JPH0484937A - 単一のｍｒｉシーケンス中の静の磁界におけるスプリアスで急速な変化に対して補償されるｍｒｉ - 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】 （産業上の利用分野） 本発明は、全体的には核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用
する磁気共鳴画像表示（ＭＲＩ）に関するものである。

本発明は特にＭＲＩ装置、並びにＮＭＲデータの測定ス
テップ中の磁界のスプリアスな変化によって引き起こさ
れるスプリアスなＮＭＲの振動数／位相の偏移を補償す
る方法に関するものである。

（従来の技術及びその課題） ＭＲＩは今日、ＮＭＲ現象に影響されやすい実質的な核
集団を有する物体（例えば人体）の内部構造を表すデジ
タル化された可視画像を得るための、広く受は入れられ
工業的にも有効な技術である。一般にＭＲＩ工程は、所
定の核のＮＭＲの振動数がその核の位置で重畳されてい
る磁界に正比例するという事実に依存している。従って
磁界の公知の空間分布を有するように調整しく典型的に
は所定のシーケンスで）、その結果得られるＮＭＲ共鳴
振動数（ＮＭＲＲＦ）応答の振動数及び位相を（例えば
多次元のフーリエ変換処理を介して）適切に分析するこ
とによって、関連するＮＭＲ応答の画像を空間内の増加
する体積要素（ｖｏｘｅＩｓ）の位置の関数として推測
することが可能である。この様なデータをＣＲＴの適切
なラスクスキャンに順序だてて視覚表示することによっ
て、検査されている対象物の断面のＮＭＲの影響を受け
た核の空間分布の視覚表示が（例えば訓練された医師に
よる研究のために）可能である。

公称の静の（ｎｏｍｉｎａｌｌｙ　　５ｔａｔｉＣ）磁
界は、画像表示される断面内では（空間と時間との両方
に対して）均一であると仮定されているのが典型的であ
る。更に、典型的なＭＲＩシステムは又、他の全ての次
元では一定で均一でありながら所定の方向で（例えば、
相互に直交するＸ軸、Ｙ軸、及びＺ軸に沿って）直線状
に変化すると仮定されている、傾きの強度を除いては向
きが同じである傾斜磁界（ｍａｇｎｅｔｉｃ　　ｇｒａ
ｄｉｅｎｔ　　ｆｉｅｌｄｓ）を重ね合わせる。

悪いことには、「実世界」ではこの様な仮定に正確に従
うとは限らない。この様な仮定を実質的に実現するいく
つかの技術が当業者には公知であり、使用されているに
も関わらず、ＮＭＲデータの測定工程中に磁界に起こる
必然的に小さいスプリアスな変化が存在する。

「静の」磁界の強度に起こるスプリアスな変化の中には
、速度が比較的遅（、所定のＭＲＩンーケンス（典型的
には持続時間が数分である）の全過程で比較的直線的に
動作するものもある。米国特許願第０７／１８１，４４
０号（米国特許第４゜８８５．５４２号、以下、「ヤオ
の米国特許出願」）の発明は、完全なＭＲＩシーケンス
の最初と最後に余分なデータを取り出すためのＴＲ区間
を設け（通常の走査シーケンス内に散在する余分なＴＲ
サイクルを含むことも考えられる）、後に多次元のフー
リエ変換が表示画像を生じさせるのに行われる荊にＭＲ
Ｉデータの補償に使用され得る測定データの「型」を得
るようにしている。

ヤオの米国特許出願によって教示されているように、こ
れらの余分なＴＲ区間の間、結果のデータのフーリエ変
換によって公称の「静の」磁界に直接関係する振動数測
定が行われるように、位相を符号化する磁気傾斜パルス
の内の少なくとも一つが省略される。このように公称上
所定の「静の」磁界Ｂｏからの変化が検出され、最終的
な画像の再現に先立って、収集されたＭＲＩデータの補
償を行うのに使用されるといえる。又、この様な較正デ
ータは、物理的な画像パラメータの修正（例えば送信装
置のＲＦ中心振動数のリセット、磁石電流のリセット等
）に使用されてもよい。

この様な余分な「較正」のＴＲ区間は、公称の「静の」
磁界Ｂｏの比較的遅く本質的に直線状の変化を補償する
のに極めて役に立つことが判ったが、我々は、より急速
に変化するスプリアスな磁界が補償されることを必要と
する、ある装置を発見した。

例えば、ＭＲＩシステムの完全に外部にある原因は、　
（典型的には持続期間が数秒の）単一のＴＲ区間中でも
公称の「靜のｊ磁界に比較的急速な変化を引き起こし得
る。例えば、大きい強磁性の物体（エレベータ、トラッ
ク、電車、地下鉄、その他）が近くを通ることによって
、比較的短時間で「静の」磁束の周囲の空間分布が変化
するといえる。この様な変化は、ＭＲＩシーケンス中の
最初と最後、及び２．３の散在する時間でのみ較正デー
タが取り出される場合には完全には知覚できない。更に
典型的な完全なＭＲＩシーケンスより非常に短い区間で
実質的に変化する分散した磁界を引き起こす、近くを流
れている多量の電流が存在し得る。例えば、電気的に動
作される路面電車、電車、地下鉄などは、ＭＲＩ設備に
隣接し磁気的に連結されている長い直線状の導体内を流
れている比較的大きなサージの直流電流を有し得る。

一般的には、この様な急速に変化する「静の」磁界によ
って、結果として得られる画像に単なるノイズが現れる
だけともいえるし、あるいは重大なアーチファクトを発
生させるともいえる。全体的な最終結果は、わずかな変
化から全体的に視認できない画像まで様々であるといえ
る。

これらの問題の内の少なくともいくつかを修正するのに
既に公知のハードウェアに基づく技術がある。例えば、
抵抗磁気コイル、磁界安定コイル、及び温度制御装置の
改良された調整並びに温度制御が永久磁石に用いられ得
る。外部の磁界からの遮蔽は、適当な強磁性材料を用い
て画像表示シーケンス中にＭＲＩ磁石を封じ込めること
によって行われてもよい。しかし、これらの技術ではコ
スト及び複雑さが増し、メンテナンスが重要となるとい
える。

ヤオの米国特許出願の技術はソフトウェアで実施される
のが典型的であるが、「静のＪ磁界における比較的急速
な変化に経済的に応答する能力には限界がある。ＭＲＴ
シーケンスの進行中に生じる誘導された渦電流（並びに
関連する磁界）も又、（この様な比較的遅い磁界の変化
を修正することができる）該米国特許願でより詳述され
ているように７−チフアクトを発生させ得る。

ＭＲＩ工程、又は他のＮＭＲ工程中に仮定された理想の
磁界分布をより実現する技術も既に多く提供されている
。例えば、次の従来技術の大まかなリストを参照のこと
。

ネルソン（Ｎｅｌｓｏｎ）の米国特許第３，４９５．１
６２号 ネルソン（Ｎｅｌｓｏｎ）の米国特許第３．４９６．４
５４号 ハリソンら（Ｈａｒｒｌｓｏｎ　　ｅｔ　　ａ１）の米
国特許第４，３００，０９６号 ヤマグチら（Ｙａｍａｇｕｃｈ　ｆ　　ｅ　ｔ　　ａ　
Ｉ）の米国特許第４．６８４，８８９号（１９８７年）
マコブス手ら（Ｍａｃｏｖｓｋｉ）の米国特許第４，６
８５，４６８号（１９８７年）シミズ゛　ＳｈＩｍｉｚ
ｕ　　ｅｔ　　ａｌ　　　「Ｔｈｅ　　Ｅｆｆｅｃｔｉ
ｖｅ　　Ｕｓｅ　　ｏｆ　　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ
　　ＭｅａｓｕｒｉｎｇＴｅｃｈｎｉｑｕｅ　　ｏｎ　
　ＮＭＲＩｍａｇｉｎｇＪ、Ｐｒｏｇｒａｍ　　ａｎｄ
　　Ｂｏｏｋ　　。

ｆ　　Ａｂｓｔｒａｃｔｓ、Ｔｈｅ　　５ｏｃｉｅｔｙ
　　ｏｆ　　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ
　　ｉｎ　　ＭｅｄｉｃｉｎｅＳ　５ｅｃｏｒｉｄ　　
Ａｎｎｕａｌ　　Ｍｅｅｔｉｎｇ、Ａｕｇｕｓｔ１６−
１９．１９８３、ｐｐ、３３２−３３３゜ブロンスキル
ら　Ｂｒｏｎｓｋｉｌｌ　　ｅｔＬ上）、　ｒＴｈｅｒ
ｍａｌ　　　５ｔａｂｉｌｉｔｙＩｎ　　Ｒｅ５ｉｓｔ
１ｖｅ　　ＭＲＩｍａｇｌｎｇ」、５ｃｉｅｎｔｉｆ１
ｃ　　Ｐｒｏｇｒａｍ。

Ｔｈｅ　　５ｏｃｉｅｔｙ　　ｏｆ　　Ｍａｇｎｅｔｌ
ｃ　　Ｒｅ５ｏｎａｎｃｅ　　ｉｎ　　ＭｅｄＪｃｌｎ
ｅ、Ｔｈ１ｒｄ　　Ａｎｎｕａｌ　　Ｍｅｅｔｉｎｇｓ
Ａｕｇｕｓｔ１３−１７．１９８４、ｐｐ、１゜０−１
０１゜ ネルソンの引用文献は両者とも（例えば、閉ループ制御
チャネルを介して特別のＮＭＲサンプルから可変基＊Ｎ
ＭＲ振動数を追跡することによって）均一性、及び一定
の磁界強度を得ようとし、改良しようとする従来のＮＭ
Ｒ分光計システムを教示している。ハリソンらも又、Ｍ
ＲＩシステムにおける様々な磁気傾斜パルスを適合した
形状及び大きさにすることを目的とする閉ループ制御シ
ステムの技術を教示している。

