JPH09215673A - 検査領域内の磁界不均一を決定するｍｒ方法及び装置 - Google Patents
検査領域内の磁界不均一を決定するｍｒ方法及び装置Info
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- JPH09215673A JPH09215673A JP9022906A JP2290697A JPH09215673A JP H09215673 A JPH09215673 A JP H09215673A JP 9022906 A JP9022906 A JP 9022906A JP 2290697 A JP2290697 A JP 2290697A JP H09215673 A JPH09215673 A JP H09215673A
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- G01—MEASURING; TESTING
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- 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
Abstract
(57)【要約】
【課題】 核磁化が読み出し磁界の変化の方向と連結し
て読み出される適切なシーケンスと同様に検査領域内で
周波数マップを決定するＭＲ方法を提供する。 【解決手段】 核磁化の励起に続いて複数のＭＲエコー
信号が収集される。一方で異なるエコー時間で収集され
た副画像から周波数マップが得られ、他方でこれらの副
画像はより高い空間解像度のＭＲ全体画像を形成するよ
う結合される。本発明はまたこの方法を実行する装置に
も関する。
て読み出される適切なシーケンスと同様に検査領域内で
周波数マップを決定するＭＲ方法を提供する。 【解決手段】 核磁化の励起に続いて複数のＭＲエコー
信号が収集される。一方で異なるエコー時間で収集され
た副画像から周波数マップが得られ、他方でこれらの副
画像はより高い空間解像度のＭＲ全体画像を形成するよ
う結合される。本発明はまたこの方法を実行する装置に
も関する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は検査領域内の磁界不
均一を表す周波数マップが静磁界に曝されている検査領
域の少なくとも２つのＭＲ画像から得られ、そのＭＲ画
像は異なるエコー時間で収集されたＭＲ方法に関する。
この種の方法はＥＰ−Ａ−４６５１３９から知られてい
る。
均一を表す周波数マップが静磁界に曝されている検査領
域の少なくとも２つのＭＲ画像から得られ、そのＭＲ画
像は異なるエコー時間で収集されたＭＲ方法に関する。
この種の方法はＥＰ−Ａ−４６５１３９から知られてい
る。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲ（磁気共鳴）検査中に達成される画
質に対して検査領域内の静磁界は可能な限り均一である
ことが重要である。故にＭＲ装置は主磁石により形成さ
れる静磁界を局部的に変化させるいわゆるシムコイルを
設けられる。主磁石により形成される検査領域内の静磁
界の不均一性はシムコイル内の電流の適切な調整により
減少される。ＥＰ−Ａ−４６５１３９から知られるよう
に一次のシム磁界はまたＭＲ装置で画像化に対していず
れにしろ要求される傾斜磁界からも得られ、一方で高次
のシム磁界は実際のシムコイルによりのみ得られる。
質に対して検査領域内の静磁界は可能な限り均一である
ことが重要である。故にＭＲ装置は主磁石により形成さ
れる静磁界を局部的に変化させるいわゆるシムコイルを
設けられる。主磁石により形成される検査領域内の静磁
界の不均一性はシムコイル内の電流の適切な調整により
減少される。ＥＰ−Ａ−４６５１３９から知られるよう
に一次のシム磁界はまたＭＲ装置で画像化に対していず
れにしろ要求される傾斜磁界からも得られ、一方で高次
のシム磁界は実際のシムコイルによりのみ得られる。
【０００３】知られたシステムではシムコイルを通る電
流は検査領域内の磁界の不均一を表す、前に測定された
周波数マップ又は均一性マップに依存して調整される。
磁界の不均一はまた検査領域内で検査される対象内の磁
化率の局部変動によりまた影響される。故に周波数マッ
プは他の患者が検査されるときのみならず、同じ患者の
異なる部分が検査されるときにもまた新たに決定されな
ければならない。
流は検査領域内の磁界の不均一を表す、前に測定された
周波数マップ又は均一性マップに依存して調整される。
磁界の不均一はまた検査領域内で検査される対象内の磁
化率の局部変動によりまた影響される。故に周波数マッ
プは他の患者が検査されるときのみならず、同じ患者の
異なる部分が検査されるときにもまた新たに決定されな
ければならない。
【０００４】知られている方法によれば周波数マップは
２つのＭＲ画像から得られ、それらは同一の方法だが異
なるエコー時間で得られたＭＲ信号から再構成される。
これらのＭＲ画像の空間解像度が実際のＭＲ検査中に形
成されたＭＲ画像のそれよりも悪い場合にさえ種々のＭ
Ｒ検査中にこれらのＭＲ画像の収集に対する時間的要求
は実現可能ではない。例えば介入的ＭＲ検査の場合には
検査領域の位置は連続的に変化し、それにより周波数マ
ップは連続的に更新されねばならない；斯くしてこれは
２つのＭＲ画像が各時間にこの目的のために収集されね
ばならない故に不可能である。
２つのＭＲ画像から得られ、それらは同一の方法だが異
なるエコー時間で得られたＭＲ信号から再構成される。
これらのＭＲ画像の空間解像度が実際のＭＲ検査中に形
成されたＭＲ画像のそれよりも悪い場合にさえ種々のＭ
Ｒ検査中にこれらのＭＲ画像の収集に対する時間的要求
は実現可能ではない。例えば介入的ＭＲ検査の場合には
検査領域の位置は連続的に変化し、それにより周波数マ
ップは連続的に更新されねばならない；斯くしてこれは
２つのＭＲ画像が各時間にこの目的のために収集されね
ばならない故に不可能である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】故に本発明の目的は２
つのＭＲ画像のより速い収集を可能にする上記の種類の
ＭＲ方法を提供することにある。
つのＭＲ画像のより速い収集を可能にする上記の種類の
ＭＲ方法を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この目的は ａ） 検査領域内の核磁化は複数のシーケンス内の少な
くとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路に沿って収集さ
れ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達し又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間的
