(57)【要約】本発明は、少なくとも一つの対象の検査方法に関するものであり、該方法では、空間周波数により構成される空間周波数空間内において異なった時間に前記対象の特性を検出する。そして、本発明に係わる前記方法は、時間的に連続した記録が、前記空間周波数空間の重複領域において行われるように、更に加えて、互いに異なる空間周波数空間の領域において行われるように、実施するものである。
2005525204.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
空間周波数より構成される空間周波数空間内において様々な測定で対象の特性を検出する、少なくとも一つの対象の検査方法であって、
第一ＨＦ励起後に、前記空間周波数空間の個別領域で少なくとも二つの測定を実施し、
該測定によって、前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）にある対象を、高収集速度で捉えると共に、前記空間周波数空間の周辺領域にある対象は、前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）における収集速度よりも低い収集速度で捉えるようにし、
前記測定のうちの第一測定を、前記ＨＦ励起後の時間間隔内において実施し、該時間間隔は、該第一測定で事実上のＴ1強調が行われるように、しかも、第二測定が後続の時間間隔内で行われるように、選択するものであり、
該後続時間間隔は、前記第二測定で事実上のＴ2*強調が行われるように、その後に追加ＨＦ励起が行われるように、更に該追加ＨＦ励起後には、前記の第一領域（Ａ１、Ａ２）とは別であるが同種の領域（Ｂ１、Ｂ２）で少なくとも二つの追加の測定が行われるように、選択するものであり、
該領域（Ｂ１、Ｂ２）は、高収集速度を有する前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）と、該中央領域（ＫＥＹ）における収集速度よりも低い収集速度を有する空間周波数空間の周辺部とを、同じように含むものであり、
前記追加ＨＦ励起後に行われる第一測定を、前記追加ＨＦ励起後の時間間隔内において実施し、該時間間隔は、該第一測定で事実上のＴ1強調が行われるように、しかも、前記追加ＨＦ励起後の追加測定が後続の追加時間間隔内で行われるように、選択するものであり、
該追加時間間隔は、前記追加測定で事実上のＴ2*強調が行われるように、その後にＴ1強調による測定結果を特定画像の構成に結びつけるように、更にＴ2*強調による測定結果が追加画像の構成と結びつくように、選択することを特徴とする検査方法。
【請求項２】
前記領域の測定は、少なくとも三つの異なる収集周波数で行うことを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記対象は、数式
【数１】
2005525204.tif 000005
で示されるサンプリング系列ＥＰＩＣ＜ｎov，ｋ，ｓ，ｉ＞を用いて検査し、
式中のｎovはキーホール領域に収集されるライン数の比率であって収集ラインの全数を表し、
ｋはキーホール因子、
ｓはＳＰＡＲＳＥ因子、そして
ｉは操作変数指数
を表すことを特徴とする請求項１と２のいずれかまたは両方に記載の方法。
【請求項４】
前記収集は、数式
【数２】
2005525204.tif 000006
で定義される収集時間ＴＡをもって収集モジュール内で行われることを特徴とする請求項３記載の方法。
【請求項５】
前記空間周波数空間の追加領域は、少なくとも特定の部分において互いに平行に延びることを特徴とする前記請求項のうちの１以上に記載の方法。
【請求項６】
収集された前記領域は、少なくとも一つの測定に伴って分離集合を形成することを特徴とする前記請求項のうちの１以上に記載の方法。
【請求項７】
個別の前記集合における分離要素は、前記空間周波数空間の少なくとも特定の部分において互いに平行に延びることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項８】
前記測定は、互いに異なる前記空間周波数空間の領域のうちの少なくとも一部が追加測定によってもう一度収集されるサイクルを形成するように、実施することを特徴とする前記請求項のうちの１以上に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、少なくとも一つの対象の検査方法に関するものであり、該方法では、前記対象の特性が、様々な測定の空間周波数より構成される空間周波数空間内において検出される。
【背景技術】
【０００２】
該空間周波数空間の検査は、多くの技術分野に渡り、広い用途への適用が認められる。そして、運動量空間が空間周波数空間と一致していることから、この用語「空間周波数空間」には運動量空間も含まれるものである。更に、該「空間周波数空間」という呼び名からは、本発明が運動量移行を伴わない方法に関係していることも明らかである。
