(57)【要約】  Ｂ０マッピング方法は、予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定する。Ｂ０マッピング方法は、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布、及び撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定から、静磁場の空間分布を計算することを含む。本発明は、腔及び外部組織においても磁場推定を提供する。また、本発明の磁場推定は、いわゆる位相ラップの影響を受けにくい。
2021529026.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定するＢ０マッピング方法であって、
前記撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布、及び
前記撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定
から前記静磁場の空間分布を計算するステップを含む、Ｂ０マッピング方法。
【請求項２】
前記スピン位相蓄積の空間分布と一致する位相推定磁化率分布を計算するステップと、
推定されるプロトンスピン密度分布と一致するプロトン推定磁化率分布を計算するステップと、
（ｉ）最終磁化率分布と前記位相推定磁化率分布との差、及び（ｉｉ）前記最終磁化率分布と前記プロトン推定磁化率分布との差、の両方を最小にするように、前記最終磁化率分布をフィットさせるステップと、
前記最終磁化率分布から前記静磁場の空間分布を計算するステップと、
を含む。請求項１に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項３】
前記最終磁化率分布は、反復的に計算され、前記反復は、前記最終磁化率分布と前記位相推定磁化率分布との最小差と、前記最終磁化率分布と前記プロトン推定磁化率分布との最小差と、の制約の間で行われる、請求項２に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項４】
前記推定されるプロトン密度分布は、少なくとも３つのコンポーネントのセグメント化によって形成される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項５】
前記セグメント化は、軟組織、間質ボイド、及び空気を表すコンポーネントを少なくとも含む、請求項４に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項６】
前記セグメント化は、シリコン、金属、及びセラミックスをそれぞれ表すコンポーネントを更に含む、請求項５に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項７】
前記推定されるプロトン密度分布が、軟組織、間質ボイド及び空気を表すコンポーネントのうち多くとも３つのコンポーネントのセグメント化によって形成される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項８】
前記反復は、前記静磁場の空間分布の初期推定、又は前記静磁場の空間分布の精度、から初期化される、請求項３乃至７のいずれか１項に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項９】
自己整合最小化プロシージャが、（ｉ）前記最終磁化率分布と前記位相推定磁化率分布との間の差、及び（ｉｉ）前記最終磁化率分布と前記プロトン推定磁化率分布との間の差、を最小化する、請求項３乃至７のいずれか１項に記載のＢ０マッピング方法。
【請求項１０】
予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定するためのコンピュータプログラムであって、前記撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布と、前記撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定とから、前記静磁場の空間分布を計算する命令を含む、コンピュータプログラム。
【請求項１１】
請求項１０に記載のコンピュータプログラムをインストールした磁気共鳴検査システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定するためのＢ０マッピング方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）方法は、２次元又は３次元画像を形成するために磁場と原子核スピンとの間の相互作用を利用し、今日、特に医療診断の分野において広く使用されており、その理由は、軟組織のイメージングに関して、ＭＲＩ方法が、多くの点で他のイメージング方法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常、侵襲的でないからである。