距離で収集されたＭＲエコー信号はグループを形成する
よう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られる本発明により達成される。
くとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路に沿って収集さ
れ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達し又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間的
距離で収集されたＭＲエコー信号はグループを形成する
よう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られる本発明により達成される。
【０００７】本発明によれば核磁化の各励起の後に少な
くとも２つのＭＲエコー信号がｋ空間内の路に沿って得
られ、この路は好ましくは異なる方向にｋ空間のゼロ点
を通過する。故にこれらのＭＲエコー信号はまた異なる
エコー時間を有する。ＭＲ画像は異なるエコー時間を有
する複数のＭＲ画像で生ずる異なるシーケンスでの同じ
エコー時間で得られるＭＲエコー信号から得られる。そ
れから周波数マップは２つのＭＲ画像から知られた方法
で得られる。ＭＲエコー信号の収集の所用時間の減少は
少なくとも２つのＭＲエコー信号が各励起後に収集され
ることから既に得られている。
くとも２つのＭＲエコー信号がｋ空間内の路に沿って得
られ、この路は好ましくは異なる方向にｋ空間のゼロ点
を通過する。故にこれらのＭＲエコー信号はまた異なる
エコー時間を有する。ＭＲ画像は異なるエコー時間を有
する複数のＭＲ画像で生ずる異なるシーケンスでの同じ
エコー時間で得られるＭＲエコー信号から得られる。そ
れから周波数マップは２つのＭＲ画像から知られた方法
で得られる。ＭＲエコー信号の収集の所用時間の減少は
少なくとも２つのＭＲエコー信号が各励起後に収集され
ることから既に得られている。
【０００８】更なる実現は本発明の好ましい実施例によ
り達成され、そこではＭＲ方法はそれぞれのグループか
ら得られたＭＲ画像はＭＲ全体画像を形成するために重
畳されるように実施される。斯くして実際のＭＲ検査は
ＭＲ全体画像の助けでなされ、周波数マップが得られる
ところからのＭＲ画像の収集は付加的な検査時間を必要
としない。この点での条件はＭＲエコー信号はそれぞれ
異なる方向でｋ空間のゼロ点を通過してシーケンス内で
収集されることである。それぞれのグループのＭＲエコ
ー信号から再構成されるＭＲ画像は実際のＭＲ検査に対
して意図されたＭＲ全体画像のそれより悪い空間分解能
を有する。しかしながらその解像度は静磁界の局部変動
は比較的ゆっくりしているものである故に充分である。
り達成され、そこではＭＲ方法はそれぞれのグループか
ら得られたＭＲ画像はＭＲ全体画像を形成するために重
畳されるように実施される。斯くして実際のＭＲ検査は
ＭＲ全体画像の助けでなされ、周波数マップが得られる
ところからのＭＲ画像の収集は付加的な検査時間を必要
としない。この点での条件はＭＲエコー信号はそれぞれ
異なる方向でｋ空間のゼロ点を通過してシーケンス内で
収集されることである。それぞれのグループのＭＲエコ
ー信号から再構成されるＭＲ画像は実際のＭＲ検査に対
して意図されたＭＲ全体画像のそれより悪い空間分解能
を有する。しかしながらその解像度は静磁界の局部変動
は比較的ゆっくりしているものである故に充分である。
【０００９】本発明の更なる実施例ではシムコイル及び
／又は傾斜磁界コイルシステムが静磁界の局部変化に対
して設けられ、シムコイル及び／又は傾斜磁界コイルシ
ステムを通る電流が決定された周波数マップに依存して
制御される。既に述べたように傾斜磁界コイルはまた
（一次の）シム磁界を発生する能力を有する。検査領域
の位置がＭＲ検査中に連続的に変化する場合に本発明の
更なるバージョンでは特別な利点がシーケンスは検査領
域で連続的に動作し、シムコイル及び／又は傾斜磁界コ
イルシステムを通る電流は決定された周波数マップに依
存して連続的に制御される。これは介入的ＭＲ検査に対
して特に重要である。
／又は傾斜磁界コイルシステムが静磁界の局部変化に対
して設けられ、シムコイル及び／又は傾斜磁界コイルシ
ステムを通る電流が決定された周波数マップに依存して
制御される。既に述べたように傾斜磁界コイルはまた
（一次の）シム磁界を発生する能力を有する。検査領域
の位置がＭＲ検査中に連続的に変化する場合に本発明の
更なるバージョンでは特別な利点がシーケンスは検査領
域で連続的に動作し、シムコイル及び／又は傾斜磁界コ
イルシステムを通る電流は決定された周波数マップに依
存して連続的に制御される。これは介入的ＭＲ検査に対
して特に重要である。
【００１０】検査領域内の核磁化は少なくとも一つのシ
ーケンス中の少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルスに
より励起され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコー
信号が好ましくは請求項１に記載されるように異なる方
向でｋ空間内のゼロ点に到達する又はそれから出るｋ空
間内の路に沿って収集されるＭＲ方法はそれ自体ＩＥＥ
Ｅ Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．Ｍ
Ｉ−６，ｐｐ．２１−３１のＮｏｒｔｏｎによる論文か
ら知られている。ここでは、ＭＲエコー信号はその方向
をゆっくり変化しながらｋ空間のゼロ点について振動す
るｋ空間内の路に沿って収集される。それからｋ空間内
の路は花の茎の周りにグループをなす花弁のようなパタ
ーンを描き、これがこの方法がある専門家により「フラ
ワースキャン」と称される理由である。ＥＰ−Ｂ７３６
７１から知られる投射再構成法でのこの方法の利点は少
なくとも理論的にはＭＲ画像の再構成に対して要求され
るＭＲエコー信号は検査領域内の核磁化の単独の励起に
より発生されるという事実にある。ＥＰ−Ｂ７３６７１
に記載される方法に関する欠点はｋ空間内の路は直線で
なく、それによりＭＲエコー信号からのＭＲ画像の再構
成は比較的複雑であるということである。
ーケンス中の少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルスに
より励起され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコー
信号が好ましくは請求項１に記載されるように異なる方
向でｋ空間内のゼロ点に到達する又はそれから出るｋ空
間内の路に沿って収集されるＭＲ方法はそれ自体ＩＥＥ
Ｅ Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．Ｍ
