JPH04231937A - Ｎｍｒスキャナ用のｒｆ電力較正法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明の分野は核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）システムおよび方法に関するものであり、更に詳し
くはＮＭＲイメージング装置のＲＦ送信部を較正するた
めの方式に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＮＭＲイメージングではパルス状磁界勾
配とパルス状無線周波（ＲＦ）磁界の組み合わせを用い
ることにより、イメージング対象の試料の選択された領
域の中にある核スピンからのＮＭＲイメージング情報を
求める。試料は通常、静磁界の中に配置される。静磁界
は正味磁気モーメントを持つ核スピンを分極する役目を
果たす。これにより、より多数のスピンが分極磁界と揃
い、加算されて正味磁化を生ずる。個々の分極された核
スピン、したがって正味磁化Ｍは共鳴し、すなわち磁気
回転比と磁界の大きさの積に等しい周波数で分極磁界の
軸を中心として歳差運動を行う。この関係はラーモア（
Ｌａｒｍｏｒ）の関係として知られている。ＮＭＲの各
同位元素に対して磁気回転比が存在する。水素核（生体
内で最も豊富な原子核）の場合、磁気回転比は約４２．
５８ＭＨｚ　／テスラである。例えば約１．５テスラの
磁界の場合、結果として生じる水素核の共鳴周波数をラ
ーモアの関係で予測すると、約６３．９ＭＨｚ　となる
。

【０００３】検出可能なＮＭＲ信号を得るため、核スピ
ンの正味磁化を分極磁界の軸と一致しているところから
離れるように回転させる。回転はラーモアの関係で定め
られたのと同じ周波数の無線周波（ＲＦ）励起磁界を使
って行われる。正味磁化が回転する角度すなわち「フリ
ップ角」はＲＦ励起信号の磁界の強さおよびその継続時
間に関係している。ＲＦ励起パルスの終了後、核が正規
のスピン状態に戻る際、励起に使用されるのと同じ無線
周波数の減衰信号を発生する。このＮＭＲ信号は受信コ
イルによってピックアップされ、増幅されて、ＮＭＲシ
ステムによって処理される。

【０００４】上記のように、正味磁化が回転する磁化は
ＲＦ磁界の強さと継続時間によって左右される。一般に
ＮＭＲイメージングでは、正味の核磁化をある指定され
た角度だけ回転させることが必要となる。このような特
定の角度と異なる角度まで回転させると、再構成された
画像に種々の問題が生じ得る。このような問題およびそ
れにたいする一つの解決策が米国特許第４，４４３，７
６０号明細書に示されている。

【０００５】ＲＦ磁界の強さおよびパルス継続時間の誤
差によって、受信信号にゴーストのアーチファクトが付
加される上に、受信されるＮＭＲ信号の振幅が大幅に小
さくなる。受信される無線周波数のＮＭＲ信号はいくら
良く見ても小さいので、受信ＮＭＲ信号が小さくなるこ
とは信号対雑音比の劣化を伴なうので望ましくない。

【０００６】正味磁化の特定の回転を生じるために必要
なＲＦ磁界の強さとパルス継続時間の組み合わせはイメ
ージング対象ごとに異なる。一般に、イメージング対象
の身体が大きくなればなるほど、磁界の強さとパルスの
継続時間の一方または両方が大きくなる。また、必要な
磁界の強さおよび継続時間はイメージング対象の物質を
励起するために励起ＲＦパルスが通過しなければならな
い物質の型によって異なる。例えば、イメージング対象
の身体が人体組織の一部であるときは、ＲＦ磁界による
励起は例えば患者の体重、イメージング対象の部分、そ
の部分の脂肪の割合等で変わる。

【０００７】各ＮＭＲ走査の開始前に、ＲＦ送信器およ
び受信器の周波数を調整することによりＲＦ励起磁界を
最適なラーモア周波数とすることが通常行われている。 このような手順は米国特許第４，８０６，８６６号明細
書に開示されている。これには各ＮＭＲ走査の初めに最
善のＲＦ送信器および受信器の周波数を自動的に決定す
る較正シーケンスが説明されている。

【０００８】同様に、各ＮＭＲ走査の開始前に、送信さ
れるＲＦ励起磁界の強さおよびＲＦ受信器の利得を調整
してＲＦ励起磁界パルスによって正確な９０°および１
８０°のフリップ角が生じるようにすることが通常行わ
れている。この調整を自動的に行うための方法が１９８
６年９月１５日に出願された米国特許出願第９０７，５
１９号明細書に開示されている。

