JPH06296599A - 検査領域の二次元又は三次元画像化のためのｍｒ方法および該方法を実施するための装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 時間的及び空間的分解能を改善した、検査領
域の二次元又は三次元画像化のためのＭＲ方法及び装置
を提供する。 【構成】 一組の生データが繰り返し測定され、検査領
域の画像は各組から再構成可能であり、一組の生データ
が異なる測定パラメータで得られ、異なる組が同じ測定
パラメータで得られた生データを含む。時間的分解能の
改善は一組の補助データが選択可能な時点での検査領域
を表わす画像を生成するために少なくとも二組の生デー
タから形成されることによって達成される。該補助デー
タは毎回同じ測定パラメータであるが異なった測定時点
で得られた生データから補間によって得られる。付随し
た測定時点と選ばれた時点の間の時間的距離が大きくな
る程補間を入れる生データに適用さた重み付け値がより
小さくなり、検査領域の画像は該補助データの組から再
構成される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は一組の生データが繰り返
し測定されかつ検査領域の画像が各組から再構成可能で
あり、一組の生データが異なる測定パラメータで得ら
れ、異なる組が同一の測定パラメータで得られる検査領
域の二次元又は三次元画像化のためのＭＲ方法に係わ
る。

【０００２】

【従来の技術】この点での測定パラメータは、一つまた
はそれ以上のＲＦパルスによって検査領域内に核磁気を
励起してからＭＲ信号を取得するまで検査領域内に作用
されている又はされた傾斜磁界の大きさ及び／又は方向
である。ＭＲ法（ＭＲ＝磁気共鳴）により生成されたＭ
Ｒ画像の時間的分解能はＭＲ画像に必要な生データの組
がその間に取得されうる測定周期によって決定される。
検査領域内の動的過程、例えば測定周期より短い一周期
内に起こる造影剤の伝搬はＭＲ画像に影響を与えるが、
前述の種類の公知の方法ではこれらの過程が測定周期中
に起きる場合に表示を与えることはできない。空間分解
能に関する同様な限界は動く患者のスライス画像の場合
に生じる。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】故に本発明の目的は時
間的及び空間的分解能を改善する方法及びこの方法を実
施するのに適切な装置を提供することにある。

【０００４】

【課題を解決するための手段】前述の種類の方法に基い
て、この目的は、選択可能な時点又は選択可能なスライ
スにおける検査領域を表わす画像を生成するために、一
組の補助データが少なくとも二組の生データから形成さ
れ、補助データは、同一測定パラメータでかつ異なった
測定時点で得られた、もしくは異なった測定スライスの
ために得られた生データから補間によって得られ、補間
に使われる生データに適用される重み付けは、関連した
補助測定時点と選択可能な時点との間又は測定スライス
と選択されたスライスとの間の時間の長さが小さくなれ
ばなる程大きくなり、検査領域の画像は補助データの組
から再構成されることにより達成される。

【０００５】本発明によれば、検査領域の画像は今まで
のように生データから直接再構成されるのではなく、補
間によって生データから得られる補助データから再構成
される。この補間は生データの測定時点（又は測定スラ
イスの位置）と同様に検査領域の画像が再構成される選
択可能な時点（又は選択された層の位置）も考慮に入れ
る。時間的分解能は生データの組の取得に要する測定周
期に対応する値よりも高くできることを示せる。同様な
ことが動く対象の動きの方向の空間分解能に対して当て
はまる。

【０００６】米国特許第４７１０７１７号より、特に人
間の心臓のような周期的に拍動する対象を画像化するＭ
Ｒ法が知られており、そこでは数組の生データが測定さ
れ、それらが取得される間の心臓の周期に関連した時間
的位置がＥＣＧ信号によって生データに割り当てられ
る。しかしながら、生データの組はちょうどよい時間に
連続して測定されず、準同時的に各心周期中同一の傾斜
磁界を有する数個のＭＲシーケンスが検査領域に作用さ
れる。位相エンコード傾斜は、生データの組の取得が空
間分解能に依存する多数の心臓周期の後で完了するよう
に、一つの心臓周期から他へと変化する。心臓周期の所
定の位相における検査領域の再構成は個々の心臓周期の
該位相において測定された生データを利用する。心臓周
期の適切な位相中生データが取得されなかった場合、所
望の生データは問題の心臓周期の所望の位相の直前又は
直後に測定されたこれらのシーケンスの生データから計
算される。