【０００３】
該空間周波数空間を再コード化する際の既知の問題は、高い空間分解能が高い空間周波数分解能と結びついている場合には非常に長い測定時間が要求されることである。
【０００４】
キーホール法は、この問題を解決するための既知の処理手順である。この処理においては、少なくとも一つの時点で全空間周波数空間を収集することによって、高分解能画像を得ることができる。この際、１以上の測定段階において、前記空間周波数空間の中央領域が記録され、該領域によって再生画像のコントラストが決定される。その後、もう一つの時点あるいは全く別の時点であっても、前記記録時に相当するコントラストを有する高分解能効果画像が得られるように、前記高分解能画像を、前記画像、または前記空間周波数空間中央領域の記録画像と数学的に関連づけるようにしている。
【０００５】
この既知の方法は、一連の測定と測定との間のコントラスト変化を、該コントラスト変化が十分に大きな空間拡張を伴う場合にしか確認することができない、という欠点を必然的に伴っている。
【０００６】
この欠点は、関数パラメータを得なければならない場合には、特に有害である。
【０００７】
従って、例えば、機能的核磁気共鳴映像法においては、できるだけ高い空間分解能が得られるように核磁気共鳴信号に作用するパラメータが必要とされる。
【０００８】
本発明は、特に、対象を検査するための撮像法に関するものであり、該撮像法においては、既存の歳差運動に関連した付加的位相角を有する核スピンの歳差運動が、間接核スピン相互作用によって外部磁界中で発生し、その結果、横方向磁化が前記外部磁界に対して垂直に扇形に延びると共に、該横方向磁化の緩和が緩和時間Ｔ2で生じる。
【０００９】
核磁気共鳴映像法によって、様々な生理学的パラメータを確認することができる。この例には、局所脳血液量（ｒＣＢＶ）と局所脳血流量（ｒＣＢＦ）の収集がある。
【００１０】
既知の灌流試験においては、造影剤、例えばＧｄ−ＤＴＰＡまたはＧｄ−ＢＯＰＴＡのようなガドリニウムキレート化合物を静脈注射した後に、検査が行われる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
本発明は、局所的・時間的に高い分解能を有する対象の特性を、迅速にしかも高い信頼性をもって検査できるように、一般的方法を改良する目的に基づくものである。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明によると、この目的の達成には、一般的方法を実施するにあたり、第一ＨＦ励起後に、前記空間周波数空間の個別領域で少なくとも二つの測定を実施し、該測定によって、前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）にある対象を、高収集速度で捉えると共に、前記空間周波数空間の周辺領域にある対象は、前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）における収集速度よりも低い収集速度で捉えるようにし、前記測定のうちの第一測定を、前記ＨＦ励起後の時間間隔内において実施し、該時間間隔は、該第一測定で事実上のＴ1強調が行われるように、しかも、第二測定が後続の時間間隔内で行われるように、選択するものであり、該後続時間間隔は、前記第二測定で事実上のＴ2*強調が行われるように、その後に追加ＨＦ励起が行われるように、更に該追加ＨＦ励起後には、前記の第一領域（Ａ１、Ａ２）とは別であるが同種の領域（Ｂ１、Ｂ２）で少なくとも二つの追加の測定が行われるように、選択するものであり、該領域（Ｂ１、Ｂ２）は、高収集速度を有する前記空間周波数空間の中央領域（ＫＥＹ）と、該中央領域（ＫＥＹ）における収集速度よりも低い収集速度を有する空間周波数空間の周辺部とを、同じように含むものであり、前記追加ＨＦ励起後に行われる第一測定を、前記追加ＨＦ励起後の時間間隔内において実施し、該時間間隔は、該第一測定で事実上のＴ1強調が行われるように、しかも、前記追加ＨＦ励起後の追加測定が後続の追加時間間隔内で行われるように、選択するものであり、該追加時間間隔は、前記追加測定で事実上のＴ2*強調が行われるように、その後にＴ1強調による測定結果を特定画像の構成に結びつけるように、更にＴ2*強調による測定結果が追加画像の構成と結びつくように、選択するものである。
【００１３】
特に、本発明は、異なる周波数で空間周波数空間の個別領域を検査するために提供されるものであり、これによって、該領域の測定を少なくとも三つの異なる収集周波数で行う点で有利である。
【００１４】
