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
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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。
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
【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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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】
【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 、
Ｇy 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 及
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。
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 、
Ｇy 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 及
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。
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。
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 2）1/2 （９） によって与えられるということである（Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋
Ｇy 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。
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 2）1/2 （９） によって与えられるということである（Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋
Ｇy 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 ）［α2 Ｇz 2＋ｇ2 ］ｘ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［（１−α）2 Ｇz 2＋ｇ2 ］ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx 2＋Ｇy 2］ｚ2 −（ｇＧz ／Ｂ0 ）ｘｙ ＋（１／Ｂ0 ）［ｇＧx −（１−α）Ｇy Ｇz ］ｙｚ ＋（１／Ｂ0 ）［ｇＧy −αＧx Ｇz ］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。
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 2ｘ2 ＋（１／８Ｂ0 ）Ｇz 2ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx 2＋Ｇy 2］ｚ2 −（１／２Ｂ0 ）Ｇy Ｇz ｙｚ −（１／２Ｂ0 ）Ｇx Ｇz 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。
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。
信号の方程式は以下のようになる。
【００２３】
【数８】
【００２４】 ＢM ＝（１／８Ｂ0 ）Ｇz 2ｘ2 ＋（１／８Ｂ0 ）Ｇz 2ｙ2 ＋（１／２Ｂ0 ）［Ｇx 2＋Ｇy 2］ｚ2 −（１／２Ｂ0 ）Ｇy Ｇz ｙｚ −（１／２Ｂ0 ）Ｇx Ｇz 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。
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 2 ｚ2 （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。
４）を組み合わせると、以下の式を得る。 ＢM ＝（１／２Ｂ0 ）Ｇro 2 ｚ2 （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 ）Ｇroｚ2 （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。
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 ）Ｇroｚ2 （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。
・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、
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 2 ｚ2 ／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が
求まる。
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 2 ｚ2 ／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が
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、
Ｂ0 ＝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。
ＯＶ）である。ｇro＝２．２Ｇ／ｃｍ、ｚ＝２４ｃｍ、
Ｂ0 ＝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。
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。
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。
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／Ｂ0 Ｌro）Ｇroｚ2 （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。
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。
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。
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 2ｘ2 ／８Ｂ0 ）＋（Ｇz 2ｙ2 ／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。
（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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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 個
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。
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 個
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)
- 【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。 - 【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】 Ｇro（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。 - 【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 ）ｚ2 Ｇro＝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。 - 【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。 - 【請求項５】 前記線形位相ψro（ｚ）は、 ψro（ｚ）＝−（π／Ｂ0 Ｌro）Ｇroｚ2 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。 - 【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】 Ｇro（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。 - 【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。 - 【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。
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 |
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