【０００７】このデータによって再構成されたＭＲ画像
はこのように各心臓周期からのデータを含むため、時間
的分解能の改善は不可能である。心臓運動の個々の位相
の画像化が比較的少ない量の動きによる不鮮明さを伴な
う可能性は検査領域の核磁化分布が周期的に再現すると
いう事実に基づいている。そうでない場合、例えば造影
剤による検査の場合（造影剤が検査領域内に流入すると
きの位相中）、公知の方法は検査ができない。

【０００８】特にこれらの画像の数が生データの組の数
に比べて大きい場合、異なった、好ましくは等距離の時
点または異なるスライスにおける検査領域を表わす数組
の補助データが生成され、それから再構成された画像が
一連の画像として表示されるという最大の利点が本発明
の特長により得られる。本発明は原理的に一組の生デー
タの十分速い取得が可能な公知のどの様なＭＲ法でも実
施可能である。しかしながら本発明の好ましい実施例で
は、検査領域は均一で定常な磁界が検査領域に作用する
ＭＲ法によって画像化され、先ず第一の組の生データを
生成するために少なくとも一つのＲＦパルスからなる第
一のシーケンスが検査領域に作用し、斯くして生成され
たＭＲ信号は第一の方向に延在する傾斜を有する傾斜磁
界の存在下で読み取られ、該第一のシーケンスの後に更
なる同様のシーケンスが続き、傾斜の方向は全ての方向
が横切られるまで一つのシーケンスから他のシーケンス
へと変えられ、第一の組の生データはこれらのシーケン
ス中に得られるＭＲ信号を一次元フーリエ変換すること
により得られ、シーケンスの列は少なくとも一つの更な
る組の生データを得るために少なくとも一回繰り返され
る。

【０００９】上記実施例が基づきかつプロジェクション
−再構成法として知られているＭＲ法は、例えば位相エ
ンコード傾斜が値０を有するシーケンスのみが深い空間
周波数成分に関する情報を提供する２−ＤＦ法とは反対
に、検査領域の全ての空間周波数成分に関する情報を各
シーケンスが提供する特性を有する。本発明の更に別の
実施例によれば、検査さるべき対象が検査中に検査領域
に対して動かされ、生データ組は該運動中に連続的に測
定され、少なくとも一組の補助データは該生データから
形成され、夫々のＭＲ画像は該補助データから再構成さ
れる。これにより、検査領域内への（患者の）身体の挿
入中既に身体の横断像のシーケンスの形成を可能とし、
動きの方向の空間分解能は既に改善されている。

【００１０】本発明による方法を実施するためのＭＲ装
置は、均一で定常な磁界を生成する磁石と、傾斜の大き
さ及び／又は方向が変化可能な傾斜磁界を生成する傾斜
コイルシステムと、ＲＦパルスの生成又はＭＲ信号の受
信のための少なくとも一つのＲＦコイルシステムと、Ｍ
Ｒ信号から生データを生成する手段と、数組の生データ
が形成されるよう上記手段とコイルシステムを制御する
制御ユニットと、毎回二組又はそれ以上の組の生データ
から少なくとも一組の補助データを生成させるための補
間ユニットと、一組の補助データから検査領域のＭＲ画
像を再構成するための再構成ユニットとからなる。

【００１１】本発明を図を参照して以下詳細に説明す
る。

【００１２】

【実施例】図１に示す装置は数十テスラから数テスラの
大きさのオーダーの強度の定常的で均一な磁界を発生さ
せる四つのコイル１のシステムからなるＭＲ装置であ
る。ｚ軸に関して同軸的に配置されているコイル１は、
球面２上に設けられてもよい。検査さるべき患者１０は
これらのコイルの内側に位置するテーブル４上に配置さ
れる。

【００１３】ｚ方向に延在しこの方向に線形に変化する
磁界（この磁界はまた以後傾斜磁界と呼ぶ）を作るため
に、コイル３が球面２上に設けられている。ｚ方向に延
在するが、その傾斜がｘ方向（垂直方向）に延在する傾
斜磁界を生成する四つのコイル７も設けられている。ｚ
方向に延在しｙ方向（図１の面に垂直方向）に傾斜を有
する傾斜磁界は、コイル７と同一であるがこれにたいし
て空間内で９０度の角度で配置されている四つのコイル
５で生成される。これら四つのコイルのうち二つのみが
図１に示されている。