【０００９】上記の技術によりＲＦ励起パルスは所望の
ＮＭＲ信号を生ずるための最適な周波数、強さ、および
継続時間を持つことになるが、これは必ずしも予測され
たＲＦ励起磁界が関心のある領域全体を通じて一様に生
じること、あるいは結果のＮＭＲ信号が関心のある領域
の中の全ての位置から一様に受信されることを意味しな
い。実際、被検体を負荷とする殆どの送信コイルにより
発生されるＲＦ磁界は均質でなく、同様に殆どの受信コ
イルの受信磁界も均質でない。このことが特にあてはま
るのは、人体組織の特定の領域の画像を作成するように
設計された比較的小さなコイルである所謂表面コイルで
ある。送信および受信のコイルの磁界が一様であっても
、被検体へのＲＦ磁界の侵入が関心のある領域全体を通
じて一様でないことがあり、また被検体または試料がコ
イルに対して一様に負荷をかけないことがある。また、
送信コイルと受信コイルとの間の相互インダクタンスに
よって送信磁界および受信磁界に更に非均質性が生じる
ことがある。

【００１０】理由のいかんを問わず、送信磁界または受
信磁界が均質で無いことにより、望ましくない低周波の
画像強度シェージング（ｓｈａｄｉｎｇ　）が生じる。 これはしばしば露光不足の写真に似た暗い領域または露
光過度の写真に似た明るい領域として再構成画像に現れ
る。

【００１１】

【発明の概要】本発明は画像を作成するように選択され
たスライス（ｓｌｉｃｅ　）にわたって可能な最も均質
なＲＦ励起磁界が生じるようにＮＭＲイメージングシス
テムのＲＦ送信電力を較正するための方法に関するもの
である。更に詳しく述べると、本発明の較正方法は、異
なるＲＦ励起電力レベルで一連のＮ個のＮＭＲパルスシ
ーケンスを遂行するステップ、間隔を置いて各ＮＭＲ信
号をサンプリングすることによりＮ個のＮＭＲ信号の対
応する組を取得して、サンプルをディジタル化すること
により、その組の各ＮＭＲ信号に対するｍ個のデータ点
の行を作成するステップ、その組の中のｍ個のデータ点
の各行をフーリエ変換することによりＮ行ｍ列の変換さ
れたデータ点の配列を作成するステップ、配列の各列の
変換されたデータ点をその列の最大のデータ点で割るこ
とにより、変換されたデータ点を正規化するステップ、
正規化されたデータ点の各行に対する標準偏差を計算す
るステップ、ならびに計算された標準偏差に基いて最適
のＲＦ励起電力レベルを計算するステップを含む。

【００１２】

【発明の目的】本発明の全般的な目的はイメージング対
象のスライス全体にわたるＮＭＲ強度レベルの一様さを
改善することである。イメージング対象のスライスにわ
たって最大のＮＭＲ信号を生じるＲＦ励起電力レベルを
選択するのではなく、本発明ではスライスにわたって最
も一様なＮＭＲ信号強度を生じる電力レベルを選択する
。これにより、ＲＦ励起磁界の非一様さによってＮＭＲ
画像に生じるシェーディングが小さくなる。

【００１３】本発明のもう一つの目的は患者の各走査に
先立ってＲＦ励起電力を較正するための方法を提供する
ことである。本発明の方法は画像を作成すべき同じスラ
イスから較正データを取得する予備走査シーケンスの一
部である。データ取得と計算のため、各走査の初めに例
えば３０秒を必要とすることがあり、またＲＦ励起電力
レベルが自動的に調整されることにより、後続の走査の
間、存在する特定の条件に対して最適の画像が作成され
る。

【００１４】本発明の上記および他の目的および利点は
以下の説明で明らかとなる。説明は付図を参照して行う
が、付図は本発明の一部を構成し、説明のため本発明の
実施例を示している。しかし、このような実施例は必ず
しも本発明の全範囲を表すものではないので、発明の範
囲の解釈にあたっては請求の範囲を参照すべきである。

【００１５】

【実施例の説明】まず図１は本発明を含み、ゼネラルエ
レクトリック社から「シグナ」（ＳＩＧＮＡ　）という
商標名で販売されているＮＭＲシステムの主要構成要素
をブロック図形式で示したものである。システム全体の
動作はデータゼネラル（Ｄａｔａ　Ｇｅｎｅｒａｌ）社
のＭＶ４０００のような主コンピュータ１０１を含むホ
ストコンピュータシステムによって制御される。コンピ
ュータにはインタフェース１０２が結合されており、こ
れを介して複数のコンピュータ周辺装置および他のＮＭ
Ｒシステム構成要素が結合される。コンピュータ周辺装
置の中には磁気テープ駆動装置１０４があり、主コンピ
ュータの指示のもとにこれを使って患者のデータおよび
画像をテープに保管することができる。処理した患者デ
ータは画像ディスク記憶装置１１０に格納してもよい。 データの予備処理と画像再構成のため配列プロセッサ１
０６が使用される。 画像プロセッサ１０８の機能は拡大、画像比較、グレー
スケール調整、実時間データ表示のような対話型画像表
示操作を可能にすることである。コンピュータシステム
にはディスクデータ記憶システム１１２を使用する生の
（すなわち画像構成前の）データを記憶するための手段
が設けられている。操作卓１１６もインタフェース１０
２を介してコンピュータに結合されており、これにより
操作者は患者の検査に関連するデータ、ならびに較正、
走査の開始および終了のようなＮＭＲシステムの正しい
動作に必要な付加的なデータを入力することができる。 操作卓はディスクまたは磁気テープに記憶された画像を
ディスプレーするためにも使用される。

