(57)【要約】【課題】大サイズＦＯＶのＭＲイメージングを可能にするように傾斜磁場の非直線性を補正する。【解決手段】本発明の一態様では、単一の範囲拡張画像が望ましいような寝台移動式イメージングに適用され、傾斜非直線性の存在下で運動を伴うＭＲデータが収集され（２０８）、収集したＭＲデータを画像領域に変換し（２１４、２１６、２１８）、変換したＭＲデータにワープ補正関数を適用する（２２０）。ワープ補正済みＭＲデータは、ＭＲ収集中に誘導された運動に関して補正する（２２２、２２４）。このデータは、各点ごと、各線ごと、あるいは収集したＭＲデータ全体に対する別の小部分を単位として収集することがあり、また必要とする運動補正量が最小になるように処理することがある。【選択図】　　　図１
2004000615.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、
傾斜非直線性の存在下で運動を伴うＭＲデータを収集するステップ（２０８）と、
収集したＭＲデータを画像領域に変換するステップ（２１４、２１６、２１８）と、
変換したＭＲデータにワープ補正を適用するステップ（２２０）と、
ＭＲデータ収集中に誘導された運動に関してワープ補正済みＭＲデータを補正するステップ（２２２、２２４）と、
を含む方法。
【請求項２】
ＭＲデータを変換する前記ステップが、一度につきＭＲデータの一部分を画像領域に変換するステップ（２１４、２１６、２１８）と、ＭＲデータの前記一部分にワープ補正を適用するステップ（２２０）と、ＭＲデータの前記一部分を運動に関して補正するステップ（２２４）と、運動補正済みＭＲデータを最終画像に積み上げるステップ（２２６）と、を含んでいる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
ＭＲデータを収集する前記ステップが、傾斜非直線性の変動の影響を受けているＭＲデータを収集するステップ（２０８）を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
運動を伴うＭＲデータを収集する前記ステップが、マグネット（１０６）に対するスキャン対象（１００）の移動、傾斜コイル（５０）に対する対象（１００）の移動、対象（１００）に対するマグネット（１０６）の移動、対象（１００）に対する傾斜コイル（５０）の移動、対象（１００）に対する傾斜コイル（５０）及びマグネット（１０６）の移動、マグネット（１０６）に対する傾斜コイル（５０）及び対象（１００）の移動、傾斜コイル（５０）に対するマグネット（１０６）及び対象（１００）の移動、並びにマグネット（１０６）、傾斜コイル（５０）及び対象（１００）の移動のうちの少なくとも１つを含んでいる、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
ＭＲデータを変換する前記ステップが各データ点を各点単位でフーリエ変換するステップ（２１４）を含んでいる、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
ＭＲデータを変換する前記ステップが各ｋ空間データ線を画像領域にフーリエ変換するステップ（２１８）を含んでいる、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
運動を補正する前記ステップがＭＲデータを画素オフセットだけシフトさせるステップ（２２４）を含み、かつ前記積み上げのステップが傾斜非直線性を補正した画像を形成するために該ＭＲデータを先行する任意の補正済みＭＲデータに加算するステップ（２２６）を含んでいる、請求項２に記載の方法。
【請求項８】
前記運動はマグネット（１０６）のボアに対する寝台（１０２）の移動によって誘導されている、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
ＭＲデータを収集する前記ステップが、運動方向（１０４）で周波数エンコードしたＭＲデータを収集するステップ（２０８）を含み、かつＭＲデータを変換する前記ステップが、１−Ｄ　ＦＦＴを適用し（２１４）、該１−Ｄ　ＦＦＴ変換したデータを元々は空の２Ｄ／３Ｄマトリックスに配置（２１６）するステップ、並びに次いで別の任意の方向に沿って追加のフーリエ変換を適用するステップ（２１８）を含んでいる、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記ワープ補正は事前計算の傾斜誤差計算である、請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
【数１】
2004000615.tif 000016
を各ｋ空間点にわたる再構成和とし、ｆＧＷをワープ補正関数とし、かつ
【外１】
2004000615.tif 000017
を時間の関数とした移動可能寝台の位置として、前記傾斜誤差が次式、
【数２】
2004000615.tif 000018
に従って計算されている、請求項９に記載の方法。
【請求項１２】
寝台移動式ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、
マグネット（１０６）範囲内で移動可能寝台（１０２）上の患者（１００）を並進させるステップと、
傾斜非直線性の存在下でＭＲデータを収集するステップ（２０８）と、
ＭＲデータの一部分を画像に再構成させるステップ（２１４、２１６、２１８）と、
傾斜非直線性の存在下で収集したＭＲデータの前記一部分内の任意のワープを画像領域内にある間に補正するステップ（２２０）と、
寝台運動に関して補償されるように前記収集し再構成したＭＲデータをシフトさせるステップ（２２４）と、
を含む方法。
【請求項１３】
処理すべきＭＲデータの量を決定するステップ（２２２）をさらに含むと共に、ＭＲデータをシフトさせる前記ステップが、処理されるＭＲデータの所与の量に対してＭＲデータを決まった量だけシフトさせるステップ（２２４）を含んでいる、請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
処理すべきＭＲデータ量を決定する前記ステップが、寝台速さ、動かした距離及び利用した収集シーケンスに基づいている、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
所与のＦＯＶを得るように、前記ＭＲデータを先行する収集ＭＲデータに加算するステップ（２２６）をさらに含む請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
処理されるＭＲデータの量をある等しい量だけシフトさせるように、所与の時点で処理すべきＭＲデータの量が少なくとも部分的に寝台速度（２０６）に基づいて決定されている、請求項１２に記載の方法。
