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【発明の名称】 ＭＲＩ映像生成方法
【発明者】 【氏名】クリストファー ダブリュ．クラウリイ

【氏名】フリーマン エイチ．ローズ，ジュニア．
【要約】 【課題】その場観察の生体組織の映像を生成するための方法を提供する。

【解決手段】不均一磁場のＭＲＩ装置を用いて励起パルスの逐次的なエポックで以って組織にパルスを供給する。励起パルスの各エポックは、初期の傾斜パルス、ｘ−ｙエンコード、および再フォーカスパルスの列をこの順に含む。特に、各ｘ−ｙエンコードはｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形のＫ空間識別子を有しており、傾斜パルスはＫ空間識別子（ｉ＋ｊ）が奇数であるか偶数であるかに従って符号を変える。（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に対して、映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値を発生させるために、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のエポックが使用される。次にこれら（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値を配置することによって前記映像が生成される。
【特許請求の範囲】
【請求項１】 その場観察の生体組織の映像を生成するためのシステムであって、励起パルスの逐次的なエポックを提供するためのＭＲＩ装置を使用しており、各エポックが映像化可能なスピンエコー信号の測定値（ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）を１つ発生するようになっており、ここにおいて各エポックが初期の９０°傾斜パルスとそれに続く少なくとも１つの１８０°再フォーカスパルスを含んでいるシステムにおいて、前記エポックの各々において、前記初期の９０°傾斜パルスと前記少なくとも１つの１８０°再フォーカスパルスとの間に、逐次的なＫ空間識別子を有する予め定められたｘ−ｙエンコードを挿入する工程、前記初期の９０°傾斜パルスを、前記Ｋ空間識別子に従って、正の９０°と負の９０°との間で変化させる工程、組織に対して、前記逐次的なエポックで以ってパルスを供給して、複数の前記測定値を得る工程、および前記測定値を配置することによって前記映像を生成する工程、を含む方法。
【請求項２】 請求項第１項記載の方法であって、前記Ｋ空間識別子がｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をしており、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する前記映像に対して、ｉ＋ｊが偶数の時は前記初期の傾斜パルスが負の９０°であり、ｉ＋ｊが奇数の時は前記初期の傾斜パルスが正の９０°である方法。
【請求項３】 請求項第１項記載の方法であって、前記Ｋ空間識別子がｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をしており、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する前記映像に対して、ｉ＋ｊが奇数の時は前記初期の傾斜パルスが負の９０°であり、ｉ＋ｊが偶数の時は前記初期の傾斜パルスが正の９０°である方法。
【請求項４】 請求項第２項記載の方法であって、ｍ＝ｎである方法。
【請求項５】 請求項第２項記載の方法であって、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に対して、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の異なるｘ−ｙエンコードを使用して（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値が得られる方法。
【請求項６】 請求項第１項記載の方法であって、前記ＭＲＩ装置が不均一な磁場を発生させる方法。
【請求項７】 請求項第１項記載の方法であって、前記エポックの各々が複数の１８０°再フォーカスパルスを含んでいる方法。
【請求項８】 請求項第７項記載の方法であって、前記複数の１８０°再フォーカスパルスがパルス列を含んでいる方法。
【請求項９】 請求項第１項記載の方法であって、前記交代する工程が逐次的に実行される方法。
