JPH1176201A - マクスウェル項誤差を補正する方法 - Google Patents

マクスウェル項誤差を補正する方法

Info

Publication number
JPH1176201A
JPH1176201A JP10169685A JP16968598A JPH1176201A JP H1176201 A JPH1176201 A JP H1176201A JP 10169685 A JP10169685 A JP 10169685A JP 16968598 A JP16968598 A JP 16968598A JP H1176201 A JPH1176201 A JP H1176201A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
magnetic resonance
nuclear magnetic
gradient
phase
echo
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP10169685A
Other languages
English (en)
Other versions
JP4229487B2 (ja
Inventor
Xiaohong Zhou
クシアオホング・ゾー
Yiping Du
ワイピング・デュ
Matthew A Bernstein
マシュー・アブラハム・バーンスタイン
Hammond Glen Reynolds
ハモンド・グレン・レイノルズ
Joseph Kenneth Maier
ジョセフ・ケニス・メイア
Jason A Polzin
ジェイソン・エイ・ポルジン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of JPH1176201A publication Critical patent/JPH1176201A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4229487B2 publication Critical patent/JP4229487B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56572Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field
    • G01R33/56581Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by a distortion of a gradient magnetic field, e.g. non-linearity of a gradient magnetic field due to Maxwell fields, i.e. concomitant fields
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/565Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56554Correction 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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Nonlinear Science (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 エコー・プラナ・イメージング・パルス・シーケンスの
イメージング勾配から生じるマクスウェル項によって発
生される画像アーティファクトを除去する2つの方法が
開示される。第1の方法では、マクスウェル項によって
生ずる周波数誤差及び位相誤差が個々のスライスに基い
て算出され、続いて、これらの誤差は、受信器の周波数
及び位相を動的に調節する(268、270)ことによ
り、データ収集中に補償される。第2の方法では、一方
は読み出し方向にあり他方は位相エンコーディング方向
にあり、両者ともマクスウェル項から生じている2つの
線形位相誤差が、個々のスライスに基いて算出される。
これらの誤差は、データ収集後にk空間データにおいて
補償される。

