JP2001526067A

JP2001526067A - 放射状投影を使用した迅速取得磁気共鳴イメージング

Info

Publication number: JP2001526067A
Application number: JP2000524683A
Authority: JP
Inventors: チャールズエイ．ミズトレッタ，; デイナシー．ピーター，
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1997-12-12
Filing date: 1998-12-14
Publication date: 2001-12-18
Anticipated expiration: 2018-12-11
Also published as: US6630828B1; EP1047951B1; CA2313006C; WO1999030179A2; WO1999030179A9; WO1999030179A3; EP1047951A2; ATE504007T1; JP4646011B2; DE69842209D1; CA2313006A1; AU1725399A

Abstract

(57)【要約】画像化される対象物のために高分解能で且つ高速のＭＲイメージングが提供される。このイメージングにおいて、画像化された対象物の明度は、まばらな角度のサンプリングと投影取得技術とを使用することによって、周辺組織に対して優勢である。大きな視野にわたる個々の対象物は、小さな視野に通常関連付けられた速度および分解能で画像化される。血管造影法のようなアプリケーションにおいて、まばらな角度のサンプリングに関連付けられたアーチファクトが受容可能である。体積イメージは、まばらにサンプルとした２次元の投影と重み付けられた３次元のフーリエ取得とを組み合わせることによって得られる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】関連出願の相互参照本出願は、１９９７年１２月１２日に提出された米国仮出願６０／０６９，４
３０および１９９８年４月１０日に提出された米国仮出願６０／０８１，４０９
の利益を要求しており、これら両者は参照することによって本願に組み入れられ
る。

【０００２】連邦政府後援の研究開発に関する記述

【０００３】発明の背景本発明の分野は、磁気共鳴イメージング（“ＭＲＩ”）法およびシステムであ
り、特に、画像化対象物の一部からのＭＲＩデータを素早く取得するための方法
および装置である。

【０００４】ＭＲＩイメージング人体組織のような物質が均一な磁場（分極場（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇｆｉｅ
ｌｄ）Ｂ_０）に晒されると、組織内の個々の原子核は、前記分極場により、その
磁気モーメントが一直線になろうとし、原子核スピンの結果として、その特徴的
なラーモア周波数でランダムにそれ自身を中心とした歳差運動を行なう。ラーモ
ア周波数は、磁場の強さと、磁気図形定数（ｍａｇｎｅｔｏｇｙｒｉｃｃｏｎ
ｓｔａｎｔ）γによって代表される特定の原子核の性質とに依存している。この
ような現象を示す原子核は、「スピン」と称されている。

【０００５】従来まで、分極場Ｂ_０は、デカルト座標系のｚ軸に沿って存在していると考え
られている。分極場Ｂ_０内での原子核の歳差運動は、分極場の方向で正味の磁気
モーメント（ｎｅｔｍａｇｎｅｔｉｃｍｏｍｅｎｔ）Ｍｚを形成する。個々
のスピンは横断面もしくはｘ−ｙ平面内にｚ軸と垂直な磁気モーメントを有して
いるが、スピンのランダムな方向は正味の横方向の磁気モーメントをキャンセル
する。

【０００６】ＭＲＩイメージングにおいては、ラーモア周波数の近傍でｘ−ｙ平面に高周波
信号（ＲＦ信号）が加えられ、ラーモア周波数で回転するように正味の磁気モー
メントがｘ−ｙ平面へと傾けられる。このような現象の実用的な価値は、ＮＭＲ
（核磁気共鳴）信号と呼ばれる励起されたスピンによってその後に生じる信号に
存在する。簡単なシステムにおいて、励起された信号は、スピンを励起するため
に使用されるコイルと同じ受信コイル内に、振動する正弦波を引き起こす。この
信号の振幅は、スピン間もしくはスピン−スピン緩和と真に均一な分極場Ｂ_０を
形成するという技術的な限界との間の原子スケールの相互作用によって引き起こ
される磁場の均一性の働きとして、減衰される。この減衰は、スピン内の位相コ
ヒーレンスの損失によって引き起こされ、一般にＴ^＊ _２緩和と称されている。第
２の減衰メカニズムは、分極場Ｂ_０と一直線を成す長手方向に向かう個々のスピ
ン磁気モーメントの漸進的な戻りである。これは、Ｔ_１緩和と称されており、大
抵の医学対象物においてはＴ_２緩和よりも長い。

【０００７】患者の像は、患者の組織内の異なった位置で異なったスピンにより与えられる
ＮＭＲ信号を評価することによって得られる。勾配磁場を使用するパルスシーケ
ンスは、位相および周波数の形態で、スピンに関する位置情報をエンコードする
。エンコードされたスピン信号は、その後、画像を造り出すために分離される。

【０００８】多種多様なパルスシーケンスが知られている。例えば、スピンワープもしくは
スピンエコー技術は、ダブリュー．エー．エデレーション（Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓ
ｔｅｉｎ）ら．による“スピンワープＮＭＲイメージングおよびヒト全身イメー
ジングの適用（ＳｐｉｎＷａｒｐＮＭＲＩｍａｇｉｎｇＡｎｄＡｐｐ
ｌｉｃａｔｉｏｎＴｏＨｕｍａｎＷｈｏｌｅ−ＢｏｄｙＩｍａｇｉｎｇ
）”、ＰｈｙｓｉｃｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅａｎｄＢｉｏｌｏｇｙ，第
２５巻，７５１−７５６頁（１９８０）；米国特許４，６６５，３６５に開示さ
れた勾配磁場リフォーカス取得定常パルスシーケンス（“ＧＲＡＳＳ”）と“定
常状態自由歳差運動を用いた高速フーリエイメージング（ＲａｐｉｄＦｏｕｒ
ｉｅｒＩｍａｇｉｎｇＵｓｉｎｇＳｔｅａｄｙＳｔａｔｅＦｒｅｅ
Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ）”，アール．シー．ホークスおよびエス．パッツ（Ｒ．Ｃ
．ＨａｗｋｓａｎｄＳ．Ｐａｔｚ），ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃ
ｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ４，９−２３頁（１９８７）に開示されたコント
ラストが高められた高速イメージング（ＳＳＰ−ＥＣＨＯ）とを含む定常状態自
由歳差運動（“ＳＳＦＰ”）技術に開示されている。また、エコープラナー撮像
法（“ＥＰＩ”）は、ピーターマンスフィールド（ＰｅｔｅｒＭａｎｓｆｉ
ｅｌｄ）（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７）の論文に開
示されている。パルスシーケンスに関するこれらの説明は、参照によってここに
組み入れられる。

【０００９】カーテシアンＭＲＩ取得代表的なスピンエコーパルスシーケンスにおいては、ｚ軸勾配磁場と狭い帯域
のＲＦ励起パルスが患者に加えられ、例えば、ｚ軸に垂直な患者の「スライス」
内のスピンだけが励起される。その後、ｘ勾配磁場が加えられて、スライスの他
方側のスピンよりも早く歳差運動を行なうように、スライスの一方側でスピンが
引き起こされる。この状態において、スピンは、スピンをｘ軸に沿って区別する
ことができる所定の周波数エンコーディングを有している。

【００１０】異なる周波数でのスピンのこのＮＭＲ信号は、所定の時間で取得され、再生コ
ンピュータのある配列内に格納される第１のデータの列を形成するようにデジタ
ル化される。前記配列の寸法の数および配列内の要素の数は、この技術分野で良
く知られているｋ空間を規定する。エイリアシングアーチファクト（ａｌｉａｓ
ｉｎｇａｒｔｉｆａｃｔｓ）の導入を防止するために、ＮＭＲ信号は、ＮＭＲ
信号の最高周波成分の少なくとも２倍の周波数レート（ナイキストサンプリング
レート）でサンプルとしなければならない。

【００１１】その後、このスライスのため、同一のｘ勾配磁場および次第に増大するｙ軸勾
配磁場を用いて、別個のＮＭＲ信号が集められる。このｙ軸勾配磁場は、ｙ方向
でスピンを位相エンコードするのに役立つ。異なるｙ軸勾配磁場を用いた連続す
るそれぞれのＮＭＲ取得は、コンピュータのｋ空間配列内に連続する列を形成す
る。

【００１２】ｋ空間が満たされると、所望の画像を造り出すために、ｋ空間データから２次
元フーリエ変換が行なわれる。ｋ空間データの量を若干制限する周波数エンコー
ディングｘ軸方向で、一定の空間範囲を超えるスピンの寄与を除去するために、
ＮＭＲ信号を帯域制限することは一般に知られている。しかしながら、そのよう
な帯域制限は、位相エンコーディング方向では、データが十分に取得されるまで
行なうことができず、したがって、データ取得時間を短縮することに関しては殆
ど価値がない。

