JPH0921853A - Ｎｍｒ画像におけるベースライン誤差アーティファクトを除去する方法 - Google Patents
Ｎｍｒ画像におけるベースライン誤差アーティファクトを除去する方法Info
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- JPH0921853A JPH0921853A JP8082155A JP8215596A JPH0921853A JP H0921853 A JPH0921853 A JP H0921853A JP 8082155 A JP8082155 A JP 8082155A JP 8215596 A JP8215596 A JP 8215596A JP H0921853 A JPH0921853 A JP H0921853A
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 超高速パルス列を用いた走査中に生成された
ＮＭＲ画像におけるベースライン誤差アーティファクト
を走査時間を増加させずに除去することのできる方法を
提供する。 【解決手段】 本発明に係る方法は、ＮＭＲエコー信号
の受信中にレファランス信号の位相を交番させて、収集
データの１つおきのビューを反転させることを含んでい
る。この反転したビューは、イメージの再構成前に再反
転させられて、収集中に導入されたあらゆるｄｃレベル
が、高周波数空間に変換されると共に、結果的に現れる
アーティファクトを、フーリエ変換を用いて再構成され
た画像の端へ移動させるようにする。
ＮＭＲ画像におけるベースライン誤差アーティファクト
を走査時間を増加させずに除去することのできる方法を
提供する。 【解決手段】 本発明に係る方法は、ＮＭＲエコー信号
の受信中にレファランス信号の位相を交番させて、収集
データの１つおきのビューを反転させることを含んでい
る。この反転したビューは、イメージの再構成前に再反
転させられて、収集中に導入されたあらゆるｄｃレベル
が、高周波数空間に変換されると共に、結果的に現れる
アーティファクトを、フーリエ変換を用いて再構成され
た画像の端へ移動させるようにする。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の分野は、核磁気共鳴作像
の方法及びシステムである。具体的には、本発明は、超
高速作像法によって生成された画像におけるベースライ
ン誤差アーティファクト（偽像）の除去に関する。
の方法及びシステムである。具体的には、本発明は、超
高速作像法によって生成された画像におけるベースライ
ン誤差アーティファクト（偽像）の除去に関する。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物体が均一の磁場（分
極磁場Ｂ0 ）にさらされるとき、組織内のスピンの個々
の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しよう
とするが、各スピン固有のラーモア周波数において乱雑
な状態で磁場の周りを歳差運動している。物体、即ち組
織が、ｘ−ｙ平面上に存在するラーモア周波数に近い磁
場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、正味の整列モーメ
ントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、即ち「傾
斜する」ことが可能であって、その結果、正味の横（方
向）磁気モーメントＭt を発生する。励起したスピンに
よって信号が放出され、励起信号Ｂ1 を停止した後に、
このＮＭＲ（核磁気共鳴）信号を受信すると共に処理し
て画像を形成することができる。
極磁場Ｂ0 ）にさらされるとき、組織内のスピンの個々
の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しよう
とするが、各スピン固有のラーモア周波数において乱雑
な状態で磁場の周りを歳差運動している。物体、即ち組
織が、ｘ−ｙ平面上に存在するラーモア周波数に近い磁
場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、正味の整列モーメ
ントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、即ち「傾
斜する」ことが可能であって、その結果、正味の横（方
向）磁気モーメントＭt を発生する。励起したスピンに
よって信号が放出され、励起信号Ｂ1 を停止した後に、
このＮＭＲ（核磁気共鳴）信号を受信すると共に処理し
て画像を形成することができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を生成すると
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、作像される領域は、一連の独立した測定サ
イクル（「ビュー」と呼ぶ）によって走査されており、
これらのサイクルにおいて、上述の磁場勾配は、用いら
れている特定の局在化方法に従って変化する。結果とし
て得られる１組の受信ＮＭＲ信号をディジタル化すると
共に処理して、多数の周知の再構成技術のうちの１つを
用いて画像が再構成される。
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、作像される領域は、一連の独立した測定サ
イクル（「ビュー」と呼ぶ）によって走査されており、
これらのサイクルにおいて、上述の磁場勾配は、用いら
れている特定の局在化方法に従って変化する。結果とし
て得られる１組の受信ＮＭＲ信号をディジタル化すると
共に処理して、多数の周知の再構成技術のうちの１つを
用いて画像が再構成される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】ＭＲＩ（磁気共鳴作
像）システムに関する周知の問題は、受信されたＮＭＲ
エコー信号にベースライン誤差が導入されることであ
る。この誤差は、ＮＭＲエコー信号の受信、復調及びデ
ィジタル化の最中に、ＮＭＲエコー信号にｄｃ（直流）
レベルが加わえられる場合に生ずる。このｄｃレベル
は、アナログ式受信回路におけるｄｃオフセットによっ
て、又はＮＭＲエコー信号に伴ってｄｃレベルへ復調さ
れる迷走（ストレイ）信号によって導入されている可能
性がある。受信器ハードウェアの絶え間のない改良によ
って、この問題は軽減されたが、解消されてはいない。
像）システムに関する周知の問題は、受信されたＮＭＲ
エコー信号にベースライン誤差が導入されることであ
る。この誤差は、ＮＭＲエコー信号の受信、復調及びデ
ィジタル化の最中に、ＮＭＲエコー信号にｄｃ（直流）
レベルが加わえられる場合に生ずる。このｄｃレベル
は、アナログ式受信回路におけるｄｃオフセットによっ
て、又はＮＭＲエコー信号に伴ってｄｃレベルへ復調さ
れる迷走（ストレイ）信号によって導入されている可能
性がある。受信器ハードウェアの絶え間のない改良によ
って、この問題は軽減されたが、解消されてはいない。
【０００５】ベースライン誤差を除去する１つの方法
は、各々の位相エンコーディング・ビューについて２つ
のＮＭＲエコー信号を収集するものである。ＲＦ（高周
波）励起パルスの位相を、２つのパルス列（シーケン
ス）のうちの１つについては１８０°反転させ、受信し
た２つのＮＭＲエコー信号を減算する。減算によって、
当該ビューに関し、受信器によって導入されたｄｃレベ
ルは０（ゼロ）になると共にＮＭＲ信号のレベルは２倍
になる。残念ながら、この解決策では、各々の位相エン
コーディング・ビューについて２回の測定が要求される