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【発明の背景】本発明の分野は、核磁気共鳴イメージン
グ方法及びシステムである。より具体的には、本発明
は、MRIシステムのイメージング勾配によって発生さ
れる「マクスウェル項」によって生じる画像アーティフ
ァクトの補正に関する。人体組織のような物体が一様の
磁場(分極磁場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は、この分極磁場に沿って整列
しようとするが、各スピン固有のラーモア周波数で分極
磁場の周りを歳差運動する。物体、即ち組織が、x−y
平面内に存在すると共にラーモア周波数に近い磁場(励
起磁場B 1 )にさらされると、整列後の正味のモーメン
トMz は、x−y平面に向かって回転する、即ち「傾
斜」して、正味の横(方向)磁気モーメントMt を発生
することができる。励起したスピンによって信号が放出
され、励起信号B1 を停止させた後に、この信号を受信
すると共に処理して画像を形成することができる。
【0002】これらの信号を利用して画像を形成すると
きに、磁場勾配(Gx 、Gy 及びG z )が用いられる。
典型的には、イメージングされるべき領域は、これらの
勾配が、用いられている特定の局在化方法に従って変化
するような一連の測定サイクルによって走査される。結
果として得られるNMR受信信号のセットをディジタル
化すると共に処理し、多くの周知の再構成手法のうちの
1つを用いて画像を再構成する。
【0003】線形磁場勾配(Gx 、Gy 及びGz )の不
完全性が、再構成される画像にアーティファクトを発生
することは周知である。例えば、勾配パルスによって発
生される渦電流が磁場を攪乱し、画像アーティファクト
を発生することは周知の問題点である。又、このような
渦電流誤差を補償する方法も、例えば、米国特許第4,
698,591号、同第4,950,994号及び同第
5,226,418号に開示されているように周知であ
る。
【0004】更に、上述の勾配が、イメージング空間の
全体にわたって完全に一様なわけではなく、画像の歪み
をもたらすおそれがあることも又、周知である。この非
一様性を補償する方法は周知であり、例えば、米国特許
第4,591,789号に記載されている。
【0005】
【数3】
【0006】水平磁場型のマグネット内で実行されるア
キシャル・エコー・プラナ・イメージング(EPI)に
おいて、オフ・センタ・スライス(z≠0)における画
像は、位相エンコーディング方向に沿ってシフトし得る
ことが観察されている。シフトの量(Δy)は、スライ
ス位置zの平方に比例している(Δy∝z2 )。この放
物線状のシフトは、脳の機能と解剖学的構造との間の相
関を確立するために、EPI画像から得られた賦活化マ
ップ(activation map)が高分解能の非EPI画像に重
ね合わされているような神経の機能イメージングにおい
て、画像のずれ表示(misregistration)の問題を引き
起こす可能性がある。非機能イメージングにおいても、
このシフトは、アキシャルの2次元スライスが任意の平
面にリフォーマット(reformat)されるときには特に、
臨床診断及び治療計画を混乱させるおそれがある。明ら
かに、このシフトの原因を同定する必要があると共に、
このシフトを除去する方法を開発する必要がある。
【0007】
【発明の要約】本発明は、読み出し勾配によって発生さ
れるマクスウェル項によって生じるオフ・センタEPI
画像のアーティファクトを減少させる方法である。より
明確に述べると、EPIパルス・シーケンスにおいて各
々のNMRエコー信号について、イメージング勾配波
形、主磁場及びスライス位置に基づいて位相シフト
(φ)及び周波数シフト(Δf)が算出される。算出さ
れたこれらの値は、前述のNMRエコー信号が受信され
ているときに受信器に印加されているRF基準信号の位
相及び周波数を制御するのに用いられるか、又は画像再
構成中に、収集された信号(k空間データ)に対して適
用されるかのいずれかで、アーティファクトを除去す
る。
【0008】水平磁場型のマグネット(例えば、超伝導
マグネット)において実行されるアキシャルのエコー・
プラナ・イメージング(EPI)では、オフ・センタ・
スライスの画像は、位相エンコーディング方向に沿って
シフトする可能性がある。シフトの量(Δy)は、スラ
イス位置zの平方に比例している(Δy∝z2 )。この
現象を放物線状シフトと呼ぶが、これは、EPIの読み
出し勾配から主として発生されるz2 −マクスウェル項
によって生じている。放物線状シフトは、水平磁場型マ
グネットでのアキシャル画像において最も頻繁に出現す
るものであるが、オフ・センタのサジタル・スライス及
びコロナル・スライスにおいても観察されることがあ
る。磁場が患者の前後方向に対応しているようないくつ
かのマグネットでは、放物線状シフトは、コロナル平面
で最もよく見える。放物線状シフトに加えて、マクスウ
ェル項は又、反対の方向にシフトされている2つの画像
の差に比例しているような強度を有しているナイキスト
・ゴーストを形成する可能性がある。
【0009】発明者等は、マクスウェル項によって生じ
る放物線状シフト及びナイキスト・ゴーストを除去する
2つの手法を開発した。第1の手法では、マクスウェル
項によって生じる周波数誤差及び位相誤差が、個々のス
ライス及び個々のエコーに基いて解析的に算出される。
次いで、算出された誤差は、データ収集「中に」受信器
の周波数及び位相を調節することにより補償される。第
2の手法では、周波数誤差及び位相誤差は先ず、k空間
データにおいて、一方は読み出し方向にあり他方は位相
エンコーディング方向にある2つの線形位相シフトに変
換される。これらの線形位相シフトは、データ収集「後
に」画像再構成過程において除去される。
【0010】
【発明の一般的な記載】
【0011】
【数4】
【0012】式(1a)及び式(1c)から、以下の式
が得られる。 (∂Bx /∂x)+(∂By /∂y)+(∂Bz /∂z)=0 (2) (∂Bx /∂y)=(∂By /∂x) (3a) (∂By /∂z)=(∂Bz /∂y) (3b) (∂Bz /∂x)=(∂Bx /∂z) (3c) 以上の4つの方程式(2)及び(3a)〜(3c)は、
全部で9つの偏導関数を含んでおり、そのうちの5つの
みが独立である。次の作業は、これら5つの独立変数を
選択することである。(∂Bz /∂x)≡Gx 、(∂B
z /∂y)≡Gy及び(∂Bz /∂z)≡Gz (Gx
y 及びGz は線形勾配である。)であることがわかっ
ているので、最初の3つの独立変数としてGx 、Gy
びGz を直ちに選択することができる。円筒座標におけ
る放射形対称のGz 磁場については、(∂Bx /∂x)
及び(∂By /∂y)は同一であるはずである。しかし
ながら、より一般的な場合を網羅するために、第4の独
立変数として、無次元の対称パラメータαを選択する。
即ち、 α≡−(∂Bx /∂x)/Gz (4a) 又は 1−α≡−(∂By /∂y)/Gz (4b) 最後の独立変数は、(式(3a)に基づいて)便宜的に
以下のように選択することができる。
【0013】 g≡(∂Bx /∂y)=(∂By /∂x) (5) この時点で、式(2)及び式(3)に記述されている偏
導関数のすべてを、5つの独立変数Gx 、Gy 、Gz
α及びgを用いて表すことができる。
【0014】
【数5】
【0015】すべての項を用いると、総合的磁場は、以
下の式のようになる。
【0016】
【数6】
【0017】ここで、1次まででは、
【0018】
【数7】
【0019】である。上の式には、2つの重要な意味が
ある。第1に、B0 磁場は、横方向の磁場Bx 及びBy
があるので、もはやz軸に沿って整列してはいないとい
うことである。第2に、B0 磁場の大きさは、単純にB
=B0 +Gx x+Gy y+Gzzによって与えられるの
ではなく、 B(x,y,z)=(Bx 2+By 2+Bz 21/2 (9) によって与えられるということである(B0 +Gx x+
y y+Gz zは単に、総合的磁場のうちのz成分を表
しているに過ぎない。)。式(9)に対して、x、y及
びzのそれぞれに関して3回のテイラ級数展開を順次実
行すると、磁場が通常のゼロ次及び1次の空間的依存性
を有しているばかりでなく、より高次の空間的成分を示
すことがわかる。2次までのテイラ展開の結果は、式
(10)によって与えられる。
【0020】 B=B0 +Gx x+Gy y+Gz z +(1/2B0 )[α2z 2+g2 ]x2 +(1/2B0 )[(1−α)2z 2+g2 ]y2 +(1/2B0 )[Gx 2+Gy 2]z2 −(gGz /B0 )xy +(1/B0 )[gGx −(1−α)Gyz ]yz +(1/B0 )[gGy −αGxz ]xz (10) MRIで用いられている殆どの勾配システムについて
は、g=0であり、α≒1/2である(円筒対称性によ