【００１４】傾斜磁界を生成する三つのコイルシステム
３、５、７の各々は該球面に関して対称的に配置されて
いるため、該球の中心の磁界強度は専らコイル１の定常
で均一な磁界により決定される。定常で均一な磁界の方
向に垂直（即ちｚ方向に垂直）に延在する本質的に均一
なＲＦ磁界を生成するＲＦコイル１１も配置されてい
る。ＲＦコイルは各ＲＦパルス中ＲＦ発生器からのＲＦ
変調電流を受信する。ＲＦコイル１１は又検査領域で生
成されるスピン共鳴信号の受信にも使用可能である。し
かしながら、この目的のために、別のＲＦコイル（図１
には示してない）を使用することも可能である。

【００１５】図２は本発明による方法を実施するために
特に好適な二つの連続したシーケンス中の種々の信号の
時間的位置を示す。傾斜磁界Ｇz （第二行）と関連して
スライス選択ＲＦパルスとして作用するＲＦパルスを第
一行に示す。このＲＦパルスはｚ軸に垂直なスライス内
の核磁化をその静止位置から小さなフリップ角（例えば
５度）回転させる。続いて、二つの傾斜磁界ＧｘとＧｙ
が検査領域に同時に作用され、この両磁界は与えられた
時点でその傾斜の方向を反転する（第三、第四行）。上
記時間経過は極性が反転するまでの傾斜に対する時間積
分が極性が反転してから傾斜磁界の使用をやめるまでの
時間積分の半分に達するように選ばれる。しかしなが
ら、極性が反転するまでの傾斜磁界の部分を不要にで
き、これにより原理的には、ｘ方向とｙ方向にそれぞれ
本質的に一定の傾斜磁界が検査領域に同時に作用する。

【００１６】この一定の傾斜磁界の間、検査領域におい
て生成されたＭＲ信号は増幅され、ベースバンド内に移
行されデジタル化される（図２の第五行）。このように
して得られたサンプリング値の数は所望の分解能と同様
検査領域の大きさに依存し、例えば１２８又は２５６に
達する。シーケンスは例えば１２８又は２５６回の様に
多数回繰り返され、傾斜ＧｘとＧｙの大きさはこれらの
傾斜の二乗の和が一定になるように、あるシーケンスか
ら他のシーケンスへと逆の意味で変化される。ゆえに、
傾斜磁界ＧｘとＧｙの重ね合わせから得られる磁界の方
向はｚ平面上で変化し、その傾斜の絶対値は一定に保た
れる。ＧｘとＧｙの重ね合わせから生じた傾斜磁界の方
向はこのようにあるシーケンスから他のシーケンスへと
少なくとも１８０度の角度範囲が横切られるまで変化さ
れる（この方法はまた生データの完全な組は３６０度の
角度範囲が横切られた後にのみ得られる様に実施するこ
ともできる）。よって、一画像に必要なＭＲ信号の取得
時間が１８０度又は３６０度の角度が２５６シーケンス
でカバーされる場合に約５秒に達するよう、いわゆる繰
り返し時間（二つのＲＦパルスの間の経過時間の周期で
ある）は、例えば２０ｍｓに達する。

【００１７】デジタル化されたＭＲ信号は一次元フーリ
エ変換され、その後、以前にサンプリング値であったの
と同様の数の変換された値が利用できるようになる。検
査領域の画像はいわゆるフィルタードバックプロジェク
ションによってこれらの変換された値から再構成可能で
ある。上述したＭＲ方法は再構成ステップも含めて当業
者においていわゆるプロジェクション−再構成法として
一般に知られている技術である。

【００１８】図３において、該シーケンスによって励起
されたスライスは参照番号１００で示されており、この
スライスにおける、例えば第一シーケンス中、傾斜磁界
の方向は矢印ｗにより示されている。該検査領域の下に
シーケンス中に取得されたＭＲ信号の周波数スペクトル
を表わす曲線Ｒが示される。この周波数スペクトルはＭ
Ｒ信号の一次元フーリエ変換から得られる。核スピンの
周波数がプロジェクション−再構成法において直線ｗに
沿った位置の関数として線形に変化することを思い出せ
ば、周波数スペクトルＲの振幅は線ｗ上の核磁化の投影
を、即ち与えられた位置に対するスライス内の線ｗに垂
直な経路上の核磁化密度の線積分を表わす。このように
して線ｗ上の各位置に対し、この投影は与えられた位置
に対する破線１０２によって示された曲線Ｒから得られ
る。

