JPH11276458A - 心拍時相画像を取得する方法及び装置 - Google Patents
心拍時相画像を取得する方法及び装置Info
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- JPH11276458A JPH11276458A JP11039333A JP3933399A JPH11276458A JP H11276458 A JPH11276458 A JP H11276458A JP 11039333 A JP11039333 A JP 11039333A JP 3933399 A JP3933399 A JP 3933399A JP H11276458 A JPH11276458 A JP H11276458A
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- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5615—Echo train techniques involving acquiring plural, differently encoded, echo signals after one RF excitation, e.g. using gradient refocusing in echo planar imaging [EPI], RF refocusing in rapid acquisition with relaxation enhancement [RARE] or using both RF and gradient refocusing in gradient and spin echo imaging [GRASE]
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 短い走査時間で、心拍サイクルの全体を正確
に表す多時相ＭＲ画像を再構成する。 【解決手段】 セグメント化エコー・プラナ・イメージ
ング（ＥＰＩ）パルス・シーケンスを用いて、各々の心
拍サイクル中に連続的にデータを取得する。画像は、心
拍時相に基づいて、各々の心拍からビューを選択するこ
とにより遡及的に再構成される。
に表す多時相ＭＲ画像を再構成する。 【解決手段】 セグメント化エコー・プラナ・イメージ
ング（ＥＰＩ）パルス・シーケンスを用いて、各々の心
拍サイクル中に連続的にデータを取得する。画像は、心
拍時相に基づいて、各々の心拍からビューを選択するこ
とにより遡及的に再構成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明の分野は、核磁気共鳴
イメージング方法及びシステムである。より具体的に
は、本発明は高速心臓ＭＲＩ取得における画像の生成に
関する。
イメージング方法及びシステムである。より具体的に
は、本発明は高速心臓ＭＲＩ取得における画像の生成に
関する。
【０００２】
【従来の技術】人体組織のような物体が一様の磁場（分
極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁場に沿って整列しようとす
るが、各スピン固有のラーモア周波数においてランダム
な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。物体すなわち
組織が、ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近
い 周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされる
と、整列後の正味のモーメントＭz がｘ−ｙ平面に向か
って回転すなわち「傾斜」して、正味の横磁気モーメン
トＭt を発生することができる。励起信号Ｂ1 を停止さ
せた後に、励起されたスピンによって信号が放出され、
この信号を受信し処理することにより画像を形成するこ
とができる。
極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントはこの分極磁場に沿って整列しようとす
るが、各スピン固有のラーモア周波数においてランダム
な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。物体すなわち
組織が、ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近
い 周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされる
と、整列後の正味のモーメントＭz がｘ−ｙ平面に向か
って回転すなわち「傾斜」して、正味の横磁気モーメン
トＭt を発生することができる。励起信号Ｂ1 を停止さ
せた後に、励起されたスピンによって信号が放出され、
この信号を受信し処理することにより画像を形成するこ
とができる。
【０００３】これらの信号を利用して画像を形成すると
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、イメージングしたい領域が一連の測定サイ
クルによって走査されるが、このとき、上述の各勾配
が、用いられる特定の局在化方法に応じて変化する。結
果として得られるＮＭＲ受信信号のセット（組）をディ
ジタル化して、多くの周知の再構成手法のうちの１つを
用いて処理することにより、画像が再構成される。
きに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧ z ）が用いられる。
典型的には、イメージングしたい領域が一連の測定サイ
クルによって走査されるが、このとき、上述の各勾配
が、用いられる特定の局在化方法に応じて変化する。結
果として得られるＮＭＲ受信信号のセット（組）をディ
ジタル化して、多くの周知の再構成手法のうちの１つを
用いて処理することにより、画像が再構成される。
【０００４】医用画像を作成するのに現在用いられてい
るほとんどのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するの
に何分もの時間を要求する。この走査時間を短縮するこ
とは重要な課題である。なぜなら、走査時間を短縮する
と、患者のスループットが増大し、患者の安心感を高
め、またモーション・アーティファクトが減少すること
により画質が向上し、更に定期の薬理学的ストレス試験
（例えば、多段階ドブタミン負荷試験）のような医学的
試験処置の実行が可能になるからである。パルス・シー
ケンスの種類に、極く短い繰り返し時間（ＴＲ）を有
し、分単位ではなく秒単位で完全な走査を実行し得るも
のがある。このパルス・シーケンスを例えば心臓イメー
ジングに適用すると、１回の息止めの間に心拍サイクル
の異なる時相(phase) または異なるスライス位置での心
臓を示す一連の画像を取得することのできる完全な走査
が行われる。
るほとんどのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するの
に何分もの時間を要求する。この走査時間を短縮するこ
とは重要な課題である。なぜなら、走査時間を短縮する
と、患者のスループットが増大し、患者の安心感を高
め、またモーション・アーティファクトが減少すること
により画質が向上し、更に定期の薬理学的ストレス試験
（例えば、多段階ドブタミン負荷試験）のような医学的
試験処置の実行が可能になるからである。パルス・シー
ケンスの種類に、極く短い繰り返し時間（ＴＲ）を有