空間周波数空間の少なくとも一つの領域、例えば、中央領域は、複数の測定において収集されるのが好ましく、これに対し、他の領域は、特定の単一の測定記録において収集されるにすぎない。
【００１５】
前記空間周波数空間の中央領域が、同一の測定走査によって何度も走査されると共に、他の領域が、局所的には異なるが同じ空間の部分に及ぶ一連の測定において収集されるように、前記方法が実施される点で有利である。これらの部分は、ＳＰＡＲＳＥ領域によって形成されるのが好ましい。該部分の特徴は、それぞれが前記空間周波数と同じ信号を持つ高周波領域を有することにある。
【００１６】
前記方法に関する有利な実施例の特徴は、前記空間周波数空間の追加領域、好ましくは中央に位置しない領域が、前記中央領域方向への空間周波数の拡張に相当する距離よりも互いに離れて位置することにある。
【００１７】
空間周波数空間の前記追加領域が、少なくとも特定の部分において互いに平行に延びるように、前記方法が実施される点で有利である。
【００１８】
前記方法に関する有利な実施例の特徴は、収集された前記領域が、少なくとも一つの測定に伴って分離集合を形成することにある。
【００１９】
ここで、個別の前記集合の分離要素が、前記空間周波数空間の少なくとも特定の部分において互いに平行に延びる点で特に有利である。
【００２０】
前記方法に関する有利な実施例の特徴は、前記測定は、互いに異なる前記空間周波数空間の領域のうちの少なくとも一部が追加測定によってもう一度収集されるサイクルを形成するように、実施することにある。
【００２１】
本発明の追加の利点、特徴、及び実用例は、従属項と、本発明の好ましい実施例の図面による以下の説明とによって、提供される。
【発明の効果】
【００２２】
時間依存現象を調査するための二重造影ＥＰＩＣ測定法によって、例えば、前記造影剤の投与作用、より高い時間分解能、及びより大きな画像コントラストに関し、その動的検討を、成し遂げることができる。そして、該二重造影ＥＰＩＣ測定法の空間分解能は、既知のエコープラナー画像法（ＥＰＩ）によるものよりも高い。
【００２３】
更に、使用する二重造影ＥＰＩＣ測定法に伴って、ＳＰＡＲＳＥ因子、キーホール因子、及びサンプリング因子を、希望する測定用途に適合させることができ、従って、希望する時間的分解能と、ある程度の磁化率アーチファクトの低減とを成し遂げることができるのである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２４】
図１の部分画像ａは、例えばドイツ特許出願ＤＥ１９９６２８４５Ａ１で開示されているタイプの、キーホールを備えたプラナーエコー画像を示す。
【００２５】
そして、図１の部分画像ｂは、本発明に係わるキーホールを備えたプラナーエコー画像を示す。本発明に係わるこのエコー画像法には、空間周波数空間内を通過する非対称軌道が用いられる。そして、該非対称軌道は、データが中央領域（キーホール）では収集されるが、望ましくは空間周波数空間の少なくとも一つの選択領域では収集されない、ように設定されている。
【００２６】
特に好ましい実施例においては、データ収集によって、複数のラインが前記空間周波数空間中央上方で走査され始める。空間周波数空間中央上方において該空間周波数空間中央まで延びたラインは、低分解位相画像を算出し、画像データをハーフフーリエ変換により再構成するために、使用される。
【００２７】
空間周波数空間のキーホール領域での収集に続いて、ＳＰＡＲＳＥ系列が圧縮係数ｓで実行される。さらに、前記測定にはキーホール因子ｋが導入される。該キーホール因子ｋは、キーホールを構成する空間周波数空間の分数の逆数に相当する。従って、例えば、中央のキーホール領域が空間周波数空間の４分の１より構成される場合には、ｋ＝４である。続いて、好ましいハーフフーリエ変換キーホールエコープラナー法（ＥＰＩＣ）におけるマトリックス要素が描かれている。好ましい実施例の図は、Ｎ×Ｎドットマトリックスに対応する空間周波数空間の収集に関するものである。
【００２８】
サンプリング系列ＥＰＩＣ＜ｎov，ｋ，ｓ，ｉ＞を用いる場合、ｎovはキーホール領域に収集されるライン数の比率であって収集ラインの全数を表し、ｋはキーホール因子、ｓはＳＰＡＲＳＥ因子、そして、ｉは０≦ｉ＜ｓなる操作変数指数を表す。
【００２９】
特に好ましいサンプリング系列は、次の数式１の形式を有する。
【００３０】
【数１】
2005525204.tif 000003
【００３１】
収集モジュールのための収集時間ＴＡは、次の数式２で表される。
【００３２】
【数２】
2005525204.tif 000004
【００３３】
ここでの議論は、標本の幾何的特性と空間周波数空間の構造とは無関係であり、従って、図１に描かれた部分画像ｂは、単に一例として理解すべきである。
【００３４】
