JPH0576851B2 - - Google Patents

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データの測定ステツプ中の磁界のスプリア
スな変化によつ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、広く受け入れられ工業的にも有効な技術であ
る。一般にMRI工程は、所定の刻の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。従つて磁界の公
知の空間分布を有するように調節し（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つて、関連するNMR応
答の画像を空間内の増加する体積要素（voxels）
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の適切なラスタスキヤン
に順序だてて視覚表示することによつて、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 static）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軸に沿つて）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 gradient 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
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
の測定工程中に磁回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、速度が比較的遅く、所定のMRIシー
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07／181440号（米国特許第4885542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前にMRI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つ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つて公称の「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
像の再現に先立つて、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中心振動数のリセツト、磁
石電流のリセツト等）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つた
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「静の」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、トラツク、電車、地下鉄、
その他）が近くを通ることによつて、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」
磁界によつて、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
なアーチフア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エアに基づく技術が
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
つて行われてもよい。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エアで実
施されるのが典型的であるが、「静の」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。MRI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
るようにアー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3495162号 ネルソン（Nelson）の米国特許第3496454号 ハリソンら（Harrison et al）の米国特許第
4300096号 ヤマグチら（Yamaguchi et al）の米国特許
第4684889号（1987年）マコブスキら
（Macovski）の米国特許第4685468号（1987年） シミズ（Shimizn et al）、「The Effective
Use of Programmable Measuring Technique
on NMR Imaging」、Program and Book of
Abstracts The Society of Magnetic
Resonance in Medicine Second Annual
Meeting、August16−19、1983、pp.332−333。

ブロンスキルら（Bronskill et al）、
「Thermal Stabilityin Resistive MR
Imaging」、Scientific Program、The Society
of Magnetic Resonamnce in Medicine、Third
Annual Meeting、August13−17、1984、pp.100
−101。

ネルソンの引用文献は両者とも（例えば、閉ル
ープ制御チヤネルを介して特別のNMRサンプル
から可変基準NMR振動数を追跡することによつ
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NMR分光計システムを
教示している。ハリソンらも又、MRI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」MRI磁界に起こる変化によつ
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コイルの使用（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
（magnetic 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
フア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」MRI磁界での不
要な変化によつ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アクトを測定し、それによ
つ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
気傾斜パルスによつて位相符号化され、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
ことによつて磁界Boの較正データを更に生じ
させ、記録するステツプ、 (c) 公称的静の磁気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ツプ、 (d) 該修正データにしたがつて各TR区間に対し
て該MRI画像データに位相／振動数偏移を行
うステツプ、並びに (e) 該MRIシーケンス中の公称的静の磁界Boに
於ける変化によつて引き起こされるアーチフア
クトが減少した画像を提供するために、ステツ
プ(d)の結果修正されたMRI画像データを多次
元変換するステツプ、 を包含している。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 (1) ステツプ(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) ステツプ(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) ステツプ(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) ステツプ(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
リーブされていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 (1) ステツプ(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) ステツプ(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) 該ステツプ(2)が各TR区間内で繰り返し行わ
れ、ステツプ(1)での該Ｍの複数の連続的な断面
部分からのNMR応答の引出しによつてインタ
ーリーブされていてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、 (1) ステツプ(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) ステツプ(b)の一部として、ステツプ(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、該他の
NMR応答の実質的に短縮された部分のみが、ス
テツプ(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、ステツプ(b)
の一部として記録されたNMR応答の持続期間
が、ステツプ(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
がステツプ(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ツプ(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、ステツプ(b)
の一部として記録されるNMR応答の持続期間
が、ステツプ₁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、ステツプ(a)
が、変化している磁気傾斜パルスによつて得られ
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（MRI）装置は、 (a) 複数の連続的なTR区間のシーケンス中に磁
気傾斜パルスによつ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
ることによつて磁界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つて各
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
の変化によつて生ずるアーチフアクトが減少し
た画像を作成するために、修正されたMRI画
像データを次多元変換する手段、 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該他の
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断面部分がインター
リーブされていてもよい。