【００１６】コンピュータシステムはシステム制御器１
１８および勾配増幅システム１２８によってＮＭＲシス
テムを制御する。コンピュータ１００は熟練した当業者
には周知の方法でイーサネット（Ｅｔｈｅｒｎｅｔ）回
線網のような直列ディジタル通信回線網によってシステ
ム制御器１１８と通信する。システム制御器１１８には
、パルス制御モジュール（ＰＣＭ）１２０、無線周波数
トランシーバ１２２、ステータス制御モジュール（ＳＣ
Ｍ）１２４、および構成要素の付勢に必要な電源１２６
のような数個のサブシステムが含まれている。ＰＣＭ１
２０は主コンピュータ１０１から与えられる制御信号を
使って、勾配コイル励起を制御するディジタルタイミン
グ制御信号、ならびにＲＦ励起パルスを変調するためト
ランシーバ１２２で使用されるＲＦエンベロープ波形を
発生する。勾配波形はほぼＧｘ　増幅器１３０、増幅器
Ｇｙ　１３２、およびＧｚ　増幅器１３４で構成される
勾配増幅システム１２８に印加される。各増幅器１３０
，１３２，１３４は全体を１３６で表し、磁石アセンブ
リ１４６の一部であるアセンブリの中の対応する勾配コ
イルを励起するために使用される。付勢されると、勾配
コイルは主分極磁界と同じ方向に磁界の磁界勾配Ｇｘ　
、Ｇｙ　およびＧｚ　を発生する。これらの勾配はデカ
ルト座標系の互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向および
Ｚ軸方向を向いている。すなわち、主磁石（図示しない
）の発生する磁界がｚ方向を向いていてＢｏと呼ぶこと
とし、ｚ方向の総磁界をＢｚ　と表すことにすれば、

【００１７】

【数１】 任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）に於ける磁界はＢ（ｘ，ｙ，ｚ
）＝Ｂｏ　＋Ｇｘ　Ｘ＋Ｇｙ　Ｙ＋Ｇｚ　Ｚで与えられ
る。

【００１８】トランシーバ１２２、ＲＦ増幅器１２８お
よびＲＦコイル１３８の発生するＲＦパルスと組み合わ
せて勾配磁界を使用することにより、空間情報が符号化
されて、検査している患者の領域からＮＭＲ信号が発生
される。パルス制御モジュール１２０から与えられる波
形制御信号はトランシーバサブシステム１２２がＲＦ搬
送波の変調およびモード制御のために使用する。送信モ
ードでは、送信器は制御信号に従ってＲＦ電力増幅器１
２３に無線周波数波形モジュールを供給する。次に、Ｒ
Ｆ電力増幅器１２３は主磁石アセンブリ１４６の中にあ
るＲＦコイル１３８を励磁する。患者の中の励起された
核が放射するＮＭＲ信号が送信に使用されたのと同じＲ
Ｆコイルまたは異なるＲＦコイルによって検知される。 信号はトランシーバ１２２の受信部で検出、増幅、復調
、フィルタリング、およびディジタル化される。処理さ
れた信号はインタフェース１０２とトランシーバ１２２
を結合する専用の片方向、高速ディジタルリンク１０５
によって主コンピュータ１０１に送られて処理される。

【００１９】ＰＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４は独立な
サブシステムであり、両者とも直列通信リンク１０３に
より主コンピュータ１０１、患者位置ぎめシステム１５
２等の周辺システムと通信し、また相互に通信する。Ｐ
ＣＭ１２０およびＳＣＭ１２４はそれぞれ、主コンピュ
ータ１０１からの命令を処理するためにインテル（Ｉｎ
ｔｅｌ　）８０８６のような１６ビットのマイクロプロ
セッサを含む。ＳＣＭ１２４には、患者クレードル（ｃ
ｒａｄｌｅ）の位置および可動患者位置合わせ扇状光ビ
ーム（図示しない）の位置に関する情報を取得するため
の手段が含まれている。主コンピュータ１０１はこの情
報を使って画像ディスプレーおよび再構成パラメータを
修正する。ＳＣＭ１２４は患者輸送位置合わせシステム
の作動のような機能の開始も行う。