し、分単位ではなく秒単位で完全な走査を実行し得るも
のがある。このパルス・シーケンスを例えば心臓イメー
ジングに適用すると、１回の息止めの間に心拍サイクル
の異なる時相(phase) または異なるスライス位置での心
臓を示す一連の画像を取得することのできる完全な走査
が行われる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】心臓のＭＲ画像を取得
するための２つの常套的手法がある。第１は、予期的ゲ
ート式単相マルチスライス常套的スピン・エコー・シー
ケンスである。各々の心拍サイクルで、異なる空間的位
置のデータが同じｋ空間位相エンコーディング値を用い
て取得される。このときの異なる空間的位置の画像は、
心拍サイクル内の異なる時相で取得される。１つの心拍
トリガにつき１本のｋ空間線しか取得されないので、位
相エンコーディング方向に１２８のｋ空間ビューを有す
る典型的な走査は、完了までに１２８心拍を要する。こ
のとき、シーケンス繰り返し時間（ＴＲ）は、心拍のＲ
−Ｒ間隔の時間になる。
するための２つの常套的手法がある。第１は、予期的ゲ
ート式単相マルチスライス常套的スピン・エコー・シー
ケンスである。各々の心拍サイクルで、異なる空間的位
置のデータが同じｋ空間位相エンコーディング値を用い
て取得される。このときの異なる空間的位置の画像は、
心拍サイクル内の異なる時相で取得される。１つの心拍
トリガにつき１本のｋ空間線しか取得されないので、位
相エンコーディング方向に１２８のｋ空間ビューを有す
る典型的な走査は、完了までに１２８心拍を要する。こ
のとき、シーケンス繰り返し時間（ＴＲ）は、心拍のＲ
−Ｒ間隔の時間になる。
【０００６】心拍サイクル内の多数の時間フレームでシ
ネ（ＣＩＮＥ）画像を取得するために、短縮ＴＲゲート
式勾配(gradient)エコー・パルス・シーケンスを用いる
ことができる。米国特許第４，７１０，７１７号に記載
されているように、従来のシネ・パルス・シーケンス
は、各々のＲ波トリガにおいて位相エンコーディング値
を新たな値に段階的に変えながら、心拍サイクルと非同
期的に進行する。シネでは、各々のＲＦ励起パルスは同
じ空間的位置で印加され、心拍サイクル内でＴＲの間隔
で繰り返される。シーケンスは非同期的に進行するの
で、ＲＦ励起パルスは、相次ぐ心拍サイクルでＲ波から
異なる時間遅延で生じる可能性がある。次の心拍のＲ波
を検出したとき、前回のＲ−Ｒ間隔から取得されたデー
タを並べ換えて補間して、心拍サイクル内で均等に分布
する時間フレームを構成する。このゲート方法はまた、
前回のＲ−Ｒ間隔でのデータが現在のＲ波トリガの検出
後にのみ再並べ換えされることから、遡及的ゲート法と
しても知られている。
ネ（ＣＩＮＥ）画像を取得するために、短縮ＴＲゲート
式勾配(gradient)エコー・パルス・シーケンスを用いる
ことができる。米国特許第４，７１０，７１７号に記載
されているように、従来のシネ・パルス・シーケンス
は、各々のＲ波トリガにおいて位相エンコーディング値
を新たな値に段階的に変えながら、心拍サイクルと非同
期的に進行する。シネでは、各々のＲＦ励起パルスは同
じ空間的位置で印加され、心拍サイクル内でＴＲの間隔
で繰り返される。シーケンスは非同期的に進行するの
で、ＲＦ励起パルスは、相次ぐ心拍サイクルでＲ波から
異なる時間遅延で生じる可能性がある。次の心拍のＲ波
を検出したとき、前回のＲ−Ｒ間隔から取得されたデー
タを並べ換えて補間して、心拍サイクル内で均等に分布
する時間フレームを構成する。このゲート方法はまた、
前回のＲ−Ｒ間隔でのデータが現在のＲ波トリガの検出
後にのみ再並べ換えされることから、遡及的ゲート法と
しても知られている。
【０００７】ゲート式スピン・エコーと同様に、１心拍
につき１つのｋ空間位相エンコーディング・ビューしか
取得されない。そこで、全画像取得時間は１２８心拍数
に相当する程度の時間となる。ｋ空間をセグメント化し
て各Ｒ−Ｒ間隔ごとに多数の位相エンコーディングｋ空
間ビューを取得することにより、走査時間をより高速化
することができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ間隔ごとに１
画像につき取得されるｋ空間ビューの数の表す係数に等
しい率で高速化される。この方式では、１セグメントに
つき８つのｋ空間ビューが取得されるときには、位相エ
ンコーディング方向に１２８ピクセル（画素）のマトリ
クス・サイズを有する典型的なシネ取得を、１６心拍数
という少ない心拍数で完了することができる。
につき１つのｋ空間位相エンコーディング・ビューしか
取得されない。そこで、全画像取得時間は１２８心拍数
に相当する程度の時間となる。ｋ空間をセグメント化し
て各Ｒ−Ｒ間隔ごとに多数の位相エンコーディングｋ空
間ビューを取得することにより、走査時間をより高速化
することができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ間隔ごとに１
画像につき取得されるｋ空間ビューの数の表す係数に等
しい率で高速化される。この方式では、１セグメントに
つき８つのｋ空間ビューが取得されるときには、位相エ
ンコーディング方向に１２８ピクセル（画素）のマトリ
クス・サイズを有する典型的なシネ取得を、１６心拍数
という少ない心拍数で完了することができる。
【０００８】心拍サイクル内の多数の時相は、各々のＲ
−Ｒ間隔内で同じｋ空間セグメントを繰り返し取得する
が心拍サイクル内の異なる時刻に取得されるデータを異
なる心拍時相に割り当てることにより視覚化することが
できる。従って、心拍サイクルは、単一のセグメントに
ついてのデータを取得するのに必要な時間に等しい時間
分解能でサンプリングされ、以下のようになる。
−Ｒ間隔内で同じｋ空間セグメントを繰り返し取得する
が心拍サイクル内の異なる時刻に取得されるデータを異
なる心拍時相に割り当てることにより視覚化することが
できる。従って、心拍サイクルは、単一のセグメントに
ついてのデータを取得するのに必要な時間に等しい時間
分解能でサンプリングされ、以下のようになる。
【０００９】時間分解能＝ｖｐｓ×ＴＲ ここで、ｖｐｓは１セグメント当たりのｋ空間線の数で
あり、ＴＲはパルス・シーケンス繰り返し時間である。
そして、全走査時間は、 走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間） となり、ここで、ｙｒｅｓは画像内での位相エンコーデ
ィング・ビューの数である。典型的には、１つの画像は
１２８またはそれ以上の位相エンコーディング・ビュー
を用い、また、１セグメント当たり８つのビューがしば
しば用いられる。
あり、ＴＲはパルス・シーケンス繰り返し時間である。
そして、全走査時間は、 走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間） となり、ここで、ｙｒｅｓは画像内での位相エンコーデ
ィング・ビューの数である。典型的には、１つの画像は
１２８またはそれ以上の位相エンコーディング・ビュー
を用い、また、１セグメント当たり８つのビューがしば
しば用いられる。
【００１０】セグメント化ｋ空間走査では、１セグメン
ト当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大させることによ
り全走査時間をかなり短縮することができる。しかしな
がら、これに伴って画像の時間分解能が低下する。米国
特許第５，３７７，６８０号に記載されているように、
画像の時間分解能は、隣接した時間セグメント同士の間