【００１３】放射状のＭＲＩ取得データ取得の他の方法において、ｋ空間データは、行列で満たされるのではな
く、ｋ空間内の１点を中心とした一連の放射状の投影によって満たされる。この
取得技術は、Ｘ線コンピュータ断層撮影（“ＣＴ”）マシーンでのデータ取得に
類似しており、これによって、データは、フィルタ補正逆投影法を含むＣＴタイ
プのアルゴリズムにより、画像に再生され得る。

【００１４】ＭＲＩ血管造影法ＭＲＩ血管造影法においては、血管の画像が得られる。ガドリウム化合物のよ
うな造影材料が抹消血管内に注入される高コントラストのアプリケーションにお
いては、ｋ空間データの重み付けにおける不利な変動を防止するために、ｋ空間
データの取得が造影材料の到達と注意深く組み合わされる。この点で、高速イメ
ージング技術の利用可能性が助けとなる。なぜなら、この技術によって、造影材
料の通路の全体にわたって一連の画像が得られるからである。

【００１５】高コントラストＭＲＩにおいては、２つの画像が取得されて差し引きされる。
この場合、２つの画像の一方は、血管内への造影媒体の注入前の画像であり、他
方は、血管内に造影媒体を注入した後の画像である。差し引かれた画像は、閉塞
症等の検知を可能にする血管を通じた血流に関する情報を示している。血流以外
の構造体は、２つの画像内で類似しており、したがってコントラストが減少され
る。

【００１６】２つのＭＲＩ画像の取得のタイミングは、高コントラストの画像を造り出す場
合に極めて重要である。通常、患者への造影媒体の導入と対象血管領域への造影
媒体の到達時間との間には、時間の遅れがある。

【００１７】理想的には、正確な比較画像を造り出すために、造影媒体の到達直前に第１の
画像を完了させ、造影媒体の到達直後に第２の画像を始めて、造影媒体が分散す
る前に完了させるべきである。時間がかかる患者の画像取得プロセスと、造影媒
体の進行をモニタする困難性は、高質で高コントラストのＭＲＩ画像を造り出す
ことを困難な作業にする。

【００１８】取得速度高分解能を有する画像を早急に取得できることは有益である。これは、注入さ
れる造影材料の通路によって或いは呼吸動作によって利用できるイメージング（
画像化）時間が制限される場合に重要である。デカルト取得法において、画像の
空間的な分解能はイメージング時間に比例しており、取得時間が減少すると、空
間的分解能が低い画像が造り出される。デカルトイメージングの環境下において
、調査員らは、縮小された視野を画像化する方法を発展させた。視野の減少によ
って、要求されるデータの量が減少する。したがって、イメージング時間を短縮
することができる。この欠点は、デカルトイメージングにおいて、視野の外側か
らの対象が、エイリアシングに起因して、選択された小さな視野内に現れるとい
う点である。デカルトイメージングにおいては、このエイリアシングによって、
視野の外側からの対象のように見えるアーチファクトが生じる。視野の外側から
の対象を周波数方向で拒絶するために帯域制限を使用することができるが、これ
は位相エンコーディング方向では不可能である。なぜなら、位相エンコーディン
グデータの各列は、視野の全体にわたって位置するスピンに関係しているからで
ある。

【００１９】この問題に対処する１つの方法は、ヒュー（Ｈｕ）およびパリッシュ（Ｐａｒ
ｒｉｓｈ）（エックス．ヒュー（Ｘ．Ｈｕ），ティー．パリッシュ（Ｔ．Ｐａｒ
ｒｉｓｈ），動態イメージングための視野の縮小（Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎｏｆ
ＦＯＶｆｏｒｄｙｎａｍｉｃｉｍａｇｉｎｇ．）Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．
Ｍｅｄ．３１，６９１（１９９４））法である。この方法では、全視野の仮の画
像が得られる。所望の視野に対応するこの画像の一部はゼロに設定される。その
後、小さい視野内にエイリアス（ａｌｉａｓ）する正にその材料に対応するｋ空
間データのセットを形成するために、残りのデータがフーリエ変換される。小さ
い視野の動態イメージング中、このｋ空間データのセットは、小さい視野に関連
付けられたデータから差し引かれる。これは、小さい視野の外側の対象が静止し
ていない場合にのみ、小さい視野からのエイリアスされた信号を除去する。

【００２０】投影ＭＲＩ取得においては、位相エンコーディング方向がない。したがって、
視野を制限するような取得を使用して取得時間を短縮することが提案される。投
影に沿う対象領域の外側からのスピンの入り込みを制限するため、各投影は帯域
制限される。しかし、投影の軸に垂直な領域内のスピンは、除去することが不可
能であり、画像アーチファクトを形成する。これらのアーチファクトは、技術を
評価することによって或いは後の演算のために領域外での補助的な測定を評価す
ることによって、扱われなければならない。そのような技術は、第５回科学会合
・講演会、ＩＳＭＲＭ会報（ＰｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓｏｆＩＳＭＲＭ，Ｆｉ
ｆｔｈＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇａｎｄＥｘｈｉｂｉｔｉｏ
ｎ，）バンクーバー，ＢＣカナダ，第１巻、２８８頁のケー．スケッフラー（
Ｋ．Ｓｃｈｅｆｆｌｅｒ）による“逆投影によるズーミング（Ｚｏｏｍｉｎｇ
ｂｙＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）”に開示されている。スケッフラーお
よびヘニング（Ｈｅｎｎｉｎｇ）（ケー．スケッフラー，ジェイ．ヘニング（Ｊ
．Ｈｅｎｎｉｎｇ），縮小した円形視野イメージング（Ｒｅｄｕｃｅｄｃｉｒ
ｃｕｌａｒｆｉｅｌｄ−ｏｆ−ｖｉｅｗｉｍａｇｉｎｇ．）Ｍａｇｎ．Ｒｅ
ｓｏｎ．Ｍｅｄ．４０，４７４−４８０（１９９８））は投影取得を使用して
ヒュー／パリッシュアルゴリズムを適用した。この場合、デカルトのような場合
、所定の分解能におけるイメージング速度は高まる。しかしながら、動的な変化
は縮小された視野内でのみ見られ、外側の材料が動かない場合にエイリアシング
が生じる。これらの技術は、小さな視野だけが取得されるといった事実により制
限される。

【００２１】投影イメージングにおいて、角度サンプリング間隔が放射状サンプリング間隔
に等しくなる必要条件は、投影の数ＮＰが放射状サンプルの数ＮＲと以下のよう
に関連付けられることである。ＮＰ＝ＮＲ・π／２この必要条件によって、デカルトイメージングに関連する投影イメージングに
おける固有の時間的不利益が生じる。同じ分解能の画像を得るためにπ／２とい
う別個の要素を必要とするという事実こそ、１９７０年代半ばの最初のＭＲＩ画
像が投影取得によって得られたという事実にもかかわらず、デカルト取得が磁気
共鳴イメージングの主な方法である理由の１つである。

【００２２】Ｘ線コンピュータ断層撮影法においては、投影取得が使用され、まばらなサン
プリングが使用される場合には取得時間を増大できることは良く知られている。
この方法においては、投影の数が減少される。角度サンプルの数が減少するにつ
れて、空間的な分解能が低下し、視野内の対象から放射縞のアーチファクト（ｒ
ａｄｉａｌｓｔｒｅａｋａｒｔｉｆａｃｔ）が生じることもまた良く知られ
ている。骨組織が区別される組織信号差をはるかに越える支配信号を与えるＸ線
ＣＴにおいては、このようなアーチファクトの存在は、全く受容不可能である。
この点まで、まばらな角度サンプリングが使用される場合、そのようなアーチフ
ァクトが磁気共鳴イメージングにおいて同様に受容不可能であることは、ＭＲＩ
コミュニティによって想定される。したがって、視野を妥協できる限られた数の
状況下でイメージング速度を増大させるために、前述した小さな視野の技術が必
要となる。

【００２３】発明の簡単な要約本発明者らは、ＮＭＲデータがデカルト形態でなく投影の形態で取得される場
合に、空間的な分解能を取得可能なレートが著しく増大することを認識した。Ｘ
線コンピュータ断層撮影法から推論できるように、空間的な分解能は、取得され
る投影の数によってではなく、各投影内の読み出し方向での分解能によって完全
に決定される。投影数が減少するにつれて、分解能が影響されなくなる。唯一の
影響はアーチファクトの増大である。投影イメージングにおけるまばらなサンプ
リングによって形成されるアーチファクトは、デカルト取得法で形成されるそれ
と異なっており、多くの重要なイメージングアプリケーションにおいて簡単に容
認され得る。