【００２０】勾配コイルアセンブリ１３６およびＲＦ送
受信コイル１３８は分極磁界を作成するために使用され
る磁石の中孔（ボア）の中に取り付けられる。磁石は患
者位置合わせシステム１４８、シム（ｓｈｉｍ）コイル
電源１４０、および主磁石電源１４２を含む主磁石アセ
ンブリの一部を構成する。シムコイル電源１４０は、主
磁石に付設されて、分極磁界の非均質性を補正するため
に使用されるシムコイルを付勢する。抵抗性磁石の場合
には、主磁石電源１４２を用いて磁石を継続的に付勢す
る。超伝導磁石の場合には、主磁石電源１４２を用いて
、磁石の発生する分極磁界を適正な動作強度とした後、
主磁石電源１４２を切り離す。永久磁石の場合には、電
源１４２は必要としない。

【００２１】患者位置合わせシステム１４８は患者クレ
ードル輸送システム１５０および患者位置ぎめシステム
１５２との組み合わせで動作する。外部発生源からの干
渉を最小限にするため、主磁石アセンブリ、勾配コイル
アセンブリ、ＲＦ送受信コイル、および患者取り扱い装
置を含むＮＭＲシステム構成要素は全体を１４４で表し
たＲＦ遮蔽室に入れられている。遮蔽は一般に部屋全体
を囲む銅またはアルミニウムの遮蔽網によって行われる
。遮蔽網はシステムの発生するＲＦ信号を封じ込める役
目を果たすとともに、室外で発生したＲＦ信号からシス
テムを遮蔽する。６３ＭＨｚ　から６４ＭＨｚ　の動作
周波数範囲で双方向減衰は通常、約１００ｄｂである。

【００２２】特に図１および２に示すようにトランシー
バ１２２には、電力増幅器１２３を介してコイル１３８
ＡでＲＦ励起磁界を発生する構成要素およびコイル１３
８Ｂに結果として誘導されるＮＭＲ信号を受信する構成
要素が含まれている。ＲＦ励起磁界のベースすなわち搬
送波の周波数は周波数シンセサイザ２００が作成する。 周波数シンセサイザ２００は主コンピュータ１０１から
通信リンク１０３を介して一組みのディジタル信号（Ｃ
Ｆ）を受ける。これらのディジタル信号は出力２０１に
生じなければならない周波数を１ヘルツの分解能で示す
。命令されたＲＦ搬送波が変調器２０２に印加される。 変調器２０２では線２０３を介して受けた信号に応じて
搬送波が周波数変調および振幅変調を受ける。結果のＲ
Ｆ励起信号はＰＣＭ１２０から線２０４を介して受けた
制御信号に応じてターンオンおよびターンオフされる。 線２０５を介して出力されるＲＦ励起パルスの大きさは
送信減衰回路２０６によって減衰される。送信減衰回路
２０６は主コンピュータ１０１から通信リンク１０３を
介してディジタル信号ＴＡを受ける。減衰されたＲＦ励
起パルスはＲＦ送信コイル１３８Ａを駆動する電力増幅
器１２３に印加される。本発明はこの送信減衰信号（Ｔ
Ａ）の値の決定に関するものであり、あとで詳細に説明
する。

【００２３】やはり図１および２に示すように、被検体
の生ずるＮＭＲ信号は受信コイル１３８Ｂによってピッ
クアップされ、受信器２０７の入力に印加される。受信
器２０７はＮＭＲ信号を増幅する。次に、これは主コン
ピュータ１０１からリンク１０３を介して受けたディジ
タル減衰信号（ＲＡ）によって定まる量だけ減衰される
。受信器２０７もＰＣＭ１２０から線２０８を介して与
えられる信号によってターンオンおよびターンオフする
。これにより、遂行している特定の取得が必要とする期
間だけＮＭＲ信号が取得される。

【００２４】受信されたＮＭＲ信号が直角検出器２０９
によって復調されることにより、二つの信号ＩおよびＱ
が作成される。この二つの信号フィルタを介して一対の
アナログ−ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２１５に結合さ
れている。妥当な信号が存在するときだけ、これらのＡ
／Ｄ変換器は制御線２０８によって可能化され、ディジ
タル化されたＮＭＲデータを作成する。このデータは線
１０５を介して主コンピュータ１０５に出力される。Ａ
／Ｄ変換器の入力側にあるフィルタは主コンピュータ１
０１によって制御され、ＩおよびＱの帯域幅を制限する
。直角検出器２０９はまた第二の周波数シンセサイザ２
１０からＲＦ基準信号を受ける。周波数シンセサイザ２
１０は復調信号の周波数を定めるディジタル信号（ＣＦ
）をリンク１０３を介して受ける。２個のシンセサイザ
２００および２１０の位相は線２１１を介していっしょ
にロックされ、殆どの測定では２個のシンセサイザの周
波数は同一である。

