JP2001198108A - 磁気共鳴画像の方法及び装置 - Google Patents
磁気共鳴画像の方法及び装置Info
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
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- G—PHYSICS
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- 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
- G01R33/5611—Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）画像に関する。
本発明は、特に、患者の関連ある領域の画像化のための
データ収集に要する時間の短縮に関する。 【解決手段】 患者の関連ある領域の励起されたＭＲ活
性原子核を空間的に符号化するために、位相符号化方向
と読出方向とに磁気勾配フィールドを利用し、該読出方
向において低減された読出数がとられることによりエイ
リアシングされた縮小視界画像を生成する、磁気共鳴画
像装置において、該エイリアシングされた画像を展開す
るために、少なくとも２つの高周波受信コイルがこれら
のコイルに関する感度情報と共に用いられ、データ収集
の時間短縮を利用しながら全画像を生成する。本発明に
従って、感度情報は、該画像情報が収集される時の解像
度よりも低い解像度で収集される。
本発明は、特に、患者の関連ある領域の画像化のための
データ収集に要する時間の短縮に関する。 【解決手段】 患者の関連ある領域の励起されたＭＲ活
性原子核を空間的に符号化するために、位相符号化方向
と読出方向とに磁気勾配フィールドを利用し、該読出方
向において低減された読出数がとられることによりエイ
リアシングされた縮小視界画像を生成する、磁気共鳴画
像装置において、該エイリアシングされた画像を展開す
るために、少なくとも２つの高周波受信コイルがこれら
のコイルに関する感度情報と共に用いられ、データ収集
の時間短縮を利用しながら全画像を生成する。本発明に
従って、感度情報は、該画像情報が収集される時の解像
度よりも低い解像度で収集される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）
画像に関する。本発明は、特に、患者の関連ある領域の
画像化のためのデータ収集に要する時間の短縮に関す
る。
画像に関する。本発明は、特に、患者の関連ある領域の
画像化のためのデータ収集に要する時間の短縮に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】良性腫瘍、悪性腫瘍、及び、影響されて
いない組織の識別のために、例えば、ある領域を通る血
流中の造影剤の進行を観察することがしばしば必要であ
り、種々の部位への造影剤の流れを監視するために迅速
な画像化が要求される。悪性腫瘍は、より多く血液供給
を必要とする場合があり、この方法で見えてくる可能性
がある。従来技術による磁気共鳴画像装置は図１に示さ
れる。患者１（スライス図で示される）は、超伝導磁石
３の内腔２の中に軸方向に摺動され、主磁場が、従来的
にゼット（Ｚ）方向と呼ばれる内腔軸線に沿って作動さ
れる。磁場勾配が、例えば、Ｚ方向において設定され、
磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核（一般に、水及び脂肪組織
中の水素陽子）の励起を例えば図１に示されるＺ方向の
特定のスライスに閉じこめ、そして図１に見られるよう
な水平Ｘ及び垂直Ｙ方向において、その共鳴ＭＲ原子核
を該スライスの平面に符号化する。高周波送信コイル
（図示しない）は、励起パルスを印可して陽子を励起し
て共鳴させ、一対の高周波受信コイル４及び５が、励起
された陽子によって放出された緩和信号を拾い集める。
いない組織の識別のために、例えば、ある領域を通る血
流中の造影剤の進行を観察することがしばしば必要であ
り、種々の部位への造影剤の流れを監視するために迅速
な画像化が要求される。悪性腫瘍は、より多く血液供給
を必要とする場合があり、この方法で見えてくる可能性
がある。従来技術による磁気共鳴画像装置は図１に示さ
れる。患者１（スライス図で示される）は、超伝導磁石
３の内腔２の中に軸方向に摺動され、主磁場が、従来的
にゼット（Ｚ）方向と呼ばれる内腔軸線に沿って作動さ
れる。磁場勾配が、例えば、Ｚ方向において設定され、
磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核（一般に、水及び脂肪組織
中の水素陽子）の励起を例えば図１に示されるＺ方向の
特定のスライスに閉じこめ、そして図１に見られるよう
な水平Ｘ及び垂直Ｙ方向において、その共鳴ＭＲ原子核
を該スライスの平面に符号化する。高周波送信コイル
（図示しない）は、励起パルスを印可して陽子を励起し
て共鳴させ、一対の高周波受信コイル４及び５が、励起
された陽子によって放出された緩和信号を拾い集める。
【０００３】Ｙ方向の受信信号を符号化／復号化するた
め、この信号は、読出勾配と呼ばれる磁場勾配の存在下
で検出され、緩和原子核の異なる場所を、該勾配の影響
による主磁場の方向に関する、それらの核の異なる歳差
振動周波数と対応させることを可能にする。データはデ
ジタル化され、高周波励起パルスの各々についても同様
にされて一連のデジタル化データ点が収集され、それら
は、Ｋ空間として知られる空間周波数領域内に写像され
る（図２）。各高周波パルスにより、少なくとも１列の
デジタルデータ点が収集できる。Ｘ方向の受信信号を符
