JP2002119492A

JP2002119492A - 磁気共鳴イメージング

Info

Publication number: JP2002119492A
Application number: JP2001137943A
Authority: JP
Inventors: Kecheng Liu; リウケチェング; Gordon D Demeester; イーデミースターゴードン; Michael Burl; バールマイケル
Original assignee: Marconi Medical Systems Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 2000-03-30
Filing date: 2001-03-30
Publication date: 2002-04-23
Also published as: EP1139111A1; US6448770B1

Abstract

(57)【要約】（修正有）【課題】クリッピングがなく、高ＳＮ比の磁気共鳴イ
メージングを提供する。【解決手段】ＭＲＩスキャナの検査領域中の対象を保
持するステップを含む磁気共鳴イメージングの方法。Ｍ
ＲＩパルスシーケンスが、対象の選択された領域中に検
出可能な磁気共鳴信号を作り出すために与えられる。磁
気共鳴信号は、受信される複数のエコーを含む。複数の
受信されるエコーは、少なくとも２つのエコーが異なる
利得係数の影響を受けさせられるように、制御可能な利
得係数の影響を受けさせられる。このように、例えば、
マルチコントラストの取得及びイメージングの実験が、
取得されたエコーのそれぞれの組及び／又は個々に選択
及び／又は設定された別個に最適化された（例えば、Ｓ
Ｎ比について最適化された）利得係数を有するそれぞれ
のイメージによって達成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、医療イメージング
の分野に関する。本発明は、診断の目的のための磁気共
鳴イメージング(magnetic resonance imaging, ＭＲＩ)
スキャナと組合わせた特定のアプリケーションを作り出
し、また、それを参照して説明される。しかし、本発明
は、分光学(spectroscopy)のような他の同様のアプリケ
ーションにも修正可能である。

【０００２】

【従来の技術】普通、ＭＲＩでは、ほぼ均一で時間的に
一定な主磁界Ｂ_０が、イメージング又は検査されている
対象(subject、被験者)が配置されている検査領域中に
確立される。対象中の核は、主磁界の存在下で正味の磁
化(net magnetization)を作り出すスピンを有する。ス
ピンシステムの核は、ラーモア(Larmor)周波数すなわち
共鳴周波数で、磁界中で歳差運動(precess)をする。共
鳴周波数での及び／又はそれの近傍での高周波(radio f
requency, ＲＦ)磁界は、スピンシステムの正味の磁化
を操作するために使用される。とりわけ、共鳴周波数で
の高周波磁界は、主磁界との整合からそれを横切る平面
へと、少なくとも部分的に正味の磁化(netmagnetizatio
n)を傾けるために使用される。これは、励起(excitatio
n)として知られ、また、励起されたスピンは、次に受信
機システムによって観察される、共鳴周波数での磁界を
作り出す。傾斜した磁界と共に与えられた形成された高
周波パルスは、対象の選択された領域中で磁化を操作す
るため、及び磁界共鳴信号(magnetic resonance, ＭＲ)
信号を作り出すために使用される。結果として得られる
ＭＲ信号は、信号が減衰するときに一連のエコー（すな
わち、エコー列(echo train)）を作り出すために、さら
なるＲＦ及び／又は傾斜した磁界(gradientfield)の操
作を通じて、更に操作することができる。ＭＲＩ信号を
構成する種々のエコーは、主磁界中に確立された磁気傾
斜(magnetic gradient)を通じて、典型的にはコード化
される。ＭＲＩスキャナからの生データは、ｋ空間とし
て普通知られる行列中に集められる。典型的には、それ
ぞれのエコーは、ｋ空間中のデータ点のデータ列又は行
を生成するために、複数の回数、サンプリングされる。
ｋ空間中のエコー又はデータの列の位置（すなわち、そ
れの相対的なｋ空間の行）は、それの傾斜のコード化に
よって典型的には決定される。最終的には、イメージン
グの実験においては、逆フーリエ又は他の知られた変換
を使用することによって、対象のイメージの表現は、ｋ
空間（又は波数ベクトル空間(reciprocalspace)）のデ
ータから再構成される。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】しばしば、ＭＲ受信シ
ステムは、使用されるＡ−Ｄ変換器（ＡＤＣ）の範囲を
適切に満たすために、大きい信号利得係数(gain facto
r)（すなわち、増幅及び／又は減衰）を使用する。以前
に開発されたＲＦ受信システムは、典型的には、キャリ
ブレーション信号(calibration signal)に基づいて選択
された単一の利得係数を使用する。たとえ、エコー列か
ら受信された信号の量が大きいダイナミックレンジを持
つことができるとしても、この単一の利得係数は、完全
なエコー列のために使用される。すなわち、改善された
信号対雑音比(ＳＮＲ)、ＡＤＣ中の信号のオーバーフロ
ーの回避、などのような所望の結果を達成するため、エ
コー列からの信号は、普通、単一の利得係数（すなわ
ち、増幅又は減衰）の影響を受けている。しかし、エコ
ー列のすべてのエコーについて、またはいくつかの単一
のエコーについてさえ、単一の利得係数は、あらゆる場
合に対して最適ではない。

