JPH0751250A - 一連のｍｒ画像を形成する方法及びその方法を実施する装置 - Google Patents
一連のｍｒ画像を形成する方法及びその方法を実施する装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、一連のＭＲ画像を形成する方法と
その方法を実行する装置を提供することを目的とする。 【構成】 定常磁場の存在下で、少なくとも一つのＲＦ
パルスとシーケンス毎に変化する傾斜磁場よりなるシー
ケンスが検査領域に適用され、生成された画像信号から
ＭＲ画像が再構成され、次のＭＲ画像の再構成におい
て、ＭＲ画像の再構成に使用された最も古いＭＲ信号は
新たに生成される夫々のＭＲ信号によって置き換えられ
る。検査領域における動的処理の低いアーティファクト
再生は、ＭＲ信号の生成の間印加される傾斜磁場の方向
をシーケンス毎に変化させることによって達成され、再
構成に必要な傾斜磁場方向の範囲は新たに生成される夫
々のＭＲ信号の間で分布される。本発明はこの方法を実
施する装置にも関する。
その方法を実行する装置を提供することを目的とする。 【構成】 定常磁場の存在下で、少なくとも一つのＲＦ
パルスとシーケンス毎に変化する傾斜磁場よりなるシー
ケンスが検査領域に適用され、生成された画像信号から
ＭＲ画像が再構成され、次のＭＲ画像の再構成におい
て、ＭＲ画像の再構成に使用された最も古いＭＲ信号は
新たに生成される夫々のＭＲ信号によって置き換えられ
る。検査領域における動的処理の低いアーティファクト
再生は、ＭＲ信号の生成の間印加される傾斜磁場の方向
をシーケンス毎に変化させることによって達成され、再
構成に必要な傾斜磁場方向の範囲は新たに生成される夫
々のＭＲ信号の間で分布される。本発明はこの方法を実
施する装置にも関する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、少なくとも一つのＲＦ
パルス及びシーケンス毎に変化する傾斜磁場を有するシ
ーケンスが、定常磁場の存在下で検査領域において連続
的に作用し、ＭＲ画像が発生されたＭＲ信号から再構成
され、ＭＲ画像の再構成に用いられる最も古いＭＲ信号
は、次のＭＲ画像の再構成のために新しく発生された各
々のＭＲ信号によって置き換えられる、一連のＭＲ画像
を形成する方法に関し、そしてまたこの方法を実施する
装置に関する。
パルス及びシーケンス毎に変化する傾斜磁場を有するシ
ーケンスが、定常磁場の存在下で検査領域において連続
的に作用し、ＭＲ画像が発生されたＭＲ信号から再構成
され、ＭＲ画像の再構成に用いられる最も古いＭＲ信号
は、次のＭＲ画像の再構成のために新しく発生された各
々のＭＲ信号によって置き換えられる、一連のＭＲ画像
を形成する方法に関し、そしてまたこの方法を実施する
装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】この種の方法及び装置は米国特許明細書
第４８３００１２号から知られる。この方法は比較的高
い空間解像度での画像の高速連続形成を可能にし、２つ
のＭＲ画像の間の時間間隔は、この空間解像度を有する
単一のＭＲ画像を生成するのに要求される期間よりもか
なり短い。
第４８３００１２号から知られる。この方法は比較的高
い空間解像度での画像の高速連続形成を可能にし、２つ
のＭＲ画像の間の時間間隔は、この空間解像度を有する
単一のＭＲ画像を生成するのに要求される期間よりもか
なり短い。
【０００３】この既知の方法によれば、最初のＮシーケ
ンスが生成され（ここでＮは普通１６から１２８の間で
ある）、ＲＦパルスとそれによって発生されたＭＲ信号
の読み出しの間印加される位相エンコード傾斜磁場の強
さはシーケンス毎に変化する。位相エンコード傾斜磁場
は、読み出しの間印加される傾斜磁場の方向である第２
の方向に垂直な第１の方向に向いている。次に、このシ
ーケンスの連続が、一回或は複数回繰り返される。最初
のＮシーケンスから最初のＭＲ画像が再構成される。次
のｎ個のＭＲ信号によるＭＲ画像の更新がこれに続き、
ｎはＮに比較して小さく、例えば２や４である。最初の
ｎ個のＭＲ信号（或はそれらのフーリエ変換）は最後に
発生されたｎ個のＭＲ信号によって置き換えられ、前の
ＭＲ画像を再構成するのに既に用いられたＮ−ｎシーケ
ンスと新たなｎ個のＭＲシーケンスから、最終的に新し
いＭＲ画像が再構成される。２つのＭＲ画像間の時間間
隔は、一つの画像に要求されるＮ個のＭＲ画像を収集す
るのに必要な時間間隔の長さのｎ／Ｎである。
ンスが生成され（ここでＮは普通１６から１２８の間で
ある）、ＲＦパルスとそれによって発生されたＭＲ信号
の読み出しの間印加される位相エンコード傾斜磁場の強
さはシーケンス毎に変化する。位相エンコード傾斜磁場
は、読み出しの間印加される傾斜磁場の方向である第２
の方向に垂直な第１の方向に向いている。次に、このシ
ーケンスの連続が、一回或は複数回繰り返される。最初
のＮシーケンスから最初のＭＲ画像が再構成される。次
のｎ個のＭＲ信号によるＭＲ画像の更新がこれに続き、
ｎはＮに比較して小さく、例えば２や４である。最初の
ｎ個のＭＲ信号（或はそれらのフーリエ変換）は最後に
発生されたｎ個のＭＲ信号によって置き換えられ、前の
ＭＲ画像を再構成するのに既に用いられたＮ−ｎシーケ
ンスと新たなｎ個のＭＲシーケンスから、最終的に新し
いＭＲ画像が再構成される。２つのＭＲ画像間の時間間
隔は、一つの画像に要求されるＮ個のＭＲ画像を収集す
るのに必要な時間間隔の長さのｎ／Ｎである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】低い局部周波数に対す
る位相エンコード傾斜磁場が他の傾斜磁場より頻繁に発
生されるときでも、検査領域の動的処理は、形成された
ＭＲ画像におけるアーティファクトにつながる（米国特
許第４８３００１２号、５欄、１９行以下）。
る位相エンコード傾斜磁場が他の傾斜磁場より頻繁に発