でビューを共有して、異なる時刻にわたって平均された
画像を形成することにより、増大させることができる。
画像の真の時間分解能は不変であるが、実効時間分解能
はこれで倍増する。このように、ビュー共有によって、
ｋ空間データが取得される方式に対して影響を及ぼさず
に、再構成される心拍時相画像の数を増大させることが
できる。
ト当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大させることによ
り全走査時間をかなり短縮することができる。しかしな
がら、これに伴って画像の時間分解能が低下する。米国
特許第５，３７７，６８０号に記載されているように、
画像の時間分解能は、隣接した時間セグメント同士の間
でビューを共有して、異なる時刻にわたって平均された
画像を形成することにより、増大させることができる。
画像の真の時間分解能は不変であるが、実効時間分解能
はこれで倍増する。このように、ビュー共有によって、
ｋ空間データが取得される方式に対して影響を及ぼさず
に、再構成される心拍時相画像の数を増大させることが
できる。
【００１１】予期的ゲート式セグメント化ｋ空間シーケ
ンスは、画像を１回の息止めで得ることができ、従って
呼吸アーティファクトを生じないことを主な理由とし
て、心臓イメージングで広く利用されるようになってい
る。画像は、ＥＣＧのＱＲＳ波でゲートされるデータ取
得を用いて一連の心拍にわたってデータを取得すること
により形成される。心機能の評価は、典型的には、ＥＣ
Ｇゲート式セグメント化ｋ空間高速勾配エコー（ＦＧＲ
Ｅ）パルス・シーケンスを用いて行われる。この手法を
用いると、約４０ｍｓ〜８０ｍｓの時間分解能を有する
心臓の多時相画像が、通常は息を止めている間の１０秒
〜２５秒で典型的には取得される。各々の心拍ごとに、
１つのセグメントが（多数の心拍時相において）繰り返
し励起され、ここで、各々のセグメントは、Ｎvps 回の
ＦＧＲＥパルス・シーケンスの繰り返しから成ってお
り、Ｎvps は１セグメント当たりのビューの数である。
１つのセグメント内で、各々のＦＧＲＥパルス・シーケ
ンスの繰り返しから１本の固有のデータの線（ビュー）
が取得されるので、１セグメントにつきＮvps の異なる
ビューが取得される。例えば、１つの画像につき１２８
のビューが要求されていて、Ｎvps ＝８で且つＴＲ＝１
０ｍｓである場合、各々の心臓位置における多時相の心
画像の完全なセットを取得するためには、１６心拍数
（約１６秒）が必要とされ、各々の画像の名目上の時間
分解能は８０ｍｓとなる。実際には、短軸配向で心臓全
体をカバーする典型的には１２−１５の位置が走査され
る。従って、従来のセグメント化ｋ空間ＦＧＲＥパルス
・シーケンスを用いると、１回約１６秒間にわたる息止
めが１２回〜１５回要求される。この息止めの量は、心
疾患を持つ一部の患者にとっては過度であるおそれがあ
り、また機能的心臓負荷試験のタイミング要件に適合す
る妨げとなる可能性がある。
ンスは、画像を１回の息止めで得ることができ、従って
呼吸アーティファクトを生じないことを主な理由とし
て、心臓イメージングで広く利用されるようになってい
る。画像は、ＥＣＧのＱＲＳ波でゲートされるデータ取
得を用いて一連の心拍にわたってデータを取得すること
により形成される。心機能の評価は、典型的には、ＥＣ
Ｇゲート式セグメント化ｋ空間高速勾配エコー（ＦＧＲ
Ｅ）パルス・シーケンスを用いて行われる。この手法を
用いると、約４０ｍｓ〜８０ｍｓの時間分解能を有する
心臓の多時相画像が、通常は息を止めている間の１０秒
〜２５秒で典型的には取得される。各々の心拍ごとに、
１つのセグメントが（多数の心拍時相において）繰り返
し励起され、ここで、各々のセグメントは、Ｎvps 回の
ＦＧＲＥパルス・シーケンスの繰り返しから成ってお
り、Ｎvps は１セグメント当たりのビューの数である。
１つのセグメント内で、各々のＦＧＲＥパルス・シーケ
ンスの繰り返しから１本の固有のデータの線（ビュー）
が取得されるので、１セグメントにつきＮvps の異なる
ビューが取得される。例えば、１つの画像につき１２８
のビューが要求されていて、Ｎvps ＝８で且つＴＲ＝１
０ｍｓである場合、各々の心臓位置における多時相の心
画像の完全なセットを取得するためには、１６心拍数
（約１６秒）が必要とされ、各々の画像の名目上の時間
分解能は８０ｍｓとなる。実際には、短軸配向で心臓全
体をカバーする典型的には１２−１５の位置が走査され
る。従って、従来のセグメント化ｋ空間ＦＧＲＥパルス
・シーケンスを用いると、１回約１６秒間にわたる息止
めが１２回〜１５回要求される。この息止めの量は、心
疾患を持つ一部の患者にとっては過度であるおそれがあ
り、また機能的心臓負荷試験のタイミング要件に適合す
る妨げとなる可能性がある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、心拍時相画像
を取得するための改良方法及び装置であり、具体的に
は、これらの画像を取得する走査時間を実質的に短縮す
る方法及び装置である。本発明の方法は、被検体の心臓
の各々の心拍サイクル中の時相を示す心拍信号を発生す
る工程と、一連の心拍サイクルの各々のサイクル中の１
つまたはそれ以上の心拍時相における１つ又はそれ以上
のセグメントのｋ空間ＮＭＲデータを取得し、このと
き、相次ぐセグメントがｋ空間をサンプリングして、画
像が１つ又はそれ以上の心拍時相で再構成され得るよう
にする工程とを備えており、ここで、各々のセグメント
は、複数のエコー・プラナ・イメージング（ＥＰＩ）パ
ルス・シーケンスとして実行され、各々のＥＰＩパルス
・シーケンス中に複数の個別に位相エンコーディングさ
れたＮＭＲエコー信号が取得される。
を取得するための改良方法及び装置であり、具体的に
は、これらの画像を取得する走査時間を実質的に短縮す
る方法及び装置である。本発明の方法は、被検体の心臓
の各々の心拍サイクル中の時相を示す心拍信号を発生す
る工程と、一連の心拍サイクルの各々のサイクル中の１
つまたはそれ以上の心拍時相における１つ又はそれ以上
のセグメントのｋ空間ＮＭＲデータを取得し、このと
き、相次ぐセグメントがｋ空間をサンプリングして、画
像が１つ又はそれ以上の心拍時相で再構成され得るよう
にする工程とを備えており、ここで、各々のセグメント
は、複数のエコー・プラナ・イメージング（ＥＰＩ）パ
ルス・シーケンスとして実行され、各々のＥＰＩパルス
・シーケンス中に複数の個別に位相エンコーディングさ
れたＮＭＲエコー信号が取得される。
【００１３】本発明の一般的な目的は、ＮＭＲ心拍時相
画像を取得する走査時間を短縮することにある。セグメ
ント内の各々のパルス・シーケンス中に複数のＮＭＲエ
コー信号を取得することにより、ｋ空間は、より高速に
サンプリングされる。その結果、心画像を再構成し得る
十分なｋ空間ＮＭＲデータを蓄積するために必要な一連
の心拍サイクルの数がより少なくなる。典型的な１回の
走査で、心拍サイクルを１６から８または４に減少させ
ることができ、これは、患者が息止めを維持しなければ
ならない時間を大幅に短縮させる。
画像を取得する走査時間を短縮することにある。セグメ
ント内の各々のパルス・シーケンス中に複数のＮＭＲエ
コー信号を取得することにより、ｋ空間は、より高速に
サンプリングされる。その結果、心画像を再構成し得る
十分なｋ空間ＮＭＲデータを蓄積するために必要な一連
の心拍サイクルの数がより少なくなる。典型的な１回の
走査で、心拍サイクルを１６から８または４に減少させ
ることができ、これは、患者が息止めを維持しなければ
