(57)【要約】      （修正有）【課題】超高速ＭＲＩのパルスシーケンスの前調整を行い、実計測データを補正する方法を提供する。【解決手段】改良された磁気共鳴画像化方法で、短縮された最初のＭＲＩシーケンスを使用して、シーケンス診断パラメータを生成する。シーケンス診断パラメータは、ある特定のシーケンス調整パラメータと一定の関係をもち、シーケンス調整パラメータの特徴値を計算するために使用される。読み出し勾配パルスのシーケンスは、シーケンス調整パラメータの計算された特徴値にしたがって変更される。変更された読み出し勾配パルスのシーケンスは、次のＭＲＩパルスシーケンスへ取入れられ、診断画像を求めるために使用される。この方法は、とくに、いわゆる超高速ＭＲＩプロセスに応用され、この超高速ＭＲＩプロセスには、エコープレーナイメージング（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＰＩ）およびエコーボリュームイメージング（ｅｃｈｏ−ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ，ＥＶＩ）が含まれている。【選択図】図６ａ
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
超高速ＭＲＩシステムにおいて使用するために、ＭＲＩのパルスシーケンスを前調整することによって磁気共鳴画像の品質を向上する方法であって、制御手段により前記システムを制御する方法において、
（ｉ）オフに切換えられた位相エンコード勾配を使用して、変更されたＭＲＩパルスシーケンスを実行して、シーケンス診断パラメータを求めることと、
（ｉｉ）前記求められたシーケンス診断パラメータから、シーケンス前調整パラメータを計算することと、
（ｉｉｉ）前記計算された前調整パラメータにしたがって、次に実行されるＭＲＩパルスシーケンスを変更して、磁気共鳴画像を求めることとが含まれている方法。
【請求項２】
前記シーケンス診断パラメータが、理想的な位置からのエコーの中心のΔ分のずれ、偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、およびエコー当りσの量分のエコーの中心の線形のドリフトの中の少なくとも１つが含まれいる請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記シーケンス診断パラメータが、エコー信号の中心を判断して、
【数１】
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にしたがって前記診断パラメータの少なくとも１つを計算することによって求められる請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記計算プロセスには、
【数２】
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請求項３記載の方法。
【請求項５】
前記変更プロセスには、ＭＲＩパルスシーケンスの勾配読み出しパルスシーケンスを変更することが含まれている請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記ＭＲＩパルスシーケンスが、エコープレーナイメージング（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＰＩ）プロセスにおいて使用される請求項１記載の方法。
【請求項７】
前記ＭＲＩパルスシーケンスが、エコーボリュームイメージング（ｅｃｈｏ−ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＶＩ）プロセスにおいて使用される請求項１記載の方法。
【請求項８】
超高速ＭＲＩシステムにおいて使用するためのＭＲＩパルスシーケンスを前調整することによって磁気共鳴画像の品質を向上するための装置であって、
オフに切換えられた位相エンコード勾配を使用して、変更されたＭＲＩパルスシーケンスを求めて、それによってシーケンス診断パラメータを求めるためのシーケンス診断手段と、
前記求められたシーケンス診断パラメータからシーケンス前調整パラメータを計算するための計算手段と、
前記計算された前調整パラメータにしたがって、ＭＲＩパルスシーケンスを変更して、磁気共鳴画像を求めるための画像化手段とを含む装置。
【請求項９】
前記シーケンス診断パラメータには、理想的な位置からのエコーの中心のΔ分のずれ、偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、およびエコー当りσの量分のエコーの中心の線形のドリフトの中の少なくとも１つが含まれている請求項８記載の装置。
【請求項１０】
前記診断パラメータが、エコー信号の中心を判断して、
【数３】
