JPH10502858A - 対象の磁気共鳴画像化方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 実質的に均一な静磁界内に配置された体（１０６）の一部分の磁気共鳴画像化の方法であって、体内のダイナミックな過程を追跡するために時間的な分解能はｋ空間内のラインの基準セットの一部分のみに関するＭＲ信号を連続的に発生することにより増強される。基準セットの一部分のみに関するＭＲ信号を連続的に発生し、サンプルした後に再構成セットは更新され、体の一部分の画像は２Ｄフーリエ変換を実施する処理ユニット（１１０）により再構成セットから再構成され、該画像は続いてモニタ（１１１）に表示される。例えば画像内の対象の輪郭のエコー画像のような動きアーティファクトに対して対策するために基準セットの一部分の関連するラインはＭＲ信号の発生中にｋ空間内に均一に分布する。

Description

【発明の詳細な説明】 対象の磁気共鳴画像化方法及び装置 本発明は ａ） ＲＦパルスと時間的な傾斜磁界のパルスシーケンスを印加することにより 体の一部分に第一のＭＲ信号を発生させてサンプリングし、該ＭＲ信号は位置依 存情報を含み、時間的な傾斜磁界は第一のサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内 で第一のラインに関係するようなコヒーレントな方法で印加され、その第一のラ インは基準セット一部分をなし； ｂ） ＲＦパルスと時間的な傾斜磁界のパルスシーケンスを印加することにより 体の一部分に第二のＭＲ信号を発生させてサンプリングし、時間的な傾斜磁界は 第二にサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内で第二のラインに関係するようなコ ヒーレントな方法で発生され； ｃ） 第一のサンプルされたＭＲ信号値及び第二のサンプルされたＭＲ信号値か らＭＲ信号値の再構成セットを形成し、再構成セットの第一のサンプルされたＭ Ｒ信号値はｋ空間内の該第二のラインに対する第二のサンプルされたＭＲ信号値 により置き換えられ； ｄ） 再構成セットのサンプルされたＭＲ信号値から画像を再構成する段階から なり、実質的に均一な静磁界内に置かれた体の一部分を磁気共鳴画像化する方法 に関する。 本発明はまた対象の磁気共鳴画像化方法を実施するＭＲ装置に関する。 この種の方法は米国特許第４８３００１２号から知られている。知られている 方法は例えば人間の体の中の心臓の動きの画像化のような体の一部分でのダイナ ミックな過程が追跡可能であるＭＲ画像化技術を実施するために提供される、そ れは再構成セットのＭＲ信 号値がｋ空間内の第二のラインに関する第二のサンプルされたＭＲ信号値により 部分的に代替されるサイクルの連続的な実施を含む。各部分的置き換えの後に対 象の画像は基準セットのサンプルされたＭＲ信号値からなる再構成セットから再 構成される。知られた方法による第二のＭＲ信号の発生に対するサイクルではＲ Ｆパルス及び時間的な傾斜磁界は第二のラインは第二のラインがｋ空間の基準セ ットの連続するラインに当たるような方法で印加される。知られた方法の欠点は 動きアーティファクトが例えば異なるコントラストの部分の輪郭の複数の画像に 対して画像内で生ずることである。 本発明の目的は動く対象の画像化での動きアーティファクトに対する対策をす ることである。 この目的のために本発明による対象の磁気共鳴画像化方法は第二のＭＲ信号が 発生され、サンプルされたときに時間的な傾斜磁界は第二のラインが基準セット の種々の非連続的なラインに実質的に対応するようなコヒーレントな方法で発生 されることを特徴とする。 本発明の構想は第二のＭＲ信号のサンプリング中に傾斜磁界が第二のラインが ｋ空間内でより均一に分布されるようなコヒーレントな方法で発生される場合に 基本的に動きアーティファクトが体内の動く部分の画像化中に対策されることで ある。 基準セットという用語はここでは所望の解像度を有する対象の画像に対する再 構成セットのＭＲ信号を決定するｋ空間内のラインからなるセットを意味する。 ｋ空間の説明は就中論文「ｋ−ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙ ｆｏｒｍｕｌａｔｉｏ ｎ ｏｆ ｔｈｅ ＮＭＲ ｉｍａｇｉｎｇ ｐｒｏｃｅｓｓ ｗｉｔｈ ａｐ ｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｉｎ ａｎ ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ ｓｙｎｔｈｅ ｓｉｓ ｏｆ ｉｍａｇｉｎｇ ｍｅｔｈｏｄｓ」、Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．