ヤマグチら及びマコブスキは、画像表示工程中の公称の
「静のＪＭＲＩ磁界に起こる変化によって引き起こされ
る問題を認めている。しかし、両者とも画像表示される
部分、又はその近傍で余分の基準信号ＲＦフィルの使用
（マコブスキ）、あるいは画像化された体積の水の幻影
（ｗａｔｅｒｐｈａｎｔｏｍｓ）の使用（ヤマグチら）
を必要とする断言的な解決方法を教示している。それら
は又、検出された磁界の変化に対して補償を行うために
使用される「基準」信号を受信している間は、「オン」
に切り換えられている磁気傾斜（ｍａｇｎｅｔｌｃ　　
ｇｒａｄｉｅｎｔｓ）を利用するようにしている。ヤマ
グチらはしかし、（実際に変化している装置パラメータ
の代替として）実際にＭＲＩデータを先に収集した後に
修正が行われ得るということに注目している。

シミズらも又、ＭＲＩに於ける磁界の揺動の問題に対し
て補償する能力を主張している。シミズらの第１図では
、Ｘ軸の磁気傾斜を適用している間に基準信号が引き出
され、結果として起こる時間領域信号が時間領域内で明
らかに、そして単に偏移されて「ピーク」を整列するよ
うにしている。

しかし、時間領域内で「ピーク」を単に整列するだけで
は、磁界の変化に対して必ずしも適切に補償しない（そ
れどころか振動数分散のアーチファクトを引き起こし得
る）と考えられている。

ブロンスキルらも又、「静のＪ　ＭＲＩ磁界での不要な
変化によって起こる問題を認めている。しかし、この問
題に対する彼らの「解決方法」は静の磁気冷却システム
を混乱させて結果として起こる熱誘導されたアーチファ
クトを測定し、それによって磁石の温度をより良く制御
するのに役立つデータを引き出すということである。

（課題を解決するための手段） 本発明のＭＲＩシーケンス中の画像表示される部分の公
称的静の磁界Ｂｏの変化に対して補償する磁気共鳴画像
表示（ＭＲＩ）方法は、（ａ）複数の連続的なＴＲ区間
のシーケンス中の磁気傾斜パルスによって位相符号化さ
れ、多次元変換の後に該画像部分内の核磁気共鳴（ＮＭ
Ｒ）の核集合の画像を生成するＭＲＩ画像データを生じ
させ、記録するステップ、 （ｂ）該ＴＲ区間の各々の間、ＮＭＲ応答記録中の該磁
気傾斜パルスの少なくとも一つを省略することによって
磁界Ｂｏの較正データを更に生じさせ、記録するステッ
プ、 （ｃ）公称的静の磁界Ｂｏに於ける磁界Ｂｏの変化に対
して各ＴＲ区間中に取り出されるＭＲＩ画像データを補
償するのに必要な、修正データを生ずるために、該較正
データを処理するステップ、（ｄ）該修正データにした
がって各ＴＲ区間に対して該ＭＲＩ画像データに位相／
振動数偏移を行うステップ、並びに （ｅ）該ＭＲＩシーケンス中の公称的静の磁界Ｂｏに於
ける変化によって引き起こされるアーチファクトが減少
した画像を提供するために、ステップ（ｄ）の結果修正
されたＭＲＩ画像データを多次元変換するステップ、 を包含している。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 （１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中に第
１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値
φに対するＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ応答
が選択的に引き出され、第２の次元の位相を符号化する
磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
少なくとも一つの他のＭ＋１の断面部分から他のＮＭＲ
応答が選択的に引き出されるが、該磁気傾斜パルスが該
他のＮＭＲ応答の間に存在していないようにしてもよい
。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 （１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化する
値φに対して複数の第１断面部分からＮＭＲ応答が選択
的に引き出され、第２の次元の位相を符号化する磁気傾
斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
他の複数の第２断面部分から他のＮＭＲ応答が選択的に
引き出されるが、該第２の次元の磁気傾斜パルスは該他
のＮＭＲ応答の間に存在せず、 該第２断面部分に該第１断面部分がインターリーフされ
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 （１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中に第
１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値
φに対・するＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ応
答が選択的に引き出され、第２の次元の位相符号化磁気
傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
少なくとも一つの他のＭ＋１の断面部分から他のＮＭＲ
応答が選択的に引き出されるが、該磁気傾斜パルスが接
地のＮＭＲ応答の間に存在せず、 （３）該ステップ（２）が各ＴＲ区間内で繰り返し行わ
れ、ステップ（１）での該Ｍの複数の連続的な断面部分
からのＮＭＲ応答の引出しによってインターリーフされ
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 （１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化する
値φのためにＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ応
答が選択的に引き出され、第２の次元の位相符号化磁気
傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、ステップ（１）で
各ＮＭＲ応答を引き出した直後の各ＴＲ区間中に、残り
の位相を符号化する効果を除去し、同じ断面部分から他
のＮＭＲ応答を引き出すが、該磁気傾斜パルスが接地の
ＮＭＲ応答の間に存在していなくてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、接地のＮＭＲ応答の
実質的に短縮された部分のみが、ステップ（ａ）のため
に記録されているＮＭＲ応答と比較されて記録されても
よい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステ、ツブ（ｂ）の
一部として記録されたＮＭＲ応答の持続期間が、ステッ
プ（ａ）の一部として記録されているＮＭＲ応答の持続
期間の１０％以下に短縮されてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ＮＭＲ応答がステッ
プ（ａ）で記録されたＮＭＲ応答に比較して実質的に少
ない持続期間に短縮されてステップ（ｂ）に記録されて
もよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ｂ）の一
部として記録されるＮＭＲ応答の持続期間が、ステ・ツ
ブ（ａ）の一部として記録されるＮＭＲ応答の持続期間
の１０％以下に短縮されてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ａ）が、
変化している磁気傾斜パルスによって得られる３次元の
空間領域の位相の符号化を有するシーケンスを用いる画
像表示部分全体から、同時にＮＭＲ応答を引き出すこと
を含んでいてもよい。

本発明のＭＲＩシーケンス中に画像表示部分での公称的
静の磁界Ｂｏの変化を補償する磁気共鳴画像表示（ＭＲ
Ｉ　）装置は、 （ａ）複数の連続的なＴＲ区間のシーケンス中に磁気傾
斜パルスによって位相を符号化され、多次元変換の後に
該画像部分内の核磁気共鳴（ＮＭＲ）の核集合の画像を
生成するＭＲＩ画像データを生じさせ、記録する手段、 （ｂ）該ＴＲ区間の各々の間、ＮＭＲ応答の記録中の該
磁気傾斜パルスの少なくとも１つを省略することによっ
て磁界Ｂｏの較正データを更に生じさせ、記録する手段
、 （ｃ）公称的静の磁界Ｂｏに於ける磁界Ｂｏの変化に対
して各ＴＲ区間中に取り出されるＭＲＩ画像データを補
償するのに必要な、位相／振動数の修正データを生ずる
ために該較正データを処理する手段、 （ｄ）該位相／振動数の修正データにしたがって各ＴＲ
区間に対する該ＭＲＩ画像データに位相／振動数の偏移
を行う手段、 （ｅ）該ＭＲＩシーケンス中に公称的静の磁界Ｂｏでの
変化によって生ずるアーチファクトが減少した画像を作
成するために、修正されたＭＲＩ画像データを多次元変
換する手段、 を備えている。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、 （１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁気傾斜
パルスの所定の位相を符号化する値φのために、複数の
連続的な断面部分Ｍから、各ＴＲ区間中にＮＭＲ応答を
選択的に引き出すために手段が設けられており、第２の
次元の位相を符号化する磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答
の間に存在しており、 （２）手段（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に少なく
とも１つの他のＭ＋１断面部分から他のＮＭＲ応答が選
択的に引き出されるための手段が設けられているが、該
磁気傾斜パルスが接地のＮＭＲ応答中に存在していなく
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、 （１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁気傾斜
パルスの所定の位相を符号化する値φのために、各ＴＲ
区間中に複数の第１断面部分からＮＭＲ応答を選択的に
引き出すために手段が設けられており、第２の次元の位
相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在して
おり、（２）手段（ｂ）の一部として、他の複数の第２
断面部分から各ＴＲ区間中に他のＮＭＲ応答を選択的に
引き出すための手段が設けられているが、該磁気傾斜パ
ルスが接地のＮＭＲ応答の間に存在しておらず、 該第２断面部分が該第１断面部分にインターリーフされ
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、 （１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁気傾斜
パルスの所定の位相を符号化する値φのために、各ＴＲ
区間中にＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ応答を
選択的に引き出すための手段が設けられており、第２の
次元の位相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に
存在しており、（２）手段（ｂ）の一部として、各ＴＲ
区間中に少なくとも１つの他のＭ＋１の断面部分から他
のＮＭＲ応答を選択的に引き出すための手段が設けられ
ており、該磁気傾斜パルスが接地のＮＭＲ応答の間に存
在しておらず、 （３）他のＮＭＲ応答の該引出しが各ＴＲ区間内で繰り
返し行われ、該Ｍの複数の連続的な断面部分からのＮＭ
Ｒ応答の引出しによってインターリーフされていてもよ
い。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、 （１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁気傾斜
パルスの所定の位相を符号化する値φのために、各ＴＲ
区間中にＭの複数の連続的な断面部分から第１ＮＭＲ応
答を選択的に引き出すために手段が設けられ、第２の次
元の位相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存
在しており、（２）手段（ｂ）の一部として、名筆１　
ＮＭＲ応答を同じ断面部分から引き出す直後の各ＴＲ区
間中に他のＮＭＲ応答を選択的に引き出すために手段が
設けられているが、該磁気傾斜パルスが接地のＮＭＲ応
答の間で残りの位相符号化効果の除去の後に存在してい
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、接地のＮＭＲ応答を
記録する手段が、画像の再現に用いる、記録されている
ＮＭＲ応答と比較して、接地のＮＭＲ応答の実質的に短
縮された部分のみを記録するようにしてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、短縮されて記録され
ているＮＭＲ応答の持続期間が、画像表示の目的のため
に記録されているＮＭＲ応答の持続期間の１０％以下に
短縮されていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、短縮されて記録され
ているＮＭＲ応答が、画像表示の目的のために記録され
ているＮＭＲ応答と比較して実質的に少ない持続期間に
短縮されていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、短縮されて記録され
ているＮＭＲ応答の持続期間が、画像表示の目的のため
に記録されているＮＭＲ応答の持続期間の１０％以下に
短縮されていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、手段（ａ）が、変化
している磁気傾斜パルスによって得られる空間領域の３
次元の位相の符号化を含むシーケンスを用いる画像表示
部分全体から、ＮＭＲ応答を同時に引き出す手段を備え
ていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ｂ）が、
第１３Ａ図乃至第１３Ｇ図の内の少なくとも１つに示さ
れているように時間及び部分の位置で行われるようにし
てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ａ）が次
のようなタイプのＮＭＲＲＦ応答、即ち、ａ）スピンエ
コー（Ｓ　Ｅ）、 ｂ）傾斜反転エコー（Ｇ　ＲＥ）、 Ｃ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる画像データの捕捉を含ん
でいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ｂ）が次
のようなタイプのＮＭＲＲＦ応答、即ち、ａ）スピンエ
コー（Ｓ　Ｅ）、 ｂ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる較正データの捕捉を含ん
でいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステップ（ｃ）が次
のようなタイプの処理、即ち、ａ）フーリエ変換、 ｂ）ＮＭＲＲＦ応答の位相の傾斜の決定、ｃ）ＮＭＲＲ
Ｆ応答の基本振動数のみの決定、の内の少なくとも１つ
を用いる較正データの処理を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、手段（ｂ）が、第１
３Ａ図乃至第１３Ｇ図の内の少なくとも１つに示されて
いるように時間及び部分の位置で機能するようにしても
よい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、手段（ａ）が次のよ
うなタイプのＮＭＲＲＦ応答、即ちａ）スピンエコー（
Ｓ　Ｅ）、 ｂ）傾斜反転エコー（Ｇ　ＲＥ）、 Ｃ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる画像データを捕捉する手
段を備えていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、手段（ｂ）が次のよ
うなタイプのＮＭＲＲＦ応答、即ち、ａ）スピンエコー
（Ｓ　Ｅ）、 ｂ）自由な誘導の減衰（Ｆ　Ｉ　Ｄ）、の内の少なくと
も１つを用いる較正データを捕捉する手段を備えていて
もよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、手段（ｃ）が次のよ
うなタイプの処理、即ち、 ａ）フーリエ変換、 ｂ）ＮＭＲＲＦ応答の位相の傾斜の決定、Ｃ’）ＮＭＲ
ＲＦ応答の基本振動数のみの決定、の内の少なくとも１
つを用いる較正データを処理する手段を備えていてもよ
い。

