JPH07171122A - Ｅｐｉ及びｇｒａｓｅ ｍｒｉにおける読み出し傾斜磁界極性の補正方法 - Google Patents

Ｅｐｉ及びｇｒａｓｅ ｍｒｉにおける読み出し傾斜磁界極性の補正方法

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JPH07171122A
JPH07171122A JP6220462A JP22046294A JPH07171122A JP H07171122 A JPH07171122 A JP H07171122A JP 6220462 A JP6220462 A JP 6220462A JP 22046294 A JP22046294 A JP 22046294A JP H07171122 A JPH07171122 A JP H07171122A
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    • G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI

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Abstract

(57)【要約】 【目的】 正と負の極性の読み出し傾斜磁界の異なる影
響が読み出し及び位相エンコーディング方向の両方で補
正されるが、定常及び傾斜磁界の変動を決定する別の組
の特殊な測定は必要ない磁気共鳴画像化方法及び装置を
提供する。 【構成】 ＥＰＩ又はＧＲＡＳＥ磁気共鳴法で、読み出
し傾斜磁界極性（Ｇx ）の交代により引き起こされる位
相誤差は位相エンコーディング（ｋy ）方向の低値での
両極性の参照測定の組を得ることにより補正される。こ
れらの参照測定から位相誤差は推定される。従って全ｋ
空間を覆う測定は補正され、読み出し傾斜磁界の交互の
極性によるアーティファクトが抑制された磁気共鳴画像
が得られる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は身体の少なくとも一部分
内の核双極子モーメントの励起のため励起無線周波数パ
ルス（ＲＦパルス）を印加し、続いて、第一の組からの
信号サンプルがｋ空間内で行き来する線上に位置され、
該線はその方向に実質的に垂直な方向内に共通の距離を
有するように励起部分内の複数の磁気共鳴信号を発生さ
せ、同時に該磁気共鳴信号の該信号サンプルの該第一の
組を測定するため、交互に正と負の極性を有する複数の
読み出し傾斜磁界パルスをスイッチングし、読み出し傾
斜磁界の両方の極性での信号サンプルの第二の組を測定
し、該第二の組から位相誤差の組を決定し、位相誤差に
対する変換及び補正により信号サンプルの第一の組から
画像を形成することからなる、定常かつ実質的に均一な
主磁界内に置かれた身体を磁気共鳴画像化する方法に関
する。
【０００２】本発明はまた主磁界を確立する手段と、主
磁界に重畳される傾斜磁界を発生させる手段と、身体に
向けてＲＦパルスを照射する手段と、傾斜磁界及びＲＦ
パルスの発生を制御する制御手段と、ＲＦパルス及びス
イッチされた傾斜磁界のシーケンスにより発生された磁
気共鳴信号を受信及びサンプリングする手段と、変換及
び位相補正により該信号サンプルから画像を形成する再
構成手段とからなり、該制御手段は、 ー 身体の少なくとも一部分内の核双極子モーメントの
励起のための励起ＲＦパルスを印加し、続いて、 ー 第一の組からの信号サンプルがｋ空間内で行き来す
る線上に位置され、該線はその方向に実質的に垂直な方
向内に共通の距離を有するように、 ー 励起部分内の複数の磁気共鳴信号を発生させ、同時
に該磁気共鳴信号の該信号サンプルの該第一の組を測定
するため、交互に正と負の極性を有する複数の読み出し
傾斜磁界パルスをスイッチングし、 ー 該第二の組から位相誤差の組の決定のために、読み
出し傾斜磁界の両方の極性での信号サンプルの第二の組
を測定し、該第二の組から位相誤差の組を決定する ことからなる、該方法により定常かつ実質的に均一な主
磁界内に置かれた身体を磁気共鳴画像化する装置に関す
る。
【０００３】
【従来の技術】その様な方法はドイツ国特許第４００５
６７５号明細書及び、Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ等著の論文「Ｉ
ｍａｇｅ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｆｏｒ ｅ
ｃｈｏｐｌａｎｅｒ ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ｎｏ
ｎｅｑｕｉｄｉｓｔａｎｔｋ−ｓｐａｃｅ ｓａｍｐｌ
ｉｎｇ」，Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．，Ｖｏｌ．
２３，３１１−３２３頁、１９９２年から知られてい
る。上記知られた方法ではデータの第一の組は連続的に
スイッチオンされた位相エンコーディング傾斜磁界及び
交互の読み出し傾斜磁界により収集される。従って収集
された信号サンプルはｋ空間内で読み出し方向に実質的
に延在するやや湾曲した線上に位置され、位相エンコー
ディング方向に間隔をあけられる。該線は実質的にｋ空
間の全体を覆う。第二の組の信号サンプルは位相エンコ
ーディング傾斜磁界なしに収集されるので、この第二の
組の中の全てのサンプルは読み出し方向の一本の線上に
位置される。知られている方法は位相エンコーディング
方向に一定の位相誤差を補正する可能性のみを提供する
にすぎない。読み出し方向に垂直な方向に変化する影響
を有する誤差は補正されえない。
【０００４】アメリカ特許第５、００５、７８９号明細
書に二次元の位相誤差を補正する方法及び装置が記載さ
れている。この知られた方法によれば、測定は定常な磁
界内の不均一性ΔＨ（ｘ，ｙ）及び傾斜磁界の空間的非
線形性と時間的変動についてなされる。これらの測定は
磁界の直接又は間接の測定により前もってなされる。デ