【０００４】例えば、１つの知られたタイプのＭＲＩの
実験である、マルチコントラスト取得及びイメージング
を考える。肉体の異なる組織は、以下の時定数の対によ
って特徴づけられる、緩和(relaxation)特性の異なる対
を有する：スピン格子緩和時間(spin-lattice relaxati
on time)であるＴ１、及びスピン−スピン緩和時間(spi
n-spin relaxation time)であるＴ２。そのため、異な
る解剖組織上の構造の異なるイメージ及び視覚化が、最
も大きく依存する時定数に従って得られる。この点で、
Ｔ１に重みを置いたイメージは、イメージ中のどの２つ
の組織の間の強度のコントラストも主として当該組織の
Ｔ１緩和特性によるものであり、Ｔ２に重みを置いたイ
メージは、イメージ中のどの２つの組織の間の強度のコ
ントラストも主として当該組織のＴ２緩和特性によるも
のである。パルスシーケンス(pulse sequence)の反復時
間(repetition time, ＴＲ)が、考慮中のすべての組織
のＴ１緩和特性に関して長いような、更に他のタイプの
コントラストイメージでは、得られたイメージは、全体
の陽子密度分布を反映している点で、陽子密度(proton
density, ＰＤ)に重みを置いていると言われている。

【０００５】典型的な２つのコントラストの実験では、
同じエコー列の中の２組のエコーは、異なる組織のコン
トラスト重み付けを有する２つのイメージを再構成する
ために使用される。典型的には、より遅く取得された、
より小さい信号のエコーの組が、Ｔ２に重みを置いたイ
メージを再構成する際に使用される一方、より早く取得
された、より大きい信号のエコーの組が、ＰＤに重みを
置いたイメージを再構成する際に使用される。従って、
クリッピング(clipping)なしに、より大きい信号のエコ
ーに順応するくらい十分小さい所定の利得係数の組は、
より小さい信号のエコーに対して最適なＳＮＲを達成す
るには小さすぎる。逆に、より小さい信号のエコーのＳ
ＮＲを最適にするくらいに十分高い所定の利得係数は、
クリッピングなしに、より大きい信号のエコーに順応す
るには高すぎる。

【０００６】受信した信号が信号をデジタル化するため
に使用されるＡＤＣのダイナミックレンジと比較して大
きい場合の、単一のエコーのボリュームの取得のよう
な、他の種類のＭＲシーケンスがある。普通、受信され
た信号は、いくつかの雑音のビットを有し、そのため、
本当の信号は、最も低位のビット中のデジタル化雑音(d
igitization noise)の影響を受けない。イメージの取得
の中に多くの小さい信号があり、ｋ空間の中心の近傍に
少数のみの大きい信号がある。もし、２つ以上のＡＤＣ
チャネルが使用されるなら、大きい信号のデータを１つ
のＡＤＣ及びデータストリーム中の修正された利得によ
って取得することができ、一方、多くのより小さい信号
を他のチャネルで適切な利得によって受信することがで
きる。

【０００７】そのような状況にあるＳＮＲの問題に取り
組むために使用される１つのタイプのアプローチは、可
変バンド幅方法(variable bandwidth method)として知
られている。例えば、ここに参考文献として組込まれて
いる、Greenman他の「バイラテラル・イメージング・ユ
ージング・セパレート・インターリーブド・３Ｄ・ボリ
ュームズ・アンド・ダイナミカリー・スイッチト・マル
チプル・レシーバ・コイル・アレイズ(Bilateral Imagi
ng Using Separate Interleaved 3D Volumes and Dynam
ically Switched Multiple Receiver Coil Arrays)」、
ＭＲＭ、（１９９８）、３９巻、１０８〜１１５ページ
を参照する。しかし、可変バンド幅方法は、ある固有の
制限及び／又は欠点を有する。例えば、どのようにそれ
が実施されているかによって、ｋ空間においてアンダー
サンプリングに陥ることがあり、また一般的に、雑音の
振舞いは、解釈することがより難しくなる。更に、この
方法は、技術的に、実施することが平凡又は簡単ではな
い、動的タイミング変更(dynamic timing change)を使
用する。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明の１つの態様によ
ると、磁気共鳴イメージングは、ＭＲＩスキャナの検査
領域中の対象を保持(support)することを含む。ＭＲＩ
パルスシーケンスが、対象の選択された領域中に検出可
能な磁気共鳴信号を作り出すために、かけられる。磁気
共鳴信号は、受信された複数のエコーを含む。その複数
の受信されたエコーは、少なくとも２つのエコーが異な
る利得係数にかけられるように、制御可能な利得係数に
かけられる。