，Ｖｏ ｌ．１０，１９８３，ｐｐ．６１０−６２１から知られている。画像を形成する ためのＭＲ信号のサンプリング及び対象のスライスの処理は傾斜磁 界の強度を介して対象内の位置に結合されたＭＲ信号の周波数と位相であるｋ空 間により記述される。ｋ空間の原点に関してサンプルされた値の位置はＭＲ信号 のサンプリングの前及びその途中で時間的傾斜磁界の時間積分により決定される 。従来の知見ではｋ空間のｋ_x軸はｋ_y軸がＭＲ信号の位相に対応するところのＭ Ｒ信号の周波数に対応する。 本発明の方法の好ましいバージョンは第二のＭＲ信号が発生されてサンプルさ れたときに時間的な傾斜磁界は第二のサンプルされたＭＲ信号値が先行するサイ クル（ｎ−１）の第二のラインに対応しないｋ空間内のラインに関係するような コヒーレントな方法で発生されるときに段階ｂ），ｃ），ｄ）が段階ｂ）の後の サイクル（ｎ）中に繰り返され、段階ｃ）では第一のサンプルされたＭＲ信号値 が前のサイクル（ｎ−１）の再構成セットのサンプルされたＭＲ信号値であるこ とを特徴とする。 再構成で用いられるサンプルされたＭＲ信号値は斯くして連続的に部分的に置 き換えられ、それにより再構成セットの多数の第二のサイクルの実行後に全ての サンプルされたＭＲ信号値は置き換えられる。画像は各部分的な置き換えの後に 再構成される。続いて画像はモニタ上に表示される。第二のＭＲ信号の数が基準 セットの完全な測定に関するＭＲ信号の数より小さい故に再構成セットのサンプ ルされたＭＲ信号値の一部を新たにするために必要な時間は新たに完全な基準セ ットのラインに関するＭＲ信号を発生し、サンプルするのに必要な時間よりも短 い。時間的な分解能は斯くして増強され、動く対象の「実時間」画像が得られる 。 段階ａ）で完全な基準セットのＭＲ信号を発生し、サンプルする必要はない。 基準セットのライン数の全体より小さな第一のラインの数に関するＭＲ信号を発 生し、サンプルした後に、ｋ空間内にまた均一に分布される第一のラインは再構 成セットの構成を可能にし、これは始めに限定された解像度の画像が段階ｄ）の 再構成セットか ら再構成され、段階ｂ），ｃ）の反復された実行により、第二のラインに関する サンプルされたＭＲ信号値により補われる。再構成セット段階ｃ）で再構成セッ トのＭＲ信号値が基準セットの完全な多数のラインからなる再構成セットの形成 の後にのみ新たにサンプルされたＭＲ信号値により効果的に置き換えられること で補われる。斯くして第二の可能性が動く対象の「実時間」画像を得るために形 成される。 本発明の方法の一つのバージョンは第一のＭＲ信号が発生されてサンプルされ るときに時間的な傾斜磁界は第一のラインはｋ空間の原点を含むようなコヒーレ ントな方法で印加されることを特徴とする。 ラジアルスキャン又は螺旋スキャンは斯くして実施され、ＭＲ信号はそれから ｋ空間の原点を含むラインに沿ってサンプルされる。ラジアルスキャン法は就中 米国特許第４０７０４１１号から知られている。螺旋スキャン法は就中Ｃ．Ｈ． ＭｅｙｅｒによるＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉ ｎｅ ２８，Ｖｏｌ．２，１９９２，ｐｐ．２０２−２１３に掲載された論文「 Ｆａｓｔ Ｓｐｉｒａｌ Ｃｏｒｏｎａｒｙ Ａｒｔｅｒｙ Ｉｍａｇｉｎｇ」 から知られている。引用された論文では螺旋スキャン法が冠状動脈を画像化する ために用いられる。螺旋スキャン法及びラジアルスキャン法の利点は両方の方法 は血管内のフローにより引き起こされる対象の画像でのアーティファクトの影響 がより少ないことである。それに含まれる更なる利点は両方の方法ではＭＲ信号 の収集は励起パルスとＭＲ信号のサンプリング中の読み取り傾斜磁界との間の位 相エンコーディング傾斜磁界がない故により速いことである。その様な位相エン コーディング傾斜磁界は例えば２次元フーリエ画像化技術の場合に存在する。 本発明の方法の更なるバージョンは第一のラインは螺旋型の形状を有すること を特徴とする。 螺旋スキャン法が用いられるときに例えば血管が画像化されないような流れに 関する画像誤差は更に緩和される。 その中でＭＲ画像の動きアーティファクトが対策される本発明による対象を画 像化するＭＲ装置は制御ユニットが： ｇ） 第一にサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内で第一のラインに関係し、そ の第一のラインは基準セットの一部分をなすような方法でＲＦパルスと時間的な 傾斜磁界を発生する手段（１０５、１０３）に対して制御信号を発生することに より第一のＭＲ信号を発生させてサンプリングし； ｈ） 第二にサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内で第二のラインに関係するよ うな方法でＲＦパルスと時間的な傾斜磁界を発生する手段に対して制御信号を発 生することにより位置依存情報を含むサンプルされた第二のＭＲ信号を発生させ てサンプリングし； ｉ） 第一のサンプルされたＭＲ信号値及び第二のサンプルされたＭＲ信号から サンプルされたＭＲ信号値の再構成セットを形成し、再構成セットの第一のサン プルされたＭＲ信号値はｋ空間内の該第二のラインに対する第二のサンプルされ たＭＲ信号値により置き換えられ； ｊ）体の一部分の画像を形成するために再構成セットのサンプルされたＭＲ信号 値を処理するために処理ユニットに対する制御信号を発生する 各段階を実行するために配置されることを特徴とする。 