Ｉ−６，ｐｐ．２１−３１のＮｏｒｔｏｎによる論文か
ら知られている。ここでは、ＭＲエコー信号はその方向
をゆっくり変化しながらｋ空間のゼロ点について振動す
るｋ空間内の路に沿って収集される。それからｋ空間内
の路は花の茎の周りにグループをなす花弁のようなパタ
ーンを描き、これがこの方法がある専門家により「フラ
ワースキャン」と称される理由である。ＥＰ−Ｂ７３６
７１から知られる投射再構成法でのこの方法の利点は少
なくとも理論的にはＭＲ画像の再構成に対して要求され
るＭＲエコー信号は検査領域内の核磁化の単独の励起に
より発生されるという事実にある。ＥＰ−Ｂ７３６７１
に記載される方法に関する欠点はｋ空間内の路は直線で
なく、それによりＭＲエコー信号からのＭＲ画像の再構
成は比較的複雑であるということである。
【００１１】両方の知られた方法の利点と組み合わされ
る上記の種類の方法（直線スキャン路及びつねに複数の
エコー信号が核磁化を励起する）は − 各ＭＲエコー信号の収集中に一定の読み出し傾斜磁
界が発生され、それによりＭＲエコー信号はそのゼロ点
を通過して直線に沿ってｋ空間内で収集され、 − 種々のＭＲ信号の収集中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し磁界の間で
傾斜磁界が印加される期間が存在し、その時間的変動は
ｋ空間でシフトが前のＭＲエコー信号が次のＭＲエコー
信号がそれに沿って収集される直線の開始点に収集され
た直線の終点から発生するように生ずることからなる。
る上記の種類の方法（直線スキャン路及びつねに複数の
エコー信号が核磁化を励起する）は − 各ＭＲエコー信号の収集中に一定の読み出し傾斜磁
界が発生され、それによりＭＲエコー信号はそのゼロ点
を通過して直線に沿ってｋ空間内で収集され、 − 種々のＭＲ信号の収集中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し磁界の間で
傾斜磁界が印加される期間が存在し、その時間的変動は
ｋ空間でシフトが前のＭＲエコー信号が次のＭＲエコー
信号がそれに沿って収集される直線の開始点に収集され
た直線の終点から発生するように生ずることからなる。
【００１２】この方法は周波数マップ用のＭＲ画像を収
集するために用いうるという利点を有する；しかしなが
らそれはまたそれに独立にも用いられる。何故ならばそ
れは実質的に慣用的な投射再構成方法と比較してＭＲエ
コー信号の収集に対して要する時間を減少するからであ
る。周波数マップを得るためのＭＲ方法を実施するＭＲ
装置は − 均一な静磁界を形成するマグネットと、 − 傾斜が強度及び／又は方向に関して変化しうる傾斜
磁界を発生する傾斜磁界コイルシステムと、 − ＲＦパルスを発生し、ＭＲエコー信号を受信する少
なくとも一つのＲＦコイルシステムと、 − ＭＲエコー信号からＭＲ画像を形成し、異なるエコ
ー時間で収集された２つのＭＲ画像から周波数マップを
得る手段と、 − 該手段及びコイルシステムを制御するプログラム可
能な制御ユニットとを含む。 この制御ユニットは ａ） 検査領域内の核磁化は複数のシーケンス内の少な
くとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路に沿って収集さ
れ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達し又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間的
距離で収集されたＭＲエコー信号はグループを形成する
よう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られるような方法でプログラムされる。
集するために用いうるという利点を有する；しかしなが
らそれはまたそれに独立にも用いられる。何故ならばそ
れは実質的に慣用的な投射再構成方法と比較してＭＲエ
コー信号の収集に対して要する時間を減少するからであ
る。周波数マップを得るためのＭＲ方法を実施するＭＲ
装置は − 均一な静磁界を形成するマグネットと、 − 傾斜が強度及び／又は方向に関して変化しうる傾斜
磁界を発生する傾斜磁界コイルシステムと、 − ＲＦパルスを発生し、ＭＲエコー信号を受信する少
なくとも一つのＲＦコイルシステムと、 − ＭＲエコー信号からＭＲ画像を形成し、異なるエコ
ー時間で収集された２つのＭＲ画像から周波数マップを
得る手段と、 − 該手段及びコイルシステムを制御するプログラム可
能な制御ユニットとを含む。 この制御ユニットは ａ） 検査領域内の核磁化は複数のシーケンス内の少な
くとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路に沿って収集さ
れ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達し又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間的
距離で収集されたＭＲエコー信号はグループを形成する
よう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られるような方法でプログラムされる。
【００１３】その様なＭＲ装置を用いて本発明による好
ましいＭＲシーケンスは制御ユニットが − 検査領域内の核磁化は少なくとも一つのシーケンス
中の少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起
され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコー信号が異
なる方向でｋ空間内のゼロ点を通過するｋ空間内の路に
沿って収集され、 − 各ＭＲエコー信号の収集中に一定の読み出し傾斜磁
界が発生され、それによりＭＲエコー信号はそのゼロ点
を通過して直線に沿ってｋ空間内で収集され、 − 種々のＭＲ信号の収集中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し磁界の間で
傾斜磁界が印加される期間が存在し、その時間的変動は
ｋ空間でシフトが前のＭＲエコー信号が次のＭＲエコー
信号がそれに沿って収集される直線の開始点に収集され
た直線の終点から発生するように生ずるような方法でプ
ログラムされるように発生されうる。
ましいＭＲシーケンスは制御ユニットが − 検査領域内の核磁化は少なくとも一つのシーケンス
中の少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起
され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコー信号が異
なる方向でｋ空間内のゼロ点を通過するｋ空間内の路に
沿って収集され、 − 各ＭＲエコー信号の収集中に一定の読み出し傾斜磁