ならない時間を大幅に短縮させる。
【００１４】本発明の別の面では、ＭＲＩ（磁気共鳴イ
メージング）システムを用いて患者の心臓の心拍時相画
像を取得する装置が提供される。該装置は、各々の心拍
サイクル中に前記患者の心臓の時相を示す心拍信号を作
成する手段と、一連の心拍サイクルの各々のサイクル中
に、第１の心拍時相において１つのセグメントのｋ空間
ＮＭＲ（核磁気共鳴）データを取得する手段であって、
取得されるこれらのセグメントが、取得された核磁気共
鳴データから画像を再構成し得る十分なｋ空間の部分を
サンプリングするようにする手段と、前記取得された核
磁気共鳴データから心拍時相画像を再構成する手段とを
備える。この装置では、各々のセグメントのｋ空間ＮＭ
Ｒデータが、前記ＭＲＩシステムで複数のパルス・シー
ケンスを実行して各々のパルス・シーケンス中にｋ空間
の異なる部分をサンプリングすることにより取得され、
また各々のパルス・シーケンスが、ＲＦ励起パルスによ
り横磁化を発生させて複数の別々に位相エンコーディン
グされているＮＭＲエコー信号を取得することにより実
行される。
メージング）システムを用いて患者の心臓の心拍時相画
像を取得する装置が提供される。該装置は、各々の心拍
サイクル中に前記患者の心臓の時相を示す心拍信号を作
成する手段と、一連の心拍サイクルの各々のサイクル中
に、第１の心拍時相において１つのセグメントのｋ空間
ＮＭＲ（核磁気共鳴）データを取得する手段であって、
取得されるこれらのセグメントが、取得された核磁気共
鳴データから画像を再構成し得る十分なｋ空間の部分を
サンプリングするようにする手段と、前記取得された核
磁気共鳴データから心拍時相画像を再構成する手段とを
備える。この装置では、各々のセグメントのｋ空間ＮＭ
Ｒデータが、前記ＭＲＩシステムで複数のパルス・シー
ケンスを実行して各々のパルス・シーケンス中にｋ空間
の異なる部分をサンプリングすることにより取得され、
また各々のパルス・シーケンスが、ＲＦ励起パルスによ
り横磁化を発生させて複数の別々に位相エンコーディン
グされているＮＭＲエコー信号を取得することにより実
行される。
【００１５】
【発明の実施の形態】次いで図面を参照して説明する。
先ず、図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシ
ステムの主要な構成要素が示されている。システムの動
作は、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１０
４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制
御される。コンソール１００はリンク１１６を介して、
独立した計算機システム１０７と交信しており、計算機
システム１０７は、オペレータがスクリーン１０４上の
画像の形成及び表示を制御することを可能にしている。
計算機システム１０７は、バックプレーンを介して互い
に交信する多数のモジュールを含んでいる。これらのモ
ジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、Ｃ
ＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフ
レーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・
モジュール１１３とを含んでいる。計算機システム１０
７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディ
スク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合
されており、また、高速シリアル・リンク１１５を介し
て別個のシステム制御部１２２と交信する。
先ず、図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシ
ステムの主要な構成要素が示されている。システムの動
作は、キーボード及び制御パネル１０２と表示装置１０
４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制
御される。コンソール１００はリンク１１６を介して、
独立した計算機システム１０７と交信しており、計算機
システム１０７は、オペレータがスクリーン１０４上の
画像の形成及び表示を制御することを可能にしている。
計算機システム１０７は、バックプレーンを介して互い
に交信する多数のモジュールを含んでいる。これらのモ
ジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、Ｃ
ＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフ
レーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・
モジュール１１３とを含んでいる。計算機システム１０
７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディ
スク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合
されており、また、高速シリアル・リンク１１５を介し
て別個のシステム制御部１２２と交信する。
【００１６】システム制御部１２２は、バックプレーン
１１８によってまとめて接続されている一組のモジュー
ルを含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュ
ール１１９とパルス発生器モジュール１２１とを含んで
おり、パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リン
ク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続
されている。システム制御部１２２は、リンク１２５を
介して、実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させ
て、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２
１は、発生すべきＲＦパルスのタイミング、振幅及び形
状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さ
を指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール
１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続されており、
走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を
指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者
に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば患
者に取り付けられた電極からの心電図（ＥＣＧ）信号を
受信する生理学データ取得制御装置１２９から患者のデ
ータを受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２
１は走査室インタフェイス回路１３３に接続されてお
り、走査室インタフェイス回路１３３は患者及び磁石シ
ステムの状態に関連した様々なセンサからの信号を受信
