JP2002530173A - 磁気共鳴方法及び装置 - Google Patents
磁気共鳴方法及び装置Info
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/56554—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities caused by acquiring plural, differently encoded echo signals after one RF excitation, e.g. correction for readout gradients of alternating polarity in EPI
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Abstract
(57)【要約】
本発明は、磁気共鳴画像方法に関する。この方法は、磁気共鳴像信号及びナビゲータ信号の測定のための画像パルスシーケンスの実行を含む。この画像パルスシーケンスの実行後に、ナビゲータＭＲ信号が所定の質基準を満足するかどうかを決定するように、該ナビゲータＭＲ信号がチェックされる。該ナビゲータＭＲ信号が該質基準を満たさない場合は、該ナビゲータＭＲ信号及び該ナビゲータＭＲ信号に対応する磁気共鳴画像信号が再び測定される。
Description
【０００１】
本発明は、安定した磁場に配されている物体の磁気共鳴画像を形成し、画像化
パルスシーケンスを繰り返す実行を包含する方法であって、励起ＲＦパルスを発
生するステップと、ナビゲータＭＲ信号と、画像化ＭＲ信号がグラジエントの施
与によりｋ空間で第１の本数のラインに沿って測定される当該画像化ＭＲ信号と
を測定するステップと、この測定される画像化ＭＲ信号を再構成するステップと
、該ＭＲ画像を訂正するために再び、前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測
定するステップと、を含む方法に関する。本発明はさらに、このような方法を実
行する方法に関する。本願の説明では、グラジエントは、当該安定した磁場の磁
場グラジエントを意味するものと理解されるべきである。
パルスシーケンスを繰り返す実行を包含する方法であって、励起ＲＦパルスを発
生するステップと、ナビゲータＭＲ信号と、画像化ＭＲ信号がグラジエントの施
与によりｋ空間で第１の本数のラインに沿って測定される当該画像化ＭＲ信号と
を測定するステップと、この測定される画像化ＭＲ信号を再構成するステップと
、該ＭＲ画像を訂正するために再び、前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測
定するステップと、を含む方法に関する。本発明はさらに、このような方法を実
行する方法に関する。本願の説明では、グラジエントは、当該安定した磁場の磁
場グラジエントを意味するものと理解されるべきである。
【０００２】
上記の種類の方法は、ＳＭＲＭの１９９８年号の１３４頁から続く“The Use
of Intelligent Re-acquisition to Reduce Scan Time in MRI degraded by
Motion（動きによって質が劣化されたMRIにおけるスキャン時間を減ずるインテ
リジェントな再獲得の利用）”，Q．Nguyen等の記事から知られている。この公
知の方法は、例えば頭脳の一部のような、検査されるべき人間又は動物の体の組
織内の拡散現象（diffusion phenomena）のヴーヴォ（生きている組織の）画像
化（vivo imaging）のために使用されうる。拡散（作用）（diffusion）につい
て重みが付けられた磁気共鳴（Diffusion-weighted magnetic resonance）（MR
）画像は、例えば、脳梗塞のような病気の診断を行うためや脳腫瘍を特徴付ける
ための手助けになりうる。拡散の画像化を可能とするために、公知の方法はさら
に、磁化準備パルスシーケンスも含む。この磁化準備パルスシーケンスは、受け
取ったＭＲ信号において増幅変調を実現するために、グラジエント（勾配：grad
ient）対と、再焦点用（refocusing）ＲＦパルスとを含み、前記増幅変調は、検
査されるべき身体の頭脳において、選択されるべき部分での物質の拡散に依存し
ている。前記磁化準備パルスシーケンスに続く画像化パルスシーケンスがナビゲ
ータＭＲ信号及びＭＲ信号をもたらし、そこから、前記組織の前記部分のＭＲ画
像が再構成される。ＭＲ信号は、ＲＦパルスの発生及び磁場グラジエントの施与
の結果として、ｋ空間（波数ベクトル空間：ｋ-space）におけるラインの本数に
沿って計測される。前記画像化パルスシーケンスを繰り返すことで、前記画像化
ＭＲ信号がｋ空間における多数のラインに沿って測定されることを確かにする。
このとき、ｋ空間は、診断上役立つＭＲ画像が再構成後に有効になることが十分
に確かめられるほど十分大きい。前記施与されたグラジエントは、ＭＲ信号の、
スライスセレクション（測定断層部の選択）、位相エンコーディング、及び周波
数エンコーディングに役立つ。すべての画像化ＭＲ信号の測定が完了した後で、
検査されるべき頭脳の一部のＭＲ画像が、例えば２次元フーリエ変換を利用しな
がら、該測定される画像化ＭＲ信号から再構成される。次に、この再構成された
ＭＲ画像の画像化の質が決定される。公知の方法によれば、この種の画像の質は
、対象物の画像化された部分の境界内のピクセルの強度の平均値と、その物体の
画像化された部分のゴースト画像の境界内のピクセルの強度の平均値との比から
決定される。本願の説明では、ゴースト画像は、前記画像に対してシフト（変位
）されていて、より小さな強度を持つ画像化部分の画像を意味するものとして理
解されうる。画像化の質が余りに低い場合は、公知の方法によれば、ＭＲ画像が
、前記測定された画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを、前記画像化ＭＲ信号のた
めに新たに測定されるべきＭＲ信号により置き換えることで訂正され、関連付け
られるナビゲータＭＲ信号の大きさは、その他の測定される画像化ＭＲ信号と関
連付けられるナビゲータＭＲ信号の大きさ以下である。新たに測定されるべき画
像化ＭＲ信号が、軌道に沿って置き換えられるべき画像化ＭＲ信号が測定された
のと同じｋ空間における軌道に沿って測定される。次に、新たなＭＲ画像は、画
像化ＭＲ信号から再び再構成され、この新たなＭＲ画像の画像化の質が再び決定
される。次に、これらステップが、ＭＲ画像の画像化の質が満足されるまで繰り
返される。
of Intelligent Re-acquisition to Reduce Scan Time in MRI degraded by
Motion（動きによって質が劣化されたMRIにおけるスキャン時間を減ずるインテ
リジェントな再獲得の利用）”，Q．Nguyen等の記事から知られている。この公
知の方法は、例えば頭脳の一部のような、検査されるべき人間又は動物の体の組
織内の拡散現象（diffusion phenomena）のヴーヴォ（生きている組織の）画像
化（vivo imaging）のために使用されうる。拡散（作用）（diffusion）につい
て重みが付けられた磁気共鳴（Diffusion-weighted magnetic resonance）（MR
）画像は、例えば、脳梗塞のような病気の診断を行うためや脳腫瘍を特徴付ける
ための手助けになりうる。拡散の画像化を可能とするために、公知の方法はさら
に、磁化準備パルスシーケンスも含む。この磁化準備パルスシーケンスは、受け
取ったＭＲ信号において増幅変調を実現するために、グラジエント（勾配：grad
ient）対と、再焦点用（refocusing）ＲＦパルスとを含み、前記増幅変調は、検
査されるべき身体の頭脳において、選択されるべき部分での物質の拡散に依存し
ている。前記磁化準備パルスシーケンスに続く画像化パルスシーケンスがナビゲ
ータＭＲ信号及びＭＲ信号をもたらし、そこから、前記組織の前記部分のＭＲ画