我々は、単一のＭＲＩシーケンスと同様に短い（あるい
はそれより短い）時間に起こる、「静の」磁界における
比較的急速な変化を補償する技術を発見した。実際に我
々の発見によれば、　（例えば数分にわたる）ＭＲＩシ
ーケンス全体の各ＴＲ区間中の各々の間に少なくとも一
度は較正データを記録することによって数秒の時間の尺
度に補償が起こるのが可能になる。

例えば、２次元のフーリエ変換による複数断面（ｍｕ　
ｌ　ｔ　ｉ−ｓ　ｌ　１　ｃｅ）のＭＲＩ捕捉シーケン
スでは、所定の断面部分の画像を再現するのに使用され
るデータが、連続的なＴＲ区間で位相を符号化する磁気
傾斜（Ｇｙ）及び読み出しの磁気傾斜（Ｇｘ）を適用す
ることによって連続的に捕捉される。「静の」磁界の較
正データを与えるために、所定のＴＲ区間中に質問され
た各セットの内のある断面が位相符号化傾斜又は読み出
し傾斜を適用せずに質問され得る。次に１次元のフーリ
エ変換が（例えば読み出し方向に沿って）、（ＮＭＲ磁
気回転定数によって「静の」磁界に正比例する）共鳴振
動数にピークを生み出す〇このようにして、共鳴振動数
（及び、従って「静の」磁界の相対値）は、ＭＲＩデー
タの位相のＧｙ位相符号化セットが取り出される度に測
定され得る。従って、　（ｙ次元で）２５６ラインの画
像を得るためには、２５６の共鳴尤動数測定値があると
いえる。ヤオの米国特許出願の教示に従った完全なＭＲ
Ｉシーケンスの最初での較正及び最後での較正によって
、完全なＭＲＩシーケンスに対して全体では２５８の共
鳴振動数の測定値を与える。これらの測定時間の間で得
られるデータの各断面セットに相当する共鳴振動数は、
実際の共鳴振動数の測定値の内の２つの近似値の間に入
れることによって引き出される。

結果として得られる較正データは、真のスピンエコーの
画像表示シーケンスの場合に１次移相を適用することに
よって、記録された時間領域のＭＲＩデータを修正する
のに使用される。傾斜反転エコー（例えば「エコー平面
（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ）Ｊ）の画像表示シーケンス
が用いられる場合には、記録された時間領域データにゼ
ロプラス（ｚｅｒｏ　　ｐｌｕｇ）の−次移相が起こり
得る。これらの修正は、単なる「ピークの整列」とは実
質的に異なるものである。

ＭＲＩ画像表示データの他のタイプが時間領域内で同様
に修正され、先に記録されたＭＲＩデータが（一定の「
静の」磁界に相当する）一定の共鳴振動数で得られたＭ
ＲＩデータを表すために修正されるようにしてもよい。

従って、この様に修正されたＭＲＩの時間領域データが
従来の多次元のフーリエ変換を受け、補償された（即ち
ＭＲＩシーケンス中の公称の「静の」磁界における変化
によって起こるアーチファクトが減少した）画像を生ず
るようにしてもよい。

複数断面の画像表示のためには、ここで論じている補償
は断面方向内の、及び／又は断面方向外の運動に対して
は補償しない。同様に、３次元のフーリエ変換では、平
面（ｓ　Ｉ　ａ　ｂ）方向内の、及び平面方向外の平面
運動も補償されない。走査中の動作振動数（あるいは断
面／平面の励磁振動数）を変化させることによってこれ
らの問題が解決される。しかし断面選択傾斜の強度によ
り、この様な位置の変化は、読み出し方向の運動によっ
てアーチファクトを発生する種類の磁界の変化に比較し
て小量となる。走査の量後での振動数の測定は次の走査
のための断面／平面を再度整列させる公称の磁界の値を
修正するのに使用されるようにしてもよい。

スプリアスな磁界の変化が１つのＴＲ区間内でよりも急
速に起こらなければ、ここで説明された例示的な補償技
術は、「静の」磁界でのスプリアスな変化にも関わらず
対象物に対して正確な表示を発生する。もっと急速な変
化に対する修正が所望であれば、（例えば、各断面の較
正データの１つのセット、あるいは１つの型と同数の）
付加的な較正データが各ＴＲ区間中に得られるというこ
とも考えられる。完全なスピンエフ一応答が較正データ
のために記録され、各ＴＲ区間につき一度よりももっと
頻繁にデータが引き出される場合には、ＭＲＩシーケン
ス全体の時間効率に大きな損失が現れる。

例えば、ｌＯ断面のＭＲＩシーケンスが起こるとき、各
ＴＲ区間につき一度ずつ取り出される較正測定値はこれ
ら１０の断面の一つを効果的に「犠牲にする（ｃｏｓ１
）Ｊといえる（即ち、時間効率の１０％の損失）。各断
面の後の記録較正データは時間に値する５断面を効果的
に「犠牲にする」といえる（例えば５０％のペナルティ
である）。較正データは、データが修正される断面部分
から直接引き出されるか、あるいは他の（おそらくは別
に設けられた）断面から（おそらくは画像部分の端で）
引き出されるようにしてもよい。測定値は又、ＦＩＤあ
るいはＳＥデータから求められるようにしてもよい（例
えば、「第２のＪＳＥ。

又はそこから短縮された（ｔｒｕｎｃａｔｅｄ）部分は
必要な較正データを提供するのに充分であるといえる）
。較正ＦＩＤあるいはＳＥを導き出すのに使用されるＲ
Ｆパルスは理解されるように９０度の章動パルス以外の
ものであるようにしてもよい。

しかし、我々は又、　（ＭＲＩシーケンスを通して各Ｔ
Ｒ区間で何度取り出されるかに関わらず）この様な較正
データを得るための時間のペナルティを最小限にできる
ことを発見した。この様に時間のペナルティは、記録さ
れている較正スピンエコー（あるいは他の記録されてい
るＭＲＩ較正応答）を切り取ることによって減少される
。フーリエ変換の現象を熟知している者には理解される
ように、時間領域を短縮することによって「ピークコの
拡張、及び振動数領域内の明確な（ｒｉｎｇｉｎｇ）ア
ーチファクトを生じさせる。