【０００９】本発明の他の態様によると、ＭＲＩスキャ
ナは、イメージ化されている物体が位置している検査領
域を通じて、ほぼ均一で時間的に一定な主磁界を生成す
る主磁石を含む。スキャナは、主磁界中に検査領域にわ
たって磁気傾斜(magnetic gradient)を作り出す傾斜磁
界生成器(gradient magnetic field generator)、及
び、検査領域に近いＲＦコイルを駆動するＲＦトランス
ミッタを含むＲＦ磁界生成器も含む。シーケンスの制御
は、ＭＲＩパルスシーケンスを作り出すために、傾斜磁
界生成器及びＲＦ磁界生成器を操作する。ＭＲＩパルス
シーケンスは、物体中に、１つ以上のエコーを含む、検
出可能な磁気共鳴信号を作り出す。受信システムは、エ
コーを受信して復調する受信機、及び、エコーを選択的
に可変利得係数にかけさせる利得制御を含む。再構成プ
ロセッサは、受信システムを通じて集めたデータから物
体のイメージを再構成し、及び、出力デバイスは、人間
が見ることができるイメージのレンダリングを作り出
す。

【００１０】本発明の１つの利点は、種々のＭＲＩ実験
でそれぞれのエコー又はエコーのグループに対して、個
々に選択及び／又は設定された、別個に最適化された利
得係数である。

【００１１】本発明の他の利点は、ＭＲＩ実験で集めら
れるすべてのエコー又はエコーのグループに対して、特
にエコー列に遅れるエコーに対して、達成可能な高いＳ
ＮＲである。

【００１２】本発明の更に他の利点は、マルチコントラ
ストのＭＲＩ実験と一緒の、変化する利得係数の使用
は、雑音の振舞いに影響を与える必要が無く、または、
アンダーサンプリングあるいは時間制限(time limitati
on)の問題を引き起こさない。

【００１３】本発明の他の利点は、マルチエコー・マル
チコントラストの実験に関連したエコーの取得中に使用
される選択可能な利得によって、より遅いエコーのＳＮ
Ｒが、サンプリングの直線性を変えることなく改善さ
れ、早いエコーのバンド幅を受信することができる。

【００１４】

【発明の実施の形態】本発明を実行する方法は、添付の
図面を参照して、例を通じてこれから詳細に説明され
る。

【００１５】図１を参照すると、ＭＲＩスキャナＡは、
ほぼ均一で時間的に一定の主磁界Ｂ _０が検査領域１４を
通してｚ軸に沿って作られるような、超伝導あるいは抵
抗性の磁石１２を制御する主磁界制御手段１０を含む。
イメージング又は分光学の実験は、少なくとも部分的に
検査領域１４内に配置された、イメージ化又は検査され
ている対象（例えば、患者、人体模型(phantom)）に磁
気共鳴シーケンスを実行することによって実施される。
磁気共鳴シーケンスは、磁気スピンを反転(invert)又は
励起(excite)し、磁気共鳴を引き起こし、磁気共鳴に焦
点を再び合わせ(refocus)、磁気共鳴を操作し、空間的
又は他の方法で磁気共鳴をコード化し、スピンを最大値
まで持っていく(saturate)、などのために対象にかけら
れる、一連のＲＦ及び磁界傾斜(gradient)のパルスを引
き起こす。より詳しくは、傾斜パルス増幅器２０は、検
査領域１４のｘ、ｙ及びｚ軸に沿って磁界傾斜を作り出
すために、全本体傾斜コイル(whole body gradient coi
l)２２の選択されたもの又は対に、電流パルスをかけ
る。オプションとしてデジタルでもいいＲＦトランスミ
ッタ２４は、検査領域中に（共鳴での）ＲＦ磁界を生成
するために電気的ＲＦパルス又はパルスのパケットをＲ
Ｆコイル（オプションとして全本体ＲＦコイル(whole-b
ody RF coil)２６）にかける。典型的なＲＦパルスは、
お互いと共に起きる短い継続時間のすぐに隣接するパル
スセグメントのパケットから構成される。