生されるときでも、検査領域の動的処理は、形成された
ＭＲ画像におけるアーティファクトにつながる（米国特
許第４８３００１２号、５欄、１９行以下）。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本発明の目的は、検査領
域における動的処理の場合にアーティファクト発生がよ
り少ない上述のような方法を提供することである。この
目的は、ＭＲ信号の形成の間印加される傾斜磁場の方向
がシーケンス毎に変化し、再構成に要求される傾斜磁場
の方向の範囲が新たに発生される各々のＭＲ信号の間で
均一に分布するような本発明に従って達成される。
域における動的処理の場合にアーティファクト発生がよ
り少ない上述のような方法を提供することである。この
目的は、ＭＲ信号の形成の間印加される傾斜磁場の方向
がシーケンス毎に変化し、再構成に要求される傾斜磁場
の方向の範囲が新たに発生される各々のＭＲ信号の間で
均一に分布するような本発明に従って達成される。
【０００６】方向がシーケンス毎に変化する傾斜磁場を
伴うＭＲ信号の収集は、（米国特許４８３００１２号に
説明される２ＤＦ方法とは異なり）既知の投影再構成方
法と同じである。欧州特許出願Ａ７３６７１より、この
方法により、低い空間解像度のＭＲ画像が、ｋ空間と呼
ばれる空間上に均一に分布される２〜３シーケンスによ
って既に生成可能であることが知られており、この既知
の方法は、最初に荒い画像を生成し、次に所望により、
より高い解像度を有するＭＲ画像を生成するという考え
方を利用している。
伴うＭＲ信号の収集は、（米国特許４８３００１２号に
説明される２ＤＦ方法とは異なり）既知の投影再構成方
法と同じである。欧州特許出願Ａ７３６７１より、この
方法により、低い空間解像度のＭＲ画像が、ｋ空間と呼
ばれる空間上に均一に分布される２〜３シーケンスによ
って既に生成可能であることが知られており、この既知
の方法は、最初に荒い画像を生成し、次に所望により、
より高い解像度を有するＭＲ画像を生成するという考え
方を利用している。
【０００７】本発明によれば、各々の新しい画像に関し
て新たに加えられたｎ個のＭＲ信号に対する傾斜磁場の
方向は、ｋ空間に均一に分布し、検査領域における大領
域変化は一連の画像におけるアーティファクトを伴わず
に再生成される。本発明を、以下、添付の図面を参照し
て詳細に説明する。
て新たに加えられたｎ個のＭＲ信号に対する傾斜磁場の
方向は、ｋ空間に均一に分布し、検査領域における大領
域変化は一連の画像におけるアーティファクトを伴わず
に再生成される。本発明を、以下、添付の図面を参照し
て詳細に説明する。
【０００８】
【実施例】図１に示される装置は、テスラの１０分の１
オーダーからテスラのオーダーの強さの均一な定常磁場
を生成する４つのコイル１のシステムよりなるＭＲ装置
である。コイル１は、ｚ軸に関して同中心を有するよう
に配置され、球面２に沿って設けられる。患者１０はこ
のコイルシステム内にテーブルトップ４の上に配置され
る。
オーダーからテスラのオーダーの強さの均一な定常磁場
を生成する４つのコイル１のシステムよりなるＭＲ装置
である。コイル１は、ｚ軸に関して同中心を有するよう
に配置され、球面２に沿って設けられる。患者１０はこ
のコイルシステム内にテーブルトップ４の上に配置され
る。
【０００９】ｚ方向に向き、この方向で線形に変化する
磁場（この磁場は以下、傾斜磁場と呼ばれる）を生成す
るために、４つのコイル３が球面２に沿って配置され
る。ｚ方向に向くがその傾斜はｘ（垂直）方向である傾
斜磁場を生成する４つのコイル７が更に設けられてい
る。ｚ方向に向き、（図１の図面の面に垂直な）ｙ方向
の傾斜を有する傾斜磁場は、コイル７と同一であるが、
それに対して９０°空間的にずれて配置される４つのコ
イル５によって生成される。図１においてそれら４つの
内の２つだけが示される。
磁場（この磁場は以下、傾斜磁場と呼ばれる）を生成す
るために、４つのコイル３が球面２に沿って配置され
る。ｚ方向に向くがその傾斜はｘ（垂直）方向である傾
斜磁場を生成する４つのコイル７が更に設けられてい
る。ｚ方向に向き、（図１の図面の面に垂直な）ｙ方向
の傾斜を有する傾斜磁場は、コイル７と同一であるが、
それに対して９０°空間的にずれて配置される４つのコ
イル５によって生成される。図１においてそれら４つの
内の２つだけが示される。
【００１０】傾斜磁場を生成する３つのコイルシステム
３、５、及び７の各々は、球面に関して対称的に配置さ
れるので、球面の中心での磁場の強さはコイルシステム
１の定常で均一な磁場によってのみ決定される。定常で
均一な磁場に垂直（即ちｚ方向に垂直）に向く本質的に
均一なＲＦ磁場を生成するＲＦコイル１１が更に設けら
れている。各ＲＦパルスの間、ＲＦコイルはＲＦ発生器
からＲＦ変調された電流を受け取る。ＲＦコイル１１は
また、検査領域で生成されたスピン共鳴信号を受信する
ためにも用いられることができる。しかしながら、この
目的のために別のＲＦ受信コイル（図１に図示せず）を
代わりに用いることができる。
３、５、及び７の各々は、球面に関して対称的に配置さ
れるので、球面の中心での磁場の強さはコイルシステム
１の定常で均一な磁場によってのみ決定される。定常で
均一な磁場に垂直（即ちｚ方向に垂直）に向く本質的に
均一なＲＦ磁場を生成するＲＦコイル１１が更に設けら
れている。各ＲＦパルスの間、ＲＦコイルはＲＦ発生器
からＲＦ変調された電流を受け取る。ＲＦコイル１１は
また、検査領域で生成されたスピン共鳴信号を受信する
ためにも用いられることができる。しかしながら、この
目的のために別のＲＦ受信コイル（図１に図示せず）を
代わりに用いることができる。
【００１１】図２は、本発明の方法を実施するために使
用される２つの連続シーケンス間の異なった信号の時間
的位置を示す。第１ラインは、（第２ラインの）傾斜磁
場Ｇｚと共にスライス選択ＲＦパルスとして動作するＲ