ので、走査時間も２倍になる。
は、各々の位相エンコーディング・ビューについて２つ
のＮＭＲエコー信号を収集するものである。ＲＦ（高周
波）励起パルスの位相を、２つのパルス列（シーケン
ス）のうちの１つについては１８０°反転させ、受信し
た２つのＮＭＲエコー信号を減算する。減算によって、
当該ビューに関し、受信器によって導入されたｄｃレベ
ルは０（ゼロ）になると共にＮＭＲ信号のレベルは２倍
になる。残念ながら、この解決策では、各々の位相エン
コーディング・ビューについて２回の測定が要求される
ので、走査時間も２倍になる。
【０００６】これも又、走査時間が長引くものである
が、類似の解決策が、１９８６年９月１６日に付与され
た米国特許第４，６１２，５０４号、「ＮＭＲ作像法の
適用においてベースライン誤差成分の効果を除去する方
法」（"Method For Removing The Effects Of Baseline
Error Components In NMR Imaging Applications"）に
開示されている。この方法は、連続した位相エンコーデ
ィング・ビューについて、ＲＦ励起パルスの位相を交番
させている。画像を再構成する前に、１つおきの位相エ
ンコーディング・ビューでのＮＭＲ信号を、すべてのビ
ューのＮＭＲ信号が同一の極性を有するように再反転さ
せる。この再反転によって、１つおきのビューのあらゆ
るｄｃレベルも又、反転する。その結果、ｋ空間内の連
続したビューについてｄｃレベルの極性が交番し、ｄｃ
レベルは今や、位相エンコーディング方向の高周波信号
成分となる。画像の再構成中に用いられる後続のカラム
・フーリエ変換は、この高周波成分を置き換えて、アー
ティファクトを、再構成された画像の中央ではなく辺縁
部に位置付ける。これは、ベースライン誤差の問題を解
決する普及した方法であって、非常に有効である。
が、類似の解決策が、１９８６年９月１６日に付与され
た米国特許第４，６１２，５０４号、「ＮＭＲ作像法の
適用においてベースライン誤差成分の効果を除去する方
法」（"Method For Removing The Effects Of Baseline
Error Components In NMR Imaging Applications"）に
開示されている。この方法は、連続した位相エンコーデ
ィング・ビューについて、ＲＦ励起パルスの位相を交番
させている。画像を再構成する前に、１つおきの位相エ
ンコーディング・ビューでのＮＭＲ信号を、すべてのビ
ューのＮＭＲ信号が同一の極性を有するように再反転さ
せる。この再反転によって、１つおきのビューのあらゆ
るｄｃレベルも又、反転する。その結果、ｋ空間内の連
続したビューについてｄｃレベルの極性が交番し、ｄｃ
レベルは今や、位相エンコーディング方向の高周波信号
成分となる。画像の再構成中に用いられる後続のカラム
・フーリエ変換は、この高周波成分を置き換えて、アー
ティファクトを、再構成された画像の中央ではなく辺縁
部に位置付ける。これは、ベースライン誤差の問題を解
決する普及した方法であって、非常に有効である。
【０００７】短時間にＮＭＲイメージ・データを収集す
る考え方は、１９７７年にピータ・マンスフィールド
（Peter Mansfield ）によってエコー・プラナ・パルス
列が提案されて（J. Phys.誌、１９７７年、第１０列、
第５５行〜第５８行）以来知られている。標準的なパル
ス列とは対照的に、エコー・プラナ・パルス列は、各々
のＲＦ励起パルスについて多数のＮＭＲエコー信号を発
生する。これらのＮＭＲ信号を別々に位相エンコードす
ることができ、その結果、２０ミリ秒間〜１００ミリ秒
間の単一のパルス列で６４のビューの完全な走査を収集
することができる。エコー・プラナ作像（echo-planar
imaging（ＥＰＩ））の長所はよく知られており、医用
環境でＥＰＩを実行することのできる装置及び方法が長
い間必要とされていた。その他のエコー・プラナ・パル
ス列は、米国特許第４，６７８，９９６号、同第４，７
３３，１８８号、同第４，７１６，３６９号、同第４，
３５５，２８２号、同第４，５８８，９４８号及び同第
４，７５２，７３５号に開示されている。
る考え方は、１９７７年にピータ・マンスフィールド
（Peter Mansfield ）によってエコー・プラナ・パルス
列が提案されて（J. Phys.誌、１９７７年、第１０列、
第５５行〜第５８行）以来知られている。標準的なパル
ス列とは対照的に、エコー・プラナ・パルス列は、各々
のＲＦ励起パルスについて多数のＮＭＲエコー信号を発
生する。これらのＮＭＲ信号を別々に位相エンコードす
ることができ、その結果、２０ミリ秒間〜１００ミリ秒
間の単一のパルス列で６４のビューの完全な走査を収集
することができる。エコー・プラナ作像（echo-planar
imaging（ＥＰＩ））の長所はよく知られており、医用
環境でＥＰＩを実行することのできる装置及び方法が長
い間必要とされていた。その他のエコー・プラナ・パル
ス列は、米国特許第４，６７８，９９６号、同第４，７
３３，１８８号、同第４，７１６，３６９号、同第４，
３５５，２８２号、同第４，５８８，９４８号及び同第
４，７５２，７３５号に開示されている。
【０００８】エコー・プラナ作像法の変形に、高速収集
緩和増強（（Rapid Acquisition Relaxation Enhanced
（ＲＡＲＥ））列があり、この方法は、J. ヘニ（Henni
g）等によって、マグネティック・レゾナンス・イン・
メディスン（Magnetic Resonance in Medicine）誌、第
３巻、第８２３頁〜第８３３頁（１９８６年）の論文
「ＲＡＲＥ作像：医用ＭＲ用の高速作像法」（"RARE Im
aging: A Fast Imaging Method for Clinical MR"）に
記載されている。ＲＡＲＥ列とＥＰＩ列との本質的な相
違は、エコー信号が生成される方式にある。ＲＡＲＥ列
は、カー・パーセル・メイブーム・ギル（Carr-Purcell
-Meiboom-Gill）列から発生されたＲＦ再収束エコーを
利用しており、一方、ＥＰＩ法は、勾配が喚起したエコ
ーを用いている。
緩和増強（（Rapid Acquisition Relaxation Enhanced
（ＲＡＲＥ））列があり、この方法は、J. ヘニ（Henni
g）等によって、マグネティック・レゾナンス・イン・
メディスン（Magnetic Resonance in Medicine）誌、第
３巻、第８２３頁〜第８３３頁（１９８６年）の論文
「ＲＡＲＥ作像：医用ＭＲ用の高速作像法」（"RARE Im
aging: A Fast Imaging Method for Clinical MR"）に
記載されている。ＲＡＲＥ列とＥＰＩ列との本質的な相
違は、エコー信号が生成される方式にある。ＲＡＲＥ列
は、カー・パーセル・メイブーム・ギル（Carr-Purcell
-Meiboom-Gill）列から発生されたＲＦ再収束エコーを
利用しており、一方、ＥＰＩ法は、勾配が喚起したエコ
ーを用いている。
【０００９】更にもう１つの変形が、D.A.ファインバー
グ（Feinberg）及びK.オシオ（Oshio）によって、ラデ
ィオロジ（Radiology）誌、１９９１年、第１８１号、
第５９７頁〜第６０４頁の「ＧＲＡＳＥ（グラディエン
ト・アンド・スピン・エコー）ＭＲ作像：新しい高速医
用作像技術」（GRASE (Gradient and Spin Echo) MR Im
aging: A New Fast Clinical Imaging Technique"）に
記載されている。