【００１６】ＲＦパルスは、最大値に持っていき、共鳴
を励起し、磁化を反転させ、共鳴に再び焦点を合わせ、
検査領域の選択された部分中の共鳴を操作する。全本体
のアプリケーションでは、選択された操作の結果として
生成される、結果として得られる共鳴信号は、全本体Ｒ
Ｆコイル２６によって、普通、集められる。他には、対
象の限られた領域中にＲＦパルスを作り出すために、ロ
ーカルの送信及び／又は受信ＲＦコイルは、通常、選択
された領域の回り又はそれに隣接して配置される。例え
ば、技術上知られているように、挿入可能なヘッドコイ
ル(head coil)（図示せず）を、穴のアイソセンタ(isoc
enter)で、選択された脳の領域の回りに挿入することが
でき、選択された面コイル(surface coil)（図示せず）
を使用でき、又は他の同様の専門のＲＦコイルを使用す
ることができる。ＲＦパルスを生成することに加えて、
オプションとして、ローカルのＲＦコイルも、選択され
た領域から磁気共鳴信号を受信する。更に他の実施形態
又はアプリケーションでは、全本体ＲＦコイル２６は、
ローカルのＲＦコイルが結果として得られる磁気共鳴信
号を受信している間にＲＦパルスを生成し、また逆も同
様である。

【００１７】ＲＦコイルの構成にかかわらず、結果とし
て得られるＲＦ磁気共鳴信号は、受信機３０によって使
用され復調される、１つ又はその他のＲＦコイルによっ
て集められる。シーケンス制御ユニット４０は、傾斜パ
ルス増幅器２０及びＲＦトランスミッタ２４を制御し、
多くのパルスシーケンスの中のいずれかを作り出す。生
成された磁気共鳴（magnetic resonance, ＭＲ）信号
は、受信機３０によって受信されてサンプリングされ
る。

【００１８】より詳しくは、高速スピンエコー(fast sp
in echo, ＦＳＥ)ＭＲＩシーケンスが、図２に示された
典型的なシーケンスによって説明される。それぞれのＭ
ＲＩパルスシーケンスは、イメージ化又は検査されてい
る対象から発するＭＲ信号１００を生成する。ＭＲ信号
１００は、多くのエコー（好適には、１６から６４のエ
コー）を有するエコー列１０２を含む。本発明の１つの
好適な実施形態では、ＭＲＩパルスシーケンスは、エコ
ー列１０２に対応する多くのスピンエコー１０２ａ〜ｄ
（簡略化のために、好適な１６から６４のエコーの内の
４つのみが示されている）を生成するＦＳＥシーケンス
である。ＦＳＥシーケンスは、この典型的な実施形態で
示されるが、他のマルチショット又はマルチエコーのシ
ーケンスがオプションとして使用されることが理解され
るであろう。いずれにしても、エコー１０２ａ〜ｄは、
データ取得ウィンドウ１０６内で集められる。

【００１９】スライス選択シーケンス(slice selection
sequence)１１０の間、傾斜パルス(gradient pulse)１
１２は、傾斜コイルアセンブリ(gradient coil assembl
y)２２にかけられ、それによって、共鳴励起が実行され
るところであり、エコー列１０２がそこから最終的に検
出されることになる対象の内部でスライスの選択のため
の条件を作り出す。スライス選択傾斜パルス１１２と同
時に、ＲＦパルスが、ＲＦトランスミッタ２４を経由し
て適当なＲＦ磁界生成コイルにかけられる。ＲＦ及び傾
斜パルスを同時にかけることは、正味の磁化を操作する
領域を空間的に選択するために使用される。典型的なシ
ーケンスでは、ＲＦパルスは、励起パルス１２０と共
に、最初の９０°の磁化の反転(flip)を作り出す。励起
パルス１２０の後に、一連の１８０°の反転角度(flip
angle)の再焦点パルス(refocusingpulse)１２２が続
く。それぞれの再焦点パルス１２２をかけることによっ
て、その後に、スピンエコーが生成される。

【００２０】傾斜コイルアセンブリ２２にかけられた読
み出しパルスシーケンス(readout pulse sequence)１３
０は、選択されたスライス内の第１の方向に沿って受信
されたＭＲ信号１００を周波数コード化(frequency enc
ode)する。エコーは、読み出し傾斜パルス１３２のもと
で読み出される。周波数コード化に加えて、受信された
ＭＲ信号１００は、傾斜コイルアセンブリ２２にかけら
れる位相コード化(phase encode)パルスシーケンス１４
０を通じてコード化もされる。位相コード化パルスシー
ケンス１４０は、エコーの前に位相コード化を与え、及
びエコーの後にそれを除くために、エコー１０２ａ〜ｈ
の前及び後でかけられる、多くの対の等しい振幅の対向
する極性の位相コード化傾斜パルス１４２を含む。位相
コード化は、第２の方向は第１の周波数コード化又は読
み出しの方向に直交するような、選択されたスライス内
の第２の方向に沿ってかけられる。個々のエコー１０２
ａ〜ｈは、位相コード化傾斜パルス１４２の振幅及び／
又は継続時間を変えることによって、別個に位相コード
化される。