界が発生され、それによりＭＲエコー信号はそのゼロ点
を通過して直線に沿ってｋ空間内で収集され、 − 種々のＭＲ信号の収集中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し磁界の間で
傾斜磁界が印加される期間が存在し、その時間的変動は
ｋ空間でシフトが前のＭＲエコー信号が次のＭＲエコー
信号がそれに沿って収集される直線の開始点に収集され
た直線の終点から発生するように生ずるような方法でプ
ログラムされるように発生されうる。
【００１４】
【発明の実施の形態】本発明を図を参照して以下に詳細
に説明する。図１の符号１はｚ方向に延在し、例えば
１．５テスラの強度を有する一定の、本質的に均一な磁
界を発生する主磁界磁石（図示されない検査領域内の）
を示す。シムコイルを通って流れる電流に依存する検査
領域内の磁界の変化を可能にするシムコイルシステム３
０がまた設けられ、即ち得られた磁界は全体的により均
一であるような方法で設けられる。高次のシム磁界の発
生を可能にするシムコイルシステム３０は制御ユニット
５により制御される。
に説明する。図１の符号１はｚ方向に延在し、例えば
１．５テスラの強度を有する一定の、本質的に均一な磁
界を発生する主磁界磁石（図示されない検査領域内の）
を示す。シムコイルを通って流れる電流に依存する検査
領域内の磁界の変化を可能にするシムコイルシステム３
０がまた設けられ、即ち得られた磁界は全体的により均
一であるような方法で設けられる。高次のシム磁界の発
生を可能にするシムコイルシステム３０は制御ユニット
５により制御される。
【００１５】検査領域内でｚ方向に延在し、ｘ，ｙ，又
はｚ方向に傾斜を有する傾斜磁界Ｇ x ，Ｇy ，Ｇz を許
容する傾斜磁界コイルシステム２をまた設けられる。傾
斜コイルシステム２は傾斜磁界増幅器３により給電され
る。傾斜磁界の時間変化は制御ユニット５により制御さ
れる発生装置４により予め決められる。制御ユニット５
はワークステーション６と協働する。ＭＲ画像の表示用
のモニタ７を含む。アクセスはキーボード８又は例えば
ライトペンのような対話的入力ユニット９を介してなさ
れる。
はｚ方向に傾斜を有する傾斜磁界Ｇ x ，Ｇy ，Ｇz を許
容する傾斜磁界コイルシステム２をまた設けられる。傾
斜コイルシステム２は傾斜磁界増幅器３により給電され
る。傾斜磁界の時間変化は制御ユニット５により制御さ
れる発生装置４により予め決められる。制御ユニット５
はワークステーション６と協働する。ＭＲ画像の表示用
のモニタ７を含む。アクセスはキーボード８又は例えば
ライトペンのような対話的入力ユニット９を介してなさ
れる。
【００１６】検査領域内の核磁化はＲＦ送信機１２の出
力信号を増幅するＲＦ増幅器１１に接続されるＲＦコイ
ル１０からのＲＦパルスにより励起される。ＲＦ送信機
内でＲＦパルスの包絡線はその周波数がラーマー周波数
（１．５テスラの主磁界に対して約６３ＭＨｚ）に対応
する発振器１３により供給される搬送波振動で変調され
る。制御ユニット５は包絡線を送信機１２に結合される
発生器１４に負荷する。
力信号を増幅するＲＦ増幅器１１に接続されるＲＦコイ
ル１０からのＲＦパルスにより励起される。ＲＦ送信機
内でＲＦパルスの包絡線はその周波数がラーマー周波数
（１．５テスラの主磁界に対して約６３ＭＨｚ）に対応
する発振器１３により供給される搬送波振動で変調され
る。制御ユニット５は包絡線を送信機１２に結合される
発生器１４に負荷する。
【００１７】検査領域内でＭＲ信号は受信コイル２０に
より受信され、増幅器２１により増幅される。増幅され
たＭＲ信号は発振器１３の２つの９０゜オフセットされ
た搬送波振動により直交復調器２２で復調され、それに
より２つの信号は低い周波数範囲で発生され、この信号
は複素ＭＲエコー信号の実部と虚部として考えられる。
これらの信号はそれからのＭＲデータを形成するアナロ
グ／デジタル変換器２３に印加される。このデータはワ
ークステーションと協働するＭＲデータからＭＲ画像を
再構成する再構成ユニット２４に印加され、このＭＲ画
像は検査領域での核磁化を表す。各ＭＲ画像は問題の画
素の複素核磁化の絶対値と位相位置又は実部と虚部を表
すそのそれぞれの画素での複素数により決定される。
より受信され、増幅器２１により増幅される。増幅され
たＭＲ信号は発振器１３の２つの９０゜オフセットされ
た搬送波振動により直交復調器２２で復調され、それに
より２つの信号は低い周波数範囲で発生され、この信号
は複素ＭＲエコー信号の実部と虚部として考えられる。
これらの信号はそれからのＭＲデータを形成するアナロ
グ／デジタル変換器２３に印加される。このデータはワ
ークステーションと協働するＭＲデータからＭＲ画像を
再構成する再構成ユニット２４に印加され、このＭＲ画
像は検査領域での核磁化を表す。各ＭＲ画像は問題の画
素の複素核磁化の絶対値と位相位置又は実部と虚部を表
すそのそれぞれの画素での複素数により決定される。
【００１８】図２に示されるように各シーケンスはＲＦ
パルスＲＦを含み（図２の第一ライン）、これは検査領
域のスライスでの核磁化を励起し、その厚さがＲＦパル
スＲＦの帯域幅と同様に同時に動作するスライス選択傾
斜磁界Ｇｚ（図２の第二ライン）の強度に依存する。Ｒ
ＦパルスＲＦに続いてそれぞれｘ方向とｙ方向で作動す
る傾斜を有する傾斜磁界Ｇx1，Ｇy1（図２の第三と第四
ライン）がスイッチオン及びオフされ、それにより核磁
化はｋ空間で路Ｐ11の開始点を形成するｋ空間での最大
値にディフェーズする。知られているようにｋの値ｋ
ｘ，ｋｙはそれぞれＧx ，Ｇy にわたる時間積分に対応
する。
パルスＲＦを含み（図２の第一ライン）、これは検査領
域のスライスでの核磁化を励起し、その厚さがＲＦパル
スＲＦの帯域幅と同様に同時に動作するスライス選択傾
斜磁界Ｇｚ（図２の第二ライン）の強度に依存する。Ｒ
ＦパルスＲＦに続いてそれぞれｘ方向とｙ方向で作動す
る傾斜を有する傾斜磁界Ｇx1，Ｇy1（図２の第三と第四
ライン）がスイッチオン及びオフされ、それにより核磁
化はｋ空間で路Ｐ11の開始点を形成するｋ空間での最大
値にディフェーズする。知られているようにｋの値ｋ
ｘ，ｋｙはそれぞれＧx ，Ｇy にわたる時間積分に対応
する。
【００１９】続いて読み出し傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2が切換
えられ；それらの時間積分はＧx1及びＧy1のそれの２倍
に達し、それらはＧx1，Ｇy1に対して逆の極性を有す
る。傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2が作動する間に対してＭＲ信号
は図２の五行目に符号Ａ11により示されるように収集さ
れる。次にＭＲエコー信号は開始点から開始し、角度θ
0 でｋ空間のゼロ点を通過し、それからそのｋ空間のゼ
ロ点からの距離がゼロ点と開始点との間に正確に等しい