しかし、我々はかなり過酷な切取り（例えば、画像表示
の目的で通常記録されている「完全な」スピンエコ一応
答の１０％以下、おそら（は５％以下を記録すること）
でさえも、振動数領域のピークの中心を正確に位置づけ
る能力を大きく損なうことなしに、行われ得るというこ
とを発見した。

較正の目的のために振動数領域から引き出す必要のある
唯一の情報は共鳴振動数なので、ピークの拡張、並びに
アーチファクトは実際には関係しない。

更に我々は、較正測定値が通常の９０度より相当小さい
初期のＮＭＲＲＦ章動でなされ得ること、並びに関連し
た共鳴振動数の情報が（１８０度のＲＦパルス、あるい
は傾斜の反転のいずれによってでも）スピンエコーと同
様にＦＩＤから引き出されるということを発見した。

較正測定値は、物理的な断面の各々から（例えば画像表
示エコーの端部で）、あるいは画像部分の共通の縁の断
面から導き出されるようにしてもよい。どちらの場合も
、（画像表示の目的のために使用される記録されている
スピンエコーの持続期間の１０％以下の持続期間に）ス
ピン二二一を短縮することは較正の目的のために使用さ
れるといえる。

短縮されたＮＭＲ応答を用いることによって、比較的長
いＴＲ工程での単一の「断面」の時間以下に真のＭＲＩ
データ収集の目的のための損失時間の「犠牲」を保持し
ながら、較正データの獲得の間の実効的な時間間隔がか
なり短縮される（従って「静の」磁界でのより急速な変
化に対して補償する能力を増加させる）。

３次元のフーリエ変換のＭＲＩ技術では、「静の」磁界
は所望なだけ頻繁に測定されるようにしてもよい。例え
ば、較正が３２断面のシーケンスに対して各断面の位相
符号化の工程の完了に対して一度ずつ行われる場合は、
単一の断面のみからデータを得るために必要な時間の損
失に等しい時間の損失が現れ得る（たった３％程度の時
間のペナルティを表す）。完全なＮＭＲ応答が利用でき
るＭＲｒデータの捕捉工程の各々に対して一度ずつ記録
される場合には、完全なＭＲＩシーケンスに対する画像
表示時間が、再び略々倍増するのは勿論である（時間の
効率の約５０％の損失に対して）。

近年状々は、近くのエレベータその他が深刻なアーチフ
ァクトを発生させるような場所に位置し、大きな電流ル
ープが（近くの強磁性の物体の急速な運動、又は近くの
電気的に動作する装置に起こる大きな電流パルスによっ
て引き起こされ得る）、地磁界の模擬修正に使用されて
いる制御条件下にある、急速に温度が変化するＭＲＩ磁
石に関するこれらの補償の技術の有効性の主張が可能と
なった。

我々は、各ＴＲ区間中の磁界較正スピンエコー又はＦＩ
Ｄの型データを得るための、少なくとも５つの考えられ
る方法を示した。これらのスピンエコーの型は、所望の
ＭＲＩ画像データのアルゴリズム（例えば、φ−９０−
９０ツーエコー１８０度−エコー　α−β−エコー　α
−β−α−エコー等、傾斜反転エコー、又はＦＩＤ）に
使用され得る。

（以下余白） （実施ＰＩ） 本実施例で利用する新規な信号処理及び制御処理は、通
常のＭＲＩ装置内の制御プログラム内臓式コンピニータ
を適切に応用することによって達成され得る。この様な
典型的な装置の一例として、第２図のブロック図がその
ようなシステムに用いられる全体的な構成を示している
。

ＭＲＩシステム１００は、病院又はＭＲＩ設備に設置さ
れている状態で第１図にも全体的に示されている。第１
図に示されているように、ＭＲＩシステム１００の近（
には１つ又はそれ以上の大きな勤いているエレベータ１
０２がある。典型的な部会での環境に於いては移動して
いるトラック１０４、路面電車１０６、電車１０８、及
び／又は地下鉄１１０が近くにある。この様な大きくて
動いている物体のほとんど全てが、ＭＲＩシステム１０
０近傍の静の磁界の分布を本質的に変えてしまう（そし
て公称の「静の」磁界Ｂｏ内に相当する変化を引き起こ
す）大きな強磁性の物体であるといえる。更にこれらの
物体（例えば路面電車１０６、地下鉄１１０、その他）
の内の少なくともいくつかは、（例えば典型的には持続
期間が数分である）完全なＭＲＩ工程と比べて極めて急
速に必然的に変化している大きな漂遊静磁界を発生させ
る、導体１１２に沿った大きな直流サージと関係してい
る。

人間又は動物（又は他の物体）が対象物１０として、物
体の検査される部分のｙ軸方向の実質的に均一な磁界を
生ずる静の磁石（例えば永久磁石）の−軸に沿って挿入
される。次に傾斜は、ｘｙｚ傾斜増幅装置及びコイル１
４のセ・ノドによってＸ軸、ｙ軸、及びＸ軸に沿ったｙ
軸方向の磁界内に加えられる。適当なＮＭＲＲＦ信号が
身体１０に送信され、固有のＮＭＲＲＦ応答が、ＲＦコ
イル１６を介して身体１０から受信される。ＲＦコイル
１６は通常の送信／受信スイッチ１８によってＲＦＦ信
装置２０及びＲＦＦ信装置２２に接続されている。

上記の構成要素の全てが、例えばデータ習得表示コンピ
ュータ２６と通常の態様によって通信する制御コンピュ
ータ２４によって制御されるようニジてもよい。コンピ
ュータ２６はアナログ／デジタルコンバータ２８を介し
てＮＭＲＲＦ応答を受信するようにしてもよい。ＣＲＴ
表示及びキーボード装置３０も又、データ習得表示コン
ピュータ２６に関連しているのが典型的である。

当業者には明らかなように、この様な構成は磁気傾斜パ
ルス、及びＮＭＲＲＦパルスの所望のシーケンスを発生
し、格納されているコンピュータプログラムに従ってＮ
ＭＲＲＦ応答を測定するように利用することができる。

第２図に示されているように、本発明のＭＲＩシステム
はＲＡＭ、ＲＯＭ、及び／又はその他の（下記の説明に
したがって）適合された格納プログラム媒体を有してお
り、ＭＲＩデータ収集走査（「研究」と呼ばれることも
ある）の可能な連続の各々での複数のＴＲ測定サイクル
の各々の間に位相符号化スピンエコーを発生し、結果と
して起こるＭＲＩデータを最終の解像度の高いＮＭＲ画
像に処理するのが典型的である。

第３図は典型的な従来技術のデータ取得シーケンスを示
している。ここで、単一の完全なＭＲＩデータ収集「シ
ーケンス」、又は「走査」、又は「研究」は、持続期間
ＴＲの各々の連続的なデータ収集サイクルの数Ｎ（例え
ば、１２８又は２５６）を有している。実際には、第３
図に示されているように、複数断面の走査が行われる場
合は、単一の・シーケンス、走査、即ち「研究」を有す
るＮのイベントの各々は、Ｍの単一断面ＭＲＩデータ収
集サイクルを有しているといえる。

どのイベントに於いても、所定の単一断面データ収集サ
イクルに対しては、断面選択の２軸の傾斜パルス（及び
関連の位相修正パルス）Ｐは、送信されたＲＦ倍信号び
充分な大きさ及び持続期間の中心振動数辺りに中心が於
かれている断面部に、送信された９０度のＲＦ章助動パ
ルス選択的にアドレスして、実質的な核集団を選択した
断面部内で約９０度で助動するように用いられる。その
後、（この様な特別なサイクルでは大きさがφＱで、特
別な断面のＮデータ収集サイクルでの両方の極性の最大
値の間で変化する）ｙ軸の傾斜パルスが信号の位相符号
化に用いられる。所定の経過時間τの後、１８０度のＲ
ＦＮＭＲ章動パル助動、同じ断面部を選択的に励磁する
ように（適当なＸ軸の傾斜を加えることによって）送信
される。「同時性の法則（ｒｕｌｅ　　ｏｆ　　ｅｑｕ
ａｌ　　ｔｉｍｅｓ）Ｊにしたがって、実際のスピンエ
コー信号ＳＥが発出し、更に経過時間τを経てピークに
達する。

ＲＦＮＭＲＦ答信号の記録中（ここでＲＦの振幅と位相
が連続するサンプルポイントで測定される）、読み出さ
れたＸ軸の磁気傾斜が使用されてＸ軸次元（ｄ　１ｍｅ
ｎｓ　Ｉ　ｏｎ）で空間の位相／振動数の符号化を行う
。付加的なスピンエフ一応答も、たとえＮＭＲＴ２の減
衰によって振幅が減衰するとしても、付加的な１８０度
の助動のパルス、又は適切な他の技術を用いて引き出し
得る。

エコー時間（ｔ　ｉｍｅ−ｔｏ−ｅｃｈｏ）ＴＥが反復
時間ＴＲとして第３図に示されている。説明したように
、ＴＥはＴ２ＮＭＲの指数減衰パラメータと互いに影響
し合って信号の振幅を減少させる。ＴＲ区間はＴＩＮＭ
Ｒの指数回復パラメータと互いに影響し合って先に励磁
された核がそのボリュームの開始の次の測定サイクルの
前に実質的に緩和するのを待たなければならない。（し
かし、各ＴＲ区間の間の動かない時間は第３図に示され
ておらず、極めて小さいものであることに注意されたい
。） ＲＦの励磁パルスの各々の間、「オン」に切り換えられ
た断面選択の磁気傾斜パルスＧｚが存在し、所望の「断
面」又は「平面部分」　（例えば、画像表示されている
対象物を通して５ｍｍ又は１０ｍｍ程の比較的薄い所定
の厚さを有する断面）のみを選択的に励磁するというこ
とが判る。結果としてのスピンエコーＮＭＲＲＦ応答の
各々の間、Ｘ軸の位相の符号化は、読み出し処理中にＸ
軸の磁気傾斜を加えることによって成される（各スピン
エコーのパルスは、デジタル化されたサンプルポイント
で３０マイクロ秒程度毎にサンプル化され、後の信号処
理のために複合されたデータが格納されるのが典型的で
ある）。