【請求項１７】
画像ぼけの回避に要するシフトを決定するために、寝台速度及び利用した収集シーケンスに基づいてある事前定義の距離を確定させている、請求項１３に記載の方法。
【請求項１８】
ＢＷを受信器帯域幅、ＦＯＶｆｒｅｑを周波数エンコードする撮像域、Ｎｆｒｅｑを周波数エンコード点の数、またτを寝台速度から算出される移動時間として、前記事前定義の距離が次式、
Ｄ＝ＢＷ・ＦＯＶｆｒｅｑ・τ／Ｎｆｒｅｑ２
により得られる、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記再構成のステップが、寝台運動方向で最初のフーリエ変換をするステップ（２１４）と、次いで２Ｄ／３Ｄフーリエ変換を適用するステップ（２１８）と、を含んでいる、請求項１２に記載の方法。
【請求項２０】
最初のフーリエ変換をしたＭＲデータを元々は空のマトリックスに配置し（２１６）、次いで該マトリックスに２Ｄ／３Ｄフーリエ変換を適用（２１８）するステップをさらに含む請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
任意のワープを補正する前記ステップ（２２０）が、傾斜非直線性の存在下で収集したＭＲデータに対してだけ実行されている、請求項１２に記載の方法。
【請求項２２】
任意のワープを補正する前記ステップ（２２０）がＧｒａｄＷａｒｐ関数によって実行されている、請求項１２に記載の方法。
【請求項２３】
任意のワープを補正する前記ステップ（２２０）が既存の傾斜誤差マップによって実行されている、請求項１２に記載の方法。
【請求項２４】
ＭＲデータ収集の間に寝台運動をモニタリングするステップ（２１０）をさらに含む請求項１２に記載の方法。
【請求項２５】
前記ＭＲデータが各線単位及び各点単位のうちの一方によって処理されている、請求項１２に記載の方法。
【請求項２６】
移動する対象に関する傾斜非直線性補償を有するＭＲ装置であって、
偏向磁場を印加するようにマグネット（１０６）のボアの周りに位置決めした複数の傾斜コイル（５０）と、ＭＲ画像を収集させるＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリ（５６）に送信するようにパルスモジュール（３８）によって制御を受けているＲＦ送受信器システム（５８）及びＲＦスイッチ（６２）と、を有する磁気共鳴イメージング・システム（１０）と、
撮像対象（１００）をマグネット（１０６）の周りで並進させるための移動可能寝台（１０２）と、
コンピュータ（２０）であって、
マグネット（１０６）のボアを通過するように移動式寝台（１０２）を並進させること、
マグネット（１０６）のボアを通過するように移動可能寝台（１０２）を並進させながら移動式寝台（１０２）上に位置決めした撮像対象（１００）のＭＲデータを収集すること、
収集したＭＲデータを各点単位と各線単位のうちの一方によって処理すること、
寝台運動方向でＭＲデータに対して１−Ｄ　ＦＴを実行すること（２１４）、
前記ＭＲデータに対して少なくとも１回の追加的ＦＴを実行すること（２１８）、
前記ＭＲデータに対してＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用すること（２２０）、
前記ＭＲデータによって画像空間を満たすこと（２２６）、
を実行するようにプログラムしたコンピュータ（２０）と、
を備えるＭＲ装置。
【請求項２７】
前記コンピュータ（２０）はさらに、ＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用（２２０）した後に、運動に関してＭＲデータを補正するようにプログラムされている、請求項２６に記載の装置。
【請求項２８】
前記画像は、ＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用した（２２０）後にＭＲデータを加算して画像を構築させること（２２６）によって満たされている、請求項２６に記載の装置。
【請求項２９】
前記ＧｒａｄＷａｒｐ関数は傾斜非直線性に関する所定の誤差マップを利用している、請求項２６に記載の装置。
【請求項３０】
前記コンピュータ（２０）はさらに、処理すべきＭＲデータの量を決定（２２２）し、処理されるＭＲデータの所与の量に対してＭＲデータを決まった量だけシフトする（２２４）ようにプログラムされている、請求項２６に記載の装置。
【請求項３１】
寝台移動式ＭＲイメージングにおいて傾斜非直線性を補償するためのコンピュータ・プログラムであって、コンピュータに対して、
傾斜コイル（５０）に対して患者寝台（１０２）を移動するステップと、
複数のＭＲデータ点を収集するステップ（２０８）と、
求められる所望の画像次元に基づいたサイズの１つのマトリックスとなるように少なくとも１つのＭＲデータ点を配置するステップであって、該マトリックスの残りの部分はゼロを有するようにしたＭＲデータ点の配置ステップ（２１６）と、
前記求められる所望の画像次元に基づくタイプのＦＦＴを各ＭＲデータ点に対して実行するステップ（２１８）と、
前記ＭＲデータ点にＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用するステップ（２２０）と、
患者寝台運動に関して各ＭＲデータ点を補正するステップ（２２２、２２４）と、
各ＭＲデータ点を加算して画像を構築させるステップ（２２６）と、
を実行させる命令の組を含んでいるコンピュータ・プログラム。
【請求項３２】
前記収集したＭＲデータは傾斜変動による影響を受けている、請求項３１に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項３３】
患者寝台運動に関して補正する前記ステップが、運動速度に基づいて画素オフセットを求めるステップ（２２２）と、該画素オフセットだけＭＲデータ点をシフトさせるステップ（２２４）とを含んでいる、請求項３１に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項３４】
前記ＧｒａｄＷａｒｐ関数は傾斜非直線性係数からなる所定の誤差マップを利用している、請求項３１に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項３５】
【数３】
2004000615.tif 000019
を各ｋ空間点にわたる再構成和とし、ｆＧＷをワープ補正関数とし、かつ
【外２】
2004000615.tif 000020
を時間の関数とした移動可能寝台の位置として、傾斜誤差が次式、
【数４】
2004000615.tif 000021