本発明のこれらの及び他の特徴は以下に記載される実施例を参照して明らかと なる。 図１は対象の画像化用のＭＲ装置を示す。 図２はラジアルスキャン法を実施するパルスシーケンスを示す。 図３はラジアルスキャン法に関するｋ空間内の基準セットのラインを示す。 図４は第二のラジアルスキャン法に関するｋ空間内の基準セット のラインを示す。 図５は螺旋スキャン法を実施するパルスシーケンスを示す。 図６は螺旋スキャン法に関するｋ空間内の基準セットのラインを示す。 図７はリニアスキャン法を実施するパルスシーケンスを示す。 図８はリニアスキャン法に関するｋ空間内の基準セットのラインを示す。 図９は第二のリニアスキャン法に関するｋ空間内の基準セットのラインを示す 。 図１はそれ自体知られている磁気共鳴装置を示す。ＭＲ装置１００は静磁界を 発生する第一のマグネットシステム１０１と、３つの直交する方向に時間的な傾 斜磁界を発生する第二のマグネットシステムと、第二のマグネットシステム用の 電源ユニット１０３からなる。第一のマグネットシステム１０１用の電源は示さ れていない。システムは検査される身体１０６の一部分を収容するために充分大 きな検査空間を覆う。通常はこの図及び説明で示されている座標システムのｚ方 向は静磁界の方向を示す。ＲＦ送信コイル１０４はＲＦ磁界を発生させるよう設 けられ、ＲＦ源及び変調器１０５に接続される。ＲＦ送信コイル１０４は検査区 域内の患者の部分の周囲又はそれに対して又はその近くに配置される。受信コイ ル１０７は磁気共鳴信号を受信するために用いられる。このコイルはＲＦ送信コ イル１０４と同じコイルでよい。ＲＦ送信／受信コイル１０４は送信／受信機回 路１０８を介して信号増幅器及び復調器ユニット１０９に接続される。サンプル された位相及び振幅は信号増幅器及び復調器１０９で受信されたＭＲ信号から得 られる。続いてサンプルされた位相及び振幅は処理ユニット１１０に印加される 。処理ユニット１１０は画像を形成するために例えば２次元フーリエ変換により その位相と振幅を処理する。この画像はモニタ１１１により可視的になる。磁気 共鳴装置１００はまた制御ユニット１１２からなる。 制御ユニット１１１２はＲＦ送信機１０５、電源ユニット１０３、処理ユニット １１０用の制御信号を発生する。磁気共鳴画像及び装置の詳細な説明はＭ．Ａ． Ｆｏｓｔｅｒ及びＪ．Ｍ．Ｓ．ＨｕｔｃｈｉｓｏｎによるＩＲＬ Ｐｒｅｓｓ． から１９８７年に出版された本「ｐｒａｃｔｉｃａｌ ＮＭＲ ｉｍａｇｉｎｇ 」に記載されている。 本発明によるラジアルスキャン法の例は図２、３を参照して説明される。図２ はラジアルスキャン法で用いられるパルスシーケンスを示す。制御ユニット１１ ２は対象の第一のＭＲ信号２４０を発生するパルスシーケンス２００を発生する ためにＲＦ送信機１０５と、電源ユニット１０３とに対する制御信号を発生する 。対象は例えば身体１０６の一部分である。パルスシーケンス２００はフリップ 角αを有する励起パルス２０１から開始する。ラジアルスキャン法ではフリップ 角αは２０°から３０°である。励起パルス２０１は第一のＭＲ信号２４０を発 生する。時間的な傾斜磁界Ｇｘは空間選択用に印加される。更にまた対象の画像 の脂肪を抑制し、スライスを選択するために必要ならばスペクトル的に、空間的 に選択的な励起パルスが印加される。 それから適切な励起パルスは例えばガウシアンシンクパルスである。あるいは 励起パルスの前に、スペクトル的及び空間的な選択パルスが画像内の脂肪を抑制 するために印加される。ＭＲ信号２４０内に位置依存コードを導入するために時 間的な傾斜磁界Ｇｘ２３０及び時間的な傾斜磁界Ｇｙ２２０がＭＲ信号２４０の 受信とサンプリング中に発生される。周期τ₁の値に次の第一のＭＲ信号２４１ が励起パルス２０１と時間的傾斜磁界Ｇｚにより発生される。２つの励起パルス の間の繰り返し時間τ₁は２ｍｓと１０ｍｓとの間であり、例えば４ｍｓである 。ＭＲ信号２４１内に位置依存コードを導入するために時間的な傾斜磁界Ｇｘ２ ３１及び時間的な傾斜磁界Ｇｙ２２１が再び印加される。時間的傾斜磁界Ｇｘ、 Ｇｙの強度は 全傾斜磁界ｕの方向を決定する。