【００２１】示されるように、受信機３０の下流には、
利得制御プロセッサ５０がある。利得制御プロセッサ５
０は、受信したエコーを選択的に可変利得係数にかけ、
及び好適には、ＭＲ信号をアナログからデジタルに変換
する働きをする。オプションとして、受信機３０はデジ
タル受信機であり、この場合、利得制御プロセッサ５０
は、受信機３０から上流に、すなわち受信機３０と関連
するＲＦコイルの間に置かれる。いずれの場合でも、利
得が調節されたエコーは、ｋ空間データとしてｋ空間中
にサンプリングされる。好適には、ｋ空間データは、メ
モリ７０又は他の同様の記憶デバイス中に記憶される。

【００２２】最終的に、イメージングの実験について
は、メモリ７０からのｋ空間データに作用する再構成プ
ロセッサ７２は、２次元（２Ｄ）フーリエ変換又は他の
適当な再構成アルゴリズムを適用することによって対象
のイメージの表現を再構成する。イメージは、対象を通
した平面的なスライス、平行な平面的なスライスのアレ
イ、３次元の体積(volume)、又は同様のものとすること
ができる。イメージは、次に、人間が読み取り可能な表
示又は結果として得られるイメージのレンダリングを提
供するビデオモニタ７６のようなディスプレイによって
アクセスすることができるイメージメモリ７４中に記憶
される。

【００２３】より詳しくは、図３Ａを更に参照すると、
利得制御プロセッサ５０は、それぞれのチャネル（簡略
化のために３チャネルのみを示す）が異なる利得係数を
提供する複数の処理チャネルを使用して好適には実施さ
れる。最初の利得の後、利得係数は、それぞれのエコー
の振幅のさらなる増幅又は減衰を表現する。示されるよ
うに、ＭＲ信号又はエコーは、入力５２において利得制
御プロセッサ５０中に導かれる。好適な実施形態では、
増幅器５４は、ＭＲ信号又はエコーを、それが複数のチ
ャネルにかけられる前に増幅する。それぞれのチャネル
は、減衰器(attenuator)５６及びＡ−Ｄ変換器（ＡＤ
Ｃ）５８を含む。それぞれのチャネルについての減衰器
５６は、ＭＲ信号又はエコーを、異なる大きさ、例え
ば、０ｄＢ，６ｄＢ、１２ｄＢ、１８ｄＢなどだけ減衰
させるように設定される。このように、それぞれのチャ
ネルについての異なる利得係数は、減衰器５６からの個
々の減衰と共に、増幅器５４からの増幅によって決定さ
れる。交互に、その形態が保存される。すなわち、単一
の減衰器５６が、オプションとして、増幅器５４の代わ
りをし、それぞれのチャネルは、減衰器５６の代わりに
異なる増幅を有する別個の増幅器５４を有する。更に他
の実施形態では、最初の増幅の後、それぞれのチャネル
には、それらの個々のチャネルに異なる利得係数を提供
する別個の増幅器／減衰器が提供される。

【００２４】次に、それぞれのチャネルについては、利
得係数の影響を受けたＭＲ信号又はエコーは、アナログ
信号からデジタル信号に、対応するＡＤＣ５８によって
変換される。ＡＤＣ５８は、好適には、処理時間及び遅
延及び関連するどのような固有の利得における相違をな
くすために整合及び／又は調整される。ＡＤＣ５８への
入力が所定の振幅の制限を超えると、信号のクリッピン
グが発生する。好適には、ＡＤＣ５８中の信号のクリッ
ピングに応答して、影響を受けるＡＤＣ５８は、対応す
る出力ライン５８ａ上にフラグをセットし又はビットを
オーバーフローさせ、ＡＤＣ５８によって処理される信
号は実際はクリッピングしたことを示す。

【００２５】好適な実施形態では、チャネルは、選択さ
れたＭＲ信号又はエコーがそこから取得されることにな
るチャネルを決定する選択回路又はプロセッサ６０を通
じて経路が定められている。すなわち、選択プロセッサ
６０は、利得係数の影響を受けた、所望のＭＲ信号又は
エコーに依存して、選択されたチャネルを利得制御プロ
セッサ５０の出力６２に通過させる。出力ライン５８ａ
は、どのチャネルがクリッピングした信号を運んでいる
かを伝達するために、選択プロセッサ６０にも送られ
る。このように、可変利得係数は、それぞれのエコーに
対して所望のレベルに選択及び／又は設定される。

【００２６】他の実施形態では、複数のチャネルが、マ
ルチチャネル受信機３０によって、オプションとしてサ
ポートされる。

【００２７】図３Ｂを更に参照すると、他の好適な実施
形態では、利得制御プロセッサ５０は、単一の処理チャ
ネルとして実施される。そのチャネルは、そのいずれか
あるいは両方が、チャネルを通して送られるＭＲ信号又
はエコーにかけられる利得係数を制御するために動的に
調整可能である増幅器５４’と減衰器５６’の内の１つ
又はその両方を好適には含む。同様に、ＡＤＣ５８’も
動的に調整可能である。このように、可変の利得係数
が、それぞれのエコーについて所望のレベルに選択及び
／又は設定される。