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NMR応答の引出しによつてインター
リーブされていてもよい。

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、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てもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、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つて得られる空
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、ステツプ(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、ステツプ(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補捉
を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステツプ(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補捉
を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示方法は、ステツプ(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
を含んでいてもよい。

本発明の磁気共鳴画像表示装置は、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（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補捉
する手段を備えてもよい。

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（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補捉
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) 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
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
録することによつ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
（multi−slice）のMRI補捉シーケンスでは、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
適用することによつ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ツトの内のある断面
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つて）、（NMR磁気回転定
数によつて「静の」磁界に正比例する）共鳴振動
数にピークを生み出す。

このようにして、共鳴振動数（及び、従つて
「静の」磁界の相対値）は、MRIデータの位相の
Gy位相符号化セツトが取り出される度に測定さ
れ得る。従つて、（ｙ次元で）256ラインの画像を
得るためには、256の共鳴振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つた完全
なMRIシーケンスの最初での較正及び最後での
較正によつて、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
ツ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
よつて引き出される。

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
適用することによつて、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）」）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 plus）の一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MRIデータを表すために修
正されるようにしてもよい。従つて、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
によつて起こるアーチフアクトが減少した）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（slab）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つ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つてア
ーチフア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。走査の最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。もつ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
つのセツト、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。完全なスピンエコー応答が較正
データのために記録され、各TR区間につき一度
よりももつ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、10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（cost）」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％のペナルテイである）。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」SE、又はそこから
短縮された（trucated）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RF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TR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イ
を最小限にできることを発見した。この様に時間
のペナルテイは、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つて減少される。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つて「ピーク」
の拡張、及び振動数領域内の明確な（ringing）
アーチフアクトを生じさせる。

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」
スピンエコー応答の10％以下、おそらくは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
のある唯一の情報共鳴振動数なので、ピークの拡
張、並びにアーチフア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つてで
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）スピンエコーを短
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つて、
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
つて「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（たつた３％程度の時間のペナ
ルテイを表す）。完全なNMR応答が利用できる
MRI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）。

近年我々は、近くのエレベータその他が深刻な
アーチフア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つて引き起こされ得
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
となつた。

我々は、各TR区間中の磁界較正スピンエコ
ー、又はFID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度−エコー、φ−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。

（実施例） 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
式コンピユータを適切に応用することによつて達
成され得る。この様な典型的な装置の一例とし
て、第２図のブロツ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の近くには１つ又はそれ以上の大き
な動いているエレベータ１０２がある。典型的な
都会での環境に於いては移動しているトラツク１
０４、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
１００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１
０６、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に沿つて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）の一軸に沿つて挿入される。次に傾斜は、
xyz傾斜増幅装置及びコイル１４のセツトによつ
てｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸に沿つたｙ軸方向の磁界
内に加えられる。適当なNMRRF信号が身体１
０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／受信スイツチ１８によつ
てRF送信装置２０及びRF受信装置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
示コンピユータ２６と通常の態様によつて通信す
る制御コンピユータ２４によつて制御されるよう
にしてもよい。コンピユータ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ユー
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ユータ
プログラムに従つてNMRRF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
がつて）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ｚ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信号及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章動パルスを選択的に
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度で章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φ_Q
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RFNMR章動パルスは、同
じ断面部を選択的に励磁するように（適当なｚ軸
の傾斜を加えることによつて）送信される。「同
時性の法則（rule of equal times）」にしたがつ
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。

RFNMR応答信号の記録中（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（dimension）で空間の位相／振動数の
符号化を行う。付加的なスピンエコー応答も、た
とえNMRT2の減衰によつて振幅が減衰するとし
ても、付加的な180度の章動のパルス、又は適切
な他の技術を用いて引出し得る。