Ｆパルスを示す。このＲＦパルスは、ｚ軸に垂直な切断
面において、小さなフリップ角度（例えば５°）で核磁
気を回転させる。次に、２つの傾斜磁場ＧｘとＧｙ（第
３と第４ライン）が検査領域で同時に働き、両磁場の傾
斜方向は常時反転している。極性反転までの傾斜磁場の
時間積分が、極性反転から傾斜磁場の終了までの時間積
分の半分であるようにタイミングが選ばれる。しかしな
がら原理的には、極性反転以前に存在する傾斜磁場はな
くてもよい。傾斜磁場Ｇｘ及びＧｙが一定な一方で、検
査領域で生成されるＭＲ信号は増幅され、ベースバンド
に移され、量子化される（図２の第５ライン）。得られ
たサンプリング値の数は、望まれる解像度及び検査領域
の大きさに依存する。量子化されたＭＲ信号は１次元フ
ーリエ変換にかけられ、変換後においてもサンプリング
値と同数の変換値が利用できる。
用される２つの連続シーケンス間の異なった信号の時間
的位置を示す。第１ラインは、（第２ラインの）傾斜磁
場Ｇｚと共にスライス選択ＲＦパルスとして動作するＲ
Ｆパルスを示す。このＲＦパルスは、ｚ軸に垂直な切断
面において、小さなフリップ角度（例えば５°）で核磁
気を回転させる。次に、２つの傾斜磁場ＧｘとＧｙ（第
３と第４ライン）が検査領域で同時に働き、両磁場の傾
斜方向は常時反転している。極性反転までの傾斜磁場の
時間積分が、極性反転から傾斜磁場の終了までの時間積
分の半分であるようにタイミングが選ばれる。しかしな
がら原理的には、極性反転以前に存在する傾斜磁場はな
くてもよい。傾斜磁場Ｇｘ及びＧｙが一定な一方で、検
査領域で生成されるＭＲ信号は増幅され、ベースバンド
に移され、量子化される（図２の第５ライン）。得られ
たサンプリング値の数は、望まれる解像度及び検査領域
の大きさに依存する。量子化されたＭＲ信号は１次元フ
ーリエ変換にかけられ、変換後においてもサンプリング
値と同数の変換値が利用できる。
【００１２】図３においてシーケンスによって励起され
た切断面は、参照番号１００によって表され、このシー
ケンス中のこの切断面での傾斜磁場の方向は参照記号φ
によって表される。検査領域の下には、シーケンス中に
得られたＭＲ信号の周波数スペクトルを表す曲線Ｒが示
される。この周波数スペクトルは、ＭＲ信号の１次元フ
ーリエ変換によって得られる。方向φでの位置の関数と
して核磁気の周波数は線形に変化するので、周波数スペ
クトルＲは、φ方向に延びる直線上の核磁気の投影を表
す。スペクトルの各振幅値は、切断面中のある位置に対
して、φ方向に垂直な経路に沿った各磁気密度の線積分
に対応する。従って、破線で表される各位置に対する曲
線Ｒからこの投影を得ることができる。
た切断面は、参照番号１００によって表され、このシー
ケンス中のこの切断面での傾斜磁場の方向は参照記号φ
によって表される。検査領域の下には、シーケンス中に
得られたＭＲ信号の周波数スペクトルを表す曲線Ｒが示
される。この周波数スペクトルは、ＭＲ信号の１次元フ
ーリエ変換によって得られる。方向φでの位置の関数と
して核磁気の周波数は線形に変化するので、周波数スペ
クトルＲは、φ方向に延びる直線上の核磁気の投影を表
す。スペクトルの各振幅値は、切断面中のある位置に対
して、φ方向に垂直な経路に沿った各磁気密度の線積分
に対応する。従って、破線で表される各位置に対する曲
線Ｒからこの投影を得ることができる。
【００１３】例えば１０ｍｓの繰り返し時間Ｔｒの後、
このシーケンスは繰り返され、同時に印加される傾斜磁
場ＧｘとＧｙは相互に反対に変化し、それらの傾斜磁場
の２乗和は一定値に保たれる。結果として、傾斜磁場Ｇ
ｘとＧｙとの重ね合わせから生じる傾斜磁場の方向φは
ｚ方向で変化し、その傾斜の絶対値は一定のままであ
る。次に、均一分布した傾斜磁場方向でのＮシーケンス
（Ｎは通常３２から２５６の間）の後に、一連のＭＲデ
ータが得られ、ＲＦパルスによって励起された切断面の
ＭＲ画像が再構成されることができるまで、シーケンス
毎に変化するような傾斜磁場方向φを用いて更なるシー
ケンスが適用される。この動作全体は次に一回或は数回
繰り返される。
このシーケンスは繰り返され、同時に印加される傾斜磁
場ＧｘとＧｙは相互に反対に変化し、それらの傾斜磁場
の２乗和は一定値に保たれる。結果として、傾斜磁場Ｇ
ｘとＧｙとの重ね合わせから生じる傾斜磁場の方向φは
ｚ方向で変化し、その傾斜の絶対値は一定のままであ
る。次に、均一分布した傾斜磁場方向でのＮシーケンス
（Ｎは通常３２から２５６の間）の後に、一連のＭＲデ
ータが得られ、ＲＦパルスによって励起された切断面の
ＭＲ画像が再構成されることができるまで、シーケンス
毎に変化するような傾斜磁場方向φを用いて更なるシー
ケンスが適用される。この動作全体は次に一回或は数回
繰り返される。
【００１４】シーケンスによって得られたＭＲ信号から
の一連のＭＲ画像の収集を、図４を参照して以下に説明
する。このシリーズは、検査領域における周波数ｆでの
動的処理を表す。ＭＲ画像が一つずつ連続する周波数
が、例えば１秒当たり２５画像に相当するとき、一画像
あたり４０ｍｓが利用可能である。与えられた繰り返し
時間Ｔｒを考慮すると、この４０ｍｓの間に、ｎ＝４の
シーケンスが生成される。
の一連のＭＲ画像の収集を、図４を参照して以下に説明
する。このシリーズは、検査領域における周波数ｆでの
動的処理を表す。ＭＲ画像が一つずつ連続する周波数
が、例えば１秒当たり２５画像に相当するとき、一画像
あたり４０ｍｓが利用可能である。与えられた繰り返し
時間Ｔｒを考慮すると、この４０ｍｓの間に、ｎ＝４の
シーケンスが生成される。
【００１５】図４はＭＲデータの収集を示し、傾斜磁場
の方向は縦軸として、そして時間は横軸としてプロット
される。このダイアグラムの各点は一つのＭＲ信号の収
集に対応し、２連続点（ＭＲ信号）の間の時間的距離は
図２に示されるシーケンスの繰り返し時間Ｔｒに対応す
る。ゼロからφｍａｘまでの角度範囲は、検査領域で核