像が再構成される。ＭＲ信号は、ＲＦパルスの発生及び磁場グラジエントの施与
の結果として、ｋ空間（波数ベクトル空間：ｋ-space）におけるラインの本数に
沿って計測される。前記画像化パルスシーケンスを繰り返すことで、前記画像化
ＭＲ信号がｋ空間における多数のラインに沿って測定されることを確かにする。
このとき、ｋ空間は、診断上役立つＭＲ画像が再構成後に有効になることが十分
に確かめられるほど十分大きい。前記施与されたグラジエントは、ＭＲ信号の、
スライスセレクション（測定断層部の選択）、位相エンコーディング、及び周波
数エンコーディングに役立つ。すべての画像化ＭＲ信号の測定が完了した後で、
検査されるべき頭脳の一部のＭＲ画像が、例えば２次元フーリエ変換を利用しな
がら、該測定される画像化ＭＲ信号から再構成される。次に、この再構成された
ＭＲ画像の画像化の質が決定される。公知の方法によれば、この種の画像の質は
、対象物の画像化された部分の境界内のピクセルの強度の平均値と、その物体の
画像化された部分のゴースト画像の境界内のピクセルの強度の平均値との比から
決定される。本願の説明では、ゴースト画像は、前記画像に対してシフト（変位
）されていて、より小さな強度を持つ画像化部分の画像を意味するものとして理
解されうる。画像化の質が余りに低い場合は、公知の方法によれば、ＭＲ画像が
、前記測定された画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを、前記画像化ＭＲ信号のた
めに新たに測定されるべきＭＲ信号により置き換えることで訂正され、関連付け
られるナビゲータＭＲ信号の大きさは、その他の測定される画像化ＭＲ信号と関
連付けられるナビゲータＭＲ信号の大きさ以下である。新たに測定されるべき画
像化ＭＲ信号が、軌道に沿って置き換えられるべき画像化ＭＲ信号が測定された
のと同じｋ空間における軌道に沿って測定される。次に、新たなＭＲ画像は、画
像化ＭＲ信号から再び再構成され、この新たなＭＲ画像の画像化の質が再び決定
される。次に、これらステップが、ＭＲ画像の画像化の質が満足されるまで繰り
返される。
【０００３】
ＭＲ画像の画像化の質が最後の再構成の後に決定されることが、前記公知の方
法の欠点である。さらに、物体の画像化部分の境界及びそのゴースト像の境界が
、直後に再構成されたＭＲ像から決定されうるので、前記画像化の質が、曖昧さ
を残さず画定されえないことも前記公知の方法の欠点である。
法の欠点である。さらに、物体の画像化部分の境界及びそのゴースト像の境界が
、直後に再構成されたＭＲ像から決定されうるので、前記画像化の質が、曖昧さ
を残さず画定されえないことも前記公知の方法の欠点である。
【０００４】
本発明の目的は、ＭＲ画像の画像化の質をあらかじめ画定することによる方法
を提供することにある。この目的のために、本発明による方法は、前記ＭＲ画像
の再構成の前に、前記測定されたナビゲータＭＲ信号の質の基準が所定の限界値
と比較され、前記測定されたナビゲータＭＲ信号の該質の基準が該所定の限界値
を満たさない場合は、前記ＭＲ画像を訂正するために再び前記画像化ＭＲ信号の
少なくとも１つを測定するステップにより、後者のステップが再び前記画像化パ
ルスシーケンスを実行することにより実行され、それから、前記ナビゲータＭＲ
信号及び前記画像化信号が、ｋ空間における第１の本数のラインに沿って再び測
定されることを特徴とする。本発明による方法の他の利益のある態様は、従属請
求項に記載されている。本発明は、測定されるナビゲータＭＲ信号に前記質の基
準を課することによって、最終的にＭＲ画像が再構成される、前記測定された画
像化ＭＲ信号が所定の要求を優先的に満足することと、ＭＲ画像がいつも再構成
後に所定の質を持つこととが確実であるという事実の認識に基づいている。それ
ゆえ、公知の方法とは異なり、質の基準が、再構成されるＭＲ画像から後に決定
されない。例えば、ナビゲータＭＲ信号の大きさがナビゲータＭＲ信号の質の基
準として選択されるときに、動いている物体のナビゲータＭＲ信号の大きさは、
静止している物体のナビゲータＭＲ信号の大きさに対して小さいであろうし、ナ
ビゲータＭＲ信号と関連づけられる画像化ＭＲ信号が再び測定されなければなら
ないであろう。この場合には、該ＭＲ画像は、よりごくわずかの動きによる偽信
号しか含まない。連続する再構成の数は１つの再構成に低減されるというのが他
の利点である。このことは時間の節約をもたらし、さらに検査されるべき身体が
磁気共鳴画像化装置にいなければならない全体の獲得時間を低減させる。測定完
了後、所定の質の基準を満足する現ナビゲータＭＲ信号があり、それゆえに、す
べてのナビゲータＭＲ信号が画像化ＭＲ信号の位相訂正のために使用できるとい
う事実において、更なる利点がある。
を提供することにある。この目的のために、本発明による方法は、前記ＭＲ画像
の再構成の前に、前記測定されたナビゲータＭＲ信号の質の基準が所定の限界値
と比較され、前記測定されたナビゲータＭＲ信号の該質の基準が該所定の限界値
を満たさない場合は、前記ＭＲ画像を訂正するために再び前記画像化ＭＲ信号の
少なくとも１つを測定するステップにより、後者のステップが再び前記画像化パ
ルスシーケンスを実行することにより実行され、それから、前記ナビゲータＭＲ
信号及び前記画像化信号が、ｋ空間における第１の本数のラインに沿って再び測
定されることを特徴とする。本発明による方法の他の利益のある態様は、従属請
求項に記載されている。本発明は、測定されるナビゲータＭＲ信号に前記質の基
準を課することによって、最終的にＭＲ画像が再構成される、前記測定された画
像化ＭＲ信号が所定の要求を優先的に満足することと、ＭＲ画像がいつも再構成
後に所定の質を持つこととが確実であるという事実の認識に基づいている。それ
ゆえ、公知の方法とは異なり、質の基準が、再構成されるＭＲ画像から後に決定
されない。例えば、ナビゲータＭＲ信号の大きさがナビゲータＭＲ信号の質の基
準として選択されるときに、動いている物体のナビゲータＭＲ信号の大きさは、
静止している物体のナビゲータＭＲ信号の大きさに対して小さいであろうし、ナ
ビゲータＭＲ信号と関連づけられる画像化ＭＲ信号が再び測定されなければなら
ないであろう。この場合には、該ＭＲ画像は、よりごくわずかの動きによる偽信
号しか含まない。連続する再構成の数は１つの再構成に低減されるというのが他
の利点である。このことは時間の節約をもたらし、さらに検査されるべき身体が
磁気共鳴画像化装置にいなければならない全体の獲得時間を低減させる。測定完
了後、所定の質の基準を満足する現ナビゲータＭＲ信号があり、それゆえに、す
べてのナビゲータＭＲ信号が画像化ＭＲ信号の位相訂正のために使用できるとい
う事実において、更なる利点がある。
【０００５】 本発明による方法の特別な態様は、質の基準が、測定されたナビゲータＭＲ信
号の大きさに依存することを特徴とする。ナビゲータＭＲ信号の大きさはこのよ
うにして素早く決定されうる。好適には、測定されたナビゲータＭＲ信号は渦電
流に対して訂正される。このような渦電流はグラジエント場の切り替えにより引
き起こされる。何らのステップが採用されない場合は、これらの渦電流はｋ空間
の中央から得られるＭＲナビゲータ信号を劣化するかもしれない。例えば約１０
ｍｓ以上の寿命を持つ渦電流をゆっくり減衰させる補償が正確な結果を顕著にも
たらす。
号の大きさに依存することを特徴とする。ナビゲータＭＲ信号の大きさはこのよ
うにして素早く決定されうる。好適には、測定されたナビゲータＭＲ信号は渦電
流に対して訂正される。このような渦電流はグラジエント場の切り替えにより引
き起こされる。何らのステップが採用されない場合は、これらの渦電流はｋ空間
の中央から得られるＭＲナビゲータ信号を劣化するかもしれない。例えば約１０
ｍｓ以上の寿命を持つ渦電流をゆっくり減衰させる補償が正確な結果を顕著にも
たらす。
【０００６】 本発明による方法の他の態様は、質の基準が、測定されるナビゲータＭＲ信号
の係数について重みが付けられた（modulus‐weighted）位相に依存することを