に従って計算されている、請求項３１に記載のコンピュータ・プログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的には磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、さらに詳細には、対象が傾斜非直線性に対して移動している場合に傾斜磁場歪みを補正するための方法及び装置に関する。
【０００２】
【発明の背景】
人体組織などの物質を均一な磁場（偏向磁場Ｂ０）にかけると、組織中のスピンの個々の磁気モーメントはこの偏向磁場と整列しようとして、この周りをラーモアの特性周波数で無秩序に歳差運動することになる。この物質（または組織）に、ｘ−ｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ１）がかけられると、正味の整列モーメント（すなわち、「縦方向磁化」）Ｍｚは、ｘ−ｙ平面内に来るように回転させられ（すなわち、「傾けられ（ｔｉｐｐｅｄ）」）、正味の横方向磁気モーメントＭｔが生成される。励起信号Ｂ１を停止させた後、励起したスピンにより信号が放出され、さらにこの信号を受信し処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を用いて画像を作成する際には、磁場傾斜（Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚ）が利用される。典型的には、撮像しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従ってこれらの傾斜を変更させている一連の計測サイクルによりスキャンを受ける。結果として得られる受信ＮＭＲ信号の組はディジタル化され処理され、よく知られている多くの再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
ＭＲイメージングでは、対象を空間エンコードするために磁場傾斜を使用している。磁場傾斜とは、Ｂｚ磁場の主要方向のいずれかに沿った直線的な変化のことである。磁場傾斜が非直線的であると最終画像に幾何学的な歪み、すなわち「ワープ（ｗａｒｐｉｎｇ）」を生じさせる。
【０００５】
連続またはステップ移動の寝台運動によって有効撮像域（ＦＯＶ）の画像を範囲拡張することは極めて望ましい。これらの技法では、傾斜が最も直線的な領域で撮像を試み傾斜非直線性に起因する誤差を最小限にしている。こうした誤差があると、得られた画像にゴースト及び／またはぼけが生じる。寝台を移動しながら画像を収集することの主目的は、利用可能な撮像ＦＯＶを通常で達成可能なＦＯＶの先まで範囲拡張することである。しかしこれまでのところ、連続的またはステップ移動する寝台運動を存在させながら傾斜歪みを補正するという課題はまだ十分に解決されていない。従来の取り組み手法では、傾斜コイルのうちその傾斜が実質的に直線的であるような比較的幅狭の領域にわたって撮像し、これにより補正の必要性を低下させることに傾注してきた。しかし、その撮像ボリュームを傾斜が非直線的な領域を含むまで拡大することによって、これらの種類のスキャンに関する収集時間を大幅に短縮することができる。
【０００６】
寝台移動式イメージングでは、収集の間に対象はマグネット内の様々な物理的位置を通過する。したがって、対象が傾斜磁場のアイソセンタから周辺部まで移動するのに伴って、対象は様々な量の傾斜非直線性に出会うことになる。したがって、磁場を通過する移動中に対象は様々な位置的誤差をもつエンコードを受ける。これらの誤差は、得られた画像に幾何学歪みに加えてぼけやゴーストを生じさせる可能性がある。すなわち、データの収集中に寝台を連続して移動させる場合、ｋ空間内の各点は撮像対象サンプル内の異なる位置で収集される。このことは、対象内の各点がデータ収集の過程全体にわたって異なる傾斜磁場と、これに対応して異なる量の歪みとに出会うことを意味する。
【０００７】
運動方向で周波数エンコードするような特殊なケースでは、位相エンコードの各ステップは撮像対象内の異なる位置に対応した異なる寝台位置で収集される。この技法では、データを先ず周波数エンコード方向でフーリエ変換して混成（ｈｙｂｒｉｄ）データを得ている。次いで、パルスシーケンス反復時間（ＴＲ）及び寝台速度（ｖ）から画素オフセットを計算し、かつ適当なシフトを適用することによって、この混成データに関する各位相エンコードの位置合わせ（ｒｅｇｉｓｔｅｒ）が可能となる。次いで、位相エンコードの各々に適当なシフトを適用した後、再構成するのが２Ｄ画像か３Ｄ画像かに基いた数の追加的なフーリエ変換を混成データ組全体に対して実行することができる。この技法は多くの用途において適当な画像を提供できることが立証されているが、傾斜非直線性が大きい領域を含むまでＦＯＶを拡げることによってこの技法を改善できる可能性があり、かつ／または傾斜非直線性補正を利用すればより高品質の画像の恩恵が得られる可能性がある。
【０００８】
したがって、傾斜内に変動があるような傾斜非直線性に対する補償のための方法及び装置があることが望ましい。この具体的な実現形態の１つは寝台移動式イメージングである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、連続的またはステップ移動の寝台運動を用いた大サイズＦＯＶのＭＲイメージングを可能にするように傾斜磁場の非直線性を補償するシステム及び方法に関する。
【００１０】
従来のイメージングでは、理想的には、直線的な傾斜の存在下でデータを収集する。しかし、この理想的な直線性から何らかの偏差があると最終画像に誤差が生じることがある。すなわち、その磁場強度が傾斜方向におけるマグネット・アイソセンタからの距離に正比例することを前提としている。この直線性から何らかの変動があると、得られる画像を歪ませるような誤差が導入される。傾斜磁場の誤差または直線性からの偏差に関する知見が得られれば、理想画像の近似像を計算することができる。本発明は、傾斜磁場歪みを補正するための方法及び装置を含む。本発明は、単一の範囲拡張画像（ｅｘｔｅｎｄｅｄ　ｉｍａｇｅ）、またはより大サイズのＦＯＶを備えるようなより小サイズ画像の１系列が望ましいような寝台移動式イメージングにおいて特に適用可能である。本発明は、傾斜非直線性の存在下で運動を伴うＭＲデータを収集すること、この収集したＭＲデータを画像領域に変換すること、次いで変換したＭＲデータにワープ補正関数を適用すること、を含む。次いでこのワープ補正済みＭＲデータは、ＭＲ収集中に誘導された運動に関して補正する。このデータは、各点ごと、各線ごと、あるいは収集したＭＲデータ全体に対する何らかの別の小部分（ｓｕｂ−ｐｏｒｔｉｏｎ）を単位として処理することがあり、また必要とする運動補正量が最小になるように処理することがある。寝台速度や利用した収集シーケンスに基づいて、データは共通運動補正係数に従って区分し、運動に関する補正の後で、最終画像を構築させるようにデータを集積させている。