【００２５】図３には、二次元フーリエ変換（２ＤＦＴ
）として知られており、二次元「スピンワープ」（ｓｐ
ｉｎ　ｗａｒｐ　）とも呼ばれる型の従来のイメージン
グ用パルスシーケンスの二つのビュー（ｖｉｅｗ）が示
されている。 このパルスシーケンスは検査対象の画像を再構成するた
めに周知の方法でイメージングＮＭＲデータを得る際に
有用である。二つのビューは“Ａ”および“Ｂ”と表さ
れており、位相符号化勾配磁界Ｇｙ　以外は同じである
。 各ビューは位相交替ＲＦ励起パルスを使用するパルスシ
ーケンスである。米国特許第４，４４３，７６０号明細
書に開示されているように、位相交互変更したＲＦ励起
パルスによって、位相交互変更するＮＭＲ信号Ｓ１　（
ｔ）およびＳ１　′（ｔ）が発生されることによりＮＭ
Ｒシステムのベースライン誤差が相殺される。

【００２６】図３に示すように（水平軸に沿って示され
た）期間１では、正のＧｚ　磁界勾配パルスが存在する
状態で選択的な９０°ＲＦ励起パルスが印加される。パ
ルス制御モジュール１２０（図１）は必要な制御信号を
Ｇｚ勾配増幅器１３４ならびに周波数シンセサイザ２０
０および変調器２０２（図２）に供給する。これにより
、結果として得られる勾配磁界および励起パルスはイメ
ージング対象の所定のスライス中の核スピンだけを励起
する。通常、励起パルスは（ｓｉｎｘ）／ｘ関数によっ
て振幅変調される。シンセサイザ２００の周波数は周知
のラーモアの等式に従って印加分極磁界の強さおよびイ
メージング対象の特定のＮＭＲ核種によって左右される
。 スライス選択Ｇｚ　勾配の強度により、イメージングＮ
ＭＲデータを取得する患者を通るスライスの物理的位置
が決定される。

【００２７】引き続き図３を参照して説明すると、期間
２にＧｘ　、Ｇｙ　およびＧｚ　勾配パルスが同時に印
加される。期間２のＧｚ　勾配は位相戻しパルスであり
、これは通常、期間２にわたる勾配波形の時間積分が期
間１にわたるＧｚ　勾配波形の時間積分の−１／２にほ
ぼ等しくなるように選択される。負のＧｚ　パルスの機
能は期間１で励起された核スピンを位相戻しすることで
ある。Ｇｙ　勾配パルスは勾配の方向に空間情報を符号
化するためＡ，Ｂ，……，等の各ビューで異なる振幅を
持つように選択された位相符号化パルスである。異なる
Ｇｙ　勾配振幅の数は通常、再構成された画像が位相符
号化（Ｙ）方向に持つ画素分解要素数以上となるように
選択される。通常、完全なＮＭＲ一走査では１２８，２
５６または５１２個の異なる勾配振幅Ｇｙ　が用いられ
る。通常のＮＭＲシステムではＮＭＲ走査が完了するま
で、一つのビューから次のビューへ変わるときＧｙ　の
値が一定量だけ増加させられる。後述するように、この
位相符号化勾配は予備走査シーケンスの間、ターンオフ
される。

【００２８】期間２のＧｘ　勾配パルスは期間４のスピ
ンエコー信号Ｓ１　（ｔ）の生起時点を遅延させるため
に励起された核スピンを所定量だけ位相外しするために
必要とされる位相外しパルスである。スピン−エコーＮ
ＭＲ信号は通常、期間３に１８０°ＲＦパルスを印加す
ることによって作成される。既知のとおり、１８０°Ｒ
Ｆパルスはスピンエコー信号を作成するようにシステム
誘導位相外し（すなわち非化学的位相外し）の方向を逆
転するパルスである。図３には示されていないが、１８
０°ＲＦパルスは選択的であり、９０°ＲＦパルスによ
って励起されたのと同じスライス中のスピンの方向を逆
転するためにスライス選択勾配Ｇｚ　の存在下で発生さ
れることが好ましい。スピンエコーＮＭＲ信号は読み出
し勾配パルスＧｘ　の存在下で期間４にサンプリングさ
れ、この読み出し勾配の方向（ｘ）に空間情報が周波数
符号化される。

【００２９】上記のように、ベースライン誤差成分は各
ビューで付加的なＮＭＲ測定を使うことによって消去す
ることができる。この第二の測定は第一の測定とほぼ同
じであるが、ビューＡの期間５のＲＦ励起パルスはビュ
ーＡの期間１の励起パルスに対して（マイナス符号で示
唆されるように）位相が１８０°ずれるように選択され
る点が相違している。その結果、期間８のスピンエコー
ＮＭＲ信号Ｓ１　′（ｔ）は期間４のスピンエコー信号
Ｓ１　（ｔ）に対して１８０°位相がずれている。信号
Ｓ１　′（ｔ）をＳ１　（ｔ）から減算すると、信号Ｓ
１　′（ｔ）の逆転符号をそなえた信号の成分だけが保
持される。したがってベースライン誤差成分は相殺し合
う。図３のパルスシーケンスは位相符号化勾配Ｇｙ　の
すべての値についてビューＢ，Ｃ，Ｄ等々に対して繰り
返される。