【０００３】
通常、ＭＲＩ方法によれば、検査される患者の身体は、強い均一磁場Ｂ０内に配置され、磁場Ｂ０の向きは、同時に、測定値が関連付けられる座標系の軸（通常はｚ軸）を規定する。磁場Ｂ０は、規定された周波数（いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数）の電磁交番磁場（ＲＦ場）の印加によって励起され得る、磁場強度（スピン共鳴）に応じた個々の核スピンに対して、様々なエネルギレベルを引き起こす。巨視的観点から、個々の核スピンの分布は、適切な周波数（ＲＦパルス）の電磁パルスの印加によって平衡状態から外れて偏向され得る全体的な磁化を生成する一方、このＲＦパルスの対応する磁場Ｂ１は、ｚ軸に垂直に延び、その結果、磁化はｚ軸を中心とした歳差運動を行う。歳差運動は、アパーチャの角度がフリップ角と呼ばれる円錐の表面を記述する。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度と持続時間に依存する。いわゆる９０°パルスの例では、磁化はｚ軸から横断面（フリップ角９０°）に偏向される。ＲＦパルスの終了後、磁化は緩和して元の平衡状態に戻り、この場合、ｚ方向の磁化は、第１の時定数Ｔ１（スピン格子又は縦緩和時間）で再び構築され、ｚ方向に垂直な方向の磁化は、第２のより短い時定数Ｔ２（スピン−スピン又は横緩和時間）で緩和する。横磁化とその変動は、磁気共鳴検査システムの検査ボリューム内に配置され方向付けられる受信ＲＦアンテナ（コイルアレイ）によって、磁化の変動がｚ軸に垂直な方向において測定されるようにして検出されることができる。横磁化の減衰は、局所磁場不均一性によってＲＦ励起後に生じるデフェージングを伴い、これは、同じ信号位相を持つ秩序状態からすべての位相角が均一に分布した状態への遷移を容易にする。デフェージングは、リフォーカシングＲＦパルス（例えば、１８０°パルス）によって補償されることができる。これにより、受信コイルにエコー信号（スピンエコー）が生成される。
【０００４】
被検者のような撮像される被検体における空間分解能を実現するために、３つの主軸に沿って延びる一定の磁場勾配が、均一な磁場Ｂ０に重ね合わされ、それにより、スピン共鳴周波数の線形空間依存性をもたらす。受信アンテナ（コイルアレイ）内でピックアップされた信号は次に、体内の異なる位置に関連付けられることができる異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られた信号データは、磁気共鳴信号の波動ベクトルの空間周波数ドメインに対応し、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは、通常、異なる位相符号化で取得された複数のラインを含む。各ラインは、多数のサンプルを収集することによってデジタル化される。ｋ空間データの組は、フーリエ変換によってＭＲ画像に変換される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
横磁化は、一定の磁場勾配が存在する場合にもディフェーズする。このプロセスは、ＲＦ誘導（スピン）エコーの形成と同様に、いわゆる勾配エコーを形成する適切な勾配反転によって反転されることができる。しかしながら、勾配エコーの場合、ＲＦリフォーカス（スピン）エコーとは対照的に、主磁場不均一性、化学シフト及び他のオフ共鳴効果の効果はリフォーカスされない。主磁場の不均質性（Ｂ０不均一性）は、磁気共鳴信号の空間符号化における混乱要因であり、従って、再構成された磁気共鳴画像におけるエラーにつながる。磁気共鳴検査システムの検査領域における主磁場強度の空間分布を表すＢ０マッピングが、誘起された符号化エラーを補正するために使用されることができる。この補正は、再構成において行われてもよく、又はシミング技術によって主磁場の不均一性を補償されることもできる。
【０００６】
発明の背景
【０００７】
予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定するためのＢ０マッピング方法は、米国特許出願第2017/0350951号から知られている。従来のＢ０マッピング方法では、それぞれ異なるエコー時間のエコー信号間の位相差を利用して、撮像ゾーン内の磁場分布を推定する。
本発明の目的は、より正確なＢ０マッピング方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