グ（Feinberg）及びK.オシオ（Oshio）によって、ラデ
ィオロジ（Radiology）誌、１９９１年、第１８１号、
第５９７頁〜第６０４頁の「ＧＲＡＳＥ（グラディエン
ト・アンド・スピン・エコー）ＭＲ作像：新しい高速医
用作像技術」（GRASE (Gradient and Spin Echo) MR Im
aging: A New Fast Clinical Imaging Technique"）に
記載されている。
【００１０】これらの「超高速」作像法はすべて、単一
の励起パルスから多重のエコー信号を収集し、収集され
た各々のエコー信号を個別に位相エンコードするもので
ある。従って、各々のパルス列、即ち「ショット」によ
って、複数のビューが収集される。単一ショット収集法
の場合には、ベースライン誤差によるアーティファクト
を除去するために従来用いられてきた方法を、これらの
超高速パルス列に適用することはできない。なぜなら、
ＲＦ励起パルスとＮＭＲエコー信号との間に１対１の対
応が存在しないからである。
の励起パルスから多重のエコー信号を収集し、収集され
た各々のエコー信号を個別に位相エンコードするもので
ある。従って、各々のパルス列、即ち「ショット」によ
って、複数のビューが収集される。単一ショット収集法
の場合には、ベースライン誤差によるアーティファクト
を除去するために従来用いられてきた方法を、これらの
超高速パルス列に適用することはできない。なぜなら、
ＲＦ励起パルスとＮＭＲエコー信号との間に１対１の対
応が存在しないからである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明は、超高速パルス
列を用いて生成されたＮＭＲ画像におけるベースライン
誤差アーティファクトを除去する方法である。具体的に
は、単一のＲＦ励起パルスの印加に続いて複数のＮＭＲ
エコー信号が発生されるような超高速パルス列を実施す
るときに、本発明は、連続した位相エンコードされたＮ
ＭＲエコー信号の極性を当該信号の受信中に交番させる
ことにより実施される。画像の再構成の前に、反転した
ＮＭＲエコー信号を再反転させると、その結果として、
受信中に導入されたあらゆるｄｃレベルは、１つおきの
位相エンコーディング・ビューにおいて反転させられ
て、高周波成分となる。こうして、画像の再構成中に、
ｄｃレベルによるあらゆるアーティファクトは、再構成
された画像の位相エンコーディング方向の端に表示され
る。
列を用いて生成されたＮＭＲ画像におけるベースライン
誤差アーティファクトを除去する方法である。具体的に
は、単一のＲＦ励起パルスの印加に続いて複数のＮＭＲ
エコー信号が発生されるような超高速パルス列を実施す
るときに、本発明は、連続した位相エンコードされたＮ
ＭＲエコー信号の極性を当該信号の受信中に交番させる
ことにより実施される。画像の再構成の前に、反転した
ＮＭＲエコー信号を再反転させると、その結果として、
受信中に導入されたあらゆるｄｃレベルは、１つおきの
位相エンコーディング・ビューにおいて反転させられ
て、高周波成分となる。こうして、画像の再構成中に、
ｄｃレベルによるあらゆるアーティファクトは、再構成
された画像の位相エンコーディング方向の端に表示され
る。
【００１２】本発明の一般的な目的は、走査時間を増加
させずにベースライン誤差によるアーティファクトを除
去することにある。受信されたＮＭＲエコー信号の極性
を、ｋ空間において１つおきのビューを反転させるよう
な形式（パターン）で交番させることにより、ｋ空間に
おいて１つおきのビューを先ず再反転させれば、適正な
画像が再構成される。再反転により、受信中に生成され
たあらゆるｄｃレベルも又、反転し、その結果であるこ
の高周波成分は、位相エンコーディング方向に沿った後
続のフーリエ変換中に、再構成された画像の位相エンコ
ーディング方向の端に移動される。
させずにベースライン誤差によるアーティファクトを除
去することにある。受信されたＮＭＲエコー信号の極性
を、ｋ空間において１つおきのビューを反転させるよう
な形式（パターン）で交番させることにより、ｋ空間に
おいて１つおきのビューを先ず再反転させれば、適正な
画像が再構成される。再反転により、受信中に生成され
たあらゆるｄｃレベルも又、反転し、その結果であるこ
の高周波成分は、位相エンコーディング方向に沿った後
続のフーリエ変換中に、再構成された画像の位相エンコ
ーディング方向の端に移動される。
【００１３】より具体的な目的は、経費を要するハード
ウェアの変更もＭＲＩシステム・ソフトウェアの厄介な
変更も行わずに、ベースライン誤差によるアーティファ
クトを減少させることにある。受信されたＮＭＲエコー
信号の反転は、この受信エコー信号の復調中に用いられ
るレファランス信号を反転させることにより容易に実現
される。このような反転は、高速スピン・エコー・パル
ス列の実行に用いられているものと同一のＭＲＩシステ
ムの構成要素及びソフトウェアによって制御される。
ウェアの変更もＭＲＩシステム・ソフトウェアの厄介な
変更も行わずに、ベースライン誤差によるアーティファ
クトを減少させることにある。受信されたＮＭＲエコー
信号の反転は、この受信エコー信号の復調中に用いられ
るレファランス信号を反転させることにより容易に実現
される。このような反転は、高速スピン・エコー・パル
ス列の実行に用いられているものと同一のＭＲＩシステ
ムの構成要素及びソフトウェアによって制御される。
【００１４】
【実施例】先ず、図１を参照すると、同図には、本発明
を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素が
示されている。システムの動作は、オペレータ・コンソ
ール１００から制御され、オペレータ・コンソール１０
０は、キーボード兼制御パネル１０２と、表示装置（デ
ィスプレイ）１０４とを含んでいる。コンソール１００
はリンク１１６を介して、独立した計算機システム１０
７と交信しており、計算機システム１０７は、オペレー
タ（操作者）によるスクリーン１０４上での画像の生成
及び表示の制御を可能にしている。計算機システム１０
７は、バックプレーンを通して互いに交信している多数
のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画
像処理モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８
と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとし
て当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを
含んでいる。計算機システム１０７は、画像データ及び
プログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及
びテープ駆動装置１１２に結合されていると共に、高速
シリアル・リンク１１５を介して、別個のシステム制御
装置１２２と交信している。
を組み込んだ好適なＭＲＩシステムの主要な構成要素が
示されている。システムの動作は、オペレータ・コンソ
ール１００から制御され、オペレータ・コンソール１０
０は、キーボード兼制御パネル１０２と、表示装置（デ
ィスプレイ）１０４とを含んでいる。コンソール１００
はリンク１１６を介して、独立した計算機システム１０
７と交信しており、計算機システム１０７は、オペレー
タ（操作者）によるスクリーン１０４上での画像の生成
及び表示の制御を可能にしている。計算機システム１０
７は、バックプレーンを通して互いに交信している多数
のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画
像処理モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８
と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとし
て当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを
含んでいる。計算機システム１０７は、画像データ及び
プログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及
びテープ駆動装置１１２に結合されていると共に、高速
シリアル・リンク１１５を介して、別個のシステム制御
装置１２２と交信している。
【００１５】システム制御装置１２２は、バックプレー
ン１１８によって互いに接続された１組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール
１１９と、パルス発生モジュール１２１とを含んでお
り、パルス発生モジュール１２１はシリアル・リンク１
２５を介して、オペレータ・コンソール１００と接続し
ている。リンク１２５を介して、システム制御装置１２
２はオペレータから実施されるべき走査列を指示する命
令（コマンド）を受信する。パルス発生モジュール１２
１は、所望の走査列を実施するようにシステムの構成要
素を動作させる。モジュール１２１は、発生されるべき
ＲＦパルスのタイミング、強度及び形状を指示している
と共にデータ収集窓（ウィンドウ）のタイミング及び長
さを指示しているデータを発生する。パルス発生モジュ
ール１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続されてお
り、走査中に発生された勾配パルスのタイミング及び形
状を指示する。パルス発生モジュール１２１は又、患者
に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電
極からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローからの呼吸信
号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者
のデータを受信する。そして最後に、パルス発生モジュ
ール１２１は、患者の状態及びマグネット・システムの
状態と関連している様々なセンサからの信号を受信する
走査室インタフェイス回路１３３と接続している。走査
室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシ
ステム１３４も又、走査用の所望位置に患者を移動させ
るための命令を受信する。
ン１１８によって互いに接続された１組のモジュールを
含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール
１１９と、パルス発生モジュール１２１とを含んでお
り、パルス発生モジュール１２１はシリアル・リンク１
２５を介して、オペレータ・コンソール１００と接続し
ている。リンク１２５を介して、システム制御装置１２
２はオペレータから実施されるべき走査列を指示する命
令（コマンド）を受信する。パルス発生モジュール１２
１は、所望の走査列を実施するようにシステムの構成要
素を動作させる。モジュール１２１は、発生されるべき
ＲＦパルスのタイミング、強度及び形状を指示している
と共にデータ収集窓（ウィンドウ）のタイミング及び長
さを指示しているデータを発生する。パルス発生モジュ
ール１２１は、１組の勾配増幅器１２７に接続されてお
り、走査中に発生された勾配パルスのタイミング及び形
状を指示する。パルス発生モジュール１２１は又、患者
に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば電
極からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローからの呼吸信
号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者
のデータを受信する。そして最後に、パルス発生モジュ
ール１２１は、患者の状態及びマグネット・システムの
状態と関連している様々なセンサからの信号を受信する
走査室インタフェイス回路１３３と接続している。走査
室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシ
ステム１３４も又、走査用の所望位置に患者を移動させ
るための命令を受信する。
【００１６】パルス発生モジュール１２１によって発生
された勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇz
増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に
印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１
３９を付したアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起
して、位置エンコーディング信号の収集に用いられる磁
場勾配を生成する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、
マグネット・アセンブリ１４１の一部を形成しており、
マグネット・アセンブリ１４１は、分極マグネット１４
０と、全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる。システ
ム制御装置１２２内の送受信モジュール１５０はパルス
を発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によっ
て増幅されると共に、送信／受信スイッチ１５４によっ
てＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励起核によ
って放出された結果の信号は、同じＲＦコイル１５２に
よって検知され得ると共に、送信／受信スイッチ１５４
を介して前置増幅器１５３に結合される。増幅されたＮ
ＭＲ信号は、送受信器１５０の受信部において復調さ
れ、濾波されると共にディジタル化される。送信／受信
スイッチ１５４は、パルス発生モジュール１２１からの
信号によって制御されて、送信モード中にはＲＦ増幅器
１５１をコイル１５２に電気接続し、受信モード中には
前置増幅器１５３をコイル１５２に電気接続する。送信
／受信スイッチ１５４は又、送信モード又は受信モード
のいずれの場合でも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部
コイル又は表面コイル）を用いることも可能にしてい
る。
された勾配波形は、Ｇx 増幅器と、Ｇy 増幅器と、Ｇz
増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に
印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１
３９を付したアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起
して、位置エンコーディング信号の収集に用いられる磁
場勾配を生成する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、
マグネット・アセンブリ１４１の一部を形成しており、
マグネット・アセンブリ１４１は、分極マグネット１４