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にしたがって、前記診断パラメータの少なくとも１つを計算することによって求められる請求項９記載の装置。
【請求項１１】
前記計算手段が、
【数４】
2004242771.tif 000008
請求項１０記載の装置。
【請求項１２】
前記画像化手段が、ＭＲＩパルスシーケンスの勾配読み出しのパルスシーケンスを変更する請求項８記載の装置。
【請求項１３】
前記装置が、エコープレーナイメージング（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＰＩ）システムにおいて使用される請求項８記載の装置。
【請求項１４】
前記装置が、エコーボリュームイメージング（ｅｃｈｏ−ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＶＩ）システムにおいて使用される請求項８記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、概ね、磁気共鳴画像化（ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＭＲＩ）技術に関する。とくに、本発明は、超高速ＭＲＩにおけるパルスシーケンスの前調整方法（ｐｒｅｃｏｎｄｉｔｉｏｎｉｎｇ  ｍｅｔｈｏｄ）に関し、後収集方法（ｐｏｓｔ−ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｍｅｔｈｏｄ）に適したエコー信号を使用して、データの欠陥を補正して、画像品質を向上している。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴法（ＭＲＩ）は、原子核が核磁気共鳴（ｎｕｃｌｅａｒ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ，  ＮＭＲ）、すなわち磁気共鳴（ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ，  ＭＲ）現象としても知られているものに対して感応し易い原子核の相当に多くの集団が含まれている対象物（例えば、人体）の内部構造を表わすディジタル化された視覚画像を得るための一般的に受け入れられていて、かつ商品化された技術である。ＭＲＩでは、原子核に強力な主磁場（Ｂ０）を加えることによって、画像化される患者の身体内の原子核に極性が与えられる。原子核は、特徴的なＮＭＲの（ラーモア）周波数の無線周波数（ｒａｄｉｏ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ，  ＲＦ）の信号によって励起される。身体を取り囲むように局在磁場を空間的に分散させて、原子核からの生成されたＲＦの応答を解析することによって、これらの局在磁場の空間的位置の関数として、これらの原子核応答のマップまたは画像を生成して表示する。原子核応答の画像から、患者の内部器官または他の組織の非侵襲の画像が得られる。
【０００３】
図１に示したように、ＭＲＩシステムには、通常は、静磁場（Ｂ０）を加えるための磁石１０、３つの直交座標に沿って空間的に分散している勾配磁場（ＧＸ、ＧＹ、およびＧＺ）を加えるための勾配コイル１４、および画像化される身体の選択された原子核との間でＲＦ信号を送受信するためのＲＦコイル１５、１６が含まれている。患者１３が可動の患者台１２の上に横たわると、画像化される患者の一部分は三次元に動かされ、磁石とコイルとの間で“画像化体積（ｉｍａｇｉｎｇ  ｖｏｌｕｍｅ）”１１が生成され、ＭＲＩシステムの視界（ｆｉｅｌｄ  ｏｆ  ｖｉｅｗ，  ＦＯＶ）が画定される。
【０００４】
ＭＲＩのデータを収集するために、ＭＲＩシステムは、プログラマブルコンピュータ／プロセッサ１９の制御のもとで、ＭＲＩのパルスシーケンス制御装置１７および１８を介して磁気勾配およびＲＦの章動のパルスを生成する。さらに加えて、プロセッサ１９は勾配パルス増幅器２０と、ＲＦ電源および増幅器回路２１、２２とを制御する。ＭＲ信号（ＲＦ検出器）回路２２は、シールド付きのＭＲＩシステムのガントリ内に位置するＭＲ信号のＲＦコイル１６と適切にインターフェイスしている。受信したＭＲ応答は、ディジタイザ２３によってディジタル化されて、プロセッサ１９へ送られ、プロセッサ１９には、画像処理用のアレイプロセッサまたはそれに類似するものと、適切なコンピュータプログラム記憶媒体（図示されていない）とが含まれていて、コンピュータプログラム記憶媒体にはプログラムが記憶され、プログラムを選択的に利用して、ＭＲ信号データの収集および処理を制御して、制御端末２４のＣＲＴ上に画像表示を生成する。ＭＲＩシステムの制御端末２４には、適切なキーボードスイッチおよびそれに類似するものが含まれていて、オペレータは画像化シーケンス制御装置１７および１８を制御する。画像は、フィルム上に直接に記録されるか、またはプリンティングデバイス２５によって他の適切な媒体上に記録される。
【０００５】
