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
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Info
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- JPH06296599A JPH06296599A JP6033853A JP3385394A JPH06296599A JP H06296599 A JPH06296599 A JP H06296599A JP 6033853 A JP6033853 A JP 6033853A JP 3385394 A JP3385394 A JP 3385394A JP H06296599 A JPH06296599 A JP H06296599A
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
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- G01R33/56375—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging
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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。
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
【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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
−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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
(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ψR
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(ψk ,t0)=gk ・R(ψk ,t1)+(1−gk ) ・R(ψk ,t2) (1) ここで、H(ψk ,t0 )は測定パラメータψk 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
(ψk ,t1 )とR(ψk ,t2 )は同一の測定パラメ
ータψk と測定時点t1 とt2 における生データを表わ
す。gk は測定パラメータψk 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、gk は式(2)に
従って線型依存を受ける: gk =(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ψk 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ψk 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ψm 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(ψm 又は
ψk )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。
−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ψR
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(ψk ,t0)=gk ・R(ψk ,t1)+(1−gk ) ・R(ψk ,t2) (1) ここで、H(ψk ,t0 )は測定パラメータψk 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
(ψk ,t1 )とR(ψk ,t2 )は同一の測定パラメ
ータψk と測定時点t1 とt2 における生データを表わ
す。gk は測定パラメータψk 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、gk は式(2)に
従って線型依存を受ける: gk =(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ψk 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ψk 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ψm 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(ψm 又は
ψk )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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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GX とGY 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GY の重ね合わせによってGY 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。
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GY の重ね合わせによってGY 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。
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。
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。
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。
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。
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1】本発明による方法を実施する装置を示す図であ
る。
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。
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。
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。
イスの空間的割当てを示す図である。
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 GX ,GY ,GZ 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)
- 【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(ψk ,
t1 ),R(ψk ,t2 ))から形成され、補助データ
は同一測定パラメータ(ψk )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。 - 【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。 - 【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。 - 【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。 - 【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。
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DE4319538:5 | 1993-06-12 | ||
DE19934319538 DE4319538A1 (de) | 1993-06-12 | 1993-06-12 | Verfahren zur zwei- oder dreidimensionalen Abbildung eines Untersuchungsbereichs und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
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US4710717A (en) * | 1986-12-29 | 1987-12-01 | General Electric Company | Method for fast scan cine NMR imaging |
US4761613A (en) * | 1987-08-12 | 1988-08-02 | Picker International, Inc. | Monitored echo gating for the reduction of motion artifacts |
JPH064066B2 (ja) * | 1987-10-15 | 1994-01-19 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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- 1994-03-03 JP JP03385394A patent/JP3423762B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1994-03-07 US US08/207,529 patent/US5498961A/en not_active Expired - Fee Related
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