特徴とする。この係数について重み付けられた位相は、ナビゲータMR信号の対応
するサンプルの係数により重みが付けられたナビゲータＭＲ信号の連続するサン
プルの位相の重みが付けられた平均値である。
の係数について重みが付けられた（modulus‐weighted）位相に依存することを
特徴とする。この係数について重み付けられた位相は、ナビゲータMR信号の対応
するサンプルの係数により重みが付けられたナビゲータＭＲ信号の連続するサン
プルの位相の重みが付けられた平均値である。
【０００７】 本発明による方法の他の態様は、訂正されるＭＲ画像が、測定されるＭＲ信号
の位相訂正により決定され、この測定されるＭＲ信号のサンプルの位相の訂正が
、測定されたＭＲ信号と関連づけられた前記ナビゲータＭＲ信号及び従前に測定
されたリファレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの位相に依存するこ
とを特徴とする。測定された画像化ＭＲ信号の位相はこのようにしてＭＲ画像を
再構成する前に訂正される。この種の位相訂正は、とりわけ、まだ公開されてい
ない国際特許出願ＩＢ９８／００４１７号から自明である。
の位相訂正により決定され、この測定されるＭＲ信号のサンプルの位相の訂正が
、測定されたＭＲ信号と関連づけられた前記ナビゲータＭＲ信号及び従前に測定
されたリファレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの位相に依存するこ
とを特徴とする。測定された画像化ＭＲ信号の位相はこのようにしてＭＲ画像を
再構成する前に訂正される。この種の位相訂正は、とりわけ、まだ公開されてい
ない国際特許出願ＩＢ９８／００４１７号から自明である。
【０００８】 本発明の他の態様は、前記画像化パルスシーケンスが、磁化準備パルスシーケ
ンスを発生するステップを含むことを特徴とする。例えば、拡散について重みが
付けられたＭＲ画像がその結果、取得可能である。
ンスを発生するステップを含むことを特徴とする。例えば、拡散について重みが
付けられたＭＲ画像がその結果、取得可能である。
【０００９】 本発明の他の態様は、磁化準備パルスシーケンスが、拡散について重みが付け
られたＭＲ画像を得るために、グラジエント対及び第１の再焦点化ＲＦパルスを
含むことを特徴とする。本願の説明では、グラジエント対の語は、同じ方向を持
ち、時間積分が等しい１対のグラジエントを意味するものと理解される。
られたＭＲ画像を得るために、グラジエント対及び第１の再焦点化ＲＦパルスを
含むことを特徴とする。本願の説明では、グラジエント対の語は、同じ方向を持
ち、時間積分が等しい１対のグラジエントを意味するものと理解される。
【００１０】 本発明の他の態様は、磁化準備パルスシーケンスの後で、第２の再焦点化ＲＦ
パルスが、画像化パルスシーケンスにおいて発生されることを特徴とする。その
結果、横断リラクゼーション時間（transverse relaxation time）Ｔ２が、自
由誘導崩壊信号（free induction decay signal）の時間定数Ｔ＊ ２の代わりに
測定される。
パルスが、画像化パルスシーケンスにおいて発生されることを特徴とする。その
結果、横断リラクゼーション時間（transverse relaxation time）Ｔ２が、自
由誘導崩壊信号（free induction decay signal）の時間定数Ｔ＊ ２の代わりに
測定される。
【００１１】 本発明の他の態様は、所定の限界値が、磁化準備パルスシーケンスのｂ値及び
画像化されるべき物体の平均拡散係数に依存することを特徴とする。その結果、
限界値が、現実の測定に先立つ単一のリファレンス測定の後で簡便に測定されう
る。
画像化されるべき物体の平均拡散係数に依存することを特徴とする。その結果、
限界値が、現実の測定に先立つ単一のリファレンス測定の後で簡便に測定されう
る。
【００１２】 それゆえに、該限界値は患者毎に変化する可能性がある。好適には、該リファ
レンス測定は、測定中の患者に対する平均的な拡散係数の平均値をもたらすよう
に実行される。それから該限界値へのこの平均的拡散係数の変化の影響が、減じ
られる。
レンス測定は、測定中の患者に対する平均的な拡散係数の平均値をもたらすよう
に実行される。それから該限界値へのこの平均的拡散係数の変化の影響が、減じ
られる。
【００１３】 本発明はさらに、安定した磁場に配されている、測定されるべき物体を画像化
するための磁気共鳴装置であって、この装置が、安定した磁場を維持する手段と
、グラジエントを施与する手段と、前記安定した磁場で、検査されるべき前記物
体に施与されるべきＲＦパルスを発生する手段と、グラジエントの前記施与と、
ＲＦパルスの前記発生とを制御する制御ユニットと、該ＲＦパルス及び前記グラ
ジエントを含むパルスシーケンスにより発生される磁気共鳴信号を受け取りかつ
サンプリングする手段とを有し、前記制御ユニットが、励起ＲＦパルスを発生す
るステップと、ナビゲータＲＦ信号、及びグラジエントの施与によりｋ空間での
第１の本数のラインに沿って測定される画像化ＭＲ信号を測定するステップと、
を画像化パルスシーケンスを生成するために実行するように構成され、前記制御
はさらに、前記測定されるナビゲータＭＲ信号の前記画像化ＭＲ信号からＭＲ画
像を再構成し、前記ＭＲ信号の少なくとも１つを測定することにより前記ＭＲ画
像を訂正することを含んでいる装置に関する。本発明による装置は、前記制御ユ
ニットが、前記ＭＲ画像の前記再構成の前に、前記測定されるナビゲータＭＲ信
号の質の基準と所定の限界値とを比較するステップと、前記測定されるナビゲー
タＭＲ信号の前記質の基準が、前記所定の限界値を満たさない場合は、前記画像
化パルスシーケンスを再び実行することによって前記ＭＲ画像を訂正するために
再び前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測定する前記ステップを実行し、前
記ナビゲータＭＲ信号、及び前記画像化ＭＲ信号がそれから、前記ｋ空間におい
て前記第１の本数のラインにそって再び測定されるステップとを実行するように
構成されることを特徴とする。本発明のこれら及び他の見地は、その記載によっ
ては限定されない実施例を介して、以下に記載された実施形態及び添付図面を参
照することにより、明らかであり、かつ説明されるであろう。
するための磁気共鳴装置であって、この装置が、安定した磁場を維持する手段と
、グラジエントを施与する手段と、前記安定した磁場で、検査されるべき前記物
体に施与されるべきＲＦパルスを発生する手段と、グラジエントの前記施与と、
ＲＦパルスの前記発生とを制御する制御ユニットと、該ＲＦパルス及び前記グラ
ジエントを含むパルスシーケンスにより発生される磁気共鳴信号を受け取りかつ
サンプリングする手段とを有し、前記制御ユニットが、励起ＲＦパルスを発生す
るステップと、ナビゲータＲＦ信号、及びグラジエントの施与によりｋ空間での
第１の本数のラインに沿って測定される画像化ＭＲ信号を測定するステップと、
を画像化パルスシーケンスを生成するために実行するように構成され、前記制御
はさらに、前記測定されるナビゲータＭＲ信号の前記画像化ＭＲ信号からＭＲ画
像を再構成し、前記ＭＲ信号の少なくとも１つを測定することにより前記ＭＲ画
像を訂正することを含んでいる装置に関する。本発明による装置は、前記制御ユ
ニットが、前記ＭＲ画像の前記再構成の前に、前記測定されるナビゲータＭＲ信
号の質の基準と所定の限界値とを比較するステップと、前記測定されるナビゲー
タＭＲ信号の前記質の基準が、前記所定の限界値を満たさない場合は、前記画像
化パルスシーケンスを再び実行することによって前記ＭＲ画像を訂正するために
再び前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測定する前記ステップを実行し、前
記ナビゲータＭＲ信号、及び前記画像化ＭＲ信号がそれから、前記ｋ空間におい
て前記第１の本数のラインにそって再び測定されるステップとを実行するように
構成されることを特徴とする。本発明のこれら及び他の見地は、その記載によっ