第３図に示されているように、実際には、（結合処理を
介したデータの合成がないと仮定すれば）測定サイクル
の数は最終の画像のｙ軸に沿った解像の所望のライン数
に等しいのが典型的であるということが理解される。測
定サイクルが所定の「断面」に対して終了した後、他の
「断面」が同様に扱われてスピンエコ一応答が得られる
間、ＴＲ区間（通常は緩和時間Ｔ１のオーダーで）の間
に緩和することが可能となる。何百ものこの様な測定サ
イクルが、ｙ軸面に沿った解像の何百ものラインを提供
するために充分なデータを得るように使用されるのが典
型的である。Ｎ個のこの様なｙ軸の位相を符号化された
スピンエコー信号のシーケンスが次に２次元のフーリエ
変換の処理を受けて、これまでで当業者によく理解され
ている方法で結果のＮＭＲの画像に対して、ＮｘＮアレ
イの絵素値の状態になるのが典型的である。

この様な従来のＭＲＩ技術は、 （ａ）静の磁界はＭＲＩデータ収集走査、又は「研究」
　（又はそのような複数の走査のシーケンス）全体に必
要な数分にわたって揺動しない、並びに （ｂ）残留渦電流によって誘導された磁界は、記録され
たスピンエコー信号にどのような位相ノエラーも伝えな
い（合成された複雑な結合データが用いられるときには
特に重要な仮定である）、という仮定に基づいている。

超電動磁石では、静の磁界の揺動の補償はおそらく、典
型的にもっと低い磁界の永久磁石のＭＲＩシステムでの
補償はど重要でない。

現在商業的に入手可能な典型的なＭＲＩシステムの内の
少なくともい（っか（例えばＤｉａｓ。

ｎｌｃ　　Ｉｎｃのシステム）に於ては、もしＮＭＲス
ピンエコ一応答が磁気傾斜パルスが存在しない状態で発
生し、記録されると、その応答は（選択された断面での
振動数に応じて）振動数の極めて狭い帯域のみを有し、
サンプル化された時間領域の応答の全てが同じゼロ相対
位相（ｚｅｒ。

ｒｅｌａｔｉｖｅ　　ｐｈａｓｅ）を有するのが理想的
である。従って、（ヤオの米国特許出願に教示されてい
るように）この様なデータを１つ又はそれ以上の余分な
「較正」測定サイクルに実際に取り入れることによって
、並びに検出された振動数スペクトルが予想と異なる範
囲、及びサンプル化されたＲＦ倍信号関連して測定され
た位相がゼロから異なる範囲を知ることに注意すること
によって、　（ａ）既に記録されているデータに適用さ
れ、及び／又は（ｂ）続＜　ＮＭＲ測定サイクルに備え
てＲＦ送信装置の中心振動数をリセットする、補償係数
を引き出すことができる。所定の測定サイクル内で既に
収集されたスピンエコーｆ’−夕（Ｄ補償は、データを
適当に位相／振動数偏移することによって（時間領域、
又は振動数領域のいずれに於いても）成される。

ゆっくりと揺動する磁界の強度が主として考慮される場
合は、位相符号化、又は読み出しをする傾斜が用いられ
ない余分な「較正」測定サイクル中の（例えば第４図に
示されているような）スピンエコーの振動数スペクトル
が、実際の静止した磁界の強度の測定値として（ヤオの
米国特許出願の教示に従って）得られる。例えば、磁石
の公称の中心で断面部から引き出されたＮＭＲのスピン
エコーはこの位置で磁界を効果的に測定する。磁石の中
心から離れた位置の他の断面から「較正」測定サイクル
中に引き出されたスピンエコーは又、静の磁界での非均
一性によって、並びに残留渦電流その他によって引き起
こされた磁界によって振動数が異なる。

何らかの理由によって、実際の磁界の分布が走査シーケ
ンスの進行中に仮定された理想から変化すると、第１の
余分な「較正」測定サイクル（例えば第４図を参照）で
のスピン二二一の振動数領域のピークが最後の余分な較
正測定サイクルのものとは異なる。振動数の揺動が走査
区間全体で線型であると仮定すると、それに応じた増加
する線型の修正を（走査シーケンスの開始からの経過時
間、及び走査シーケンス全体の間の全体的な増加する変
化に比例して）その処理中に記録された全てのデータに
行うことができる。更に、継続的な、又は多数の走査、
あるいは「研究」が用いられると、（対応する磁界の揺
動によって生じた）ゆっ（すした振動数の揺動によって
画像表示された所定の対象物が時間に対して画像空間を
効果的に摺動し、所定の断面部分が、ＮＭＲの振動数が
スプリアスな磁界の変化に応答して変化するのにしたが
って、所定の空間座標システムに対して効果的に移動す
るようになる。これはヤオの米国特許出願に従って、複
数のＭＲＩシーケンスの間にＲＦ送信装置の中心振動数
を周期的にリセットすることによって修正される。

実際には、ヤオの米国特許出願の工程は多数の方法で行
われるといえる。第４図に示されているような空間の「
較正」測定サイクル（即ち、例えば断面選択傾斜パルス
を除いて、全ての磁気傾斜パルスを省略しているサイク
ル）が、通常の走査シーケンス内で散在するようにする
か、上記説明を考慮して当業者には明かであるようなシ
ーケンスの最初、及び／又は最後に追加されるようにし
てもよい。例えば１２８の投影図を所望であれば、１３
０の測定サイクルが実際には用いられて付加的な第１の
測定サイクル及び最後の測定サイクルを（ｘの傾斜パル
ス及びｙの傾斜パルスなしに）収集する。この様な余分
な「較正」測定サイクルデータは、他の従来の１２８の
測定サイクルデータと共にディスクに「型」として格納
され、ＭＲＩ１ｉ１１コンピュータによって続く走査に
使用される送信振動数を変化させるのに用いられる。

この様な記録された「較正」測定データは、画像の再生
中にＭＲＩアレイプロセッサによって、同時に記録され
たＭＲＩデータを修正するのに用いられる。例えば、ア
レイプロセッサはそのような「較正」測定データをでき
るだけ早く使用して通常の１２８のライン画像を形成し
、余分な画像データを長時間格納する必要をなくすよう
にしてもよい。他の方法としては、１２６の位相符号化
投影図が画像再生処理で実際に得られ、使用されるよう
に、第１の「較正」測定サイクルはサイクル番号１、並
びに最後の「較正」測定サイクルはサイクル番号１２８
となるようにしてもよい。この様な方法では、アレイプ
ロセッサは、たとえ１２６の投影図だけに意味のある情
報があるとしても、１２８の投影図を従来通りに処理す
るように通常の第１のデータ集合、及び最後のデータ集
合をゼロにしてもよい。このことにより画像の解像度が
やや減少するが、ディスクファイルその他が、あるサイ
ズの（例えば１２８の投影図に応じた）データファイル
を受は入れるように既にフォーマット化されている現存
するＭＲＩシステムを更新する様な場合には好ましい。

第５図に簡略化したタイミング図が示され、所定のＭＲ
ＩシーケンスのＴＲ区間の数個が示されている（ここで
も各ＴＲサイクルの作動しない部分は図示されていない
）。磁界較正データの発生及び記録に当てられた各区間
部分は視覚表示のために斜線で示されている。第５図の
下の部分では、拡大したスケールが使用されて同様だが
もつと詳しく示している。ここではヤオの米国特許出願
の初期の測定サイクルの磁界ＩＡ、及び最後の測定サイ
クルの磁界ＮＡが破線で示されている。

第５図にみられるように、複数断面の位相を符号化する
ＴＲ区間の各々に対して、所定の測定断面の磁界較正デ
ータの発生と記録のために「断面時間（ｓｌ　ｉｃｅ　
　ｔｉｍｅｓ）の内の一つが犠牲にされる。理解される
ように本実施例では、断面選択的なＧｚ傾斜パルスがＮ
ＭＲの９０度のＲＦパルス及び１８０度のＲＦパルスの
送信中に使用されても、ｙ軸の位相符号化傾斜Ｇｙも、
ｙ軸の位相符号化する読み出された傾斜Ｇｘも使用され
ない。さもなければ、データ収集シーケンスが、上述の
ように実際のスピンエコーを用いる実際に画像表示され
る他のどの断面に対しても同様となる。

後でも説明するように、充分な較正データを得るのに必
要な時間が、９０度以下のＮＭＲＲＦ励磁パルスを適切
に用いることによって、及び／又はＮＭＲ応答の記録部
分を大量に切り縮めることによって本実施例でかなり減
少するといえる。

第６図は第５図と同様であるが他の実施例を示している
簡略化したタイミング図である。複数断面のシーケンス
の他の断面時間の各々が、磁界較正データの収集及び記
録に当てられている。理解されるように本実施例は時間
の効率を５０％減少される。第５図の実施例と同様に、
短縮されたＲＦ　　ＮＭＲの励磁パルス、及び／又は短
縮されたＮＭＲＲＦ応答を用いることによって、かなり
の時間が節約されるといえる。

第７図は第６図のタイミング図と非常によく似ている簡
略化されたタイミング図である。しかし、磁界較正デー
タが第６図のような挟み込まれた断面からよりむしろ共
通の「エンド」断面Ｍから取り出されるということが第
７図から判る。