【００３０】図４に示されるように、結果として取得さ
れるＮＭＲデータは画像データ配列２５０にディジタル
形式で記憶される。画像データ配列２５０は配列の行（
読み出し次元）に沿った一連の要素としてサンプリング
されディジタル化された各ＮＭＲ信号を記憶する二次元
配列である。このような各行のデータは特定のビューに
対応しており、これらは配列の他方の次元すなわち位相
符号化次元に沿って順に配置される。当業者には周知の
ように、次に画像データ配列２５０に対して二次元フー
リエ変換を行うことにより二次元表示データ配列２５１
を作成する。表示データ配列２５１をたとえばＣＲＴに
マッピングすることにより、その画面上の各画素の明る
さを制御してもよい。表示データ配列２５１の各要素は
イメージング対象のスライス中の対応するｘ、ｙ位置に
於ける受信ＮＭＲ信号のレベルをその強さで表す。これ
らの強さの値はＣＲＴ画面上の対応する画素の明るさを
制御することにより画像を作成する。

【００３１】当業者には明らかなように、処理について
の上記の説明は簡略化したものである。実際には、画像
データ配列２５０は二つの配列として存在する。一つの
配列は取得されたＮＭＲ信号の同相、すなわちＩの値に
対するものであり、他の一つの配列は直角、すなわちＱ
の値に対するものである。これらの複素値に対してフー
リエ変換が行われる。結果として得られた変換後の配列
の対応する要素の自乗の和の平方根を計算することによ
り表示データ配列２５１が作成される。表示データ配列
２５１を作成するために他の多くのＮＭＲパルスシーケ
ンスおよび処理方法を用いてもよく、また本発明はこれ
らの全てに適用できることも理解されよう。

【００３２】上記のＮＭＲシステムの適正な動作のため
送信コイル１３８Ａ（図２）が関心のある領域全体を通
じて適正な強さと継続時間の一様な、すなわち均質なＲ
Ｆ励起磁界を発生しなければならない。これが成立しな
い程度に応じて、励起されたスライスの異なる位置に於
ける核スピンの正味磁化は図３のパルスシーケンスで示
される所望の９０°および１８０°で傾かない。したが
って、このような位置に生じるＮＭＲ信号は適正な振幅
を持たず、表示データ配列２５１（図４）の対応する位
置は正しくない強さの値を持つことになる。実施例のパ
ルスシーケンスでは、これにより低強度値の表示データ
配列２５１の領域が生ずる。これらの低強度値により、
表示される画像に望ましくない暗いシェージングが生じ
る。

【００３３】無負荷コイル１３８Ａで関心のある領域を
通じて均質にＲＦ励起磁界が作成されても、これによっ
てすべての核スピンが同じ磁界に「出会う」ということ
が保証されず、あるいは受信コイル１３８Ｂが関心のあ
る領域を通じて一様に結果のＮＭＲ信号を受けるという
ことが保証されない。例えば、患者の負荷の影響によっ
て無負荷コイル１３８Ａの均質なＲＦ励起磁界が歪むこ
とがあり、あるいは受信コイル１３８Ｂの受信磁界が均
質でなくなることがある。その結果、この場合も、表示
データ配列２５１の強度値が歪むので、表示される画像
にシェージング効果が生じる。

【００３４】本発明はスキャナシステムが作成するＲＦ
励起信号の大きさを定める送信減衰信号（ＴＡ）の値を
決定するための手順である。この手順は患者の各走査の
初めにＣＰＵ１０１が実行する予備走査プログラムの指
示のもとに遂行される。この手順の出力は与えられた測
定条件のもとで可能な最も一様な、すなわち均質なＲＦ
磁界を生じるＴＡの値である。このとき走査の間に作成
される画像に生じるシェージング効果は最小限である。

【００３５】図５に示すように、２７５でプログラムに
入り、プロセスブロック２７６に示すように取得パラメ
ータが入力および設定される。これらのパラメータは主
としてＮＭＲ走査で使用すべきパルスシーケンスの細目
に関するものであり、図３の特定のパルスシーケンスの
場合、下記を含む。