上述のような診断用ＭＲＩは、選択した画像化モードおよび画像化パラメータによって影響される。ＭＲＩが満足のいくものでないか、または医者が別の視点から画像を見たいときは、所望のモードまたは選択した画像パラメータ値、あるいはこの両者を調節し、全画像化手続きを反復することによって、別のＭＲＩを生成する。例えば、ＭＲＩ内に示されている２以上の目的の対象物間のコントラストが最適でないときは、適切なコントラストを得るために、ＭＲＩの画像化パラメータを調節しなければならない。同様に、医者がＭＲＩによって得られた軸方向の画像を判断したり、頭部のある特定の部分から良好な診断情報が得られなかったりしたときは、別の視点からの別のＭＲＩを選択して生成しなければならない。
【０００６】
オペレータは、ＭＲＩが生成される前に、所望の画像化パラメータを選択する。画像化パラメータを選択することにより、画像の位置、スライス方向、画像品質、視点および他の特徴を判断する。画像が生成される前に、多くの画像化パラメータを最適に選択するのは困難である。選択した画像化パラメータは、後で見ると、最適とは言えないので、最初に選択したパラメータから生成された画像は不適切なときもある。選択した画像化パラメータの一部または全てをリセットすべきかは、実際の画像を確認することによってのみ明らかになる。しかしながら、ＭＲＩを生成し、画像化パラメータをリセットし、別の画像を生成するプロセスは、とくに診断モードのＭＲＩ技術を使用すると長い走査期間が必要となるので、時間がかかり過ぎてしまう（例えば、数分間）。
【０００７】
したがって、高速の画像化システムが必要であると長い間考えられてきた。エコープレーナイメージング（ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＰＩ）およびエコーボリュームイメージング（ｅｃｈｏ−ｖｏｌｕｍｅ  ｉｍａｇｉｎｇ，  ＥＶＩ）は、Ｐ．ＭａｎｓｆｉｅｌｄおよびＩ．Ｌ．Ｐｙｋｅｔｔによる文献（“Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ａｎｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｂｙ  ＮＭＲ”，  Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．  ２９，  ３５５−３７３，  １９７８）には、記載されており、これらは超高速磁気共鳴画像化において一般的に採用されている方法である。以下では簡潔にするために、ＥＰＩとＥＶＩの両者に対して一括してＥＰＩを使用することにする。当業者には知られているように、ＥＰＩ走査における勾配パルスシーケンスには、読み出し方向における極性が連続的に交番している勾配パルス列と、位相エンコード方向における短い付随のパルス列とが含まれている。ＥＰＩ走査では、対応する列または系列の勾配エコーが生成され、連続するＭＲＩ信号を構成している。
【０００８】
生のＭＲＩデータは、ｋ空間を使って適切に開示することができる。例えば、Ｄ．Ｂ．Ｔｗｉｅｇによる文献（“Ｔｈｅ  ｋ−ｓｐａｃｅ  ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙ  ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ＮＭＲ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｐｒｏｃｅｓｓ  ｗｉｔｈ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ  ｉｎ  ｔｈｅ  ａｎａｌｙｓｉｓ  ａｎｄ  ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ  ｏｆ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｍｅｔｈｏｄｓ”，  Ｍｅｄ．  Ｐｈｙｓ．  １０，  ６１０−６２１，  １９８３）およびＳ．Ｌｊｕｎｇｇｒｅｎによる文献（“Ａ  ｓｉｍｐｌｅ  ｇｒａｐｈｉｃａｌ  ｒｅｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｆｏｕｒｉｅｒ−ｂａｓｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｍｅｔｈｏｄｓ”，  Ｊ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．５４，  ３３８−３４３，  １９８３）を参照すると、各空間寸法に沿ってｋ値を個々に変化させることによって、空間情報をエンコードすることについて記載されている。従来の画像化シーケンスでは、各位相エンコード段階ごとにｋ空間の１本のラインを記録する。各位相エンコード段階は、各反復時間（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ  ｔｉｍｅ，ＴＲ）（秒）ごとに実行されるので、画像を生成するのに必要な時間は、ＴＲと位相エンコード段階数との積によって判断される。ＥＰＩでは、単一のＴＲ期間においてｋ空間の全てのラインを測定する。