する。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者
位置決めシステム１３４もまた、走査に望ましい位置に
患者を移動させるための命令を受信する。
１１８によってまとめて接続されている一組のモジュー
ルを含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュ
ール１１９とパルス発生器モジュール１２１とを含んで
おり、パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リン
ク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続
されている。システム制御部１２２は、リンク１２５を
介して、実行されるべき走査シーケンスを指示する命令
（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器
モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させ
て、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２
１は、発生すべきＲＦパルスのタイミング、振幅及び形
状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さ
を指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール
１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続されており、
走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を
指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者
に接続された多数の異なるセンサからの信号、例えば患
者に取り付けられた電極からの心電図（ＥＣＧ）信号を
受信する生理学データ取得制御装置１２９から患者のデ
ータを受信する。最後に、パルス発生器モジュール１２
１は走査室インタフェイス回路１３３に接続されてお
り、走査室インタフェイス回路１３３は患者及び磁石シ
ステムの状態に関連した様々なセンサからの信号を受信
する。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者
位置決めシステム１３４もまた、走査に望ましい位置に
患者を移動させるための命令を受信する。
【００１７】パルス発生器モジュール１２１によって発
生される勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増
幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印
加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３
９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起し
て、取得される信号を位置エンコーディングするのに用
いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ
１３９は、分極磁場用磁石１４０及び全身型ＲＦコイル
１５２を含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成
している。システム制御部１２２内の送受信器モジュー
ル１５０がパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅
器１５１によって増幅されて送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ
１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者の
内部の励起された核によって放出される信号が、同じＲ
Ｆコイル１５２によって検知されて、送受信スイッチ１
５４を介して前置増幅器１５３に結合される。増幅され
たＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復
調され濾波されてディジタル化される。送受信スイッチ
１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号に
よって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１
をコイル１５２に電気的に接続し、また受信モード時に
は前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続す
る。送受信スイッチ１５４はまた、送信モードまたは受
信モードのいずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例え
ば、頭部コイルまたは表面コイル）を用いることを可能
にする。
生される勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増
幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印
加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３
９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起し
て、取得される信号を位置エンコーディングするのに用
いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ
１３９は、分極磁場用磁石１４０及び全身型ＲＦコイル
１５２を含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成
している。システム制御部１２２内の送受信器モジュー
ル１５０がパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅
器１５１によって増幅されて送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ
１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者の
内部の励起された核によって放出される信号が、同じＲ
Ｆコイル１５２によって検知されて、送受信スイッチ１
５４を介して前置増幅器１５３に結合される。増幅され
たＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復
調され濾波されてディジタル化される。送受信スイッチ
１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号に
よって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１
をコイル１５２に電気的に接続し、また受信モード時に
は前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続す
る。送受信スイッチ１５４はまた、送信モードまたは受
信モードのいずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例え
ば、頭部コイルまたは表面コイル）を用いることを可能