０と、全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる。システ
ム制御装置１２２内の送受信モジュール１５０はパルス
を発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によっ
て増幅されると共に、送信／受信スイッチ１５４によっ
てＲＦコイル１５２に結合される。患者内の励起核によ
って放出された結果の信号は、同じＲＦコイル１５２に
よって検知され得ると共に、送信／受信スイッチ１５４
を介して前置増幅器１５３に結合される。増幅されたＮ
ＭＲ信号は、送受信器１５０の受信部において復調さ
れ、濾波されると共にディジタル化される。送信／受信
スイッチ１５４は、パルス発生モジュール１２１からの
信号によって制御されて、送信モード中にはＲＦ増幅器
１５１をコイル１５２に電気接続し、受信モード中には
前置増幅器１５３をコイル１５２に電気接続する。送信
／受信スイッチ１５４は又、送信モード又は受信モード
のいずれの場合でも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部
コイル又は表面コイル）を用いることも可能にしてい
る。
【００１７】ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭ
Ｒ信号は、送受信モジュール１５０によってディジタル
化されると共に、システム制御装置１２２のメモリ・モ
ジュール１６０に転送される。走査が完了してデータの
全配列がメモリ・モジュール１６０に収集されたとき
に、アレイ・プロセッサ１６１が動作してこのデータを
画像データの配列へフーリエ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム１
０７に伝送されて、ここでディスク・メモリ１１１に記
憶される。オペレータ・コンソール１００から受信した
命令に応答して、この画像データを、テープ駆動装置１
１２に保管することもできるし、又は画像処理装置１０
６で更に処理してオペレータ・コンソール１００に伝送
すると共に表示装置１０４に表示することもできる。
Ｒ信号は、送受信モジュール１５０によってディジタル
化されると共に、システム制御装置１２２のメモリ・モ
ジュール１６０に転送される。走査が完了してデータの
全配列がメモリ・モジュール１６０に収集されたとき
に、アレイ・プロセッサ１６１が動作してこのデータを
画像データの配列へフーリエ変換する。この画像データ
は、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム１
０７に伝送されて、ここでディスク・メモリ１１１に記
憶される。オペレータ・コンソール１００から受信した
命令に応答して、この画像データを、テープ駆動装置１
１２に保管することもできるし、又は画像処理装置１０
６で更に処理してオペレータ・コンソール１００に伝送
すると共に表示装置１０４に表示することもできる。
【００１８】図１及び図２を詳細に参照すると、送受信
器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａ
の所にＲＦ励起磁場Ｂ１を生成すると共に、コイル１５
２Ｂに誘導された結果としてのＮＭＲ信号を受信する。
上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、
図２に示すような分離型であってもよいし、又は図１に
示すような単一の全身型コイルであってもよい。ＲＦ励
起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器
２００の制御下で発生されている。周波数合成器２００
は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生モジュール
１２１から１組のディジタル信号を受信しており、これ
らのディジタル信号は、出力２０１の所で発生している
ＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示している。命令
に応じたＲＦ搬送波は、変調器兼アップ・コンバータ２
０２に印加され、これも同様にパルス発生モジュール１
２１から受信されている信号Ｒ（ｔ）に応答して変調器
兼アップ・コンバータ２０２で振幅変調を受ける。信号
Ｒ（ｔ）は、発生されるＲＦ励起パルスの包絡線を画定
していると共に、記憶されている一連のディジタル値を
順次読み出すことによりモジュール１２１内で発生され
ている。これらの記憶されたディジタル値は、オペレー
タ・コンソール１００から逐次変更することが可能であ
り、所望のどのようなＲＦパルス包絡線でも発生するこ
とができる。
器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａ
の所にＲＦ励起磁場Ｂ１を生成すると共に、コイル１５
２Ｂに誘導された結果としてのＮＭＲ信号を受信する。
上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、
図２に示すような分離型であってもよいし、又は図１に
示すような単一の全身型コイルであってもよい。ＲＦ励
起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器
２００の制御下で発生されている。周波数合成器２００
は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生モジュール
１２１から１組のディジタル信号を受信しており、これ
らのディジタル信号は、出力２０１の所で発生している
ＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を指示している。命令
に応じたＲＦ搬送波は、変調器兼アップ・コンバータ２
０２に印加され、これも同様にパルス発生モジュール１
２１から受信されている信号Ｒ（ｔ）に応答して変調器
兼アップ・コンバータ２０２で振幅変調を受ける。信号
Ｒ（ｔ）は、発生されるＲＦ励起パルスの包絡線を画定
していると共に、記憶されている一連のディジタル値を
順次読み出すことによりモジュール１２１内で発生され
ている。これらの記憶されたディジタル値は、オペレー
タ・コンソール１００から逐次変更することが可能であ
り、所望のどのようなＲＦパルス包絡線でも発生するこ
とができる。
【００１９】出力２０５で発生されたＲＦ励起パルスの
振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡ
を受信している励起信号減衰回路２０６によって減衰さ
れる。減衰したＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１に印加される。送受信部１
２２のこの部分についてのより詳細な記載については、
米国特許第４，９５２，８７７号に言及されている。本
特許はここに参照されるべきものである。
振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡ
を受信している励起信号減衰回路２０６によって減衰さ
れる。減衰したＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａ
を駆動する電力増幅器１５１に印加される。送受信部１
２２のこの部分についてのより詳細な記載については、
米国特許第４，９５２，８７７号に言及されている。本
特許はここに参照されるべきものである。
【００２０】図１及び図２を更に続けて参照すると、被
