相符号化のために正しい位相が回復されるように、選
択されたスライス中の励磁されたスピンの位相を調整す
る。それと同時に、ディフェイシング（ｄｅｐｈａｓｉ
ｎｇ）Ｇｘ傾きパルス３０３が発生され、Ｇｙ位相符号
化パルス３０４が発生される。次に、スライス選択Ｇｚ
傾きパルス３０６の存在の下において発生される選択性
１８０゜ＲＦ励磁パルスを加えることにより、横方向磁
化の向きが逆にされる。それから、極性が交番されて、
傾きが回復された対応する一連のエコー信号３０８を生
ずる。一連のＧｘ読出し傾きパルス３０７を加えること
により、一連のＮＭＲ信号Ｓ（ｔ）が得られる。
【００２８】図３Ａに示すパルスシーケンスにおいて
は、Ｇｘ読出しパルス３０７は離隔され、小さいＧｙ位
相符号化パルス３０９がそれらの間で発生されて、得ら
れた各傾きエコー信号３０８を別々に位相符号化する。
獲得すべきデータの各ビューに対して、別々のＧｘ読出
し傾きパルス３０７とＧｙ位相符号化パルス３０９があ
る。好適な実施例においては、各パルスシーケンス中に
６４のビューが得られ、１つのパルスシーケンスが励振
されて完全な走査のためのビューを得る。しかし、パル
スシーケンス当たりのビューの数と走査当たりのパルス
シーケンスの数は希望に応じて変えることができる。
は、Ｇｘ読出しパルス３０７は離隔され、小さいＧｙ位
相符号化パルス３０９がそれらの間で発生されて、得ら
れた各傾きエコー信号３０８を別々に位相符号化する。
獲得すべきデータの各ビューに対して、別々のＧｘ読出
し傾きパルス３０７とＧｙ位相符号化パルス３０９があ
る。好適な実施例においては、各パルスシーケンス中に
６４のビューが得られ、１つのパルスシーケンスが励振
されて完全な走査のためのビューを得る。しかし、パル
スシーケンス当たりのビューの数と走査当たりのパルス
シーケンスの数は希望に応じて変えることができる。
【００２９】図３Ｂに示すパルスシーケンスにおいて
は、交番するＧｘ読出しパルス３０７の間に最小間隔が
あり、全データ獲得期間中に１つのＧｙ位相符号化パル
ス３１０が加えられる。図３Ａに示す実施例と同様に、
獲得すべきデータの各ビューに対して１つのＧｘ読出し
パルス３０７と１つの結果エコー信号３０８がある。
は、交番するＧｘ読出しパルス３０７の間に最小間隔が
あり、全データ獲得期間中に１つのＧｙ位相符号化パル
ス３１０が加えられる。図３Ａに示す実施例と同様に、
獲得すべきデータの各ビューに対して１つのＧｘ読出し
パルス３０７と１つの結果エコー信号３０８がある。
【００３０】用いられるエコープレーナパルスシーケン
スと無関係に、ＥＰＩデータのアレイ３２０が図４Ａに
示すように得られる。好適な実施例においては、各傾き
エコー信号３０８は１２８〜１０００KHz の率でサンプ
ルされて、アレイ３２０中に１２８個の複素データ点の
行を生ずる。全部で６４個のビューが得られ、したがっ
て６４のデータ行がアレイ３２０に格納される。ＥＰＩ
データセット３２０内の複素データの各行が異なる位相
符号化値（ｋy 空間）において獲得され、複素データの
各列は異なるサンプリング時間で獲得される（ｋx 空
間）。図３Ｂのエコープレーナパルスシーケンスが用い
られるとすると、データ獲得中に常に変化する位相符号
化値の影響を打ち消すために、そのＥＰＩデータを周知
のやり方で修正せねばならない。また、正のＧｘ読出し
傾きパルスでなくて負のＧｘ読出し傾きパルスで、各偶
数行に対するデータが得られるという事実を打ち消すた
めに、データをＥＰＩアレイ３２０の偶数行に格納する
順序を逆にする。
スと無関係に、ＥＰＩデータのアレイ３２０が図４Ａに
示すように得られる。好適な実施例においては、各傾き
エコー信号３０８は１２８〜１０００KHz の率でサンプ
ルされて、アレイ３２０中に１２８個の複素データ点の
行を生ずる。全部で６４個のビューが得られ、したがっ
て６４のデータ行がアレイ３２０に格納される。ＥＰＩ
データセット３２０内の複素データの各行が異なる位相
符号化値（ｋy 空間）において獲得され、複素データの
各列は異なるサンプリング時間で獲得される（ｋx 空
間）。図３Ｂのエコープレーナパルスシーケンスが用い
られるとすると、データ獲得中に常に変化する位相符号
化値の影響を打ち消すために、そのＥＰＩデータを周知
のやり方で修正せねばならない。また、正のＧｘ読出し
傾きパルスでなくて負のＧｘ読出し傾きパルスで、各偶
数行に対するデータが得られるという事実を打ち消すた
めに、データをＥＰＩアレイ３２０の偶数行に格納する
順序を逆にする。