磁気分布の再構成を完了するのに要求される傾斜磁場方
向の範囲である。図２に示されるシーケンスに対してφ
ｍａｘは１８０°に相当し、ＭＲ信号（第５ライン）の
読みだし以前に印加される傾斜磁場ＧｘとＧｙの部分が
省略されたとき、ＦＩＤ（自由誘起崩壊）が非対象な傾
斜エコーを生成し、この場合φｍａｘは３６０°に相当
する。
の方向は縦軸として、そして時間は横軸としてプロット
される。このダイアグラムの各点は一つのＭＲ信号の収
集に対応し、２連続点（ＭＲ信号）の間の時間的距離は
図２に示されるシーケンスの繰り返し時間Ｔｒに対応す
る。ゼロからφｍａｘまでの角度範囲は、検査領域で核
磁気分布の再構成を完了するのに要求される傾斜磁場方
向の範囲である。図２に示されるシーケンスに対してφ
ｍａｘは１８０°に相当し、ＭＲ信号（第５ライン）の
読みだし以前に印加される傾斜磁場ＧｘとＧｙの部分が
省略されたとき、ＦＩＤ（自由誘起崩壊）が非対象な傾
斜エコーを生成し、この場合φｍａｘは３６０°に相当
する。
【００１６】シーケンスは結合され、各ｎシーケンス
（ｎ＝４）のグループを形成する。これらのシーケンス
に対応する傾斜磁場方向は、グループ内で毎回ｄφずつ
変化し、ここで、 ｄφ＝φｍａｘ／ｎ （１） である。
（ｎ＝４）のグループを形成する。これらのシーケンス
に対応する傾斜磁場方向は、グループ内で毎回ｄφずつ
変化し、ここで、 ｄφ＝φｍａｘ／ｎ （１） である。
【００１７】一つのグループのＭＲ信号の収集に必要な
時間は、図４に参照記号Ｔｇで表され、ここで、 Ｔｇ＝ｎＴｒ＝１／ｆ （２） である。従って、一つのＭＲ画像の再構成に必要なＮ個
のＭＲ信号の収集に対しては、そのようなシーケンスの
Ｎ／ｎグループが必要となる。必要な測定時間ＴｍはＮ
Ｔｒになり、Ｎ＝１２８とＴｒ＝１０ｍｓに対しては、
即ち約１．３秒である。
時間は、図４に参照記号Ｔｇで表され、ここで、 Ｔｇ＝ｎＴｒ＝１／ｆ （２） である。従って、一つのＭＲ画像の再構成に必要なＮ個
のＭＲ信号の収集に対しては、そのようなシーケンスの
Ｎ／ｎグループが必要となる。必要な測定時間ＴｍはＮ
Ｔｒになり、Ｎ＝１２８とＴｒ＝１０ｍｓに対しては、
即ち約１．３秒である。
【００１８】図５はｋ空間におけるシーケンスを示す。
ｋ空間の座標ｋｘとｋｙは、ＭＲ信号の読みだし間の傾
斜磁場Ｇｘ及びＧｙ上での時間積分を表す。各シーケン
ス、或いはそれによって生成されたＭＲ信号は、ｋ空間
のゼロ点を通る直線に対応し、この直線の方向は傾斜磁
場の方向に一致する。第１のグループの４シーケンス、
或いはそれに対応するＭＲ信号は、図４と５の参照記号
Ｓ１１１、Ｓ１１２、Ｓ１１３、及びＳ１１４で表され
る。それらのシーケンスは実線で図５に表される。
ｋ空間の座標ｋｘとｋｙは、ＭＲ信号の読みだし間の傾
斜磁場Ｇｘ及びＧｙ上での時間積分を表す。各シーケン
ス、或いはそれによって生成されたＭＲ信号は、ｋ空間
のゼロ点を通る直線に対応し、この直線の方向は傾斜磁
場の方向に一致する。第１のグループの４シーケンス、
或いはそれに対応するＭＲ信号は、図４と５の参照記号
Ｓ１１１、Ｓ１１２、Ｓ１１３、及びＳ１１４で表され
る。それらのシーケンスは実線で図５に表される。
【００１９】図４と５のＳ１２１・・・Ｓ１２４で表さ
れる第２のグループの傾斜磁場方向は、図５に破線で表
され、更なるグループの傾斜磁場方向は一点鎖線で表さ
れる。グループの傾斜磁場は他のグループのそれらより
各々一定の角度でずれており、Ｎ／ｎシーケンスグルー
プのＮシーケンスの方向は、ｋ空間で均一に分布する。
れる第２のグループの傾斜磁場方向は、図５に破線で表
され、更なるグループの傾斜磁場方向は一点鎖線で表さ
れる。グループの傾斜磁場は他のグループのそれらより
各々一定の角度でずれており、Ｎ／ｎシーケンスグルー
プのＮシーケンスの方向は、ｋ空間で均一に分布する。
【００２０】測定時間Ｔｎの間にこのようにして生成さ
れたＮシーケンスの後に、それらのシーケンスは、何ら
の変更もなく一回或は複数回繰り返される。この繰り返
しの第１のグループのシーケンスは図４において、Ｓ２
１１・・・Ｓ２１４で表されており、それらはシーケン
スＳ１１１・・・Ｓ１１４に同一である。同様に、この
繰り返しの第２のグループのシーケンスＳ２２１・・・
Ｓ２２４は、シーケンスＳ１２１・・・Ｓ１２４に同等
である、等である。
れたＮシーケンスの後に、それらのシーケンスは、何ら
の変更もなく一回或は複数回繰り返される。この繰り返
しの第１のグループのシーケンスは図４において、Ｓ２
１１・・・Ｓ２１４で表されており、それらはシーケン
スＳ１１１・・・Ｓ１１４に同一である。同様に、この
繰り返しの第２のグループのシーケンスＳ２２１・・・
Ｓ２２４は、シーケンスＳ１２１・・・Ｓ１２４に同等
である、等である。
【００２１】最初のＭＲ画像は最初のＮシーケンスから
再構成されることができる。測定時間Ｔｍは、この最初
の画像の再構成完了までに経過する。第２のＭＲ画像
は、本質的に最初のものと同一のＭＲデータによって再
構成され、即ち、シーケンスＳ１１１・・・Ｓ１１４の
最初のグループによって提供されるＭＲデータが、グル
ープＳ２１１・・・Ｓ２１４のＭＲデータによって置き
換えられる。後者のＭＲデータは、最初の画像に対する
ＭＲデータの収集後、時間Ｔｇ（４０ｍｓ）の期間の後
に得られる。更なる４０ｍｓの後にデータ収集が終了さ
せられる画像シリーズの第３の画像に対しては、第２の
グループＳ１２１・・・Ｓ１２４によって供給されるＭ
Ｒデータは繰り返しのシーケンスの第２のグループＳ２
２１・・・Ｓ２２４によって供給されるＭＲデータによ
って更に置き換えられる。従って、各Ｔｇ間隔の後、シ
ーケンスの更なるグループによって更新されるＭＲ画像
が生成されることができる。傾斜磁場方向はシーケンス
の各グループにおいて、ｋ空間で均一に分布しているの
で（図５参照）、そのようなグループによって供給され
るＭＲデータは、方向独立で、低い空間解像度の一枚の