にする。
【００１８】ＲＦコイル１５２によって検知されたＮＭ
Ｒ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタ
ル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュ
ール１６０へ転送される。走査が完了したときには、生
のｋ空間データの配列（アレイ）がメモリ・モジュール
１６０内に取得されている。後に詳述するが、この生の
ｋ空間データは再配置されて、各々の心拍時相画像を再
構成するための個別のｋ空間データ配列となる。このデ
ータ配列の各々はアレイ・プロセッサ１６１へ入力さ
れ、アレイ・プロセッサ１６１はこのデータをフーリエ
変換して画像データの配列とするように動作する。この
画像データは、シリアル・リンク１１５を介して計算機
システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク記憶装
置１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００
から受信された命令に応答して、この画像データをテー
プ・ドライブ１１２に保管してもよいし、または画像プ
ロセッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コン
ソール１００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示し
てもよい。送受信器１５０の更なる詳細については、米
国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７
３６号に記載されており、これらの特許はここに参照さ
れるべきものである。
Ｒ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタ
ル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュ
ール１６０へ転送される。走査が完了したときには、生
のｋ空間データの配列（アレイ）がメモリ・モジュール
１６０内に取得されている。後に詳述するが、この生の
ｋ空間データは再配置されて、各々の心拍時相画像を再
構成するための個別のｋ空間データ配列となる。このデ
ータ配列の各々はアレイ・プロセッサ１６１へ入力さ
れ、アレイ・プロセッサ１６１はこのデータをフーリエ
変換して画像データの配列とするように動作する。この
画像データは、シリアル・リンク１１５を介して計算機
システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク記憶装
置１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００
から受信された命令に応答して、この画像データをテー
プ・ドライブ１１２に保管してもよいし、または画像プ
ロセッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コン
ソール１００へ伝送すると共に表示装置１０４に表示し
てもよい。送受信器１５０の更なる詳細については、米
国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７
３６号に記載されており、これらの特許はここに参照さ
れるべきものである。
【００１９】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰ
Ｉパルス・シーケンスを図２に示す。１０ＥのＲＦ励起
パルス２５０が、スライス選択勾配パルス２５１の存在
下で印加されて、スライス内に横磁化を発生させる。参
照番号２５３で示されている全部で４つの別々のＮＭＲ
エコー信号が、このＥＰＩパルス・シーケンス中に取得
される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は、個別に位相
エンコーディングされて、後に詳述するインタリーブ方
式でｋy 空間の１本の線をサンプリングする。この好ま
しい実施例では４つのＮＭＲエコー信号２５３しか取得
されていないが、用途によっては１６個までのＮＭＲエ
コー信号２５３を取得することができる。
Ｉパルス・シーケンスを図２に示す。１０ＥのＲＦ励起
パルス２５０が、スライス選択勾配パルス２５１の存在
下で印加されて、スライス内に横磁化を発生させる。参
照番号２５３で示されている全部で４つの別々のＮＭＲ
エコー信号が、このＥＰＩパルス・シーケンス中に取得
される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は、個別に位相
エンコーディングされて、後に詳述するインタリーブ方
式でｋy 空間の１本の線をサンプリングする。この好ま
しい実施例では４つのＮＭＲエコー信号２５３しか取得
されていないが、用途によっては１６個までのＮＭＲエ
コー信号２５３を取得することができる。
【００２０】ＮＭＲエコー信号２５３は、振動型(oscil
lating) 読み出し勾配２５５の印加によって作成される
勾配再集型（recalled）エコーである。読み出しシーケ
ンスは、プリフェイジング(pre-phasing) 読み出し勾配
ローブ２５６で開始し、読み出し勾配が正値と負値との
間で振動するのに伴ってエコー信号２５３が発生され
る。全部でＮx （例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）のサ
ンプルが、各々の読み出し勾配パルス２５５中に各々の
ＮＭＲエコー信号２５３から採取される。４つの相次ぐ
ＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相エンコーディン
グ勾配パルス２５８によって別個に位相エンコーディン
グされる。エコー信号を取得する前に、プリフェイジン
グ位相エンコーディング・ローブ２５９が生じ、第１の
ビューをｋ空間内の所望の位置に位置決めする。その後
の位相エンコーディング・パルス２５８は読み出し勾配
パルス２５５が極性を交番するときに生じ、これらのパ
ルス２５８は、位相エンコーディングをｋy 空間の上方
に向かって段階的に変化させる。完全な画像を取得する
ためには、このパルス・シーケンスを３２（すなわち、
１２８／４）回繰り返すと共に、その都度プリフェイジ
ング・ローブ２５９を変化させてｋ空間の異なる部分を
サンプリングする。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０
ミリ秒である場合には、完全な画像を約３２０ミリ秒
（ｍｓ）で取得することができる。
lating) 読み出し勾配２５５の印加によって作成される
勾配再集型（recalled）エコーである。読み出しシーケ
ンスは、プリフェイジング(pre-phasing) 読み出し勾配
ローブ２５６で開始し、読み出し勾配が正値と負値との
間で振動するのに伴ってエコー信号２５３が発生され
る。全部でＮx （例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）のサ
ンプルが、各々の読み出し勾配パルス２５５中に各々の
ＮＭＲエコー信号２５３から採取される。４つの相次ぐ
ＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相エンコーディン
グ勾配パルス２５８によって別個に位相エンコーディン
グされる。エコー信号を取得する前に、プリフェイジン