【００１９】曲線Ｒの下に検査領域の線ｗ上の核磁化の
投影を表わす更に別の曲線を示すが、これは以下に図４
を参照して詳細に述べる様により後の時点おけるもので
ある。図４の上部の図に複数組の生データが取得される
場合の時間的経過を、横座標に時間をプロットし縦軸に
傾斜方向をプロットして示す。この図における各点は一
つのＭＲ信号の取得に対応する。ＭＲ信号は、図２の五
行目にあるように、本質的に有限の時間内に取得される
が；しかしながら生データの完全な組を取得するのに必
要な時間に比べてこの時間は無視できるほど小さいた
め、以下では一つのＭＲ信号の取得中において取得され
たＭＲデータは全て図中に点として表わされる同一時点
で取得されたものとする。ゆえに二つの連続する点間の
時間的距離は図２に示されたシーケンスの繰り返し時間
に対応する。

【００２０】図から分かるように、角度範囲ψの全体
（０度から３６０度）は連続するシーケンスによって均
一にカバーされる。このようにして第一の組の生データ
が取得されたあと、すぐに第二の組の生データが取得さ
れる更なる測定周期が開始し、第三の組がそれに続き、
等々である。。図に従って、一組の生データは傾斜の
（段階的な）増加方向で横切られ；しかしながら、測定
周期中の他のどの様な順序もまた可能であり；しかしな
がら第二第三の測定周期中のこの順序を維持することが
必要である。

【００２１】これまでに知られているプロジェクション
−再構成法によれば、検査領域の画像は常に測定周期中
得られた生データから再構成される。しかしながら、本
発明によれば、先ず検査領域の画像が再構成されるべき
である一の時点が選択される。この時点、例えばｔ₀ に
対して、補助データは同一の測定パラメータ、すなわち
（プロジェクション−再構成法に対して）傾斜の同一の
方向ψ、に関連する生データの（少なくとも）二組の生
データから補間によって決定される。例えば、方向ψ_R
に対して、補助データは下式（１）に応じて時点ｔ₁ と
ｔ₂ において決定された生データから計算される： Ｈ（ψ_k ，ｔ₀)＝ｇ_k ・Ｒ（ψ_k ，ｔ₁)＋（１−ｇ_k ) ・Ｒ（ψ_k ，ｔ₂) （１） ここで、Ｈ（ψ_k ，ｔ₀ ）は測定パラメータψ_k と選択
された時点ｔ₀ に対する補助データを表わし、一方、Ｒ
（ψ_k ，ｔ₁ ）とＲ（ψ_k ，ｔ₂ ）は同一の測定パラメ
ータψ_k と測定時点ｔ₁ とｔ₂ における生データを表わ
す。ｇ_k は測定パラメータψ_k に関連した補間係数であ
り、その補間係数はｔ₁ −ｔ₀ の差の絶対値が小さくな
るほど大きくなる。最も簡単な場合、ｇ_k は式（２）に
従って線型依存を受ける： ｇ_k ＝（ｔ₂ −ｔ₀ ）／（ｔ₂ −ｔ₁ ） （２） これらの関係に従って、補助データは他のすべての測定
パラメータに対して取得することができ、適切な測定パ
ラメータψによって式（１）のψ_k をおきかえる必要が
あるだけである。ｔ₀ が存在している測定周期中（すな
わち、第２の測定周期中）のこの値ψがｔ₀ の時点以前
（例えばψ_k のように）に与えられている場合は、適切
な組の生データと次の組の生データが補間に使われるべ
きである。しかしながら、ψの値がｔ₀ の直後に（例え
ばψ_m のように）与えられた場合は、適切な組の生デー
タと以前の組の生データが補間に使われるべきである。
このように原理的には適切な測定パラメータ（ψ_m 又は
ψ_k ）に対し、時点ｔ₀ から時間的に最小の距離におい
て測定された生データが使われるべきである。究極的に
は補助データの組は測定周期中に取得された生データと
正確に同じ数の所定の時点ｔ₀ に対する補助データを含
む。