第８図は更に他の実施例を示しているタイミング図であ
る。磁界較正データが各断面から取り出されるが、かな
り切り縮められたＮＭＲ応答、及び／又はＲＦＮＭＲ励
磁パルスを使用することによって実質的にもっと短い時
間の犠牲が成される。

充分な磁界較正をするために使用される切り縮められた
ＲＦＮＭＲ応答は第９図でより詳細に示されている。こ
こでは伝統的なスピンエコ一応答９００が、Ｇｘ読み出
し傾斜パルス９０２及びＲＦサンプル化ツウインド９０
４間に（第９図に示されていない従来の工程によって）
生じる。その後、ＲＦパルス、及び／又は磁気傾斜パル
スが伝統的な方法で用いられ、スピンエコ一応答９１゜
のリフオーカス、又はリコールが行われるようにする。

しかし、第９図で判るように、通常のＲＦのサンプルウ
ィンドの持続期間の内の極少ない（例えば１０％、又は
それ以下の）部分のみに存在し得る切り縮められたＲＦ
サンプルウィンド９１２の間に、読み出しの傾斜Ｇｘが
加えられない。

読み出し中に加えられる傾斜が全（ないため、最大のＳ
Ｅ応答９１０の小部分が従ってまず生じ、サンプリング
される。このことはピーク幅を厳密に広げることを意味
し、おそらくはフーリエ変換の後の振動数領域中に明確
なアーチファクトを示すことを意味するが、振動数領域
の拡張されたピークの中心を正確に位置づけるのに充分
であり、従って共鳴振動数の位置（従って「静の」磁界
強度）を進行中のＭＲＩシーケンスに於ける特定の時間
で決定するのに充分である。

本実施例にしたがって磁気の較正データを得るためには
、読み出しの傾斜、及び「伝統的な」位相を符号化する
傾斜の両方（例えば先行技術の位相を符号化する傾斜パ
ルスの長引く効果を含む）を実質的に避けなければなら
ない。従って２次元のフーリエ変換のためには、正しい
較正データを得るために読み出しの傾斜（Ｇｘ）及び位
相を符号化する傾斜（Ｇ　ｙ）を除去する必要がある。

３次元のフーリエ変換のためには、読み出しの傾斜、及
び「伝統的な」位相を符号化する両方の傾斜を除去する
必要がある。

読み出しに先行する「伝統的な」位相を符号化する傾斜
パルスの効果を除去する方法は少なくとも２つある。こ
れについては、測定されたスピンを直接励磁するとき、
断面／平面を選択する傾斜のみが適用されるということ
が判る。

画像データスピンエコーが第２の測定データエコーに先
行する第９図の実施例では、読み出しの位相の符号化、
及び「伝統的な」位相の符号化の両方の効果を削除しな
ければならない。これには読み出しパルスから累積され
た領域を「まっすぐにする」ために読みだしの傾斜をし
ばらくの間反転することが必要である。位相を符号化す
る傾斜は又、先の効果を「まっすぐにする」ために反転
させられる。このように反転させた傾斜を介して「まっ
すぐにすること」は第９図の９０５にて（即ち９０４と
９１２との間で）起こる。

この様にＳＨの呼び出す現行の試みは極めて低いＳＥ信
号レベルに結果として起こった。従って、本実施例では
新しいスピンエコー信号を（位相を符号化することなし
に）再生し、得るために、９０４の後の断面に対して小
さいフリップアングルを９０５で加えるのが好ましい。

従って、基本的には以下のような２つの動作モードがあ
る。

ｌ）断面を励磁してＮＭＲ応答信号を、位相を符号化す
ることなしに得るために時間と位置を発見する、あるい
は ２）画像データの獲得と較正（振動数）データのＮＭＲ
との間に存在する位相の符号化を（例えば変転した位相
符号化傾斜パルスを用いて）効果的に削除しながら、他
のバージョン（エコー）の画像データのＮＭＲ応答を生
ずる。この第２のモードは、例えば後に詳述する第１３
Ｃ図、第１３Ｄ図、第１３Ｅ図、第１３Ｆ図及び第１３
Ｇ図の実施例で有効である。

理解されるように、位相の符号化に使用される傾斜は３
つの主なＸ方向、ｙ方向、及び２方向を混合したものを
含むどの様な方向に向いていてもよい。斜めの画像表示
は断面の選択のための傾斜、及び読み出しのための傾斜
の２つの傾斜を混合したものを使用してもよい。１つの
傾斜はいずれも両方の混合したものに共通であってもよ
い。３次元のフーリエ変換の画像表示に於いては、位相
エンコードの内の１つが平面の選択にも用いられる。

「静の」磁界が変化するとき、相当する位相の変化がＭ
ＲＩデータに導入され、画像を偏移させる。記録された
時間領域のＭＲＩデータ、２次元で符号化された位相が
連続的なライン（各ラインはｙ軸の位相の符号化にした
がって垂直方向に移動させられている）に沿ってプロッ
トにされると、結果として得られたプロットは「ｋ空間
」にあるといわれる。ヤオの米国特許出願に従った余分
なＴＲ区間のサイクルから引き出されたに空間の型によ
って、２次元のフーリエ変換、及び画像再生に先だって
に空間で適当な位相偏移を利用して画像が再び中心に来
るのが可能になる。

（例えば３つの絵素の位置での偏移に応じた）獲得中の
実質的な磁界の揺動は、縁の成像などの画像のアーチフ
ァクトを引き起こし得る。既に説明したように、先行の
ヤオの米国特許出願の技術を用いて、磁界修正の型が各
ＭＲＩシーケンスの前、及び後に引き出され（あるいは
ＭＲＩシーケンス内に散在しているＴＲ区間を付加する
ことによって）、シーケンスを通して得られるデータに
調整が成されるといえる。１つの絵素の偏移がｙ次元の
±２π／　ｎ　ｘの傾斜に位置する位相の傾斜（ｒａｍ
ｐ）を付加する。ここでｎｘはＸ次元での絵素の数に等
しい（例えば２５６）ｏ従ってｍが分数であってもよい
ｍ絵素の偏移は±２ｍπ／ｎｘの傾斜を有するというこ
とになる。この様な位相の傾斜をデータから減算するこ
とによってそのようなゆっくりと変化するアーチファク
トが除去され得る。

例えば第１０図に示されているように、第１の型が１つ
の絵素の偏移を示し、最後の型が３つの絵素の偏移を示
すと、磁界は揺動して、この様な特定のＭＲＩシーケン
スの開始の際にＭＲＩ装置の最後に中心振動数を調整し
てから１つの絵素の偏移を充分引き起こすということが
推断され得る。

第１Ｏ図の実施例では、磁界は揺動してＭＲＩシーケン
スの間の付加的な２つの絵素の偏移を充分引き起こす。

データは多次元のフーリエ変換に先立ってに空間でデー
タの第１ラインからｎ番目のラインまで位相修正される
ので、位相の傾斜を２π／　ｎ　ｘから６π／　ｎ　ｘ
まで次第に増加させることによって、「静のｊ磁界強度
のゆっくりとした全体的な揺動が先行のヤオの米国特許
出願の技術にしたがって補償され得る。

本発明に従って、同様のに空間の型がＴＲ区間毎に発生
される。従って、［静のＪ磁界での急速で非直線的な変
化をよりよく追跡することが可能である。例えば、模造
のエレベータの干渉によって、ＴＲサイクル毎に取られ
る型に基づいてに空間を修正することによって除去され
得る多くのアーチファクトが判る。

理解されるように、真のスピンエコーの（即ちスピンエ
コーが１８０度のＲＦ章励動パルスよって生じる）ＭＲ
Ｉシーケンスのために、加えられる位相の傾斜はゼロの
振動数の［ビン（ｂ　ｉ　ｎ）　Ｊで０度の所（即ちに
空間のＸ軸の中心に位置するビン番号ｎ　ｘ　／　２　
＋　１　）を通過しなければならない。傾斜エコー（即
ち反転された極性の磁気傾斜パルスによって呼び出され
た「スピンエコー」）のためには、位相の傾斜は初期に
加えられた混乱させるＲＦＮＭＲの励磁パルス（即ち第
１の「スピンエコー」応答の前に起こったパルス）の中
心で０度の所を通過しなければならない。

第１１図の写真は本発明にしたがった修正前と修正後の
両方に真のスピンエコーのＭＲＩシー’ｙンスを用いて
いる幻影像の画像を示している。第１２図の写真は傾斜
エコータイプのＭＲＩシーケンスを用いている同様の「
修正前」の画像、及び「修正後」の画像を示している。

予測されるように、傾斜エコーのシーケンスは磁界によ
り誘導されたエラーに対してより感じ易いので、第１２
図では大幅な改良がみられる。

第１３Ａ図乃至第１３Ｇ図は、関連する人体の画像表示
部分の位置、並びに各ＴＲ区間の間での磁界較正の型を
得ることを含む、少なくとも５つの考え得るデータ捕捉
シーケンスのＴＲ区間内のタイミングの視覚的な「木（
ｔｒｅｅ）Ｊを提供する。

各図に於て、白抜きのマス目は特定の関連する時間、並
びに特定の関連する断面、又は平面の空間内の位置でＭ
ＲＩ画像データを捕捉する工程を表している。斜線のマ
ス目は、特定時間、及び断面／平面の位置で磁石の較正
データを捕捉する（即ち位相を符号化する傾斜なしで）
工程を表している。