号化／復号化するため、各高周波パルスが発信された
後、そして印加された読出勾配によりデータが収集され
る前に、Ｘ方向の磁場勾配が作られ、そして消える。こ
れは、Ｘ方向における一連の磁場勾配の大きさについて
行われ、１つの高周波パルスは、一般にＸ方向の勾配の
異なる大きさに対応する。
め、この信号は、読出勾配と呼ばれる磁場勾配の存在下
で検出され、緩和原子核の異なる場所を、該勾配の影響
による主磁場の方向に関する、それらの核の異なる歳差
振動周波数と対応させることを可能にする。データはデ
ジタル化され、高周波励起パルスの各々についても同様
にされて一連のデジタル化データ点が収集され、それら
は、Ｋ空間として知られる空間周波数領域内に写像され
る（図２）。各高周波パルスにより、少なくとも１列の
デジタルデータ点が収集できる。Ｘ方向の受信信号を符
号化／復号化するため、各高周波パルスが発信された
後、そして印加された読出勾配によりデータが収集され
る前に、Ｘ方向の磁場勾配が作られ、そして消える。こ
れは、Ｘ方向における一連の磁場勾配の大きさについて
行われ、１つの高周波パルスは、一般にＸ方向の勾配の
異なる大きさに対応する。
【０００４】図２に示したＫ空間マトリックス上で、デ
ータ点の列は、高周波パルスに対応し、位相符号化勾配
の異なる大きさがそれに続く。磁気共鳴画像装置により
画像化される視界は、位相符号化及び読出方向における
データ点の間隔に依存し、また、画像の解像度は、それ
らの点が各方向において如何に遠くまで延長している
か、例えば、最大位相符号化勾配が如何に大きいかに左
右される。高周波受信コイル４及び５により受信された
信号は、フーリエ変換プロセッサ６及び７において、２
次元高速フーリエ変換処理され、画素化された画像が生
成されて画像メモリ８及び９に記憶される。
ータ点の列は、高周波パルスに対応し、位相符号化勾配
の異なる大きさがそれに続く。磁気共鳴画像装置により
画像化される視界は、位相符号化及び読出方向における
データ点の間隔に依存し、また、画像の解像度は、それ
らの点が各方向において如何に遠くまで延長している
か、例えば、最大位相符号化勾配が如何に大きいかに左
右される。高周波受信コイル４及び５により受信された
信号は、フーリエ変換プロセッサ６及び７において、２
次元高速フーリエ変換処理され、画素化された画像が生
成されて画像メモリ８及び９に記憶される。
【０００５】スライス画像が図３に示される。説明のた
め、丸、正方形、及び、三角形の記号は、対象物２と図
３の画像との両方において描かれている。図３は、位相
符号化勾配方向のデータ点の間隔が、図１に示されるス
ライス全部を画像化するのに十分であることを示唆して
いる。各高周波パルスの間には、特定の最低パルス繰返
時間があり、そのため、図２及び図３により示唆される
データ収集は、造影剤の流れを十分監視するのには時間
がかかり過ぎる可能性がある。。データ収集時間の低減
に用いられる１つの技術は、例えば同じ最大位相符号化
勾配を保持し、１つおきにデータ列を削除することによ
り、位相符号化段階を例えば半分に減らすことである。
そうすると、これはデータ収集時間を半分にするはずで
ある。
め、丸、正方形、及び、三角形の記号は、対象物２と図
３の画像との両方において描かれている。図３は、位相
符号化勾配方向のデータ点の間隔が、図１に示されるス
ライス全部を画像化するのに十分であることを示唆して
いる。各高周波パルスの間には、特定の最低パルス繰返
時間があり、そのため、図２及び図３により示唆される
データ収集は、造影剤の流れを十分監視するのには時間
がかかり過ぎる可能性がある。。データ収集時間の低減
に用いられる１つの技術は、例えば同じ最大位相符号化
勾配を保持し、１つおきにデータ列を削除することによ
り、位相符号化段階を例えば半分に減らすことである。
そうすると、これはデータ収集時間を半分にするはずで
ある。
【０００６】これで位相符号化方向におけるデータ点の
間隔は２倍になり、相当する画像領域における視野は半
分になったはずである。（読出の間に収集されるデータ
点数が同一に保たれるので、読出方向の視野は同一に保
たれるであろう。）ここで画像区域は、図１に描かれた
正方形と大差ない部分を覆うであろう。このことは図４
に示される。不幸にも、円形及び三角形からのＭＲ信号
は、まだ各受信コイル４及び５で拾われており、それら
の領域が正方形の上に折りたたまれ、円形及び三角形が
差し挟まるような処理段階である。この問題は、エイリ
アシングとして知られている。対象物の別個の点Ｐ1及
びＰ2は、図４において同一画素の位置に画像化される
であろう。
間隔は２倍になり、相当する画像領域における視野は半
分になったはずである。（読出の間に収集されるデータ
点数が同一に保たれるので、読出方向の視野は同一に保
たれるであろう。）ここで画像区域は、図１に描かれた
正方形と大差ない部分を覆うであろう。このことは図４
に示される。不幸にも、円形及び三角形からのＭＲ信号
は、まだ各受信コイル４及び５で拾われており、それら
の領域が正方形の上に折りたたまれ、円形及び三角形が
差し挟まるような処理段階である。この問題は、エイリ
アシングとして知られている。対象物の別個の点Ｐ1及
びＰ2は、図４において同一画素の位置に画像化される
であろう。
【０００７】２つの受信コイル４及び５が用いられてき
たのは、このエイリアシングされた画像の展開を可能に
するためである。（クラース・Ｐ・プルースマン、マル
カス・ワイガー、マルカス・Ｐ・シェイデッガー、及
び、ピーター・ボウシガーによる１９９９年発行の「医
療における磁気共鳴」第４２号の９５２頁から９６２頁
に掲載の論文題目「センス（ＳＥＮＳＥ）：高速エム・