【００２４】全視野内の各対象の周りには、対象がアーチファクトを全く形成しない小さな
領域（局所的な視野）が存在する。このアーチファクトがない領域の寸法は、取
得された投影の数に依存している。この小さな領域の外側において、各対象は、
他の対象に関連付けられる局所的な視野に入り得る縞状のアーチファクトを形成
する。これらのアーチファクトが一般にこれらを形成する対象に関連付けられた
信号のたった２〜３パーセンントにすぎず、また、対象の信号が視野全体にわた
って最も優勢的（ｄｏｍｉｎａｎｔ）となる血管造影法、膵管造影法、胆管イメ
ージングのようなアプリケーションにおいて、これらのアーチファクトが相当な
量で現れることを本発明者らは認識している。このような状況において、方位的
に不十分にサンプルとした投影イメージングは、縮小された視野だけでなく大き
な視野の全体にわたるイメージングに有利な速度と分解能を提供する。予備的な
結果では、６つの要素の速度増加がしばしば可能となることが暗示されている。

【００２５】特に、本発明は、視野内の他の材料の他のＮＭＲ信号の強度に対して優勢な強
度を有するＮＭＲ信号を与える構造体のＭＲＩイメージング方法を提供する。こ
の方法は、前記視野内で、ある軸を中心に所定の角度範囲にわたって分布された
複数の軸に沿う一連の勾配磁場を形成し、その後、異なる勾配磁場で前記視野の
ＮＭＲ信号を取得する工程を含む。前記各取得は、ある投影に沿って互いに所定
の距離で径方向に離間されたデータポイントを有するｋ空間データの角投影を生
成する。また、取得の数は、ｋ空間がまばらにサンプルとするようにＮＲπ／４
（ＮＲは放射状サンプルの数）よりも少ない投影数に限定される。投影は、全視
野を表示する画像観察視野を造り出すために再生される。

【００２６】また、視野内の他の対象物に対して優勢な明るい対象物に最適な迅速ＮＭＲ取
得技術を提供することが本発明の１つの目的である。そのような状況は、血管造
影内の血管の画像化または膵臓や肝臓の管路の画像化を含んでいる。本発明は、
対象だけでなく、全視野の動的な像を提供する。

【００２７】投影取得は容積取得と組み合わされても良い。容積取得においては、ＮＭＲ信
号の取得中に、勾配磁場内で位相エンコーディングが軸に沿って適用され、体積
イメージを造り出すために、前記軸に沿ってフーリエ再生が実行される。

【００２８】したがって、位相エンコーディング勾配磁場に沿った重み付けられたｋ空間取
得から生じる利益とともに、投影取得の利益を提供することが本発明の他の目的
である。この技術分野で知られるように、高いｋ空間周波数を犠牲にして低いｋ
空間周波数のためにｋ空間サンプリングを増加することが望ましい。各投影はｋ
空間の中心近傍のデータを取得するため、投影イメージングにより、投影のスラ
イス内でこのようなｋ空間の重み付けが可能になる。しかしながら、容積の軸内
でフーリエ再生と組み合わされる場合に、そのような重み付けを得ることができ
る。位相エンコーディングは、投影画像のフルセットが得られた後に行なわれて
も良く、あるいは、各投影画像間で行なわれても良い。後者の場合、ｋ空間のま
ばらなサンプリングを得るために必要な時間を最小限に抑えてより完全なサンプ
リングを許容時間内で行なうために、選択された投影角が２つ又はそれ以上の交
互的なセット間で交替されても良い。

【００２９】画像化される構造体が、含まれる画像化された対象よりも小さい場合には、勾
配磁場方向と平行で且つ構造体の中間幅によって分離される２つの帯域から空間
的に飽和する工程が含まれる。

【００３０】したがって、投影イメージングを用いてまばらなサンプリングによって形成さ
れるアーチファクトを抑制する方法を提供することが本発明の他の目的である。

【００３１】ＮＭＲ信号の取得中、造影媒体は、視野内に導入され、構造体内における造影
媒体の到達を示すコントラストインデックスを形成するために使用される。この
コントラストインデックスは、表示されるとともに、低コントラスト画像および
高コントラスト画像を造り出すための特定のＮＭＲ信号を選択するために使用さ
れる。低コントラスト画像および高コントラスト画像は、例えばサブトラクショ
ン血管造影を行なうために差し引きされる。

【００３２】したがって、本発明の他の目的はコントラストのリアルタイムな測定を提供す
ることである。各投影で取得されたＮＭＲ信号は、コントラスト表示を形成する
ために単純に積分される。コントラスト表示は、解剖学的な影響を取り除くため
、特定の角度にしたがって重み付けられる。また、比較値が形成される場合には
、対応する角度間でのみ比較が行なわれる。

【００３３】先の対象および他の対象と本発明の利益は、以下の説明から明らかとなる。こ
の説明においては、説明の一部を形成する添付図面が参照される。添付図面では
、説明図によって本発明の好ましい実施形態が示される。しかしながら、そのよ
うな実施形態は、本発明の全範囲を必ずしも示していない。そのため、本発明の
範囲を解釈するには特許請求の範囲を参照すべきである。

【００３４】発明の詳細な説明ＭＲＩシステムコンポーネント本発明との使用に適したタイプのＭＲＩシステム１０は環状の超伝導マグネッ
ト１２を備えており、このマグネット１２はその中心孔１４内にｚ軸に沿って均
一な磁場Ｂ_０を形成する。一般に、孔１４はＭＲＩ装置の最大視野６２を形成す
る。

【００３５】孔１４内に位置決めされた同軸なフォーム１６には、ｘ，ｙ，ｚ勾配磁場コイ
ル１８，２０，２２がそれぞれ取り付けられている。これらのコイルは、ｚ軸に
沿って方向付けられる勾配磁場を形成するとともに、ｘ，ｙ，ｚ軸にそれぞれ沿
って測定される空間的な勾配（ｇｒａｄａｔｉｏｎ）を有している。また、孔１
４内にはＲＦ送受信コイル２４が同軸的に位置決めされており、このＲＦコイル
２４は、核スピンの励起と、その結果として生じるＮＭＲ信号の検知とを可能に
する。以上説明したマグネットの構造やコイルの構成は、この技術分野において
良く知られており、多種にわたる装置の代表的な１つとして示されている。

【００３６】ｘ，ｙ，ｚ勾配磁場コイルのそれぞれは対応する勾配磁場駆動回路２６に接続
されている。勾配磁場駆動回路２６は、中央処理装置２９からコマンドを受け、
コイル１８，２０，２２によって形成される勾配磁場を時間および振幅に関して
制御する電気信号を生成する。勾配磁場コイルは、形成される勾配磁場が孔軸２
８に対して対称を成し且つ勾配磁場の勾配が勾配磁場駆動回路２６によって制御
されるように、孔内で所定の関係をもって固定されている。したがって、図１お
よび図２に示されるように、超伝導２極マグネット１２は、視野内に、ｘ，ｙ，
ｚ軸にわたって均一なＢ_０磁場３０を形成する。ｙ勾配磁場３２の磁場ベクトル
は、ｚ軸と一直線を成し、低いｙ軸値ではＢ_０磁場３０の方向と逆方向に方向付
けられ、高いｙ軸値ではＢ_０磁場３０の方向に方向付けられるとともに、２つの
ｙ軸先端間では直線状に変化している。同様に、ｘ勾配磁場３４およびｚ軸勾配
磁場３６も、それが高いｘ軸値およびｚ軸値になるにしたがって、Ｂ_０磁場の方
向と逆方向に方向付けられるベクトルとＢ_０磁場の方向に方向付けられるベクト
ルの先端間で直線状に変化している。一般に、勾配磁場のゼロ点はマグネット１
２の孔軸２８上にある。

【００３７】また、図１に示されるように、処理装置２９にはＲＦ励起回路３８が接続され
ており、このＲＦ励起回路３８は、処理装置２９から制御信号を受けてＲＦコイ
ル２４に対しＲＦ励起パルスを生成し、この技術分野において一般に理解され説
明されているように、孔１４内の患者等のスピンを励起して共鳴させる。ＲＦ励
起パルスの終了後、この技術分野において知られるように、１または複数のＮＭ
Ｒ信号がＲＦコイル２４によって受けられてＲＦ増幅器４０を介して取得される
。このようにして受けられたＲＦ信号は、プログラム制御可能な処理装置２９か
ら受けたオフセット量４４だけＲＦ信号の周波数を下げるヘテロダイン作用を成
す周波数オフセット回路４２によって処理される。次に、ＮＭＲ信号は、処理装
置２９からそのフィルタブレーク・ポイント４８を受けるプログラム制御可能な
低域通過フィルタ４６を通る。これによって生じたＮＭＲ信号は、その後、サン
プリングされてデジタル化され、後述するように所定の配列で処理装置２９内の
メモリに格納される。