【請求項１０】 その場観察の生体組織の映像を生成するための方法であって、ａ）生体組織に対して初期の９０°傾斜パルスを供給する工程、ｂ）生体組織の原子核を、ｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形を有するｘ−ｙエンコードで以ってエンコーディングする工程、ｃ）少なくとも１つの１８０°パルスで以って組織原子核を再フォーカスする工程、ｄ）ｉ＋ｊが第１のパリティを有する時はいつでも正の９０°傾斜パルスを、また、ｉ＋ｊが第２のパリティを有する時はいつでも負の９０°傾斜パルスを使用する工程、およびｅ）前記工程ａないしｄを（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回繰り返して、前記映像を生成するための映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の別々の測定値を発生させる工程、を含む方法。
【請求項１１】 請求項第１０項記載の方法であって、前記第１のパリティが偶数で、前記第２のパリティが奇数である方法。
【請求項１２】 請求項第１０項記載の方法であって、前記第１のパリティが奇数で、前記第２のパリティが偶数である方法。
【請求項１３】 請求項第１０項記載の方法であって、前記方法が複数の１８０°パルスを含んでいる方法。
【請求項１４】 請求項第１３項記載の方法であって、前記複数の１８０°再フォーカスパルスがパルス列を含んでいる方法。
【請求項１５】 請求項第１０項記載の方法であって、前記工程ａないしｃが逐次的に実行される方法。
【発明の詳細な説明】【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般に磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムに関する。更に詳細には、本発明はＭＲＩシステム用の映像処理技術に関する。本発明は不均一磁場ＭＲＩ装置を用いてその場で生体組織を映像化する時に雑音を抑制するための方法として特に有用であるが、それに限られるわけではない。
【０００２】
【従来の技術】数多くの個別画素（すなわち、ピクセル）を適正に配置することによって、ビジュアルに認識できる映像が生成できることは良く知られている。例えば、ビデオディスプレイはそのようにして映像を生成しており、デジタルデータ送信に含まれる映像はピクセルを用いて再生される。更に、核磁気共鳴技術（ＭＲＩ）を用いて生成される映像をデータからピクセルとして取り揃えなければならない場合もそうである。
【０００３】議論の便宜上、本発明に関してピクセルの意味をより良く理解してもらうために、本質的に長方形の二次元映像をｘ−ｙ面に配置して考察することとする。更に、映像、または画像はｘ方向で“ｍ”番までセグメント化され、ｙ方向には“ｎ”番までセグメント化されているとする。この配置において、映像はｍ×ｎ個のピクセルを含むことになる。良く知られたように、また容易に示すことができるように、もし映像中のピクセルすべてが十分小さければ、人間の眼は個々のピクセルを区別することができない。その代わりに、個別ピクセルの小さい寸法のために、それらは互いに溶け合って一貫性のある連続した映像となる。このように、個々のピクセルではなく映像全体が認識される。
【０００４】上で示唆したように、ＭＲＩ技術を用いて生成される映像は、潜在的には個々に異なるピクセルを非常に多数含む配置を含むことになろう。しかし、ＭＲＩの性格上、ＭＲＩ映像として個別のピクセルを生成する過程は、映像中の他のピクセルすべてから個々のピクセルを区別する何らかの手段を必要とする。このような区別を行うために、ＭＲＩ技術ではピクセルをエンコードする何らかの方式を含み、それによってそれらが後に再キャプチャーされて所望の映像を生成できるようになっているのが普通である。
【０００５】エンコーディング方式の明細について考察するために、まず、ＭＲＩ手順においては、映像化すべきその場観察の生体組織が高周波（ＲＦ）信号を照射されるということを理解しておくべきであろう。重要なことに、それらの信号は、映像化すべき組織のある場所における磁場強度に依存する特定の周波数を有している。この周波数は技術用語でラーマー周波数（Ｌａｒｍｏｒ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）と呼ばれる。当業者には良く知られたように、組織をラーマー周波数で照射することによって組織の原子核はスピンエコー信号を発生する。ＭＲＩの目的のために、それらのスピンエコー信号を記録することが可能である。記録されたスピンエコー信号は、しかし、理解できる映像を得るためには処理しなければならない。
【０００６】ＭＲＩ信号を処理する時に克服すべき問題点の１つは、映像化すべきその場観察の生体組織のすべてが同時に照射を受けるという事実に根差している。従って、各照射によって、組織中のすべての原子核からのスピンエコー信号を含む１つの測定値が得られる。映像のためのｍ×ｎ個のピクセルを発生させるためには、ｍ×ｎ個のエンコードを実行しなければならないということになる。エンコーディングなしでは、複数の照射エポックに対するすべての応答が同じになって、組織の１つの部位の原子核の応答を組織の他の部位の原子核の応答から区別する方法はないことになる。このように、エンコーディングが必要となるのである。