【００２２】図３からわかるように、（ｔ₁ 又はｔ₂ ）
の時点で単一の値でなく多数例えば１２８又は２５６、
の生データが取得される。ゆえに式（１）と（２）に従
って前記の値を計算するために、ｔ＝ｔ₁ 時点に対する
曲線Ｒにおける各値は曲線ｔ＝ｔ₂ における対応する値
（すなわち同一の位置に関連する値）で補間されるべき
であり、それにより、これから補助データの組の部分が
決定される。これらの補間のために、同一の補間係数が
用いられる。時点ｔ₀ が時点ｔ₁ に近いほど、かく決定
された補助データの変化はより大きくｔ＝ｔ₁ に対する
曲線Ｒに対応し、また逆も成りたつ。

【００２３】既に述べたように、０から１８０度の角度
範囲のみが横切られた場合もまた、検査領域の画像は図
２に示すようにプロジェクション−再構成法に対しシー
ケンスの時間経過より再構成される。この場合は、傾斜
方向ψは各測定周期中に０から１８０度の角度範囲を横
切りうる。しかしながら、そのかわりに第２の測定周期
において１８０から３６０度までの角度範囲を横切り第
３の測定周期において０から１８０度までの角度範囲を
再び横切る、等々が可能である。この場合、どの２つの
連続した生データの測定された組も同一の傾斜方向で測
定されたデータをもたず、傾斜の方向が正確に１８０度
ずれたデータとなる。この場合、測定領域のＭＲ信号の
周波数は位置の関数として逆に正確に変化し、これによ
り補間のために一の曲線の最初の値と他の曲線の最後の
値は一の曲線の第２の値と他の曲線の最後から２番目の
値、等々を考慮に入れなければならない。ゆえに、請求
項１記載の「同一の測定パラメータ」という言葉は、こ
の文中では広く解釈するべきである。

【００２４】該シーケンスによる時間分解能への影響は
図４の（ｂ）から（ｄ）までを参照して以下詳細に説明
する。図４の（ｂ）において、ＲＦ送信コイル１１によ
り生成されたＲＦパルスにより影響されうる核の数を時
間ｔの関数としてプロットした。核は検査領域中均一に
分布していると仮定する。また（ｔ₀ 時点に関して対称
的な）第２の組の生データの取得中、（例えば検査領域
へのＭＲ造影剤の注入のため）ここまでは一定であった
核の数は急激に増加し、その後核の数は再び元の値まで
急激に減少する。

【００２５】夫々のＭＲ画像は３つの測定周期中に取得
された生データより再構成され、これらの３つの画像が
適切な測定周期に関連づけられる場合、図４の（ｃ）に
示す如く個々の画像の強度又は明るさの変化が得られ
る。そこでは、第１と第３の画像はｔ＝ｔ₀ 時点でのジ
ャンプによって完全に影響されないのに対して、第２の
画像では明るさが増加する。第２の測定周期よりも実質
的に短い時間間隔においてのみジャンプが生じているた
めに、前と後の明るさに関して（ｃ）図における明るさ
段階は（ｂ）図におけるほどには顕著ではない。

【００２６】本発明の方法による代りに補助データの組
が測定周期中の一連の時点に対し決定され（例えば、測
定周期につき４つの時点の毎回）、夫々のＭＲ画像がこ
れらの補助データから再構成される場合、図４の（ｄ）
に示されるようなこれらの画像内の強度又は明るさの時
間変化が得られる（該画像は測定周期の１／４に対しの
み有効である）。ｔ＝ｔ₀ 時点に対し再構成された画像
における強度段階はまた（ｂ）図における造影剤の段階
ほどには顕著ではない。しかしながら、隣接する画像の
強度は定常値まで段階的に減少する（すなわち（ｂ）図
における比較的短いジャンプが本発明により時間的に強
く平滑化される）が、ｔ＝ｔ₀ 時点に対し再構成された
ＭＲ画像が最大の強度をもつので、（ｄ）図にはまた造
影段階が生じた時点が明確に示されている。しかしなが
ら、生データから直接作られた画像からは第２測定時間
区間内において造影剤ジャンプの発生する時点を認識す
ることはできず、またその持続時間もまた確立できな
い。

【００２７】生データから直接再構成された画像をある
時点、例えば関連した測定周期の中心へ関連づけること
もまた原理的には可能であり、本発明による方法と類似
してこれらの画像から中間の画像を再構成することも原
理的に可能であるが、これらの中間の画像において強度
の最大値は、造影剤ジャンプ（図（ｂ））の第２の測定
期間に関する時間上の位置にかかわらず、第２の測定期
間の中心に関した画像において常に生じる。