【００３８】プログラム制御可能な周波数オフセット回路４２とプログラム制御可能な低域
通過フィルタ４６は、別個の電子回路もしくは部分として実現されても良く、ま
た、これらの要素の全ては、当該分野で良く知られる技術にしたがってデジタル
化されてサンプリングされたＮＭＲデータに施される操作として、ソフトウエア
で実現されても良い。同様に、サンプリングレートは、データの取得後、１また
は他の同様な技術による多回抽出の加算平均によって、高いサンプリングレート
で実現される。本発明はソフトウエアで実現されても良いため、ＭＲＩスキャナ
のハードウエアの変更は不要である。プログラム制御可能な周波数オフセット回
路４２とプログラム制御可能な低域通過フィルタ４６とによるＮＭＲ信号の処理
の順序を逆にすることも可能である。しかし、後述する理由により、図示のよう
な順序が好ましい。

【００３９】処理装置２９は、ＮＭＲデータを受けて、そのデータをディスプレイ５０上に
表示可能な像に再生する。また、処理装置は、記載しない他の制御部およびコン
ソールコマンド間で、マウス、トラックボール、ジョイスティックのようなカー
ソルコントロール装置５４から位置信号５２を受ける。

【００４０】縮小された領域の投影の取得本発明は、縮小された視野の画像化に限定されず、実際には、視野全体の動態
イメージングを造り出すが、発明者らは以下に述べられるような縮小された視野
の画像化にも適用可能な特定の先進技術を提供している。

【００４１】図３および図６に示されるように、処理装置２９は、本発明にしたがってＮＭ
Ｒデータを取得するために、メモリ内に記憶されたプログラム５８を実行する。
このプログラム５８のプロセスブロック６０に示される第１のステップでは、対
象領域６４が装置の最大視野６２内に見出される。一般に、最大視野６２は、患
者や他の画像化可能な材料が配置される孔１４の全部分である。これに対し、対
象領域６４は、最大視野６２よりも実質的に面積が小さい結腸の一部のような患
者の部分を示している。対象領域６４は、孔１４の孔軸２８からｘ，ｙ方向に量
ｘ_０，ｙ_０だけオフセットされている。対象領域６４は、対象の座標の知識だけ
に基づいて医師により選択され、あるいは、医師がディスプレイ５０上のカーソ
ル６６等を動かすためにカーソルコントロール装置５４を操作することによって
選択される。この場合、ディスプレイは、得られた患者のスライス像もしくは同
様の概略像を予め表示している。対象領域６４の面積と形状は医師によって入力
される。一般に、ここで想定されているように、対象領域６４は円形である。し
かし、円形である必要はない。

【００４２】図６に示されるように、対象領域６４の位置と寸法が確認された後、プロセス
ブロック６３に示されるように、一組の放射状勾配磁場および対応するオフセッ
ト周波数および／またはフィルタのセッティングのための演算が行なわれる。画
像データの取得中、ｘ軸に対して角度θを成す軸ｘ’に沿って対象領域６４を含
む最大視野６２に放射状勾配磁場が作用する。好ましい実施形態において、複数
の放射状勾配磁場は、等しい角度間隔で且つ対象領域の寸法によって決定される
数で、１８０°にわたって分布される。

【００４３】各放射状勾配磁場は、１または複数の固定された勾配磁場コイル２２，２０，
１８に所定の駆動振幅で通電を行なうことによって形成される。すなわち、関連
する振幅Ｇｘ、Ｇｙが以下の方程式を満たすように勾配磁場ｘ，ｙを同時に励磁
することによって、図３に示されるように、任意の角度θを成すｘ’に沿う勾配
磁場が形成される。

【００４４】Ｇ_ｙ＝Ｇ_ｙｍａｘｓｉｎ（θ）Ｇ_ｘ＝Ｇ_ｘｍａｘｃｏｓ（θ）

【００４５】ここで、Ｇ_ｙｍａｘとＧ_ｘｍａｘはそれぞれＧ_ｙとＧ_ｘの最大値である。また、ｘ−ｙ平面の外から傾く勾配磁場ｘ’は、ｘ−ｙ平面以外の他の平面内も
しくはスライス以外の容積内でデータを取得するためにｚ勾配磁場を励磁するこ
とによって得られる。

【００４６】図４に示されるように、勾配磁場のゼロ点が対象領域６４に中心付けられてい
ないにもかかわらず、孔軸２８周りで所定の角度を成して分布する勾配磁場ｘ’
は、対象領域６４の中心周りでこれらと同じ角度で方向付けられた勾配磁場を形
成する。図５に示されるように、軸ｘ’に沿う所定の勾配磁場において、勾配磁
場のアイソセンタもしくはゼロ点（孔軸２８）は、対象領域６４の中心から量６
８だけズレている。この場合、ズレ量６８によって、取得されたＮＭＲ信号内に
は、以下のようなθの関数である周波数オフセットが生じる。

【００４７】周波数オフセット（ｘ_０，ｙ_０）＝γ（Ｇ_ｍａｘ（ｙ_０ｓｉｎθ＋ｘ_０ｃｏｓθ））ここで、Ｇ_ｍａｘ＝Ｇ_ｙｍａｘ＝Ｇ_ｘｍａｘ

【００４８】したがって、対象領域６４を中心とするスピンは、勾配磁場ｘ’が方向付けら
れている角度θに応じて、孔軸２８でのスピンと異なる周波数を有する。このた
め、取得されたＮＭＲ信号は、このオフセット量（θで変化する）だけ周波数が
調整され、再生のために適正に組み合わされる。

【００４９】ｘ’に沿うＮＭＲデータの切り捨て図５に示されるように、軸ｘ’に沿う勾配磁場をもって取得されたＮＭＲ信号
は、合成のｘ’勾配磁場によってエンコードされた周波数となる。したがって、
前述した周波数シフト前において、対象領域６４の外側の低いｘ’値７０のスピ
ンは、低い周波数を有している。また、対象領域６４の外側の高いｘ’値７２の
スピンは、高い周波数を有している。前述した周波数シフト後においては、最も
低い周波数のスピンが対象領域６４内にあり、低いｘ’値７０および高いｘ’値
７２のスピン周波数は、互いに等しく位相が逆になるとともに、その大きさが対
象領域６４内のスピンよりも大きくなる。したがって、これらのスピンは、対象
領域６４の寸法によって決定されるブレーク・ポイントを有する低域通過フィル
タによって取り除かれる。再生もしくはデータの一様なサンプリング（ソフトウ
エアとは別個のフィルタが使用される）の前に、ｘ’軸に沿う対象領域６４の外
側のスピンから与えられるものが削除される。ＮＭＲデータの効果的な帯域限定
によって、エイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）がなく低い効果的なサンプリン
グレートが得られ、サンプリング点８３で良好な信号対ノイズ比が得られる。

【００５０】図６に示されるように、ｘ’で各勾配磁場に必要なオフセット周波数とフィル
タのブレーク・ポイントは、勾配磁場の形成およびＮＭＲデータの取得前に、プ
ロセスブロック６３で算出される。この場合、ＮＭＲデータの取得は、これらの
算出によって遅くならないように行なわれる。しかしながら、これらの計算は、
ＮＭＲデータの取得中に、適度に速いハードウエアを用いて行なわれても良い。

【００５１】必要なオフセットとブレーク・ポイントが決定されたら、ＮＭＲデータは、各
勾配角度θで取得され、その後、プロセスブロック７４および決定ブロック７６
のループで示されるように予め決められたパラメータにより、プログラム制御可
能な周波数オフセット回路４２でオフセット周波数だけシフトされるとともに、
プログラム制御可能な低域通過フィルタ４６を通過する。このような取得は、Ｎ
ＭＲデータが各勾配軸ｘ’に沿って得られた後に終了する。

【００５２】図８に示されるように、各ＮＭＲ信号７８のデータは、処理装置２９のメモリ
の配列８０内に格納される。配列８０の寸法は、当該分野の当業者に知られてい
るｋ空間と一致している。一般に、ｋ空間は、時間領域でも位置領域でもない空
間的な周波数領域である孔１４のデカルトスペースとは異なる。配列８０は、一
定のｋｙ寸法をもつ列と、ｋｘ寸法にわたって伸びる行とを有している。各ＮＭ
Ｒ信号７８が取得されると、ＮＭＲ信号は、勾配磁場ｘ’がｘ軸に対して成す角
度に対応したｋｘ軸からの角度で、配列８０内に格納される。したがって、デー
タは、列と行とを交差させるｋ空間内で角度付けられた一連のスポーク状の投影
８２として、配列８０を満たす。

【００５３】このような放射状の取得は、図７に示されるような列を基本としたｋ空間のよ
り一般的な取得と対比される。図７において、各列は、点８３でサンプリングさ
れ且つｙ勾配磁場によって与えられる異なった位相のエンコーディングのために
取得されるＮＭＲ信号を示している。