【０００７】本発明によって考案された、ＭＲＩ映像のピクセルをエンコードする本方法は、二次元の位相エンコーディング方式を採用するものである。位相エンコーディングのために、各エンコード信号は、特有の二次元空間パターンを持つ位相によって特徴付けられる。映像化組織の各照射について１つのエンコード信号と別のものとで位相を変えることによって、発生するスピンエコー信号の区別ができるようになる。従って、これらの区別は、映像の再生時に各種ピクセルを並べ替え、区別する時に有用となろう。
【０００８】位相エンコーディングの技術的な面に加えて、ＭＲＩ手順のどの時点で位相エンコーディングを実行すべきかについて考察することも必要である。遠隔地に設置された本質的に不均一な磁場を採用するＭＲＩ装置の場合には、特殊な技術が含まれており、エンコーディングのための特別な時間シーケンスが観測される必要がある。“遠隔地に設置されたＭＲＩシステム”と称する発明に関してクロウレイ（Ｃｒｏｗｌｅｙ）等に対して発行され、本発明と同じ譲受人に譲渡された米国特許第５，３０４，９３０号は、不均一な磁場を使用して映像を生成するための方法を開示している。
【０００９】簡単に説明すると、上記‘９３０号の特許は遠隔地に設置されたＭＲＩ装置について開示し、特許請求しているが、それはマグネットの外部に不均一な静磁場を発生するためのマグネットを含んでいる。重要なことに、このマグネットは磁場の中に、本質的に平坦な測定表面として有効に使用できる領域を確立するような構造となっている。更に、この測定表面は、磁場強度の大きさ（Ｂ0 ）が実質的に一定であり、測定表面に垂直な方向の磁場勾配Ｇｚがほぼ一定であることによって特徴付けられる。
【００１０】‘９３０号の特許の教えるところに従えば、この装置には適切なラーマー周波数の傾斜パルスで以って測定表面にある原子核を照射するためにＲＦアンテナが設けてある。当業者には良く知られたようにして、この最初のパルスは、静磁場中のＢ0 の影響下で原子核が持っているスピンの向きを傾けるさせる。一旦傾いてしまうと、その原子核をエンコードすることが可能となる。傾いた原子核をエンコードするために、第１の勾配コイルおよび第２の勾配コイルがこの装置中に組み込まれており、測定表面における磁場勾配をｘ（Ｇｘ）およびｙ（Ｇｙ）の両方向で変化させるために使用されるようになっている。更に詳細には、原子核が最初にＲＦアンテナからの第１の照射パルスによって傾けられた後で、第１および第２の勾配コイルを選択的に駆動して個々の原子核のスピンベクトルを測定表面のｘ−ｙ面で回転させることができる。これによってその原子核は予め定められた横方向の位相パターンで以ってエンコードされる。
【００１１】‘９３０号の特許に開示された装置のＲＦアンテナの別の機能は、原子核がエンコードされた後でそれらを再フォーカスすることである。不均一な磁場中の永久的な磁場勾配のために、勾配の中の原子核は異なる速度で歳差運動することになる。この結果、コーヒレントなデフォーカスおよびインコーヒレントな原子核の拡散の両方が起こり、それらは原子核が加速された速度で周期的に再フォーカスされることを要求する。この再フォーカスは、ＲＦアンテナから適切なラーマー周波数で再フォーカスパルスを送信することによって実行される。重要なことに、横方向の勾配印加と組み合わされた加速された再フォーカスおよび信号平均化の結果、映像再構築に利用可能なエンコードされたスピンエコー信号が原子核から発生することになる。
【００１２】‘９３０号の特許に開示された発明のＭＲＩ装置はまた、ＲＦアンテナの動作（傾けたり再フォーカスしたりする動作）をエンコーディング勾配コイルの動作と調和させるための電子的手段を含む。特に、アンテナから適切なＲＦ照射パルスを送信すること、第１および第２の勾配コイルによって原子核をエンコードすること、そして原子核からのエンコードされたスピンエコー信号を受信すること、は予め定められ制御されたシーケンスで発生する必要がある。更に、複数のエンコードされたスピンエコー信号を、エンコードされたＮＭＲ応答へ変換するための、更には複数のＮＭＲ応答を映像へ変換するための電子的手段が必要とされる。
【００１３】上で述べた‘９３０号特許開示の短い要約に加えて、ここで参考のために、’９３０号特許の開示全体をすべて引用する。更に、‘９３０号特許で開示されたシステムおよび方法は、本発明のそれと同様に、不均一な磁場を有する他のシステムにも利用できることは理解されるはずである。
【００１４】