ータ収集後に正及び負の極性の読み出し傾斜磁界により
収集された信号サンプルは分離され、画像再構成はデー
タの両方の組に対しなされる。両方の画像は測定された
磁界の変動及び他の問題となる寄与に関して別々に補正
される。最終的に２つの画像は１つの画像に合成され
る。
【０００５】その様な測定の目的は正と負の極性を有す
る読み出し傾斜磁界により収集されたサンプルされた磁
気共鳴信号の差を補正することにより得られる磁気共鳴
画像の質を向上させる事にある。第二の知られた方法で
は磁界の変動は時間のかかる複雑な測定により推定さ
れ、定常な磁界内に誘導コイルとファントム及びその様
なものの導入を含み、測定から磁気共鳴信号への影響を
差し引く。その様な測定中に磁気共鳴装置は医療目的に
は使用できない。加えてＭＲＩ装置内の対象又は患者の
存在により引き起こされる磁界の変化は考慮されえな
い。また例えば磁界の変動内の変化する環境条件による
どのようなドリフトもまたすぐには考慮されえない。例
えばタイミングの影響及び渦電流のような他の装置の影
響はまた測定の位相及び周波数エンコーディングに影響
する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は正と負
の極性の読み出し傾斜磁界の異なる影響が読み出し及び
位相エンコーディング方向の両方で補正されるが、定常
及び傾斜磁界の変動を決定する別の組の特殊な測定は必
要ない磁気共鳴画像化方法及び装置を提供することにあ
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】この目的のために本発明
による方法は読み出し傾斜磁界の所定の極性で副領域内
で測定された信号サンプルが第一の組の該相互の距離と
実質的に等しく又はそれよりも小さい距離で間隔をあけ
られている線上に位置されるように、第二の組の信号サ
ンプルが少なくともｋ空間内の二次元副領域内の線上に
位置され、ｋ空間内の線に同じ又は近接している第２の
組は読み出し傾斜磁界の両極性で測定されることを特徴
とする。
【０００８】本発明は比較的小さなｋ空間の領域から得
られた正と負の極性の読み出し傾斜磁界により測定され
たサンプル間の差に関する情報はｋ空間の全体内の位相
誤差の挙動を推定し、続いて第一の組内の信号サンプル
の位相誤差を補正するのに用いられうるという認識に基
づく。同じ又は接近して隣接するｋ空間内の線は正と負
の両方の極性の読み出し傾斜磁界により測定される。三
次元ＭＲＩの場合に副領域は２又は可能なら３次元であ
る。
【０００９】好ましくは、本発明による方法はｋ空間の
副領域は該線の方向に延在し、その中にｋ空間の原点が
位置する帯域からなることを特徴とする。位相誤差は画
像中で滑らかな関数であるので適切な良い近似は画像内
の低空間周波数を測定することにより得られうる。本発
明による方法の第一の実施例は信号サンプルの該第二の
組が測定された後に励起ＲＦパルスが信号サンプルの該
第一の組を測定するために印加された励起ＲＦパルスか
ら分離されることを更に特徴とする。この実施例では第
二の組の測定は第一の組の測定と事実上同一のそれらの
相互タイミングにおいて特になされうる。特に測定され
たサンプルの第二の組は１つの励起ＲＦパルスに続いて
得られうる。そのような参照測定は作業（ｏｐｅｒａｔ
ｉｏｎａｌ）測定に直接関連しない別の参照測定内です
ぐに得られる又は得られうる第一の組内のサンプルを測
定する励起に優先的に先立ち又はに続く。
【００１０】第二の実施例は信号サンプルの該第二の組
内の信号サンプルが該第一の組からの信号サンプルと同
じ励起ＲＦパルスに続いて測定されることを特徴とす
る。ｋ空間内の副領域内の第二の組の測定は第一の組の
測定にインターリーブされる。これにより測定の第二の
組は第一の組と同じ条件で収集されることが確実にされ
る。それで患者内の又は化学シフトによる磁界又は帯磁
率の変動による静磁界の不均一性のような源からの位相
誤差は位相誤差の推定内に確実に含まれる。第一の実施
例に比べて画像再構成に必要な全てのサンプルの収集の
ための励起ＲＦパルス及び測定シーケンスの数は１つに
減少する。上記Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ等著の，Ｍａｇｎ．Ｒ
ｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．，Ｖｏｌ．２３，３１１−３２３
頁、１９９２年の論文に既に記載されており、もとのＥ
ＰＩシーケンス内の参照測定の統合が述べられているこ
とは注目される。しかしながら上記論文で開示されてい
るのは従来のＥＰＩシーケンスに加えられた位相エンコ
ーディングなしの参照測定である。本発明によれば線の
組は位相エンコーディング方向のある領域を覆うように
測定される。
【００１１】好ましくは、この実施例は第二の組の測定
は読み出し傾斜磁界の極性の反転の時点で位相エンコー
ディング傾斜磁界を印加しないことにより又はそのよう
な時点で減少された位相エンコーディング傾斜磁界を印
加することにより第一の組の測定のシーケンス内で積分
されることを更に特徴とする。位相エンコーディング傾
斜磁界の省略は同じ位相エンコーディング値が１以上の
読み出し傾斜磁界パルスに対して用いられることを意味
する。位相エンコーディング傾斜磁界の減少された値は
交互の読み出し傾斜磁界の極性による接近して隣接する
線の測定を結果として生ずる。後者の場合、信号サンプ
ルの第一の組の収集に割り当てられた多数の線はより影
響されない。
【００１２】本発明による方法は少なくとも１つのリフ
ォーカシングＲＦパルスが夫々の励起ＲＦパルスに続い
て印加され、読み出し傾斜磁界が印加され、信号サンプ
ルがそれぞれのリフォーカシングＲＦパルスに続いて測
定されることを更に特徴とする。ＲＦでリフォーカスさ
れたＮＭＲ信号では励起ＲＦパルスに直ちに続く自由誘
導減衰に比べデータサンプリングに利用できる時間はよ
り多い。また定常な磁界の不均一性はリフォーカシング
ＲＦパルスが印加された場合はより少ない影響を有す