【００２８】造影剤ジャンプの時間上の位置はこのよう
な中間の画像によってよりよく再構成することができな
いことは、画像の再構成中において生データ中に存在す
る時間に関する情報が失なわれることによるものであ
る。これは画像の各ピクセルの再構成中に異なる時点で
測定された複数の生データが寄与する値の再構成がある
ためである。ゆえにこのようなピクセルに対し、たとえ
ば測定周期の中心に特徴づけられるような時点に比べよ
り正確な時間的位置を示す測定時点を割当てることはで
きない。

【００２９】これは時間分解能の改善は補助データが画
像再構成後の画像データからではなく生データから得ら
れる場合にのみ達成されることを示す。この意味での生
データは図３に示され、一次元フーリエ変換で得られた
データ（曲線Ｒ）である。しかしながら、生データのた
めにＭＲ信号の時間的変動を表わしそれから一次元フー
リエ変換により曲線Ｒが得られるデジタル値もまた用い
られる。それで、ｔ₁付近の区間中で決定される第１の
デジタル値は、ｔ₂ 付近の区間中で決定される第１のデ
ジタル値で補間され、ｔ₁ における第２のデジタル値は
ｔ₂ における第２のデジタル値で補間されるべきであ
り、以下同様である。

【００３０】前述の方法のために、常に二組からの生デ
ータのみが補助データを作るために用いられた。しかし
ながら補間はまた三又はそれ以上の組の生データからの
生データによっておこなわれうる。当業者には、図１に
示すようなＭＲ装置で本発明による方法を実施するため
の信号処理装置の構成は以下の説明により明らかとな
る。そこで受信されたＭＲ信号はユニット２０により増
幅され、ベースバンドに移行される。このようにして得
られたアナログ信号はアナログ−デジタル変換器２１に
よりデジタル値のシーケンスに変換される。アナログ−
デジタル変換器２１は、読み出し期間中にのみデジタル
データワードを生成するように制御ユニット１９により
制御される（図２の最終行を参照）。アナログ−デジタ
ル変換器２１の後にはＭＲ信号のデジタル化によって得
られるサンプリング値のシーケンスに対する一次元フー
リエ変換を実施するフーリエ変換ユニット２２が続き、
実行が非常に速いため次のＭＲ信号が受信される前にフ
ーリエ変換が終了する。

【００３１】フーリエ変換によりこのように作られた生
データは数組の生データを格納するのに充分な格納容量
をもつメモリー２３へ書込まれる。これらの組の生デー
タから補間ユニット２４は、前述したように多数の組の
補助データを格納するのに充分な格納容量をもつメモリ
ー２５へ格納される補助データの組を形成する。これら
の補助データの組は異なる時点に対して計算され、その
間隔は一組の生データの取得に必要な測定周期に比べ小
さいことが好ましい。公知の方法でフィルタードバック
プロジェクションを行なう再構成ユニット２６はかくし
て得られた生データの組からＭＲ画像を生成し、該ＭＲ
画像は格納される。ＭＲ画像は所定の時点における検査
領域を表わす。補助データからかくして得られたＭＲ画
像の列は検査領域の動的過程を適切に再現する。必要な
らば、この再構成ユニットは従来法によって生データか
ら直接ＭＲ画像を作ることができる。

【００３２】ユニット２０から２６は制御ユニット１９
により制御される。下向きの矢印によって示されるよう
に、制御ユニットはまた、中心周波数やＲＦコイル１１
によって生成されるＲＦパルスのバンド巾や包絡線と同
様に傾斜コイルシステム３，５，７内の電流の時間的変
化もまた付与する。メモリー２３及び２５は、再構成ユ
ニット２６内のＭＲ画像メモリー（図示せず）と同様に
適切な容量をもつ単一のメモリーによって実現可能であ
る。フーリエ変換ユニット２２、補間ユニット２４、再
構成ユニット２６は適切なデータプロセッサにより実現
可能である。

【００３３】上述した実施例では、本発明の方法が造影
剤の注入のような動的過程を改善された時間分解能をも
って再現可能とするために用いられた。しかしながら、
本方法は、例えば検査領域へ導入される間の患者のよう
に検査領域に対して動かされる対象の再現性を向上させ
るのにもまた好適である。この導入過程に対し本発明の
方法は導入方向に改善された空間分解能の一連の画像を
発生する。