完全なＭＲ画像に関する情報を含む。既知の方法の説明
されたアーティファクトは、従って、非常に高い度合で
押さえられる。
再構成されることができる。測定時間Ｔｍは、この最初
の画像の再構成完了までに経過する。第２のＭＲ画像
は、本質的に最初のものと同一のＭＲデータによって再
構成され、即ち、シーケンスＳ１１１・・・Ｓ１１４の
最初のグループによって提供されるＭＲデータが、グル
ープＳ２１１・・・Ｓ２１４のＭＲデータによって置き
換えられる。後者のＭＲデータは、最初の画像に対する
ＭＲデータの収集後、時間Ｔｇ（４０ｍｓ）の期間の後
に得られる。更なる４０ｍｓの後にデータ収集が終了さ
せられる画像シリーズの第３の画像に対しては、第２の
グループＳ１２１・・・Ｓ１２４によって供給されるＭ
Ｒデータは繰り返しのシーケンスの第２のグループＳ２
２１・・・Ｓ２２４によって供給されるＭＲデータによ
って更に置き換えられる。従って、各Ｔｇ間隔の後、シ
ーケンスの更なるグループによって更新されるＭＲ画像
が生成されることができる。傾斜磁場方向はシーケンス
の各グループにおいて、ｋ空間で均一に分布しているの
で（図５参照）、そのようなグループによって供給され
るＭＲデータは、方向独立で、低い空間解像度の一枚の
完全なＭＲ画像に関する情報を含む。既知の方法の説明
されたアーティファクトは、従って、非常に高い度合で
押さえられる。
【００２２】図６は、ＭＲ信号から一連のＭＲ画像を再
構成する信号処理ユニットのブロック系統図を示す。各
シーケンスに対して受け取られたＭＲ信号はユニット２
０によって増幅され、ベースバンドに移される。得られ
たアナログ信号は、アナログ−ディジタル変換器２１に
よって一連の離散値に変換される。アナログ−ディジタ
ル変換器２１は、制御ユニット１９によって制御され、
読みだし期間の間のみ離散データワードを生成する（図
２の第５ライン参照）。アナログ−ディジタル変換器２
１には、ＭＲ信号の離散化によって生成された一連のサ
ンプリング値に１次元フーリエ変換を施す高速フーリエ
変換のためのユニット２２が続き、この変換は次のＭＲ
信号が受け取られるより前に終了するほど高速であるこ
とが望ましい。
構成する信号処理ユニットのブロック系統図を示す。各
シーケンスに対して受け取られたＭＲ信号はユニット２
０によって増幅され、ベースバンドに移される。得られ
たアナログ信号は、アナログ−ディジタル変換器２１に
よって一連の離散値に変換される。アナログ−ディジタ
ル変換器２１は、制御ユニット１９によって制御され、
読みだし期間の間のみ離散データワードを生成する（図
２の第５ライン参照）。アナログ−ディジタル変換器２
１には、ＭＲ信号の離散化によって生成された一連のサ
ンプリング値に１次元フーリエ変換を施す高速フーリエ
変換のためのユニット２２が続き、この変換は次のＭＲ
信号が受け取られるより前に終了するほど高速であるこ
とが望ましい。
【００２３】離散化されフーリエ変換されたＭＲ信号は
メモリ２３に書き込まれる。処理ユニット２４は、メモ
リ２３のデータにフィルタードバックプロジェクション
を施し、従ってメモリ２５に格納されるＭＲ画像の各画
素の核磁気の強度を提供する。この画像はディジタル−
アナログ変換器２６を介してモニタ２７に表示される。
メモリ２３に書き込まれる。処理ユニット２４は、メモ
リ２３のデータにフィルタードバックプロジェクション
を施し、従ってメモリ２５に格納されるＭＲ画像の各画
素の核磁気の強度を提供する。この画像はディジタル−
アナログ変換器２６を介してモニタ２７に表示される。
【００２４】ユニット２３・・・２７は制御ユニット１
９によって制御され、最初のＮシーケンスの後に最初の
ＭＲ画像がメモリ２５に形成されモニタ２７に表示され
る。更なるｎシーケンスの後に、このＭＲ画像はそれら
のシーケンスによって更新される。この目的のため、信
号Ｓ２１１・・・Ｓ２１４のフーリエ変換によって信号
Ｓ１１１・・・Ｓ１１４のフーリエ変換を置き換え、こ
の新たに加えられたデータ及び先行するＮ／ｎ個のＭＲ
信号のフーリエ変換によって更なるフィルタードバック
プロジェクションを行うことは適切であるだろう。しか
しながら、この新たなバックプロジェクションのため
に、再びＮ個のフーリエ変換が処理される必要があるこ
とになる。
９によって制御され、最初のＮシーケンスの後に最初の
ＭＲ画像がメモリ２５に形成されモニタ２７に表示され
る。更なるｎシーケンスの後に、このＭＲ画像はそれら
のシーケンスによって更新される。この目的のため、信
号Ｓ２１１・・・Ｓ２１４のフーリエ変換によって信号
Ｓ１１１・・・Ｓ１１４のフーリエ変換を置き換え、こ
の新たに加えられたデータ及び先行するＮ／ｎ個のＭＲ
信号のフーリエ変換によって更なるフィルタードバック
プロジェクションを行うことは適切であるだろう。しか
しながら、この新たなバックプロジェクションのため
に、再びＮ個のフーリエ変換が処理される必要があるこ
とになる。
【００２５】実質的により簡単なのは、米国特許第４８
３００１２号の方法に類似して、新たに加えられたｎ個
のフーリエ変換とそれらが置き換えるｎ個のフーリエ変
換との差（即ち、Ｓ２１１−Ｓ１１１・・・Ｓ２１４−
Ｓ１１４）のみを形成し、格納された画像に重ねあわせ
るためにＭＲ画像の各画素に対するそれらのｎ個の差の
寄与分だけをユニット２４に計算させることである。
３００１２号の方法に類似して、新たに加えられたｎ個
のフーリエ変換とそれらが置き換えるｎ個のフーリエ変
換との差（即ち、Ｓ２１１−Ｓ１１１・・・Ｓ２１４−
Ｓ１１４）のみを形成し、格納された画像に重ねあわせ
るためにＭＲ画像の各画素に対するそれらのｎ個の差の
寄与分だけをユニット２４に計算させることである。
【００２６】既に述べたように、新しいＭＲ画像に用い
られるシーケンスのグループの各々は、低い解像度のＭ
Ｒ画像に対する情報を供給する。例えば（ｎ＝４の代わ
りに）ｎ＝８のシーケンスが各々のグループを組むよう