【発明の解決しようとする課題】ＭＲＩ信号処理に関する上記議論に加えて、雑音による一定のアーティファクトが、最終的に生成されるＭＲＩ映像を悪化させる可能性があるという事実がある。特に、不均一な磁場システムに関して、加速されたＲＦ照射パルスから生ずる音響的および電磁的残存物がデータ記録の各工程においてアーティファクトを提供する可能性がある。熱雑音と違って、上述のアーティファクトはコーヒレントであり、従って平均化技法によって減衰させることができない。更に、位相エンコーディングのために、エンコーディング中に最小量の位相変化にさらされた映像のピクセルは、エンコーディング位相の変化がより強調されたピクセルよりも雑音悪化に対してより敏感であることが知られている。位相エンコーディングは視野全体に沿っての位相変化のサイクル数を変えることによって実行するのが普通であるため、ピクセルの長さ方向の中央に位置するピクセルは、ＭＲＩ手順全体を通して、もしあったとしても僅かなエンコーディング位相変化を経験するであろう。他方、中央部から最も遠くにあるピクセルはそれらのエンコード位相において１つのエンコードから次のエンコードへと幅広い変化を経験するであろう。この結果、再構築された映像の中央部にあるピクセルが最も雑音に影響されることになる。実際問題として、このことは映像の中央が雑音によって悪化して、映像の隅が少ないアーティファクトを有するということを意味する。
【００１５】以上のことに照らして、本発明の１つの目的は、ＭＲＩ映像から音響的雑音を抑制するための方法を提供することであり、それにより、映像の中央部において映像に対する最も明瞭な分解能が確立されることになる。本発明の別の目的は、ＭＲＩ映像から雑音を抑制するための方法を提供することであり、それは最良の映像分解能を要求するＭＲＩ映像の部分から、外因性雑音のような一定のアーティファクトを効果的に濾過するものである。本発明の更に別の目的は、ＭＲＩ映像から雑音を抑制するための方法を提供することであり、それは実現が比較的簡単で、比較的コスト効率のよい方法である。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明に従えば、その場観察の生体組織のＭＲＩ映像測定値から雑音を抑制するための方法は、不均一磁場のＭＲＩ装置を使用することを含む。ｍ×ｎ個のピクセルを有する組織の二次元映像を生成するために、ＭＲＩ装置は励起パルスの逐次的エポック（ｅｐｏｃｈ）をｍ×ｎ個発生することが必要である。特に本発明に関して、各エポックは初期の９０°傾斜パルスを含んでおり、それに続いて、１８０°再フォーカスパルスの列を含んでいる。良く知られたように、各エポックは映像化可能なスピンエコー信号の測定値を１つ発生するであろう。
【００１７】１つのエポック測定値を別の測定値から区別するために、各エポック中で初期の９０°傾斜パルスとそれに続く１８０°再フォーカスパルス列との間に、予め定められたｘ−ｙエンコードが挿入される。各ｘ−ｙエンコードはそのエンコードに特有なＫ空間識別子を割り当てることによってユニークなものとすることができる。本発明に関しては、各ｘ−ｙエンコードはｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をした固有の逐次的Ｋ空間識別子を有することになろう。Ｋ空間での空間的エンコーディングパターンの識別は当業者には良く知られている。
【００１８】重要なことに、本発明の方法は、引き続くエポックの間で、逐次的に交代する初期の９０°傾斜パルスを必要とする。すなわち、正の９０°傾斜パルスで始まる１つのエポックに、負の９０°傾斜パルスを有するエポックが続くことになろう。今度は、負の９０°傾斜パルスを備えたこのエポックの後に、正の９０°傾斜パルスを備えたエポックが続く、等々となろう。正の９０°と負の９０°の間の実際の決定は、そのエポックに関する特有のＫ空間識別子に従って行うことができる。特に、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に関して、初期の９０°傾斜パルスは、Ｋ空間識別子のｉ＋ｊが奇数の時は負の９０°であってよい。他方、初期の傾斜パルスは、ｉ＋ｊが偶数の時は、正の９０°であってよい。
【００１９】その映像に関して一旦すべての（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回測定が行われれば、その映像のための（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを生成するために従来の信号処理が利用できる。初期の９０°傾斜パルスに対して、位相を逐次的に変化させることによって、さもなければ映像の中央部のピクセルを悪化させたであろう雑音は効果的に濾過される。
【００２０】本発明の新規な特徴は、本発明それ自身とともに、その構造およびその動作のいずれに関しても、以下の説明と一緒に添付の図面を参照することで最も良く理解できるであろう。図面において、同様な参照符号は類似の部品を示している。