る。１つの励起ＲＦパルス及びゼロ又は１つのリフォー
カシングＲＦパルスからなるシーケンスはエコープラナ
ー画像化法（ＥＰＩ）として知られている。多数のリフ
ォーカシングＲＦパルスも同様に可能である。複数の励
起及びリフォーカシングＲＦパルスと複数の読み出し傾
斜磁界反転を用いる磁気共鳴画像化技術はＧＲＡＳＥと
して知られ、Ｄ．Ａ． Ｆｅｉｎｂｅｒｇ，Ｋ． Ｏｓ
ｈｉｏによる論文「ＧＲＡＳＥ（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ａ
ｎｄ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ）ＭＲ ｉｍａｇｉｎｇ：
Ａ ｎｅｗ ｆａｓｔ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｉｍａｇｉ
ｎｇ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ」，Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，Ｖ
ｏｌ．１８１，５９７−６０２頁１９９１年に掲載され
ている。このシーケンスではｋ空間内の線の異なる組は
各リフォーカシングＲＦパルスに続いて測定される。
【００１３】本発明はまた上記方法により動作するよう
配置された磁気共鳴画像化用の装置にも係わる。本発明
によればそのような装置は該制御手段が読み出し傾斜磁
界の所定の極性で副領域内で測定された信号サンプルが
第一の組の該相互の距離と実質的に等しいか又はそれよ
りも小さい距離で間隔をあけられている線上に位置され
るように、少なくともｋ空間内の二次元副領域内の線上
に位置される第二の組の信号サンプルを測定し、ｋ空間
内の同じ又は近接した線が読み出し傾斜磁界の両極性で
測定されるように更に配置されることを特徴とする。
【００１４】以下に図を参照して本発明を更に詳細に説
明する。
【００１５】
【実施例】図１に磁気共鳴装置１の概略図を示す。該装
置は定常的で均一な主磁界を発生させる主磁界コイル２
の組及び可変強度と選択された方向への傾きを有する付
加的磁界を重畳する数組の傾斜磁界コイル３，４，５か
らなる。習慣的に主磁界の方向はｚ方向と表示され、そ
れに直交する２方向はｘ，ｙ方向である。傾斜磁界コイ
ルは電源１１を介して電圧を加えられる。該装置は更に
無線周波数パルス（ＲＦパルス）を対象又は身体７に送
信するアンテナ又はコイルである励起手段６からなり、
該励起手段はＲＦパルスを生成及び変調する変調手段８
に結合する。ＮＭＲ信号を受信する受信手段も設けら
れ、これらの手段は励起手段６と同一又は別々でありう
る。励起手段と受信手段が図１に示すように同一の場
合、送受信スイッチ９が励起パルスから受信信号を分離
するために配置される。受信された磁気共鳴信号は受信
及び復調手段１０へ入力する。励起手段６及び８及び傾
斜磁場コイル３，４，５に対する電源１１はＲＦパルス
及び傾斜磁場パルスの所定の系列を生成するために制御
システム１２により制御される。復調手段は例えば受信
信号を可視的ディスプレーユニット１５上に可視化でき
る画像に変換する例えばコンピューターのようなデータ
処理ユニット１４に結合される。
【００１６】磁気共鳴装置１が磁界中に置かれた対象又
は身体７と共に動作状態に置かれた場合、身体中の核双
極子モーメント（核スピン）の小量の剰余分が磁界方向
に配向される。平衡状態においてこれは磁界に平行な方
向に向いた身体７の物質内の全体の磁化Ｍ0 を発生させ
る。装置１内で巨視的磁化Ｍ0 は核のラーマー周波数に
等しい周波数を有するＲＦパルスを身体へ放射すること
により操作され、それにより核双極子モーメントを励起
状態にさせ、磁化Ｍ0 を再方向付けする。適切なＲＦパ
ルスを印加することにより、巨視的磁化の回転が得ら
れ、回転の角度はフリップ角と呼ばれる。傾斜磁界を印
加することによる磁界の変化の意図的な導入は局部的磁
化の振舞に影響を与える。ＲＦパルス印加後、変化した
磁化は磁界内の熱的平衡状態に戻ろうとし、その過程で
放射をなす。良好に選択されたＲＦパルス及び傾斜磁界
パルスの系列はＮＭＲ−信号として放出されたこの放射
を生成する。該ＮＭＲ−信号は密度及び／又は例えば水
素原子核のようなある種の核の緩和時間、及びそれらが
発生する物質に関する情報を提供する。放出信号及び画
像の形態でのその表現の解析により、対象又は身体７の
内部構造についての情報が得られうる。磁気共鳴画像法
（ＭＲＩ）及びＭＲＩ装置の引用例のより詳細な記述は
これについての広範な文献、例えばＭ．Ａ．Ｆｏｓｔｅ
ｒ及びＪ．Ｍ．Ｓ．Ｈｕｔｃｈｉｎｓｏｎ編集のＩＲＬ
出版１９８７年の本「Ｐｒａｃｔｉｃａｌ ＮＭＲ Ｉ
ｍａｇｉｎｇ」になされている。
【００１７】図２にいわゆるＧＲＡＳＥ法による知られ
たＲＦパルス及び傾斜磁界のシーケンスを示す。図に４
つの行を示し、ＲＦとラベルされた行は時間の関数とし
てＲＦパルスの発生を示し、Ｇx 及びＧy はそれぞれｘ
及びｙ方向の傾斜磁界の発生を示し、ＭＲはＲＦ及び傾
斜磁界パルスにより引き起こされた体内の磁気共鳴信号
の発生を示す。
【００１８】時間ｔ0 で、フリップ角αを有する励起Ｒ
Ｆパルス２１が印加され、続いて時間ｔ1 でフリップ角
βを有する第一のリフォーカシングＲＦパルス２２が印
加される。α及びβの値は通常それぞれ９０度及び１８
０度に選ばれる。しかしながら、フリップ角がこれらの
値から外れたシーケンスもまた可能である。励起ＲＦパ
ルス２１に続いて、ＭＲの行に表示された自由誘導減衰
（ＦＩＤ）核磁気共鳴信号５１が発生し、これは個々の
歳差運動する核磁気双極子モーメントが磁界中の局所的
変動で位相の整合性を失う（ディフェーズ）場合急速に
消滅する。リフォーカシングＲＦパルス２２は局部磁界
に影響せずにこれらの個々の核磁気双極子モーメントの
方向を反転させる。続いてディフェージングは、傾斜磁
界が無い場合はＮＭＲスピンエコー信号内の２・ｔ1 に
等しい時間ｔ2 に結果として生ずるリフェージングに反