検体によって発生されたＮＭＲ信号は、受信コイル１５
２Ｂによって捕えられると共に、前置増幅器１５３を介
して受信信号減衰器２０７の入力に印加される。受信信
号減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信され
たディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定されている
量によって信号を更に増幅する。
検体によって発生されたＮＭＲ信号は、受信コイル１５
２Ｂによって捕えられると共に、前置増幅器１５３を介
して受信信号減衰器２０７の入力に印加される。受信信
号減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信され
たディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定されている
量によって信号を更に増幅する。
【００２１】受信された信号は、ラーモア周波数又はそ
れに近い周波数であって、この高周波信号は、ダウン・
コンバータ２０８によって次の２段階でダウン・コンバ
ートされる。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送
波信号と混成して、次いで、結果である差信号を線２０
４の２．５ＭＨｚのレファランス（参照）信号と混成す
る。上述のように、線２０１の搬送波信号の位相は、パ
ルス発生モジュール１２１から受信された位相命令に応
答して周波数合成器２００によって制御されている。本
発明を実施するためには、この位相命令を高速スピン・
エコー・パルス列（シーケンス）の最中に変化させて、
当該ショット内のＮＭＲエコー信号のうちの１つおきの
信号の受信中には線２０１の搬送波信号を反転（即ち、
位相を１８０°変化）させる。線２０１の搬送波信号を
反転させると、ダウン・コンバータ２０８の出力２１２
でＮＭＲエコー信号が有効に反転する。
れに近い周波数であって、この高周波信号は、ダウン・
コンバータ２０８によって次の２段階でダウン・コンバ
ートされる。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送
波信号と混成して、次いで、結果である差信号を線２０
４の２．５ＭＨｚのレファランス（参照）信号と混成す
る。上述のように、線２０１の搬送波信号の位相は、パ
ルス発生モジュール１２１から受信された位相命令に応
答して周波数合成器２００によって制御されている。本
発明を実施するためには、この位相命令を高速スピン・
エコー・パルス列（シーケンス）の最中に変化させて、
当該ショット内のＮＭＲエコー信号のうちの１つおきの
信号の受信中には線２０１の搬送波信号を反転（即ち、
位相を１８０°変化）させる。線２０１の搬送波信号を
反転させると、ダウン・コンバータ２０８の出力２１２
でＮＭＲエコー信号が有効に反転する。
【００２２】ダウン・コンバートされたＮＭＲ信号は、
アナログからディジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の
入力に印加され、Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号
をサンプリングしてディジタル化すると共に、これをデ
ィジタル検出器兼信号処理装置２１０に印加し、ディジ
タル検出器兼信号処理装置２１０は、受信した信号に対
応する１６ビットの同相（in-phase（Ｉ））値及び１６
ビットの直角位相（quadrature（Ｑ））値を発生する。
受信信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値の結果であ
るストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ
・モジュール１６０に出力され、そこで画像を再構成す
るために用いられる。
アナログからディジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の
入力に印加され、Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号
をサンプリングしてディジタル化すると共に、これをデ
ィジタル検出器兼信号処理装置２１０に印加し、ディジ
タル検出器兼信号処理装置２１０は、受信した信号に対
応する１６ビットの同相（in-phase（Ｉ））値及び１６
ビットの直角位相（quadrature（Ｑ））値を発生する。
受信信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値の結果であ
るストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ
・モジュール１６０に出力され、そこで画像を再構成す
るために用いられる。
【００２３】２．５ＭＨｚのレファランス信号、２５０
ｋＨｚのサンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ及び６０ＭＨｚのレファランス信号は、レファランス
周波数発生器２０３によって、共通の２０ＭＨｚマスタ
・クロック信号から生成されている。受信部についての
より詳細な記載については、米国特許第４，９９２，７
３６号に言及されている。本特許はここに参照されるべ
きものである。
ｋＨｚのサンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨ
ｚ及び６０ＭＨｚのレファランス信号は、レファランス
周波数発生器２０３によって、共通の２０ＭＨｚマスタ
・クロック信号から生成されている。受信部についての
より詳細な記載については、米国特許第４，９９２，７
３６号に言及されている。本特許はここに参照されるべ
きものである。
【００２４】本発明の好適な実施例で用いられているエ
コー・プラナ（ＥＰＩ）・パルス列を図３に示す。ＲＦ
励起パルス２５０が、Ｇz スライス選択勾配パルス２５
１の存在下で印加されて、スライス内に横磁化を発生す
る。励起されたスピンは、スライス選択勾配Ｇz の負の
ローブ２５２で再位相合わせされ、次いで、読み出しシ
ーケンスの開始前に一定の時間間隔が経過する。まとめ
て参照番号２５３を付した総数１２８の別個のＮＭＲエ
コー信号が、このＥＰＩパルス列の最中に収集される。
各々のＮＭＲ信号２５３は、異なるビューであり、各々
のビューは、ｋ y ＝０付近に中心を有している単調に収
集された１２８のビューとしてｋy 空間を走査するよう
に別個に位相エンコードされている。読み出しシーケン
スは、ｋ y ＝０の所で収集されたビューが所望のエコー
時間（ＴＥ）で生ずるように位置決めされている。
コー・プラナ（ＥＰＩ）・パルス列を図３に示す。ＲＦ
励起パルス２５０が、Ｇz スライス選択勾配パルス２５
１の存在下で印加されて、スライス内に横磁化を発生す
る。励起されたスピンは、スライス選択勾配Ｇz の負の
ローブ２５２で再位相合わせされ、次いで、読み出しシ
ーケンスの開始前に一定の時間間隔が経過する。まとめ
て参照番号２５３を付した総数１２８の別個のＮＭＲエ
コー信号が、このＥＰＩパルス列の最中に収集される。
各々のＮＭＲ信号２５３は、異なるビューであり、各々
のビューは、ｋ y ＝０付近に中心を有している単調に収
集された１２８のビューとしてｋy 空間を走査するよう
に別個に位相エンコードされている。読み出しシーケン
スは、ｋ y ＝０の所で収集されたビューが所望のエコー
時間（ＴＥ）で生ずるように位置決めされている。
【００２５】ＮＭＲエコー信号２５３は、発振Ｇx 読み