【００３１】二次元複素フーリエ変換を実行することに
より、獲得したＥＰＩデータセット３２０から画像が発
生される。図４Ｂに示す６４×１２８個の素子のハイブ
リッド空間アレイ３２１を発生するために、アレイ３２
０の各行に対して第１のフーリエ変換が行われる。ハイ
ブリッド空間アレイ３２１内の各データ行は異なる位相
符号化値をいぜんとして表すが（ｋy 空間）、各データ
列は、読出し方向であるｘ軸に沿う特定の空間位置にお
ける信号を今は表す。それから、図４Ｃに示す６４×１
２８素子の画像アレイ３２２を生ずるために、第２の複
素フーリエ変換がハイブリッド空間アレイ３２１の各列
に対して行なわれる。画像アレイ３２２中の各データ行
は位相符号化ｙ軸に沿う特定の空間位置を表し、各列は
読出しｘ軸に沿う特定の位置を表す。画像アレイ３２２
の各素子は、画像にされるスライス中の特定の位置、す
なわちｖｏｘｅｌ、から出るＮＭＲ信号の実数成分と虚
数成分を示す。画像アレイ３２２中の対応する場所にお
けるＮＭＲ信号の大きさにより決定される値に、表示装
置における各画素の輝度を設定することにより通常の画
像が発生される。画像アレイ３２２中の各場所における
データの実数成分と虚数成分との自乗の和の平方根を求
めることにより、その大きさは計算される。
より、獲得したＥＰＩデータセット３２０から画像が発
生される。図４Ｂに示す６４×１２８個の素子のハイブ
リッド空間アレイ３２１を発生するために、アレイ３２
０の各行に対して第１のフーリエ変換が行われる。ハイ
ブリッド空間アレイ３２１内の各データ行は異なる位相
符号化値をいぜんとして表すが（ｋy 空間）、各データ
列は、読出し方向であるｘ軸に沿う特定の空間位置にお
ける信号を今は表す。それから、図４Ｃに示す６４×１
２８素子の画像アレイ３２２を生ずるために、第２の複
素フーリエ変換がハイブリッド空間アレイ３２１の各列
に対して行なわれる。画像アレイ３２２中の各データ行
は位相符号化ｙ軸に沿う特定の空間位置を表し、各列は
読出しｘ軸に沿う特定の位置を表す。画像アレイ３２２
の各素子は、画像にされるスライス中の特定の位置、す
なわちｖｏｘｅｌ、から出るＮＭＲ信号の実数成分と虚
数成分を示す。画像アレイ３２２中の対応する場所にお
けるＮＭＲ信号の大きさにより決定される値に、表示装
置における各画素の輝度を設定することにより通常の画
像が発生される。画像アレイ３２２中の各場所における
データの実数成分と虚数成分との自乗の和の平方根を求
めることにより、その大きさは計算される。
【００３２】本発明により向けられる問題は、ＥＰＩデ
ータセット３２０を求めるやり方のために、ＥＰＩデー
タセット３２０中の誤差がひき起こされることである。
それらの誤差は、振動する読出し傾き、うず電流および
シムオフセットの誤差に起因する、得たデータの隣接す
る行の間の相対的な一時的ずれとして示される。その結
果、ＥＰＩアレイ３２０の与えられた列中の全てのデー
タ点は予測されたのと同じ水平空間周波数（すなわち、
ｋx 空間中の場所）を表さず、これはフーリエ変換によ
り、再構成された画像の水平方向における水平位相推移
へ変換される。ＥＰＩアレイ３２０の各列を下がる行か
ら行への直線位相誤差も存在することがある。その誤差
は再構成過程により対象垂直方向位置のずれへ変換する
ことができる。行方向と列方向のより高次の位相誤差も
存在することがあり、再構成された画像をぼけさせた
り、歪ませたりすることがある。本発明の目的はＥＰＩ
データセット３２０中に存在する誤差を決定し、画像の
再構成前に誤差を打ち消す、または「明らかにする」、
ことである。
ータセット３２０を求めるやり方のために、ＥＰＩデー
タセット３２０中の誤差がひき起こされることである。
それらの誤差は、振動する読出し傾き、うず電流および
シムオフセットの誤差に起因する、得たデータの隣接す
る行の間の相対的な一時的ずれとして示される。その結
果、ＥＰＩアレイ３２０の与えられた列中の全てのデー
タ点は予測されたのと同じ水平空間周波数（すなわち、
ｋx 空間中の場所）を表さず、これはフーリエ変換によ
り、再構成された画像の水平方向における水平位相推移
へ変換される。ＥＰＩアレイ３２０の各列を下がる行か
ら行への直線位相誤差も存在することがある。その誤差
は再構成過程により対象垂直方向位置のずれへ変換する
ことができる。行方向と列方向のより高次の位相誤差も
存在することがあり、再構成された画像をぼけさせた
り、歪ませたりすることがある。本発明の目的はＥＰＩ