ては限定されない実施例を介して、以下に記載された実施形態及び添付図面を参
照することにより、明らかであり、かつ説明されるであろう。
【００１４】
図１は、安定した磁場を発生する第１の磁石システム２と、該安定した磁場に
重ね合わされ、この安定した磁場で、Ｘ、Ｙ、Ｚ座標系の３つのそれぞれが直交
する方向においてグラジエントを生じさせる付加的な磁場を発生させる様々なグ
ラジエントコイル３とを含む磁気共鳴画像化装置を示す。慣習により、図示され
た座標系のＺ方向は、磁石システム２における前記安定した磁場の方向に一致す
る。使用されるべき（不図示の）測定用のｘｙｚ座標系は、図１に示されたＸＹ
Ｚ座標系とは独立して選択されうる。一般的に言えば、ｘ方向のグラジエントは
読取りグラジエントとして、ｙ方向のグラジエントは位相エンコーディンググラ
ジエントとして、及びｚ方向のグラジエントは選択グラジエントとして呼ばれる
。グラジエントコイル３は、電源供給ユニット４により（電力が）施与される。
当該ＭＲＩ装置はさらにＲＦ送信用コイル５を含む。このＲＦ送信用コイル５は
、ＲＦ磁場を発生するのに役立ち、ＲＦ送信及びモジュレータ６に接続される。
受信用コイルは、例えば人間又は動物の身体のような対象物の生きている組織の
又は一部について測定される物体７においてＲＦ場により発生される磁気共鳴信
号を受け取るのに使用される。この受信用コイルは、ＲＦ送信用コイル５と同じ
コイルでもよい。磁石システム２はさらに、測定される身体７の一部を収容する
のに十分大きい検査用スペースを囲む。この検査用スペースの内部で、ＲＦ送信
用コイル５が検査されるべき身体７の一部の回り又はその上に配される。送信−
受信用回路９を介して、ＲＦ送信用コイル５は、信号増幅器及びデモジュレーシ
ョンユニット１０に接続される。制御ユニット１１は、ＲＦパルス及びグラジエ
ントを含む特別な画像化パルスシーケンスを発生するために、ＲＦ送信及びモジ
ュレータ６と、電源供給ユニット４とを制御する。デモジュレーションユニット
１０から得られる位相及び振幅は、処理ユニット１２に施与される。この処理ユ
ニット１２は、例えば２次元のフーリエ関数により、ＭＲ画像を形成するように
前記受け取った信号を処理する。画像処理ユニット１３は、モニタ１４を介して
ＭＲ画像を視覚化する。本発明は、図２に示されたパルスシーケンスを参照して
詳細に説明される。
重ね合わされ、この安定した磁場で、Ｘ、Ｙ、Ｚ座標系の３つのそれぞれが直交
する方向においてグラジエントを生じさせる付加的な磁場を発生させる様々なグ
ラジエントコイル３とを含む磁気共鳴画像化装置を示す。慣習により、図示され
た座標系のＺ方向は、磁石システム２における前記安定した磁場の方向に一致す
る。使用されるべき（不図示の）測定用のｘｙｚ座標系は、図１に示されたＸＹ
Ｚ座標系とは独立して選択されうる。一般的に言えば、ｘ方向のグラジエントは
読取りグラジエントとして、ｙ方向のグラジエントは位相エンコーディンググラ
ジエントとして、及びｚ方向のグラジエントは選択グラジエントとして呼ばれる
。グラジエントコイル３は、電源供給ユニット４により（電力が）施与される。
当該ＭＲＩ装置はさらにＲＦ送信用コイル５を含む。このＲＦ送信用コイル５は
、ＲＦ磁場を発生するのに役立ち、ＲＦ送信及びモジュレータ６に接続される。
受信用コイルは、例えば人間又は動物の身体のような対象物の生きている組織の
又は一部について測定される物体７においてＲＦ場により発生される磁気共鳴信
号を受け取るのに使用される。この受信用コイルは、ＲＦ送信用コイル５と同じ
コイルでもよい。磁石システム２はさらに、測定される身体７の一部を収容する
のに十分大きい検査用スペースを囲む。この検査用スペースの内部で、ＲＦ送信
用コイル５が検査されるべき身体７の一部の回り又はその上に配される。送信−
受信用回路９を介して、ＲＦ送信用コイル５は、信号増幅器及びデモジュレーシ
ョンユニット１０に接続される。制御ユニット１１は、ＲＦパルス及びグラジエ
ントを含む特別な画像化パルスシーケンスを発生するために、ＲＦ送信及びモジ
ュレータ６と、電源供給ユニット４とを制御する。デモジュレーションユニット
１０から得られる位相及び振幅は、処理ユニット１２に施与される。この処理ユ
ニット１２は、例えば２次元のフーリエ関数により、ＭＲ画像を形成するように
前記受け取った信号を処理する。画像処理ユニット１３は、モニタ１４を介して
ＭＲ画像を視覚化する。本発明は、図２に示されたパルスシーケンスを参照して
詳細に説明される。
【００１５】 図２は、例えば検査されるべき身体の頭脳の部分における細胞内の流体のよう
な物質の拡散の、ヴィーヴォＭＲ画像を形成するための本発明の第１の態様に使
用されるパルスシーケンス１００を示す。図２では、時間は左から右へと刻まれ
ており、様々な行は、発生されるＲＦパルスと、施与されるグラジエントと、測
定されるべきＭＲ信号との間における一時的な関係を示す。参照記号ＲＦで示さ
れる上部の行は発生されるべきＲＦパルスを示し、及びこの上部行の下の参照記
号Ｇｘ、Ｇｙ、Gｚで示される３つの行、及びＧauxは、それぞれｘ、ｙ、ｚ方向
及び物質の拡散が測定される方向におけるグラジエントを示す。参照記号ＭＲで
示されるこの３つの行の下の行は、測定されるべきＭＲ信号を示す。
な物質の拡散の、ヴィーヴォＭＲ画像を形成するための本発明の第１の態様に使
用されるパルスシーケンス１００を示す。図２では、時間は左から右へと刻まれ
ており、様々な行は、発生されるＲＦパルスと、施与されるグラジエントと、測
定されるべきＭＲ信号との間における一時的な関係を示す。参照記号ＲＦで示さ
れる上部の行は発生されるべきＲＦパルスを示し、及びこの上部行の下の参照記
号Ｇｘ、Ｇｙ、Gｚで示される３つの行、及びＧauxは、それぞれｘ、ｙ、ｚ方向
及び物質の拡散が測定される方向におけるグラジエントを示す。参照記号ＭＲで
示されるこの３つの行の下の行は、測定されるべきＭＲ信号を示す。
【００１６】 画像化パルスシーケンス１００は、励起ＲＦパルス１０１、選択グラジエント
１１０、１１１、１１２、磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１４１、
初期位相エンコーディンググラジエント１２０、位相エンコーディンググラジエ
ント１２１乃至１２６、ナビゲータ読取りグラジエント１３０、読取りグラジエ
ント１３１、及び再位相化グラジエント１２７を含む。
１１０、１１１、１１２、磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１４１、
初期位相エンコーディンググラジエント１２０、位相エンコーディンググラジエ
ント１２１乃至１２６、ナビゲータ読取りグラジエント１３０、読取りグラジエ
ント１３１、及び再位相化グラジエント１２７を含む。
【００１７】 画像化パルスシーケンス１００は、励起ＲＦパルス１０１の発生と共に開始さ
れる。励起ＲＦパルスのフリップ角度は、好適には９０度になる。さらに、選択
グラジエント１１０が励起ＲＦパルス１０１の発生時に施与される。その結果、
励起ＲＦパルス１０１は測定されるべき身体の頭脳の選択されたスライス（断層
部）でスピンを励起する。次に、磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１
４１が、頭脳の選択された部分での拡散に依存して選択された部分に磁化を存在
させるように施与される。この磁化準備パルスシーケンスはグラジエント対１４
０、１４１、及び第１再焦点化ＲＦパルス１０２を含む。このグラジエント対は
、連続して施与される２つの付加的なグラジエント１４０、１４１を含み、前記
第１の再焦点化ＲＦパルス１０２が、付加的なグラジエント１４０と付加的なグ
ラジエント１４１との間で一時的に発生される。２つのグラジエント１４０、１
４１の時間積分は同じである。これらグラジエント対１４０、１４１及び第１の
再焦点化ＲＦパルス１０２の代わりに、バイポーラグラジエント対の利用がさら
に可能であり、グラジエントの時間積分は等しいが、グラジエントの方向は逆で