【００１１】
本技法では、先ず各データ組を１つの画像に変換することによって、傾斜歪みに関して各データ組を別々に補正している。データを画像領域（ｉｍａｇｅ　ｄｏｍａｉｎ）に配置するために、データにファーストフーリエ変換（好ましくは、周波数エンコード方向の変換）を行う。寝台移動式ＭＲＩでは、その周波数エンコード方向は寝台運動方向であることが好ましい。さらに各位相エンコード点または線に関して、第２のフーリエ変換（３Ｄイメージングの場合では第２と第３のフーリエ変換）を実行する。この処理は現在の位相エンコード・データをその内部に有しておりかつ残りにはゼロを埋め込んでいるようなマトリックスに対してフーリエ変換を適用すること、またはその位相エンコードのステップが一意の位相変調に対応した位相エンコード方向に沿ったデルタ関数であるという基準を使用することのいずれかによって実行することができる。次いで得られた画像は、所定の傾斜誤差マップを用いて傾斜歪みに関して補正することができる。補正の後、データを運動オフセットだけシフトさせて先行するデータに加算する。この処理は、エンコードした各データに関しかつすべての収集にわたって、最終ＦＯＶ画像が構築されるまで反復する。
【００１２】
本発明の一態様では、ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、傾斜非直線性の存在下で様々な位置での収集を含むような運動を伴うＭＲデータを収集すること、並びに収集したＭＲデータを画像領域に変換した後、変換したＭＲデータにワープ補正を適用すること、を含んでいる方法を開示する。次いでワープ補正済みＭＲデータを、ＭＲデータ収集中に発生した運動に関して補正する。
【００１３】
本発明の別の態様では、寝台移動式ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、マグネット範囲内で移動可能寝台上の患者を並進させること、並びに傾斜非直線性の存在下の収集によりＭＲデータを収集することを含む方法を開示する。本方法はさらに、ＭＲデータを各点単位で画像に再構成させること、傾斜非直線性の存在下で収集したＭＲデータの一部分内の任意のワープを画像領域内にある間に補正すること、並びに寝台運動に関する補償のために該収集ＭＲデータをシフトさせること、を含む。
【００１４】
本発明の別の態様では、その装置は、偏向磁場を印加するようにマグネットのボアの周りに位置決めした複数の傾斜コイルを有しているＭＲＩシステムを含む。ＲＦ送受信器システム及びＲＦスイッチは、ＭＲ画像を収集させるＲＦ信号のＲＦコイル・アセンブリへの送信及びＲＦコイル・アセンブリからの受信を行うようにパルスモジュールによって制御を受けている。さらに、マグネットの周りで撮像対象を並進させるように移動可能寝台を設けると共に、コンピュータを、マグネットのボアを通過するように移動可能寝台を並進させること、並びにマグネットのボアを通過するように移動可能寝台を並進させながら該寝台上に位置決めした任意の撮像対象のＭＲデータを収集すること、を行わせるようにプログラムしている。このコンピュータはさらに、収集したＭＲデータを各点単位と各線単位のうちの一方によってさらに処理すること、並びに寝台運動方向でＭＲデータに対して１−Ｄフーリエ変換（ＦＴ）を実行すること、を行わせるようにプログラムしている。次いでこのコンピュータは、収集しているのが２Ｄ画像か３Ｄ画像かに基いてＭＲデータに対して追加的ＦＴを実行し、次いでこのＭＲデータに対して傾斜非直線性補正（ＧｒａｄＷａｒｐ）関数を適用している。次いで傾斜非直線性に関して補正したＭＲデータによって画像空間を満たしている。
【００１５】
本発明のさらに別の態様では、寝台移動式ＭＲＩにおいて傾斜非直線性を補償するためのコンピュータ・プログラムを開示する。本コンピュータ・プログラムは、コンピュータ読み取り可能記憶媒体上に記憶されていると共に、実行した際にコンピュータに対して、傾斜コイルに対して患者寝台を移動すること、複数のＭＲデータ点を収集すること、並びに各ＭＲデータ点に対して１−Ｄ　ＦＦＴを実行すること、を行わせる命令の組を含んでいる。本コンピュータ・プログラムはさらに、コンピュータに対して、求められる所望の画像次元に基づいたサイズのマトリックスとなるように少なくとも１つのＭＲデータ点を配置すること、並びに該マトリックスの残りの部分をゼロで満たすこと、を実行させている。求められる所望の画像次元は２Ｄ画像や３Ｄ画像である可能性がある。次いで、求められる所望の画像に基づいたタイプとした別のＦＦＴを実行し、次いでこのＭＲデータ点にＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用する。次いで、患者寝台運動に関して各ＭＲデータ点を補正し加算して画像を構築させる。
【００１６】
本発明のその他の様々な特徴、目的及び利点は、以下の詳細な説明及び図面より明らかとなろう。
【００１７】
図面では、本発明を実施するように目下のところ企図されている好ましい実施の一形態を図示している。
【００１８】
【発明の実施の形態】
図１を参照すると、本発明を組み込んでいる好ましい磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１０の主要コンポーネントを表している。このシステムの動作は、キーボードその他の入力デバイス１３、制御パネル１４及び表示スクリーン１６を含むオペレータ・コンソール１２から制御を受けている。コンソール１２は、オペレータが画像の作成及び表示スクリーン１６上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム２０と、リンク１８を介して連絡している。コンピュータ・システム２０は、バックプレーン２０ａを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール２２、ＣＰＵモジュール２４、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール２６が含まれる。コンピュータ・システム２０は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置２８及びテープ駆動装置３０とリンクしており、さらに高速シリアルリンク３４を介して独立のシステム制御部３２と連絡している。入力デバイス１３は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチ作動スクリーン、光学読取り棒、音声制御器、あるいは同様な任意の入力デバイスや同等の入力デバイスを含むことができ、また入力デバイス１３は対話式の幾何学的指定のために使用することができる。
【００１９】