データセット３２０中に存在する誤差を決定し、画像の
再構成前に誤差を打ち消す、または「明らかにする」、
ことである。
【００３３】とくに図１と図５を参照して、コンピュー
タ装置１００に格納されて、画像を再構成するために必
要なデータを得、それを処理するためにＮＭＲ装置を動
作させるプログラムを実行することにより本発明は実現
される。プロセスにおける第１のステップは基準データ
を得ることである（ブロック４０１）。図３Ａまたは３
Ｂのエコープレーナパルスシーケンスはこの獲得のため
に用いられるが、Ｇｙ位相符号化傾きパルスは発生され
ない。取られるサンプルと、得られるビューの数は画像
データを得るために用いられるそれと同じである。好適
な実施例においては、その結果として６４×１２８の複
素数アレイが得られることになる。好ましくは、この基
準データは画像データを得るために用いられる測定条件
と同じ測定条件の下に得られるが、映像に対して、また
は較正手順の一部として時たまだけ基準走査を行うこと
により大きな改良を行うこともできる。
タ装置１００に格納されて、画像を再構成するために必
要なデータを得、それを処理するためにＮＭＲ装置を動
作させるプログラムを実行することにより本発明は実現
される。プロセスにおける第１のステップは基準データ
を得ることである（ブロック４０１）。図３Ａまたは３
Ｂのエコープレーナパルスシーケンスはこの獲得のため
に用いられるが、Ｇｙ位相符号化傾きパルスは発生され
ない。取られるサンプルと、得られるビューの数は画像
データを得るために用いられるそれと同じである。好適
な実施例においては、その結果として６４×１２８の複
素数アレイが得られることになる。好ましくは、この基
準データは画像データを得るために用いられる測定条件
と同じ測定条件の下に得られるが、映像に対して、また
は較正手順の一部として時たまだけ基準走査を行うこと
により大きな改良を行うこともできる。
【００３４】プロセスブロック４０２により示されてい
るように、得た基準データは、データアレイの負の読出
し傾き行に格納されているデータの順序を逆にし、デー
タ中の任意のｄｃオフセットを周知の方法の１つにより
差し引くことにより、修正される。それから、ブロック
４０３に示すように、得た基準データの各行に対して一
次元複素逆フーリエ変換を行い、ループに入る。そのル
ープにおいては変換された各行中の位相角が検査させ
る。
るように、得た基準データは、データアレイの負の読出
し傾き行に格納されているデータの順序を逆にし、デー
タ中の任意のｄｃオフセットを周知の方法の１つにより
差し引くことにより、修正される。それから、ブロック
４０３に示すように、得た基準データの各行に対して一
次元複素逆フーリエ変換を行い、ループに入る。そのル
ープにおいては変換された各行中の位相角が検査させ
る。
【００３５】変換された基準データの典型的な行の位相
角θが図６に示されている。ＥＰＩデータ中に誤差がな
いとすると、位相角θをｘ軸の全範囲にわたって零にす
べきである。その代わりに、誤差は変化する位相を生ず
る。その変化する位相は、第１種の近似で、勾配φおよ
びオフセット（ＰＯ）を有する直線上にある。決定すべ
き修正値は、ｘの各値における位相誤差θを打ち消す位
相角である。再び図５を参照すると、これは、ブロック
４０５に示すように、測定された位相角のｎ行目を通る
直線の勾配φn をまず決定し、次に位相オフセット（Ｐ
Ｏ）を計算することにより、達成される。勾配φn はい
くつかのやり方で行うことができるが、好適な方法は、
１９８６年に、「ＳＥＲＭにおけるアブストラクト（Ａ
ｂｓｔｒａｃｔ ｉｎ ＳＥＲＭ）」の１４４６ページ
所載の「ＮＭＲ画像形成における新しい位相修正法（Ａ
Ｎｅｗ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔ
ｈｏｄ Ｉｎ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）」と題するシ
ー・ビー・アーン（Ｃ．Ｂ．Ａｈｎ）、オー・ナルミオ
グル（Ｏ．Ｎａｌｃｉｏｇｌｕ）、ゼット・エイチ・チ
ョー（Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ）の論文に示されている方法であ
る。行中の各隣接する点対（または囲む附近の点）を調
べて、それらの点が計算において考慮すべきしきい値に
合致するかどうかを判定する。好適な実施例において
は、点を含んでいる行中の最大値の２５％のしきい値が