ある。この場合には、第１の再焦点化ＲＦパルス１０２を省略することができる
。第１の再焦点化ＲＦパルス１０２は、第１の選択グラジエント１１０と同じよ
うな特性を持つ第２の選択グラジエント１１１の施与により選択的にスライスさ
れる。第１の再焦点化ＲＦパルス１０２のフリップ角度は、好適には１８０度に
なる。磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１４１は、下記の式により規
定されるｂ値により特徴づけられる。
れる。励起ＲＦパルスのフリップ角度は、好適には９０度になる。さらに、選択
グラジエント１１０が励起ＲＦパルス１０１の発生時に施与される。その結果、
励起ＲＦパルス１０１は測定されるべき身体の頭脳の選択されたスライス（断層
部）でスピンを励起する。次に、磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１
４１が、頭脳の選択された部分での拡散に依存して選択された部分に磁化を存在
させるように施与される。この磁化準備パルスシーケンスはグラジエント対１４
０、１４１、及び第１再焦点化ＲＦパルス１０２を含む。このグラジエント対は
、連続して施与される２つの付加的なグラジエント１４０、１４１を含み、前記
第１の再焦点化ＲＦパルス１０２が、付加的なグラジエント１４０と付加的なグ
ラジエント１４１との間で一時的に発生される。２つのグラジエント１４０、１
４１の時間積分は同じである。これらグラジエント対１４０、１４１及び第１の
再焦点化ＲＦパルス１０２の代わりに、バイポーラグラジエント対の利用がさら
に可能であり、グラジエントの時間積分は等しいが、グラジエントの方向は逆で
ある。この場合には、第１の再焦点化ＲＦパルス１０２を省略することができる
。第１の再焦点化ＲＦパルス１０２は、第１の選択グラジエント１１０と同じよ
うな特性を持つ第２の選択グラジエント１１１の施与により選択的にスライスさ
れる。第１の再焦点化ＲＦパルス１０２のフリップ角度は、好適には１８０度に
なる。磁化準備パルスシーケンス１４０、１０２、１４１は、下記の式により規
定されるｂ値により特徴づけられる。
【数１】 ここで、δは施与された付加的なグラジエントの持続（時間）を表し、Δは連続
する付加的なグラジエントの施与間の拡散時間を表し、γはジャイロ磁気定数を
表し、Ｇは該付加的なグラジエントの強さを表す。
する付加的なグラジエントの施与間の拡散時間を表し、γはジャイロ磁気定数を
表し、Ｇは該付加的なグラジエントの強さを表す。
【００１８】 磁化準備パルスシーケンス１４０、１０１、１４１の後に、ナビゲータＭＲ信
号１５０がナビゲータ読取りグラジエント１３０の施与により測定される。ナビ
ゲータ読取りグラジエント１３０の方向は、画像化ＭＲ信号１５０乃至１５７を
測定するように施与される読取りグラジエント１３１の方向と一致する。次に、
好適には第２の再焦点化ＲＦパルス１０３が、自由誘導崩壊信号の時間定数Ｔ２ ＊ の代わりに、横断リラクゼーション時間を測定するために施与される。第２の
再焦点化ＲＦパルス１０３は、第３の選択グラジエント１１２の施与により選択
的にスライスされる。第２の再焦点化ＲＦパルス１０３のフリップ角度はまた、
１８０度になる。次に、初期位相エンコーディング１２０、位相エンコーディン
ググラジエント１２１乃至１２６、及び交番読取りグラジエント１３１が施与さ
れ、これらのグラジエントはエコープラナー画像化（ＥＰＩ）パルスシーケンス
で使用されるグラジエントと類似している。このＥＰＩパルスシーケンスは、M
．T．Vlaardingerbroek等により刊行された“Magnetic Resonance Imaging（磁
気共鳴画像化）”という刊行物の１９９５年号の１２３頁により公知である。次
に、初期の位相エンコーディンググラジエント１２０が、ＥＰＩパルスシーケン
スを実行するために施与される。加えて、さらなる位相エンコーディンググラジ
エント１２１乃至１２６が、ｋ空間が第１の本数のラインに沿って横断されるよ
うに交番読取りグラジエント１３１の第２の後続するゼロ交差（zero crossings
）の近くに施与される。画像化ＭＲ信号１５１乃至１５７は、交番読取りグラジ
エント１３１の存在で測定される。読取りグラジエント１３１の施与の後で、再
位相化グラジエント１２７が、導入された位相エンコーディングを取り除くよう
に施与される。画像化パルスシーケンス１００は、画像化ＭＲ信号の完全なセッ
トが、例えば、ｋｘ軸と平行に好適には位置づけられるｋ空間のライン、例えば
ｋ空間の２５６の本数のラインに沿って測定されるやり方で、初期位相エンコー
ディンググラジエント１２０と再位相化グラジエント１２７との異なる値に対し
て繰り返さる。１つの画像化パルスシーケンスで測定される画像化ＭＲ信号の第
１の数は、例えば８になる。次に、画像化ＭＲ信号が測定されたセットに基づき
、処理ユニット１２が、検査されるべき身体の頭脳の選択されたスライスの拡散
について重みが付けられたＭＲ画像を再構成する。動きによるぼけた偽信号を画
像化することを回避するために、本発明によれば、ナビゲータＭＲ信号１５０の
大きさＡｉが、このナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化ＭＲ信号１５１乃至１
５７の第１の数が測定される画像化パルスシーケンス１００の実行後に決定され
る。次に、この大きさＡｉが所定限界値Ｔｍと比較される。該大きさＡｉが限界
値Ｔｍよりも小さい場合は、画像化パルスシーケンス１００が再び実行され、そ
の際、ナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化ＭＲ信号１５１乃至１５７が再び測
定される。画像化ＭＲ信号は、その際実行される最後の画像化パルスシーケンス
の間におけるラインと同じｋ空間におけるラインに沿って測定される。ナビゲー
タＭＲ信号１５０の新たに決定された大きさＡｉが前記限界値以上である場合は
、試行が、ｋ空間の他のラインに沿った画像化ＭＲ信号及びナビゲータＭＲ信号
の測定のために画像化パルスシーケンスにより継続される。新たに決定された大
きさＡｉが前記限界値Ｔｍよりも小さい場合、このサイクルが繰り返される。
号１５０がナビゲータ読取りグラジエント１３０の施与により測定される。ナビ
ゲータ読取りグラジエント１３０の方向は、画像化ＭＲ信号１５０乃至１５７を
測定するように施与される読取りグラジエント１３１の方向と一致する。次に、
好適には第２の再焦点化ＲＦパルス１０３が、自由誘導崩壊信号の時間定数Ｔ２ ＊ の代わりに、横断リラクゼーション時間を測定するために施与される。第２の
再焦点化ＲＦパルス１０３は、第３の選択グラジエント１１２の施与により選択
的にスライスされる。第２の再焦点化ＲＦパルス１０３のフリップ角度はまた、
１８０度になる。次に、初期位相エンコーディング１２０、位相エンコーディン
ググラジエント１２１乃至１２６、及び交番読取りグラジエント１３１が施与さ
れ、これらのグラジエントはエコープラナー画像化（ＥＰＩ）パルスシーケンス
で使用されるグラジエントと類似している。このＥＰＩパルスシーケンスは、M
．T．Vlaardingerbroek等により刊行された“Magnetic Resonance Imaging（磁
気共鳴画像化）”という刊行物の１９９５年号の１２３頁により公知である。次
に、初期の位相エンコーディンググラジエント１２０が、ＥＰＩパルスシーケン
スを実行するために施与される。加えて、さらなる位相エンコーディンググラジ
エント１２１乃至１２６が、ｋ空間が第１の本数のラインに沿って横断されるよ
うに交番読取りグラジエント１３１の第２の後続するゼロ交差（zero crossings
）の近くに施与される。画像化ＭＲ信号１５１乃至１５７は、交番読取りグラジ
エント１３１の存在で測定される。読取りグラジエント１３１の施与の後で、再
位相化グラジエント１２７が、導入された位相エンコーディングを取り除くよう
に施与される。画像化パルスシーケンス１００は、画像化ＭＲ信号の完全なセッ
トが、例えば、ｋｘ軸と平行に好適には位置づけられるｋ空間のライン、例えば