転される。しかしながら、行Ｇx に表示されるようにリ
フォーカシングＲＦパルス２２の前にｘ方向の傾斜を有
する磁界３１が核スピンをディフェーズするために印加
される。リフォーカシングＲＦパルス２２によるスピン
の反転の後、交互の極性を有する読み出し傾斜磁界の列
３２が印加される。これは、いわゆるフィールド又は傾
斜磁界エコー及び其れに続く更新されたディフェージン
グを発生させるスピンのディフェージングの補正を引き
起こす。以下に反転間のこの列の各区域を読み出し傾斜
磁界のローブと称する。各連続するローブは更なるエコ
ー信号の発生を引き起こし、一連の磁気共鳴エコー信号
５２を結果として生ずる。シーケンスは、時間ｔ3 、ｔ
4 、ｔ5 におけるフリップ角βのリフォーカシングＲＦ
パルス２３、２４、２５、．．．及び続いて交互の極性
を有する傾斜磁界の連続する列３３、３４、３５により
結果として一連のエコー信号５３、５４、５５を生ずる
ことの反復により多数回繰り返されうる。時間ｔ 3 、ｔ
4 、ｔ5 は通常ｔ3 ＝３・ｔ1 になるように選択され、
リフォーカシングＲＦパルス間の間隔は等しい長さ２・
ｔ1 になるように選択される。リフォーカシングＲＦパ
ルスからの時間は時間パラメータτにより示され、これ
はスピンエコーの時点、即ち励起ＲＦパルスが続いての
リフォーカシングＲＦパルスにより「反射」される時点
ではゼロである。
【００１９】リフォーカシングＲＦパルス２２、２３、
２４、２５それぞれに続いてまた、位相エンコーディン
グ傾斜磁界パルスが行Ｇy で表示されるｙ方向の傾斜磁
界として印加される。これらの傾斜磁界は第二のパルス
が位相エンコーディングを除去する対のパルス４２ー４
２’、４３ー４３’、４４ー４４’、４５ー４
５’、．．．として印加される。読み出し傾斜磁界の反
転の時点でエコー信号の位相エンコーディング値を変更
するために付加的なブリップ（ｂｌｉｐ）４２’’、４
３’’、４４’’、４５’’、．．．が印加される。印
加された傾斜磁界の結果として、磁気共鳴（エコー）信
号の測定されたサンプルはｋx 方向の平行線上のｋ空間
全体にわたって分布する。
【００２０】図３に、サンプルが正の極性の読み出し傾
斜磁界で収集されたｋ空間の領域６１、６２、６３を
「＋」で、サンプルが負の極性の読み出し傾斜磁界で収
集されたｋ空間の領域６４、６５を「ー」で示す。読み
出し傾斜磁界が正の極性を有する期間中にサンプルは左
から右へ時間的順序で収集され、読み出し傾斜磁界が負
の場合はサンプルは左から右へ収集される。これは軌跡
６６により示され、第一のリフォーカシングＲＦパルス
２２の後に続くｋ空間内のパスを示す。図３は理想的な
状況が示され、ここで正と負の極性の読み出し傾斜磁界
パルスの両方が等しい。実際には定常な磁界の不均一性
及び過渡応答、即ちＭＲＩ装置内のスイッチング遅延及
び誘導渦電流により正と負の極性の読み出し傾斜磁界パ
ルスは幾分か異なる。これらの影響は正と負の極性の読
み出し傾斜磁界パルスに対して位相シフト
【００２１】
【外１】
【００２２】及び
【００２３】
【外２】
【００２４】を引き起こし、この位相シフトはｋ空間内
のサンプルがシフトされたかのようなＭＲ画像の再構成
中に明らかになる。例えばタイミング効果及び渦電流に
よりそのようなシフトはｋx 及びｋy 方向の両方に生ず
る。位相シフト
【００２５】
【外３】
【００２６】及び
【００２７】
【外４】
【００２８】の特にｙへの依存はｙ方向への空間エンコ
ーディングからなる参照測定により決定されうる。参照
測定の例は、１以上のリフォーカシングＲＦパルスを有
するＲＦ及び傾斜磁界パルスシーケンスを有するシーケ
ンスに対して図４に示される。図示されたシーケンスは
別の参照測定に関する。位相エンコーディング傾斜磁界
を別として、この参照測定は図２に示したシーケンスと
同一である。フリップ角α及びβをそれぞれ有する励起
及びリフォーカシングＲＦパルス４２１、４２２、４２
３、４２４、４２５は読み出し傾斜磁界４３１、４３
２、４３３、４３４、４３５及び位相エンコーディング
傾斜磁界対４４２ー４４２’、４４３ー４４３’、４４
４ー４４４’、４４５ー４４５’と同様に印加される。
位相エンコーディング傾斜磁界は図２に示した通常の測
定シーケンスの位相エンコーディング傾斜磁界に対応し
た時間積分強度にくらべて実質的により少ない時間積分
強度を有する。傾斜磁界ブリップは読み出し傾斜磁界Ｇ
x の反転の時点で印加されない。従って、参照測定では
サンプルはｋ空間内の多くの線上に置かれ、線ｋy ＝０
に接近しており、各線は正と負の極性の読み出し傾斜磁
界Ｇx によりサンプルされる。小さい｜ｋy ｜値を有す
る通常の測定のサンプルは読み出し傾斜磁界の中心部分
即ちリフォーカシングＲＦパルス間の時間的中点で収集
され、位相シフト値を得るために参照測定の同じ部分を
用いるのが好ましい。これは定常な主磁界内の不均一性
の影響を最小にする。図示した読み出し傾斜磁界内でこ
れは早いリフォーカシングＲＦパルスの第三及び第四の
ローブ又は遅いリフォーカシングＲＦパルスの第二及び
第三のローブ中に収集されたサンプルである。より一般
的に言えば、第二の組からの参照サンプルは同じ（低
い）ｋy 値を有する第一の組の通常のサンプルと実質的
に同じ時間パラメータτで収集される筈である。ｋ空間
の半分のみが読み出しパルス列の最初又は最後での低い
ｋy 値でサンプルされた場合、参照組内の早い又は遅い
サンプルが用いられることが好ましい。この参照測定内
の正の極性の読み出し傾斜磁界で収集されたサンプルの
組は完全なサンプルの組と類似の、即ち通常の測定内の
正と負の極性の読み出し傾斜磁界でのｋ空間内の間隔を
有する。負の極性の読み出し傾斜磁界で得られた参照測
定内のサンプルに対しても同じ事が言える。変形例とし
てブリップは収集された線の数を増加するために読み出
し傾斜磁界のある反転において印加されうるが、一方単
一の線が得られる回数の減少は各線が読み出し傾斜磁界
の両方の極性で走査されるように供される。
【００２９】図５にＲＦパルス及び傾斜磁界のシーケン