に組み合せることによって、解像度を向上させることが
でき、ここで各グループのｎ個の傾斜磁場方向は前と同
様ｋ空間にわたって均一に分布される必要がある。しか
しながら、この２倍にされた空間解像度に対して、画像
周波数（ｆ＝１／（ｎＴｒ））は元の半分でしかない。
しかしながら、検査方法によっては、ｎの値は低減され
ることが可能であり、従って画像周波数ｆは増加し、空
間解像度は減少する。それらの検査パラメータの適切な
要求への調整を可能にするため、例えばキーボードのよ
うな入力ユニット２８が提供され、操作者はそれを介し
てｎの値や、従って画像周波数及び空間解像度を調整す
ることができる。
られるシーケンスのグループの各々は、低い解像度のＭ
Ｒ画像に対する情報を供給する。例えば（ｎ＝４の代わ
りに）ｎ＝８のシーケンスが各々のグループを組むよう
に組み合せることによって、解像度を向上させることが
でき、ここで各グループのｎ個の傾斜磁場方向は前と同
様ｋ空間にわたって均一に分布される必要がある。しか
しながら、この２倍にされた空間解像度に対して、画像
周波数（ｆ＝１／（ｎＴｒ））は元の半分でしかない。
しかしながら、検査方法によっては、ｎの値は低減され
ることが可能であり、従って画像周波数ｆは増加し、空
間解像度は減少する。それらの検査パラメータの適切な
要求への調整を可能にするため、例えばキーボードのよ
うな入力ユニット２８が提供され、操作者はそれを介し
てｎの値や、従って画像周波数及び空間解像度を調整す
ることができる。
【００２７】心拍による動きが存在する場合、もたらさ
れるアーティファクトは、検査領域に配置された患者の
ＥＣＧにシーケンスを同期させることによって更に低減
され得る。
れるアーティファクトは、検査領域に配置された患者の
ＥＣＧにシーケンスを同期させることによって更に低減
され得る。
【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】図１の装置で使用されるシーケンスの時間的変
化を示す図である。
化を示す図である。
【図３】検査領域に関して１シーケンスの間に収集され
るＭＲデータを示す図である。
るＭＲデータを示す図である。
【図４】シーケンスの時間的連続を示す図である。
【図５】様々なシーケンスによるｋ空間の走査を示す図
である。
である。
【図６】ＭＲ信号を処理するユニットのブロック系統図
である。
である。
１ コイル ２ 球面 ３，５，７ ４つのコイル ４ テーブルトップ １０ 患者 １１ ＲＦコイル １９ 制御ユニット ２０ 信号増幅用ユニット ２１ アナログ−ディジタル変換器 ２２ フーリエ変換用ユニット ２３，２５ メモリ ２４ 処理ユニット ２６ ディジタル−アナログ変換器 ２７ モニタ ２８ 入力ユニット １００ 切断面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 8105−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０ Ｙ (72)発明者 フォルカー ラッシェ ドイツ連邦共和国 20535 ハンブルク, アム エリーザベトゲヘルツ １ (72)発明者 ローラント プロクザ ドイツ連邦共和国 20257 ハンブルク, オプハーゲン 12
Claims (4)
- 【請求項１】 少なくとも一つのＲＦパルス及びシーケ
ンス毎に形を変化する傾斜磁場を有するシーケンスが、
定常磁場の存在下で検査領域において連続的に作用し、
ＭＲ画像が発生されたＭＲ信号から再構成され、ＭＲ画
像の再構成に用いられた最も古いＭＲ信号（Ｓ１１１・
・・Ｓ１１４）は、次のＭＲ画像の再構成のために新し
く発生された夫々のＭＲ信号（Ｓ２１１・・・Ｓ２１
４）によって置き換えられる、一連のＭＲ画像を形成す
る方法であって、再構成に必要な傾斜磁場方向の範囲
（０・・・φｍａｘ）は新たに発生される夫々のＭＲ信
号の間で均一に分布するよう、一つのＭＲ信号の形成中
印加される傾斜磁場の方向（４）はシーケンス毎に変る
ことを特徴とする一連のＭＲ画像形成方法。 - 【請求項２】（ａ）均一で定常な磁場を発生する磁石
（１）と； （ｂ）ＲＦパルスを発生するＲＦコイルシステム（１
１）と； （ｃ）可変傾斜方向を有する傾斜磁場を発生する傾斜コ
イルシステム（３、５、７）と； （ｄ）少なくとも一つのＲＦパルスとシーケンス毎に変
化する傾斜方向を有するＭＲシーケンスを発生する手段
と； （ｅ）前記シーケンスによって発生されたＭＲ信号を検
出する手段（２０、２１）と； （ｆ）前記ＭＲ信号をフーリエ変換する手段（２２）
と； （ｇ）前記フーリエ変換をＭＲデータとして格納する手
段（２３）と； （ｈ）部分的に更新されたフーリエ変換から一連の更新
されたＭＲ画像を形成するためのＭＲデータのバックプ
ロジェクション用の手段（２４）とからなることを特徴
とする請求項１記載の方法を実施する装置。 - 【請求項３】 更新されたＭＲ画像を生成するために各
回使用される更新されたフーリエ変換の数を入力する手
段（２８）を有することを特徴とする請求項２記載の装
置。 - 【請求項４】 検査領域に配置された患者のＥＣＧに前
記シーケンスを同期させる手段を有することを特徴とす
る請求項２または３記載の装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4319539:3 | 1993-06-12 | ||
| DE4319539A DE4319539A1 (de) | 1993-06-12 | 1993-06-12 | Verfahren zur Erzeugung einer MR-Bildfolge und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0751250A true JPH0751250A (ja) | 1995-02-28 |
Family
ID=6490229