ｋ空間の２５６の本数のラインに沿って測定されるやり方で、初期位相エンコー
ディンググラジエント１２０と再位相化グラジエント１２７との異なる値に対し
て繰り返さる。１つの画像化パルスシーケンスで測定される画像化ＭＲ信号の第
１の数は、例えば８になる。次に、画像化ＭＲ信号が測定されたセットに基づき
、処理ユニット１２が、検査されるべき身体の頭脳の選択されたスライスの拡散
について重みが付けられたＭＲ画像を再構成する。動きによるぼけた偽信号を画
像化することを回避するために、本発明によれば、ナビゲータＭＲ信号１５０の
大きさＡｉが、このナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化ＭＲ信号１５１乃至１
５７の第１の数が測定される画像化パルスシーケンス１００の実行後に決定され
る。次に、この大きさＡｉが所定限界値Ｔｍと比較される。該大きさＡｉが限界
値Ｔｍよりも小さい場合は、画像化パルスシーケンス１００が再び実行され、そ
の際、ナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化ＭＲ信号１５１乃至１５７が再び測
定される。画像化ＭＲ信号は、その際実行される最後の画像化パルスシーケンス
の間におけるラインと同じｋ空間におけるラインに沿って測定される。ナビゲー
タＭＲ信号１５０の新たに決定された大きさＡｉが前記限界値以上である場合は
、試行が、ｋ空間の他のラインに沿った画像化ＭＲ信号及びナビゲータＭＲ信号
の測定のために画像化パルスシーケンスにより継続される。新たに決定された大
きさＡｉが前記限界値Ｔｍよりも小さい場合、このサイクルが繰り返される。
【００１９】 ナビゲータＭＲ信号の大きさが、例えばナビゲータＭＲ信号のサンプルの測定
された振幅の平方の合計を決定することによって得られる。
された振幅の平方の合計を決定することによって得られる。
【００２０】 測定される画像化ＭＲ信号の質及び画像化ＭＲ信号のおこりうる繰り返される
測定を決定するこれらのステップが、各画像化パルスシーケンスの実行の後で実
行される。この実行により偽信号が低減して拡散について重みが付けられた画像
の再構成が可能となる。
測定を決定するこれらのステップが、各画像化パルスシーケンスの実行の後で実
行される。この実行により偽信号が低減して拡散について重みが付けられた画像
の再構成が可能となる。
【００２１】 前記限界値は、例えば、実際の試行の前に、磁化準備パルスシーケンス１４０
、１０２、及び１４１のｂ値がゼロに等しいイメージパルスシーケンス１００を
実行し、この画像化パルスシーケンスと関連付けられるリファレンスナビゲータ
ＭＲ信号１５０を測定することにより決定されうる。次に、リファレンスＭＲ信
号１５０の大きさＡｏが上述した態様で決定される。
、１０２、及び１４１のｂ値がゼロに等しいイメージパルスシーケンス１００を
実行し、この画像化パルスシーケンスと関連付けられるリファレンスナビゲータ
ＭＲ信号１５０を測定することにより決定されうる。次に、リファレンスＭＲ信
号１５０の大きさＡｏが上述した態様で決定される。
【００２２】 ユーザにより選択されるべき磁化準備パルスシーケンスのｂ値を持つ後続の画
像化パルスシーケンスで利用するための限界値Ｔｍは、引き続き以下のように決
定される。
像化パルスシーケンスで利用するための限界値Ｔｍは、引き続き以下のように決
定される。
【数２】 ここで、Ｔｍは限界値を表し、ｃ１は選択されるべき係数を表し、Ａｏは０に等
しいｂ値のためのリファレンスＭＲ信号の大きさを表し、Ｄaveは画像化される
べき組織の平均的な拡散係数を表す。測定されたナビゲータＭＲ信号の質の基準
のための他の起こりやすさ（possibility）によれば、係数について重みが付け
られた位相は前記測定されるナビゲータＭＲ信号を含む。この質の基準は、リフ
ァレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの係数によって重みが付けられ
た、前記リファレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの位相と、ナビゲ
ータＭＲ信号の連続するサンプルの位相との間の差の重みが付けられた平均値と
して画定される。さらなる処理のためのナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化Ｍ
Ｒ信号１５乃至１５７の使用のためにこの質の基準の限界値Ｔｄが、例えばゼロ
、又は０．１のような小さい値であり、これらの値は当業者により実験的に決定
されうる。
しいｂ値のためのリファレンスＭＲ信号の大きさを表し、Ｄaveは画像化される
べき組織の平均的な拡散係数を表す。測定されたナビゲータＭＲ信号の質の基準
のための他の起こりやすさ（possibility）によれば、係数について重みが付け
られた位相は前記測定されるナビゲータＭＲ信号を含む。この質の基準は、リフ
ァレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの係数によって重みが付けられ
た、前記リファレンスナビゲータＭＲ信号の対応するサンプルの位相と、ナビゲ
ータＭＲ信号の連続するサンプルの位相との間の差の重みが付けられた平均値と
して画定される。さらなる処理のためのナビゲータＭＲ信号１５０及び画像化Ｍ
Ｒ信号１５乃至１５７の使用のためにこの質の基準の限界値Ｔｄが、例えばゼロ
、又は０．１のような小さい値であり、これらの値は当業者により実験的に決定
されうる。
【００２３】 さらに、拡散について重みが付けられたＭＲ画像における動きによる偽信号を
減ずるために、前記再構成を実行する前に、位相訂正が、測定される画像化ＭＲ
信号のセットに施与されうる。この位相訂正は、連続する画像化パルスシーケン
スの実行の間に、読み取られたグラジエントの方向において、僅かな動きにより
生じる位相誤りを訂正する。この種の訂正は、まだ公開されていない国際特許出
願ＩＢ ９８／００４１７号に記載されている。この訂正を実行するために、１
次元のフーリエ変換が、２つの連続する画像化パルスシーケンス１００の第１及
び第２のナビゲータＭＲ信号１３０で連続して実行される。例えば、それから第
１の測定されたナビゲータＭＲ信号１３０が、リファレンスとして使用される。
この態様では、ナビゲータ読取りグラジエント１３０の方向における位置の関数
としての位相を包含する２つのナビゲータ位相列φnav１（φnav１（ｘ））、及
びφnav１（φnav２（ｘ））が得られる。次に、１次元のフーリエ変換が、測定
される位相列φi（φmr（ｘ））を得て、測定された画像化ＭＲ信号１５１乃至
１５７上で実行される。次に、位相列φiを訂正するためにナビゲータ位相列φn
av１、及びφnav２から訂正が決定される。好適には、非線形位相訂正が施与さ
れる。この訂正は、次の式により決定される。
減ずるために、前記再構成を実行する前に、位相訂正が、測定される画像化ＭＲ
信号のセットに施与されうる。この位相訂正は、連続する画像化パルスシーケン
スの実行の間に、読み取られたグラジエントの方向において、僅かな動きにより
生じる位相誤りを訂正する。この種の訂正は、まだ公開されていない国際特許出
願ＩＢ ９８／００４１７号に記載されている。この訂正を実行するために、１
次元のフーリエ変換が、２つの連続する画像化パルスシーケンス１００の第１及
び第２のナビゲータＭＲ信号１３０で連続して実行される。例えば、それから第
１の測定されたナビゲータＭＲ信号１３０が、リファレンスとして使用される。
この態様では、ナビゲータ読取りグラジエント１３０の方向における位置の関数
としての位相を包含する２つのナビゲータ位相列φnav１（φnav１（ｘ））、及
びφnav１（φnav２（ｘ））が得られる。次に、１次元のフーリエ変換が、測定
される位相列φi（φmr（ｘ））を得て、測定された画像化ＭＲ信号１５１乃至
１５７上で実行される。次に、位相列φiを訂正するためにナビゲータ位相列φn
av１、及びφnav２から訂正が決定される。好適には、非線形位相訂正が施与さ