スを示し、そこで磁気共鳴信号サンプルの第一及び第二
の組の測定が同じ励起ＲＦパルスに続いて収集される。
図６に対応するｋ空間内の軌跡を示す。図５に示したシ
ーケンスは図２に示したシーケンスと概略同じである。
励起及びリフォーカシングＲＦパルス５２１、５２２、
５２３、５２４、５２５はディフェージング読み出し傾
斜磁界５３１及び交互の極性を有する読み出し傾斜磁界
ローブの列５３２、５３３、５３４、５３５と共に交代
する。位相エンコーディング傾斜磁界対５４２ー５４
２’、５４３ー５４３’、５４４ー５４４’、５４５ー
５４５’はｋ空間の大きな領域を覆う軌跡上でサンプリ
ングのためにブリップ５４２’’、５４３’’、５４
４’’、５４５’’と共に印加される。図２のシーケン
スと比べて、読み出し傾斜磁界の１つの反転でブリップ
は印加されない。従って位相エンコーディング傾斜磁界
の時間積分された強度の加算値に対応するｋ空間内の線
は１回は正の、１回は負の極性の読み出し傾斜磁界で２
回収集される。図６に示すようにｋ空間内の軌跡６６２
及び６６４は同じｋy 値で正及び負のｋx 方向に走査さ
れた１つの線からそれぞれなる。説明した実施例のもっ
とも低い領域のあるｋ空間の部分が走査されないことは
また図６からわかる。実際これは結果として生じた画像
の質に重大な影響を及ぼさない。何故ならば同じ情報が
ｋ空間の他の部分から得られ、高い位相エンコーディン
グ値は最終的に再構成された画像内でより少ない重要性
しか持たないからである。
【００３０】データの収集のこのインターリーブされた
方法で第一と第二の組に属するサンプル間の明らかな区
別はもはや作られえない。１つの及び同じ信号サンプル
は最終的な再構成と同様に位相誤差の推定の過程の両方
に用いられうる。位相誤差の推定中に静磁界の不均一性
の影響を考慮に入れて、正と負の極性の読み出し傾斜磁
界で得られたサンプルはスピンエコー時間、即ちτ＝０
付近で収集されなければならない。図２に関して説明し
たシーケンスでτ＝０のこの点はリフォーカシングＲＦ
パルスの後の時間期間ｔ1 である。図５に示したシーケ
ンスはこれに従う。磁界の不均一性は例えば磁石、患者
内の帯磁率の変化、又は化学シフトによる。
【００３１】以下に例により上記シーケンス内で収集さ
れた、即ち信号サンプルの「作業」及び「参照」組から
のサンプルされた磁気共鳴信号の第一及び第二の組から
開始する位相誤差が補正された画像を得るための方法を
説明する。上記例で、位相補正は実質的に空間領域で実
施される。補正の過程の第一の実施例では第一の段階で
２つの二次元フーリエ変換が第一の（作業）組に属する
信号サンプル上で実施され、１つのフーリエ変換は正の
極性の読み出し傾斜磁界で収集されたサンプルのみを用
い、１つのフーリエ変換は負の極性の読み出し傾斜磁界
で収集されたサンプルのみを用いる。これは各変換中に
反対の極性の傾斜磁界で収集されたサンプルをゼロで置
き換える、即ちサンプルされたデータに「存在」関数
【００３２】
【外５】
【００３３】及び
【００３４】
【外６】
【００３５】を掛けることによりなされる。ここで該関
数は正と負の極性の読み出し傾斜磁界それぞれでサンプ
ルされたデータでのｋy 値に対して１であり、他のｋy
値に対し０である。以下にこれらの変換の結果は「補正
されていない正の部分画像」及び「補正されていない負
の部分画像」と呼ぶ。第二の段階では二次元フーリエ変
換はｋ空間内の副領域で収集されたサンプルを用いてな
され、これにより２つの位相誤差の組からの正の方が
【００３６】
【外７】
【００３７】及び負の方が
【００３８】
【外８】
【００３９】である２つの「補正画像」が
【００４０】
【数１】
【００４１】により得られる。第三の段階では補正され
ていない正と負の部分画像の位相パターンがそれぞれの
位相誤差
【００４２】
【外９】
【００４３】により別々に補正され、結果として補正さ
れた正と負の部分画像が得られる。次に部分画像からの
位相補正された複素数は複素加算により結合される。最
後に磁気共鳴画像化法で通常なように、絶対値を計算し
て再構成を完成させる。この過程でｋ空間の領域は一度
以上測定されることが考慮されている。測定の第一及び
第二の組が同じシーケンス中で収集される場合は、正と
負の部分画像の単純な足し算は対応する周波数が疑似的
に強調されるように画像を歪ませる。起きるかもしれな
い付加的な問題は位相誤差のためにｋ空間の領域は実質
的に位相エンコーディング傾斜磁界Ｇy の名目値により
示される領域から異なってサンプルされ、これはｋy 方
向へのシフトを意味する。同様の理由からｋx 方向のシ
フトはまた起こりうる。従ってあるｋ空間の位置が意図
せずに２回測定され、ある部分は全く測定されないとい
うことが生ずる。
【００４４】第二のより詳細な補正の過程の実施例では
これらの問題が取り扱われる。以下に大文字で書かれた
記号は（ｘ，ｋy ）空間、即ち読み出し方向に１次元フ
ーリエ変換した後に係わる。小文字で書かれた記号は画
像（ｘ，ｙ）空間に係わる。符号「＋」又は「ー」はそ
れぞれ正と負の極性の読み出し傾斜磁界で収集された磁
気共鳴サンプルの使用を表す。省略のため「±」は記号
又は式が２回、１度は「＋」で、もう１度は「ー」で推
定されたのを表す。符号「ｃ」は読み出し傾斜磁界の両
方の極性でサンプルされたｋ空間の副領域（中心領域）
内に位置するデータのみの使用を表す。波形記号「〜」
は「位相補正された」を、アスタリスク「＊」は複素共
役を表す。
【００４５】
【外１０】
【００４６】はフーリエ変換を表し、１次元フーリエ変
換の方向は添字により表される。この実施例によれば補
正は読み出し（ｘ）方向でなされた測定された信号サン
プルの１次元フーリエ変換から始まり：
【００４７】
【数２】
【００４８】である。次に位相エンコーディング（ｙ）
方向のフーリエ変換がこれらの関数を用いてなされ、補
正されていない正と負の部分画像：
【００４９】
【数３】
【００５０】を結果として生ずる。この関数
【００５１】
【外１１】
【００５２】及び