【００２８】好適な実施形態では、上述のＭＲＩスキャ
ナは、複数のコントラストの取得で使用される。図４を
更に参照すると、この点で使用するための典型的なマル
チエコーのエコー列１０２が示される（簡略化のため
に、好適な１６から６４のエコーの内の８個のみが示さ
れる）。複数のコントラストの取得では、エコーの異な
るグループ又は組、例えば、グループ１（エコー１０２
ａ〜ｄ）及びグループ２（エコー１０２ｅ〜ｈ）が、異
なる組織のコントラストの重み付けを有する別個のイメ
ージの表現の再構成で使用するように示されている。エ
コーのそれぞれのグループ又は組が、異なるイメージが
そこから再構成されるような、それ自身のｋ空間行列中
にサンプリングされる。示されている例では、グループ
２のエコー１０２ｅ〜ｈは、Ｔ２に重みを置いたイメー
ジを最終的に生じ、グループ１のエコーは、ＰＤに重み
を置いたイメージを最終的に生じる。示されたグループ
は、連続したエコーから構成されるが、他のグループ化
も可能である。更に、２つより多くのグループを示すこ
とができる。しかし、ここでは簡略化のために２つのみ
を示す。更に、異なるコントラストの重み付けの組合わ
せは、例えば、Ｔ１、Ｔ２、又はＰＤへの重み付けを含
む、どのような望みの組合わせの重み付けを含むことが
できる。同様に、種々のスピンの準備を、所望の組織の
コントラストの重み付けを形成するために、データ取得
（例えば、ＦＬＡＩＲ、ＩＲ，ＦａｔＳａｔなど）の前
に使用することができる。

【００２９】エコーのそれぞれのグループ又は組から可
能な最も高い品質のイメージの再構成を達成するため
に、例えば、異なる組織のコントラストの重み付けを有
する対応するイメージのそれぞれについて最適なＳＮ比
（ＳＮＲ）を達成するために、好適には、エコーのそれ
ぞれのグループ又は組について、可変利得係数が、異な
るレベルに個々に選択及び／又は設定される。すなわ
ち、エコーのグループ又は組の間の信号強度レベルの差
のために、エコーの１つのグループ又は組に最も適した
エコーの利得係数は、エコーの他のグループ又は組に必
ずしも最も適していない。例えば、図示のように、グル
ープ１エコーからのデータを使用して再構成されたＰＤ
に重み付けされたイメージは、グループ２エコーからの
データを使用して再構成されたＴ２に重み付けされたイ
メージより低い利得係数を使用する。自然の信号の減退
のために、グループ２エコー（すなわち、Ｔ２エコー）
は、グループ１エコー（すなわち、ＰＤエコー）と比較
して、比較的より低い信号強度レベルを有する。

【００３０】より詳しくは、複数コントラスト取得及び
イメージ再構成においては、個々のグループのそれぞれ
での最も高い信号強度を有するエコーは、エコーのそれ
の対応するグループ又は組のための利得係数を決定する
ために使用される。示された例については、これは、グ
ループ２のためのエコー１０２ｅであり、グループ１の
ためのエコー１０２ｂである。この例では、刺激された
エコーが使用され、最も高い信号強度を有するグループ
１のための第２のエコーを生じる。典型的には、刺激さ
れたエコーなしに、グループ１についての最も高い信号
密度が、第１のエコー中にみつかる。どの場合でも、そ
れぞれのグループについて選択及び設定された利得係数
は、好適には、エコーのそのグループ又は組についての
信号のクリッピングを生じないことが可能な限り高い。
この点で、選択された利得係数にかけられたときに、も
しグループの他の最も高い信号強度のエコーがクリッピ
ングしていないなら、そのグループ中の他のエコーでク
リッピングするものはない。エコーのそれぞれのグルー
プ又は組についての望みの利得係数を識別したら、利得
制御プロセッサ５０は、それに従って利得係数を選択及
び／又は設定する。特に、図３Ａに示される実施形態に
関して、選択回路すなわちプロセッサ６０は、所望の利
得係数に対応するチャネルを選択及び／又は設定し、可
能な限り最も高い利得係数は、関連する出力ライン５８
ａ上のどのフラグが設定されていないかを提供する。図
３Ｂの実施形態では、利得制御プロセッサ５０のコンポ
ーネントは、所望の利得係数を達成するために動的に調
整される。