傾斜磁界の方向ｕはｋ空間内のラインｋ_uの方 向に対応し、ｋ空間での配置は時間的傾斜磁界の時間積分に対応する。この実施 例では２次元画像に関してｘ，ｙ平面内の核スピン分布関数ｆ（ｘ，ｙ）のフー リエ変換Ｆはｋ空間内のｋ_x，ｋ_y平面内に写像され、再構成は変換 によりなされ、ここで積分は−∞から＋∞へ延在し、それはまた以下に当てはま る： ここでγは核磁気回転比の定数である。 再構成は方向ｕでの傾斜磁界Ｇとともに記録されたＭＲ信号はｋ空間内のライ ンｋ_uに沿ったＦ（ｋ_x，ｋ_y）の断面である。 自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号の代わりに本発明のこのバージョンでは例えばス ピンエコー信号又はグラジエントエコー号のような代替的なパルスシーケンスに より発生されたエコー号が用いられる。 第一の画像に対する充分な情報を得るために本発明によるラジアルスキャン法 の第一フェーズ中に例えば１６である第一のＭＲ信号の数はパルスシーケンス２ ００により発生される。実際にＭＲ信号のこの数は例えば１２８から２５６の間 である。１６ラインの数は説明の目的で単に選択されただけである。パルスシー ケンス２００内のＲＦパルス及び時間的な傾斜磁界は第一のＭＲ信号のサンプリ ング中に連続的な時間的な傾斜磁界の方向がｋ空間内の基準セットの３００．． ．３１５ラインのそれぞれ１６の方向に対応するよう 選択される。図３は基準セットの１６ライン３００．．．３１５を示す。ラジア ルスキャン法又は螺旋スキャン法の場合でｋ空間内のＮラインの均一な分布を達 成するために２つの連続するライン間の角β₁は３の１６ラインの場合では２π ／１６ラジアンである。再構成セットは第一のライン３００．．．３１５に関す る第一にサンプルされたＭＲ信号値から形成された。処理ユニット１１０を用い て画像はバックプロジェクションにより再構成セットから再構成される。あるい は２Ｄフーリエ変換が補間されたＭＲ信号値の画像を再構成するために印加され た後に処理ユニット１１０は２次元グリッド関数を用いてサンプルされたＭＲ信 号値をｋ空間内の直交グリッドに関するＭＲ信号値に補間することが可能である 。簡単な補間アルゴリズムの代わりに２Ｄグリッド関数がまたより改善されたグ リッドアルゴリズムからなる。この点で例はサンプルされたデータ点とシンク関 数とのコンボリューション及びそこで直交グリッドへの順次の変換はＯ’Ｓｕｌ ｌｉｖａｎによりＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＭＩ−４，ＮＯ．４，１９８５年１２月ｐｐ２０２ −２０７の論文「Ａ Ｆａｓｔ Ｓｉｎｃ Ｆｕｎｃｔｉｏｎ Ｇｒｉｄｄｉｎ ｇ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ ｆｏｒ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｉｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｔｏｍｏｇｙａｐｈｙ」に記載されるようになされる。次 に対象の画像は２次元フーリエ変換により補間された再構成セットから再構成さ れる。再構成された画像はモニタ１１１上に表示される。 本発明のラジアルスキャン法の第二のフェーズ中に例えば４つの第二のＭＲ信 号がサイクル中にパルスシーケンス２００により生じ、ＭＲ信号のサンプリング 中の連続する傾斜磁界の方向はｋ空間内に均一に分布された４つの連続する第二 のラインの方向に対応する。２つの連続する第二のライン間の角度γ₁は２π／ ４ラジアンである。第二のサンプルされたＭＲ信号値に関連する４つの第二のラ イ ンは例えば図３の４つのライン３００、３０４、３０８、３１２である。従って 再構成セットではｋ空間内の４つの第一のライン３００、３０４、３０８、３１ ２に関してサンプルされたＭＲ信号値は第二のサンプルされたＭＲ信号値により 置き換えられる。更にまた画像は再構成セットに対する２Ｄグリッド関数及び２ Ｄフーリエ変換の連続的な適用により処理ユニット１１０により再構成される。 再構成された画像はモニタ１１１に表示される。 サイクル（ｎ）は体の一部分のダイナミックな過程の画像化を連続的に繰り返 され、それから次のサイクル（ｎ＋１）の第二のサンプルされたＭＲ信号と関連 する４つの連続する第二のラインは前のサイクル（ｎ）と関連する４つの連続す る第二のラインに関してその度毎に角度β₁で回転される。図３で４つのライン ３０１、３０５、３０９、３１３は次のサイクル（ｎ＋１）の第二のサンプルさ れたＭＲ信号値に関連する；同様に４つのライン３０２、３０６、３１０、３１ ４はサイクル（ｎ＋２）に関連し、４つのライン３０３、３０７、３１１、３１ ５はサイクル（ｎ＋３）に関連する。 