採用され、点対（または附近の点）中のいずれかの点が
このしきい値に合致するものとすると、それは無視され
る。データ点がしきい値の要求に合致すると、点対中の
第１の点に第２の点の共役が乗ぜられ（複素乗算）、２
つのデータ点の大きさの積でそれを除すことにより、結
果が正規化される。この過程は行中の各点対に対して反
復され、各結果を累積して複素和を形成する。この正規
化により、各行中の各点対がこの和に等しい重みを寄与
することが確保されるが、ある場合には、成分の大きさ
の関数としてのある重みづけが望ましいことがあること
が明らかである。別の方法は、明らかにされた位相置を
通る直線を、最小自乗適応法を用いて、適応させ、それ
からその直線の勾配を決定することである。用いられる
方法とは無関係に、勾配、または直線位相変化（φ）は
各行に対して計算されて、位相修正アレイ４０６に格納
される。
角θが図６に示されている。ＥＰＩデータ中に誤差がな
いとすると、位相角θをｘ軸の全範囲にわたって零にす
べきである。その代わりに、誤差は変化する位相を生ず
る。その変化する位相は、第１種の近似で、勾配φおよ
びオフセット（ＰＯ）を有する直線上にある。決定すべ
き修正値は、ｘの各値における位相誤差θを打ち消す位
相角である。再び図５を参照すると、これは、ブロック
４０５に示すように、測定された位相角のｎ行目を通る
直線の勾配φn をまず決定し、次に位相オフセット（Ｐ
Ｏ）を計算することにより、達成される。勾配φn はい
くつかのやり方で行うことができるが、好適な方法は、
１９８６年に、「ＳＥＲＭにおけるアブストラクト（Ａ
ｂｓｔｒａｃｔ ｉｎ ＳＥＲＭ）」の１４４６ページ
所載の「ＮＭＲ画像形成における新しい位相修正法（Ａ
Ｎｅｗ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔ
ｈｏｄ Ｉｎ ＮＭＲ Ｉｍａｇｉｎｇ）」と題するシ
ー・ビー・アーン（Ｃ．Ｂ．Ａｈｎ）、オー・ナルミオ
グル（Ｏ．Ｎａｌｃｉｏｇｌｕ）、ゼット・エイチ・チ
ョー（Ｚ．Ｈ．Ｃｈｏ）の論文に示されている方法であ
る。行中の各隣接する点対（または囲む附近の点）を調
べて、それらの点が計算において考慮すべきしきい値に
合致するかどうかを判定する。好適な実施例において
は、点を含んでいる行中の最大値の２５％のしきい値が
採用され、点対（または附近の点）中のいずれかの点が
このしきい値に合致するものとすると、それは無視され
る。データ点がしきい値の要求に合致すると、点対中の
第１の点に第２の点の共役が乗ぜられ（複素乗算）、２
つのデータ点の大きさの積でそれを除すことにより、結
果が正規化される。この過程は行中の各点対に対して反
復され、各結果を累積して複素和を形成する。この正規
化により、各行中の各点対がこの和に等しい重みを寄与
することが確保されるが、ある場合には、成分の大きさ
の関数としてのある重みづけが望ましいことがあること
が明らかである。別の方法は、明らかにされた位相置を
通る直線を、最小自乗適応法を用いて、適応させ、それ
からその直線の勾配を決定することである。用いられる
方法とは無関係に、勾配、または直線位相変化（φ）は
各行に対して計算されて、位相修正アレイ４０６に格納
される。
【００３６】ブロック４０９に示すように、変換された
基準データの最後の行が調べられた後では、全ての修正
データが計算されている。好適な実施例においては、得
たデータの各行についての別々の修正が計算されること
が明らかである。これは場合に応じて変える必要はな
い。たとえば、全ての偶数行に対する１つの修正と、全
ての奇数行に対する１つの修正も計算および採用でき
る。
基準データの最後の行が調べられた後では、全ての修正
データが計算されている。好適な実施例においては、得
たデータの各行についての別々の修正が計算されること
が明らかである。これは場合に応じて変える必要はな
い。たとえば、全ての偶数行に対する１つの修正と、全
ての奇数行に対する１つの修正も計算および採用でき
る。
【００３７】再び図５を参照して、今は、ブロック４１
５において図３Ａまたは図３Ｂのパルスシーケンスを用
いてＥＰＩデータセットが得られる。この場合には、そ
れから画像を再構成できるＥＰＩデータの６４×１２８
アレイが得られるように、Ｇｙ位相符号化傾きパルスが
加えられる。ブロック４１６に示すように、次にＥＰＩ
データセットの各行に対して一次元逆フーリエ変換が行
われる。それから、行中の各データ点からの測定された
位相誤差θを差し引くことにより、変換されたＥＰＩデ