【００２１】
【発明の実施の形態】まず図１を参照すると、本発明の方法のために使用されるような、ＲＦ照射パルスのための代表的なエポックの時系列が示されており、個々に番号１０が付けられている。各エポック１０ａ−ｃは初期の９０°傾斜パルス１２ａ−ｃを含むように示されており、その後には初期の１８０°再フォーカスパルス１４が続き、更に１８０°再フォーカスパルス１６の列が続いている。更に、再フォーカスパルス１６の列は、予め定められた時間遅れ１８を置いて、初期の９０°傾斜パルス１２に続いている。当業者には良く知られたように、９０°傾斜パルス１２の後に１８０°再フォーカスパルス１６の列が続くこのシーケンスは、不均一磁場を備え、遠隔地に設置されたＭＲＩ装置を用いてスピンエコー信号の記録可能な測定値を発生させるためには効果的である（米国特許第５，３０４，９３０号参照）。
【００２２】時間遅れ１８の間に、エポック１０をｘおよびｙの両エンコードで以って位相エンコードすることができ、それによってその特定のエポック１０を他のすべてのエポック１０から区別することができることは理解されるはずである。例えば、エポック１０ａはエポック１０ｂとは異なり、また後者はエポック１０ｃとは異なる。それらはそれぞれに異なるｘ−ｙエンコードを有しているためである。このことをどのようにして実現するかは、まず図２を参照することによって最も良く分かるであろう。
【００２３】図２では、ｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形でマトリックス２０が提示されていることが分かるであろう。特に、明らかなように、マトリックス２０はｘ方向に“ｍ”番までのセグメント２２を含み、ｙ方向には“ｎ”番までのセグメント２２を含んでいる。本発明に関しては、マトリックス２０は、照射される組織の映像を構成するであろう（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルに対する空間的パターンを個別に表現するＫ空間識別子を各々の２２に対して定める。例えば、セグメント２２’はＫ空間識別子（１，２）を設定している。このことは、特定の二次元エンコードに対して、視野に沿った１つの方向には一サイクル位相エンコードがあり、視野に沿った別の横切る方向には二サイクル位相エンコードがあることを意味する。サイクル位相エンコードの違い、そしてそれが本発明に対して持つ重要な点は図３および図４を参照することで最も良く理解できよう。
【００２４】図３はＭＲＩ映像のピクセルをエンコードするために有用な４個の代表的なエンコード２４ａ−ｄのシーケンスを示す。図示のように、エンコード２４ａ−ｄの各々は複数の矢印２６を含み、それらは対応するピクセルの組織に関する位相磁化の実成分をそれぞれ表している。例えば、矢印２６ａａ、２６ａｂ、および２６ａｃはそれぞれ視野の一端、視野の中央、および視野の反対側の端におけるピクセルの位相磁化の実成分を表している。図示のように、エンコード２４ａはｘエンコードまたはｙエンコードのいずれかである。しかし、エンコード２４ａのユニークな点は、それがゼロサイクル位相エンコードを表していることである。ゼロサイクル位相エンコードに関しては、エンコード２４ａ中のすべての矢印２６が、すべてのピクセルに関して位相磁化の実成分が同じであることを示している。他方、図３に明瞭に示されたように、エンコード２４ｂ−ｄのピクセルはすべてが同じ位相磁化の実成分を持たない。実際、エンコード２４ｂ−ｄはそれぞれ一サイクル位相エンコード、二サイクル位相エンコード、および三サイクル位相エンコードを表す。各種のエンコードを比較してみることは役立つ。
【００２５】エンコード２４ｂについて考えてみると、エンコード２４ａと違って、矢印２６ｂａと矢印２６ｂｃとの間のすべてのピクセルが、異なる位相磁化の実成分を有していることが分かるであろう。更に、矢印２６ｂａと２６ｂｃとの間の位相磁化の実成分は３６０度（３６０°）一サイクルをぐるっと変化していることが分かるはずである。面白いことに、エンコード２４ａの矢印２６ａｂに対する位相磁化の実成分がエンコード２４ｂの矢印２６ｂｂに対するものと同じになっている。
【００２６】図３に示されたエンコード２４ｃ（二サイクルエンコード）およびエンコード２４ｄ（三サイクルエンコード）は更に別のエンコーディング位相変化を表している。理解されるように、この位相変化は最終のエンコードまで引き続くエンコードについても続けられ、エンコードの方向に依存して“ｍ”サイクルまたは“ｎ”サイクルのいずれかの位相変化を経過する。エンコード２４ａ−ｄを分析することによって、視野の中央付近のピクセル（例えば、ピクセル／矢印２６ａｂ、ｂｂ、ｃｂ、およびｄｂ）がエンコーディング手順の間に最小限の位相量にさらされることが明らかとなろう。このように、それらは、エンコーディング位相変化がより強調された、視野の中央部分から離れたピクセルよりも雑音の悪化に対してより敏感である。