【００５４】これらの方法を比較すると、不要な領域からの信号を除去する機会に関して著
しい相違があることが分かる。このことは、信号対ノイズ比、信号対走査時間、
信号対空間分解能に関し、重大な結果を生じる。縮小された視野から信号を得る
ことが望ましい場合には、その視野の外側の領域に対応する信号が所望の視野内
にどの程度エイリアスするかについて注意する必要がある。直線的な読み出しを
使用する従来の場合、ｘ位置が時間的な周波数に唯一関連付けられているため、
ｘ値を有する所望の領域の外側で信号を除去するために、時間的な周波数のフィ
ルタリングがリアルタイムな読み出し信号に適用される。しかしながら、ｙ勾配
磁場は、断続的に作用されて、読み出し時にオフされるため、信号の時間的な周
波数とｙ位置との間に関係はない。したがって、ｙ方向でエイリアシングが生じ
得る。投影再生法の場合、ｘ’軸が回転し、所定のｘ’範囲の外側の信号が除去
される。回転する飽和領域（図１３において後述する）が適用される場合には、
所望の視野の外側で且つｙ方向に延びる限定された（ｘ’の時間的なフィルタに
よって限定された）空間領域内の信号からのエイリアシングが除去される。小さ
な視野がうまく分離される場合には、ｋ空間のステップサイズが増大される（視
野＝１／デルタｋ）。これは、ｋ空間の縁部に達するためにｋ空間のステップが
殆ど要求されないことを意味する。このため、低い帯域幅を使用する信号の読み
出しは、ノイズを減少するために使用できる。したがって、前述した投影法を用
いた小さい視野のよりうまい分離は、ノイズを減少するために使用できる。また
、帯域幅の減少が利用されない場合には、より早くｋ空間の縁部に達するために
同じ帯域幅を使用することができ、その結果、走査時間を短縮できる。あるいは
、同じ走査時間で、別個のｋ空間データが記録され、その結果、高い空間分解能
を得ることができる。

【００５５】再び図６を参照すると、所望の数の投影８２が取得されると、データは、コン
ピュータ断層撮影（“ＣＴ”）イメージングといった当該分野で良く知られた幾
つかの技術を使用して１つの画像に再生される。好ましい実施形態において、再
生技術はフィルタ補正逆投影法であり、この場合、フィルタは、データの各投影
８２に適用され、画像を向上するために画像面にわたって逆投影される。このよ
うな技術は良く知られている。また、これに代わって、フーリエ再生技術が使用
されても良い。この技術では、ｋ空間を満たす点が投影８２の点８３間に挿入さ
れ、２次元フーリエ変換が行なわれる。画像の再生はプロセスブロック８６で示
されている。画像は、ディスプレイ５０上に表示されて、前述したように大きな
視野を示すテンプレート上で重ね合わされる。

【００５６】視野の外側のスピンＮＭＲ信号の周波数のフィルタリングは、ｘ’軸に沿う対象領域６４の外側で
取得されたスピンのＮＭＲ信号に対する貢献を除去するが、このことは、対象領
域６４の外側でｙ軸（ｘ’軸に対して垂直）に沿って移動されたスピンに関して
は当てはまらない。これらのスピンは再生画像内にボールアーチファクトを形成
する。図６および図９を参照すると、第１の実施形態における次のプロセスブロ
ック８８では、ボールアーチファクトが画像から除去される。ボールアーチファ
クトは、径方向に対称であり、一般に対象領域６４の画像の中心からオフセット
された上側に窪んだ形態（凹状）を成している。ボールアーチファクトの正確な
作用は再生のために使用されるフィルタによって変化し、その機械的特性（好ま
しい実施形態においては、画像組織）は以下の方程式を満たすようにとられる。

【００５７】Ｉ_ｂｏｗｌ（ｒ）＝Ｉ_ｒｉｎｇ（Ｒ−ｒ＋１）^{−０．６８}＋（Ｒ＋ｒ−１）⁻ ^０．６８

【００５８】ここで、Ｉ_ｂｏｗｌはボールアーチファクト；Ｉ_ｒｉｎｇは縮小された視野の縁部における画像の強度；Ｒは視野の半径；そしてｒは対象領域の中心からの距離である。

【００５９】再生された画像９０からボールアーチファクト９２を除去することによって、
綺麗な画像９４が得られ、この画像は、その後、プロセスブロック９６で示され
るように表示される。

【００６０】スピン抑制図１２および図１３を参照すると、他の実施形態において、ボールアーチファ
クト画像は、対象領域６４の外側でスピンを抑制することにより減少される。前
述したプロセスブロック７４に略対応するプロセスブロック７４’において、図
１４に示される前述した飽和パルスシーケンスは、対象領域６４の外側でｙ’軸
に沿う値に関して最大視野６２のスピンを飽和させてその位相をずらす。これら
の飽和されて位相がずらされた領域６７は、クロスハッチンングで示されており
、データ取得時にｘ’軸の回転に伴って回転する。この技術によって、対象領域
６４の画像内にエイリアスする対象領域６４の外側のスピンが減少される。飽和
されて位相がずらされた領域６７と、対象領域６４の外側でｘ’軸に沿った領域
６５からのスピンの貢献を除去する周波数のフィルタリングとの組み合わせは、
そのようなエイリアシングを実質的に排除する。

【００６１】図１４を参照すると、前述したスピン抑制を達成するためのパルスシーケンス
の一例によれば、スライスを選択するために使用されるｚ勾配磁場１０２の作用
時に、ＲＦパルス１００を使用して単一のｚ軸スライス内のスピンを励起するこ
とができる。ｘ，ｙ勾配磁場プリワインダパルス（ｐｒｅｗｉｎｄｅｒｐｕｌ
ｓｅ）とｚ勾配磁場リワインダパルス（ｒｅｗｉｎｄｅｒｐｕｌｓｅ）１０３
の後、ＮＭＲ信号１０６がそれに沿って得られる前述したｘ’軸を形成するため
に、ｘ，ｙ勾配磁場１０４の組み合わせが適用される。ＮＭＲ信号１０６は、図
１５に示される第１の投影１０８と、図８に示される第１の投影８２のデータと
を与える。

【００６２】一般に、図１４および図１５に示されるように、１または複数の投影１０８が
得られた後、抑制パルスシーケンス１１０が実行される。抑制パルスシーケンス
１１０では、ｘ，ｙ勾配磁場が値１０７に切り換えられ、ＮＭＲ信号１０６が取
得される次に想定されるｘ’軸に略垂直なｙ’軸に沿った勾配磁場が形成される
。また、図１３を参照すると、この時、ハダマード（Ｈａｄａｍａｒｄ）ＲＦパ
ルス１０９が形成され、位相がずれた領域６７のモーメントがｘ−ｙ平面内で歳
差運動をするように、領域６７内でのみスピンが励起される。ハダマードパルス
１０９は、当業者によって知られているように、ｙ’に沿った勾配磁場と共同し
てｙ’軸に沿った対象領域６４内でスピンを励起しない周波数ｐ（ｔ）の組み合
わせである。ハダマードＲＦパルス１０９に引き続いて、ｘ，ｙ勾配磁場が任意
の値に設定され、位相がずれた領域６７内でスピンの位相ずれが生じる。

【００６３】ｘ’軸に先立って対象領域６４の外側で抑制されないスピンの非常に小さな割
り込み（ｗｅｄｇｅ）だけが漸進的変化をもって生じている場合及びこのスピン
の割り込みが高速データ取得において無視できる場合には、データ取得の度毎に
抑制パルスシーケンス１１０を行なう必要はない。

【００６４】全領域の投影の取得前述したように、本発明は、好ましくは、縮小された視野に限定されず、全視
野の動態イメージングを提供する。図６に示されるように、本発明において、ブ
ロック６０６３，８０は削除されても良く、また、一組の取得物は、全視野か
らスピンを許容するように、デカルト取得法で通常行なわれる程度の帯域制限で
、プロセスブロック７４により投影に沿って取得されても良い。投影の数は、ｋ
空間内にまばらなサンプリングを形成する数に限定される。図８を参照すると、
本発明では、投影８２の数がＮＲπ／４よりも小さい量に制限されるものと考え
ている。ここで、ＮＲは各投影内のサンプルの数に等しい。アーチファクトフリ
ー投影イメージング（Ａｒｔｉｆａｃｔｆｒｅｅｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｉ
ｍａｇｉｎｇ）は、通常、ＮＲπ／２の投影を使用するために期待される。本発
明者らは、このまばらなサンプリングが、画像の分解能を殆ど減少させず、単に
画像アーチファクトを形成するだけであることを認識している。その結果、別個
のコストを実質的に要することなく全視野を画像化できるため、その視野に限定
する必要はない。したがって、本発明は、医師にとって重要となる対象領域の外
側で画像化される対象物の動態画像を造り出す。