終わりの点に到達する。
えられ；それらの時間積分はＧx1及びＧy1のそれの２倍
に達し、それらはＧx1，Ｇy1に対して逆の極性を有す
る。傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2が作動する間に対してＭＲ信号
は図２の五行目に符号Ａ11により示されるように収集さ
れる。次にＭＲエコー信号は開始点から開始し、角度θ
0 でｋ空間のゼロ点を通過し、それからそのｋ空間のゼ
ロ点からの距離がゼロ点と開始点との間に正確に等しい
終わりの点に到達する。
【００２０】上記のＭＲ方法はＥＰ−Ａ−７３６７１か
ら知られた投射再構成法に対応する。しかしながら知ら
れた方法での路Ｐ11に沿ったＭＲエコー信号の収集に続
いてスライス内の核磁化はＲＦパルス及びＭＲエコー信
号により再び励起され、斯くして角度でｋ空間を通して
延在する路に沿って読み出され、それはＭＲエコー信号
の収集中にそれから得られ、本発明の方法によれば少な
くとも１つの更なるＭＲ信号が収集されるが、好ましく
は複数のエコー信号であり、それらはそれぞれの異なる
方向でｋ空間のゼロ点を通過する。
ら知られた投射再構成法に対応する。しかしながら知ら
れた方法での路Ｐ11に沿ったＭＲエコー信号の収集に続
いてスライス内の核磁化はＲＦパルス及びＭＲエコー信
号により再び励起され、斯くして角度でｋ空間を通して
延在する路に沿って読み出され、それはＭＲエコー信号
の収集中にそれから得られ、本発明の方法によれば少な
くとも１つの更なるＭＲ信号が収集されるが、好ましく
は複数のエコー信号であり、それらはそれぞれの異なる
方向でｋ空間のゼロ点を通過する。
【００２１】故に傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2につづいてそれぞ
れ短いスイッチオンとオフ（いわゆるブリップ）傾斜磁
界Ｇx3，Ｇy3があり、この時間積分はＧx2，Ｇy2の時間
積分に比べてそれぞれ小さい。従って路Ｐ11の終点から
路Ｐ12の開始点へのシフトは図３に矢印ｈ1 により示さ
れるようにｋ空間（図３）で発生する。続いて絶対値に
関しては読み出し傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2に対応するが、そ
れと反対の極性を有する成分Ｇx4，Ｇy4を有する読み出
し傾斜磁界がスイッチされる。この傾斜磁界に関する路
Ｐ12のｋ空間での方向はそれは角度ｄθで路Ｐ11と交差
する一方でゼロ点を通過するようになる。読み出し傾斜
磁界Ｇx4，Ｇy4中に発生するＭＲエコー信号は時間期間
Ａ12（図２の五行目）で収集される。そこでｄθは所定
の空間解像度に対して求められる角度増加である。
れ短いスイッチオンとオフ（いわゆるブリップ）傾斜磁
界Ｇx3，Ｇy3があり、この時間積分はＧx2，Ｇy2の時間
積分に比べてそれぞれ小さい。従って路Ｐ11の終点から
路Ｐ12の開始点へのシフトは図３に矢印ｈ1 により示さ
れるようにｋ空間（図３）で発生する。続いて絶対値に
関しては読み出し傾斜磁界Ｇx2，Ｇy2に対応するが、そ
れと反対の極性を有する成分Ｇx4，Ｇy4を有する読み出
し傾斜磁界がスイッチされる。この傾斜磁界に関する路
Ｐ12のｋ空間での方向はそれは角度ｄθで路Ｐ11と交差
する一方でゼロ点を通過するようになる。読み出し傾斜
磁界Ｇx4，Ｇy4中に発生するＭＲエコー信号は時間期間
Ａ12（図２の五行目）で収集される。そこでｄθは所定
の空間解像度に対して求められる角度増加である。
【００２２】続いてブリップＧx5，Ｇy5は再びスイッチ
され、この後でＭＲ信号は時間期間Ａ13中に路Ｐ12に関
して角度ｄθで延在する路（図３には示されない）に沿
って読み出し傾斜磁界Ｇx6，Ｇy6により読み出される。
ｎのＭＲエコー信号がＲＦパルスＲＦによる核磁化の励
起に続きこのように読み出され、最後のＭＲエコー信号
は路Ｐ1n（図３）に沿って得られる。ｎは３６０゜／ｄ
θより小さくなければならず、４から１６の間の値を有
する。
され、この後でＭＲ信号は時間期間Ａ13中に路Ｐ12に関
して角度ｄθで延在する路（図３には示されない）に沿
って読み出し傾斜磁界Ｇx6，Ｇy6により読み出される。
ｎのＭＲエコー信号がＲＦパルスＲＦによる核磁化の励
起に続きこのように読み出され、最後のＭＲエコー信号
は路Ｐ1n（図３）に沿って得られる。ｎは３６０゜／ｄ
θより小さくなければならず、４から１６の間の値を有
する。
【００２３】続いて前に励起されたスライスの核磁化は
ＲＦパルスにより再び励起され、その後にｎのＭＲエコ
ー信号が再び収集される。しかしながらこのシーケンス
での傾斜磁界Ｇｘ，Ｇｙの時間の変化はＭＲエコー信号
が図３に示されるように路Ｐ 11，Ｐ12に関して角度βを
なす路Ｐ12，Ｐ22等々に沿って得られよう選択される。
続いて更なるシーケンスがＭＲエコー信号がｋ空間が均
一にオフセット（角度増加ｄθで）された路に沿ってス
キャンされてしまうまでｋ空間を通して更なる路に沿っ
て得られるところに印加される。
ＲＦパルスにより再び励起され、その後にｎのＭＲエコ
ー信号が再び収集される。しかしながらこのシーケンス
での傾斜磁界Ｇｘ，Ｇｙの時間の変化はＭＲエコー信号
が図３に示されるように路Ｐ 11，Ｐ12に関して角度βを
なす路Ｐ12，Ｐ22等々に沿って得られよう選択される。
続いて更なるシーケンスがＭＲエコー信号がｋ空間が均
一にオフセット（角度増加ｄθで）された路に沿ってス
キャンされてしまうまでｋ空間を通して更なる路に沿っ
て得られるところに印加される。
【００２４】図２と結合され図３を参照して記載された
実施例に対してＭＲエコー信号がそれに沿って得られる
ｋ空間の路はｋ空間のゼロ点に関して対象に延在し、各
路の開始はその終わりとしてのゼロ点から正確に等距離
に位置する。しかしながら路は代替的にゼロ点で開始又
は終了しうる。例えば路がｋ空間内のゼロ点で開始する
場合にそれは例えば図３のＰ11のようにそれからある距
離で終了する。ｈ1 へのシフト（図３）の後に例えばＰ
12のように外側で開始するが、ｋ空間のゼロ点で終了す
る次のＭＲエコー信号の受容がなされる。続いてＭＲエ
コー信号は異なる角度で再びゼロ点から開始する路に沿
って収集される。
実施例に対してＭＲエコー信号がそれに沿って得られる
ｋ空間の路はｋ空間のゼロ点に関して対象に延在し、各
路の開始はその終わりとしてのゼロ点から正確に等距離
に位置する。しかしながら路は代替的にゼロ点で開始又
は終了しうる。例えば路がｋ空間内のゼロ点で開始する
場合にそれは例えば図３のＰ11のようにそれからある距
離で終了する。ｈ1 へのシフト（図３）の後に例えばＰ
12のように外側で開始するが、ｋ空間のゼロ点で終了す
る次のＭＲエコー信号の受容がなされる。続いてＭＲエ
コー信号は異なる角度で再びゼロ点から開始する路に沿
って収集される。