アール・アイ（ＭＲＩ）用の感度符号化の方法」を参照
されたい。）この２つの受信コイルと適切な処理とによ
り、半分にしたデータ収集時間の利点が保持されなが
ら、画像を展開することができる。この技術は、センス
（感度符号化）と呼ばれている。点Ｐ1からのＭＲ信号
に対するコイル４の応答は、点Ｐ2から発せられるＭＲ
信号に対するその応答よりもおそらく大きく、その状況
は、コイル５に関してはおそらく逆である。コイル４及
び５の相対感度の知識をプロセッサ１０に用いて、図４
のエイリアシングされた画像を図３のパターンを持つ画
像の中に展開することは可能であるが、半分しかデータ
が収集されていないのでＳＮ比は低下する。
たのは、このエイリアシングされた画像の展開を可能に
するためである。（クラース・Ｐ・プルースマン、マル
カス・ワイガー、マルカス・Ｐ・シェイデッガー、及
び、ピーター・ボウシガーによる１９９９年発行の「医
療における磁気共鳴」第４２号の９５２頁から９６２頁
に掲載の論文題目「センス（ＳＥＮＳＥ）：高速エム・
アール・アイ（ＭＲＩ）用の感度符号化の方法」を参照
されたい。）この２つの受信コイルと適切な処理とによ
り、半分にしたデータ収集時間の利点が保持されなが
ら、画像を展開することができる。この技術は、センス
（感度符号化）と呼ばれている。点Ｐ1からのＭＲ信号
に対するコイル４の応答は、点Ｐ2から発せられるＭＲ
信号に対するその応答よりもおそらく大きく、その状況
は、コイル５に関してはおそらく逆である。コイル４及
び５の相対感度の知識をプロセッサ１０に用いて、図４
のエイリアシングされた画像を図３のパターンを持つ画
像の中に展開することは可能であるが、半分しかデータ
が収集されていないのでＳＮ比は低下する。
【０００８】例えば、コイル４は、点Ｐ1及びＰ2からの
ＭＲ信号を受信し、画像メモリ８に記憶された、もたら
された画素の結合強度（Ｃ1）は、点Ｐ１へのコイル４
の感度（Ｓ11）、及び、点Ｐ2へのコイル４の感度（Ｓ
12）に左右される。画像メモリ９はまた、Ｐ１へのコイ
ル５の感度（Ｓ21）、及び、Ｐ２へのコイル５の感度
（Ｓ22）に左右される、点Ｐ1及び点Ｐ2に対応する記憶
された強度（Ｃ2）を持つ。従って、 Ｃ1＝Ｓ11Ｐ1＋Ｓ12Ｐ2 Ｃ2＝Ｓ21Ｐ1＋Ｓ22Ｐ2 である。より一般的には、（Ｃ）＝（Ｓ）・（Ｐ）であ
り、ここで（Ｃ）、（Ｓ）、及び、（Ｐ）はマトリック
スである。
ＭＲ信号を受信し、画像メモリ８に記憶された、もたら
された画素の結合強度（Ｃ1）は、点Ｐ１へのコイル４
の感度（Ｓ11）、及び、点Ｐ2へのコイル４の感度（Ｓ
12）に左右される。画像メモリ９はまた、Ｐ１へのコイ
ル５の感度（Ｓ21）、及び、Ｐ２へのコイル５の感度
（Ｓ22）に左右される、点Ｐ1及び点Ｐ2に対応する記憶
された強度（Ｃ2）を持つ。従って、 Ｃ1＝Ｓ11Ｐ1＋Ｓ12Ｐ2 Ｃ2＝Ｓ21Ｐ1＋Ｓ22Ｐ2 である。より一般的には、（Ｃ）＝（Ｓ）・（Ｐ）であ
り、ここで（Ｃ）、（Ｓ）、及び、（Ｐ）はマトリック
スである。
【０００９】もし感度の項が既知であるとすれば、エイ
リアシングされた画像の同じ画素上に写像された画像の
点の各々の対について、各画素Ｐ1及びＰ2に対応する強
度は、プロセッサ１０において別個に計算できる。次
に、エイリアシングされた画像は、展開されて表示器１
１で全体を見ることができる。コイル４及び５を較正す
るためには、各コイルの各点における感度について知る
ことが必要である。もちろん、各画像メモリ８及び９に
収集されるデータは、各画素上に各コイル４及び５の感
度を写像するが、対象物の各点により生成される強度に
より明確に重み付けされるような方法によってである。
参照した論文は、対象物の各点に亘って均一な感度を持
つ胴体コイルの形で第３の受信コイルの使用し、感度デ
ータを収集することを示唆している。画像化されている
対象物により生成された重み付けを抑えるために、画像
メモリ８及び９の画像の線は、対応する線により、すな
わち、胴体コイルを用いた画像化により生成される読出
方向におけるＫ空間の同じ点に対して、分割される必要
があるという結果になる。
リアシングされた画像の同じ画素上に写像された画像の
点の各々の対について、各画素Ｐ1及びＰ2に対応する強
度は、プロセッサ１０において別個に計算できる。次
に、エイリアシングされた画像は、展開されて表示器１
１で全体を見ることができる。コイル４及び５を較正す
るためには、各コイルの各点における感度について知る
ことが必要である。もちろん、各画像メモリ８及び９に
収集されるデータは、各画素上に各コイル４及び５の感
度を写像するが、対象物の各点により生成される強度に
より明確に重み付けされるような方法によってである。
参照した論文は、対象物の各点に亘って均一な感度を持
つ胴体コイルの形で第３の受信コイルの使用し、感度デ
ータを収集することを示唆している。画像化されている
対象物により生成された重み付けを抑えるために、画像
メモリ８及び９の画像の線は、対応する線により、すな
わち、胴体コイルを用いた画像化により生成される読出
方向におけるＫ空間の同じ点に対して、分割される必要
があるという結果になる。
【００１０】しかし、例えば、図５に示される重み付け
を持つ対象物の場合、コイル４についての感度プロフィ
ールは、図６に示す通りであり得るし、胴体コイルにつ
いての感度プロフィールは、図７に示す通りである。図
８は、１つを他の１つで割ったものであり、ノイズの存
在が示されている。これは、胴体コイルが画像化される
身体の区域全体からノイズを拾うからであり、画像の各
線に対して分割により生成された結果の感度プロフィー
ルは、ノイズにより隠される。このことを克服するた
め、参照された論文は、画像の各線に対して、１つのコ