【００２７】本発明では、雑音悪化は解消もしくは軽減されないかもしれないが、不均一磁場のＭＲＩ装置からのＭＲＩ映像生成に対して雑音が持つ悪化効果は最小化できると考えている。特に、ビジュアル分解能が最も必要とされる映像の中央部においてより少ない悪化を有する映像を提供するように雑音効果を移動させることができる。このことを行うために、照射パルスエポックとエンコーディング位相サイクルとの組み合わせは、映像の中央部分にあるピクセルからの雑音悪化をより効率的に濾過するように変更される。このために、しかし、中央部分から離れたピクセルがより大きな雑音悪化を経験することを許容するという犠牲を払っている。
【００２８】本発明に従えば、視野の中央部分における雑音抑制は、初期の９０°傾斜パルス１２の位相を１つのエポック１０と直後に続くエポック１０とで変えることによって実現される。例えば、もしエポック１０ａの初期の９０°傾斜パルス１２ａが正であれば、エポック１０ｂの初期の９０°傾斜パルス１２ｂは負となろう。エポック１０ｃに関しては、従って初期の９０°傾斜パルス１２ｃは正となる、等々と続くことになろう。初期の９０°傾斜パルスの正および負の符号を交代させる効果は図４に見られる。
【００２９】図３のエンコード２４と同様に、図４は４個の代表的なサイクル位相エンコード２８のシーケンスを示している。ここでも同様に、図４のエンコード２８ａ−ｄは、それぞれ対応するピクセルに関する位相磁化の実成分を表す一連の矢印３０を備えて示されている。再び、図３のエンコード２４と同じように、エンコード２８ａ−ｄはそれぞれ、ゼロサイクル位相エンコード、一サイクル位相エンコード、二サイクル位相エンコード、および三サイクル位相エンコードを表している。しかし、図４のサイクル位相エンコードは補償位相変化にさらされている。このことの影響は図３を図４と比較するとはっきりする。
【００３０】まず、図４の一サイクル位相エンコード２８ｂを図３の一サイクル位相エンコード２４ｂと比較する。この比較によって、視野の中央部分のピクセル（それぞれ、矢印３０ｂｂおよび２６ｂｂ）が互いに約１８０°位相がずれていることに気付くであろう。重要なことに、図４に示されたエンコーディング方式では、一サイクル位相エンコードに関するピクセル／矢印３０ｂｂは、それぞれゼロサイクル位相エンコード２８ａおよび二サイクル位相エンコード２８ｃの前のピクセル／矢印３０ａｂおよび後続のピクセル／矢印３０ｃｂとは約１８０°位相がずれている。更に、三サイクル位相エンコード２８ｃでは、視野の中央部分におけるピクセル／矢印３０ｄｂはその前のピクセル／矢印３０ｃｂとは位相が１８０°ずれている。このように、図３に示されたエンコード２４の未補償方式とは違って、図４に示されたように、視野の中央付近のピクセル／矢印３０はそれらの補償位相変化のために、雑音を効率的に濾過するであろう。
【００３１】本発明に従った、その場観察の生体組織の映像を生成するための方法の動作時における第１の工程は、組織の原子核に対して初期の９０°傾斜パルスを印加することである。次に組織原子核を、ｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をしたＫ空間識別子を有するｘ−ｙエンコードを有するようにエンコードする必要がある。組織が一旦エンコードされれば、この組織の原子核は１８０°パルスの列で以って繰り返し再フォーカスされる。重要なことに、パルスの引き続くエポック間で、ｉ＋ｊのＫ空間識別子が偶数の時はいつでも正の９０°傾斜パルスを、またｉ＋ｊが奇数の時はいつでも負の９０°傾斜パルスを使用するように初期の９０°傾斜パルスが変えられる。この工程シーケンスはその後（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回繰り返されて、映像を生成するための映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の別々の測定値が生成される。
【００３２】ここに示し詳細に開示してきた、ＭＲＩ映像から雑音を抑制するための特別な方法は既に述べた目的および特徴を実現、提供できるものであるが、それはここに示した本発明の好適実施例の単なる例示でしかなく、特許請求の範囲に記述した以外の、ここに示した構成または設計の詳細に対して何ら制限を加える意図のものではないことを理解されるはずである。
【出願人】 【識別番号】５９８１０２６０５
【氏名又は名称】パナシーア メディカル ラボラトリーズ
【出願日】 平成１０年（１９９８）８月１０日
【代理人】 【弁理士】
【氏名又は名称】浅村 皓 （外３名）
【公開番号】 特開平１１−１０４１１１
【公開日】 平成１１年（１９９９）４月２０日
【出願番号】 特願平１０−２２５９９０