ータセットの各行に対して位相修正が行われる。好適な
実施例においては、各データ点における測定された位相
誤差が、アレイ４０６と４０７中の値ｆとＰＯから下の
式のように決定される。 θn（ｘ）＝（ｘ）φn＋ＰＯn （１） 位相誤差θnは、ブロック４１７に示すように、変換さ
れたＥＰＩデータアレイ中のそれの対応するデータ点の
位相から差し引かれ、それからブロック４１８に示すよ
うに、修正されたＥＰＩデータアレイの各列に対して第
２の逆フーリエ変換が行われる。そうすると、修正さ
れ、変換されたＥＰＩデータセットを用いて表示画像を
発生できる。たとえば、各データ点の実数部および虚数
部の自乗の和の平方根を計算し、ラスタメモリ中の対応
する画素の輝度値を計算するためにその平方根が用いら
れる。それらの輝度値はＣＲＴ表示装置へ出力されて、
それのスクリーン上の対応する画素の輝度を制御する。
５において図３Ａまたは図３Ｂのパルスシーケンスを用
いてＥＰＩデータセットが得られる。この場合には、そ
れから画像を再構成できるＥＰＩデータの６４×１２８
アレイが得られるように、Ｇｙ位相符号化傾きパルスが
加えられる。ブロック４１６に示すように、次にＥＰＩ
データセットの各行に対して一次元逆フーリエ変換が行
われる。それから、行中の各データ点からの測定された
位相誤差θを差し引くことにより、変換されたＥＰＩデ
ータセットの各行に対して位相修正が行われる。好適な
実施例においては、各データ点における測定された位相
誤差が、アレイ４０６と４０７中の値ｆとＰＯから下の
式のように決定される。 θn（ｘ）＝（ｘ）φn＋ＰＯn （１） 位相誤差θnは、ブロック４１７に示すように、変換さ
れたＥＰＩデータアレイ中のそれの対応するデータ点の
位相から差し引かれ、それからブロック４１８に示すよ
うに、修正されたＥＰＩデータアレイの各列に対して第
２の逆フーリエ変換が行われる。そうすると、修正さ
れ、変換されたＥＰＩデータセットを用いて表示画像を
発生できる。たとえば、各データ点の実数部および虚数
部の自乗の和の平方根を計算し、ラスタメモリ中の対応
する画素の輝度値を計算するためにその平方根が用いら
れる。それらの輝度値はＣＲＴ表示装置へ出力されて、
それのスクリーン上の対応する画素の輝度を制御する。
【００３８】本発明の別の実施例は、得たＥＰＩデータ
セットの各行に対して第１種の修正を行い、また、より
高次の位相誤差に対してＥＰＩデータセットの各素子に
対して修正を行う。とくに図７を参照して、別のプロセ
スの初めの方のステップは図５に示すプロセスの初めの
ステップと同じであることがわかる。更に詳しくいえ
ば、ブロック４３０において基準データセットが得ら
れ、それの１つおきの行の順序が逆にされ、６４×１２
８素子アレイの全体が、ブロック４３１に示すように、
行の方向に沿って逆フーリエ変換される。それから、ブ
ロック４３２に示すように、位相変化値φn のアレイと
位相オフセット値ＰＯnのアレイが上記のように計算さ
れる。この点において、プロセスは前記好適な実施例か
ら外れる。
セットの各行に対して第１種の修正を行い、また、より
高次の位相誤差に対してＥＰＩデータセットの各素子に
対して修正を行う。とくに図７を参照して、別のプロセ
スの初めの方のステップは図５に示すプロセスの初めの
ステップと同じであることがわかる。更に詳しくいえ
ば、ブロック４３０において基準データセットが得ら
れ、それの１つおきの行の順序が逆にされ、６４×１２
８素子アレイの全体が、ブロック４３１に示すように、
行の方向に沿って逆フーリエ変換される。それから、ブ
ロック４３２に示すように、位相変化値φn のアレイと
位相オフセット値ＰＯnのアレイが上記のように計算さ
れる。この点において、プロセスは前記好適な実施例か
ら外れる。
【００３９】図７のブロック４３３に示すように、位相
修正を計算するために用いられた基準データアレイその
ものに対して、位相修正φn とＰＯn がまず行われる。
これは、式１について先に述べたように、変換された基
準データアレイ中の各素子から全位相誤差θn を差し引
くことにより行われる。ブロック４３４に示すように、
修正された基準データが次に行方向に「ｋ空間」へフー
リエ変換される。修正された基準データアレイは、第１
次の位相誤差の指示をもはや含まず、ＥＰＩデータセッ
ト中のより高次の位相誤差の大きさを決定するために採
用できる。
修正を計算するために用いられた基準データアレイその
ものに対して、位相修正φn とＰＯn がまず行われる。