【００５３】
【外１２】
【００５４】は上記「存在」関数である。類似の変換が
ｋ空間内の中心領域
【００５５】
【数４】
【００５６】及び
【００５７】
【数５】
【００５８】のみに対して、及び「存在」関数
【００５９】
【外１３】
【００６０】に対してなされる。関数ｆ（ｋy ）は好ま
しくはＲｉｅｓｚ又はＴｕｋｅｙ関数である窓関数であ
り、中心領域からのサンプルはそれに乗じられる。その
様な窓関数の使用は中心領域の突然の不連続の影響を減
少させる。補正されていない正と負の部分画像は以下の
式に従って補正される：
【００６１】
【数６】
【００６２】２つの部分画像は加えられねばならない。
これは（ｘ、ｋy ）領域内で生ずる。何故ならば、そこ
で読み出し傾斜磁界の極性及び各ｋy 値に対する測定回
数がわかるからである。補正された部分画像
【００６３】
【外１４】
【００６４】は補正された「存在」関数
【００６５】
【外１５】
【００６６】と同様に初めにその領域に変換されねばな
らず：
【００６７】
【数７】
【００６８】及び
【００６９】
【数８】
【００７０】である。存在関数の位相補正は
【００７１】
【数９】
【００７２】により空間領域で実施される。平均線形位
相増加
【００７３】
【外１６】
【００７４】は以下のように推定される：
【００７５】
【数１０】
【００７６】規格化は２つの絶対値の積の平方根により
割ることで達成され、実際には本質的ではない。その様
にして、位相増加の荷重平均が計算される。補正された
部分画像及び補正された存在関数の決定後に最適荷重化
結合データは以下のように与えられ：
【００７７】
【数１１】
【００７８】完全に位相補正された画像はこのデータを
空間領域にフーリエ変換することにより得られる：
【００７９】
【数１２】
【００８０】絶対値の計算のようなＭＲ画像の通常の更
なる処理は複素画像
【００８１】
【外１７】
【００８２】からのデータを用いて達成される。結合式
内の分母が小さい場合が生じうる。この実施例でそれは
関数
【００８３】
【外１８】
【００８４】及び
【００８５】
【外１９】
【００８６】の両方が小さいことを意味する。これは正
と負の極性の読み出し傾斜磁界で測定された領域がある
（小さな）程度重複するようにｋ空間内で軌跡を選択す
ることにより回避される。上記方法は位相誤差が位相エ
ンコーディング傾斜磁界Ｇy をスイッチングすることに
より引き起こされたのではない場合のみに適切な結果を
与える。この仮定は例えば渦電流により傾斜磁界の実際
の値がＧy のスイッチング履歴の関数としてシーケンス
中に変化することに当てはまる必要はない。これはブリ
ップの存在又は不在の後に残余の傾斜磁界が異なること
を意味する。この差の影響はそれぞれが減少された時間
積分強度を有する２つのブリップの導入により減少され
うる。正と負の極性の読み出し傾斜磁界で測定されたｋ
空間内の同じ線の測定は異なるエコー中に測定され、又
は異なる励起ＲＦパルスにより先立たれさえする。しか
しながら位相誤差は励起ＲＦパルスのランク数やＴ2 に
顕著に依存はしないので、これは更なる誤差を導入しな
い。加えてこの過程で信号サンプルの第一の組の収集に
割り当てられた多くの線はより影響されない。
【００８７】残りの問題は正と負の極性の読み出し傾斜
磁界でサンプルされた磁気共鳴信号は時間パラメータτ
の異なる値でサンプルされるということである。上記位
相誤差の補正後にこの異なる時間パラメータτで結合し
た静磁界の不均一性は正と負の極性の読み出し傾斜磁界
で収集された磁気共鳴サンプル内の更なる位相差を発生
させる。この更なる位相差はある付加的な、しかしなが
らより重大ではないアーティファクトの原因である。
【００８８】この更なる位相差を推定するためにそれの
時間パラメータτへの依存が決定されねばならない。本
発明の実施例でこれはｋ空間の中心部分内及びτ＝０の
周囲で交互に正と負の極性の読み出し傾斜磁界で磁気共
鳴信号を３回測定することによりなされうる。測定の第
二の組が読み出し傾斜磁界の反転において位相エンコー
ディング部分なしに及び後に続く別の励起ＲＦパルスで
決められる、即ち図４に示すシーケンスで決められる場
合に中心ローブ及び読み出し傾斜磁界列の２つの近接し
たローブが用いられる。この場合第二の組は第一の組が
測定されたのと同じシーケンスで測定され、位相エンコ
ーディング傾斜磁界の２つのブリップは測定シーケンス
で存在せず、即ちＧy の第二のブリップが存在しない図
５のシーケンスである。読み出し傾斜磁界の１つの極性
に対し、位相誤差は中心ローブから決められ、他の極性
は２つの近接したローブから決められる。
【００８９】データの補正は以下の式により記述される
過程により成される。符号「＋」又は「ー」は正又は負
の極性の読み出し傾斜磁界パルスでの測定からの部分画
像をおのおの示す。記号「ｅ」及び「ｌ」はτ＝０の前
及び後の測定データからの部分画像に用いられ、記号
「ｃ」は低ｋy 値で走査したローブからの部分画像の用
いられ、通常中心ローブ又はそれにすぐ近接したローブ
である。上記のように波線「〜」及びアスタリスク
「＊」は位相補正及び複素共役にそれぞれ用いられる。
【００９０】中心ローブの読み出し傾斜磁界極性が正と
仮定すると、静磁界の不均一性による位相φe 及びφl
が以下の式により決められ：
【００９１】
【数１３】
【００９２】ここで
【００９３】
【外２０】
【００９４】及び
【００９５】
【外２１】
【００９６】は中心ローブに近接する負のローブから得
られた部分画像である。実際に磁界の不均一性は主では
なく、位相φe 及びφl は一義的に決定されうる。補正
された画像は以下の式から得られる：
【００９７】
【数１４】
【００９８】これらの部分画像は上記の荷重加算により
結合される。３つの中心ローブを補正に用いる付加的な
利点は対称性の改善である。この対称性によりＴ2 減衰
によるアーティファクトは最終位相補正画像の虚数部分
のみに現れ、画像を表すデータの絶対値よりもむしろ実
数部分を用いることにより容易に回避される。本発明の