イル４の応答（図９）を他のコイル５の応答（図１０）
で割り、胴体コイルを全く使用しないで済ますことを提
案している。これは可能であり、なぜなら、（Ｓ）マト
リックスの項は、対象物の重み付け効果と、これら２つ
のコイルにより生成される相対感度の補正とを抑制する
この比のみを必要とする結果になるからである。
を持つ対象物の場合、コイル４についての感度プロフィ
ールは、図６に示す通りであり得るし、胴体コイルにつ
いての感度プロフィールは、図７に示す通りである。図
８は、１つを他の１つで割ったものであり、ノイズの存
在が示されている。これは、胴体コイルが画像化される
身体の区域全体からノイズを拾うからであり、画像の各
線に対して分割により生成された結果の感度プロフィー
ルは、ノイズにより隠される。このことを克服するた
め、参照された論文は、画像の各線に対して、１つのコ
イル４の応答（図９）を他のコイル５の応答（図１０）
で割り、胴体コイルを全く使用しないで済ますことを提
案している。これは可能であり、なぜなら、（Ｓ）マト
リックスの項は、対象物の重み付け効果と、これら２つ
のコイルにより生成される相対感度の補正とを抑制する
この比のみを必要とする結果になるからである。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】もたらされた除算（図
１１）においては、ノイズが減少しているが、図８に示
される比にも内在する問題、すなわち、感度の比は対象
物が存在する時のみ存在するという問題が生ずる。ノイ
ズは、より少なくなってはいるが、まだ存在しており、
このノイズを減少させるためには、後処理を行わなけれ
ばならない。問題は、そうする時に、対象物自身の縁部
における類似の鋭い縁部が滑らかにされることを妨げる
後処理アルゴリズムを用いる必要があることである。
１１）においては、ノイズが減少しているが、図８に示
される比にも内在する問題、すなわち、感度の比は対象
物が存在する時のみ存在するという問題が生ずる。ノイ
ズは、より少なくなってはいるが、まだ存在しており、
このノイズを減少させるためには、後処理を行わなけれ
ばならない。問題は、そうする時に、対象物自身の縁部
における類似の鋭い縁部が滑らかにされることを妨げる
後処理アルゴリズムを用いる必要があることである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、患者の関連あ
る領域における励起されたＭＲ活性原子核を空間的に符
号化する位相符号化方向の磁界勾配を生成する手段と、
励起されたＭＲ活性原子核からの高周波信号を受信する
手段と、関連ある領域の空間的表示を生成するために空
間的に符号化された高周波受信信号を処理する手段とを
含み、前記磁界勾配手段は、関連ある領域よりも小さい
視界に対応する多くの位相符号化勾配を生成するように
配置され、前記高周波受信手段は、１対の受信コイルを
含み、前記処理手段は、縮小された視界に対応するエイ
リアシングされたデータの展開バージョンを生成するた
めにコイルの感度情報と共に各コイルから受信される高
周波信号を使うように配置され、使用される前記感度情
報は、画像が収集される解像度に比較して低減された解
像度で収集されるように準備されることを特徴とする磁
気共鳴画像の装置を提供する。
る領域における励起されたＭＲ活性原子核を空間的に符
号化する位相符号化方向の磁界勾配を生成する手段と、
励起されたＭＲ活性原子核からの高周波信号を受信する
手段と、関連ある領域の空間的表示を生成するために空
間的に符号化された高周波受信信号を処理する手段とを
含み、前記磁界勾配手段は、関連ある領域よりも小さい
視界に対応する多くの位相符号化勾配を生成するように
配置され、前記高周波受信手段は、１対の受信コイルを
含み、前記処理手段は、縮小された視界に対応するエイ
リアシングされたデータの展開バージョンを生成するた
めにコイルの感度情報と共に各コイルから受信される高
周波信号を使うように配置され、使用される前記感度情
報は、画像が収集される解像度に比較して低減された解
像度で収集されるように準備されることを特徴とする磁
気共鳴画像の装置を提供する。
【００１３】本発明はまた、患者の関連ある領域におけ
る励起されたＭＲ活性原子核を空間的に符号化するため
に位相符号化方向の磁界勾配を生成する段階と、励起さ
れたＭＲ活性原子核から高周波信号を受信する段階と、
関連ある領域の空間的表示を生成するために空間的に符
号化された高周波受信信号を処理する段階とを含み、生
成される位相符号化勾配の数は、関連ある領域よりも小
さい視界に対応し、１対の高周波受信コイルは、高周波
信号を受信し、前記処理する段階は、縮小された視界に
対応するエイリアシングされたデータの展開バージョン
を生成するためにコイルの感度情報と共に各コイルから
受信される高周波信号を使い、使用される前記感度情報
は、画像が収集される解像度に比較して低減された解像
度で収集されることを特徴とする磁気共鳴画像の方法を
提供する。
る励起されたＭＲ活性原子核を空間的に符号化するため
に位相符号化方向の磁界勾配を生成する段階と、励起さ
れたＭＲ活性原子核から高周波信号を受信する段階と、
関連ある領域の空間的表示を生成するために空間的に符
号化された高周波受信信号を処理する段階とを含み、生
成される位相符号化勾配の数は、関連ある領域よりも小
さい視界に対応し、１対の高周波受信コイルは、高周波
信号を受信し、前記処理する段階は、縮小された視界に
対応するエイリアシングされたデータの展開バージョン
を生成するためにコイルの感度情報と共に各コイルから
受信される高周波信号を使い、使用される前記感度情報
は、画像が収集される解像度に比較して低減された解像