【００３１】単一のコントラストのアプリケーションの
場合は、それは、いつもｋ空間の中心に位置する第１又
は第２のエコー（典型的には最も大きいどちらかのエコ
ー）であるわけではない。むしろ、それは所望のコント
ラストの重み付けされたイメージのタイプ、例えば、よ
りＴ１あるいはよりＴ２に重み付けされているタイプに
依存する。従って、好適な単一のコントラストの取得及
びイメージングの実施形態では、可変利得係数は、ｋ空
間の中心にサンプリング又はマッピングされるエコーの
信号強度に基づいて、利得制御プロセッサ５０によって
選択及び設定される。使用される関連する利得係数は、
Ｋ空間エコーの中心に関して信号のクリッピングが発生
しないことが好適には可能な限り高い。オプションとし
ては、その時に選択された利得係数は、そのイメージに
ついてｋ空間中にサンプリングされたエコーのそれぞれ
に対して同じままである。他には、別個の利得係数が、
それぞれのエコーに対して独立して識別される。

【００３２】それぞれのエコーが独立して識別された利
得係数の影響を受ける場合、利得係数は、好適には異な
る。すなわち、それぞれのエコーに対する利得係数は、
そのエコーについては信号のクリッピングを生じないエ
コーに対して可能な限り高いように選択される。エコー
列１０２のような複数のエコー列での自然の信号の減衰
のために、利得係数は段階的に増大し、さらなる個々の
エコーは列の下になる。従って、エコーのｋ空間中への
好適なマッピングについては、エコーが、それの中心か
らそれの上端及び下端に向かってｋ空間中に水平なデー
タラインとして段階的にサンプリングされるにつれて、
選択された利得係数は段階的に増大する。

【００３３】本発明の他の好適な実施形態では、可変利
得係数は、単一のエコーのサンプリング内で、異なる利
得係数が使用されるように選択される。選択された利得
係数は、好適には、それぞれのサンプリングされたポイ
ントがＡＤＣ５８中でオーバーフローを生じないくらい
で最も大きい。また、好適には、信号の振幅はｋ空間の
中心に向かってより大きくなる傾向があるため、相対的
により高い利得係数が、ｋ空間の左端及び右端に向かっ
てサンプリングされたデータポイントのために選択され
る傾向がある。オプションとして、例えば、異なる利得
係数を有する、２、３、４、又はそれより多くの異なる
チャネルから選択される、利用可能な２、３、４、又は
それより多くの利得係数があり得る。このように、ＡＤ
Ｃ５８の利用可能な範囲は、関連するサンプリングポイ
ントについて、それらの別個の個々の振幅に依存して、
可能な限り大きい範囲で利用される。

【００３４】

【発明の効果】従って、エコーからエコーで(echo to e
cho basis)、又は場合によってはサンプルからサンプル
で(sample to sample basis)利得係数をあつらえて選択
する(custom select)ことによって、信号のレベルを分
解(resolve)、識別(differentiate)、又は区別(discrim
inate)する性能は、異なる信号の振幅の広範囲に亘って
維持される。もちろん、利得係数の影響を受けたデータ
をｋ空間中に書き込む前に、知られた利得の差について
の補償がなされる。すなわち、ｋ空間データは、関連す
るエコー又はサンプルと共に使用される利得係数中の知
られた差を使用して線形化（例えば、フーリエ変換）さ
れる。

【００３５】穴のタイプ(bore-type)の磁石が、図１に
示されているが、本発明は、開いた磁石のシステム(ope
n magnet system)及び他の知られたタイプのＭＲＩスキ
ャナに等しく適用可能であることは理解されるであろ
う。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の態様に従った、磁気共鳴イメージング
スキャナの概略図である。

【図２】本発明の態様に従って作り出されたＭＲＩパル
スシーケンスの概略図である。

【図３Ａ】本発明の態様に従った、利得制御プロセッサ
の概略図である。

【図３Ｂ】本発明の態様に従った、利得制御プロセッサ
の概略図である。

【図４】本発明の態様に従って使用されるＭＲ信号の概
略図である。

【符号の説明】

ＡＭＲＩスキャナ１０磁界制御手段２０傾斜増幅器２４送信機３０受信機４０シーケンス制御手段５０利得制御プロセッサ５６減衰器５８Ａ−Ｄ変換器６０選択プロセッサ７０ｋ空間メモリ７２２次元フーリエ変換７４イメージメモリ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ゴードンイーデミースターアメリカ合衆国オハイオ州 44092 ウィックリッフェオーバールック 30175 (72)発明者マイケルバールアメリカ合衆国オハイオ州 44022 チャグリンフォールスホーソンドライヴ 182 Ｆターム(参考） 4C096 AB07 AD06 AD10 AD12 AD23 BA07 BA41 CD03 DA02