【０００９】
図２に示されているように、通常のエコープレーナイメージングシーケンスには、９０°のスライス選択のＲＦパルス（ＲＦ）が含まれていて、９０°のスライス選択のＲＦパルスはスライス選択の勾配パルス（Ｇｓ）と同時に適用される。その後で、ｋ空間の角部にスピンを位置付けるために、最初の位相エンコード勾配パルス（ＧΦ）と最初の周波数エンコード勾配パルス（Ｇｆ）とが適用される。その後に、１８０°のＲＦパルス（ＲＦ）があり、次に位相エンコード勾配パルス、および周波数エンコード勾配パルスが繰返され、ｋ空間を横切る。これらのパルスが繰返される間に、信号が記録される。
【００１０】
図３には、これらの繰返されているパルスがより詳しく示されている。図３に示されているように、位相エンコード勾配パルス（ＧΦ）の後には、周波数エンコード勾配パルス（Ｇｆ）が続き、信号（Ｓ）は周波数エンコード勾配パルスのときに記録される。別の位相エンコード勾配パルスの後には、逆極性の周波数エンコード勾配パルスが続き、信号は逆極性の周波数エンコード勾配パルスのときに記録される。
【００１１】
ＥＰＩのデータは、全寸法に沿って適切に中心に位置している原点をもつ等間隔のデカルトグリッドにしたがって、ｋ空間内で収集されることが理想的である。とくに、ｋ値は各寸法に沿って均等にインクリメントされ、ｋ値が全てゼロであるときは、データは単一の原点で収集される。図４には、理想的なデカルトグリッドが模式的に示されており、これにしたがって理想的なＥＰＩデータの設定を得ることができる。図４では、ｋ空間のデータはｋ値でサンプリングされ、なおｋ空間のデータはｋ空間内に均等に分散しており、このために等間隔のデカルトグリッドと呼ばれる。
【００１２】
ＭＲＩデータを収集するための従来のＥＰＩ方法では、ｋ空間のデータは一定のサンプリングレートでディジタル化されている。このような環境において、上述の理想的なＥＰＩデータを得るには、次の条件を満たさなければならない：
（１）各ｋ空間ラインを読み出す間は、読み出し勾配（ｒｅａｄｏｕｔ  ｇｒａｄｉｅｎｔ，  Ｇｒｏ）は一定に維持されなければならない；
（２）全データラインの原点が一致するように、全ｋ空間ラインに対してエコーの中心が位置付けられなければならない；
（３）各ラインの収集中は、位相エンコード勾配（ｐｈａｓｅ−ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｇｒａｄｉｅｎｔ，  Ｇｐｅ）をオフにしなければならず、２本の連続するラインを収集する間のＧｐｅ領域は一定のままでなければならない。
【００１３】
ハードウエアの性能は近年相当に向上したが、より高速の画像データ収集に対する要求は残っている。上述の理想的な条件よりも相当に劣る条件のもとで、ＥＰＩデータが収集されることはよくあり、最も一般的に認識されるずれ（ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）を次に記載する：
（１）ハードウエアの性能が理想的でないためか、またはときには安全性の理由のために、読み出し勾配（Ｇｒｏ）は、実際には、各ｋ空間ラインの収集中に時間にしたがって変化している。その結果、ｋ空間のデータの間隔は読み出し寸法に沿って不均一になる；
（２）ｋ空間の原点は、多数の可能性のある理由のために、奇数のエコーと偶数のエコーとの間で異なる；
（３）ブリップを発する勾配パルス（ｂｌｉｐｐｅｄ  ｇｒａｄｉｅｎｔ  ｐｕｌｓｅ）の代わりに、一定の位相エンコード勾配が使用される。その結果、ｋ空間のラインはスキューしている；
（４）ＥＰＩのエコー列内では、エコーの中心はドリフトしている。
【００１４】
図５には、ｋ空間におけるこのような理想的でないＥＰＩデータの例が示されており、この例には、上述のようなずれが含まれていて、かつ全ての偶数のエコーが時間が反転されている。エコーの中心は、データ収集ウインドウの中心にはなく、奇数のエコーの中心と偶数のエコーの中心との間には相対的なシフト（ｓｈｉｆｔ）があり、ＥＰＩの読み出し中に、エコーの中心は収集ウインドウから徐々にドリフト（ｄｒｉｆｔ）している。
【００１５】