り)。これらの条件下で、式(10)は以下のように単
純化される。
【0021】 B=B0 +Gx x+Gy y+Gz z +(1/8B0 )Gz 22 +(1/8B0 )Gz 22 +(1/2B0 )[Gx 2+Gy 2]z2 −(1/2B0 )Gyz yz −(1/2B0 )Gxz xz (11) 式(10)及び式(11)は、線形磁場勾配が印加され
ているときには常に、マクスウェル方程式を満たすよう
なより高次の勾配磁場が発生されることを示している。
これらのより高次の勾配磁場を「マクスウェル項」又は
「マクスウェル磁場」と呼ぶ。
【0022】マクスウェル項を含めると、2次元NMR
信号の方程式は以下のようになる。
【0023】
【数8】
【0024】 BM =(1/8B0 )Gz 22 +(1/8B0 )Gz 22 +(1/2B0 )[Gx 2+Gy 2]z2 −(1/2B0 )Gyz yz −(1/2B0 )Gxz xz (12c) ここで、BM はマクスウェル磁場であり、φM は関連す
る位相誤差である。式(12a)〜(12c)によって
示唆されるように、マクスウェル位相誤差は、各々のパ
ルス・シーケンスの細部に依存している。パルス・シー
ケンスによっては、位相誤差は無視できるものであるこ
ともあるし、ゼロであることもあり、すると、画像の劣
化は生じない。しかしながら、他の殆どのシーケンスで
は、無視できない位相誤差が形成されるので、歪み、ゴ
ースト、画像シフト、シェーディング(暗影)、ボケ
(blurring)及び強度低下等の様々な画質の問題が起こ
る。
【0025】
【数9】
【0026】 BM =(1/2B0 )(Gx 2+Gy 2)z2 (14) ここで、B0 は主磁場である。式(13b)及び式(1
4)を組み合わせると、以下の式を得る。 BM =(1/2B0 )Gro 22 (15) マクスウェル磁場BM は、スライスが無限に薄いとする
と、中央のスライス(z=0)では消失する。しかしな
がら、オフ・センタ・スライスの場合には、BMはスラ
イス位置zに関して放物線状に増大する。このような2
次の磁場は、2つの結果を生じる。
【0027】第1に、スピンのラーモア共鳴周波数が、
予め設定された受信器の復調周波数(式(16))から
離れるようにシフトされるので、読み出し方向に沿った
空間シフトが生じる(式(17))。 Δf(z)=γBM (z) (16) δro(z)=Δf(z)/γGro=(1/2B0 )Gro2 (17) 読み出し勾配は双極であるので、空間シフトδroは、奇
数エコーと偶数エコーとの間で交番し、読み出し勾配に
沿って反対の方向にシフトした(即ち、±δro)2つの
画像の間の差に相当するナイキスト・ゴーストを形成す
る。この効果は、双極の読み出し勾配を用いていること
に起因している。Gro=2.2G/cm、z=24cm
及びB0 =1.5Tを用いているならば、最大のゴース
ト対画像の強度比は、0.5%になることが判明してい
る。
【0028】第2に、z2 −マクスウェル項は、エコー
・トレインの全体にわたり、各々のエコー収集におい
て、「累積的な」位相シフトを導入する。エコーmの中
心における位相は以下のように与えられる。
【0029】
【数10】
【0030】ここで、tm は、m番目のエコーの中心に
おける時刻であり、ts は、読み出し勾配(プリフェイ
ジング勾配を含む)が最初に作用したときの時刻であ
る。周期的読み出し勾配Groについては、式(18)を
以下のように表すことができる。 φ(m,z)=φp (z)−[λ(z)/2]+mλ(z) (19) ここで、
【0031】
【数11】
【0032】であり、tesp は、エコー間間隔であり、
φp (z)は、プリフェイジング読み出し勾配によって
導入されるマクスウェル位相である。図3に示す台形状
の読み出し勾配トレインについては、λ(z)を明示的
に以下のように表すことができる。 λ(z)=(γgro 22 /2B0 )[(2/3)t1 +t2 ] (19b) ここで、gro、t1 及びt2 は、図3に定義されてい
る。シングル・ショットEPIでは、連続したmの値
が、位相エンコーディング方向に沿った連続したk空間
の線に対応している。従って、式(19)の位相は、k
空間の線形位相に相当しており、これにより、フーリエ
変換のシフト理論に従って、画像領域でのシフトδpe
求まる。
【0033】 δpe,ss (z)=(Lpe/2π)λ(z) (20) ここで、Lpeは、位相エンコーディング方向の視野(F
OV)である。gro=2.2G/cm、z=24cm、
0 =1.5T、t1 =184μs及びt2 =512μ
s(128の読み出しデータ点について±125kHz
の受信器帯域幅と対応している)と選択すると、δpe
0.251Lpeとなり、驚くべきことに、シフトはFO
Vの4分の1を超えることが判明している。Nショット
のマルチ・ショットEPIについては、式(20)は以
下のようになる。
【0034】 δpe,ms (z)≒(Lpe/2πN)λ(z) (21) この場合にも、位相エンコーディング方向に沿ったシフ
トは重大なものとなり得る。まとめると、アキシャルE
PI走査における読み出し勾配によって形成されるz2
−マクスウェル項は、ナイキスト・ゴースト及び位相エ
ンコーディング方向に沿った画像シフトを引き起こす可
能性がある。ゴーストのレベルは無視できるものである
かもしれないが、画像シフトは重大なものである。シフ
トの量は、スライス位置及び読み出し勾配に2次で比例
しており、且つ静磁場に反比例しているので、スライス
・オフセット又は読み出し勾配を増大させたり、主磁場
を減少させたりすると、放物線状シフトの問題が悪化す
るおそれがある。
【0035】放物線状シフト及びナイキスト・ゴースト
を除去するために、発明者等は、データ収集中の補償手
法と、画像再構成中の収集後補正手法という2つの手法
を開発した。第1の手法では、各々のエコーmについ
て、又、zに位置している各々のスライスについて、式
(16)〜式(19)から、周波数誤差及び位相誤差が
先ず算出される。これらの誤差は、データ収集が進行し
ている間に、個々のエコー及び個々のスライスに基づい
て受信器の周波数及び位相を動的に調節することにより
補償される。周波数補償値及び位相補償値はそれぞれ、
Δfcomp(z)=−Δf(z)及びφcomp(m,z)=
−φ(m,z)である。ここで、Δf(z)及びφ
(m,z)は、式(16)及び式(19)によってそれ
ぞれ与えられている。
【0036】第2の手法では、周波数誤差及び位相誤差
の存在下で、エコー信号が先ず収集される。データ収集
の後に、式(22)によって与えられている1つの線形
位相シフトψro(z)が読み出し方向に沿って適用され
て、周波数誤差(式(16))を補正し、もう1つの線
形位相シフトψpe(z)=−λ(z)が位相エンコーデ
ィング方向に沿って適用されて、位相誤差(式(1
9))を除去する。
【0037】 ψro(z)=−(2π/Lro)δro =−(π/B0ro)Gro2 (22) (Lroは、読み出し方向のFOVである)。マルチ・シ
ョットEPIについては、式(22)は同じままである
が、位相エンコーディング方向に沿った線形位相シフト
は、個々のk空間線ではなく、一群のk空間線に関して
行われねばならない。興味深いこととして、読み出し方
向に沿った線形位相シフトの極性が、式(22)によっ
て示されるように、読み出し勾配の極性と共に交番する
ことを特記しておく。
【0038】放物線状シフト及びナイキスト・ゴースト
を除去する上述の各方法では、z2−マクスウェル項が
EPI読み出し勾配から主として生じていることを仮定
している。このことは一般的には、位相エンコーディン
グ勾配のブリップが読み出し勾配の対応するブリップよ
りも遥かに小さく、又、短時間しか作用しないので、良
好な近似となっている。多数回のショットを行うマルチ
・ショットEPIのように、位相エンコーディング勾配
に起因するマクスウェルが重大になる場合には、式(1
5)及び式(19a)は、以下のようにそれぞれ修正さ
れねばならない。
【0039】 BM =(1/2B0 )(Gro 2 +Gpe 2 )z2 (23)
【0040】
【数12】
【0041】ここで、Gpeは、位相エンコーディング勾
配の波形である。以上の議論では、位相エンコーディン
グ勾配については考察しなかったが、この勾配を含める
のは簡単なことであり、僅かな変更しか要しない。マク
スウェル項に誘起される放物線状のシフト及びゴースト
は、水平磁場型マグネットについてのアキシャル・スラ
イスで最も顕著であるが、サジタル画像及びコロナル画
像でも同様の問題が観測される可能性がある。例えば、
読み出し勾配としてGz を用いて収集されたコロナル画
像(xz平面)では、対応するマクスウェル項は以下の
ようになる。
【0042】 BM =(Gz 22 /8B0 )+(Gz 22 /8B0 ) (25) 式(25)の第1項は、平面内の画像の歪みを形成し
(R.M. Weiskoff等、Magnetic Resonance in Medicine