多数の可能性を更に認めるためには、 １、　　Ａが画像データを表すようにする、また、２、
　　Ｂが磁界修正の型のデータを表すようにする。

（全部の、又は切り縮められた）データＡは、スピンエ
コー（ＳＥ）応答、傾斜反転エコー（ＧＲＥ）応答、又
は自由な誘導の減衰（Ｆ　Ｉ　Ｄ）応答といった様々な
ＮＭＲ応答から得られるようにしてもよい。ここで、ス
ピンエコーは多数の異なる助動シーケンスによって生じ
るスピンエコ一応答を含むことが理解される。

ａ、φ−９０−９０ツー エコー−１８０度−エコー Ｃ０α−β−エコー ｄ、α−β−α−（刺激された）エコー（全部の、又は
切り縮められた、又は１０％以下に切り縮められた）デ
ータＢは、スピンエコー（Ｓ　Ｅ）応答、又は自由な誘
導減衰（ＦＩＤ）応答から得られるようにしてもよい。

第１３Ｄ図、及び第１３Ｅ図の位相符号化軸を、同じ図
の時間軸と混同しないようにされたい。両方の位相符号
化工程が一緒に進行し、時間はこの工程中に経過する。

時間のスケールはＹの位相の符号化と、２の位相の符号
化との組合せを測定するのに使用される多数のＴＲにわ
たっている。示されているように（例えば第１３Ｄ図参
照）、左下の角からジグザグに横切って上方に、位相の
符号化サイクルをスタートするといえる（振動数を周期
的に測定する限りは他の経路も可能である）。

最終的な符号化が右上のＭ−１に示されている（斜線の
マス目９．１８〜Ｍは位相の符号化のない測定値である
）。

第９図の実施例では、位相が符号化された画像データ測
定の各々の後に振動数測定が行われる。

これがボリュームの第２のエコー、又は励磁となるとい
える。第１３Ｆ図及び第１３Ｇ図は型の測定値としての
第２エコーの一例を示している。位相を符号化する画像
データの測定の各々の後のこの様な余分な測定を行うこ
とによって、第１３Ｄ図及び第１３Ｅ図に示されている
余分な列の型の測定値が除去される。

示されているように、これらの可能性の考え得る組合せ
／順列が非常に多数ある。我々はここで実際にこれらの
可能性の内の多数を実行した。

全体的には、我々は現在どんなタイプの画像データ（例
えば、特に傾斜を反転するエコーの画像）にもスピンエ
コー修正の型を好んで用いる。

フーリエ変換の他に、測定されたＮＭＲ応答から型の修
正データを得るのに使用され得る２つの他の可能な次の
ような方法があるということを我々は又発見した。

ａ）ＮＭＲ信号の位相の傾斜度を測定する、並びに ｂ）（例えば正弦カーブをエコーに適合させることによ
って）基本振動数のみを引き出す。

本発明はフーリエ変換による再生技術を用いた実施例に
関連して説明されたが、他の本質的に等しい統合的な変
換再生技術が使用されてもよいことが理解されるであろ
う。例えば、ハートレー変換がそのような技術の一つで
ある。更に、背面映写技術がデータ習得に使用され、こ
の様なタイプのデータのための多数の公知の再生技術の
いずれを実行するのにも先だって修正されるようにして
もよい。ｋ空間を走査する他のパターンが使用され得る
（例えば螺旋状の、さもなければ矩形と異なるラスク走
査）。間を空けた磁界の測定値を有するに空間の直列の
どの様な形のサンプリング、並びに修正されたに空間の
データから最終的な画像を再生するのに先立つに空間の
どの様な形のデータ修正も使用され得る。

本発明の２．３の実施例を詳細に説明したが、本発明の
多数の新規な特徴及び利点を保持しながら、これらの実
施例に多数の応用及び変形が作製され得るということが
当業者には理解されるであろう。従って、そのような応
用、並びに変形の全てが特許請求の範囲内に含有される
ことを意図している。

４、　　　の。　な１日 第１図は、典型的なＭＲＩ設備、及びＭＲＩ装置の受け
る「静の」磁界でのスプリアスで急速な変化の、考えら
れる様々な原因を示す全体的な概略図である。

第２図は本発明の好ましい実施例を用いるように調整さ
れたＭＲＩシステムを示す全体的な概略ブロック図であ
る。

第３図は従来技術のＭＲｒデータ収集シーケンスを示す
線図である。

第４図は第２図と同様であるが、上述のヤオの米国特許
出願の技術に従ったＭＲＩシーケンスの最初と最後に取
り出される余分な測定値のサイクルの一実施例を更に示
す概略ブロック図である。

第５ｒＸＪは複数断面のＭＲＩシーケンスのＴＲ区間の
各々の間に、−段面に対するＭＲＩの画像データの記録
に通常要する時間が代わりに磁界の測定データの記録に
費やされる、本発明の好ましい実施例を示す概略図であ
る。

第６図は第５図と同様であるが、複数断面のＭＲＩシー
ケンスの断面部分の各時間が磁界測定データを収集し記
録するのに利用される、本発明の他の実施例を示す概略
図である。

第７図は第６図と同様であるが、磁界測定データが別に
設けられた単一の物理的断面部分から得られる、本発明
の一実施例を示す概略図である。

第８図は第６図と同様であるが、複数断面のＭＲＩシー
ケンスの各断面と関連する磁界測定データに対するかな
り短縮されたＮＭＲ応答の利用を示すタイミング図であ
る。

第９図は、ＮＭＲ応答の短縮が本発明のどの実施例に於
いても時間の効率を増加させ得る方法を全体的に示して
いる、第８図の実施例で用いられたＮＭＲ応答、ＲＦサ
ンプルウィンド、及び傾斜磁気パルスＧｘの概略タイミ
ング図である。

第１０図は、従来技術のＹａｏ　　ｅｔ　　ａｌの発明
で最終的な画像を形成するフーリエ変換に先立ってに一
空間データを補償するために使用されるのが典型的であ
る振動数の移動を示すに一空間内の概略図である。

第１１図及び第１２図は、実際のスピンエコーのＭＲＩ
シーケンスと傾斜エコーのＭＲＩシーケンスとの両方を
有する本発明を利用して得られたシーケンスを「使用前
」の画像、及び「使用後」の画像を示す写真である。

第）３Ａ図、第１３Ｂ図、第１３Ｃ図、第１３Ｂ図、第
１３Ｅ図、第１３Ｆ図、及び第１３Ｇ図は、磁界測定の
型を得るための少なくとも７通りの位置／タイミングシ
ーケンスを示すブロック図である。

１０・・・対象物、１６・・・ＲＦコイル、１８・・・
送信／受信スイッチ、２０・・・ＲＦ送信装置、２２・
・・ＲＦ受信装置、２８・・・アナログ／デジタルコン
バータ。