システム制御部３２は、バックプレーン３２ａにより互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６や、シリアルリンク４０を介してオペレータ・コンソール１２に接続させたパルス発生器モジュール３８が含まれる。システム制御部３２は、実行すべきスキャンシーケンスを指示するオペレータからのコマンドをリンク４０を介して受け取っている。パルス発生器モジュール３８は、各システム・コンポーネントを動作させて所望のスキャンシーケンスを実行させ、発生させるＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集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させている。パルス発生器モジュール３８は、スキャン中に発生させる傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために１組の傾斜増幅器４２と接続させている。パルス発生器モジュール３８はさらに、患者に接続した多数の異なるセンサからの信号（例えば、患者に装着した電極からのＥＣＧ信号）を受け取っている生理学的収集制御器４４から患者データを受け取ることができる。また最終的には、パルス発生器モジュール３８はスキャン室インタフェース回路４６と接続させており、スキャン室インタフェース回路４６はさらに、患者及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの信号を受け取っている。このスキャン室インタフェース回路４６を介して、患者位置決めシステム４８が、スキャンを希望する位置に患者を移動させるコマンドを受け取っている。
【００２０】
パルス発生器モジュール３８が発生させる傾斜波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器及びＧｚ増幅器を有する傾斜増幅器システム４２に加えられる。各傾斜増幅器は、収集した信号の空間エンコードに使用する磁場傾斜を生成させるように傾斜コイル・アセンブリ（全体を番号５０で示す）内の対応する物理的傾斜コイルを励起させている。傾斜コイル・アセンブリ５０は、偏向マグネット５４及び全身用ＲＦコイル５６を含んでいるマグネット・アセンブリ５２の一部を形成している。システム制御部３２内の送受信器モジュール５８は、ＲＦ増幅器６０により増幅を受け送信／受信スイッチ６２によりＲＦコイル５６に結合するようなパルスを発生させている。患者内の励起された原子核が放出して得た信号は、同じＲＦコイル５６により検知し、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合させることができる。増幅されたＭＲ信号は、送受信器５８の受信器部分で復調され、フィルタ処理され、さらにディジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号により制御し、送信モードではＲＦ増幅器６０をコイル５６と電気的に接続させ、受信モードでは前置増幅器６４をコイル５６に接続させる。送信／受信スイッチ６２によってさらに、送信モードと受信モードのいずれに関しても同じ単独のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使用することが可能となる。
【００２１】
ＲＦコイル５６により取り込まれたＭＲ信号は送受信器モジュール５８によりディジタル化され、システム制御部３２内のメモリ・モジュール６６に転送される。未処理ｋ空間データのアレイをメモリ・モジュール６６に収集し終わると、１回のスキャンが完了となる。この未処理ｋ空間データは、各画像を再構成させるように別々のｋ空間データ・アレイの形に配置し直している。さらに、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像データのアレイにするように動作するアレイ・プロセッサ６８に入力される。この画像データはシリアルリンク３４を介してコンピュータ・システム２０に送られ、コンピュータ・システム２０において画像データはディスク記憶装置２８内などのメモリ内に記憶される。この画像データは、オペレータ・コンソール１２から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置３０上などの長期記憶装置にアーカイブしたり、画像プロセッサ２２によりさらに処理してオペレータ・コンソール１２に送ったりディスプレイ１６上に表示させたりすることができる。
【００２２】
本発明は、上で言及したＭＲＩシステムや、好ましくは移動式寝台によりＭＲ画像を取得するための同様で同等な任意のシステムと共に使用するような、ＭＲ画像データの傾斜非線形性を補正する方法及びシステムを含む。
【００２３】
図２を参照すると、図１のシステム制御部３２のＣＰＵ３６によって制御を受けているコンピュータ制御式の移動可能寝台１０２上に支持された患者１００を表している。移動可能寝台１０２は、ＭＲＩ装置１０のマグネット１０６のボアを通るように、矢印１０４で示すような前後方向に移動または並進させることができる。したがって、患者１００は主マグネット１０６のボア内部で選択的な位置決めができ、また寝台は軸１０４に沿ってコンピュータ制御下で移動させている。さらに、本システムは、矢印１０８で示すような横方向に寝台１０２が移動できるような設計が可能である。
【００２４】
図２の例では、患者１００の呼吸器系１１２をマグネット１０６のアイソセンタ１１０に位置させている。血管１２０のごく近傍にモニタ１１４、１１６及び１１８を配置させ、所望により患者１００内の造影剤の通過をモニタリングすることができる。しかし、本発明は、ボーラス検出の使用に限定するものではなく、造影剤を必要としないこともある（ただし、コントラスト強調を使用することが望ましいことが多い）。典型的には、画像アーチファクトを低減するためマグネットの最適位置、すなわち「スイートスポット（ｓｗｅｅｔ　ｓｐｏｔ）」での撮像を可能とするように寝台１０２を並進させながら、マグネット・アイソセンタにおいてイメージングを実施することが好ましい。本発明のこの技法は、寝台が並進している間に連続的にスキャンすることを含む（ただし、これに限るものではない）。
【００２５】
図３のグラフは、３種類の対象位置に関して位置合わせ不良誤差を寝台位置の関数として表したものである。横軸は、センチメートルを単位としたアイソセンタからの寝台位置（すなわち、ｚ座標）であり、また縦軸は、３種類の対象位置１３０、１４０及び１５０に関する誤差（単位：センチメートル）である。第１の対象位置１３０は座標ｘ＝０、ｙ＝０を有しており、これらの座標をもつ対象はマグネットのアイソセンタに一番近いため、寝台がｚ方向に沿って移動するのに伴う位置誤差が一番小さい量であることを示している。次の対象位置１４０は座標ｘ＝１ｃｍ、ｙ＝１ｃｍを有しており、誤差が漸進的に増加している。しかし図３のグラフで明らかに示されているように、座標ｘ＝５ｃｍ、ｙ＝５ｃｍを有する対象位置１５０では、対象位置をマグネット・アイソセンタからより遠くまで移動させるに従って直線性からの偏差に起因する位置誤差が極端に増加することを示している。この誤差は、得られる画像内にぼけ及び／またはゴーストを生じさせ、補正が必要であることを示している。