【００６５】また、画像アーチファクトは、それらが明るい対象物（強いＮＭＲ信号をもつ
）の外側で移動される場合には、種々の重要なイメージングアプリケーションに
適応可能なタイプをもっている。したがって、明るい血管が周辺組織からの信号
に対して優勢な血液造影法のようなアプリケーションにおいては、画像アーチフ
ァクトは、対象組織（すなわち、血管）の外側で受け取ることができる存在であ
る。明るくはないが血管を覆っている隣接する組織からのアーチファクトは、血
管それ自身からの信号によって抑制される。同様のイメージングアプリケーショ
ンは、胆汁血管膵管造影（ｃｈｏｌｏａｎｇｉｏｐａｎｃｒｅａｔｏｇｒａｐｈ
ｉｃ）画像内の膵臓の管路もしくは肝臓の管路のイメージングである。

【００６６】サブトラクション研究図１２および図１６に示されるように、本発明の投影イメージングは、血管内
に注入される造影媒体（ｃｏｎｔｒａｓｔｍｅｄｉｕｍ）を使用する研究のご
ときサブトラクションタイプの研究に使用することができる。この技術分野にお
いて知られているように、そのようなサブトラクションイメージングにおいては
、造影媒体が注入されていない領域から造影前の画像が最初に得られ、続いて、
造影媒体が対象組織内に注入された後に同じ領域の造影画像が得られる。これら
２つの画像は、その後、ポイント基準により、ポイント上で差し引きされ、造影
媒体が注入された組織の画像が主に示される。

【００６７】サブトラクションのプロセスは、対象領域６４の外側のスピンによって或いは
２つの画像内で変化がないまばらなサンプリングによって形成されるアーチファ
クトを取り除く傾向があり、したがって、画像アーチファクトを更に減少させる
。

【００６８】図１６に示されるように、造影媒体は時間１１６で患者に注入される。また、
所望のコントラスト（造影）レベル１１４に達する前に予期しない遅れが生じる
場合がある。一般に、所望のコントラスト１１４が維持される時間は、投影８２
の十分なセットを得るために必要な時間よりも短い。本発明においては、後述す
るように、事後基準に基づいて、完全な投影のセットが得られる。

【００６９】当該分野において知られているように、画像を再生することができる投影のセ
ットは、理想的には、患者を中心に等しい角度をもって分布する多数（例えば１
２８）の投影８２を有している。

【００７０】図１７を参照すると、好ましい実施形態において、投影のセットは、軸ｘ’の
角度にしたがって投影８２のサブセットに分割される。したがって、例えば、投
影のセットが、実質的に２．８°ずつ異なる複数のｘ’軸に沿って取得された１
２８の投影８２を有する場合には、これらの投影８２はｐ１〜ｐ８の８つの投影
のサブセットに分割される。投影のセットｐ１は、８Ｎ（２．８）の角度θで複
数の投影８２を有している。この場合、Ｎは０〜１５の整数である。同様に、投
影のサブセットｐ２は（８Ｎ＋１）（２．８）の角度θで複数の投影８２を有し
ている。

【００７１】投影のサブセットｐ１〜ｐ８は、造影媒体の注入時間１１６以前に開始され且
つコントラストの減退１１２まで続くシーケンス内で取得される。分割された各
投影のサブセットは角度が良好にばらつく複数の投影８２を提供し、事後基準に
基づいて、８つの隣り合う投影のサブセットを有する投影のコントラストセット
１１８が、造影画像を造り出すような最適なコントラストレベルの期間で集中し
て選択される。この場合、投影のコントラストセット１１８は、投影のサブセッ
トｐ１から始まっている必要はない。

【００７２】また、投影のサブセットｐ１〜ｐ８は、単に隣り合う一連の投影８２のセット
ではあるが、動作を抑え且つ他のタイプのアーチファクトを減少するように、そ
の後、良好な角度のばらつきは得られない。

【００７３】この投影のコントラストセット１１８のすぐ前に、患者の造影前の画像を示す
投影の第２のプレコントラストセット１２０が集められても良い。

【００７４】また、これらの投影のセット１２０および１１８のそれぞれは、取得の時間関
数として投影のサブセットの貢献を減少する重み関数１２２によって、重み付け
られても良い。投影のコントラストセット１１８において、重み付けは、ピーク
コントラスト１１２の時間から取り除かれた投影のサブセットからの貢献を減少
する。造影前の画像の投影のセブセットにおいて、重み付けは、造影媒体の注入
の結果として別個のコントラストを示し始める投影のサブセットからの貢献を減
少する。

【００７５】重み付けられた２つの投影のサブセット１２０，１１８は、その後、ブロック
１２４で示されるように差し引きされ、差し引きされた画像から逆投影８６が造
り出される。

【００７６】各投影８２のためのＮＭＲデータの取得後、ｋｘ’データが変換された後にそ
の投影に関連付けられるｋｘ’データを総計もしくは積算することによって、コ
ントラスト１１２がリアルタイムの基準に基づいてモニタされる。このような総
計は、造影媒体の注入前の時間でとられる同一の投影（同一のθ値を有している
）に関する総計と比較される。これらの値間の差は、造影媒体の注入後に新しい
投影のセットをそれぞれ取得するために必要な時間と略等しい時間分解能をもつ
コントラストインデックス１１２を示している。コントラスト１１２の傾向の分
析は、投影のセット１２０，１１８に向かう投影の適切な収集および適切な重み
関数１２２を決定するために使用できる。

【００７７】また、角度に対するｋｘ’データの過去の関数関係はｋｘ’データを重み付け
るために決定および使用され、これにより、ｋｘ’データは、投影のセットが繰
り返される前のコントラストや傾向の変化を予測するために、異なった角度のｋ
ｘ’データと比較される。このコントラストインデックス値１１２は、医師に対
して表示され、あるいは、投影のセットを選択して投影のセットを再生するため
に使用される。

【００７８】容積の取得画像は、ｚ軸に沿って連続するスライスと逆投影スライス画像とを取得し、従
来のイメージングで良く知られたフーリエ変換技術を使用して複数のスライスを
組み合わせることによって、ｚ方向に延びる容積から構成される。また、本発明
の投影の取得は、当該分野で良く知られた技術にしたがってｚ寸法を区別するた
めに、ｚ位相エンコーディングと組み合わされる。２つのアプローチが使用され
ても良い。第１のアプローチにおいて、完全な投影のセットもしくは投影のサブ
セットが各ｚエンコーディングのために取得される。これにより、低い空間周波
数のｚエンコードがコントラストカーブのピークの近傍に置かれる。第２のアプ
ローチにおいては、投影のセットもしくは投影のサブセットのそれぞれの投影の
ために、全範囲のｚエンコードが実行される。この方法により、コントラストカ
ーブのピークを中心に群がる投影のセットに向けた投影の事後収集が得られる。
無論、投影のサブセット間にｚエンコードが生じるこれらのアプローチの組み合
わせを使用することができる。

【００７９】図１８に示されるように、第３の方法において、複数のｚ軸スライスを取り囲
むデータの容積を取得するために必要な時間は、本出願と共通する発明者の名前
で１９９８年２月３日に発行のコントラスト因子の第１段階における３次元磁気
共鳴血管撮影の時間−分析系の作成方法（ＭＥＴＨＯＤＦＯＲＰＲＯＤＵＣ
ＩＮＧＡＴＩＭＥ−ＲＥＳＯＬＶＥＤＳＥＲＩＥＳＯＦ３ＤＭＡＧ
−ＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮＡＮＣＥＡＮＧＩＯＧＲＡＭＳＤＵＲＩＮＧ
ＴＨＥＦＩＲＳＴＰＡＳＳＡＧＥＯＦＣＯＮＴＲＡＳＴＡＧＥＮＴ）
と題された米国特許第５，７１３，３５８号に開示されたｋ空間バイアス取得技
術（ｋ−ｓｐａｃｅｂｉａｓｅｄａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｔｅｃｈｎｉｑ
ｕｅ）によって短縮される。なお、米国特許第５，７１３，３５８号は本発明と
同じ譲受人に譲渡されており、その技術はこれを参照することによって本願に組
み入れられる。また、この技術では、例えば図１６において前述したコントラス
ト測定のため、ｋ空間内でデータの容積１２６が繰り返し取得される。また、こ
の技術では、異なったｚ軸帯域内でｋ空間データが個別に取得され、基点１２８
から離れて得られるデータよりも頻繁に生じる基準に基づいて、基点１２８の近
傍のｋｚ寸法内でデータが得られる。