理想的でないＥＰＩデータを取扱うために、多くのデータ補正技術が開発されている。例えば、ＳｅｋｉｈａｒａおよびＫｏｈｎｏは、一定の位相エンコード勾配を使って収集されるデータを取扱うための再構成技術を開示した（文献（Ｋｅｎｓｕｋｅ  Ｓｅｋｉｈａｒａ，  Ｈｉｄｅｋｉ  Ｋｏｈｎｏ，  “Ｎｅｗ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ  ｆｏｒ  Ｅｃｈｏ−Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇｔｏ  Ａｌｌｏｗ  Ｃｏｍｂｉｎｅｄ  Ｕｓｅ  ｏｆ  Ｏｄｄ  ａｎｄ  Ｅｖｅｎ  Ｎｕｍｂｅｒｅｄ  Ｅｃｈｏｅｓ”，  Ｍａｇｎ．  Ｒｅｓｏｎ．  Ｍｅｄ．  ５．  ４８５−４９１，  １９８７）参照）。Ｂｒｕｄｅｒ、他は、ｋ空間データを非等間隔にサンプリングして、画像を再構成する方法を生成した（文献（Ｈ．Ｂｒｕｄｅｒ，  Ｈ．Ｆｉｓｃｈｅｒ，Ｈ．Ｅ．Ｒｅｉｎｆｅｌｄｅｒ，  Ｆ．Ｓｃｈｍｉｔｔ，  “Ｉｍａｇｅ  Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ  ｗｉｔｈ  Ｎｏｎｅｑｕｉｄｉｓｔａｎｔ  ｋ−Ｓｐａｃｅ  Ｓａｍｐｌｉｎｇ”，  Ｍａｇａ．  Ｒｅｓｏｎ．  Ｍｅｄ．  ２３，  ３１１−３２３，  １９９２）参照）。奇数のエコーと偶数のエコーとの間の差によってＮ／２のアーティファクトを補正するために、エコー信号間の差を測定して補正する多くの技術が開発され、これらの技術には較正走査が追加されたものもあり、例えば米国特許第５８１８２２９号、第５６２１３２１号、第５７２２４０９号を参照すべきである。
【００１６】
しかしながら、既に引用した方法のような後収集方法を効果的にするためには、元のｋ空間データは“合理的に適切に位置付け”られなければならない。例えば、奇数のエコーと偶数のエコーとの間の差を補正するために、２つのグループのエコーは十分に離れていなければならない。より重要なことは、後収集方法で補正を行うには、エコー信号が収集ウインドウ内に位置付けられていなければならないことである。図５に示したように、遅れたエコー（ｌａｔｅｒ  ｅｃｈｏ）のような、収集ウインドウの外のエコーは、最早“補正”できない。
【００１７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、ＥＰＩのシーケンスを前調整するための方法に関し、エコー信号を“合理的に適切に位置付けて”、後収集方法を効果的に使用して、データの欠陥を補正し、画像品質をさらに向上した方法に関する。とくに、本発明では、ＥＰＩのような超高速ＭＲＩシステムにおいて使用されるＭＲＩのパルスシーケンスを前調整することによって、磁気共鳴画像の品質を向上している。
【００１８】
最初に、位相エンコード勾配のない、変更されたＭＲＩのパルスシーケンスから、幾つかのシーケンス診断パラメータを求める。次に、求められたシーケンス診断パラメータを使用して、パルス前調整パラメータを計算する。計算されたシーケンス前調整パラメータを使用して、ＭＲＩパルスシーケンスを変更し、ＥＰＩシステムにおける診断画像を求める。
【００１９】
前調整されたシーケンスによって求められた診断パラメータには、理想的な位置Δからのエコーの中心のずれ、偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、およびエコー当りσの量分のエコーの中心の線形のドリフトが含まれている。これらの診断パラメータは、シーケンス前調整パラメータとの一定の関係をもっており、したがってシーケンス前調整パラメータは直接的なやり方で計算できる。
【００２０】
シーケンス前調整パラメータが計算されると、これを使用して、ＭＲＩパルスシーケンスを変更し、変更されたＭＲＩパルスシーケンスを使用して、診断画像を得る。とくに、勾配読み出しパルスシーケンスは、計算されたシーケンス調整パラメータにしたがって変更され、変更された勾配読み出しパルスシーケンスが含まれているＭＲＩパルスシーケンスを使用することによって、診断画像が得られる。
【００２１】
本発明によって求められる目的および特長は、とくに添付の図面に関連する現在好ましい実施形態についての次の詳細な説明を注意深く検討することによって分かるであろう。
【００２２】
【発明の実施の形態】
不適切に調整されているＥＰＩシーケンスは、次の３つの診断パラメータ、すなわち（１）理想的な位置からのエコーの中心のΔ分のずれ、（２）偶数のエコーの中心の奇数のエコーの中心からのδ分の相対的なシフト、および（３）エコー当りσの量のエコーの中心の線形のドリフトによって特徴付けることができる。エコーの中心は、全ての偶数のエコーを時間反転した後で測定される。したがってＥＰＩデータの組のエコーの中心は、次の式によって表わすことができる；Ｃｉ＝Ｃ０＋Δ＋（ｉ％２）＊δ＋ｉ＊σ（ｉ＝０，１，２，．．．，Ｎ−１）
ｉはＥＰＩのエコーの指標を表わしており、したがって奇数のエコーは偶数のｉ値と関係し、偶数のエコーは奇数のｉ値と関係し、Ｃｉは（ｉ＋１）番目のエコーのエコーの中心位置であり、Ｃ０は理想的なエコーの中心位置であり、（ｉ％２）は、奇数のエコーに対しては０、偶数のエコーに対しては１とする。
【００２３】
上述で定義した診断パラメータに対応する３つのシーケンス調整パラメータ、すなわち（１）ｇａｕｓｓ・ｍｓ・ｃｍ−１の単位をもつ勾配モーメントにおけるΔＭの量分の第１のＥＰＩエコーのミスチューニング、（２）勾配波形のｄの量分の遅延、（３）読み出し勾配のｇ０分のオフセットを定義することもできる。