エコー時間（time−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
に影響し合つて信号の振幅を減少させる。TR区
間はTINMRの指数回復パラメータと互いに影響
し合つて先に励磁された核がそのボリユームの開
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
を加えることによつて成される（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軸に沿つ
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ー応答が得られる間、
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軸面に沿つた解像の何百もの
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つて揺動しない、並び
に (b) 残留渦電流によつ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のエ
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、典型的にもつと低い磁界の永久磁石の
MRIシステムでの補償ほど重要でない。

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くつか（例えばDiasonic
Incのシステム）に於ては、もしNMRスピンエ
コー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（zerorelative phase）
を有するのが理想的である。従つて、（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つて、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信号の関連して測
定された位相がゼロから異なる範囲を知ることに
注意することによつて、(a)既に記録されているデ
ータに適用され、及び／又は(b)続く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
ツトする、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
ーデータの補償は、データを適当に位相／振動数
偏移することによつて（時間領域、又は振動数領
域のいずれに於いても）成される。

ゆつ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
の教示に従つて）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つて、並びに残留
渦電流その他によつて引き起こされた磁界によつ
て振動数が異なる。

何らかの理由によつて、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）でのスピンエコーの振動数領
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つて生じた）
ゆつくりした振動数の揺動によつて画像表示され
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
したがつて、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
許出願に従つて、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ツトす
ることによつて修正される。

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、
130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
共にデイスクに「型」として格納され、MRI制
御コンピユータによつ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アレイプロセツサによつて、
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、アレイプロセツサはそのよう
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、アレイプロセツサは、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、デイスクフアイルその他が、あるサイ
ズの（例えば128の投影図に応じた）データフア
イルを受け入れるように既にフオーマツト化され
ている現在する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MRI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て詳
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１Ａ、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（slice 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NMR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
位相符号傾斜Gyも、ｘ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つて、及び／又は
NMR応答の記録部分を大量に切り縮めることに
よつ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つて、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
よつて実質的にもつ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ー応答
９００が、Gx読み出し傾斜パルス９０２及びRF
サンプル化ウインド９０４の間に（第９図に示さ
れていない従来の工程によつて）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、スピンエコー応答９１０
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
のサンプルウイ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サンプルウインド９１
２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くないため、最
大のSE応答９１０の小部分が従つてまず生じ、
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アクトを示
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、
従つて共鳴振動数の位置（従つて「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。

本実施例にしたがつ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。従つて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（Gy）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「まつすぐ
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「まつすぐにする」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
「まつすぐにすること」は第９図の９０５にて
（即ち９０４と９１２との間で）起こる。

この様にSE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つた。従つて、
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、９
０４の後の断面に対して小さいフリツプアングル
を９０５で加えるのが好ましい。

従つて、基本的には以下のような２つの動作モ
ードがある。

(1) 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、他のバージヨン（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１３Ｃ
図、第１３Ｄ図、第１３Ｅ図、第１３Ｆ図及び
第１３Ｇ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ｚ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つてもよい。
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MRI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つて垂直方向に移
動させられている）に沿つてプロツトにされる
と、結果として得られたプロツトは「ｋ空間」に
あるといわれる。ヤオの米国特許出願に従つた余
分なTR区間のサイクルから引き出されたｋ空間
の型によつて、２次元のフーリエ変換、及び画像
再生に先だつてｋ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、縁の仮像などの
画像のアーチフア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
よつて）、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／nxの傾斜に位置する位相の傾斜
（ramp）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）。従つてｍが分数で
あつてもよい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つてそのようなゆ
つくりと変化するアーチフアクトが除去され得
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１０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
立つてｋ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／nxから6π／nxまで次第に増加させることに
よつて、「静の」磁界強度のゆつくりとした全体
的な揺動が先行のヤオの米国特許出願の技術にし
たがつて補償され得る。

本発明に従つて、同様のｋ空間の型がTR区間
毎に発生される。従つて、「静の」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つ
て、TRサイクル毎に取られる型に基づいてｋ空
間を修正することによつて除去され得る多くのア
ーチフアクトが判る。