誌、1993年、第29巻、第796頁〜第803
頁)、第2項は、スライス選択方向(y方向)に沿った
2次位相を形成するので、アキシャル画像について議論
したものと同様の放物線状シフト及びゴーストが生じ
る。アキシャル画像について提示した理論的分析及び補
正方法のすべては、コロナル画像及びサジタル画像につ
いても同等に適用可能である。但し、マクスウェル項の
係数は、4分の1の大きさである。興味深いこととし
て、コロナル画像において読み出し勾配がx軸に沿って
選択されているときには、y方向に沿った2次のマクス
ウェル磁場は形成されないことを特記しておく。従っ
て、この画像は、放物線状シフト及びゴーストを示さな
い。読み出し方向がy軸に沿ったサジタル画像について
も同じ議論が成立する。
【0043】マクスウェル項の分析では、水平磁場型の
マグネット構成を仮定していた。垂直磁場型のマグネッ
トが用いられるときには、物理的なz軸は、患者の前後
方向に変更される。従って、アキシャル画像ではなくコ
ロナル画像が最も顕著な放物線状シフト及びゴーストを
示す。水平磁場型のマグネットにおけるアキシャル・ス
ライスについて提示されたアーティファクトの補正の原
理と同じ原理が、僅かな特記的変更を行うだけで、上述
の場合にも同等に適用可能である。
【0044】以上の議論では、一例として、台形状の読
み出し勾配を有しているEPIパルス・シーケンスを採
用したが、本発明は、他のEPIパルス・シーケンス、
及び多数のエコー収集を行うための双極の読み出し勾配
を採用しているその他のシーケンスにおいても実行され
得ることを理解されたい。例えば、図3及び図4の台形
状の読み出し勾配をシヌソイド状の勾配で置き換えるこ
とができる。台形状の勾配についても、データ収集は、
平坦頂部に限定されておらず、勾配が上昇又は下降して
いる間にも収集することができる。これらの場合にも、
やはり式(16)及び式(19a)を用いて周波数誤差
及び位相誤差を算出するが、このとき、式(16)のΔ
f(z)が時間依存的になる、即ち、Δf(z,t)と
なることを理解されたい。EPIパルス・シーケンスの
もう1つの変形は、いわゆる「スキップ・エコー」EP
Iであり、この場合には、読み出し勾配ローブが同じ極
性を有しているときに奇数エコー又は偶数エコーのみが
収集される。マクスウェル磁場に誘起されるアーティフ
ァクトを補正するために導出された前述の方程式はすべ
て、スキップ・エコーEPIにもやはり有効である。な
ぜなら、tesp を、正の勾配ローブと負の勾配ローブと
の間の時間間隔としてではなく、エコー間間隔(即ち、
2つの連続して収集されたエコー同士の間の時間間隔)
として定義したからである。又、エコー・プラナ・イメ
ージングを高速スピン・エコー法と組み合わせて、多数
のスピン・エコー内での多数のグラディエント・エコー
を収集してもよい。式(15)〜式(24)に提示され
た補正方法は、このイメージング手法にも同等に適用可
能である。
【0045】
【好ましい実施例の記載】先ず、図1について説明す
る。同図には、本発明を組み込んだ好ましいMRIシス
テムの主要な構成要素が示されている。システムの動作
は、キーボード及び制御パネル102と、表示装置10
4とを含んでいるオペレータ・コンソール100から制
御される。コンソール100はリンク116を介して、
独立した計算機システム107と交信しており、計算機
システム107は、オペレータがスクリーン104上で
の画像の形成及び表示を制御することを可能にしてい
る。計算機システム107は、バックプレーンを介して
互いに交信している多数のモジュールを含んでいる。こ
れらのモジュールは、画像プロセッサ・モジュール10
6と、CPUモジュール108と、画像データを記憶す
るフレーム・バッファとして当業界で知られているメモ
リ・モジュール113とを含んでいる。計算機システム
107は、画像データ及びプログラムを記憶するための
ディスク記憶装置111及びテープ・ドライブ112に
結合されており、又、高速シリアル・リンク115を介
して別個のシステム制御部122と交信している。
【0046】システム制御部122は、バックプレーン
118によってまとめて接続された一組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、CPUモジュール
119と、パルス発生器モジュール121とを含んでお
り、パルス発生器モジュール121は、シリアル・リン
ク125を介してオペレータ・コンソール100に接続
している。リンク125を介して、システム制御部12
2は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令(コ
マンド)をオペレータから受け取る。パルス発生器モジ
ュール121は、システムの構成要素を動作させて、所
望の走査シーケンスを実行する。モジュール121は、
発生されるべきRFパルスのタイミング、振幅及び形
状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さ
を指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール
121は、一組の勾配増幅器127に接続しており、走
査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を指
示する。パルス発生器モジュール121は又、患者に接
続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電極か
らの心電図(ECG)信号又はベローズからの呼吸信号
を受信する生理学データ収集制御装置129から患者の
データを受信する。最後に、パルス発生器モジュール1
21は、走査室インタフェイス回路133に接続してお
り、走査室インタフェイス回路133は、患者及びマグ
ネット・システムの状態に関連した様々なセンサからの
信号を受信する。走査室インタフェイス回路133を介
して、患者位置決めシステム134も又、走査に望まし
い位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【0047】パルス発生器モジュール121によって発
生される勾配波形は、Gx 増幅器と、Gy 増幅器と、G
z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム127
に印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号
139で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起
して、収集される信号を空間的にエンコードするのに用
いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ
139は、分極マグネット140と全身型RFコイル1
52とを含んでいるマグネット・アセンブリ141の一
部を形成している。システム制御部122内の送受信器
モジュール150がパルスを発生し、これらのパルス
は、RF増幅器151によって増幅されて、送信/受信
(T/R)スイッチ154によってRFコイル152に
結合される。患者の内部の励起した核によって放出され
る結果として生ずる信号は、同じRFコイル152によ
って検知され、送信/受信スイッチ154を介して前置
増幅器153に結合され得る。増幅されたNMR信号
は、送受信器150の受信器部において復調され、濾波
されると共にディジタル化される。送信/受信スイッチ
154は、パルス発生器モジュール121からの信号に
よって制御されて、送信モード時にはRF増幅器151
をコイル152に電気的に接続し、受信モード時には前
置増幅器153をコイル152に電気的に接続する。送
信/受信スイッチ154は又、送信モード又は受信モー
ドのいずれの場合にも、分離型RFコイル(例えば、頭
部コイル又は表面コイル)を用いることを可能にしてい
る。
【0048】RFコイル152によって捕えられたNM
R信号は、送受信器モジュール150によってディジタ
ル化されて、システム制御部122内のメモリ・モジュ
ール160へ転送される。走査が完了してデータの配列
の全体がメモリ・モジュール160内に収集されたとき
に、アレイ・プロセッサ161が動作して、このデータ
を画像データ・セットへフーリエ変換する。この画像デ
ータ・セットは、シリアル・リンク115を介して計算
機システム107へ伝送されて、ここで、ディスク・メ
モリ111に記憶される。オペレータ・コンソール10
0から受信された命令に応答して、この画像データ・セ
ットをテープ・ドライブ112に保管してもよいし、又
は画像プロセッサ106によって更に処理してオペレー
タ・コンソール100へ伝送すると共に表示装置104
に表示してもよい。図1及び図2について詳細に説明す
る。送受信器150は、電力増幅器151を介してコイ
ル152Aの所でRF励起磁場B1 を発生すると共に、