この目的は、予め選択された撮像ゾーンにおける静磁場の空間分布を決定するためのＢ０マッピング方法であって、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積（spin-phase accruals）の空間分布と、撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定と、から静磁場の空間分布を計算することを含む、Ｂ０マッピング方法によって達成される。
【０００９】
本発明は、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布と、プロトン密度分布の推定とを利用する。本発明は、腔（キャビティ）及び外部組織にける磁場推定をも提供する。また、本発明の磁場推定は、いわゆる位相ラップの影響を受けにくい。更に、本発明から推定される磁場のマップは、スピン位相蓄積の空間分布にのみ基づく結果よりも正確である。実際に、スピン位相蓄積が、弱い信号から導出される場合、結果として生じるＢ０マッピングは、プロトン密度分布に基づく推定により多く依存するほど、より安定的である。バルク磁化率の任意分布が存在する場合の局所磁場の計算は、"A fast calculation method for magnetic field inhomogeneity due to an arbitrary distribution of bulk susceptibility" by R. Salomir et al. in Magnetic Resonance Engineering 19B(2003)26-34からそれ自体は知られている。
【００１０】
本発明のこれら及び他の態様は、従属請求項に規定された実施形態を参照して更に詳述される。本発明の実際的な実現形態は、スピン位相蓄積分布と一致する位相推定磁化率分布を計算するステップと、推定されたプロトンスピン密度分布と一致するプロトン推定磁化率分布を計算するステップと、（ｉ）最終磁化率分布と磁化率分布からの位相推定との差、及び（ｉｉ）最終磁化率分布とプロトン推定磁化率分布との差、の両方を最小にするように、最終磁化率分布をフィットさせるステップと、最終磁化率分布から静磁場の空間分布を計算するステップと、を含む。本実現形態は、スピン位相蓄積分布及びプロトン密度分布の両方との整合性を、可能な限り良好に調整した最終磁化率分布を得るための実用的な方法を提供する。本発明は、（ｉ）スピン位相蓄積の空間分布、及び（ｉｉ）プロトン密度分布、の両方を考慮する洞察に基づく。これは、（ｉ）磁気共鳴信号からスピン位相蓄積を導出すること、（ｉｉ）プロトン密度分布を推定すること、によって実現されることができる。スピン位相蓄積分布と推定されるプロトン密度との両方と最適に一致するように磁化率分布をフィッティングすることにより、正確な結果が得られる。本発明は特に、プロトン密度が低い領域では、スピン位相蓄積が信頼性をもって測定されることができず、例えば、信号対雑音比が低いという問題を解決する。従って、プロトン密度分布を考慮に入れると、プロトン密度の低い領域からのデータがより現実的に考慮されるため、より信頼性の高い結果が得られる。単純な実施形態では、磁化率分布が、スピン位相蓄積分布から、並びに高いプロトン密度及び低いプロトン密度を有する領域における推定されるプロトン密度から、それぞれ計算されることができる。高プロトン密度領域と低プロトン密度領域との間の領域において、磁化率分布は、スピン位相蓄積及びプロトン密度にそれぞれ関連付けられる磁化率分布の解の間の単純な補間によって推定されることができる。従って、静磁場の空間分布の決定は、取得された磁気共鳴エコー信号から測定されるスピン位相蓄積分布と、推定されたプロトン密度との両方を考慮に入れる。
【００１１】
静磁場の空間分布の決定には、取得した磁気共鳴エコー信号から測定されたスピン位相蓄積分布とプロトン密度の推定との両方を考慮に入れる。その結果、空間磁化率分布を与える計算には、スピン位相蓄積分布と推定されたプロトン密度とが入力される。計算した磁化率空間分布から、静磁場の空間バリエーションが計算されることができる。上述のように、磁化率の解が、測定されたスピン位相蓄積と推定されたプロトン密度の両方にどれくらい正確にフィットするかにかかわらず、結果として生じる静磁場の空間分布は、低いプロトン密度が存在する領域、例えば、空気が存在する領域、又は検査される患者の身体の領域に起因する誤差に多かれ少なかれ敏感である。磁化率分布の解が、スピン位相蓄積分布とプロトン密度分布の両方により良好に一致するほど、結果的に得られる静磁場の空間分布は、より正確になり且つより一層信頼性が高くなる。
【００１２】