【００３４】そのために好ましくは一定の速度でテーブ
ルトップの長手方向（Ｚ軸方向）へテーブルトップを連
続的に動かすための電気的駆動装置９が設けられてい
る。テーブルトップの移動の時間的経過が一定でない又
は前もってわからない場合は、テーブルトップ駆動装置
はテーブルトップの位置Ｚに対応する信号を供給するセ
ンサーに接続されなければならない。このセンサーは図
１において符号８で示してある。

【００３５】移動中にシーケンスの複数の列が検査領域
へ作用され、各々の列は図２に示すように時間的に変化
する多数のシーケンスからなる。Ｚ方向に延在する傾斜
界（第２列）に伴なわれるＲＦパルス（第１列）はＺ方
向に垂直に延在するスライスを励起する。原理的にはこ
の層はＺ方向に関して斜めに延在することも可能であ
り、常に０からずれたある角度にある。

【００３６】続いて、傾斜磁界Ｇ_X とＧ_Y が図２の第３
行と第４行に従って発生される。Ｇ _X との振幅比は、Ｇ
_X とＧ_Y の重ね合わせによってＧ_Y の形成される傾斜磁
界が一つのシーケンスから他のシーケンスへの空間にお
けるその方向ψを変化させるように、一つのシーケンス
から他のシーケンスへと変化させられる。たとえスライ
ス選択ＲＦパルスが検査領域の中心にあり、以下で測定
スライスと称する夫々のスライスの核磁化を励起すると
しても、このスライスに関する患者又はテーブルトップ
４の位置はテーブルトップの移動によって変化する。従
って、各ＭＲ信号はその測定中に印加された傾斜磁界の
方向のみならず患者１０又は測定スライス又は装置の中
心に対するテーブルトップ４の相対位置Ｚにも又依存す
る。

【００３７】従って図６に複数組の生データの取得中の
位置Ｚの関数として傾斜方向ψを示し、各組の生データ
組に対し、傾斜方向は段階的に増加されると仮定する。
ｔに関する図４のＺに関して同じの変化が見られる；こ
れはＭＲ信号が取得された測定時点とこのＭＲ信号の取
得中のスライスの相対的な位置Ｚは変位速度を介してお
互いに連結されているという事実に帰することができ
る。

【００３８】続いて、図４を参照してなした記述と類似
して、スライスのどんな位置についても、例えばＺ₀ に
おいて、一組の補助データは補間により生データの組か
ら得られ、関連したスライスの画像は該補助データから
再構成される。これは位置Ｚ ₁ ，Ｚ₂ 等を有する他のス
ライスについてもくり返すことが可能で、該スライスｄ
z だけ離れている。

【００３９】これらのスライス画像が（例えばテーブル
トップ４により、位置Ｚ₀ ，Ｚ₁ ，Ｚ₂ 等を横切るのと
同じ時間的距離をもって）時系列的に表示される場合
に、Ｚ方向の改善された分解能の画像シーケンスが得ら
れる。ゆえに操作者は導入中にすでに、又はそれ以後暫
時、次のＭＲ検査のために重要な領域の同定を容易にす
るために、フィルムに似ており、患者があるスライスか
ら他のスライスへと横切られる画像シーケンスを得る。

【００４０】前述した方法の他の実施例は患者又はテー
ブルトップ４を静止状態に保ち、あるシーケンスから他
のシーケンスへの、患者又は検査領域に関する、夫々の
励起されたスライスの代りの位置を変化させることから
なる。そのためにスライス選択ＲＦパルス（図２の第１
列）の中心周波数はあるシーケンスから他へと変化され
なければならない。しかしながら、スライスの変位は定
常な磁場がまだ充分均一である検査領域の部分に限定さ
れる。

【００４１】たとえ図２，図３で示されたプロジェクシ
ョン−再構成法が本発明と関連して用いるのが特に好適
であるとしても、他のＭＲ方法、例えば２−ＤＦ法又は
３−ＤＦ法もまた用いることが可能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明による方法を実施する装置を示す図であ
る。