コイル152B内に誘導された結果としての信号を受信
する。上述のように、コイル152A及びコイル152
Bは、図2に示すような分離型であってもよいし、又は
図1に示すような単一の全身型コイルであってもよい。
RF励起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数
合成器200の制御下で発生されている。周波数合成器
200は、CPUモジュール119及びパルス発生器モ
ジュール121から一組のディジタル信号を受信する。
これらのディジタル信号は、出力201の所で発生され
るRF搬送波信号の周波数及び位相を示している。命令
に従って発生されたRF搬送波は、変調器及びアップ・
コンバータ202に印加され、ここで、その振幅は、や
はりパルス発生器モジュール121から受信された信号
R(t)に応答して変調される。信号R(t)は、発生
されるべきRF励起パルスの包絡線を画定しており、記
憶された一連のディジタル値を順次読み出すことにより
モジュール121内で発生されている。これらの記憶さ
れたディジタル値は又、オペレータ・コンソール100
から変更可能であり、任意の所望のRFパルス包絡線を
発生することができる。
【0049】出力205の所で発生されたRF励起パル
スの振幅は、バックプレーン118からディジタル命令
を受信している励起信号減衰器回路206によって減衰
される。減衰されたRF励起パルスは、RFコイル15
2Aを駆動する電力増幅器151へ印加される。送受信
器122のこの部分に関する更なる詳細については、米
国特許第4,952,877号に記載されている。
【0050】図1及び図2について説明を続ける。被検
体によって発生された信号は、受信器コイル152Bに
よって捕えられ、前置増幅器153を介してもう1つの
受信信号増幅器207の入力へ印加される。受信信号増
幅器207は、バックプレーン118から受信されたデ
ィジタル減衰信号によって決定されている量だけ信号を
更に増幅する。
【0051】受信される信号は、ラーモア周波数又はそ
れに近い周波数であり、この高周波信号は、ダウン・コ
ンバータ208によって次の2段階の処理で下降変換
(ダウン・コンバート)される。即ち、先ず、NMR信
号を線201の搬送波信号と混成し、次いで結果である
差信号を線204の2.5MHzの基準信号と混成す
る。下降変換されたNMR信号は、アナログからディジ
タルへの(A/D)変換器209の入力へ印加され、A
/D変換器209は、アナログ信号をサンプリングして
ディジタル化すると共に、これをディジタル検出器及び
信号プロセッサ210へ印加し、ディジタル検出器及び
信号プロセッサ210は、受信された信号に対応する1
6ビットの同相(in-phase(I))値及び16ビットの
直角位相(quadrature(Q))値を発生する。受信され
た信号のディジタル化されたI値及びQ値の結果である
ストリームは、バックプレーン118を介してメモリ・
モジュール160へ出力され、ここで画像を再構成する
のに用いられる。
【0052】本発明の好ましい実施例に採用されている
EPIパルス・シーケンスを図4に示す。スライス選択
勾配パルス251の存在下で90°RF励起パルス25
0が印加されており、スライス内に横磁化を形成する。
励起したスピンは、スライス選択勾配上の負のローブ2
52によってリフェーズされ、次いで、ある時間間隔が
満了すると、180°RFリフォーカシング・パルス2
60が、クラッシャ勾配によって包囲されているスライ
ス選択勾配パルス262の存在下で印加される。このE
PIパルス・シーケンスの間には、参照番号253に示
すように、総数でNy (例えば、Ny =128)の独立
したNMRエコー信号が収集される。
【0053】NMRエコー信号253は、振動型読み出
し勾配255の印加によって発生されるグラディエント
・リコールド・エコーである。読み出しシーケンスは、
プリフェイジング読み出し勾配ローブ256で開始し、
読み出し勾配が正値と負値との間を振動するのと同時に
エコー信号253が発生される。各々の読み出し勾配パ
ルス255の最中に、各々のNMRエコー信号253か
ら総数でNx (例えば、Nx =128)のサンプルが採
取される。連続したNy 個のNMRエコー信号253
は、一連の位相エンコーディング勾配パルス258によ
って別個に位相エンコードされる。収集されるエコー信
号の前にプリフェイジング位相エンコーディング・ロー
ブ259が生じて、中央のビュー(ky =0)を所望の
エコー時間(TE)の所に配置する。読み出し勾配パル
ス255が極性をスイッチするのと同時に後続の位相エ
ンコーディング・パルス258が生じ、これらのパルス
258は、位相エンコーディングをky 空間の全体にわ
たって単調に上方に段階的に変化させる。
【0054】従って、EPIパルス・シーケンスの完了
時には、別個に位相エンコードされたNy 個のNMRエ
コー信号253の別個に周波数エンコードされたNx
のサンプルが収集されている。時間反転する他のすべて
のエコーの後に、このNx ×Ny の要素から成る複素数
の配列が、その両方の次元(ky 及びkx )に沿ってフ
ーリエ変換されて、その2つの次元(x及びy)の各々
に沿ったNMR信号の大きさを示す画像データ・セット
を形成する。
【0055】図4について説明を続ける。従来のEPI
パルス・シーケンスの間には、NMR信号253を復調
させるのに用いられる受信器の基準信号は、参照番号2
64に示すように固定された周波数に設定されており、
その位相は、参照番号266に示すように固定された割
合で蓄積する。図2に示すように、2.5MHzの基準
信号及び250kHzのサンプリング信号、並びに5M
Hz、10MHz及び60MHzの基準信号は、共通の
20MHzのマスタ・クロック信号から基準周波数発生
器203によって発生されている。
【0056】本発明を実現する1つの方法は、線201
の2.5MHzの基準信号の周波数及び位相を制御し
て、式(16)に与えられた周波数シフトΔf(z)及
び式(19)に与えられた累積的位相シフトを補正する
ものである。図4及び図5を見ると、EPIパルス・シ
ーケンスの間にRFパルス250及び260が発生され
た後に、線201の2.5MHzの基準信号の周波数及
び位相は、パルス発生器モジュール121からの命令信
号によって制御されて、読み出し勾配255が印加され
ている間に補正変更される。この補正の量は、スライス
のz軸に沿った位置に依存しているので、補正Δf
(z)及びφ(m,z)の量は、マルチ・スライス収集
では各々のスライス(1からnまで)ごとに異なるもの
になる。このことは、図5において、参照番号268の
様々なレベルの受信器周波数及び参照番号270の様々
な割合の位相蓄積によって示されている。
【0057】本発明を実現し得るもう1つの方法は、前
述したように、個々のスライスについて2つの線形位相
シフトψro(z)及びψpe(z)を先ず計算することに
よるものである。次いで、これらの線形位相シフトを複
素k空間データの読み出し方向及び位相エンコーディン
グ方向に対してそれぞれ適用する。位相補正の後に、こ
のk空間データに対して2次元フーリエ変換を行うと、
マクスウェル項によって生じる放物線状シフト及びゴー
ストが除去された画像が形成される。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明を採用しているMRIシステムのブロッ
ク線図である。
【図2】図1のMRIシステムの一部を形成している送
受信器の電気ブロック線図である。
【図3】EPIパルス・シーケンスに用いられる読み出
し勾配のグラフ図である。
【図4】本発明が適用されるEPIパルス・シーケンス
のグラフ図である。
【図5】本発明の第1の好ましい方法を実行するように
図4のパルス・シーケンスに加えられる変更のグラフ図
である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ワイピング・デュ アメリカ合衆国、メリーランド州、コロン ビア、ウェザーウォーン・ウェイ、ナンバ ービー、7551番 (72)発明者 マシュー・アブラハム・バーンスタイン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ケシャ、ローリンズ・ドライブ、413番 (72)発明者 ハモンド・グレン・レイノルズ アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ワウ ケシャ、ウェスト・ウッドローン、コー ト、4751番 (72)発明者 ジョセフ・ケニス・メイア アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、ミル ウォーキー、ノース・ウェイヴァリー・プ レイス、ナンバー・705、1121番 (72)発明者 ジェイソン・エイ・ポルジン アメリカ合衆国、ウィスコンシン州、レイ ク・ミルズ、フランクリン・ストリート、 140番