【００３６】ＴＥ＝５乃至３０ミリ秒 ＴＲ＝２，０００ミリ秒 スライス数＝１乃至２４ スライス厚さ＝５乃至１０ミリメートルスライス間隔＝
１０ミリメートル以上 視野＝３２乃至４８センチメートル 画像配列サイズ：ｘ＝２５６（読み出し方向）ｙ＝１２
８乃至１９２（位相符号化方向）ｙ＝１２８（位相符号
化方向）から１９２次に、プロセスブロック２７８に示
すように、一組のＮ個のサンプルの送信減衰値（ＴＡ１
　からＴＡＮ　）が計算される。実施例では９個のサン
プル値が用いられ、５番目すなわち中心のサンプル値は
ＴＡｎｏｍ　であり、残りの８個のサンプルはこの中心
の、θ＝９０°の公称サンプルを中心として対称な線形
フリップ角度にわたって等間隔で取得される。例えば、
サンプル減衰値ＴＡ１　からＴＡ９　の値がそれぞれ７
０°，７５°，８０°，８５°，９０°，９５°，１０
０°，１０５°および１１０°のフリップ角（θ）を生
じるように選択される。ＴＡｎｏｍ　の値は上記米国特
許出願第９０７，５１９号に述べられている手順のよう
な、現在使用されている周知の手法のいずれかで決定さ
れる。

【００３７】９個のサンプル送信減衰値が決定された後
、ループに入り、ＴＡ１　からＴＡＮ　の各サンプル送
信値でＮＭＲ測定が行われる。プロセスブロック２７９
に示されているように、次のサンプル送信減衰値が送信
減衰器２０６（図２）に出力され、プロセスブロック２
８０に示されるようにＮＭＲ測定パルスシーケンスが実
行される。ＮＭＲ測定パルスシーケンスは図３の期間１
から８のパルスシーケンスであり、被検体のプロフィー
ルを表すデータ行が取得されるようにＧｙ　がターンオ
フされる。このＮＭＲデータは２５６個のサンプルとし
て取得され、それぞれディジタル化され、Ｎ＝９、ｍ＝
２５６の記憶配列２８１（図６）の１行に記憶される。 この測定およびデータ取得をＴＡの各値に対して繰り返
すことにより、Ｎ×ｍ配列２８１を満たす。次に、判定
ブロック２８２でループを出て、取得された較正データ
の処理を開始する。やはり図５に示すように、処理の第
一のステップはプロセスブロック２８３で示すように配
列２８１の取得されたデータの各行に対して一次元のフ
ーリエ変換を行うことである。取得されたＮＭＲデータ
は実際には一組みの複素数（各サンプルに対するＩおよ
びＱの値）であるので、変換は複素フーリエ変換であり
、変換されたＩおよびＱの値はそれらの自乗の和の平方
根を求めることにより強度値に変換される。その結果、
フーリエ変換された較正データの配列２８４（図６）が
作成される。配列２８４はｍ個の強度値のＮ行（各サン
プルＴＡに対して１行）を有している。各行は選択され
たスライスの中の、読み出し勾配（Ｇｘ　）の方向（ｘ
）に沿って取得されたＮＭＲ信号の強度を示す。このよ
うな較正データの一例が図７Ａに示されており、縦軸は
信号強度を表し、横軸は読み出し方向（ｘ）の位置を表
す。

【００３８】再び図５を参照して説明すると、手順の次
のステップはプロセスブロック２８５に示すように配列
２８４のデータを正規化することである。これは列ごと
に行われ、配列２８４の各列の最大の強度値を選択する
こと、次に列の各強度値をその列の最大値で割ることが
含まれている。結果として得られる正規化された値がＮ
×ｍ配列２８６（図６）に記憶される。配列２８６の各
行の正規化された値のプロットが図７Ｂに示されている
。この正規化された較正データからわかるように、プロ
フィール全体にわたって信号強度が最も一様になるのは
、θ−９０°およびθ＝８５°のプロフィールを生じる
ために使用される減衰値の間にある減衰値ＴＡの場合で
ある。注意しなければならないのはθ＝９５°に対して
正規化されたプロフィールは大きな領域にわたって非常
に一様であるが、左側でかなり下がるということである
。このような下降はこのレベルの送信減衰で作成される
画像の左側にシェージングが生じることを示している。 また注目すべきことはθ＝９０°に対応する正規化され
たプロフィールは右側が上がり、画像の右側の明るさが
いくらか増大するということである。これらの曲線から
明らかなように、完全に一様なＲＦ磁界を生じる電力設
定は無く、本発明の目的は最適電力レベルを選択するこ
とである。図５のプロセスブロック２８７に示すように
、最適電力レベルを選択するために手順の次のステップ
は配列２８６（図６）の各行の正規化された較正データ
の標準偏差を計算することである。