補正方法の更なる重要な利点はｋ空間全体を測定する必
要がない事である。ｋy ＝０付近の領域から離れて、正
のみ又は負のみのｋ空間の半分のみが測定に必要であ
る。その様な測定ではｋy ＝０付近の領域は時間パラメ
ータτの値がゼロと顕著に異なる読み出し傾斜磁界の最
初に又は最後に測定される。ｋy ＝０の付近から３回測
定して位相誤差及び本発明による過程を用いた補正され
たデータの推定がなされうる。補正の後にｋ空間の測定
されない領域内のサンプルは例えば上記ヨーロッパ特許
第０２５００５０号公開公報に記載されるように推定さ
れる。
【００９９】本発明による方法の更なる実施例としてリ
フォーカシングＲＦパルスなしに又は１つでｋ空間を測
定するシーケンスを図７の（ａ）から（ｄ）に示す。図
７の（ａ）に通常の測定のｋ空間内の軌跡を示す。図７
の（ｂ）に参照測定の軌跡を示し、ここで走査線間の位
相エンコーディング方向ｋy の距離が通常の測定と比べ
て半分である。これは対応する通常のシーケンスの傾斜
磁界の時間積分強度の半分の時間積分強度を有する参照
シーケンス中の位相エンコーディング傾斜磁界Ｇy を印
加することにより達成される。図７の（ｃ）及び（ｄ）
に示すように、これらのサンプルは正の極性の読み出し
傾斜磁界（図７の（ｃ））及び負の極性の読み出し傾斜
磁界（図７の（ｄ））でサンプルされた組内で分けられ
る。参照測定から、２つの部分画像
【０１００】
【外２２】
【０１０１】及び
【０１０２】
【外２３】
【０１０３】が再構成され、１つは正の極性の読み出し
傾斜磁界で収集された信号サンプルを用い、もう１つは
「負の」サンプルを用いる。これらの部分正及び負の画
像は他のサンプルがゼロで置き換えられたフーリエ変換
により得られうる。位相エンコーディングは半分の強度
で印加されているので両方の画像は通常の測定の２倍の
視野径（ＦＯＶ）を有する。ｙ方向に両側で画像の四分
の一を分離することにより所望のＦＯＶに対応する２つ
の画像が得られる。位相分布
【０１０４】
【外２４】
【０１０５】及び
【０１０６】
【外２５】
【０１０７】は
【０１０８】
【数１５】
【０１０９】によりそれぞれ２つの画像から得られる。
通常の測定から得られたサンプルから２つの部分画像
【０１１０】
【外２６】
【０１１１】及び
【０１１２】
【外２７】
【０１１３】が正と負の極性の読み出し傾斜磁界でそれ
ぞれ収集したサンプルのみから取り出し、他のサンプル
をゼロで置き換えることにより同様にして得られる。位
相誤差が生じなければ、全体の画像はこれら２つの画像
【０１１４】
【外２８】
【０１１５】及び
【０１１６】
【外２９】
【０１１７】の和である。この場合位相誤差は現れ、補
正された画像
【０１１８】
【外３０】
【０１１９】は２つの部分画像を
【０１２０】
【数１６】
【０１２１】により結合することにより空間領域で達成
されうる。ここで
【０１２２】
【数１７】
【０１２３】であり、Ｌは視野径である。分母がゼロに
ならないように、条件は
【０１２４】
【数１８】
【０１２５】である。これはｋ空間内でサンプルされた
ｋy 範囲内の「正の」及び「負の」線のシーケンスが維
持される事を意味する。良い信号対ノイズ比のためによ
り厳しい要求が例えば
【０１２６】
【数１９】
【０１２７】のように分母を１に近づけておく為に必要
である。単一の参照測定は勿論でき、例えば造影剤の流
入又は流出、又は脳内の活動のような時間依存現象を研
究するために複数の繰り返された画像を補正するのに用
いられうる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による方法に適切な磁気共鳴画像化装置
の概略図１である。
【図２】従来技術で知られた励起ＲＦパルス、複数のリ
フォーカシングＲＦパルス及び反転傾斜磁界パルスのシ
ーケンスを示す図である。
【図３】図２に示したシーケンス内の読み出し傾斜磁界
の正と負の極性により収集されたデータのｋ空間内の領
域を示す概略図である。
【図４】励起ＲＦパルス、及び参照測定のために印加さ
れた傾斜磁界を有する複数のリフォーカシングＲＦパル
スを有するシーケンスを示す図である。
【図５】第一及び第二の磁気共鳴信号サンプルの組の測
定が統合されたＲＦパルス及び傾斜磁界のシーケンスの
例を示す図である。
【図６】図５のシーケンスに対応したｋ空間内の軌跡を
示す図である。
【図７】正と負の極性の読み出し傾斜磁界パルス中の位
相誤差の決定のために参照サンプルを得る測定を示す図
である。
【符号の説明】
１ 磁気共鳴装置 ２ 主磁界コイル ３，４，５ 傾斜磁界コイル ６ 励起手段 ７ 身体 ８ 変調手段 ９ 送受信スイッチ １０ 受信及び復調手段 １１ 電源 １２ 制御システム １４ データ処理ユニット １５ 可視的ディスプレーユニット ２１ 励起ＲＦパルス ２２、２３、２４、２５ リフォーカシングＲＦパルス ３１ ディフェージング傾斜磁界パルス ３２、３３、３４、３５ 傾斜磁界の反転 ４２、４３、４４、４５ 位相エンコーディング傾斜磁
界 ４２’、４３’、４４’、４５’ 位相エンコーディン
グを除去するパルス ４２’’、４３’’、４４’’、４５’’ 付加的なス
パイク又はブリップ ５１ 自由誘導減衰磁気共鳴信号 ５２、５３、５４、５５ 一連のエコー信号 ６１、６２、６３、６４、６５ ｋ空間の領域 ６６ 軌跡 ４２１ 励起ＲＦパルス ４２２、４２３、４２４、４２５ リフォーカシングＲ
Ｆパルス ４３１、４３２、４３３、４３４、４３５ 読み出し傾
斜磁界 ４４２ー４４２’、４４３ー４４３’、４４４ー４４
４’、４４５ー４４５’位相エンコーディング傾斜磁界
対 ５２１、５２２、５２３、５２４、５２５ 励起及びリ
フォーカシングＲＦパルス ５３１ ディフェージング読み出し傾斜磁界 ５３２、５３３、５３４、５３５ 交互の極性を有する
読み出し傾斜磁界ローブの列 ５４２ー５４２’、５４３ー５４３’、５４４ー５４
４’、５４５ー５４５’位相エンコーディング傾斜磁界
対 ５４２’’、５４３’’、５４４’’、５４５’’ ブ
リップ ６６２、６６４ 軌跡