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 エコー・プラナ・パルス・シーケンスを
    用いた核磁気共鳴画像の収集中に核磁気共鳴システムの
    イメージング勾配により発生されるマクスウェル項誤差
    を補正する方法であって、 (a) 前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスにお
    ける各々の核磁気共鳴エコー信号m、及びzに位置して
    いる各々のスライスについて、位相シフトφ(m,z)
    を算出する工程と、 (b) zに位置している各々のスライスについて、周
    波数シフトΔf(z)を算出する工程と、 (c)(i) RF励起パルスを発生し、 (ii) 値が交番する読み出し磁場勾配を発生して、対
    応する一連の核磁気共鳴エコー信号を発生し、 (iii ) 該核磁気共鳴エコー信号の各々を受信すると
    共に、該核磁気共鳴エコー信号の各々を、対応する前記
    算出された位相シフトφ(m,z)だけ位相がシフトさ
    れていると共に前記算出された周波数シフトΔf(z)
    だけ周波数がシフトされているRF基準信号と共に復調
    させ、 (iv) 各々の復調した核磁気共鳴エコー信号を記憶し
    て、核磁気共鳴データ・セットを形成することにより、
    前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスを実行する工
    程と、 (d) 前記核磁気共鳴データ・セットから画像を再構
    成する工程とを備えたマクスウェル項誤差を補正する方
    法。
  2. 【請求項2】 各々のエコーについての前記位相シフト
    φ(m,z)は、 φ(m,z)=−[λ(z)/2]+mλ(z)+φP により算出され、ここで、 【数1】 ro(t)=読み出し勾配 Gpe(t)=位相エンコーディング勾配 Gp,ro(t)=プリフェイジング用読み出し勾配 Gp,pe(t)=プリフェイジング用位相エンコーディン
    グ勾配 tesp =エコー間間隔 tp,ro=前記プリフェイジング用読み出し勾配の持続時
    間 tp,pe=前記プリフェイジング用位相エンコーディング
    勾配の持続時間 m=エコー信号のインデクス B0 =主磁場強度 z=z軸に沿ったスライス位置 γ=磁気回転定数 である請求項1に記載のマクスウェル項誤差を補正する
    方法。
  3. 【請求項3】 前記周波数シフトΔf(z)は、 Δf(z)=γBM (z) により算出され、ここで、 BM =(1/2B0 )(Gro 2 +Gpe 2 )z2ro=読み出し勾配 Gpe=位相エンコーディング勾配 B0 =主磁場強度 z=z軸に沿ったスライス位置 γ=磁気回転定数 である請求項1に記載のマクスウェル項誤差を補正する
    方法。
  4. 【請求項4】 エコー・プラナ・パルス・シーケンスを
    用いた核磁気共鳴画像の収集中に核磁気共鳴システムの
    イメージング勾配により発生されるマクスウェル項誤差
    を補正する方法であって、 (a)(i) 1つ又はそれ以上のRFパルスを発生
    し、 (ii) 極性が交番する読み出し勾配を発生して、対応
    する一連の核磁気共鳴グラディエント・エコー信号を発
    生し、 (iii ) 位相エンコーディング勾配を発生して、前記
    核磁気共鳴エコー信号を個別に空間エンコーディング
    し、 (iv) 該核磁気共鳴エコー信号の各々を受信して、 (v) 該核磁気共鳴エコー信号を記憶することによ
    り、前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスを実行す
    る工程と、 (b) zに位置している各々のスライスについて、読
    み出し方向の線形位相補正値ψro(z)を算出する工程
    と、 (c) zに位置している各々のスライスについて、位
    相エンコーディング方向の線形位相補正値ψpe(z)を
    算出する工程と、 (d) 読み出し方向に沿って、前記記憶されている核
    磁気共鳴エコー信号に対して線形位相補正ψro(z)を
    適用する工程と、 (e) 位相エンコーディング方向に沿って、前記記憶
    されている核磁気共鳴エコー信号に対して線形位相補正
    ψpe(z)を適用する工程と、 (f) 該補正された核磁気共鳴エコー信号から画像を
    再構成する工程とを備えたマクスウェル項誤差を補正す
    る方法。
  5. 【請求項5】 前記線形位相ψro(z)は、 ψro(z)=−(π/B0ro)Gro2 により算出され、ここで、 Gro=読み出し勾配 B0 =主磁場強度 Lro=読み出し方向における視野 z=z軸に沿ったスライス位置 π≒3.1415926である請求項4に記載のマクス
    ウェル項誤差を補正する方法。
  6. 【請求項6】 前記線形位相ψpe(z)は、 ψpe(z)=−λ(z) により算出され、ここで、 【数2】 ro(t)=読み出し勾配の振幅 Gpe(t)=位相エンコーディング勾配 tesp =周期的な前記読み出し勾配についてのエコー間
    間隔 m=エコー信号のインデクス B0 =主磁場強度 z=z軸に沿ったスライス位置 γ=磁気回転定数 である請求項4に記載のマクスウェル項誤差を補正する
    方法。
  7. 【請求項7】 エコー・プラナ・パルス・シーケンスを
    用いた核磁気共鳴画像の収集中に核磁気共鳴システムの
    イメージング勾配により発生されるマクスウェル項誤差
    を補正する装置であって、 (a) 前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスにお
    ける各々の核磁気共鳴エコー信号m、及びzに位置して
    いる各々のスライスについて、位相シフトφ(m,z)
    を算出する手段と、 (b) zに位置している各々のスライスについて、周
    波数シフトΔf(z)を算出する手段と、 (c)(i) RF励起パルスを発生し、 (ii) 値が交番する読み出し磁場勾配を発生して、対
    応する一連の核磁気共鳴エコー信号を発生し、 (iii ) 該核磁気共鳴エコー信号の各々を受信すると
    共に、該核磁気共鳴エコー信号の各々を、対応する前記
    算出された位相シフトφ(m,z)だけ位相がシフトさ
    れていると共に前記算出された周波数シフトΔf(z)
    だけ周波数がシフトされているRF基準信号と共に復調
    させ、 (iv) 各々の復調した核磁気共鳴エコー信号を記憶し
    て、核磁気共鳴データ・セットを形成することにより、
    前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスを実行する手
    段と、 (d) 前記核磁気共鳴データ・セットから画像を再構
    成する手段とを備えたマクスウェル項誤差を補正する装
    置。
  8. 【請求項8】 エコー・プラナ・パルス・シーケンスを
    用いた核磁気共鳴画像の収集中に核磁気共鳴システムの
    イメージング勾配により発生されるマクスウェル項誤差
    を補正する装置であって、 (a)(i) 1つ又はそれ以上のRFパルスを発生
    し、 (ii) 極性が交番する読み出し勾配を発生して、対応
    する一連の核磁気共鳴グラディエント・エコー信号を発
    生させ、 (iii ) 位相エンコーディング勾配を発生して、前記
    核磁気共鳴エコー信号を個別に空間エンコーディング
    し、 (iv) 該核磁気共鳴エコー信号の各々を受信して、 (v) 該核磁気共鳴エコー信号を記憶することによ
    り、前記エコー・プラナ・パルス・シーケンスを実行す
    る手段と、 (b) zに位置している各々のスライスについて、読
    み出し方向の線形位相補正値ψro(z)を算出する手段
    と、 (c) zに位置している各々のスライスについて、位
    相エンコーディング方向の線形位相補正値ψpe(z)を
    算出する手段と、 (d) 読み出し方向に沿って、前記記憶されている核
    磁気共鳴エコー信号に対して線形位相補正ψro(z)を
    適用する手段と、 (e) 位相エンコーディング方向に沿って、前記記憶
    されている核磁気共鳴エコー信号に対して線形位相補正
    ψpe(z)を適用する手段と、 (f) 該補正された核磁気共鳴エコー信号から画像を
    再構成する手段とを備えたマクスウェル項誤差を補正す
    る装置。
JP16968598A 1997-06-17 1998-06-17 マクスウェル項誤差を補正する方法 Expired - Lifetime JP4229487B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/877,384 US5923168A (en) 1997-06-17 1997-06-17 Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging
US08/877384 1997-06-17