度で収集されることを特徴とする磁気共鳴画像の方法を
提供する。
【００１４】感度情報をより低い解像度で収集すること
により、その対象物の重み付けから除かれた感度情報
を、曲線に当てはめたり平滑化する必要がなくなる。感
度情報は、受信コイルの各々と胴体コイルとの比を取る
か、又は、２つの高周波受信コイル自身の感度の比を取
るかして収集されてもよい。これらは、現在出願中の英
国特許出願第９９２６９２３．５号において記載されて
いるループ及び蝶の型であってもよいが、１対のループ
や他の任意の種類でも可能であろう。更に、それ以上の
ループ対が準備されてもよい。本発明を実施する方法に
ついては、添付図面を参照しながら、以下において例示
的により詳細に記述される。
により、その対象物の重み付けから除かれた感度情報
を、曲線に当てはめたり平滑化する必要がなくなる。感
度情報は、受信コイルの各々と胴体コイルとの比を取る
か、又は、２つの高周波受信コイル自身の感度の比を取
るかして収集されてもよい。これらは、現在出願中の英
国特許出願第９９２６９２３．５号において記載されて
いるループ及び蝶の型であってもよいが、１対のループ
や他の任意の種類でも可能であろう。更に、それ以上の
ループ対が準備されてもよい。本発明を実施する方法に
ついては、添付図面を参照しながら、以下において例示
的により詳細に記述される。
【００１５】
【発明の実施の形態】本発明によれば（図１２）、基準
データは、画像化の間に用いられるよりも低減された解
像度で収集される。この基準データは、当然、全視界に
ついて収集され、位相符号化勾配の、より低い各最大値
が使用される。コイル４及び５の感度を較正するために
用いる時の基準データのより低い解像度の効果は、基準
データのノイズを減少させることである。メモリ１２に
記憶された基準データは、図４のエイリアシングされた
データを展開するためにセンス（ＳＥＮＳＥ）の方法に
おいて用いられる。基準データのノイズが減少している
ので、ターゲットの展開ＳＥＮＳＥデータのＳＮ比は増
大する。種々の配列法が使われ、１対のコイル４及び５
を使ってもよい。現在出願中の英国特許出願第９９２６
９２３．５号において記載されているループと蝶形との
結合も使用され得る。一対よりも多いコイルを用いても
よい。各々の場合において、基準データは、図６から図
８のように胴体コイルを用いて生成されてもよく、又
は、図９から図１１のように胴体コイルは除かれてもよ
い。
データは、画像化の間に用いられるよりも低減された解
像度で収集される。この基準データは、当然、全視界に
ついて収集され、位相符号化勾配の、より低い各最大値
が使用される。コイル４及び５の感度を較正するために
用いる時の基準データのより低い解像度の効果は、基準
データのノイズを減少させることである。メモリ１２に
記憶された基準データは、図４のエイリアシングされた
データを展開するためにセンス（ＳＥＮＳＥ）の方法に
おいて用いられる。基準データのノイズが減少している
ので、ターゲットの展開ＳＥＮＳＥデータのＳＮ比は増
大する。種々の配列法が使われ、１対のコイル４及び５
を使ってもよい。現在出願中の英国特許出願第９９２６
９２３．５号において記載されているループと蝶形との
結合も使用され得る。一対よりも多いコイルを用いても
よい。各々の場合において、基準データは、図６から図
８のように胴体コイルを用いて生成されてもよく、又
は、図９から図１１のように胴体コイルは除かれてもよ
い。
【００１６】ここで本発明の背景の詳細に立ち入ると、
動的強化ＭＲマモグラフィ（ＤＭＲＭ）は、高密な乳房
組織を持つ患者の乳ガンを識別する先導的な画像化法で
ある。悪性の良性病変からの区別は、決定的に造影強化
断面に左右される。すなわち、ガンは、最大２分間のピ
ーク造影強化を伴い最も活発に造影強化する。現在の検
診技術は、ガドリニウム−ジエチレントリア（ＤＴＰ
Ａ）のボーラス注射に続く堆積取得を用い、両乳房を検
査範囲に入れることに頼っている。適度な時間的分解能
を持つミリメートルの解像度での広い視界（ＦｏＶ）と
いう要求は、容易には達成できないものである。感度符
号化ＳＥＮＳＥには、関連ある領域に亘って空間的に明
瞭な感度プロフィールを持つコイル部材を備えるコイル
配列が必要である。２対の公称直交コイルを備えた４チ
ャンネル受信専用コイル配列が用いられ、各対は、１つ
の乳房に亘ってほぼ均一な感度をもたらす。図１２には
１対のコイルのみが示してある。動的試験は、現在出願
中の英国特許出願第９９２６９２３．５号において説明
されているような、２倍縮小された左から右ＦｏＶを伴
う位相符号化された全解像度体積走査から成っている。
得られた縮退は、コイルからの感度データを使用して展
開される。
動的強化ＭＲマモグラフィ（ＤＭＲＭ）は、高密な乳房
組織を持つ患者の乳ガンを識別する先導的な画像化法で
ある。悪性の良性病変からの区別は、決定的に造影強化
断面に左右される。すなわち、ガンは、最大２分間のピ
ーク造影強化を伴い最も活発に造影強化する。現在の検
診技術は、ガドリニウム−ジエチレントリア（ＤＴＰ
Ａ）のボーラス注射に続く堆積取得を用い、両乳房を検
査範囲に入れることに頼っている。適度な時間的分解能
を持つミリメートルの解像度での広い視界（ＦｏＶ）と
いう要求は、容易には達成できないものである。感度符
号化ＳＥＮＳＥには、関連ある領域に亘って空間的に明
瞭な感度プロフィールを持つコイル部材を備えるコイル
配列が必要である。２対の公称直交コイルを備えた４チ
ャンネル受信専用コイル配列が用いられ、各対は、１つ
の乳房に亘ってほぼ均一な感度をもたらす。図１２には
１対のコイルのみが示してある。動的試験は、現在出願
中の英国特許出願第９９２６９２３．５号において説明