【図２】本発明方法用ＭＲ生データを取得するのに特に
好適なシーケンスの時間経過を示す図である。

【図３】検査領域に関して上記シーケンスによって取得
された生データを示す図である。

【図４】検査方法の時間経過を示す図である。

【図５】図１に示した装置の回路系統図である。

【図６】検査領域内での患者の移動中における測定スラ
イスの空間的割当てを示す図である。

【符号の説明】

１，３，５，７ コイル ２ 球面 ４ テーブル ９ 電気的駆動装置 １０ 患者 １１ ＲＦコイル Ｇ_X ，Ｇ_Y ，Ｇ_Z 傾斜磁界 ＲＦ ＲＦパルス ｔ 時間軸 １００ 励起されたスライス Ｒ 周波数スペクトルを表わす曲線 Ｗ 傾斜磁界の方向 ψ 角度方向 １９ 制御ユニット ２０ 増幅器 ２１ アナログ−デジタル変換器 ２２ フーリエ変換ユニット ２３，２５ メモリー ２４ 補間ユニット ２６ 再構成ユニット

フロントページの続き (72)発明者 フォルカー プロクザ ドイツ連邦共和国 22415 ハンブルク, ヴィルダームトリング 30

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 一組の生データが繰り返し測定されかつ
   検査領域の画像が各組から再構成可能であり、一組の生
   データが異なる測定パラメータで得られ、異なる組が同
   一の測定パラメータで得られる検査領域の二次元又は三
   次元画像化のためのＭＲ方法であって、選択可能な時点
   （ｔ₀ ）又は選択可能なスライスにおける検査領域を表
   わす画像を生成するために、一組の補助データ（Ｈ（ψ
   _k 、ｔ ₀ ））が少なくとも二組の生データ（Ｒ（ψ_k ，
   ｔ₁ ），Ｒ（ψ_k ，ｔ₂ ））から形成され、補助データ
   は同一測定パラメータ（ψ_k ）でかつ異なった測定時点
   （ｔ₁ 、ｔ₂ ）で得られた、もしくは異なった測定スラ
   イスのために得られた生データから補間によって得ら
   れ、補間に使われる生データに適用される重み付け（ｇ
   _k ）は、関連した測定時点と選択可能な時点との間又は
   測定スライスと選択されたスライスとの間の時間の長さ
   が小さくなればなる程大きくなり、検査領域の画像は補
   助データの組から再構成されることを特徴とするＭＲ方
   法。
2. 【請求項２】 異なった、好ましくは等距離の時点にお
   ける検査領域を表わすいくつかの組の補助データが生成
   され、それから再構成された画像が一連の画像として表
   示されることを特徴とする請求項１記載のＭＲ方法。
3. 【請求項３】 検査領域は均一で定常な磁界が検査領域
   に作用するＭＲ法によって画像化され、先ず第一の組の
   生データを生成するために少なくとも一つのＲＦパルス
   からなる第一のシーケンスが検査領域に作用し、斯くし
   て生成されたＭＲ信号は第一の方向に延在する傾斜を有
   する傾斜磁界の存在下で読み取られ、該第一のシーケン
   スの後に更なる同様のシーケンスが続き、傾斜の方向は
   全ての方向が横切られるまで一つのシーケンスから他の
   シーケンスへと変えられ、第一の組の生データは、これ
   らのシーケンス中に得られるＭＲ信号を一次元フーリエ
   変換することにより得られ、シーケンスの列は少なくと
   も一つの更なる組の生データを得るために少なくとも一
   回繰り返されることを特徴とする請求項１または２記載
   のＭＲ方法。
4. 【請求項４】 検査さるべき対象（１０）が検査中に検
   査領域に対して動かされ、生データ組は該運動中に連続
   的に測定され、少なくとも一組の補助データは該生デー
   タから形成され、夫々のＭＲ画像は該補助データから再
   構成されることを特徴とする請求項１乃至３のうちいず
   れか一項記載のＭＲ方法。
5. 【請求項５】 均一で定常な磁界を生成する磁石と、 傾斜の大きさ及び／又は方向が変化可能な傾斜磁界を生
   成する傾斜コイルシステムと、 ＲＦパルスの生成又はＭＲ信号の受信のための少なくと
   も一つのＲＦコイルシステムと、 ＭＲ信号から生データを生成する手段と、 いくつかの組の生データが形成されるよう上記手段とコ
   イルシステムを制御する制御ユニットと、 毎回二組又はそれ以上の組の生データから少なくとも一
   組の補助データを生成させるための補間ユニットと、 一組の補助データから検査領域のＭＲ画像を再構成する
   ための再構成ユニットとからなる請求項１乃至４のうち
   いずれか一項記載の方法を実施するためのＭＲ装置。