サイクル（ｎ）の第二のサンプルされたＭＲ信号と関連する第二のラインの他 のシーケンスはまた可能である。例えばサイクル（ｎ＋１）の４つの第二のライ ンが前のサイクル（ｎ）の４つの第二のラインに関してｎに対して角度２＊β₁ で回転されるシーケンスは偶数であり、ｎに対して角度−β₁で回転されるのは 奇数である。斯くしてサイクル（ｎ）に対して４つのライン３００、３０４、３ ０８、３１２；サイクル（ｎ＋１）に対して４つのライン３０２、３０６、３１ ０、３１４；サイクル（ｎ＋２）にたいして４つのライン３０１、３０５、３０ ９、３１３となる。故に毎秒１０から２５画像の間の画像周波数が達成される。 この方法の代替的なバージョンは第一のフェーズを省略し、第二のフェーズのみ の連続的なサイクルを実行する。それで再構成セットは第二のフェーズのサイク ルの連続的にサンプルされたＭＲ信号値により形成される。記載 された例で対象の画像は４サイクルの実行の後に最大解像度が得られるようにな る。 傾斜磁界の効率的なスイッチングをなすために１つの励起でｋ空間内の第一の ラインの種々の連続する部分をサンプルすることが代替的に可能である。この目 的のために例えば以下のパルスシーケンスが用いられ得る：励起パルスαと幾つ かの１８０°収束パルスからなり、１８０°収束パルスの後のスピンエコー信号 を用いるＲＡＲＥ（連続したエコーによる速い収集）又はＴＳＥ（ターボスピン エコー）パルスシーケンス；励起パルスαと交互の極性の傾斜磁界により幾つか のグラジエントエコーを発生するＦＦＥ（速いフィールドエコー）またはＴＦＥ （ターボフィールドエコー）パルスシーケンス；または励起パルスαと幾つかの １８０°収束パルス及び交互の極性の時間的な傾斜磁界の印加による２つの連続 する１８０°パルスの間で発生される幾つかのグラジエントエコー信号からなる ＧＲＡＳＥ（グラジエント及びスピンエコー）。 本発明の方法のこのバージョンは例えばラジアルスキャン法で用いられるがま た図５、６を参照して説明されるようなスパイラルスキャンに結合して用いられ る。ラジアルスキャン法は図４を参照して記載される。このラジアルスキャン法 の第一のフェーズ中に第一のＭＲ信号のサンプリング中の連続した時間的傾斜磁 界の方向が図４に示されるようなｋ空間内の１２のそれぞれのライン４０１．． ．４００の方向に対応するようにＲＦパルス及び時間的な傾斜磁界が選択される 。１２のライン４０１．．．４１２はまたｋ空間に亘りまた均一に分布される。 例えばｋ空間の第一のラインの４つの部分４１３、４１４、４１５、４１６のよ うな４つの部分を励起する毎に連続的にサンプルされる。続いて１１の第一のラ イン４０２．．．４１２に関連する次の１１の第一のＭＲ信号を１１の連続した 励起を用いてサンプルされる。それから２つの連続する第一のライン間の角度β₂ はπ／６ラジアンである。続いて再構成セットが再 び第一のサンプルされたＭＲ信号値により形成される。処理ユニット１１０を用 いて画像は２Ｄフーリエ変換の前に２Ｄグリッド関数により再構成セットから再 構成される。それから画像はモニタ１１１上に表示される。 本発明によるラジアルスキャン法の第二のフェーズ中に例えば４つの幾つかの 第二のＭＲ信号がサイクル（ｍ）中に発生される。第二のサンプルされたＭＲ信 号値はｋ空間内に均一に分布され、例えば図４の第一の４つのライン４０１、４ ０４、４０７、４１０に対応する４つの第二のラインに関連づけられ、２つの連 続する第二のライン間の角度γ₂はπ／４である。続いて再構成セットでは４つ の第一のライン４０１、４０４、４０７、４１０に対応するサンプルされたＭＲ 信号値は第二のサンプルされたＭＲ信号値により置き換えられる。再構成セット から画像がモニタ１１１上に表示するために２Ｄグリッド関数及び２Ｄフーリエ 変換により再構成される。 身体１０６の一部分でダイナミックな過程を追跡するためにサイクル（ｎ）は 連続的に繰り返され、次のサイクル（ｎ＋１）の第二のサンプルされたＭＲ信号 値は前のサイクル（ｍ）に関連する４つの第二のラインに関して角度β₂で常に 回転される。図４では４つのライン４０２、４０５、４０８、４１１は次のサイ クル（ｎ＋２）に関連し、４つのライン４０３、４０６、４０９、４１２は次の サイクル（ｎ＋３）に関連する。シーケンスの逸脱は例えば図３を参照して説明 されたシーケンスと全く同じようにして実現されるシーケンスのようにｋ空間内 の基準セットのラインに沿ってステップするために用いられる得る。この方法の 代替的なバージョンは第一のフェーズを省略し、第二のフェーズのみのサイクル を連続的に実施することからなる。それから再構成セットは第二のフェーズのサ イクルの連続的にサンプルされたＭＲ信号値により形成される。上記の例で対象 の画像は４つのサイクルの実行の後に最大解像度が用いられ得るようになる。 