これは、式１について先に述べたように、変換された基
準データアレイ中の各素子から全位相誤差θn を差し引
くことにより行われる。ブロック４３４に示すように、
修正された基準データが次に行方向に「ｋ空間」へフー
リエ変換される。修正された基準データアレイは、第１
次の位相誤差の指示をもはや含まず、ＥＰＩデータセッ
ト中のより高次の位相誤差の大きさを決定するために採
用できる。
【００４０】しかし、ブロック４３５に示すように、よ
り高次の位相誤差を計算する前に、修正された基準デー
タセットがろ波される。これは、６４×１２８素子の修
正された基準データアレイの４〜１６中央列以外の全て
の列の値を零にセットすることにより行われる。それか
ら、そのろ波され、修正された基準データアレイが、ブ
ロック４３６に示すように、行の方向に逆フーリエ変換
されて複素数の６４×１２８素子のアレイを生ずる。こ
のアレイにおける各複素数の複素共役がブロック４３７
において計算され、次にブロック４３８に示すように、
アレイ素子の平均値に等しい複素数によりそれらの値を
除すことにより、それらの値は正規化される。このよう
にして、６４×１２８素子の高次の位相誤差アレイ４３
９が発生される。
り高次の位相誤差を計算する前に、修正された基準デー
タセットがろ波される。これは、６４×１２８素子の修
正された基準データアレイの４〜１６中央列以外の全て
の列の値を零にセットすることにより行われる。それか
ら、そのろ波され、修正された基準データアレイが、ブ
ロック４３６に示すように、行の方向に逆フーリエ変換
されて複素数の６４×１２８素子のアレイを生ずる。こ
のアレイにおける各複素数の複素共役がブロック４３７
において計算され、次にブロック４３８に示すように、
アレイ素子の平均値に等しい複素数によりそれらの値を
除すことにより、それらの値は正規化される。このよう
にして、６４×１２８素子の高次の位相誤差アレイ４３
９が発生される。
【００４１】再び図５を参照して、ブロック４１５にお
いてＥＰＩデータセットが得られ、１つの例外をもって
上記のように処理される。ブロック４１７においてＥＰ
Ｉデータセットに対して位相修正が行われると、各素子
に対して第１次の修正とより高次の修正が行われる。第
１次の修正は前記式（１）に関して上記のようにして行
われ、それから、ＥＰＩデータセットの各素子に、より
高次の位相誤差アレイ中の対応する素子が複素乗算され
る。それから、修正されたＥＰＩデータセットが列の方
向にフーリエ変換され、表示を生ずるために用いられ
る。
いてＥＰＩデータセットが得られ、１つの例外をもって
上記のように処理される。ブロック４１７においてＥＰ
Ｉデータセットに対して位相修正が行われると、各素子
に対して第１次の修正とより高次の修正が行われる。第
１次の修正は前記式（１）に関して上記のようにして行
われ、それから、ＥＰＩデータセットの各素子に、より
高次の位相誤差アレイ中の対応する素子が複素乗算され
る。それから、修正されたＥＰＩデータセットが列の方
向にフーリエ変換され、表示を生ずるために用いられ
る。
【図１】本発明を用いるＮＭＲ装置のブロック図であ
る。
る。
【図２】図１のＮＭＲ装置の一部を形成するトランシー
バの電気的ブロック図である。
バの電気的ブロック図である。
【図３】本発明を実施するために用いられるエコープレ
ーナパルスの一つの波形図と別の波形図である。
ーナパルスの一つの波形図と別の波形図である。
【図４】図１の装置で得られるエコープレーナデータセ
ットから画像を再構成する時に発生されるデータ構造の
グラフ表現である。
ットから画像を再構成する時に発生されるデータ構造の
グラフ表現である。
【図５】本発明を実施するために図１のＮＭＲ装置によ
り実行されるプログラムの流れ図である。
り実行されるプログラムの流れ図である。
【図６】本発明を実施する時に測定される位相誤差のグ
ラフ表現である。
ラフ表現である。
【図７】本発明を実施するために図１のＮＭＲ装置によ
り実行される別のプログラムの流れ図である。
り実行される別のプログラムの流れ図である。