れる。この訂正は、次の式により決定される。
【数３】 ここで、φmro（ｘ）は、読み取られたグラジエントの方向で、位置ｘのために
訂正された位相を表し、φmr１（ｘ）は、位置ｘに対応する測定された画像化Ｍ
Ｒ信号の位相を表し、φnav２（ｘ）は、位置ｘに対応する測定された第２のナ
ビゲータＭＲ信号の位相を表し、φnav１（ｘ）は、位置ｘに対応する測定され
た第１のナビゲータＭＲ信号の位相を表す。
訂正された位相を表し、φmr１（ｘ）は、位置ｘに対応する測定された画像化Ｍ
Ｒ信号の位相を表し、φnav２（ｘ）は、位置ｘに対応する測定された第２のナ
ビゲータＭＲ信号の位相を表し、φnav１（ｘ）は、位置ｘに対応する測定され
た第１のナビゲータＭＲ信号の位相を表す。
【００２４】 ＥＰＩパルスシーケンスは、記載された実施例の前記画像化パルスシーケンス
１００で使用される。しかし、記載された画像化パルスシーケンスは、例えば、
１９９５年にＭ．Ｔ．Vlaardingerbroek等により刊行された“Magnetic Resonan
ce Imaging（磁気共鳴画像化）”という引用刊行物から自明な、スピンエコー
画像化パルスシーケンス、ターボスピンエコー（ＴＳＥ）画像化パルスシーケン
ス、並びにグラジエント及びスピンエコー（ＧＲＡＳＥ）画像化パルスシーケン
スのようなそれ自体知られている他の画像化パルスシーケンスとさらに組み合わ
せが可能である。
１００で使用される。しかし、記載された画像化パルスシーケンスは、例えば、
１９９５年にＭ．Ｔ．Vlaardingerbroek等により刊行された“Magnetic Resonan
ce Imaging（磁気共鳴画像化）”という引用刊行物から自明な、スピンエコー
画像化パルスシーケンス、ターボスピンエコー（ＴＳＥ）画像化パルスシーケン
ス、並びにグラジエント及びスピンエコー（ＧＲＡＳＥ）画像化パルスシーケン
スのようなそれ自体知られている他の画像化パルスシーケンスとさらに組み合わ
せが可能である。
【００２５】 上述の実施例は、拡散の画像化に関するが、本発明は、磁化準備パルスシーケ
ンス１４０、１０２、及び１４１を必要とすることなく、他のＭＲ画像を形成す
るように実行をすることもできる。
ンス１４０、１０２、及び１４１を必要とすることなく、他のＭＲ画像を形成す
るように実行をすることもできる。
【図１】 磁気共鳴装置を示す図である。
【図２】 画像化パルスシーケンスの実施例を示す図である。
２ 磁気システム ３ グラジエントコイル ４ 電源供給ユニット ５ ＲＦ送信コイル ６ ＲＦ送信及びモジュレータ ９ 送信及び受信回路 １０ 単一増幅及びデモジュレーションユニット １２ 処理ユニット １３ 画像処理ユニット １４ モニタ １００ 画像化パルスシーケンス １０１、１０２、１０３ 励起ＲＦパルス １１０、１１１、１１２ 選択グラジエント １２０ 初期位相エンコーディンググラジエント １２１、１２２、１２３、１２４、１２５、１２６ 位相エンコーディンググラ
ジエント １２７ 再位相化グラジエント １３０ ナビゲーション読取りグラジエント １４０、１４１ グラジエント対 １５０、１５１、１５２、１５３、１５４、１５５、１５６、１５７ 画像化Ｍ
Ｒ信号
ジエント １２７ 再位相化グラジエント １３０ ナビゲーション読取りグラジエント １４０、１４１ グラジエント対 １５０、１５１、１５２、１５３、１５４、１５５、１５６、１５７ 画像化Ｍ
Ｒ信号
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １， 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 ヴァン マウスヴィンケル アリアンヌ エム シー オランダ国 5656 アーアー アインドー フェン プロフ ホルストラーン ６ Ｆターム(参考） 4C096 AA01 AA17 AB01 AB07 AB08 AB12 AB13 AD02 AD06 AD12 AD14 AD25 BA08 BA21 BA22 BA41 BA42 DA04 DA06 DA15 DB08 DC04
Claims (10)
- 【請求項１】 安定した磁場に配されている物体の磁気共鳴画像を形成し、
画像化パルスシーケンスの繰り返し実行を包含する方法であって、 励起ＲＦパルスを発生するステップと、 ナビゲータＭＲ信号と、画像化ＭＲ信号がグラジエントの施与によりｋ空間で
第１の本数のラインに沿って測定される当該画像化ＭＲ信号とを測定するステッ
プと、 この測定される画像化ＭＲ信号からＭＲ画像を再構成するステップと、 該ＭＲ画像を訂正するために再び、前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測
定するステップと、を含む方法において、 当該方法が、前記ＭＲ画像の前記再構成の前に、 前記測定されたナビゲータＭＲ信号の質の基準が所定の限界値と比較され、 前記測定されたナビゲータＭＲ信号の該質の基準が該所定の限界値を満たさな
い場合は、前記ＭＲ画像を訂正するために再び前記画像化ＭＲ画像信号の前記少
なくとも１つを測定する前記ステップにより、後者のステップが再び前記画像化
パルスシーケンスを実行することにより実行され、それから、前記ナビゲータＭ
Ｒ信号及び前記画像化ＭＲ信号が前記ｋ空間における第１の本数のラインに沿っ
て再び測定されることを特徴とする方法。 - 【請求項２】 前記質の基準が、前記ナビゲータＭＲ信号の大きさに依存す
ることを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記質の基準が、前記測定されたナビゲータＭＲ信号の係数
について重みが付けられた位相に依存している請求項２に記載の方法。 - 【請求項４】 訂正されるＭＲ画像が前記測定されるＭＲ信号の位相訂正に
より決定され、前記測定されるＭＲ信号のサンプルの前記位相訂正が前記測定さ
れるＭＲ信号に関連付けられ、前記測定されるＭＲ信号として同じ画像化パルス
シーケンス内で測定された前記ナビゲータＭＲ信号、及び前に測定されたナビゲ
ータＭＲ信号の対応するサンプルの位相に依存している請求項２に記載の方法。 - 【請求項５】 前記画像化パルスシーケンスが、磁化準備パルスシーケンス
を発生するステップ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】 前記磁化準備パルスシーケンスが、拡散について重みが付け
られたＭＲ画像を得るために、グラジエント対と第１の再焦点用ＲＦパルスとを
含むことを特徴とする請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 第２の再焦点用ＲＦパルスが、前記磁化準備パルスシーケン
ス後に発生されることを特徴とする請求項５に記載の方法。 - 【請求項８】 前記所定の限界値が、前記磁化準備パルスシーケンスのため
に調整されるべきｂ値と、画像化されるべき物体の平均拡散係数とに依存するこ
とを特徴とする請求項５に記載の方法。 - 【請求項９】 安定した磁場に配されている、測定されるべき物体を画像化
するための磁気共鳴装置であって、この装置が、 安定した磁場を維持する手段と、 グラジエントを施与する手段と、 前記安定した磁場で、検査されるべき前記物体に施与されるべきＲＦパルスを
発生する手段と、 グラジエントの前記施与と、ＲＦパルスの前記発生とを制御する制御ユニット
と、該ＲＦパルス及び前記グラジエントを含むパルスシーケンスにより発生され
る磁気共鳴信号を受け取りかつサンプリングする手段とを有し、 前記制御ユニットが、励起ＲＦパルスを発生するステップと、ナビゲータＲＦ
信号、及びグラジエントの施与によりｋ空間での第１の本数のラインに沿って測
定される画像化ＭＲ信号を測定するステップと、を画像化パルスシーケンスを生
成するために実行するように構成され、 前記制御はさらに、前記測定されるナビゲータＭＲ信号の前記画像化ＭＲ信号
からＭＲ画像を再構成し、前記ＭＲ信号の少なくとも１つを測定することにより