【００２６】
上述したように、データ収集中に寝台を移動させるに従って、スキャン対象は、マグネットの様々な物理的位置を通過し、ここで各位置が撮像される。その結果、対象がアイソセンタから傾斜磁場の周辺部まで移動するのに伴って、対象は様々な量の非直線性を有する傾斜磁場を通ることになる。対象が磁場を通過するに従って対象は様々な位置誤差でエンコードを受けるため、得られた画像に生じるぼけやゴーストは、その傾斜非直線性の重大性（ｓｉｇｎｉｆｉｃａｎｃｅ）に従ってその程度が様々となることがある。寝台移動式ＭＲＩでは、ｋ空間の各点が撮像対象内の異なる位置で収集されている。しかし、データを収集する範囲である磁場内の物理的位置は寝台位置と独立である。画像領域で傾斜非直線性を補正するには、先ず２つの座標系を規定することが有用である。第１の座標系はマグネットに対するもの、また第２の座標系は撮像対象に対するものであり、次式により得られる。
【００２７】
【数５】
2004000615.tif 000003
【００２８】
上式において、
【００２９】
【外３】
2004000615.tif 000004
【００３０】
は時間の関数としたマグネットを基準とした対象の位置である。ｚ方向に沿った速度が一定である最も簡単な場合では、これをｖｚｔまで簡略化できる。
【００３１】
この再構成処理は各ｋ空間点にわたる和を得るように一般化することができる。
【００３２】
【数６】
2004000615.tif 000005
【００３３】
上式において、
【００３４】
【外４】
2004000615.tif 000006
【００３５】
は収集する第ｎ番目のｋ空間点であり、
【００３６】
【外５】
2004000615.tif 000007
【００３７】
は対応する信号値である。
【００３８】
（式１）と（式２）を組み合わせることによって、これらの信号に関して撮像対象内の位置の関数とした一般式を次のように定式化することができる。
【００３９】
【数７】
2004000615.tif 000008
【００４０】
上式において、ｔｎはｋ空間点ｎを収集する時刻である。（式３）は、適当なフーリエ荷重係数及び寝台を移動した距離に関する補正を用いた各ｋ空間点にわたる加算によって撮像対象の再構成を実施できることを示している。
【００４１】
したがって、ワープ補正関数（一般にＧｒａｄＷａｒｐと呼ばれる関数など）を適用することによって、（式３）から一般化補正方程式を定式化することができる。標準的な非寝台移動式イメージングでは、傾斜不均一性は「ＧｒａｄＷａｒｐ」と呼ばれる手順を用いて補正することができる。この「ＧｒａｄＷａｒｐ」については、本願譲受人に譲渡されたＧｌｏｖｅｒらに対する
【特許文献１】米国特許第４，５９１，７８９号（１９８６年５月２７日発行）に詳細に記載されており、また本願譲受人に譲渡されたＢｅｒｎｓｔｅｉｎに対する
【特許文献２】米国特許第５，６４２，０４７号（１９９７年６月２４日発行）の記載のように応用される（この両特許とも参照により本明細書に組み込むものとする）。磁場の傾斜が変動する、すなわち不均一であると、得られた画像は歪む（すなわち、ワープが生じる）可能性がある。この問題は、典型的には、マグネットのアイソセンタからの距離の増加に伴って激しくなる。
【００４２】
ワープ補正関数は物理的なマグネット座標系で実行するのが最も一般的であるため、寝台移動に関する補正の前に重み付けした各ｋ空間点にこうした補正関数の１つを適用することによって（式３）を修正することができ、次式を得ることができる。
【００４３】
【数８】
2004000615.tif 000009
【００４４】
上式において、
【００４５】
【数９】
2004000615.tif 000010
【００４６】
は各ｋ空間点にわたる再構成和、ｆＧＷはワープ補正関数、また
【００４７】
【外６】
2004000615.tif 000011
【００４８】
は時間の関数とした移動可能寝台の位置である。
【００４９】
（式４）は一般解であるが、同時に、時間がかかる解であるとも考えられる。すなわち、等方性（ｉｓｏｔｒｏｐｉｃ）３Ｄデータ組では、全体でＮ３回のＧｒａｄＷａｒｐ演算が必要となる。
【００５０】
（式４）に示した解の組の具体的実現形態の１つに、寝台移動式ＭＲＩにおける運動方向に沿った周波数エンコードの場合がある。こうした実現形態の１つでは、寝台をｚ方向に沿って一定速度で連続して移動させ、ｚ方向で周波数エンコードするのが一般的である。この特殊な場合に関して本発明による傾斜非直線性補正を実行するためには、先ず処理すべきデータ量を決定することが望ましい。例えば、寝台を比較的高速で移動している場合や、低速の収集シーケンスを実施している場合では、そのデータは各点単位で処理することが望ましいことがある。しかし、寝台をより低速度で移動している場合や、高速のシーケンスを使用している場合では、そのデータを各線単位で処理することがある。所与の時点でどれだけのデータを処理できるかを決定するためには、一定速度の場合ではスキャンの全過程にわたる速度を知ること、あるいは、速度を決定するために寝台運動を連続してモニタリングすることのいずれかが必要である。さらに、読み出し中に寝台が動く距離を確定してぼけを回避する必要がある。換言すると、この随意の距離範囲内でデータ線を収集した場合、そのデータ線内のすべての点に対して同じ距離補正を適用することができる。例えば、データ線の読み出し中に寝台が動く距離が１画素未満であると判定され、かつ１画素未満の変位で収集したデータは画像明瞭度の劣化なしに同様に処理できると見なせる場合、当該データ線内のすべてのデータに対して同じ補正を適用することができる。この例では周波数エンコードの存在下で寝台が移動しているが、その速度が次式、
ｖ＜ＢＷ・ＦＯＶｆｒｅｑ／Ｎｆｒｅｑ２（式５）
（上式において、ＢＷは受信器帯域幅、ＦＯＶｆｒｅｑは周波数エンコードする撮像域、またＮｆｒｅｑは周波数エンコード点の数）を満たせば、読み出し中に寝台が動く距離は１画素未満でありかつ運動補正に関して同様の処理が可能であることが分かる。例えば、３１．２５ｋＨｚの受信器帯域幅、２４ｃｍの撮像域及び２５６個のエンコード点では、その速度は１１．４ｃｍ／ｓｅｃ未満でなければならない。
【００５１】