本発明の方法の次のバージョンは角螺旋がｋ空間の原点を含む螺旋スキャン方 法に関する。螺旋スキャン法は図５、６を参照して詳細に説明される。ｋ空間内 の螺旋の例は以下の式により記載され、 ｋ＝Ａ_T(ｔ)e^{i ω(t)} ここでＡは定数、τ（ｔ）はｔの間数、ωは角度周波数である。図５は螺旋スキ ャン法による第一のＭＲ信号を発生するパルスシーケンス５００を示す。パルス 列５００はフリップ角αを有する励起パルス５０１から始まる。フリップ角αは 例えば９０°である。励起パルス５０１は第一のＭＲ信号５４０を発生する。画 像内の脂肪を抑制するために必要ならばスペクトル的、及び空間的に選択的なパ ルスが例えばガウシアンシンクパルスである励起パルスとして印加される。ある いは励起パルスの前に脂肪の抑制のためにスペクトル的、及び空間的に選択的な パルスを印加しても良い。位置依存コードを導入するためにＭＲ信号５４０を受 信するときに時間的な傾斜磁界Ｇｘ５３０及び時間的な傾斜磁界Ｇｙ５２０が発 生される。時間的な傾斜磁界Ｇｘ５３０及び時間的な傾斜磁界Ｇｙ５２０の強度 はｋ空間内の螺旋型のラインｋ_uの瞬間の方向に対応する全傾斜磁界ｕの方向を 決定する。期間τ₂の後に励起パルス５０２は次の第一のＭＲ信号５４１を発生 するために再び印加され、それに続いてＭＲ信号５５１の測定中に時間的な傾斜 磁界Ｇｘ５３１及び時間的な傾斜磁界Ｇｙ５２１が印加される。２つの励起パル ス間の繰り返し時間τ₂は２ｍｓから１０ｍｓの間であり、例えば４ｍｓである 。 本発明の方法の第一のフェーズ中にパルスシーケンス５００は充分な情報を得 るために繰り返され、ＲＦパルス及び時間的な傾斜磁界は第一のＭＲ信号のサン プリング中に連続した時間的傾斜磁界の方向がｋ空間内の１６の連続する第一の 螺旋６００．．．６１５の方向に対応するように選択され、該螺旋は基準セット を構成する。図６はｋ空間内に均一に分布される１６の螺旋６００．．．６１５ を示す。２つの連続する第一の螺旋の間の角度β₂はこの場合にはπ／１６ラジ アンである。再構成セットは第一のサンプルされたＭＲ信号値から形成される。 処理ユニット１１０は２Ｄグリッド関数とフーリエ変換を連続的に実施すること により再構成セットから画像を再構成する。 本発明の方法の第二のフェーズ中では例えば４つのＭＲ信号がサイクル（ｎ） 中に生じ、ＭＲ信号のサンプリング中の連続する傾斜磁界の方向はｋ空間内に均 一に分布された４つの第二の螺旋の方向に対応する。２つの連続する第二の螺旋 間の角度γ₃は２π／４ラジアンである。これらの４つの螺旋は例えば図６の４ つの螺旋６０１、６０５、６０９、６１３である。従って再構成セットではｋ空 間内の４つの第一の螺旋６０１、６０５、６０９、６１３に関してサンプルされ たＭＲ信号値は第二のサンプルされたＭＲ信号値により置き換えられ、その後に また画像は再構成セットに対する２Ｄグリッド関数及び２Ｄフーリエ変換の連続 的な適用により処理ユニット１１０により再構成される。再構成された画像はモ ニタ１１１に表示される。 サイクル（ｎ）は身体１０６の一部分のダイナミックな過程の画像化を連続的 に繰り返され、それから次のサイクル（ｎ＋１）の第二のサンプルされたＭＲ信 号と関連する４つの連続する第二の螺旋は前のサイクル（ｎ）と関連する４つの 連続する第二の螺旋に関して角度β₃で回転される。例えば図６で４つの螺旋６ ０１、６０５、６０９、６１３は次のサイクル（ｎ＋２）の第二のサンプルされ たＭＲ信号値に関連する；同様に４つの螺旋６０２、６０６、６１０、６１４は サイクル（ｎ＋３）に関連し、等々。基準セットの螺旋に沿ってｋ空間を通して ステップする異なるシーケンスはまた可能である。この方法の代替的なバージョ ンは第一のフェーズを省略し、第二のフェーズのみの連続的なサイクルからなる 。それで再構成セット第二のフェーズのサイクルの連続的にサンプルされたＭＲ 信号値により形成される。記載された例で対象の画像は４サイクルの実行の後に 最大解像度が得られるようになる。 最終的に本発明の方法はまた例えばｋ_x軸に平行な多数のラインに沿うような ｋ空間内の平行なラインに沿ってなされるリニアスキャン方法を用いうる。この 方法は図７、８を参照して詳細に説明される。図７はリニアスキャン法による第 一のＭＲ信号を発生するパルスシーケンス７００を示す。パルス列７００はフリ ップ角αを有する励起パルス７０１から始まる。フリップ角αは例えば９０°で ある。励起パルス７０１は第一のＭＲ信号７４０を発生する。画像内の脂肪を抑 制するために必要ならばスペクトル的、及び空間的に選択的なパルスが例えばガ ウシアンシンクパルスである励起パルスとして印加される。あるいは励起パルス の前に脂肪の抑制のためにスペクトル的、及び空間的に選択的なパルスを印加し ても良い。時間的な傾斜磁界Ｇｚは身体１０６のスライスの空間的な選択を提供 する。