出し勾配磁場２５５の印加によって発生された、勾配喚
起（リコール）エコーである。読み出しシーケンスは、
負の読み出し勾配ローブ２５６で開始し、エコー信号２
５３は、読み出し勾配が正値と負値との間で振動するの
と同時進行で発生される。各々の読み出し勾配パルス２
５５の最中に、総数１２８のサンプルが各々のＮＭＲエ
コー信号２５３から収集される。連続した１２８のＮＭ
Ｒエコー信号２５３は、一連の１２８のＧy 位相エンコ
ーディング勾配パルス２５８によって別個に位相エンコ
ードされている。最初のパルスは負のローブ２５９であ
り、負のローブ２５９は、エコー信号が収集されるより
も前に発生して、ｋy ＝−６４での最初のビューをエン
コードする。後続の位相エンコーディング・パルス２５
８は、読み出し勾配パルス２５５の極性がスイッチする
のと同時に発生して、これらの位相エンコーディング・
パルス２５８は、ｋy 空間を通して単調に上方に向かっ
て、位相エンコーディングを段階的に進める。
出し勾配磁場２５５の印加によって発生された、勾配喚
起（リコール）エコーである。読み出しシーケンスは、
負の読み出し勾配ローブ２５６で開始し、エコー信号２
５３は、読み出し勾配が正値と負値との間で振動するの
と同時進行で発生される。各々の読み出し勾配パルス２
５５の最中に、総数１２８のサンプルが各々のＮＭＲエ
コー信号２５３から収集される。連続した１２８のＮＭ
Ｒエコー信号２５３は、一連の１２８のＧy 位相エンコ
ーディング勾配パルス２５８によって別個に位相エンコ
ードされている。最初のパルスは負のローブ２５９であ
り、負のローブ２５９は、エコー信号が収集されるより
も前に発生して、ｋy ＝−６４での最初のビューをエン
コードする。後続の位相エンコーディング・パルス２５
８は、読み出し勾配パルス２５５の極性がスイッチする
のと同時に発生して、これらの位相エンコーディング・
パルス２５８は、ｋy 空間を通して単調に上方に向かっ
て、位相エンコーディングを段階的に進める。
【００２６】位相エンコーディングがｋy 空間を通して
段階的に進むと共に１２８のＮＭＲエコー信号２５３が
収集されるにつれて、位相命令は、参照番号２６０に示
すように交番する。これらの交番は、線２０１（図２）
の搬送波信号における１８０°の位相シフトを表してお
り、これにより、ＮＭＲエコー信号２５３の１つおきの
信号の極性が反転する。従って、このＥＰＩパルス列が
完了すると、別個に位相エンコードされた（且つ極性が
交番した）１２８のＮＭＲエコー信号２５３の別個に周
波数エンコードされた１２８のサンプルが収集されてい
る。結果としての１２８×１２８要素の複素数の配列
は、画像の再構成に用いられるＮＭＲデータ・セットで
ある。
段階的に進むと共に１２８のＮＭＲエコー信号２５３が
収集されるにつれて、位相命令は、参照番号２６０に示
すように交番する。これらの交番は、線２０１（図２）
の搬送波信号における１８０°の位相シフトを表してお
り、これにより、ＮＭＲエコー信号２５３の１つおきの
信号の極性が反転する。従って、このＥＰＩパルス列が
完了すると、別個に位相エンコードされた（且つ極性が
交番した）１２８のＮＭＲエコー信号２５３の別個に周
波数エンコードされた１２８のサンプルが収集されてい
る。結果としての１２８×１２８要素の複素数の配列
は、画像の再構成に用いられるＮＭＲデータ・セットで
ある。
【００２７】但し、画像を再構成する前に、このＮＭＲ
データ・セットのサンプルの１つおきの行の極性を再反
転させる。サンプルの各々の行は、１つの位相エンコー
ドされたエコー信号を表しており、１つおきの行を再反
転させることにより、収集されたＮＭＲエコー信号すべ
ての極性が再び同一になる。しかしながら、上で説明し
たように、１つおきの行をこのように再反転させると、
ＮＭＲ信号の収集時にＮＭＲ信号に導入されたあらゆる
ｄｃレベルも又、反転する。その結果、ｄｃレベルは今
や、ｋ空間の位相エンコーディング方向において（即
ち、ＮＭＲデータ・セットのｋy 軸に沿って）極性が交
番した信号成分となる。
データ・セットのサンプルの１つおきの行の極性を再反
転させる。サンプルの各々の行は、１つの位相エンコー
ドされたエコー信号を表しており、１つおきの行を再反
転させることにより、収集されたＮＭＲエコー信号すべ
ての極性が再び同一になる。しかしながら、上で説明し
たように、１つおきの行をこのように再反転させると、
ＮＭＲ信号の収集時にＮＭＲ信号に導入されたあらゆる
ｄｃレベルも又、反転する。その結果、ｄｃレベルは今
や、ｋ空間の位相エンコーディング方向において（即
ち、ＮＭＲデータ・セットのｋy 軸に沿って）極性が交
番した信号成分となる。
【００２８】画像の再構成は、交番したＮＭＲデータ・
セットに対して２次元フーリエ変換を行うことにより遂
行される。列方向（即ち、ｋy 軸に沿って）に行われる
フーリエ変換の当然の結果として、高周波の交番ｄｃ成
分は、画像空間における画像の端（即ち、ｙ＝±６４）
の位置に移動される。その結果、ベースライン誤差によ
る結果として生じるあらゆるアーティファクトは、再構
成された画像の中心から離れて、画像の診断品質を損な
わないような位置に移動させられる。
セットに対して２次元フーリエ変換を行うことにより遂
行される。列方向（即ち、ｋy 軸に沿って）に行われる
フーリエ変換の当然の結果として、高周波の交番ｄｃ成
分は、画像空間における画像の端（即ち、ｙ＝±６４）
の位置に移動される。その結果、ベースライン誤差によ
る結果として生じるあらゆるアーティファクトは、再構
成された画像の中心から離れて、画像の診断品質を損な
わないような位置に移動させられる。
【００２９】本発明は、単一ショットのＥＰＩパルス列
に関して記載されているが、本方法を奇挿入マルチショ
ットＥＰＩ（odd-interleaved multishot EPI）及びそ
の他の超高速パルス列にも等しく適用可能であること
は、当業者には明らかであろう。例えば、ＲＡＲＥパル
ス列は、単一のＲＦ励起パルスによって横磁化を形成し
た後に、複数のＮＭＲエコー信号を発生する。これらの
極性は、各々のＮＭＲエコー信号収集の前に位相命令を
変更することにより、上述の方法と同様に交番させるこ
とができる。
に関して記載されているが、本方法を奇挿入マルチショ
ットＥＰＩ（odd-interleaved multishot EPI）及びそ
の他の超高速パルス列にも等しく適用可能であること
は、当業者には明らかであろう。例えば、ＲＡＲＥパル
ス列は、単一のＲＦ励起パルスによって横磁化を形成し
た後に、複数のＮＭＲエコー信号を発生する。これらの
極性は、各々のＮＭＲエコー信号収集の前に位相命令を
変更することにより、上述の方法と同様に交番させるこ
とができる。
【００３０】又、収集されたＮＭＲエコー信号の極性を
交番させるために用いられる特定のパターンは、位相エ
ンコーディングがｋ空間を横断する順序に関係する。好
適な実施例のＥＰＩパルス列では、ｋ空間は、単調に横
断されており、ＮＭＲエコー信号は、受信された順序で
その極性を交番させられている。しかしながら、ｋ空間
を他の順序で横断するならば、ＮＭＲエコー信号の反転
のパターンも異なったものになることがある。重要な因
子は、ＮＭＲデータ・セットとして記憶されているＮＭ
Ｒエコー信号が、可能な限り最高の速度で位相エンコー
ディング方向に沿って極性を交番するということにあ
る。
交番させるために用いられる特定のパターンは、位相エ
ンコーディングがｋ空間を横断する順序に関係する。好
適な実施例のＥＰＩパルス列では、ｋ空間は、単調に横
断されており、ＮＭＲエコー信号は、受信された順序で
その極性を交番させられている。しかしながら、ｋ空間