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH1176201A true JPH1176201A (ja) 1999-03-23
JP4229487B2 JP4229487B2 (ja) 2009-02-25

Family

ID=25369872

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP16968598A Expired - Lifetime JP4229487B2 (ja) 1997-06-17 1998-06-17 マクスウェル項誤差を補正する方法

Country Status (4)

Country Link
US (2) US5923168A (ja)
JP (1) JP4229487B2 (ja)
DE (1) DE19821780B4 (ja)
IL (1) IL124665A (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001037738A (ja) * 1999-07-06 2001-02-13 Siemens Ag 磁気共鳴画像内のアーティファクトの補正方法
CN103654958A (zh) * 2012-09-05 2014-03-26 西门子公司 用于运行成像方法和系统的装置、方法和系统
WO2014065334A1 (ja) * 2012-10-26 2014-05-01 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
JP2018011659A (ja) * 2016-07-19 2018-01-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び設置方法

Families Citing this family (43)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5923168A (en) * 1997-06-17 1999-07-13 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging
US6424152B1 (en) * 1998-07-02 2002-07-23 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Method to reduce artefacts in the magnetic resonance image due to spurious magnetic signals
US6265873B1 (en) * 1999-03-17 2001-07-24 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Non-CPMG fast spin echo MRI method
US6321107B1 (en) * 1999-05-14 2001-11-20 General Electric Company Determining linear phase shift in conjugate domain for MR imaging
US6271666B1 (en) * 1999-05-21 2001-08-07 General Electric Company Filtering of oscillatory B0 behavior in NMR devices
DE19931292C2 (de) * 1999-07-07 2001-05-17 Siemens Ag Pulssequenz für ein MR-Tomographiegerät und MR-Tomographiegerät zur Durchführung der Pulssequenz
JP3365983B2 (ja) * 1999-09-28 2003-01-14 ジーイー横河メディカルシステム株式会社 Mri装置
US6329821B1 (en) 1999-11-15 2001-12-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
US6380738B1 (en) 1999-11-15 2002-04-30 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for reducing image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
AU1803401A (en) 1999-11-24 2001-06-04 Board Of Regents, The University Of Texas System Methods and systems for generating tractograms
US6469505B1 (en) 2000-03-31 2002-10-22 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Method and apparatus to reduce perturbation field effects in MR images by restricting the region of interest
US6528998B1 (en) 2000-03-31 2003-03-04 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Method and apparatus to reduce the effects of maxwell terms and other perturbation magnetic fields in MR images
DE10044424C2 (de) * 2000-09-08 2002-12-05 Siemens Ag Verfahren zum Betreiben eines Kernspintomographiegerätes, wobei ein ortsaufgelöster Navigatorstab zur Positionsüberwachung eines zu untersuchenden Objektes gewonnen wird
JP3844646B2 (ja) * 2000-09-29 2006-11-15 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴信号獲得装置、記録媒体および磁気共鳴撮影装置
US6400150B1 (en) * 2001-04-02 2002-06-04 Regents Of The University Of Minnesota NMR spectroscopy data recovery method and apparatus
JP3720752B2 (ja) * 2001-10-26 2005-11-30 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 0次位相検出方法およびmri装置
US6933720B2 (en) * 2001-12-11 2005-08-23 Toshiba America Mri, Inc. Sequence preconditioning for ultra-fast magnetic resonance imaging
WO2004095048A1 (en) * 2003-04-23 2004-11-04 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Mr imaging method
US6995559B2 (en) * 2003-10-30 2006-02-07 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and system for optimized pre-saturation in MR with corrected transmitter frequency of pre-pulses
US7075299B1 (en) * 2003-12-12 2006-07-11 General Electric Company Method and apparatus to correct amplitude modulation in multi-echo magnetic resonance imaging
JP2007529256A (ja) * 2004-03-17 2007-10-25 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ B0オフセットについての動的シムセット較正方法及び装置
US7123015B2 (en) * 2004-09-29 2006-10-17 General Electric Company Magnetic resonance system and method
DE102005040548B4 (de) * 2005-08-26 2010-02-04 Siemens Ag Verfahren zur Reduktion von Nyquist-Geistern in der medizinischen Magnet-Resonanz-Bildgebung
DE102006006274B3 (de) * 2006-02-10 2007-09-27 Siemens Ag Vefahren zur Korrektur von Bildartefakten
JP2007325728A (ja) * 2006-06-07 2007-12-20 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc フェイズサイクリング法及び磁気共鳴イメージング装置
KR100852402B1 (ko) * 2006-12-21 2008-08-14 한국과학기술원 비선형 위상 보정 방법.
US7777486B2 (en) * 2007-09-13 2010-08-17 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Magnetic resonance imaging with bipolar multi-echo sequences
US7710115B2 (en) * 2007-09-14 2010-05-04 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Independent phase modulation for efficient dual-band 3D imaging
DE102008051039A1 (de) * 2008-10-09 2010-02-11 Siemens Aktiengesellschaft Reduktion von EPI-Bildartefakten bei gedrehten Schichten
US9615482B2 (en) 2009-12-11 2017-04-04 General Electric Company Shaped heat sinks to optimize flow
US10274263B2 (en) 2009-04-09 2019-04-30 General Electric Company Method and apparatus for improved cooling of a heat sink using a synthetic jet
US8653819B2 (en) * 2009-09-08 2014-02-18 California Institute Of Technology Technique for performing dielectric property measurements at microwave frequencies
DE102010012948B4 (de) * 2010-03-26 2012-04-26 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Ermitteln von Phasenkorrekturparametern und Magnetresonanzvorrichtung
DE102013202768A1 (de) 2013-02-20 2014-07-10 Siemens Aktiengesellschaft Automatische Bestimmung eines Anpassungsvolumens
US10132889B2 (en) * 2013-05-22 2018-11-20 General Electric Company System and method for reducing acoustic noise level in MR imaging
DE102013227170B3 (de) * 2013-12-27 2015-07-02 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Steuereinrichtung zur Ansteuerung eines Magnetresonanzsystems
US9664762B2 (en) * 2014-04-22 2017-05-30 General Electic Company System and method for reduced field of view magnetic resonance imaging
WO2016180983A1 (en) * 2015-05-13 2016-11-17 Koninklijke Philips N.V. Multi-echo mri with correction of concomitant gradient-induced phase errors
DE102015209838B4 (de) * 2015-05-28 2017-04-13 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zu einer Korrektur von Magnetresonanz-Messdaten
US10613174B2 (en) * 2015-10-29 2020-04-07 Siemens Healthcare Gmbh Method and magnetic resonance apparatus for maxwell compensation in simultaneous multislice data acquisitions
DE102015223658B4 (de) * 2015-11-30 2017-08-17 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Erfassen von Magnetresonanz-Signalen eines Untersuchungsobjekts
US11294016B1 (en) 2020-12-03 2022-04-05 GE Precision Healthcare LLC System and method for calibration of asymmetric gradient concomitant field correction parameters
EP4261559A1 (de) 2022-04-14 2023-10-18 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zum abschätzen einer magnetfeldabweichung, eine magnetresonanzvorrichtung und ein computerprogrammprodukt