角スピン上への時間的な傾斜磁界Ｇｘ７３０のディフェーズ効果の故に第 一のＭＲ信号７４０は直接減衰される。位相コードを第二のＭＲ信号７４１に導 入するために時間的な傾斜磁界Ｇｙ７２０が印加される。更にまた第二のＭＲ信 号７４１へ周波数コードを導入するために時間的な傾斜磁界Ｇｘ７３１がＭＲ信 号７４１へ印加される；更にまた時間的な傾斜磁界Ｇｘ角スピンをリフェーズし 、斯くして第二のＭＲ信号７４１が発生する。時間的な傾斜磁界Ｇｘ７３１及び 時間的な傾斜磁界Ｇｙ７２０はｋ空間内でラインｋ_uの位置を決定する。更にま た２つの励起パルスの間の繰り返し時間τ₂は２ｍｓから１０ｍｓの間であり、 例えば４ｍｓである。 本発明の方法の第一のフェーズ中にパルスシーケンス７００は充分な情報を得 るために繰り返され、ＲＦパルス及び時間的な傾斜磁界は第一のＭＲ信号のサン プリング中にｋ空間内のそれぞれ３２の第一のラインの方向に対応する。実際に この数は例えば１２８及び２５６である。３２という数は単に例示のためのみの ものである。 図８は３２の第一のライン８００．．．８３１を示す。ライン８００−８２９は ｋ空間内に均一に分布され、基準セットを形成する。再構成セットは第一のサン プルされたＭＲ信号値から形成される。処理ユニット１１０は２Ｄフーリエ変換 の実行により再構成セットから画像を再構成する。 本発明の方法の第二のフェーズ中に例えば４つのＭＲ信号である第二の数がサ イクル（ｎ）で発生され、それで傾斜磁界の方向はｋ空間内に均一に分布してい る４つの第二のラインに対応する。例えばこれらは図８での４つのライン８００ 、８０８、８１６、８２４である。続いて再構成セットでは４つの対応する第一 のライン８００、８０８、８１６、８２４に関してサンプルされたＭＲ信号値は 第二のサンプルされたＭＲ信号値に置き換えられる。続いて処理ユニット１１０ は再び２Ｄフーリエ変換を実行することにより再構成セットから画像を再構成す る。再構成された画像はモニタ１１１上に表示される。 身体１０６の一部分でダイナミックな過程を追跡するためにサイクル（ｎ）は 連続的に繰り返され、次のサイクル（ｎ＋１）のｋ空間内の４つの第二のライン は前のサイクル（ｎ）に関する４つの第二のラインに比例する距離Δｋ_yシフト される。この例では距離Δｋ_yはｋ空間内の基準セットの２つの連続するライン 間の距離に対応する。図８に示される例では４つのライン８０１、８０９、８１ ７、８２５が次のサイクル（ｎ＋２）に関連する；同様に４つのライン８０２、 ８１０、８１８、８２６が次のサイクル（ｎ＋３）に関連する；等々。ｋ空間を 通してステップする基準セットのラインの逸脱シーケンスはまた可能である。さ らにまた傾斜磁界のスイッチングを効果的にする観点から一つの励起でｋ空間で のラインの種々の連続する部分をサンプルすることがまた可能である。これは例 えばＲＡＲＥ又はＴＳＥパルスシーケンス、ＦＦＥ又はＴＦＥパルスシーケンス 、又はＧＲＡＳＥパルスシーケンスを印加すること により実現可能である。この方法は図９を参照して記載される。 本発明の方法の第一のフェーズ中にパルスシーケンスは充分な情報を得るため に繰り返され、該パルスシーケンスは幾つかの連続したグラジエントエコー信号 又はスピンエコー信号を発生し、ＲＦパルス及び時間的な傾斜磁界は第一のＭＲ 信号のサンプリング中にｋ空間内のそれぞれ３２の第一のラインの方向に対応し 、それは基準セットのラインを構成するラインセグメントである。実際にこの数 は例えば１２８及び２５６である。３２という数は単に例示のためのみのもので ある。図９は３２の第一のライン９００．．．９３１を示す。再構成セットは第 一のサンプルされたＭＲ信号値から形成される。処理ユニット１１０は２Ｄフー リエ変換の実行により再構成セットから画像を再構成する。 本発明の方法の第二のフェーズ中に１６つのＭＲ信号がパルスシーケンスによ りサイクル（ｎ）で発生され、これは励起パルスと時間的な傾斜磁界と、ライン に対応する時間的な傾斜磁界の時間積分とからなり、それで傾斜磁界の方向はｋ 空間内に均一に分布している４つの第二のラインに対応する。例えばこれらは図 ９で１６の奇数ラインセグメント９０１−９３１からなるラインである。続いて 再構成セットでは１６の奇数ラインセグメント９０１−９３１からなる対応する 第一のラインに関してサンプルされたＭＲ信号値は第二のサンプルされたＭＲ信 号値に置き換えられ、続いて処理ユニット１１０は再び２Ｄフーリエ変換を実行 することにより再構成セットから画像を再構成する。再構成された画像はモニタ １１１上に表示される。 身体１０６の一部分でダイナミックな過程を追跡するためにサイクル（ｎ）は 連続的に繰り返され、次のサイクル（ｎ＋１）のｋ空間内の１６のラインセグメ ントで構成されたラインは前のサイクル（ｎ）に関するラインに関して距離Δｋ_y シフトされる。