【００３９】

【数２】 結果として得られるＮ＝９の標準偏差値が配列２８８（
図６）に記憶される。

【００４０】次のステップは図５のプロセスブロック２
８９に示すようにこれらの９個の標準偏差値に最も良く
合う二次曲線を見い出すことである。この曲線の当ては
め手順については、フィリップ・アール・ベビントン著
、「物理科学のためのデータ圧縮および誤差解析」の第
８章に述べられている（Ｃｈａｐｔｅｒ８，Ｐｈｉｌｉ
ｐ　Ｒ．Ｂｅｖｉｎｇｔｏｎ，　“Ｄａｔａ　Ｒｅｄｕ
ｃｔｉｏｎ　ａｎｄ　Ｅｒｒｏｒ　Ａｎａｌｙｓｉｓ　
Ｆｏｒ　ｔｈｅ　Ｐｈｙｓｉｃａｌ　Ｓｃｉｅｎｃｅｓ
，ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ　ｉｎ　１９６９　ｂｙ　ＭｃＧ
ｒａｗ−Ｈｉｌｌ　Ｂｏｏｋ　Ｃｏｍｐａｎｙ　）。こ
のような曲線が図８に示されており、点２９０−２９８
は配列２８８からの９個の標準偏差値であり、横軸はそ
れらを作成するために使用される電力である。破線３０
０で示すように標準偏差値に最良の曲線が当てはめられ
ると、この曲線の最小値の位置はどこでその微分係数が
零になるか判定することにより見い出される。これは図
５のプロセスブロック３０１で行われ、この点の座標が
判定され、プロセスブロック３０２に示すようにθ＝９
０°の回転角を生じるための最適送信減衰値（ＴＡ）と
して出力される。次に、予備走査を出て、走査シーケン
スが実行されてＮＭＲデータが取得され、これから画像
が再構成される。

【００４１】走査が多数のスライスからＮＭＲデータを
取得する場合は、各スライスに対して最適の送信減衰を
計算することが好ましい。このような場合、上記の予備
走査手順はイメージング対象の各スライスに対して反復
される。手順の各サイクルの唯一の相違点は後続の走査
でイメージングすべき各スライスから較正データが取得
されるようにＲＦ励起パルスの周波数またはスライス選
択勾配Ｇｚ　が変えられることである。作成された最適
送信減衰値の組が記憶され、多重スライス走査の間に必
要に応じて送信減衰器２０６に出力される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を用いるＮＭＲシステムのブロック図で
ある。

【図２】図１のＮＭＲシステムの一部を形成するトラン
シーバの電気ブロック図である。

【図３】本発明を実施するために用い得るパルスシーケ
ンスを示す時間線図である。

【図４】図１のＮＭＲシステムが作成するデータを絵画
的に表した説明図である。

【図５】本発明を遂行するために図１のＮＭＲシステム
が実行する予備走査プログラムの流れ図である。

【図６】図５の予備走査プログラムに対応するデータ構
造を絵画的に表した説明図である。

【図７】図６のデータ構造に含まれるデータを表わすグ
ラフである。

【図８】図５の予備走査プログラムが用いる曲線の当て
はめステップを表わすグラフである。

【符号の説明】

２７９，２８０，２８２　　測定および取得ステップ２
８３　　一次元フーリエ変換ステップ２８５　　データ
正規化ステップ ２８７　　標準偏差計算ステップ ２８９　　二次曲線当てはめステップ ３００　　最良の当てはめ曲線 ３０１　　曲線最小値探索ステップ

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】　　ＮＭＲシステムでＲＦ送信電力を較正
   するための方法に於いて、各パルスシーケンスの間に異
   なる電力レベルに設定されたＮＭＲシステムＲＦ送信電
   力で一連のＮ個のＮＭＲパルスシーケンスを遂行するス
   テップ、Ｎ個のＮＭＲパルスシーケンスの各々により発
   生されるＮＭＲ信号をサンプリングしてｍ個のデータ点
   のＮ行を作成することにより、一組のＮＭＲ較正データ
   を取得するステップ、較正データ組の中のｍ個のデータ
   点の各行をフーリエ変換することにより、Ｎ行ｍ列の変
   換されたデータ点配列を作成するステップ、配列の各列
   の変換されたデータ点をその列の最大のデータ点の値で
   割ることにより、変換されたデータ点を正規化するステ
   ップ、配列の中の正規化されたデータ点の各行について
   標準偏差を計算するステップ、および計算された標準偏
   差の値に基いて最適のＲＦ送信電力を計算するステップ
   を含むことを特徴とするＲＦ送信電力較正方法。
2. 【請求項２】　　計算された標準偏差に曲線の当てはめ
   を行って、曲線が最小になる点に対応するＲＦ送信電力
   を決定することにより、最適のＲＦ送信電力を計算する
   請求項１記載のＲＦ送信電力較正方法。
3. 【請求項３】　　ＮＭＲ信号が発生されるスライスを選
   択するための選択的なＲＦ励起パルスおよび磁界勾配パ
   ルスがＮ個のＮＭＲパルスシーケンスの各々に含まれて
   いる請求項１記載のＲＦ送信電力較正方法。
4. 【請求項４】　　イメージング対象の対応する複数のス
   ライスについて複数の最適ＲＦ送信電力レベルが計算さ
   れ、各々の最適ＲＦ送信電力レベルが、その対応するス
   ライスを選択するための選択的なＲＦ励起パルスおよび
   磁界勾配パルスを含むＮＭＲパルスシーケンスを使って
   決定される請求項３記載のＲＦ送信電力較正方法。