されているような、２倍縮小された左から右ＦｏＶを伴
う位相符号化された全解像度体積走査から成っている。
得られた縮退は、コイルからの感度データを使用して展
開される。
【００１７】基準データ及びターゲットデータの間の調
整不良やコイル装荷における変動を避けるため、感度デ
ータは、患者のその場所で得られる。そのデータは、組
織信号の依存により汚染されるが、感度変動がないと見
なされる解剖学的画像を用いた正規化によって除去する
ことができる。代わりに、ここで用いられる方法は、配
列内におけるコイルの相対的な感度を用いる。いずれの
場合も、感度データは、高いＳＮ比（ＳＮＲ）を必要と
するが、これは、最終データでのＳＮＲの妥協を避ける
ためである。感度データをフィルタにかけてＳＮＲを増
加することができる。感度測定における心臓又は呼吸の
動きからの人為結果は、現在の適用例における重要な問
題である。局所的でない人為結果は、コイルの空間特性
を隠す傾向がある。生理的な動きに対して強い、高いＳ
ＮＲを持つ基準データを準備するため、全ＦｏＶの基準
取得の解像度が低減されたが、多重平均により、画像化
時間は大略一定に保たれた。このことは、正規化及びフ
ィルタ処理の段階の順序を逆転させ、基準データが十分
な空間周波数内容を持つという条件の下で、コイルのプ
ロフィールを手つかずのままに残す。
整不良やコイル装荷における変動を避けるため、感度デ
ータは、患者のその場所で得られる。そのデータは、組
織信号の依存により汚染されるが、感度変動がないと見
なされる解剖学的画像を用いた正規化によって除去する
ことができる。代わりに、ここで用いられる方法は、配
列内におけるコイルの相対的な感度を用いる。いずれの
場合も、感度データは、高いＳＮ比（ＳＮＲ）を必要と
するが、これは、最終データでのＳＮＲの妥協を避ける
ためである。感度データをフィルタにかけてＳＮＲを増
加することができる。感度測定における心臓又は呼吸の
動きからの人為結果は、現在の適用例における重要な問
題である。局所的でない人為結果は、コイルの空間特性
を隠す傾向がある。生理的な動きに対して強い、高いＳ
ＮＲを持つ基準データを準備するため、全ＦｏＶの基準
取得の解像度が低減されたが、多重平均により、画像化
時間は大略一定に保たれた。このことは、正規化及びフ
ィルタ処理の段階の順序を逆転させ、基準データが十分
な空間周波数内容を持つという条件の下で、コイルのプ
ロフィールを手つかずのままに残す。
【００１８】１つの実施形態において、３０×３０×１
８立法センチメートルの領域を画像化するために、全て
のデータは、３次元勾配エコー・シーケンス（ＴＲ／Ｔ
Ｅ１０／３．７５）を用い、０．５Ｔピッカー・アポロ
・スキャナ（オハイオ州クリーブランド所在）で取得さ
れた。コイル感度情報は、６４×３２×５０、１０ＮＥ
Ｘのマトリックスで取得され、再構成に先立って２５６
×２５６×５０にゼロ充填された。動的データは、１０
フレームで得られ、その各々は、半分の左から右ＦｏＶ
と、２５６×１２８×５０、１ＮＥＸ（フレーム当たり
４０）の矩形マトリックスを持つ。これらのデータは、
再構成され、全ＦｏＶの２５６×２５６×５０のマトリ
ックス上に展開された。該展開は、２つの対称な左から
右コイル組合せに対して、対単位で実行された。次に、
最終画像は方形に加算された。画像操作には、ＩＤＬ
（コロラド州所在のリサーチ・システムズ社）が利用さ
れた。この方法は、造影剤を用いない２人の通常の任意
行為者と造影剤を用いた１人の通常の任意行為者とのフ
ァントムについて試験された。１回平均での全解像度及
び多重平均での低減解像度において取得された基準デー
タは収集され、ＳＥＮＳＥ処理のために比較された。低
減ＦｏＶのＳＥＮＳＥで処理されたデータ及び全ＦｏＶ
の標準画像は、同じ取得を用いて得られた。画像は、解
剖学的詳細、人為結果、及び、造影剤体内取り込みに対
する感度について評価された。
８立法センチメートルの領域を画像化するために、全て
のデータは、３次元勾配エコー・シーケンス（ＴＲ／Ｔ
Ｅ１０／３．７５）を用い、０．５Ｔピッカー・アポロ
・スキャナ（オハイオ州クリーブランド所在）で取得さ
れた。コイル感度情報は、６４×３２×５０、１０ＮＥ
Ｘのマトリックスで取得され、再構成に先立って２５６
×２５６×５０にゼロ充填された。動的データは、１０
フレームで得られ、その各々は、半分の左から右ＦｏＶ
と、２５６×１２８×５０、１ＮＥＸ（フレーム当たり
４０）の矩形マトリックスを持つ。これらのデータは、
再構成され、全ＦｏＶの２５６×２５６×５０のマトリ
ックス上に展開された。該展開は、２つの対称な左から
右コイル組合せに対して、対単位で実行された。次に、
最終画像は方形に加算された。画像操作には、ＩＤＬ
（コロラド州所在のリサーチ・システムズ社）が利用さ
れた。この方法は、造影剤を用いない２人の通常の任意
行為者と造影剤を用いた１人の通常の任意行為者とのフ
ァントムについて試験された。１回平均での全解像度及
び多重平均での低減解像度において取得された基準デー
タは収集され、ＳＥＮＳＥ処理のために比較された。低
減ＦｏＶのＳＥＮＳＥで処理されたデータ及び全ＦｏＶ
の標準画像は、同じ取得を用いて得られた。画像は、解
剖学的詳細、人為結果、及び、造影剤体内取り込みに対
する感度について評価された。
【００１９】全解像度の１回平均基準データの使用は、
心臓及び呼吸の動きに付随して展開段階の誤差をもたら
した。低解像度の多重平均基準データの使用は、その問
題を取り除き、検知される解像度の損失なしに人為結果
のない展開画像を生み出した。この実施形態において、
ＳＥＮＳＥの適用は、ＤＭＲＭの時間分解能を２倍に増
加させる。この方法は、病的体内取り込みに十分適した