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6122528A Pending JPH0751250A (ja) | 1993-06-12 | 1994-06-03 | 一連のｍｒ画像を形成する方法及びその方法を実施する装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5502385A (ja) |
| EP (1) | EP0629876B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0751250A (ja) |
| DE (2) | DE4319539A1 (ja) |
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| JP2001526067A (ja) * | 1997-12-12 | 2001-12-18 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 放射状投影を使用した迅速取得磁気共鳴イメージング |
| JP2009500116A (ja) * | 2005-07-08 | 2009-01-08 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | アンダーサンプリングされたｍｒｉの限定的な逆投影再構成法 |
| JP2009508660A (ja) * | 2005-09-22 | 2009-03-05 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 機能的磁気共鳴イメージング用の、画像の取得及び再構成の方法 |
| JP2009508656A (ja) * | 2005-09-22 | 2009-03-05 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 高度に限定された画像再構成法を使用する拡散テンソル・イメージング |
| JP2009508655A (ja) * | 2005-09-22 | 2009-03-05 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 心臓ゲート磁気共鳴イメージングのための画像再構成法 |
| JP2009508654A (ja) * | 2005-09-22 | 2009-03-05 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 高度に限定された磁気共鳴スペクトロスコピー画像再構成方法 |
| JP2009508635A (ja) * | 2005-09-22 | 2009-03-05 | ウイスコンシン アラムナイ リサーチ フオンデーシヨン | 運動コード化ｍｒ画像の高度に限定された再構成 |
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| US6430428B1 (en) * | 1995-10-25 | 2002-08-06 | Siemens Aktiengesellschaft | Imaging system for a medical diagnostic apparatus |
| DE19647537A1 (de) * | 1996-11-16 | 1998-05-20 | Philips Patentverwaltung | MR-Verfahren zur Reduzierung von Bewegungsartefakten und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| KR19990024812A (ko) * | 1997-09-08 | 1999-04-06 | 윤종용 | 라인 프로젝션 에코 플래너 자기공명영상 생성방법 |
| US6487435B2 (en) * | 1998-04-10 | 2002-11-26 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging |
| US6213262B1 (en) * | 1999-02-01 | 2001-04-10 | Gabriel Ride Control Products, Inc. | Shock absorber |
| FR2823967B1 (fr) | 2001-04-25 | 2003-08-01 | Univ Claude Bernard Lyon | Procede et installation pour la production d'images en resonance magnetique |
| US6657432B1 (en) * | 2002-09-25 | 2003-12-02 | Fonar Corporation | Gradient coils for MRI systems having multiple current density zones |
| WO2007008530A1 (en) * | 2005-07-08 | 2007-01-18 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Backprojection reconstruction method for ct imaging |
| CN101248458B (zh) * | 2005-07-08 | 2012-08-15 | 威斯康星校友研究基金会 | 高约束图像重构方法 |
| CN101273276A (zh) * | 2005-09-22 | 2008-09-24 | 威斯康星校友研究基金会 | 利用高度约束的背投来重构跳动着的心脏的图像 |