【００２５】傾斜磁界Ｇx ，Ｇy の変化は以下のように
変更される：Ｇx1，Ｇy1は省略される。読み出し傾斜磁
界Ｇx2．．．Ｇx6，Ｇy2．．．Ｇy6にわたる時間積分は
図２のそれの半分にしかすぎない。どの一つおきのブリ
ップも（例えばＧx5，Ｇy5）省略しうる。何故ならばあ
る路は前の路が終了した同じ点（即ちゼロ点）で開始す
るからである。
変更される：Ｇx1，Ｇy1は省略される。読み出し傾斜磁
界Ｇx2．．．Ｇx6，Ｇy2．．．Ｇy6にわたる時間積分は
図２のそれの半分にしかすぎない。どの一つおきのブリ
ップも（例えばＧx5，Ｇy5）省略しうる。何故ならばあ
る路は前の路が終了した同じ点（即ちゼロ点）で開始す
るからである。
【００２６】ＭＲエコー信号の処理中に同じエコー信号
で、即ちＲＦパルスから同じ時間間隔で収集されたＭＲ
エコー信号は結合される。それから第一のグループは各
シーケンスの時間間隔Ａ11で路Ｐ11，Ｐ12．．．等々に
沿って収集されるＭＲエコー信号から形成される。第二
のグループはＰ12，Ｐ22等々に沿って収集されるＭＲエ
コー信号から形成され、第ｎのグループはＰ1n及び対応
する他のシーケンスの路に沿って収集されるＭＲエコー
信号から形成される。所定のエコー時間は各グループ、
例えばエコー時間ＴE1（読み出し期間Ａ11の中央に一致
する）で測定された（路Ｐ11，Ｐ12等々に沿って）収集
されるそれぞれの第一のＭＲエコー信号に割り当てら
れ、続いて期間Ａ12で収集されたＭＲエコー信号に対す
るエコー時間ＴE2、等々。各グループのＭＲエコー信号
からそれぞれの低解像度の（副）ＭＲ画像は再構成され
うる。これらの（副）ＭＲ画像は、 ａ）高解像度ＭＲ全体画像を再構成し、又は ｂ）スライス内の周波数マップを得るために用いられ
る。 ａ）核磁化のラーマー周波数と発振器１３（図１）はそ
れへ同調される周波数との間の避けられない変動の故に
副画像は位相誤差を有し、そのためにＭＲ画像がＭＲエ
コー信号のそれぞれのグループからのＭＲ全体画像を形
成するために直接結合される場合にはアーティファクト
が発生する。これらの位相誤差はＭＲ信号の問題のグル
ープに適用可能なエコー時間に比例し、問題のＭＲ画像
のそれぞれの画素での位相の空間平均値から各（副）Ｍ
Ｒ画像に対して簡単に得られる。該位相誤差はＭＲ画像
の全ての画素に対応する位相係数を乗算することにより
補正される。このように位相補正された（低空間解像度
の）ＭＲ画像は上記の画像アーティファクトを引き起こ
すことなしに高空間解像度のＭＲ全体画像を形成するよ
う結合されうる。 ｂ）ＭＲエコー信号のそれぞれのグループから再構成さ
れた（副）ＭＲ画像はエコー時間（ＴE1）、（ＴE2）に
関して単に変動する。故に周波数マップはＥＰ−ＯＳ４
６５１３９に記載されるようにその様なＭＲ画像の２つ
から得られる。続いてそれぞれの同じＭＲ画像画素に関
する複素ＭＲ画像値は相互に除算され、１画素内のその
位相がそこからそれが得られた画像の問題の画素の位相
差に対応する複素ＭＲ画像が形成される。２つのＭＲ画
像がそこから得られたＭＲエコー信号間の時間距離は非
常に小さくなければならず、それにより発生する最大位
相差は±π（１８０゜）より小さい。これはまた実際に
実現可能な曖昧さを排除するために必要である。各画素
に対して斯くの如く得られた位相がエコー時間の間の差
Ｔ（Ｔ＝ＴE1−ＴE2）により除される場合に周波数マッ
プが得られ、それはそれぞれの画素の周波数が磁界の不
均一により平均値からどの程度変動するかを示す。
で、即ちＲＦパルスから同じ時間間隔で収集されたＭＲ
エコー信号は結合される。それから第一のグループは各
シーケンスの時間間隔Ａ11で路Ｐ11，Ｐ12．．．等々に
沿って収集されるＭＲエコー信号から形成される。第二
のグループはＰ12，Ｐ22等々に沿って収集されるＭＲエ
コー信号から形成され、第ｎのグループはＰ1n及び対応
する他のシーケンスの路に沿って収集されるＭＲエコー
信号から形成される。所定のエコー時間は各グループ、
例えばエコー時間ＴE1（読み出し期間Ａ11の中央に一致
する）で測定された（路Ｐ11，Ｐ12等々に沿って）収集
されるそれぞれの第一のＭＲエコー信号に割り当てら
れ、続いて期間Ａ12で収集されたＭＲエコー信号に対す
るエコー時間ＴE2、等々。各グループのＭＲエコー信号
からそれぞれの低解像度の（副）ＭＲ画像は再構成され
うる。これらの（副）ＭＲ画像は、 ａ）高解像度ＭＲ全体画像を再構成し、又は ｂ）スライス内の周波数マップを得るために用いられ
る。 ａ）核磁化のラーマー周波数と発振器１３（図１）はそ
れへ同調される周波数との間の避けられない変動の故に
副画像は位相誤差を有し、そのためにＭＲ画像がＭＲエ
コー信号のそれぞれのグループからのＭＲ全体画像を形
成するために直接結合される場合にはアーティファクト
が発生する。これらの位相誤差はＭＲ信号の問題のグル
ープに適用可能なエコー時間に比例し、問題のＭＲ画像
のそれぞれの画素での位相の空間平均値から各（副）Ｍ
Ｒ画像に対して簡単に得られる。該位相誤差はＭＲ画像
の全ての画素に対応する位相係数を乗算することにより
補正される。このように位相補正された（低空間解像度
の）ＭＲ画像は上記の画像アーティファクトを引き起こ
すことなしに高空間解像度のＭＲ全体画像を形成するよ
う結合されうる。 ｂ）ＭＲエコー信号のそれぞれのグループから再構成さ
れた（副）ＭＲ画像はエコー時間（ＴE1）、（ＴE2）に
関して単に変動する。故に周波数マップはＥＰ−ＯＳ４
６５１３９に記載されるようにその様なＭＲ画像の２つ
から得られる。続いてそれぞれの同じＭＲ画像画素に関
する複素ＭＲ画像値は相互に除算され、１画素内のその
位相がそこからそれが得られた画像の問題の画素の位相
差に対応する複素ＭＲ画像が形成される。２つのＭＲ画
像がそこから得られたＭＲエコー信号間の時間距離は非
常に小さくなければならず、それにより発生する最大位
相差は±π（１８０゜）より小さい。これはまた実際に
実現可能な曖昧さを排除するために必要である。各画素
に対して斯くの如く得られた位相がエコー時間の間の差
Ｔ（Ｔ＝ＴE1−ＴE2）により除される場合に周波数マッ
プが得られ、それはそれぞれの画素の周波数が磁界の不
均一により平均値からどの程度変動するかを示す。
【００２７】ラーマー周波数と磁界強度との間の線形な
関係の故に周波数マップは磁界の不均一の直接の測定で
ある。故にそれにより検査されるスライス内の磁界の不
均一が減少されうるシム磁界は周波数マップから計算さ
れる。束縛が一次のシム磁界によりなされる場合には、
この目的に要求される電流は傾斜磁界コイルシステム２
で発生され、シムコイルシステム３は不要である。検査
中に一定であるこれらの電流は周波数マップに基づき制
御ユニット５又は発生器装置４により計算され、その後
にそれらは画像化用の時間変動電流に重畳され、傾斜磁
界増幅装置に印加される。より高次のシム磁界がまた必