そこでこの問題は、周波数エンコード（ｚ）方向に沿って高速フーリェ変換（ＦＦＴ）を実行し終えかつフーリエ荷重係数を適用し終えた後にＧｒａｄＷａｒｐ補正を適用できるかという問題に変形できる。そこで、寝台速度がｚ方向に沿って一定でありかつ運動方向に沿った周波数エンコードを伴って３Ｄデータを収集するような特定の場合に合わせて（式４）を次式のように変形することができる。
【００５２】
【数１０】
2004000615.tif 000012
【００５３】
上式において、ｍ、ｎ及びｐは、それぞれ周波数エンコード、位相エンコード及びスライス・エンコードの各方向に関する指標であり、またｔｍｎｐ及び
【００５４】
【外７】
2004000615.tif 000013
【００５５】
は各点ｍ、ｎ、ｐに従った対応する時間及びｋ空間データ点である。
【００５６】
【外８】
2004000615.tif 000014
【００５７】
の項はｚ方向に沿った量ｖｚｔｍｎｐ（ここで、ｖｚはｚ方向の寝台速度）の位置シフトに対応する。
【００５８】
（式６）に記述した方法を実現するには、収集しているのが２Ｄ画像か３Ｄ画像かに基いて位相エンコード／スライス・エンコードの各ステップを画像あるいはボリュームに対応するように変換する。これを実施するには、周波数エンコード方向に沿ってデータにファーストフーリエ変換（１−Ｄ　ＦＦＴ）を実行する。次いで、処理している位相エンコード済みの各データ組に関して、必要に応じて追加的なフーリエ変換を実施する。この処理は、現在の位相エンコード・ステップ（ｋｎｐ）以外をすべてゼロとしたマトリックスに対するフーリエ変換、またはｋｎｐが一意の位相変調に対応した位相エンコード方向に沿ったデルタ関数
【００５９】
【外９】
2004000615.tif 000015
【００６０】
であるとの基準の使用のいずれかによって実施することができる。
【００６１】
次いで、当技術分野で周知の事前計算の傾斜誤差マップを用い、得られた画像領域データを傾斜歪みに関して補正することができる。収集の物理的位置は収集全体を通じて変化しないため、関連する傾斜誤差も一定のままである。関連するＧｒａｄＷａｒｐ荷重係数はすべて事前計算できるため、画像再構成を迅速に実行することができる。補正の後、データを画素オフセットだけシフトさせて寝台運動に関して補償し、これを先行するデータに加算する。この処理は、位相エンコードした各値に関しかつすべての収集にわたって、最終の大サイズＦＯＶ画像が再構成されるまで反復する。
【００６２】
歪みの量は位相エンコード方向に沿ったＦＯＶ、並びに運動方向に沿った「サブ」ＦＯＶ（ＦＯＶｓｕｂ）範囲によって決定される。この「サブ」ＦＯＶとは、位相エンコード組を一式収集する間に寝台が移動する距離であり、ＦＯＶｓｕｂ＝ｖ・ＮＰ・ＴＲ（ここで、ＮＰは位相エンコードの総ステップ数）である。全体のカバー範囲は、ＦＯＶｔｏｔ＝Ｎ・ＦＯＶｓｕｂ（ここで、ＮはサブＦＯＶすなわち完全収集の総数）に対応する。
【００６３】
傾斜非直線性の補正によって、より大サイズのサブＦＯＶを使用することができる。その結果、寝台速度、位相エンコードのステップ数、ＴＲ、その他をこれに応じて増大することができる。補正をしないと、そのサブＦＯＶは傾斜が主として直線的に維持される範囲が極めて小さく制限され、これによってＦＯＶ全体が制限されることになる。
【００６４】
本技法の好ましい実施実現形態の１つに関する一般化記述を図４の流れ図に示す。スキャン・ステーション（ｓｔａｔｉｏｎ）を開始させた後（２００）、患者を移動可能寝台上に位置決めし（２０２）、さらに寝台の並進を開始した後（２０４）、寝台運動速度の初期判定を実施する（２０６）。次いで２０８においてＭＲデータを収集し、さらに寝台運動が一定でない場合では、２１０において寝台運動速度を連続してモニタリングする。本発明はリアルタイム（すなわち、データの収集中）、あるいはデータをすべて収集した後の後処理のいずれかで実現可能な再構成アルゴリズムを目的としている。この流れ図はリアルタイム再構成を目的としたものである。しかし、系統的に処理できる量と比べより多くのデータを収集することがあり、したがって、ほぼリアルタイムで再構成するために収集したデータをバッファ内に格納することがある。したがって、次のステップでは、２１２において各反復ごとに処理すべきデータ量を選択している。次いで、この選択したデータは、寝台運動方向でフーリエ変換し（２１４）、所望の収集に応じて２Ｄまたは３Ｄの元々は空のマトリックス内に配置する（２１６）ことが好ましい。次いでこのマトリックスを２Ｄ／３Ｄ　ＦＦＴに通し（２１８）、さらにワープに関して補正する（２２０）。好ましい実施の一形態では、データに対してよく知られているＧｒａｄＷａｒｐ関数を適用し（２２０）、さらにこのデータを運動に関して補正する。すなわち、寝台運動による画素オフセットを上述のようにして決定し（２２２）、さらにこのデータを適当にシフトさせる（２２４）。次いで、最終画像を構築させるように、シフトさせた該データを先行するデータに加算する（２２６）。画像が完成したら（２２８、２３０）、２３２においてスキャン・セッションは単一の再構成画像によって終了する。しかし画像が所望のデータで満たされるまでは（２２８、２３４）、２１０において寝台運動をモニタリングした後に再度処理すべき各反復ごとのデータ量を選択しながら（２１２）、別の再構成反復を開始している。別法として、寝台運動が一定の場合には、処理すべきデータ量の変更を要しないためその再構成処理は分岐２３６を通ってフーリエ変換（２１４）に進むことができる。さらに別法として、画像再構成をリアルタイムで実行する場合には、その反復は、２０８において追加的データを収集するように分岐２３８を通って再開させることがある。寝台運動が一定のままであっても、そのパルスシーケンスをスキャン・セッションの途中にリアルタイムで変更する場合などのように、処理すべきデータ量を２１２において変更することもあり得ることを理解されたい。
【００６５】
実際のデータは、ＧＥ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｓｙｓｔｅｍｓ，Ｉｎｃ．（Ｍｉｌｗａｕｋｅｅ，ＷＩ）による１．５ＴのＬｘ　Ｓｃａｎｎｅｒ（商標）を用いて、スピンエコー・パルスシーケンス（ＴＥ／ＴＲ＝１４／１００ｍｓｅｃ、フルエコー、ＦＯＶ＝３６ｃｍ×３６ｃｍ、１０ｍｍスライス厚、２５６×２５６マトリックス）によりグリッド・ファントームで収集した。様々な量の歪みの論証のため２種類のＦＯＶｓｕｂを使用した。１つの場合として、３２．６ｃｍのＦＯＶｓｕｂ、並びにＮ＝３及び１：１７分のスキャン時間に対応して１．２８ｃｍ／ｓｅｃの速度を使用した（これを、図５に示す）。別のある場合では、１６．３ｃｍのＦＯＶｓｕｂ、並びにＮ＝６及び２：３４分のスキャン時間に対応してその速度を０．６４ｃｍ／ｓｅｃまで低下させた（これを、図７に示す）。これら２つの場合とも、傾斜歪みに関して補正ありと補正なしとしてその画像を再構成した。図５〜８に示す結果によりこの補正の有効性が証明される。図５（ＦＯＶｓｕｂ＝３２．６ｃｍ）では、周波数エンコード方向のＦＯＶｓｕｂ範囲が大きいため、かなりの量の歪みが存在している。図７（ＦＯＶｓｕｂ＝１６．３ｃｍ）では、歪みの量はかなり低下しているが、特に位相エンコード方向に沿ったＦＯＶの辺縁に向かってある程度のぼけが依然として存在する。図６及び８はＦＯＶｓｕｂ＝３２．６ｃｍ及び１６．３ｃｍの傾斜歪み補正後を表している。両方ともに改善が見られるが、より大サイズのＦＯＶｓｕｂは大幅に改善されており、一方より小さいＦＯＶでは特にＦＯＶの辺縁部において改善を示している。