時間分解能を持って通常組織の造影強化を検出するため
の十分な感度と人為結果に対する免疫とを持つことを示
した。前記磁石は、超伝導磁石として記述したが、抵抗
磁石も可能であろうし、また、環状形態である必要はな
く、開放型Ｃ字又はＨ字の形態でもよく、もちろん永久
磁石も使用可能であろう。
心臓及び呼吸の動きに付随して展開段階の誤差をもたら
した。低解像度の多重平均基準データの使用は、その問
題を取り除き、検知される解像度の損失なしに人為結果
のない展開画像を生み出した。この実施形態において、
ＳＥＮＳＥの適用は、ＤＭＲＭの時間分解能を２倍に増
加させる。この方法は、病的体内取り込みに十分適した
時間分解能を持って通常組織の造影強化を検出するため
の十分な感度と人為結果に対する免疫とを持つことを示
した。前記磁石は、超伝導磁石として記述したが、抵抗
磁石も可能であろうし、また、環状形態である必要はな
く、開放型Ｃ字又はＨ字の形態でもよく、もちろん永久
磁石も使用可能であろう。
【図１】従来技術の磁気共鳴画像装置の部分的軸方向断
面図及び部分的ブロック図である。
面図及び部分的ブロック図である。
【図２】装置の各受信コイルにより拾われる信号からも
たらされたＫ空間のデータを表す図である。
たらされたＫ空間のデータを表す図である。
【図３】最大数の位相符号化勾配が実行された場合に集
積されるであろう画像区域を表す図である。
積されるであろう画像区域を表す図である。
【図４】減少した数の位相符号化勾配が実行されること
になった場合に集積されるであろう画像を表す図であ
る。
になった場合に集積されるであろう画像を表す図であ
る。
【図５】画像メモリ８及び９における線の対象物の重み
付けを表す図である。
付けを表す図である。
【図６】画像メモリ９における線に対して対象物の重み
付けされたコイル４の感度を表す図である。
付けされたコイル４の感度を表す図である。
【図７】胴体コイルに接続された画像メモリにおける等
価線に対して対象物の重み付けされた胴体コイルの感度
を表す図である。
価線に対して対象物の重み付けされた胴体コイルの感度
を表す図である。
【図８】図６及び図７に示される、対象物の重み付けさ
れた感度の比を表す図である。
れた感度の比を表す図である。
【図９】画像メモリ９における線に対して対象物の重み
付けされたコイル４の感度を表す図である。
付けされたコイル４の感度を表す図である。
【図１０】画像メモリ８における線に対して対象物の重
み付けされたコイル５の感度を表す図である。
み付けされたコイル５の感度を表す図である。
【図１１】図９及び図１０に示される、対象物の重み付
けされた感度の比を表す図である。
けされた感度の比を表す図である。
【図１２】本発明による磁気共鳴画像装置の部分的軸方
向断面図及び部分的ブロック図である。
向断面図及び部分的ブロック図である。
１ 患者 ２ 内腔 ３ 超伝導磁石 ４、５ 受信コイル ６ フーリエ変換プロセッサ ８ 画像メモリ １０ プロセッサ １１ 表示器 １２ 基準データ Ｐ１ 対象物内の個別の点 Ｐ．Ｅ．（Ｘ） 位相符号化方向（Ｘ軸） Ｒ．Ｏ．（Ｙ） 読出方向（Ｙ軸）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 24/08 ５１０Ｙ (72)発明者 ディヴィッド ジェームズ ラークマン イギリス ロンドン エヌダブリュー２ ３アールビー キルバーン ミンスター ロード 22 フラット ４
Claims (10)
- 【請求項１】 患者の関連ある領域における励起された
磁気共鳴（ＭＲ）活性原子核を空間的に符号化する位相
符号化方向の磁界勾配を生成する手段と、前記励起され
たＭＲ活性原子核からの高周波信号を受信する手段
（４、５）と、 前記関連ある領域の空間的表示を生成するために前記空
間的に符号化された高周波受信信号を処理する手段（６
−９、１０、１２）と、を含み、 前記磁界勾配手段は、前記関連ある領域よりも小さい視
界に対応する多くの位相符号化勾配を生成するように配
置され、 前記高周波受信手段（４、５）は、１対の受信コイルを
含み、 前記処理手段（６−９、１０、１２）は、前記縮小され
た視界に対応するエイリアシングされたデータの展開バ
ージョンを生成するために、前記コイルの感度情報（１
２）と共に各コイルから受信される前記高周波信号を使
うように配置され、使用される前記感度情報は、前記画
像が収集される解像度に比較して低減された解像度で収
集されるように準備される、ことを特徴とする磁気共鳴
画像の装置。 - 【請求項２】 前記感度情報は、前記画像情報の収集に
使われる最大位相符号化勾配よりも低い値の最大位相符
号化勾配を使って生成されるように準備されることを特
徴とする請求項１に記載の装置。 - 【請求項３】 前記感度情報は、前記２つの高周波受信
コイルの感度の比をとることにより収集されるように準
備されることを特徴とする請求項１又は請求項２のいず
れか１項に記載の装置。 - 【請求項４】 前記感度情報は、前記１つの高周波受信
コイルと胴体コイルとの感度の比をとることにより収集
されるように準備されることを特徴とする請求項１又は
請求項２のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項５】 前記感度情報は、複数回収集され、かつ
平均されるように準備されることを特徴とする請求項１
から請求項４のいずれか１項に記載の装置。 - 【請求項６】 患者の関連ある領域における励起された
ＭＲ活性原子核を空間的に符号化するために位相符号化
方向の磁界勾配を生成する段階と、 前記励起されたＭＲ活性原子核から高周波信号を受信す
る段階と、 前記関連ある領域の空間的表示を生成するために前記空