【００２４】
シーケンス調整パラメータと診断パラメータとは、次の式にしたがって関係している：
【数５】
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【００２５】
したがって、シーケンス調整パラメータは、診断パラメータから判断でき、かつ画像化シーケンスを前調整するのに使用でき、したがってどのような後収集方法がデータ補正のために規定されている応用においても、ＥＰＩエコーは最適に位置付けられる。
【００２６】
診断パラメータの測定に使用されるデータは、位相エンコード勾配がオフにされていることを除いて、同じＥＰＩ画像化シーケンスを使用して求めることができる。最初に、全ての偶数のエコーを時間反転する。次に単に最大振幅をサーチするピークサーチアルゴリズムによってか、または三次スプライン補間と組合せて、エコー信号の中心を判断する。
【００２７】
【数６】
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【００２８】
ＥＰＩ画像化シーケンスは、既に測定した診断パラメータから求められるシーケンス調整パラメータにしたがって微調整される。
【００２９】
図６ａおよび６ｂには、スピンエコーのＥＰＩまたはフィールドエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦパルスと読み出し勾配パルスとのタイミング図が示されている。前調整プロセスは、シーケンスの他の部分へは影響を与えないので、シーケンスの他の部分は図示されていない。実線は前調整前の読み出し勾配パルスであり、点線は前調整後の読み出し勾配パルスである。画像化シーケンスの前調整に使用されるシーケンス調整パラメータも示されている。とくに、シーケンス調整パラメータΔＭ、ｇ０、およびｄは、既に記載したように診断パラメータから計算され、パルスシーケンスを前調整するのに使用される。
【００３０】
図７ａは、２つのスピンエコーのＥＰＩのデータの組の中の前調整する前のエコーを示しており、図７ｂは前調整した後のエコーを示している。図７ａは、前調整する前のデータの組を示しており、図７ｂは、上述の診断パラメータから判断されたｇ０を使用して前調整した後のデータの組を示している。とくに、図７ａは、シーケンスの前調整前の、位相エンコードのないスピンエコーのＥＰＩシーケンスからのエコー信号を示しており、図７ｂは、ｇ０を使用して前調整した後の同じシーケンスのエコー信号を示している。エコー信号の位置付けは、前調整プロセスによって向上することが明らかに示されている。
【００３１】
本発明の方法の最も重要な長所は、前調整プロセスに必要なパラメータが、同じＥＰＩシーケンスを使用することによって判断されること、およびハードウエアまたは複雑なアルゴリズムを追加せずに直接に前調整プロセスを実行できることである。前調整プロセスのアルゴリズムは実行し易く、引き続く前調整プロセスの診断パラメータから、プロセスの効果を自己検査することができる。
【００３２】
前調整パラメータを記録して、システムの特徴を反映することができ、記録を更新して、新しい前調整プロセスを行うたびに蓄積することができる。記録からのパラメータを使用して、新しい前調整プロセスを初期設定することもできる。
【００３３】
前調整プロセスは、ＥＰＩ走査の事前走査の一部、または品質制御プロセスの一部の何れかとして実行することができる。
【００３４】
本発明は、最も実用的で好ましい実施形態であると現在考えられているものと関連付けて記載されているが、本発明は開示されている実施形態に制限されず、逆に、本発明の特許請求項の意図および範囲内に含まれる種々の変更および同等の構成をカバーすることが意図されていることが分かるであろう。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩシステムの模式図。
【図２】一般的なＥＰＩパルスシーケンスを示す図。
【図３】図２のＥＰＩパルスシーケンスの一部を拡大して詳細に示した図。
【図４】理想的なデカルトグリッドを模式的に示す図。
【図５】ある特定のずれのある非理想的なＥＰＩデータの例を示す図。
【図６ａ】スピンエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦパルスと読み出し勾配パルスとのタイミングを示す図。
【図６ｂ】フィールドエコーのＥＰＩを収集するためのＲＦと読み出し勾配パルスとのタイミングを示す図。
【図７ａ】前調整する前のデータの組を示す図。
【図７ｂ】前調整した後の図７ａと同じデータの組を示す図。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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