を他の順序で横断するならば、ＮＭＲエコー信号の反転
のパターンも異なったものになることがある。重要な因
子は、ＮＭＲデータ・セットとして記憶されているＮＭ
Ｒエコー信号が、可能な限り最高の速度で位相エンコー
ディング方向に沿って極性を交番するということにあ
る。
【００３１】ＮＭＲエコー信号が受信された順序でその
極性を交番させるために、その他の手段が用いられ得る
ことも又、明らかであろう。重要な因子は、修正される
ベースライン誤差を発生するｄｃレベルの導入より前に
この反転を生じさせるということにある。
極性を交番させるために、その他の手段が用いられ得る
ことも又、明らかであろう。重要な因子は、修正される
ベースライン誤差を発生するｄｃレベルの導入より前に
この反転を生じさせるということにある。
【図１】本発明を用いたＭＲＩシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送
受信器の電気ブロック図である。
受信器の電気ブロック図である。
【図３】本発明の好適な実施例において用いられている
ＥＰＩパルス列のグラフ表現である。
ＥＰＩパルス列のグラフ表現である。
１００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード兼制御パネル １０４ 表示装置 １０６ 画像処理モジュール １０７ 計算機システム １０８ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ駆動装置 １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １１９ ＣＰＵモジュール １２１ パルス発生モジュール １２２ システム制御装置 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学データ収集制御装置 １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極マグネット １４１ マグネット・アセンブリ １５０ 送受信モジュール １５１ ＲＦ増幅器 １５２ 全身型ＲＦコイル １５２Ａ、１５２Ｂ 分離型コイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送信／受信スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ 周波数合成器 ２０１、２０４、２０５、２１２ 出力線 ２０２ 変調器兼アップ・コンバータ ２０３ レファランス周波数発生器 ２０６ 励起信号減衰回路 ２０７ 受信信号減衰器 ２０８ ダウン・コンバータ ２０９ Ａ／Ｄ変換器 ２１０ ディジタル検出器兼信号処理装置 ２５０ ＲＦ励起パルス ２５１ Ｇz スライス選択勾配パルス ２５２ Ｇz スライス選択勾配パルスの負のローブ ２５３ ＮＭＲエコー信号 ２５５ 読み出し勾配磁場 ２５６ 読み出し勾配磁場の負のローブ ２５８ Ｇy 位相エンコーディング勾配パルス ２５９ Ｇy 位相エンコーディング勾配パルスの負のロ
ーブ ２６０ 交番した位相命令
ーブ ２６０ 交番した位相命令
Claims (6)
- 【請求項１】 超高速パルス列を用いた走査中に生成さ
れたＮＭＲ画像におけるベースライン誤差アーティファ
クトを除去する方法であって、 単一のＲＦ励起パルスにより発生された横磁化に応答し
て、一連の別個に位相エンコードされたＮＭＲエコー信
号を発生する超高速パルス列を実行する工程と、 前記一連の別個に位相エンコードされたＮＭＲエコー信
号を収集すると共に、該別個に位相エンコードされたＮ
ＭＲエコー信号のうちの１つおきの位相エンコードされ
た信号の極性を、前記ＮＭＲエコー信号が収集されたと
きに反転させる工程と、 前記走査中に収集された前記別個に位相エンコードされ
たＮＭＲエコー信号から成る連続した位相エンコードさ
れた信号で構成されているＮＭＲデータ・セットを記憶
する工程と、 前記ＮＭＲデータ・セットとして記憶されている前記別
個に位相エンコードされたＮＭＲエコー信号の前記１つ
おきの位相エンコードされた信号の極性を反転させる工
程と、 前記ＮＭＲデータ・セットにフーリエ変換を行うことに
より画像を再構成する工程とを備えたＮＭＲ画像におけ
るベースライン誤差アーティファクトを除去する方法。 - 【請求項２】 前記走査は、単一の超高速パルス列を実
行することにより完了する請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記超高速パルス列は、エコー・プラナ
・パルス列である請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記別個に位相エンコードされたＮＭＲ
エコー信号は、一組の位相エンコーディング値を単調な
順序で走査する請求項３に記載の方法。 - 【請求項５】 前記一連の別個に位相エンコードされた
ＮＭＲエコー信号は、各々のＮＭＲエコー信号をレファ
ランス周波数信号と混成する受信器により収集され、該
別個に位相エンコードされたＮＭＲエコー信号のうちの
１つおきの位相エンコードされた信号の極性は、前記レ
ファランス周波数信号の極性を反転させることにより反
転させられる請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 前記レファランス周波数信号の極性は、
その位相を１８０°シフトさせることにより反転させら
れる請求項５に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/422,383 US5541513A (en) | 1995-04-14 | 1995-04-14 | MRI center point artifact elimination using realtime receiver phase control |
| US08/422383 | 1995-04-14 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0921853A true JPH0921853A (ja) | 1997-01-21 |
Family
ID=23674660
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8082155A Ceased JPH0921853A (ja) | 1995-04-14 | 1996-04-04 | Ｎｍｒ画像におけるベースライン誤差アーティファクトを除去する方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5541513A (ja) |
| JP (1) | JPH0921853A (ja) |
| DE (1) | DE19611007A1 (ja) |
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-
1996
- 1996-03-20 DE DE19611007A patent/DE19611007A1/de not_active Withdrawn
- 1996-04-04 JP JP8082155A patent/JPH0921853A/ja not_active Ceased
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| Publication number | Publication date |
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