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】（ａ）ＭＲＩスキャナの検査領域中の対
象を保持するステップと、（ｂ）前記対象の選択された
領域中に検出可能な磁気共鳴信号であって複数のエコー
を含む前記磁気共鳴信号を作り出すためにＭＲＩパルス
シーケンスを与えるステップと、（ｃ）前記複数のエコ
ーを受信するステップと、（ｄ）少なくとも２つのエコ
ーが異なる利得係数の影響を受けるように、前記複数の
エコーに制御可能な利得係数の影響を受けさせるステッ
プと、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング
の方法。
【請求項２】両方とも前記複数のエコーから取得され
た、少なくとも第１及び第２の別の組のエコーが、前記
対象の別個のイメージの表現を再構成する歳に使用さ
れ、そのためそれぞれのイメージの表現は異なる組織コ
ントラスト重み付けを有し、前記第１の組は、第１の利
得係数の影響をそれぞれが受けるエコーを含み、前記第
２の組は、前記第１の利得係数と異なる第２の利得係数
の影響をそれぞれが受けるエコーを含むことを特徴とす
る請求項１に記載の方法。
【請求項３】２つの別個のイメージの表現の内の１つ
は、Ｔ１重み付け、Ｔ２重み付け、及びＰＤ重み付けか
ら構成されるグループから選択される組織コントラスト
重み付けを有し、及び他の２つの別個のイメージの表現
は、当該同じグループから選択される異なる組織コント
ラスト重み付けを有することを特徴とする請求項２に記
載の方法。
【請求項４】前記２つの別個のイメージの表現の内の
１つは、ＰＤ重み付けであり、他のＴ２重み付けされた
別個のイメージの表現を再構成するために使用されるエ
コーより低い利得係数を有するエコーを使用して再構成
されることを特徴とする請求項３に記載の方法。
【請求項５】単一のイメージの表現は、異なる利得係
数の影響を受けるエコーを使用して再構成されることを
特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】イメージ化されている対象が配置される
検査領域（１４）を通じてほぼ均一で時間的に一定な主
磁界を生成するための主磁石（１２）と、前記検査領域（１４）にわたる前記主磁界中の磁気傾斜
を作り出すための傾斜磁界生成器と、前記検査領域（１４）に近接するＲＦコイル（２６）を
駆動するＲＦ送信機（２４）を含むＲＦ磁界生成器と、ＭＲＩパルスシーケンスを作り出すために、前記傾斜磁
界生成器及び前記ＲＦ磁界生成器を操作するためのシー
ケンス制御手段（４０）であって、当該ＭＲＩパルスシ
ーケンスは、対象中に検出可能な磁気共鳴信号（１０
０）を作り出し、当該磁気共鳴信号（１００）は、１つ
以上のエコー（１０２ａ〜１０２ｄ）を含む、そのよう
なシーケンス制御手段（４０）と、前記磁気共鳴信号（１００）を受信し、復調するための
受信機（３０）を含む受信システムと、前記磁気共鳴信号（１００）に選択的に可変利得係数の
影響を受けさせるための利得制御手段（５０）と、前記受信システムを通じて集められたデータから前記対
象のイメージを再構成するための再構成プロセッサ（７
２）と、前記イメージの人が観察可能なレンダリングを作り出す
出力デバイス（７６）と、を有することを特徴とするＭ
ＲＩスキャナ。
【請求項７】前記利得制御手段（５０）は、前記エコ
ーのそれぞれに第１の利得係数及び第２の利得係数の内
の１つの影響を受けさせるように構成されており、当該
第２の利得係数は、当該第１の利得係数と異なることを
特徴とする請求項６に記載のＭＲＩスキャナ。
【請求項８】前記再構成プロセッサ（７２）は、第１
のイメージ及び第２のイメージを再構成するように構成
されており、当該第１のイメージは、前記第１の利得係
数の影響を受けるエコーからのデータを使用して再構成
され、当該第２のイメージは、前記第２の利得係数の影
響を受けるエコーからのデータを使用して再構成される
ことを特徴とする請求項６又は７に記載のＭＲＩスキャ
ナ。
【請求項９】前記再構成プロセッサ（７２）は、異な
る利得係数の影響を受けたエコーからのデータを使用し
てイメージを再構成するように構成されることを特徴と
する請求項６又は７に記載のＭＲＩスキャナ。
【請求項１０】前記利得制御手段は、それぞれのエコ
ーがそれを通じて処理される複数の並列チャネルであっ
て、当該チャネルのそれぞれは、異なる利得係数を提供
する、そのような並列チャネルと、前記エコーに対する所望の利得係数に対応するチャネル
が前記利得制御手段の出力として選択されるような使用
において動作する選択プロセッサ（６０）と、と有する
ことを特徴とする請求項６乃至９のいずれかに記載のＭ
ＲＩスキャナ。