【００６６】
したがって、寝台移動式スキャンにおいて本発明に従って傾斜歪みを補正することによって、より高速の寝台移動、位相エンコードのより大きなマトリックス・サイズ、及び／またはより長いＴＲ時間を可能にするようなより大サイズのサブＦＯＶの収集が可能となる。本発明を周波数エンコード方向に沿った運動の補正に関して記述してきたが、本発明はこれに限定するものではなく任意のエンコード方向に沿った運動や、さらには非デカルト式サンプル技法に関してであっても使用が可能である。本発明は２Ｄや３Ｄイメージングに等しく適用可能である。３Ｄイメージングでは、位相エンコード／スライス・エンコードの各ステップに関する傾斜歪み補正を実行することができる。
【００６７】
したがって、本発明は、ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、傾斜非直線性の存在下で運動を伴うＭＲデータを収集すること、収集したＭＲデータを画像領域に変換すること、変換したＭＲデータにワープ補正を適用すること、さらにまたＭＲデータ収集中に誘導された運動に関してワープ補正済みＭＲデータを補正すること、を含んだ方法を含む。
【００６８】
ＭＲデータを変換する該ステップは、各線単位の変換や各点単位の変換などＭＲデータの一部分を画像領域に変換することを含むことができる。こうした用法では、次いでＭＲデータの該一部分にワープ補正を適用し、さらにＭＲデータの該一部分を運動に関して補正した後、ＭＲデータの該一部分を集積して最終画像を構築することができる。ＭＲデータを収集する該ステップは、傾斜非直線性の変動の影響を受けているＭＲデータを収集することを含むことができ、また傾斜非直線性の補正は達成が可能である。運動を伴うＭＲデータを収集する該ステップでは、マグネットを通過するように患者を並進させている寝台移動式ＭＲＩを含むものと期待されるが、移動式のマグネット、移動式傾斜コイル、あるいはこれら３つの主要成分の運動を含むような上述要素の組み合わせも包含すると共に、該ステップにはさらに、電流や電圧が一貫していないこと（ｉｎｃｏｎｓｉｓｔｅｎｃｉｅｓ）やその他のファクタに起因するような傾斜非直線性の変動を含ませることもできる。
【００６９】
本発明はさらに、寝台移動式ＭＲイメージングにおいて傾斜の非直線性を補正する方法であって、マグネット範囲内で移動可能寝台上の患者を並進させること、傾斜非直線性の存在下でＭＲデータの少なくとも一部分を収集するようにＭＲデータを収集すること、並びにこのＭＲデータを各点単位で画像に再構成すること、を含んだ方法を含む。本方法はさらに、傾斜非直線性の存在下で収集したＭＲデータの一部分内の任意のワープを画像領域内にある間に補正すること、並びに寝台運動に関する補償のために該収集ＭＲデータをシフトさせること、を含む。
【００７０】
この方法は、寝台速さ、移動した距離、あるいは利用した収集シーケンスに基づくことが可能であるような、処理すべきＭＲデータ量の決定を含むことがある。この場合、ＭＲデータをシフトさせる該ステップは、画質の劣化なしに処理時間を節約するために、処理されるＭＲデータの所与の量に対してＭＲデータを決まった量だけシフトさせることを含むことになる。
【００７１】
本発明を好ましい実施形態について記載してきたが、明示的に記述した以外に、添付の特許請求の範囲の趣旨内で等価、代替及び修正が可能であることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明で使用するためのＭＲイメージング・システムのブロック概要図である。
【図２】図１の患者寝台で、寝台上に患者を図示しかつ本発明によるコンピュータ制御下で移動可能とした寝台の拡大上面図である。
【図３】寝台位置に対して傾斜誤差を表したグラフである。
【図４】図１及び２の装置で使用される傾斜非直線性を補正するためのアルゴリズムを表した流れ図である。
【図５】本発明の実施結果を示したグリッド・ファントームの描出像である。
【図６】本発明の実施結果を示したグリッド・ファントームの描出像である。
【図７】本発明の実施結果を示したグリッド・ファントームの描出像である。
【図８】本発明の実施結果を示したグリッド・ファントームの描出像である。
【符号の説明】
１０　磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム
１２　オペレータ・コンソール
１３　入力デバイス
１４　制御パネル
１６　表示スクリーン
１８　リンク
２０　コンピュータ・システム
２０ａ　バックプレーン
２２　画像プロセッサ・モジュール
２４　ＣＰＵモジュール
２６　メモリ・モジュール
２８　ディスク記憶装置
３０　テープ駆動装置
３２　システム制御部
３２ａ　バックプレーン
３４　高速シリアルリンク
３６　ＣＰＵモジュール
３８　パルス発生器モジュール
４０　シリアルリンク
４２　傾斜増幅器
４４　生理学的収集制御器
４６　スキャン室インタフェース回路
４８　患者位置決めシステム
５０　傾斜コイル・アセンブリ
５２　マグネット・アセンブリ
５４　偏向マグネット
５６　全身用ＲＦコイル
５８　送受信器モジュール
６０　ＲＦ増幅器
６２　送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ
６４　前置増幅器
６６　メモリ・モジュール
６８　アレイ・プロセッサ
１００　患者
１０２　移動可能寝台
１０６　マグネット
１１０　アイソセンタ
１１２　呼吸器系
１１４　モニタ
１１６　モニタ
１１８　モニタ
１３０　対象位置
１４０　対象位置
１５０　対象位置
【図１】
2004000615.tif 000022
【図２】
2004000615.tif 000023
【図３】
2004000615.tif 000024
【図４】
2004000615.tif 000025
【図５】
2004000615.tif 000026
【図６】
2004000615.tif 000027
【図７】
2004000615.tif 000028
【図８】
2004000615.tif 000029