本発明の別の実現形態において最終磁化率分布は、反復的な方法で計算され、反復は、最終磁化率分布と位相蓄積分布に一致する磁化率分布との間の最小差、及び最終磁化率分布と推定されたプロトンスピン密度分布に一致する磁化率分布との間の最小差の制約の間にある。この反復的な実現形態は、位相蓄積分布及びプロトン密度分布に最もよく一致する磁化率を正確に推定するために、位相蓄積からの情報及びプロトン密度からの情報を効率的に使用する。更に、位相ラップの効果が、最終磁化率分布の計算に組み込まれる。反復アプローチは、制約の強い非線形性を考慮するのに十分に適している。より詳細には、反復アプローチは、磁化率分布の推定値が計算される磁場分布の初期推定から始まる。計算された磁化率分布から、（ｉ）計算された磁化率分布に最もフィットするように、（ｉｉ）位相ラッピングを考慮しながら、結果的に得られる磁場分布が計算される。このプロセスは、位相ラップを考慮しながら、自己整合的に一致する磁化率分布及び磁場分布を見つけるために、更に繰り返されることができる。現在の繰り返しにおける磁場分布と直前の繰り返しにおける磁化率分布との間の差の最小化（及び位相ラップを考慮すること）は、磁場分布の不正確さに関してスケーリングされる。正確な結果は、磁場分布の期待される不正確さの２乗でスケーリングすることにより得られる。磁場分布の推定は、推定の誤差のガウス分布と一致するように見える。
【００１３】
推定されるプロトン密度分布は、診断画像、特に磁気共鳴画像から、推定プロトン密度分布を得るために、限定された数の、典型的には３つのセグメントが使用されるという点で簡略化されることができる。良好な結果は、軟組織、間質性ボイド及び空気を表すコンポーネントへのセグメント化によって達成される。すなわち、軟組織と、検査される患者の体内のボイド内の空気と、体外の空気とが区別される。
【００１４】
発明のＢ０マッピング方法は最初のＢ０マッピングに基づく初期化により、また、任意にその正確さにより、計算効率が高いかもしれない。
【００１５】
Ｂ０マッピングの計算労力は、限られた数（例えば、３つ又は６つ）のコンポーネントの推定プロトン分布をセグメント化することによって低減される。良好な結果は、（ｉ）軟組織、（ｉｉ）（空気又は骨に起因し得る）間質性信号ボイド、及び（ｉｉｉ）検査される患者の体外の空気、を表すコンポーネントへのセグメント化を使用して達成される。異なる信号生成材料を表す、より洗練された実現セグメント化コンポーネントが追加されてもよい。これらの成分は、シリコン、金属又はセラミックを表すことができる。体内の空気又は骨は、プロトン密度が低く、デフェージング時間が非常に短いため、体内に信号ボイドが生じることに留意されたい。
【００１６】
本発明はまた、請求項１１に記載の磁気共鳴検査システムに関する。本発明のこの磁気共鳴検査システムは、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布と、プロトン密度分布の推定とを利用することを可能にする。本発明は、腔及び外部組織においても磁場推定を提供する。本発明は更に、請求項１０に記載のコンピュータプログラムに関する。本発明のコンピュータプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭディスク又はＵＳＢメモリスティックのようなデータ担体上に提供されることができ、又は本発明のコンピュータプログラムは、ワールドワイドウェブのようなデータネットワークからダウンロードされることができる。磁気共鳴イメージングシステムは、磁気共鳴イメージングシステムに含まれるコンピュータにインストールされる場合、本発明に従って動作することが可能になり、磁気共鳴検査システムが、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布、及びプロトン密度分布の推定値を利用することを可能にすることを達成する。本発明は、腔及び外部組織においても磁場推定を提供する。
【００１７】
本発明のこれらの態様及び他の態様は、以下に記載される実施形態を参照し、添付の図面を参照して説明される。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明による静磁場の空間分布の計算の実現形態を示す概略図。
【図２】本発明による静磁場の空間分布の計算の実現形態のより詳細な概略図。
【図３】本発明が組み込まれる磁気共鳴検査システムの概略図を示す。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