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IL86231A (en) * 1988-04-29 1991-07-18 Elscint Ltd Correction for eddy current caused phase degradation
US4937526A (en) * 1988-11-23 1990-06-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Adaptive method for reducing motion and flow artifacts in NMR images
US5151656A (en) * 1990-12-11 1992-09-29 General Electric Company Correction of nmr data acquired by an echo-planar technique
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
DE4445782C1 (de) * 1994-12-21 1996-07-25 Siemens Ag Verfahren zur Phasenkorrektur von Kernresonanzsignalen
US5541513A (en) * 1995-04-14 1996-07-30 General Electric Company MRI center point artifact elimination using realtime receiver phase control
US5689186A (en) * 1995-12-26 1997-11-18 General Electric Company Method for producing an off-center image using an EPI pulse sequence
US5869965A (en) * 1997-02-07 1999-02-09 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in MR echo-planar images
US5926022A (en) * 1997-04-09 1999-07-20 Mayo Foundation For Medical Education And Research Method for flow compensating a multi-shot echo-planar MRI pulse sequence
US5923168A (en) * 1997-06-17 1999-07-13 General Electric Company Correction of artifacts caused by Maxwell terms in slice offset echo planar imaging

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001037738A (ja) * 1999-07-06 2001-02-13 Siemens Ag 磁気共鳴画像内のアーティファクトの補正方法
CN103654958A (zh) * 2012-09-05 2014-03-26 西门子公司 用于运行成像方法和系统的装置、方法和系统
WO2014065334A1 (ja) * 2012-10-26 2014-05-01 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
JP2014083388A (ja) * 2012-10-26 2014-05-12 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置および周波数シフト量測定方法
US9869742B2 (en) 2012-10-26 2018-01-16 Toshiba Medical Systems Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and frequency shift measuring method
JP2018011659A (ja) * 2016-07-19 2018-01-25 東芝メディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び設置方法

Also Published As

Publication number Publication date
DE19821780B4 (de) 2010-04-15
US6064205A (en) 2000-05-16
JP4229487B2 (ja) 2009-02-25
US5923168A (en) 1999-07-13
DE19821780A1 (de) 1998-12-24
IL124665A0 (en) 1998-12-06
IL124665A (en) 2000-10-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4229487B2 (ja) マクスウェル項誤差を補正する方法
US9778336B2 (en) System and method for rapid, multi-shot segmented magnetic resonance imaging
US10444315B2 (en) MRI with motion correction using navigators acquired using a dixon technique
JP4121174B2 (ja) 核磁気共鳴システムにより発生されるマクスウェル項誤差を補正する方法
JP4395516B2 (ja) 脂肪抑制を用いる血管の等方性画像形成
JP4049649B2 (ja) 磁気共鳴撮影装置
JP4035219B2 (ja) 核磁気共鳴システム
US20060208730A1 (en) K-t blast and k-t sense magnetic resonance imaging
US7279892B2 (en) Calibrating method for artifact-reduced MRT imaging when there is FOV displacement
US5055789A (en) Magnetic resonance imaging system
US7148685B2 (en) Magnetic resonance imaging with fat suppression
JP2000262489A (ja) Mriシステムによる画像形成方法及びmriシステム
JP2009534101A (ja) 多重ピークを備えた種の磁気共鳴スペクトロスコピー
US6483308B1 (en) Method and apparatus for processing MRI data acquired with a plurality of coils using dixon techniques
US5729140A (en) Suppression of artifacts in NMR images by correlation of two NEX acquistions
JP4301597B2 (ja) マクスウェル項に関連する誤差を補償する方法
JP2017529960A (ja) アーチファクト抑制を有するプロペラmrイメージング
EP1102082B1 (en) Method and apparatus for reducing image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
US6329821B1 (en) Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system
JPH10328160A (ja) 核磁気共鳴システムにより発生されるマクスウェル項位相誤差を補正する方法及び核磁気共鳴システムにより位相コントラスト・アンジオグラムを形成する方法
JP2724830B2 (ja) 核磁気共鳴信号を用い、対象物から高速度で影像情報を得る装置
CN109983358B (zh) Propeller mr成像
JPH09294736A (ja) Mriシステムを用いて一連の画像を形成する方法及び装置
WO2018114554A1 (en) Dixon-type water/fat separation mr imaging
EP1102081B1 (en) Method and apparatus to compensate for image artifacts caused by magnet vibration in an MR imaging system

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050614

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080624

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080805

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20081104

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20081202

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111212

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111212

Year of fee payment: 3

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121212

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131212

Year of fee payment: 5

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term