グ位相エンコーディング・ローブ２５９が生じ、第１の
ビューをｋ空間内の所望の位置に位置決めする。その後
の位相エンコーディング・パルス２５８は読み出し勾配
パルス２５５が極性を交番するときに生じ、これらのパ
ルス２５８は、位相エンコーディングをｋy 空間の上方
に向かって段階的に変化させる。完全な画像を取得する
ためには、このパルス・シーケンスを３２（すなわち、
１２８／４）回繰り返すと共に、その都度プリフェイジ
ング・ローブ２５９を変化させてｋ空間の異なる部分を
サンプリングする。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０
ミリ秒である場合には、完全な画像を約３２０ミリ秒
（ｍｓ）で取得することができる。
【００２１】心臓は拍動しているので、心臓の形状は、
３２０ｍｓの時間間隔の実質的に全体を通して変化す
る。従って、ＥＣＧゲート式セグメント化ｋ空間データ
取得が実行される。加えて、心拍サイクルの様々な時相
における画像を再構成することができるように、心拍サ
イクルの全体にわたるデータが取得される。この取得
を、単一の心拍について図３に示す。
３２０ｍｓの時間間隔の実質的に全体を通して変化す
る。従って、ＥＣＧゲート式セグメント化ｋ空間データ
取得が実行される。加えて、心拍サイクルの様々な時相
における画像を再構成することができるように、心拍サ
イクルの全体にわたるデータが取得される。この取得
を、単一の心拍について図３に示す。
【００２２】図３を詳細に見ると、ｋ空間のセグメント
２０２が、心拍トリガ信号２００同士の間のＲ−Ｒ間隔
中に繰り返し取得されている。Ｒ−Ｒ間隔の長さは患者
の心拍度数の関数であり、図示の実施例では、ＥＣＧト
リガ信号２００から所定の時間の後に開始して、その心
拍サイクルの全体にわたってセグメントＳ1 が１０回繰
り返し取得されている。セグメントＳ1 の各々の繰り返
しは、心臓を通る同じスライス位置からのｋ空間の同一
の部分をサンプリングしたものである。唯一の相違点
は、各々の繰り返しセグメントＳ1 が、心拍サイクルの
異なる時相で取得されているということである。
２０２が、心拍トリガ信号２００同士の間のＲ−Ｒ間隔
中に繰り返し取得されている。Ｒ−Ｒ間隔の長さは患者
の心拍度数の関数であり、図示の実施例では、ＥＣＧト
リガ信号２００から所定の時間の後に開始して、その心
拍サイクルの全体にわたってセグメントＳ1 が１０回繰
り返し取得されている。セグメントＳ1 の各々の繰り返
しは、心臓を通る同じスライス位置からのｋ空間の同一
の部分をサンプリングしたものである。唯一の相違点
は、各々の繰り返しセグメントＳ1 が、心拍サイクルの
異なる時相で取得されているということである。
【００２３】各々のセグメントは、４つのエコー・プラ
ナ画像ショット２０４（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）で構成さ
れている。図２と関連して前述したように、各々のＥＰ
Ｉショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）は、４つの異なる位
相エンコーディングにおける４つのＮＭＲ信号２５３を
取得して、ｋ空間の４つの異なるビュー（Ｖ1 〜Ｖ4）
をサンプリングする。各々のセグメント２０２中に全部
で１６の異なるビューが取得されるように、４つのビュ
ーは各々のＥＰＩショット２０４で異っている。
ナ画像ショット２０４（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）で構成さ
れている。図２と関連して前述したように、各々のＥＰ
Ｉショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）は、４つの異なる位
相エンコーディングにおける４つのＮＭＲ信号２５３を
取得して、ｋ空間の４つの異なるビュー（Ｖ1 〜Ｖ4）
をサンプリングする。各々のセグメント２０２中に全部
で１６の異なるビューが取得されるように、４つのビュ
ーは各々のＥＰＩショット２０４で異っている。
【００２４】この取得を、８つの相次ぐ心拍サイクルに
ついて続行する。８心拍の後には全部で１２８の異なる
ビューが取得されるように、各々の心拍サイクルの後
に、各々のセグメント２０２によって取得される特定の
ビューを変化させる。次いで、１２８×１２８ピクセル
の画像を再構成して、心拍サイクルの１０の異なる時相
における心臓を表すことができる。米国特許第５，３７
７，６８０号に記載されているような補間を行うことに
より、フレームの数を２０に倍増させることもできる。
典型的には、心臓を通る異なるスライス位置でこの過程
を１２回〜１５回繰り返して、心機能の分析に十分な情
報を得る。
ついて続行する。８心拍の後には全部で１２８の異なる
ビューが取得されるように、各々の心拍サイクルの後
に、各々のセグメント２０２によって取得される特定の
ビューを変化させる。次いで、１２８×１２８ピクセル
の画像を再構成して、心拍サイクルの１０の異なる時相
における心臓を表すことができる。米国特許第５，３７
７，６８０号に記載されているような補間を行うことに
より、フレームの数を２０に倍増させることもできる。
典型的には、心臓を通る異なるスライス位置でこの過程
を１２回〜１５回繰り返して、心機能の分析に十分な情
報を得る。
【００２５】本発明の一面は、位相エンコーディング・
ビューが走査中に取得される順序である。より具体的に
述べると、ｋ空間は、シーケンシャル（逐次的）方式で
はなく、インタリーブ（挟み込み）方式でサンプリング
される。これは、各々のショット中に、ｋ空間の全体に
分布している位置のｋy 線をサンプリングするように各
々のエコー信号２５３を位相エンコーディングすること
により達成される。４エコー・ショットについての好ま
しいインタリーブ式サンプリングを表１に示す。
ビューが走査中に取得される順序である。より具体的に
述べると、ｋ空間は、シーケンシャル（逐次的）方式で
はなく、インタリーブ（挟み込み）方式でサンプリング
される。これは、各々のショット中に、ｋ空間の全体に
分布している位置のｋy 線をサンプリングするように各
々のエコー信号２５３を位相エンコーディングすること
により達成される。４エコー・ショットについての好ま
しいインタリーブ式サンプリングを表１に示す。
【００２６】
【表１】
【００２７】ボトム・アップ方式でインタリーブされて
いる位相エンコーディングの順序を、走査中にサンプリ
ングされる７２本のｋy 線について示している。ｋ空間
の最下部から始めて番号を割り振っており、最下部の線
に対して１を使用し、最上部の線に対しては７２を使用
している。各々のショット中に取得されるサンプル線
は、ｋ空間の全体に均等に分布しており、他方、相次ぐ
ショット同士の間でのサンプリング及び相次ぐセグメン
ト同士の間でのサンプリングは、シーケンシャル（逐次
的）になっている。
いる位相エンコーディングの順序を、走査中にサンプリ
ングされる７２本のｋy 線について示している。ｋ空間
の最下部から始めて番号を割り振っており、最下部の線
に対して１を使用し、最上部の線に対しては７２を使用
している。各々のショット中に取得されるサンプル線
は、ｋ空間の全体に均等に分布しており、他方、相次ぐ
ショット同士の間でのサンプリング及び相次ぐセグメン
ト同士の間でのサンプリングは、シーケンシャル（逐次
的）になっている。
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロッ
ク図である。