図１は、本発明による静磁場の空間分布の計算の実施の概略図を示す。この実現形態によれば、撮像ゾーンからの磁気共鳴エコー信号間のスピン位相蓄積の空間分布が、取得された磁気共鳴信号からを計算され（１０１）、静磁場の空間分布の計算（１０３）への入力として供給される。また、撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定（１０２）がアクセスされ、撮像ゾーンにおけるプロトン密度分布の推定に入力される。プロトン密度分布は、準備フェーズ中に取得される磁気共鳴信号、例えば、磁気共鳴検査システムの高周波受信器コイルの空間コイル感度プロファイルの測定から並行して得られる磁気共鳴信号から推定することができる。
【００２０】
図２は、本発明による静磁場の空間分布の計算の実現形態のより詳細な概略図を示す。スピン位相蓄積１０１から、スピン位相蓄積と一致する初期磁化率分布が推定される（２０１）。プロトン密度分布から、プロトン密度分布と一致する別の初期磁化率分布が推定される（２０２）。次いで、反復アプローチ２０３を適用して、スピン位相蓄積分布及びプロトン密度分布の両方との整合性を最適に考慮するよう磁化率分布をフィットさせる。最終的にフィットした磁化率分布から、空間磁場分布が計算される（１０３）。
【００２１】
想定される処理への入力は以下である：
【００２２】
Ｂ０マップの初期バージョンＢｍ（ｘ）（実際には完全に均一な磁場から逸脱する）。「ｍ」は「測定された」を表す。ベクトルｘは３次元である。
【００２３】
上記の不正確さの大まかな位置依存の知識は、σＢ（ｘ）として表される。
【００２４】
対象のプロトン密度の推定はρ（ｘ）である。
【００２５】
しかし、そのプロトン密度マップは直接的には役立たないが、例えば「軟組織」、「間質」及び「空気」の３つのカテゴリーにボリュームをセグメント化することができる何らかのタイプの前処理を必要とする。
【００２６】
出力は、エラー磁場の改善された推定であり、Ｂ~（ｘ）と表される。
【００２７】
重要な中間結果は、χ~（ｘ）と定義される。「局所磁化率の改善された推定値」として示される（「改善された」という語は、ここでは「初期」推定値がないので、誤って示されているともいえる）。
【００２８】
想定される処理は、
2021529026.tif 000003
によって、中間結果χ~（ｘ）を推定する。
【００２９】
物質のコンテントが事前に知られているボリューム内において、χ~（ｘ）が選択されたレンジに設定される。
2021529026.tif 000004
と設定する場合、良好な結果が得られる。
【００３０】
これらの式では、
Ｂ０は、主磁場強度の値である。
例えばｋｘ，ｐにおいて、「ｐ」は「物理的」であることを表し、すなわち、１／長さ（例えば、１／ｍ又は１／ｍｍ）の単位を表す。
2021529026.tif 000005
は、フーリエ変換を示す。
ｎは、は任意の整数である。
Ｂｗａｒｐは、１／ΔＴＥ（Ｂｍ（ｘ）が２つのエコー間の位相差を調べることによって確立されたと仮定する）に対応する。
【００３１】
原則として、Ｂ~（ｘ）とχ~（ｘ）の間には１対１の対応がある：
2021529026.tif 000006
処理に関しては以上である。
【００３２】
これらのすべては、Ｂｍ（ｘ）をフィルタリングしてＢ~（ｘ）を与えるための先進的な方法と見なすことができる。
【００３３】
処理の中央にある、
2021529026.tif 000007
は、各レベルの局所的な（小カーネル）コンボリューションと組み合わせられて、χ~（ｘ）の多重解像度デコンポジションによって合理的に近似されることができる。
【００３４】
代替例として、
2021529026.tif 000008
であり、例えば、
2021529026.tif 000009
である。
【００３５】
磁化率分布と一致する磁場は、Ｂ~（ｘ；χ）と示され、一方、プロトン密度に関する情報は、セグメント化された領域における磁化率の設定値範囲において考慮される。言い換えると、磁化率の設定値範囲が与えられれば、磁化率は、測定された磁界分布にフィットする磁界分布ｎを生成する。図３は、本発明を用いた磁気共鳴イメージングシステムを図式的に示したものである。磁気共鳴イメージングシステムは、一組の主コイル１０を有し、それによって、均一な定常磁場が生成される。主コイルは例えば、トンネル形状の検査空間を囲むように構成される。検査されるべき患者は、このトンネル形状の検査空間内へスライドされる患者担体上に置かれる。また、磁気共鳴イメージングシステムは、複数の勾配コイル１１、１２を有し、それによって、特に個々の方向における一時的な勾配の形の空間バリエーションを示す磁場が、均一な磁場上に重ね合わされるように生成される。勾配コイル１１、１２は、１つ又は複数の勾配増幅器及び制御可能な電源ユニットを有する勾配制御装置２１に接続される。勾配コイル１１、１２は、電力供給ユニット２１によって電流を印加されることによって付勢される。このため、電力供給ユニットは、適切な時間的形状の勾配パルス（「勾配波形」とも呼ばれる）を生成するように、勾配コイルに電流を印加する電子勾配増幅回路が取り付けられる。