１００ コンピュータ装置 １０１ ＣＰＵ １０６ アレイプロセッサ １０８ 画像プロセッサ １２０ パルス制御モジュール １２２ トランシーバ １２４ 状態および制御モジュール １２８ 傾き増幅装置 １３６ 傾きコイル組立体 １３８ ＲＦ送／受信コイル ２００ 送信周波数合成器 ２０２ 変調器 ２０７ 受信器および減衰器 ２０９ 直角検出器 ２１０ 受信周波数合成器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ゲイリー・ハロルド・グラヴァ アメリカ合衆国 94025 カリフォルニア 州・メンロ パーク・ハーバード アヴェ ニュ・825 (56)参考文献 特開 昭62−231647（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−86958（ＪＰ，Ａ) ＭＡＧＮＥＴＩＣ ＲＥＳＯＮＡＮＣＥ ＩＮ ＭＥＤＩＣＩＮＥ、13〜１！ （1990）（米）Ｐ．162−169
Claims (8)
- 【請求項１】 エコープレーナ・パルスシーケンスを用
いてＮＭＲ画像データのアレイを得る際に、ＮＭＲ装置
に起因して生じる位相誤差を修正する方法において、ａ） 得られるＮＭＲ画像データのアレイにおける行毎
に異なる位相符号化用傾斜磁界を与えるエコープレーナ
・パルスシーケンスを用いて、ＮＭＲ装置により、複素
ＮＭＲ画像データ・アレイを得る過程と、 ｂ） 前記の行毎に異なる位相符号化用傾斜磁界をほぼ
ゼロに設定し、これ以外は同一のエコープレーナ・パル
スシーケンスを用いてＮＭＲ装置により、複素ＮＭＲ基
準データ・アレイを得る過程と、 ｃ） 複素ＮＭＲ基準データ・アレイの各行をフーリエ
変換して、変換した複素基準データ・アレイを生成する
過程と、 ｄ） 変換した複素基準データ・アレイの各行において
データの相対位相を決定することにより、位相誤差のセ
ットを計算する過程と、 ｅ） 前記複素ＮＭＲ画像データ・アレイの各行をフー
リエ変換して、変換した複素ＮＭＲ画像データ・アレイ
を生成する過程と、 ｆ） 変換した複素ＮＭＲ画像データに対して、その複
素値の位相を計算で得られた前記位相誤差のセットの関
数として変更することにより、修正を施す過程と、 ｇ） 変換した複素ＮＭＲ画像データに対して修正を施
したもののアレイの各列をフーリエ変換して、表示デー
タ・アレイを生成する過程と、 ｈ） 表示データ・アレイ を表示して画像を形成する過
程とを備える、ＮＭＲ装置に起因して生じる位相誤差を修正
する方法。 - 【請求項２】 請求項１記載の方法において、計算で得
られた前記位相誤差のセットには、変換した複素基準デ
ータ・アレイの行毎に独立の複素値が含まれており、変
換した複素ＮＭＲ画像データの行毎の複素値を、変換し
た複素基準データ・アレイ中の対応する行についての位
相誤差値の関数として変更することを特徴とする方法。 - 【請求項３】 請求項１記載の方法において、複素ＮＭ
Ｒ基準データ・ア レイの各行をフーリエ変換する前に、
複素ＮＭＲ基準データ・アレイの中央領域を囲むデータ
点の複素値を零にセットしておくことを特徴とする方
法。 - 【請求項４】 請求項１記載の方法において、位相誤差
のセットを計算する過程は、 変換した複素基準データ・
アレイ中の各行に対して位相変化（φ）を計算し、変換
した複素基準データ・アレイ中の各行に対して位相オフ
セット（ＰＯ）を計算することにより行われることを特
徴とする方法。 - 【請求項５】 請求項４記載の方法において、各位相変
化（φ）は、変換した複素基準データ・アレイの行中の
複素データ点の位相を表す近似直線の勾配を示し、位相
オフセット（ＰＯ）は、当該の行中の複素データ点の平
均位相を示すことを特徴とする方法。 - 【請求項６】 請求項４記載の方法において、変換した
複素ＮＭＲ画像データに対して施される修正は、変換し
た複素ＮＭＲ画像データ・アレイの各行中の複素値の位
相を、変換した複素基準データ・アレイの対応する行に
ついて計算した位相変化（φ）と位相オフセット（Ｐ
Ｏ）を用いて行うことを特徴とする方法。 - 【請求項７】 請求項６記載の方法において、変換した
複素ＮＭＲ画像データ・アレイの行中の複素値の変更
は、各複素データ点の位相から、位相オフセット（Ｐ
Ｏ）に等しい量と、複素ＮＭＲ画像データの行中の複素
データ点の位置を示す数を位相変化（φ）に乗じたもの
に等しい量とを、減じることによって行われることを特
徴とする方法。 - 【請求項８】 請求項１記載の方法において、位相誤差
のセットを計算する過程は、位相誤差の或る成分を構成
する変換した複素基準データからの一次の位相訂正を計
算し、 変換した複素基準データから一次の位相訂正を減
じ、 訂正された変換した複素基準データの各行をフーリ
エ変換して、訂正複素基準データ・アレイを生成し、 訂
正複素基準データの選択した要素を零にセットし、訂正
複素基準データ・アレイの各行をフーリエ変換して、複
素数の訂正アレイを生成し、 訂正アレイ中の各要素の複