ク図である。
【図２】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰＩパ
ルス・シーケンスのグラフ図である。
ルス・シーケンスのグラフ図である。
【図３】図２のＥＰＩパルス・シーケンスを用いた心拍
サイクル中のＭＲデータの取得のグラフ図である。
サイクル中のＭＲデータの取得のグラフ図である。
１００ オペレータ・コンソール １０２ キーボード及び制御パネル １０４ 表示装置 １０６ 画像プロセッサ １０７ 計算機システム １０８、１１９ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１３、１６０ メモリ・モジュール １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２１ パルス発生器モジュール １２２ システム制御部 １２５ シリアル・リンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理学データ取得制御装置 １３３ 走査室インタフェイス回路 １３４ 患者位置決めシステム １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極磁場用磁石 １４１ 磁石アセンブリ １５０ 送受信器 １５１ ＲＦ増幅器 １５２ 全身型ＲＦコイル １５２Ａ、１５２Ｂ 分離型コイル １５３ 前置増幅器 １５４ 送受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ １６１ アレイ・プロセッサ ２００ 心拍トリガ信号 ２０２ セグメント ２０４ エコー・プラナ画像ショット
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成１１年３月１５日
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００１９
【補正方法】変更
【補正内容】
【００１９】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰ
Ｉパルス・シーケンスを図２に示す。１０°のＲＦ励起
パルス２５０が、スライス選択勾配パルス２５１の存在
下で印加されて、スライス内に横磁化を発生させる。参
照番号２５３で示されている全部で４つの別々のＮＭＲ
エコー信号が、このＥＰＩパルス・シーケンス中に取得
される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は、個別に位相
エンコーディングされて、後に詳述するインタリーブ方
式でｋy 空間の１本の線をサンプリングする。この好ま
しい実施例では４つのＮＭＲエコー信号２５３しか取得
されていないが、用途によっては１６個までのＮＭＲエ
コー信号２５３を取得することができる。
Ｉパルス・シーケンスを図２に示す。１０°のＲＦ励起
パルス２５０が、スライス選択勾配パルス２５１の存在
下で印加されて、スライス内に横磁化を発生させる。参
照番号２５３で示されている全部で４つの別々のＮＭＲ
エコー信号が、このＥＰＩパルス・シーケンス中に取得
される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は、個別に位相
エンコーディングされて、後に詳述するインタリーブ方
式でｋy 空間の１本の線をサンプリングする。この好ま
しい実施例では４つのＮＭＲエコー信号２５３しか取得
されていないが、用途によっては１６個までのＮＭＲエ
コー信号２５３を取得することができる。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 スティーブン・ディー・ウルフ アメリカ合衆国、メリーランド州、ベセズ ダ、アパートメント・101、ウッドモン ト・アヴェニュー、7500番
Claims (7)
- 【請求項１】 ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システ
ムを用いて患者の心臓の心拍時相画像を取得する方法で
あって、 （ａ）各々の心拍サイクル中に前記患者の心臓の時相を
示す心拍信号を作成する工程と、 （ｂ）一連の心拍サイクルの各々のサイクル中に、第１
の心拍時相において１つのセグメントのｋ空間ＮＭＲ
（核磁気共鳴）データを取得する工程であって、この場
合、取得されるこれらのセグメントが、取得された核磁
気共鳴データから画像を再構成し得る十分なｋ空間の部
分をサンプリングするようにする工程と、（ｃ）前記取
得された核磁気共鳴データから心拍時相画像を再構成す
る工程とを備え、 各々のセグメントのｋ空間ＮＭＲデータが、前記ＭＲＩ
システムで複数のパルス・シーケンスを実行して各々の
パルス・シーケンス中にｋ空間の異なる部分をサンプリ
ングすることにより取得され、また各々のパルス・シー
ケンスが、ＲＦ励起パルスにより横磁化を発生させて複
数の別々に位相エンコーディングされているＮＭＲエコ
ー信号を取得することにより実行されること、を特徴と
する前記方法。 - 【請求項２】 前記パルス・シーケンスは、エコー・プ
ラナ・イメージング・パルス・シーケンスである請求項
１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記一連の心拍サイクルの各々のサイク
ル中に追加の心拍時相で前記工程（ｂ）を繰り返すと共
に、該追加の心拍時相の各々において取得された前記Ｎ
ＭＲデータを用いて前記工程（ｃ）を繰り返すことによ
り、複数の心拍時相画像が取得される請求項１に記載の
方法。 - 【請求項４】 各々のパルス・シーケンスにおける前記
位相エンコーディングは、ｋ空間のサンプリングがｋ空
間の全体に分布するように選択されている請求項１に記
載の方法。 - 【請求項５】 各々のセグメント内の相次ぐパルス・シ
ーケンスが、逐次的な順序でｋ空間をサンプリングする
請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 相次ぐセグメントが、逐次的な順序でｋ
空間をサンプリングする請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システ
ムを用いて患者の心臓の心拍時相画像を取得する装置で
あって、 （ａ）各々の心拍サイクル中に前記患者の心臓の時相を
示す心拍信号を作成する手段と、 （ｂ）一連の心拍サイクルの各々のサイクル中に、第１
の心拍時相において１つのセグメントのｋ空間ＮＭＲ
（核磁気共鳴）データを取得する手段であって、取得さ
れるこれらのセグメントが、取得された核磁気共鳴デー
タから画像を再構成し得る十分なｋ空間の部分をサンプ
リングするようにする手段と、 （ｃ）前記取得された核磁気共鳴データから心拍時相画
像を再構成する手段とを備え、 各々のセグメントのｋ空間ＮＭＲデータが、前記ＭＲＩ
システムで複数のパルス・シーケンスを実行して各々の
パルス・シーケンス中にｋ空間の異なる部分をサンプリ
ングすることにより取得され、また各々のパルス・シー
ケンスが、ＲＦ励起パルスにより横磁化を発生させて複
数の別々に位相エンコーディングされているＮＭＲエコ
ー信号を取得することにより実行されること、を特徴と
する前記装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/027519 | 1998-02-20 | ||
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