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ヨハネス ペトルス グロエン オランダ国 5621 ビーエー アインドー フェン フルーネヴァウツウェッハ １

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】身体の少なくとも一部分内の核双極子モー
    メントの励起のため励起無線周波数パルス（ＲＦパル
    ス）を印加し、続いて、 第一の組からの信号サンプルがｋ空間内で行き来する線
    上に位置され、該線はその方向に実質的に垂直な方向内
    に共通の距離を有するように、 励起部分内の複数の磁気共鳴信号を発生させ、同時に該
    磁気共鳴信号の該信号サンプルの該第一の組を測定する
    ため、交互に正と負の極性を有する複数の読み出し傾斜
    磁界パルスをスイッチングし、 読み出し傾斜磁界の両方の極性での信号サンプルの第二
    の組を測定し、該第二の組から位相誤差の組を決定し、 位相誤差に対する変換及び補正により信号サンプルの第
    一の組から画像を形成することからなる、定常かつ実質
    的に均一な主磁界内に置かれた身体を磁気共鳴画像化す
    る方法であって、 読み出し傾斜磁界の所定の極性で副領域内で測定された
    信号サンプルが第一の組の該相互の距離と実質的に等し
    く又はそれよりも小さい距離で間隔をあけられている線
    上に位置されるように、 第二の組の信号サンプルが少なくともｋ空間内の二次元
    副領域内の線上に位置され、ｋ空間内の線に同じ又は近
    接している第２の組は読み出し傾斜磁界の両極性で測定
    されることを特徴とする磁気共鳴画像化方法。
  2. 【請求項２】 ｋ空間の副領域は該線の方向に延在し、
    その中にｋ空間の原点が位置する帯域からなることを特
    徴とする請求項１記載の方法。
  3. 【請求項３】 信号サンプルの該第二の組が測定された
    後に励起ＲＦパルスが信号サンプルの該第一の組を測定
    するために印加された励起ＲＦパルスから分離されるこ
    とを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
  4. 【請求項４】 信号サンプルの該第二の組内の信号サン
    プルは該第一の組からの信号サンプルと同じ励起ＲＦパ
    ルスに続いて測定されることを特徴とする請求項１又は
    ２記載の方法。
  5. 【請求項５】 第二の組の測定は読み出し傾斜磁界の極
    性の反転の時点で位相エンコーディング傾斜磁界を印加
    しないことにより又はそのような時点で減少された位相
    エンコーディング傾斜磁界を印加することにより第一の
    組の測定のシーケンス内で積分されることを特徴とする
    請求項４記載の方法。
  6. 【請求項６】 少なくとも１つのリフォーカシングＲＦ
    パルスが夫々の励起ＲＦパルスに続いて印加され、読み
    出し傾斜磁界が印加され、信号サンプルがそれぞれのリ
    フォーカシングＲＦパルスに続いて測定されることを特
    徴とする請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の方
    法。
  7. 【請求項７】 第一の組からの磁気共鳴信号は実質的に
    ｋ空間の半分から収集されることを特徴とする請求項１
    乃至６のうちいずれか一項記載の方法。
  8. 【請求項８】 主磁界（２）を確立する手段と、主磁界
    に重畳される傾斜磁界（３、４、５）を発生させる手段
    と、身体（７）に向けてＲＦパルスを照射する手段
    （６，８）と、傾斜磁界及びＲＦパルスの発生を制御す
    る制御手段（１２）と、ＲＦパルス及びスイッチされた
    傾斜磁界のシーケンスにより発生された磁気共鳴信号を
    受信及びサンプリングする手段（６、１０）と、変換及
    び位相補正により該信号サンプルから画像を形成する再
    構成手段とからなり、該制御手段（１２）は、 ー 身体の少なくとも一部分内の核双極子モーメントの
    励起のための励起ＲＦパルスを印加し、続いて、 ー 第一の組からの信号サンプルがｋ空間内で行き来す
    る線上に位置され、該線はその方向に実質的に垂直な方
    向内に共通の距離を有するように、 ー 励起部分内の複数の磁気共鳴信号を発生させ、同時
    に該磁気共鳴信号の該信号サンプルの該第一の組を測定
    するため、交互に正と負の極性を有する複数の読み出し
    傾斜磁界パルスをスイッチングし、 ー 該第二の組から位相誤差の組の決定のために、読み
    出し傾斜磁界の両極性での信号サンプルの第二の組を測
    定し、該第二の組から位相誤差の組を決定することから
    なる、定常かつ実質的に均一な主磁界内に置かれた身体
    （７）を磁気共鳴画像化する装置であって、 該制御手段（１２）は読み出し傾斜磁界の所定の極性で
    副領域内で測定された信号サンプルが第一の組の該相互
    の距離と実質的に等しいか又はそれよりも小さい距離で
    間隔をあけられている線上に位置されるように、 少なくともｋ空間内の二次元副領域内の線上に位置され
    る第二の組の信号サンプルを測定し、ｋ空間内の同じ又
    は近接した線が読み出し傾斜磁界の両極性で測定される
    ように更に配置されることを特徴とする請求項１乃至７
    のうちいずれか一項記載の方法による定常かつ実質的に
    均一な主磁界内に置かれた身体（７）の磁気共鳴画像化
    装置。
JP22046294A 1993-09-16 1994-09-14 Ｅｐｉ及びｇｒａｓｅ ｍｒｉにおける読み出し傾斜磁界極性の補正方法 Expired - Fee Related JP3529446B2 (ja)

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