前記ＭＲ画像を訂正する装置において、 前記制御ユニットが、前記ＭＲ画像の前記再構成の前に、 前記測定されるナビゲータＭＲ信号の質の基準と所定の限界値とを比較するス
テップと、 前記制御ユニットが、前記ＭＲ画像の前記再構成の前に、前記測定されるナビ
ゲートＭＲ信号の質の基準と、所定の限界値とを比較するステップと、 前記測定されるナビゲータＭＲ信号の前記質の基準が、前記所定の限界値を満
たさない場合は、前記画像化パルスシーケンスを再び実行することによって前記
ＭＲ画像を訂正するために再び前記画像化ＭＲ信号の少なくとも１つを測定する
前記ステップを実行し、前記ナビゲータＭＲ信号、及び前記画像化ＭＲ信号がそ
れから、前記ｋ空間において前記第１の本数のラインに沿って再び測定されるス
テップとを実行するように構成されることを特徴とする装置。 - 【請求項１０】 渦電流の補償が前記測定されるナビゲータＭＲ信号に施与
される請求項１に記載の物体の磁気共鳴画像を形成する方法。
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| EP98203985 | 1998-11-25 | ||
| EP98203985.1 | 1998-11-25 | ||
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|---|---|---|---|---|
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|---|---|---|---|---|
| WO2000060520A1 (en) * | 1999-03-30 | 2000-10-12 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Deriving time-averaged moments |
| US6424153B1 (en) * | 1999-11-23 | 2002-07-23 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | On-the-fly removal of data inconsistency with k-space oversampling and demodulation in MRI acquisitions |
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| JP2006501919A (ja) | 2002-10-11 | 2006-01-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴方法及び装置 |
| DE102004017852B4 (de) * | 2004-04-13 | 2008-11-27 | Siemens Ag | Bewegungskorrigiertes Multi-Shot-Verfahren zur diffusionsgewichteten Bildgebung in der Magnetresonanztomographie |
| US7112964B2 (en) * | 2004-08-02 | 2006-09-26 | General Electric Company | Eddy current measurement and correction in magnetic resonance imaging systems with a static phantom |
| DE102006017049B3 (de) * | 2006-04-11 | 2008-02-14 | Siemens Ag | Verfahren zur Aufnahme von Magnet-Resonanz-Bilddaten und Magnet-Resonanz-Gerät |
| US7896074B2 (en) * | 2007-02-27 | 2011-03-01 | Schlumberger Technology Corporation | Carrier assembly for a pipe conveyed well logging assembly |
| US7905282B2 (en) * | 2007-02-27 | 2011-03-15 | Schlumberger Technology Corporation | Latchable carrier assembly for pipe conveyed well logging |
| US7874359B2 (en) * | 2007-02-27 | 2011-01-25 | Schlumberger Technology Corporation | Methods of retrieving data from a pipe conveyed well logging assembly |
| JP5416960B2 (ja) * | 2008-12-17 | 2014-02-12 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5611882B2 (ja) * | 2010-05-31 | 2014-10-22 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP5925529B2 (ja) * | 2011-03-31 | 2016-05-25 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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|---|---|---|---|---|
| US5864233A (en) * | 1997-02-22 | 1999-01-26 | General Electric Company | Method to reduce eddy current effects in diffusion-weighted echo planar imaging |
| JP2000511815A (ja) * | 1997-04-11 | 2000-09-12 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | シフトエコーｍｒ方法及び装置 |
| JP2000512533A (ja) * | 1997-04-17 | 2000-09-26 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 拡散重み付けｍｒｉ方法 |
| WO1998047015A1 (en) * | 1997-04-17 | 1998-10-22 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Diffusion-weighted mri method |
| JP3815585B2 (ja) * | 1997-10-17 | 2006-08-30 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1999
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- 1999-11-12 DE DE69938713T patent/DE69938713D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-11-12 JP JP2000584320A patent/JP2002530173A/ja not_active Withdrawn
- 1999-11-23 US US09/447,548 patent/US6331777B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2014161566A (ja) * | 2013-02-26 | 2014-09-08 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20070206 |