勾配の強度、方向及び持続時間は電力供給ユニットの制御によって制御される。また、磁気共鳴イメージングシステムは、ＲＦ励起パルスを生成するため、及び磁気共鳴信号をピックアップするための送信コイル及び受信コイル１３、１６を有する。送信コイル１３は、好適には、検査される対象（の一部）を囲むことができるボディコイル１３として構成される。ボディコイルは通常、検査されるべき患者３０が磁気共鳴イメージングシステム内に配置されるときにボディコイル１３によって囲まれるように、磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル１３は、ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカスパルスの伝送のための伝送アンテナとして作用する。好ましくは、ボディコイル１３は、送信ＲＦパルス（ＲＦＳ）の空間的に一様な強度分布を含む。送信コイルと受信コイルは、通常、同じコイル又はアンテナを交互に使用する。更に、送信及び受信コイルは通常、コイルとして形成されるが、送信及び受信コイルがＲＦ電磁信号の送信及び受信アンテナとして作用する他の幾何学的形状も実現可能である。送信及び受信コイル１３には電子送受信回路１５が接続されている。代わりに、別個の受信コイル及び／又は送信コイル１６を使用することも可能であることに留意されたい。例えば、表面コイル１６が、受信及び／又は送信コイルとして使用されることができる。このような表面コイルは比較的小さいボリュームで高い感度を有する。表面コイルのような受信コイルは復調器２４に接続され、受信された磁気共鳴信号（ＭＳ）は復調器２４によって復調される。復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニットに供給される。受信コイルは、前置増幅器２３に接続される。前置増幅器２３は、受信コイル１６によって受信されたＲＦ共鳴信号（ＭＳ）を増幅し、増幅されたＲＦ共鳴信号は、復調器２４に供給される。復調器２４は、増幅されたＲＦ共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は、撮像される対象の部分における局所スピン密度に関する実際の情報を含む。更に、送受信回路１５は、変調器２２に接続されている。変調器２２及び送受信回路１５は、ＲＦ励起及びリフォーカスパルスを送信するように送信コイル１３を活性化する。特に、表面受信コイル１６は、無線リンクによって送受信回路に結合される。表面コイル１６によって受信された磁気共鳴信号データは、送受信回路１５に送信され、制御信号（例えば、表面コイルをチューニング及びデチューニングするため）が、無線リンクを介して表面コイルに送られる。
【００３６】
再構成ユニットは、復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ又は複数の画像信号を導き出し、これらの画像信号は、検査される対象の撮像された部分の画像情報を表す。実際には、再構成ユニット２５が好ましくは復調された磁気共鳴信号から、撮像される対象物の一部の画像情報を表す画像信号を導出するようにプログラムされたデジタル画像処理ユニット２５として構成される。信号は、再構成モニタ２６の出力上に供給され、それにより、モニタは、磁気共鳴画像を表示することができる。代替例として、再構成ユニット２５からの信号を、さらなる処理を待つ間にバッファユニット２７に記憶することも可能である。
【００３７】
本発明による磁気共鳴イメージングシステムには、例えば（マイクロ）プロセッサを含むコンピュータの形態の制御ユニット２０も設けられる。制御ユニット２０は、ＲＦ励起の実行及び一時勾配磁場の印加を制御する。この目的のために、本発明によるコンピュータプログラムは例えば、制御ユニット２０及び再構成ユニット２５にロードされる。Ｂ０マッピングは、制御ユニットのプロセッサによって計算され、その後、再構成ユニット２５において、Ｂ０不均一性に起因する符号化エラーに関して、再構成された磁気共鳴画像を補正するために使用されることができる。更に又は代替的に、Ｂ０マッピングを勾配制御ユニットに適用して、Ｂ０不均一性を補償するための能動的なシミングのために勾配コイルを制御することもできる。Ｂ０マッピングは、Ｂ０不均一性を補償するために、特別に設計されたシムコイル（図示せず）に同様に適用されることができる。
【図１】
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【図２】
2021529026.tif 000011
【図３】
2021529026.tif 000012
【国際調査報告】
2021529026.tif 000013
2021529026.tif 000014
2021529026.tif 000015