| US7408347B2 (en) * | 2005-09-22 | 2008-08-05 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Highly constrained magnetic resonance spectroscopy image reconstruction method |
| EP1959396B1 (en) * | 2007-02-19 | 2012-01-18 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Localized and highly constrained image reconstruction method |
| EP1959397B1 (en) * | 2007-02-19 | 2019-08-07 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Iterative HYPR medical image reconstruction |
| US8620404B2 (en) | 2011-07-26 | 2013-12-31 | Wisconsin Alumni Research Foundation | System and method of high-frame rate, time-resolved, three-dimensional magnetic resonance angiograpy |
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| EP2626718A1 (en) * | 2012-02-09 | 2013-08-14 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MRI with motion correction using navigators acquired using a Dixon technique |
| US10732244B2 (en) | 2012-03-26 | 2020-08-04 | Sirona Dental Systems Gmbh | Systems, methods, apparatuses, and computer-readable storage media for performing diagnostic examinations using MRI |
| CN104395773B (zh) * | 2012-03-26 | 2017-08-15 | 皇家飞利浦有限公司 | 贯穿平面的导航器 |
| WO2014037868A1 (en) | 2012-09-06 | 2014-03-13 | Koninklijke Philips N.V. | Magnetic resonance imaging system with navigator-based motion detection |
| JP7140551B2 (ja) * | 2018-05-28 | 2022-09-21 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置、処理装置、および医用画像処理方法 |
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| DE3504734C2 (de) * | 1985-02-12 | 1998-12-10 | Max Planck Gesellschaft | Verfahren und Vorrichtung zur Aufnahme von Spinresonanzdaten |
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| US4710717A (en) * | 1986-12-29 | 1987-12-01 | General Electric Company | Method for fast scan cine NMR imaging |
| JP2644744B2 (ja) * | 1987-02-04 | 1997-08-25 | 株式会社日立製作所 | Ｎｍｒスペクトロスコピックイメージング装置 |
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-
1993
- 1993-06-12 DE DE4319539A patent/DE4319539A1/de not_active Withdrawn
-
1994
- 1994-06-03 JP JP6122528A patent/JPH0751250A/ja active Pending
- 1994-06-08 US US08/255,510 patent/US5502385A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-06-09 DE DE59408678T patent/DE59408678D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1994-06-09 EP EP94201644A patent/EP0629876B1/de not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
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|---|---|
| US5502385A (en) | 1996-03-26 |
| EP0629876A1 (de) | 1994-12-21 |
| DE59408678D1 (de) | 1999-10-07 |
| DE4319539A1 (de) | 1994-12-15 |
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