素共役値を計算して、位相誤差の他の成分を構成する高
次の位相誤差を生成することにより行われることを特徴
とする方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/625,733 US5151656A (en) | 1990-12-11 | 1990-12-11 | Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique |
| US625,733 | 1990-12-11 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0568674A JPH0568674A (ja) | 1993-03-23 |
| JPH0732765B2 true JPH0732765B2 (ja) | 1995-04-12 |
Family
ID=24507337
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3350377A Expired - Lifetime JPH0732765B2 (ja) | 1990-12-11 | 1991-12-11 | Ｎｍｒ装置に起因して生じる位相誤差を修正する方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5151656A (ja) |
| EP (1) | EP0490528A1 (ja) |
| JP (1) | JPH0732765B2 (ja) |
Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3153574B2 (ja) * | 1991-08-23 | 2001-04-09 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| US5329925A (en) * | 1991-11-14 | 1994-07-19 | Picker International, Inc. | Reduced scan time cardiac gated magnetic resonance cine and flow imaging |
| US5271399A (en) * | 1991-11-27 | 1993-12-21 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Three dimensional Fourier transform, fast spin echo, black blood magnetic resonance angtography |
| JP3403751B2 (ja) * | 1992-03-31 | 2003-05-06 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴映像装置 |
| EP0576712A1 (de) * | 1992-07-03 | 1994-01-05 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz zur schnellen Bildgebung in der Kernspintomographie |
| GB9217718D0 (en) * | 1992-08-20 | 1992-09-30 | British Tech Group | Method of and apparatus for nmr testing |
| 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 |
| EP0644437B1 (en) * | 1993-09-16 | 1999-05-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Correction of read-gradient polarity in EPI and GRASE MRI |
| DE4438488A1 (de) * | 1994-10-28 | 1996-05-02 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren und Anordnung zur Durchführung desselben |
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