間的に符号化された高周波受信信号を処理する段階と、
を含み、 生成される位相符号化勾配の数は、前記関連ある領域よ
りも小さい視界に対応し、 １対の高周波受信コイルは、前記高周波信号を受信し、 前記処理する段階は、前記縮小された視界に対応する前
記エイリアシングされたデータの展開バージョンを生成
するために、前記コイルの感度情報と共に各コイルから
受信される前記高周波信号を使い、 使用される前記感度情報は、前記画像が収集される解像
度に比較して低減された解像度で収集される、ことを特
徴とする磁気共鳴画像の方法。 - 【請求項７】 前記感度情報は、前記画像情報の収集に
使われる最大位相符号化勾配よりも低い値の最大位相符
号化勾配を使って生成されることを特徴とする請求項６
に記載の方法。 - 【請求項８】 前記感度情報は、前記２つの高周波受信
コイルの感度の比をとることにより収集されることを特
徴とする請求項６又は請求項７のいずれか１項に記載の
方法。 - 【請求項９】 前記感度情報は、前記１つの高周波受信
コイルと胴体コイルとの感度の比をとることにより収集
されることを特徴とする請求項６又は請求項７のいずれ
か１項に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記感度情報は、複数回収集され、か
つ平均されることを特徴とする請求項６から請求項９の
いずれか１項に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GBGB9926918.5A GB9926918D0 (en) | 1999-11-15 | 1999-11-15 | Magnetic resonance imaging |
| GB9926918:5 | 1999-11-15 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001198108A true JP2001198108A (ja) | 2001-07-24 |
Family
ID=10864490
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000389583A Pending JP2001198108A (ja) | 1999-11-15 | 2000-11-15 | 磁気共鳴画像の方法及び装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6396269B1 (ja) |
| EP (1) | EP1102076A3 (ja) |
| JP (1) | JP2001198108A (ja) |
| GB (1) | GB9926918D0 (ja) |
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| WO2003024327A1 (fr) * | 2001-09-13 | 2003-03-27 | Hitachi Medical Corporation | Technique d'imagerie par resonance magnetique, dispositif et appareil de reception rf a bobine |
| WO2003092497A1 (fr) * | 2002-04-30 | 2003-11-13 | Hitachi Medical Corporation | Dispositif d'imagerie par resonance magnetique |
| JP2005111276A (ja) * | 2003-10-09 | 2005-04-28 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 低信号領域を伴うｓｅｎｓｅのための画質改善 |
| JP2005137496A (ja) * | 2003-11-05 | 2005-06-02 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
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| CN1491095A (zh) * | 2001-01-19 | 2004-04-21 | 株式会社东芝 | 使用高精度线圈感度图的并行mr成象 |
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| GB2374672A (en) * | 2001-04-20 | 2002-10-23 | Marconi Medical Systems Uk Ltd | Magnetic Resonance Imaging |
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-
1999
- 1999-11-15 GB GBGB9926918.5A patent/GB9926918D0/en not_active Ceased
-
2000
- 2000-11-14 EP EP00310108A patent/EP1102076A3/en not_active Ceased
- 2000-11-15 US US09/713,716 patent/US6396269B1/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-11-15 JP JP2000389583A patent/JP2001198108A/ja active Pending
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