要な場合にはシムコイル３０を用いる必要がある；その
中で調整される電流の値は制御ユニット５により計算さ
れる。周波数マップが本発明により連続的に更新される
故に実際のＭＲ検査を中断することなくシム磁界の調整
は環境を変えるよう連続的に適用される。
関係の故に周波数マップは磁界の不均一の直接の測定で
ある。故にそれにより検査されるスライス内の磁界の不
均一が減少されうるシム磁界は周波数マップから計算さ
れる。束縛が一次のシム磁界によりなされる場合には、
この目的に要求される電流は傾斜磁界コイルシステム２
で発生され、シムコイルシステム３は不要である。検査
中に一定であるこれらの電流は周波数マップに基づき制
御ユニット５又は発生器装置４により計算され、その後
にそれらは画像化用の時間変動電流に重畳され、傾斜磁
界増幅装置に印加される。より高次のシム磁界がまた必
要な場合にはシムコイル３０を用いる必要がある；その
中で調整される電流の値は制御ユニット５により計算さ
れる。周波数マップが本発明により連続的に更新される
故に実際のＭＲ検査を中断することなくシム磁界の調整
は環境を変えるよう連続的に適用される。
【図１】それによる本発明が実施されるＭＲ装置のブロ
ック図を示す。
ック図を示す。
【図２】本発明によるＭＲシーケンス内の種々の信号の
時間変化を示す。
時間変化を示す。
【図３】ＭＲエコー信号がこのシーケンス内で収集され
るｋ空間に沿った路の位置を示す。
るｋ空間に沿った路の位置を示す。
１ 主磁界磁石 ２ 傾斜磁界コイルシステム ３ 傾斜磁界増幅器 ４ 発生装置 ５ 制御ユニット ６ ワークステーション ９ 入力ユニット １０ ＲＦコイル １１ ＲＦ増幅器 １２ ＲＦ送信機 １３ 発振器 ２０ 受信コイル ２１ 増幅器 ２２ 直交復調器 ２３ アナログ／デジタル変換器 ２４ 再構成ユニット ３０ シムコイルシステム Ｇx ，Ｇy ，Ｇz 傾斜磁界
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成９年２月１２日
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２
【補正方法】変更
【補正内容】
【図２】
Claims (7)
- 【請求項１】 検査領域内の磁界不均一を表す周波数マ
ップが静磁界に曝されている検査領域の少なくとも２つ
のＭＲ画像から得られ、そのＭＲ画像は異なるエコー時
間で得られるＭＲ方法であって、 ａ） 検査領域内の核磁化は複数のシーケンス内の少な
くとも一つのそれぞれのＲＦパルス（ＲＦ）により励起
され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路（Ｐ11，
Ｐ 12，．．．Ｐ1n）に沿って得られ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達する又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間
的距離で得られたＭＲエコー信号（Ｐ11，
Ｐ21，．．．）はグループを形成するよう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られることを特徴とするＭＲ方法。 - 【請求項２】 それぞれのグループから得られたＭＲ画
像はＭＲ全体画像を形成するために重畳されることを特
徴とする請求項１記載のＭＲ方法。 - 【請求項３】 静磁界の局部変化に対してシムコイル
（３０）及び／又は傾斜磁界コイルシステムが設けら
れ、シムコイル及び／又は傾斜磁界コイルシステムを通
る電流が決定された周波数マップに依存して制御される
ことを特徴とする請求項１又は２記載のＭＲ方法。 - 【請求項４】 検査領域の位置が連続的に変化され、シ
ーケンスは検査領域で連続的に動作し、シムコイル（３
０）及び／又は傾斜磁界コイルシステムを通る電流は決
定された周波数マップに依存して連続的に制御されるこ
とを特徴とする請求項３記載のＭＲ方法。 - 【請求項５】 検査領域内の核磁化は少なくとも一つの
シーケンス中の少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルス
により励起され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコ
ー信号が異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到達し又はそ
れから出るｋ空間内の路に沿って得られる好ましくは請
求項１に記載されるＭＲ方法であって、 − 各ＭＲエコー信号の取得中に一定の読み出し傾斜磁
界（例えばＧx2，Ｇy2）が発生され、それによりＭＲエ
コー信号はそのゼロ点を通過する直線に沿ってｋ空間内
で得られ、 − 種々のＭＲ信号の取得中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し傾斜の間
で、傾斜磁界（Ｇx3，Ｇx5，Ｇx7）が印加される期間が
存在し、その時間的変動はｋ空間でシフトが前のＭＲエ
コー信号が次のＭＲエコー信号がそれに沿って得られる
直線（Ｐ12）の開始点に得られた直線の終点（例えばＰ
11）から発生するものであることを特徴とするＭＲ方
法。 - 【請求項６】− 均一な静磁界を形成するマグネット
（１）と、 − 傾斜が強度及び／又は方向に関して変化されうる傾
斜磁界（Ｇx ，Ｇy ，Ｇ z ）を発生する傾斜磁界コイル
システム（２）と、 − ＲＦパルス（ＲＦ）を発生し、ＭＲエコー信号を受
信する少なくとも一つのＲＦコイルシステム（１０、２
０）と、 − ＭＲエコー信号からＭＲ画像を形成し、異なるエコ
ー時間で得られた２つのＭＲ画像から周波数マップを得
る手段（２４）と、 − 該手段及びコイルシステムを制御するプログラム可
能な制御ユニット（２４）とを含む請求項１記載の方法
を実施するＭＲ装置であって、 制御ユニットは、 ａ） 検査領域内の核磁化は複数のシーケンス内の少な
くとも一つのそれぞれのＲＦパルス（ＲＦ）により励起
され、 ｂ） 核磁化の各励起の後に少なくとも２つのＭＲエコ
ー信号が好ましくは異なる方向でｋ空間内のゼロ点に到
達する又はそれから出るｋ空間内の路（Ｐ11，
Ｐ 12，．．．Ｐ1n）に沿って得られ、 ｃ） 異なるシーケンスの異なる方向でｋ空間のゼロ点
に到達し又はそれから出、核磁化の励起から同じ時間的
距離で得られたＭＲエコー信号（Ｐ11，Ｐ21）はグルー
プを形成するよう結合され、 ｄ） それぞれのＭＲ画像は少なくとも２つのグループ
のＭＲエコー信号から再構成され、 ｅ） 周波数マップは少なくとも２つのこれらＭＲ画像
から得られるようにプログラムされることを特徴とする
ＭＲ装置。 - 【請求項７】− 均一な静磁界を形成するマグネット
（１）と、 − 傾斜が強度及び／又は方向に関して変化しうる傾斜
磁界（Ｇx ，Ｇy ，Ｇz）を発生する傾斜磁界コイルシ