【００８０】したがって、ｋ空間データは、ｋｚ位置内で異なった３つの領域に分割されて
も良い。「Ａデータ」はｋ空間の基点に最も近い帯域内のデータである。「Ｂデ
ータ」はＡデータの両側で基点から取り除かれる。また、「Ｃデータ」はＢデー
タおよびＡデータの側方に並ぶように基点から更に取り除かれる。ｚを通じた容
積にわたるデータの取得の後、Ａデータが優先的に得られるようにＡＢＡＣＡＢ
ＡＣ等のパターンが得られる。このような取得は、造影画像に関しては低い周波
数の画像データの方が高い周波数の画像データよりも比較的重要であるという認
識を反映している。

【００８１】容積にわたってデータを取得する場合、図１８に示された技術が図１６に示さ
れた技術と組み合わされ、投影の各サブセットｐがｋｚ寸法内で断片的な容積に
わたって取得される。

【００８２】以上の説明から分かるように、本発明の技術は、多くの異なったタイプのパル
スシーケンスとともに使用可能であり、また、前述した放射状の取得に適用され
る良く知られた画像取得プロトコルとともに使用可能である。したがって、この
技術は、連続する放射状取得とともに単一のスライス内で使用でき、あるいは、
ｘ−ｙ平面からｚ平面内にスポークを傾けることによって励起されたスピンの容
積内で使用でき、あるいは、ｚ位相エンコーディングとともに使用できる。また
、データの容積は、連続する単一のスライス励起とともに得られても良い。この
場合、例えば、画像面とｘ−ｙ平面とがアライメントされ、視野がｚ方向で移動
され、データの螺旋状の取得が、螺旋状のＣＴイメージングで使用される方法に
類似した方法で得られる。したがって、動作がｚ方向で行なわれている場合には
、連続するスポークが螺旋状のパターンで得られ、所望の画像面に最も近い１８
０°にわたる複数のスポークが画像を再生するために使用され、更にｚ方向で行
なわれる場合には新しいスポークが古いスポークに取って代わる。画像面内に存
在しないスポークは所望の画像面に挿入もしくは外挿される。

【００８３】また、縮小視野のイメージングおよび全視野のイメージングに関連つけられた
前述の技術は置き換え可能であり、また、これらの技術の特許請求されていない
要素が本発明において重要であると見なされるべきではない。

【００８４】前述の説明は本発明の好ましい実施形態の説明である。本発明の要旨を逸脱し
ない範囲で種々の変形が実施可能である。本発明の範囲に入る様々な変形を示す
ために、以下の特許請求の範囲が作成されている。

【図面の簡単な説明】

【図１】２極マグネットと、デカルト座標系のｚ軸とアライメントされ且つ勾配磁場増
幅器に取り付けられた３つの固定された直交する勾配磁場コイルと、対象領域の
位置をセットするための手動入力装置とディスプレイとを有する処理装置に接続
されるとともにこの処理装置によって制御される本発明のＲＦ送受信処理回路と
を示すＭＲＩスキャナの概略図である。

【図２】図１のＭＲＩスキャナによって形成される３つの直交勾配磁場に対する２極磁
場の斜視図である。

【図３】図１のマグネットの孔を通じたｘ−ｙ平面の概略図であり、固定されたｘ軸勾
配磁場およびｙ軸勾配磁場の一次結合手段によるｘ’軸に沿う任意に角度付けら
れた勾配磁場の形成を示す図である。

【図４】マグネットの中心から移動された対象領域を通じて放射状に延びる多数の角度
付けられた軸を示す図３に類似する図である。

【図５】ｘ’軸に沿う周波数エンコーディングの領域および視野からのＮＭＲデータの
取得に関する様々な寸法を示す図３に類似する図である。

【図６】本発明によって画像を取得する際に図１の処理装置によって行なわれる工程を
説明するフローチャートである。

【図７】ｋ空間内に配置された従来のＭＲＩスキャンで得られ且つ図１の処理装置のメ
モリの配列内に格納されるＮＭＲデータを示す図である。

【図８】ｋ空間内に配置されるように本発明によって取得されるＮＭＲデータを示す図
７に類似する図である。

【図９】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールア
ーチファクトが加えられた図である。

【図１０】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールア
ーチファクトが加えられた図である。

【図１１】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールア
ーチファクトが加えられた図である。

【図１２】画像アーチファクトおよび／または画像サブトラクションを減少するためにス
ピン抑制を使用した他の実施形態を示す図６に類似した図である。

【図１３】スピン抑制の領域および／またはスピン抑制のために使用されたスピン飽和Ｒ
Ｆパルスのフーリエ変換を示す図４に類似した図である。

【図１４】図１３のスピン抑制に適した勾配磁場シーケンスおよびＮＭＲデータの取得を
示す図である。

【図１５】図１４の勾配磁場シーケンスによる一連の取得を示す図である。

【図１６】注入された造影媒体によって生成されるコントラストの時間グラフと本発明に
よるサブセットのＮＭＲデータ取得のタイム図の組み合わせを示しており、差し
引き可能な画像に向けたサブセットの収集を示す図である。

【図１７】ＮＭＲデータの投影のセットを図１６のサブセットに分割した図である。

【図１８】ｋｚ軸領域に容積を分割したｋ空間の取得データの容積を示す図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者ピーター，デイナシー．アメリカ合衆国ウイスコンシン州 53703 マデイソンエヌ．ブロウントストリート 215 Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AB11 AB15 AB25 AC05 AD06 AD12 BA10 BA26 BA36 BB40 DA01 DB02 DB03 DC33 DC35