以上

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、ＭＲＩシーケンス中の画像表示される部分の公称的
   静の磁界Ｂｏの変化に対して補償する磁気共鳴画像表示
   （ＭＲＩ）方法であって、 （ａ）複数の連続的なＴＲ区間のシーケンス中の磁気傾
   斜パルスによって位相符号化され、多次元変換の後に該
   画像部分内の核磁気共鳴（ＮＭＲ）の核集合の画像を生
   成するＭＲＩ画像データを生じさせ、記録するステップ
   、 （ｂ）該ＴＲ区間の各々の間、ＮＭＲ応答記録中の該磁
   気傾斜パルスの少なくとも一つを省略することによって
   磁界Ｂｏの較正データを更に生じさせ、記録するステッ
   プ、 （ｃ）公称的静の磁界Ｂｏに於ける磁界Ｂｏの変化に対
   して各ＴＲ区間中に取り出されるＭＲＩ画像データを補
   償するのに必要な、修正データを生ずるために、該較正
   データを処理するステップ、 （ｄ）該修正データにしたがって各ＴＲ区間に対して該
   ＭＲＩ画像データに位相／振動数偏移を行うステップ、
   並びに （ｅ）該ＭＲＩシーケンス中の公称的静の磁界Ｂｏに於
   ける変化によって引き起こされるアーチファクトが減少
   した画像を提供するために、ステップ（ｄ）の結果修正
   されたＭＲＩ画像データを多次元変換するステップ、 を包含している磁気共鳴画像表示方法。 ２、（１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中
   に第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化す
   る値φに対するＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ
   応答が選択的に引き出され、第２の次元の位相を符号化
   する磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており
   、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
   少なくとも一つの他のＭ＋１の断面部分から他のＮＭＲ
   応答が選択的に引き出されるが、該磁気傾斜パルスが該
   他のＮＭＲ応答の間に存在していない、 請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ３、（１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中
   に、第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化
   する値φに対して複数の第１断面部分からＮＭＲ応答が
   選択的に引き出され、第２の次元の位相を符号化する磁
   気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
   他の複数の第２断面部分から他のＮＭＲ応答が選択的に
   引き出されるが、該第２の次元の磁気傾斜パルスは該他
   のＮＭＲ応答の間に存在せず、 該第２断面部分に該第１断面部分がインターリーフされ
   ている、請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ４、（１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中
   に第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化す
   る値φに対するＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ
   応答が選択的に引き出され、第２の次元の位相符号化磁
   気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に、
   少なくとも一つの他のＭ＋１の断面部分から他のＮＭＲ
   応答が選択的に引き出されるが、該磁気傾斜パルスが該
   他のＮＭＲ応答の間に存在せず、 （３）該ステップ（２）が各ＴＲ区間内で繰り返し行わ
   れ、ステップ（１）での該Ｍの複数の連続的な断面部分
   からのＮＭＲ応答の引出しによってインターリーフされ
   ている、 請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ５、（１）ステップ（ａ）の一部として、各ＴＲ区間中
   に、第１の次元の磁気傾斜パルスの所定の位相を符号化
   する値φのためにＭの複数の連続的な断面部分からＮＭ
   Ｒ応答が選択的に引き出され、第２の次元の位相符号化
   磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存在しており、 （２）ステップ（ｂ）の一部として、ステップ（１）で
   各ＮＭＲ応答を引き出した直後の各ＴＲ区間中に、残り
   の位相を符号化する効果を除去し、同じ断面部分から他
   のＮＭＲ応答を引き出すが、該磁気傾斜パルスが該他の
   ＮＭＲ応答の間に存在していない、 請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ６、該他のＮＭＲ応答の実質的に短縮された部分のみが
   、ステップ（ａ）のために記録されているＮＭＲ応答と
   比較されて記録される、請求項２乃至５のいずれかに記
   載の磁気共鳴画像表示方法。 ７、ステップ（ｂ）の一部として記録されたＮＭＲ応答
   の持続期間が、ステップ（ａ）の一部として記録されて
   いるＮＭＲ応答の持続期間の１０％以下に短縮されてい
   る、請求項６に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ８、ＮＭＲ応答がステップ（ａ）で記録されたＮＭＲ応
   答に比較して実質的に少ない持続期間に短縮されてステ
   ップ（ｂ）に記録されている、請求項１に記載の磁気共
   鳴画像表示方法。 ９、ステップ（ｂ）の一部として記録されるＮＭＲ応答
   の持続期間が、ステップ（ａ）の一部として記録される
   ＮＭＲ応答の持続期間の１０％以下に短縮される、請求
   項８に記載の磁気共鳴画像表示方法。 １０、ステップ（ａ）が、変化している磁気傾斜パルス
   によって得られる３次元の空間領域の位相の符号化を有
   するシーケンスを用いる画像表示部分全体から、同時に
   ＮＭＲ応答を引き出すことを含む、請求項１に記載の磁
   気共鳴画像表示方法。 １１、ＭＲＩシーケンス中に画像表示部分での公称的静
   の磁界Ｂｏの変化を補償する磁気共鳴画像表示（ＭＲＩ
   ）装置であって、 （ａ）複数の連続的なＴＲ区間のシーケンス中に磁気傾
   斜パルスによって位相を符号化され、多次元変換の後に
   該画像部分内の核磁気共鳴（ＮＭＲ）の核集合の画像を
   生成するＭＲＩ画像データを生じさせ、記録する手段、 （ｂ）該ＴＲ区間の各々の間、ＮＭＲ応答の記録中の該
   磁気傾斜パルスの少なくとも１つを省略することによっ
   て磁界Ｂｏの較正データを更に生じさせ、記録する手段
   、 （ｃ）公称的静の磁界Ｂｏに於ける磁界Ｂｏの変化に対
   して各ＴＲ区間中に取り出されるＭＲＩ画像データを補
   償するのに必要な、位相／振動数の修正データを生ずる
   ために該較正データを処理する手段、 （ｄ）該位相／振動数の修正データにしたがって各ＴＲ
   区間に対する該ＭＲＩ画像データに位相／振動数の偏移
   を行う手段、 （ｅ）該ＭＲＩシーケンス中に公称的静の磁界Ｂｏでの
   変化によって生ずるアーチファクトが減少した画像を作
   成するために、修正されたＭＲＩ画像データを多次元変
   換する手段、 を備えている、磁気共鳴画像表示（ＭＲＩ）装置。 １２、（１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁
   気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値φのために、
   複数の連続的な断面部分Ｍから、各ＴＲ区間中にＮＭＲ
   応答を選択的に引き出すために手段が設けられており、
   第２の次元の位相を符号化する磁気傾斜パルスが該ＮＭ
   Ｒ応答の間に存在しており、 （２）手段（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に少なく
   とも１つの他のＭ＋１断面部分から他のＮＭＲ応答が選
   択的に引き出されるための手段が設けられているが、該
   磁気傾斜パルスが該他のＮＭＲ応答中に存在していない
   、 請求項１１に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １３、（１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁
   気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値φのために、
   各ＴＲ区間中に複数の第１断面部分からＮＭＲ応答を選
   択的に引き出すために手段が設けられており、第２の次
   元の位相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の間に存
   在しており、（２）手段（ｂ）の一部として、他の複数
   の第２断面部分から各ＴＲ区間中に他のＮＭＲ応答を選
   択的に引き出すための手段が設けられているが、該磁気
   傾斜パルスが該他のＮＭＲ応答の間に存在しておらず、 該第２断面部分が該第１断面部分にインターリーフされ
   ている、請求項１１に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １４、（１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁
   気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値φのために、
   各ＴＲ区間中にＭの複数の連続的な断面部分からＮＭＲ
   応答を選択的に引き出すための手段が設けられており、
   第２の次元の位相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答
   の間に存在しており、 （２）手段（ｂ）の一部として、各ＴＲ区間中に少なく
   とも１つの他のＭ＋１の断面部分から他のＮＭＲ応答を
   選択的に引き出すための手段が設けられており、該磁気
   傾斜パルスが該他のＮＭＲ応答の間に存在しておらず、 （３）他のＮＭＲ応答の該引出しが各ＴＲ区間内で繰り
   返し行われ、該Ｍの複数の連続的な断面部分からのＮＭ
   Ｒ応答の引出しによってインターリーフされている、 請求項１１に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １５、（１）手段（ａ）の一部として、第１の次元の磁
   気傾斜パルスの所定の位相を符号化する値φのために、
   各ＴＲ区間中にＭの複数の連続的な断面部分から第１Ｎ
   ＭＲ応答を選択的に引き出すために手段が設けられ、第
   ２の次元の位相符号化磁気傾斜パルスが該ＮＭＲ応答の
   間に存在しており、 （２）手段（ｂ）の一部として、各第１ＮＭＲ応答を同
   じ断面部分から引き出す直後の各ＴＲ区間中に他のＮＭ
   Ｒ応答を選択的に引き出すために手段が設けられている
   が、該磁気傾斜パルスが該他のＮＭＲ応答の間で残りの
   位相符号化効果の除去の後に存在している、請求項１１
   に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １６、該他のＮＭＲ応答を記録する手段が、画像の再現
   に用いる、記録されているＮＭＲ応答と比較して、該他
   のＮＭＲ応答の実質的に短縮された部分のみを記録する
   、請求項１２乃至１５のいずれかに記載の磁気共鳴画像
   表示装置。 １７、短縮されて記録されているＮＭＲ応答の持続期間
   が、画像表示の目的のために記録されているＮＭＲ応答
   の持続期間の１０％以下に短縮されている、請求項１６
   に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １８、短縮されて記録されているＮＭＲ応答が、画像表
   示の目的のために記録されているＮＭＲ応答と比較して
   実質的に少ない持続期間に短縮されている、請求項１１
   に記載の磁気共鳴画像表示装置。 １９、短縮されて記録されているＮＭＲ応答の持続期間
   が、画像表示の目的のために記録されているＮＭＲ応答
   の持続期間の１０％以下に短縮されている、請求項１８
   に記載の磁気共鳴画像表示装置。 ２０、手段（ａ）が、変化している磁気傾斜パルスによ
   って得られる空間領域の３次元の位相の符号化を含むシ
   ーケンスを用いる画像表示部分全体から、ＮＭＲ応答を
   同時に引き出す手段を備えている、請求項１１に記載の
   磁気共鳴画像表示装置。 ２１、ステップ（ｂ）が、第１３Ａ図乃至第１３Ｇ図の
   内の少なくとも１つに示されているように時間及び部分
   の位置で行われる、請求項１に記載の磁気共鳴画像表示
   方法。 ２２、ステップ（ａ）が次のようなタイプのＮＭＲＲＦ
   応答、即ち、 ａ）スピンエコー（ＳＥ）、 ｂ）傾斜反転エコー（ＧＲＥ）、 ｃ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる画像データの捕捉を含ん
   でいる、請求項２１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ２３、ステップ（ｂ）が次のようなタイプのＮＭＲＲＦ
   応答、即ち、 ａ）スピンエコー（ＳＥ）、 ｂ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる較正データの捕捉を含ん
   でいる、請求項２１又は２２に記載の磁気共鳴画像表示
   方法。 ２４、ステップ（ｃ）が次のようなタイプの処理、即ち
   、 ａ）フーリエ変換、 ｂ）ＮＭＲＲＦ応答の位相の傾斜の決定、 ｃ）ＮＭＲＲＦ応答の基本振動数のみの決定、の内の少
   なくとも１つを用いる較正データの処理を含んでいる、
   請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ２５、手段（ｂ）が、第１３Ａ図乃至第１３Ｇ図の内の
   少なくとも１つに示されているように時間及び部分の位
   置で機能する、請求項１１に記載の磁気共鳴画像表示装
   置。 ２６、手段（ａ）が次のようなタイプのＮＭＲＲＦ応答
   、即ち ａ）スピンエコー（ＳＥ）、 ｂ）傾斜反転エコー（ＧＲＥ）、 ｃ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる画像データを捕捉する手
   段を備えている、請求項２５に記載の磁気共鳴画像表示
   装置。 ２７、手段（ｂ）が次のようなタイプのＮＭＲＲＦ応答
   、即ち、 ａ）スピンエコー（ＳＥ）、 ｂ）自由な誘導の減衰（ＦＩＤ）、 の内の少なくとも１つを用いる較正データを捕捉する手
   段を備えている、請求項２５又は２６に記載の磁気共鳴
   画像表示装置。 ２８、手段（ｃ）が次のようなタイプの処理、即ち、 ａ）フーリエ変換、 ｂ）ＮＭＲＲＦ応答の位相の傾斜の決定、 ｃ）ＮＭＲＲＦ応答の基本振動数のみの決定、の内の少
   なくとも１つを用いる較正データを処理する手段を備え
   ている、請求項１１に記載の磁気共鳴画像表示装置。