ステム（２）と、 − ＲＦパルス（ＲＦ）を発生し、ＭＲエコー信号を受
信する少なくとも一つのＲＦコイルシステム（１０、２
０）と、 − ＭＲエコー信号からＭＲ画像を形成する手段（２
４）と、 − 該手段及びコイルシステムを制御するプログラム可
能な制御ユニット（２４）とを含む請求項５記載の方法
を実施するＭＲ装置であって、 制御ユニットは、 − 少なくとも一つのシーケンス中で検査領域内の核磁
化は少なくとも一つのそれぞれのＲＦパルスにより励起
され、核磁化の各励起の後に複数のＭＲエコー信号が異
なる方向でｋ空間のゼロ点に到達する又はそれから出る
ｋ空間内の路に沿って得られ、 − 各ＭＲエコー信号の取得中に一定の読み出し傾斜磁
界（例えばＧx2，Ｇy2）が発生され、それによりＭＲエ
コー信号はそのゼロ点を通過して延在する直線に沿って
ｋ空間内で得られ、 − 種々のＭＲ信号の取得中に発生された読み出し傾斜
磁界は異なる方向を有し、それにより直線はｋ空間のゼ
ロ点で交差し、 − シーケンス内でスイッチされた読み出し磁界の間
で、傾斜磁界（Ｇx3，Ｇx5，Ｇx7）が印加される期間が
存在し、その時間的変動はｋ空間でシフトが前のＭＲエ
コー信号が次のＭＲエコー信号がそれに沿って得られる
直線（Ｐ12）の開始点に得られた直線の終点（例えばＰ
11）から発生するように生ずるような方法でプログラム
されることを特徴とするＭＲ装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19604519:3 | 1996-02-08 | ||
| DE19604519A DE19604519A1 (de) | 1996-02-08 | 1996-02-08 | MR-Verfahren zur Bestimmung der Magnetfeldinhomogenität im Untersuchungsbereich und MR-Gerät zur Durchführung des Verfahrens |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09215673A true JPH09215673A (ja) | 1997-08-19 |
Family
ID=7784810
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9022906A Pending JPH09215673A (ja) | 1996-02-08 | 1997-02-05 | 検査領域内の磁界不均一を決定するｍｒ方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5823959A (ja) |
| EP (1) | EP0789251B1 (ja) |
| JP (1) | JPH09215673A (ja) |
| DE (2) | DE19604519A1 (ja) |
Families Citing this family (16)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19812285A1 (de) * | 1998-03-20 | 1999-09-23 | Philips Patentverwaltung | Bildgebendes Verfahren für medizinische Untersuchungen |
| DE19859491A1 (de) * | 1998-12-22 | 2000-07-06 | Siemens Ag | Verfahren zur Gewinnung von MR-Bilddaten |
| DE19859489C2 (de) * | 1998-12-22 | 2000-10-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Shimmung eines Magnetsystems eines MR-Tomographiegeräts und MR-Tomographiegerät zur Durchführung des Verfahrens |
| US6275038B1 (en) * | 1999-03-10 | 2001-08-14 | Paul R. Harvey | Real time magnetic field mapping using MRI |
| JP3668076B2 (ja) * | 1999-10-18 | 2005-07-06 | ジーイー横河メディカルシステム株式会社 | Ｍｒｉ装置 |
| DE19954925C2 (de) * | 1999-11-16 | 2001-10-04 | Bruker Medical Gmbh | Verfahren zum Korrigieren von Feldinhomogenitäten höherer Ordnung in einer Apparatur der magnetischen Resonanz |
| WO2001046709A1 (en) * | 1999-12-20 | 2001-06-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Mri apparatus with flexible gradient control |
| DE10132274B4 (de) | 2001-07-04 | 2004-01-15 | Siemens Ag | Trennung von Fett- und Wasserbildern durch das Zwei-Punkt-Dixon-Verfahren unter Berücksichtigung einer integrierten 3D-Feld-Messung zur Aufnahme einer Karte der Grundfeldinhomogenität |
| DE10319037A1 (de) * | 2003-04-25 | 2004-11-11 | Eberhard-Karls-Universität Tübingen Universitätsklinikum | Verfahren und Vorrichtung zur Korrektur von Bildverzerrungen bei der Magnetresonanztomografie |
| US7999543B2 (en) * | 2005-03-23 | 2011-08-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MR method for spatially-resolved determination of relaxation parameters |
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