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】視野内の他の材料内のＮＭＲ信号の強度に対して優勢な強度
を有するＮＭＲ信号を与える、ある構造体のＭＲＩイメージング方法であって、
以下の工程を有し、（ａ）前記視野内で、ある軸を中心に所定の角度範囲にわたって分布された複数
の投影角度に沿う複数の勾配磁場のセットを形成し、（ｂ）異なる勾配磁場で前記視野のＮＭＲ信号を取得し、各取得は、ある投影に
沿って互いに距離ＮＲで径方向に離間されたデータポイントを有するｋ空間デー
タの角投影を与え、また、前記取得は、ｋ空間をまばらにサンプルするようにＮ
Ｒπ／４よりも少ない数の異なる勾配磁場に限定され、（ｃ）前記視野の画像を造り出すために、取得されたＮＭＲ信号を再生し、（ｄ）全視野内に再生画像を表示し、これによって、まばらなサンプリングに関連付けられた画像内のアーチファクト
は、前記構造体の画像との受容可能な干渉を与えることを特徴とする方法。
【請求項２】前記構造体が血管造影画像内の血管であることを特徴とする
請求項１に記載の方法。
【請求項３】前記構造体が胆汁血管膵管造影画像内の膵臓の管路であるこ
とを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】前記構造体が肝臓の管路であることを特徴とする請求項１に
記載の方法。
【請求項５】前記構造体内に高い強度のＮＭＲ信号を与えるために、構造
体内に造影媒体を注入する工程を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】画像再生の前記工程（ｄ）が、フィルタ補正逆投影法とフー
リエ再生法とから成るグループから選択されることを特徴とする請求項１に記載
の方法。
【請求項７】前記工程（ｂ）が第１および第２のＮＭＲ信号のセットを取
得し、第２のセットのＮＭＲ信号から第１のセットのＮＭＲ信号を差し引く工程
（ｇ）を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項８】構造体の迅速ＭＲＩイメージング方法であって、以下の工程
を有し、（ａ）前記視野内で、ある軸を中心に所定の角度範囲にわたって分布された複数
の投影に沿う複数の勾配磁場のセットを形成し、（ｂ）異なる勾配磁場で前記視野のＮＭＲ信号を取得し、各取得は、ある投影に
沿って互いに径方向に離間されたＮＲのデータポイントを有するｋ空間のデータ
の角投影を与え、また、前記取得は、ｋ空間をまばらにサンプルとするようにＮ
Ｒπ／４よりも少ない数の異なる勾配磁場に限定され、（ｃ）工程（ｂ）の間、中心軸に沿って異なる位相エンコーディング勾配磁場を
作用させ（ｄ）体積イメージを造り出すために、前記軸に沿ってフーリエ再生を実行し、これによって、単位時間当たりにかなりのアーチファクトを有する分解能を生
じる際のまばらにサンプルとする投影イメージングの利益が、軸方向での重み付
けられたｋ空間取得と組み合わせられることを特徴とする方法。
【請求項９】低いｋ空間周波数をエンコードする位相エンコーディング勾
配磁場が、高いｋ空間周波数のための位相エンコーディングよりも頻繁に不均衡
に適用されることを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１０】前記中心軸に沿う異なる位相エンコーディング勾配磁場間
で変化する工程が、全ての角度における工程（ｂ）の取得後にのみ生じることを
特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１１】複数の位相エンコーディング勾配磁場のため、前記中心軸
に沿う異なる位相エンコーディング勾配磁場間で変化する工程が、工程（ａ）で
勾配磁場の角度を変化させる前に生じることを特徴とする請求項８に記載の方法
。
【請求項１２】ｋ空間の投影が、投影のセットに集められて再生され、投
影のセットの複数の投影は、スライディングテンポラルウインドウにしたがって
選択されることを特徴とする請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心
軸に沿ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために第１お
よび第２の投影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを
特徴とする請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化は、時間的で、連続
する３つ以上の投影のセットを形成し、体積イメージを与えるために前記軸に沿
ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために３つ以上の投
影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを特徴とする請
求項１１に記載の方法。
【請求項１５】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを形成し、第１のセットの各投影は第２のセ
ットの投影の前に取得され、第１のセットの投影の角度は、第２のセットの投影
の角度と異なり且つ第２のセットの投影の角度間に存在することを特徴とする請
求項１１に記載の方法。
【請求項１６】ｋ空間の投影が、第１および第２の投影のセットに集めら
れて再生され、第１および第２の投影のセットの複数の投影が、スライディング
テンポラルウインドウにしたがって選択されることを特徴とする請求項１５に記
載の方法。
【請求項１７】時間的で、連続する別個の投影のセットを有し、これらの
投影のセットの角度が、他の投影のセットの角度と異なり且つ他の投影のセット
の角度間に存在することを特徴とする請求項１５に記載の方法。
【請求項１８】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心
軸に沿ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために第１お
よび第２の投影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを
特徴とする請求項１５に記載の方法。
【請求項１９】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する３つ以上の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心軸に沿
ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために３つ以上の投
影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを特徴とする請
求項１５に記載の方法。
【請求項２０】体積イメージを与えるために前記軸に沿ってフーリエ再生
を実行する工程（ｄ）が、２つの画像を造り出すために第１および第２の投影の
セットのそれぞれのために１回実行されることを特徴とする請求項１５に記載の
方法。
【請求項２１】体積イメージを与えるために前記軸に沿ってフーリエ再生
を実行する工程（ｄ）が、３つ以上の画像を造り出すために投影のセットのそれ
ぞれのために１回実行されることを特徴とする請求項１６に記載の方法。
【請求項２２】前記構造体内に高い強度のＮＭＲ信号を与えるために、構
造体内に造影媒体を注入する工程を含むことを特徴とする請求項８に記載の方法
。
【請求項２３】工程（ｂ）の取得時に、造影媒体が構造体に達したことを
示すコントラストインデックスを形成するために取得を評価する工程（ｅ）を含
むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２４】前記コントラストインデックスに基づく再生のため取得さ
れたＮＭＲ信号間で選択する工程と、別個の画像としてＮＭＲ信号の選択された
セットを再生する工程とを含むことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】コントラストインデックスが、各投影角度のために取得さ
れたＮＭＲ信号の１次元フーリエ変換を実行し且つ各投影の長さ寸法に沿っ画像
空間データを積分することによって形成されることを特徴とする請求項２３に記
載の方法。
【請求項２６】コントラストインデックスがＮＭＲ信号の取得中に表示さ
れることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項２７】前記工程（ｅ）は、コントラストインデックスに基づく再
生のためにＮＭＲ信号の第１および第２のセットを選択し、この場合、ＮＭＲ信
号の第１のセットは構造体に造影媒体が到達する実質的に前であり、ＮＭＲ信号
の第２のセットは構造体に造影媒体が到達する実質的に後であり、また、第２の
セットのＮＭＲ信号から第１のセットのＮＭＲ信号を差し引く工程（ｇ）を含む
ことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項２８】工程（ｅ）が、ＮＭＲ信号の第１のセットのため、隣り合
わない投影からＮＭＲ信号を選択するとともに、ＮＭＲ信号の第２のセットのた
め、ＮＭＲ信号の第１のセットに使用されない勾配磁場角度でＮＭＲ信号を選択
することを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】画像化される対象物内における造影媒体の量を評価すると
ともに、この評価にしたがってＮＭＲ取得を重み付ける工程を含み、これによって、造影媒体の注入をもったＮＭＲ信号の変動が低減されることを特
徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項３０】前記工程（ｅ）が、所定のＮＭＲ取得のコントラストイン
デックスを先のＮＭＲ取得の対応する投影角度のコントラストインデックスと比
較することによって、コントラストインデックスに基づくＮＭＲ信号のセットを
選択し、これによって、解剖学的変動によって引き起こされる積算値の角度変動が調整
されることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項３１】前記工程（ｄ）が投影角度にしたがってコントラストイン
デックスを調整し、これによって、解剖学的変動によって引き起こされる積算値の角度変動が調整
されることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項３２】前記工程（ｅ）が、取得された十分なＮＭＲ信号にスライ
ディングテンポラルウインドウを適用して、１８０°に実質的に等しい投影角度
の範囲にわたってＮＭＲ信号のセットを選択することを特徴とする請求項２３に
記載の方法。
【請求項３３】工程（ｂ）の間、中心軸に沿って異なった位相エンコーデ
ィング勾配磁場を作用させ、体積イメージを与えるために前記軸に沿ってフーリ
エ再生を実行する工程を含むことを特徴とする請求項２３に記載の方法。
【請求項３４】低いｋ空間周波数をエンコードする位相エンコーディング
勾配磁場が、高いｋ空間周波数のための位相エンコーディングよりも頻繁に不均
衡に作用されることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
【請求項３５】前記中心軸に沿う異なる位相エンコーディング勾配磁場間
で変化する工程が、全ての角度における工程（ｂ）の取得後にのみ生じることを
特徴とする請求項３３に記載の方法。
【請求項３６】複数の位相エンコーディング勾配磁場のため、前記中心軸
に沿う異なる位相エンコーディング勾配磁場間で変化する工程が、工程（ａ）で
勾配磁場の角度を変化させる前に生じることを特徴とする請求項３３に記載の方
法。
【請求項３７】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心
軸に沿ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために第１お
よび第２の投影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを
特徴とする請求項３６に記載の方法。
【請求項３８】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する３つ以上の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心軸に沿
ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために３つ以上の投
影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを特徴とする請
求項３６に記載の方法。
【請求項３９】ｋ空間の投影が、投影のセットに集められて再生され、投
影のセットの複数の投影が、スライディングテンポラルウインドウにしたがって
選択されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
【請求項４０】ｋ空間の投影が、投影のセットに集められて再生され、投
影のセットの複数の投影が、スライディングテンポラルウインドウにしたがって
選択されることを特徴とする請求項３６に記載の方法。
【請求項４１】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを生成し、第１のセットの各投影は第２のセ
ットの投影の前に取得され、第１のセットの投影の角度は、第２のセットの投影
の角度と異なり且つ第２のセットの投影の角度間に存在することを特徴とする請
求項３６に記載の方法。
【請求項４２】時間的で、連続する別個の投影のセットを有し、これらの
投影のセットの角度は、他の投影のセットの角度と異なり且つ他の投影のセット
の角度間に存在することを特徴とする請求項３５に記載の方法。
【請求項４３】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する第１および第２の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために前記
軸に沿ってフーリエ再生を実行する工程（ｄ）が、画像を造り出すために第１お
よび第２の投影のセットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを
特徴とする請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】工程（ａ）での勾配磁場の角度の変化が、時間的で、連続
する３つ以上の投影のセットを生成し、体積イメージを与えるために中心軸に沿
ってフーリエ再生を実行する工程が、画像を造り出すために３つ以上の投影のセ
ットからとられるＮＭＲ信号の組み合わせを使用することを特徴とする請求項４
２に記載の方法。
【請求項４５】体積イメージを与えるために前記軸に沿ってフーリエ再生
を実行する工程が、２つの画像を造り出すために第１および第２の投影のセット
のそれぞれのために１回実行されることを特徴とする請求項４２に記載の方法。
【請求項４６】体積イメージを与えるために前記軸に沿ってフーリエ再生
を実行する工程は、３つ以上の画像を造り出すために投影のセットのそれぞれの
ために１回実行されることを特徴とする請求項４２に記載の方法。
【請求項４７】含まれる画像化対象物よりも小さい構造体の迅速ＭＲＩイ
メージング方法であって、以下の工程を有し、（ａ）前記視野内で、ある軸を中心に所定の角度範囲にわたって分布された複数
の投影に沿う複数の勾配磁場のセットを形成し、（ｃ）勾配磁場方向と平行で且つ構造体の中間幅によって分離される２つの帯域
から飽和し、（ｄ）異なる勾配磁場で前記視野のＮＭＲ信号を取得し、各取得は、ｋ空間デー
タの角投影を形成し、（ｅ）前記視野の画像を造り出すために、取得されたＮＭＲ信号を再生し、（ｆ）全視野内に再生画像を表示し、これによって、２つの帯域内の材料に関連付けられた画像内のアーチファクト
が減少することを特徴とする方法。