この例では図９に示される距離Δｋ_yは基準セットないの２つの 連続するラ インセグメント間の距離に対応する。図９では例えば１６の偶数ラインセグメン ト９００−９３０は次のサイクル（ｎ＋１）に関連するラインに関連し、１６の 奇数ラインセグメント９０１−９３１は別のサイクル（ｎ＋３）に関連するライ ンに関連する、等々。 この方法の代替的なバージョンは第一のフェーズを省略し、第二のフェーズの み連続的に実施するサイクルからなる。それで再構成セットは第二のフェーズの サイクルの連続的にサンプルされたＭＲ信号値により形成される。記載された例 で基準セットの解像度を有する画像は２つのサイクルの実行の後に得られるよう になる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．ａ） ＲＦパルスと時間的な傾斜磁界のパルスシーケンスを印加することに より体の一部分に第一のＭＲ信号を発生させてサンプリングし、該ＭＲ信号は位 置依存情報を含み、時間的な傾斜磁界は第一のサンプルされたＭＲ信号値がｋ空 間内で第一のラインに関係するようなコヒーレントな方法で印加され、その第一 のラインは基準セットの一部分をなし； ｂ） ＲＦパルスと時間的な傾斜磁界のパルスシーケンスを印加することにより 体の一部分に第二のＭＲ信号を発生させてサンプリングし、時間的な傾斜磁界は 第二にサンプルされたＭＲ信号値が第二のラインに関係するようなコヒーレント な方法で発生され； ｃ） 第一のサンプルされたＭＲ信号値及び第二のサンプルされたＭＲ信号値か らＭＲ信号値の再構成セットを形成し、再構成セットの第一のサンプルされたＭ Ｒ信号値はｋ空間内の該第二のラインに対する第二のサンプルされたＭＲ信号値 により置き換えられ； ｄ） 再構成セットのサンプルされたＭＲ信号値から画像を再構成する段階から なり、実質的に均一な静磁界内に置かれた体の一部分を磁気共鳴画像化する方法 であって； 第二のＭＲ信号が発生されてサンプルされたときに時間的な傾斜磁界は第二のラ インが基準セットの種々の非連続的なラインに実質的に対応するようなコヒーレ ントな方法で発生されることを特徴とする方法。 ２． 第二のＭＲ信号が発生されてサンプルされたときに時間的な傾斜磁界は第 二のサンプルされたＭＲ信号値が先行するサイクル（ｎ−１）の第二のラインに 対応しないｋ空間内のラインに関係するようなコヒーレントな方法で発生される ときに、段階ｂ），ｃ），ｄ）が段階ｂ）の後のサイクル（ｎ）中に繰り返され 、段階ｃ）では第一のサンプルされたＭＲ信号値が前のサイクル（ｎ−１）の再 構成セットのサンプルされたＭＲ信号値であることを特徴とする請求項１記載の 方法。 ３． 第一のＭＲ信号が発生されてサンプルされるときに、時間的な傾斜磁界は 第一のラインがｋ空間の原点を含むようなコヒーレントな方法で印加されること を特徴とする請求項１又は２記載の方法。 ４． 第一のラインは螺旋型の形状を有することを特徴とする請求項３記載の方 法。 ５．ａ） 静磁界を維持する手段（１０１）と、 ｂ） ＲＦパルスを発生する手段（１０４）と、 ｃ） 時間的傾斜磁界を発生する手段（１０２）と、 ｄ） ＲＦパルスを発生する手段（１０５）及び時間的傾斜磁界を発生する手段 （１０３）に対して制御信号を発生する制御ユニット（１１２）と、 ｅ） ＭＲ信号を受け、復調及びサンプリングする手段（１０４、１０８、１０ ９）と ｆ） サンプルされたＭＲ信号を処理する処理ユニット（１１０）とからなる実 質的に均一な静磁界内に置かれた体の一部分を磁気共鳴画像化するためのＭＲ装 置であって、制御ユニット（１１２）は、 ｇ） 第一にサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内で第一のラインに関係し、そ の第一のラインは基準セットの一部分をなすような方法でＲＦパルスと時間的な 傾斜磁界を発生する手段（１０５、１０３）に対して制御信号を発生することに より第一のＭＲ信号を発生させてサンプリングし； ｈ） 第二にサンプルされたＭＲ信号値がｋ空間内で第二のラインに関係するよ うな方法でＲＦパルスと時間的な傾斜磁界を発生する手段に対して制御信号を発 生することにより位置依存情報を含むサンプルされた第二のＭＲ信号を発生させ てサンプリングし； ｉ） 第一のサンプルされたＭＲ信号値及び第二のサンプルされたＭＲ信号から サンプルされたＭＲ信号値の再構成セットを形成し、 再構成セットの第一のサンプルされたＭＲ信号値はｋ空間内の該第二のラインに 対する第二のサンプルされたＭＲ信号値により置き換えられ； ｊ） 体の一部分の画像を形成するために再構成セットのサンプルされたＭＲ信 号値を処理するために処理ユニットに対する制御信号を発生する 各段階を実行するために配置されることを特徴とする装置。