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章動パルスによつて生
じる）MRIシーケンスのために、加えられる位
相の領域はゼロの振動数の「ビン（bin）」で０度
の所（即ちｋ空間のｘ軸の中心に位置するビン番
号nx／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
によつて呼び出された「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」応答の前に起こつたパルス）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つた修正前と
修正後の両方に真のスピンエコーのMRIシーケ
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）」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MRI画像データを補捉する工程を
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（FID）応
答といつた様々な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
る章動シーケンスによつて生じるスピンエコー応
答を含むことが理解される。

a.φ−90度−エコー b.φ−180度−エコー c.α−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
（SE）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合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、Ｚ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にわたつてい
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つて上方に、
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。
これがボリユームの第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つて、第１３Ｄ
図及び第１３図Ｅ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
とによつて）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つ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
なるラスタ走査）。間を空けた磁界の測定値を有
するｋ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ｋ空間のデータから最終的な画
像を再生するのに先立つｋ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。従つて、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。

【図面の簡単な説明】

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
的な概略ブロツク図である。第３図は従来技術の
MRI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つた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ツク図である。第
５図は複数断面のMRIシーケンスのTR区間の
各々の間に、一段面に対する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緒された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
ンプルウインド、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
リエ変換に先立つてｋ−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ｋ−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」の画像を示す図で
ある。第１３Ａ図、第１３Ｂ図、第１３Ｃ図、第
１３Ｄ図、第１３Ｅ図、第１３Ｆ図、及び第１３
Ｇ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ツ
ク図である。 １０……対象物、１６……RFコイル、１８…
…送信／受信スイツチ、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。

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）方法であつて、 (a) 複数の連続的なTR区間のシーケンス中の磁
   気傾斜パルスによつて位相符号化され、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、記録するステツプ、 (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
   ことによつて磁界Boの較正データを更に生じ
   させ、記録するステツプ、 (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ツプ、 (d) 該修正データにしたがつて各TR区間に対し
   て該MRI画像データに位相／振動数偏移を行
   うステツプ、並びに (e) 該MRIシーケンス中の公称的静の磁界Boに
   於ける変化によつて引き起こされるアーチフア
   クトが減少した画像を提供するために、ステツ
   プ(d)の結果修正されたMRI画像データを多次
   元変換するステツプ、 を包含している磁気共鳴画像表示方法。 ２ (1) ステツプ(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) ステツプ(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) ステツプ(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) ステツプ(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
   ーブされている、請求項１に記載の磁気共鳴画像
   表示方法。 ４ (1) ステツプ(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) ステツプ(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) 該ステツプ(2)が各TR区間内で繰り返し行わ
   れ、ステツプ(1)での該Ｍの複数の連続的な断面
   部分からのNMR応答の引出しによつてインタ
   ーリーブされている、 請求項１に記載の磁気共鳴画像表示方法。 ５ (1) ステツプ(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) ステツプ(b)の一部として、ステツプ(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 該地のNMR応答の実質的な短縮された部分
   のみが、ステツプ(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 ステツプ(b)の一部として記録されたNMR応
   答の持続期間が、ステツプ(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応答がステツプ(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
   れてステツプ(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 ステツプ(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
   される、請求項８に記載の磁気共鳴画像表示方
   法。 １０ ステツプ(a)が、変化している磁気傾斜パル
   スによつて得られる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）装置であつて、 (a) 複数の連続的なTR区間のシーケンス中に磁
   気傾斜パルスによつ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
   ることによつて磁界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つて各
   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
   の変化によつて生ずるアーチフアクトが減少し
   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NPR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
   ーブされている、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NMR応答の引出しによつてインター
   リーブされている、 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、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
   よつ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 ステツプ(b)が、第１３図Ａ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 ステツプ(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補捉
   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 ステツプ(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 ステツプ(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応答の基本動動数のみの決定、 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。