本発明は、二次元空間周波数空間の収集には決して限定されず、むしろ、任意の希望する次元数を有する空間周波数空間を収集するのに適しているが、ここでは、より単純な二次元図形による描写が選択されている。
【００３５】
最初の測定走査において、前記空間周波数空間において領域１０ばかりでなく中央領域１も一緒に捕捉されるが、この場合、前記空間周波数空間に対して事実上平行であるのが好ましい。ここで実線で示される領域１０は、前記中央領域１から少し離れて位置している。
【００３６】
次の測定においては、前記中央領域がもう一度捕捉される。その上で、前記中央領域１外側の空間周波数空間の、点破線で示される追加領域２０が、捕捉される。この空間周波数空間の追加領域２０は、互いには平行に、そして、前述の測定段階で収集された前記追加領域１０に対しては逆平行に、延びるのが好ましい。
【００３７】
その後、前記測定手順が繰り返される。繰り返し中は、もう一度、二点破線で示す他の追加領域３０ばかりでなく中央領域１も一緒に収集される。
【００３８】
単に高周波数データを選択収集するだけで済むため、キーホール法の有する時間的優位性が、事実上維持されるのである。更に、ノイズの影響が抑制される。
【００３９】
その上、示された画像は、高い空間分解能を有すると共に、前記空間周波数空間の全記録に相当するタイプのものである。
【００４０】
特に、本発明には、前記空間周波数空間の一層高い領域を、より低記録速度にて収集することが要求される。それにもかかわらず、希望する高い空間分解能を得るためには、次の方法のうちの少なくとも一つが用いられる。
ａ）種々の記録画像のための、空間周波数空間の高周波成分測定分布。
ｂ）予測される強度変化の位置・タイプに関するアプリオリ情報の使用、及び計算用補間モデルの使用。
ｃ）互いに位相偏移するように動作する適切な検出コイルに関連した、並行記録技術の使用。
【００４１】
方法ｃは、操作が容易で、わずかな計算の努力だけで実施することができる。更に、これの変形技術は、特にエラーに強く、すなわち、攪乱作用に影響されにくい。
【００４２】
しかしながら、必要情報を収集するのに利用可能な他の方法も、同様に使用することができる。
【００４３】
高空間周波数空間を有する領域の、比較的少ないというよりはむしろ数少ない収集によって、時間的優位性が得られると共に、特に有利な点として、時系列上に記録された画像間の相関が軽減される。
【００４４】
図２は、本発明に係わる、多重造影によるハーフフーリエ変換エコープラナー画像法のための、好ましい記録系列における種々の成分の模式図を示す。
【００４５】
そして、図２は、一連の時間の中で縦に並んだ種々の系列成分を示す。そして、水平線上に向かってそれぞれ延びた個々の矢印は、個別パラメータの時間依存性を表している。これらの個別パラメータは、同時に起こる事象が縦に一直線に位置するように、縦に配列される。
【００４６】
最も上のラインにおいては、印加された磁場ＲＦやそれから派生した磁場ＲＦが、ライン上に示されている。そして、該ラインは、磁場の時間依存性を表すと共に、パルス系列と対応している。
【００４７】
磁場の時間依存性を示す該ラインの下方には、傾斜磁場Ｇs、Ｇp、及びＧRの時間依存性を表す三本のラインが示されている。
【００４８】
第一傾斜磁場Ｇsは、均一磁場Ｂ0の主方向に延びるのが好ましい。該均一磁場Ｂ0は分極場とも呼ばれ、この均一磁場の軸をＺ軸にとる。検査する標本の層が、この傾斜磁場Ｇsによって選択される。このことから、傾斜磁場Ｇsは、層選択傾斜磁場とも呼ばれる。種々の傾斜磁場を互いに一層はっきりと識別するために、以降の「Ｇs」という呼び名は層選択傾斜磁場に用いることとする。
【００４９】
前記第一傾斜磁場Ｇsの下方には、位相コーディング傾斜磁場Ｇpに相当する追加傾斜磁場が示されている。該位相コーディング傾斜磁場Ｇpは、Ｙ軸に沿って印加するのが好ましく、また、検査すべき運動量空間のラインを選択するのに用いられる。
【００５０】
前記追加傾斜磁場の下方には、読み取り傾斜磁場ＧRに相当する第三傾斜磁場が示されている。該読み取り傾斜磁場ＧRは、Ｘ軸に沿って印加するのが好ましい。そして、信号、特に検査すべき標本のエコー信号を読み出すのに用いられる。また、該読み取り傾斜磁場ＧRは、画像形式による信号の再生を可能とするため、図１で縦に示す幾つかの記録系列を実行するのに用いられる。
【００５１】
具体的には、前記方法は以下のようにして実施される。
【００５２】
まず第一に、まず第一に、検査すべき標本の正味の磁化は、一番上のラインの左側に示された励起パルスＡＰ、好ましくは９０°パルスによって、達成される。該励起パルスＡＰは、例えば、１〜１０ミリセカンドの継続時間を有するものであり、特に、２〜３ミリセカンドの継続時間が好ましい。
【００５３】
検査すべき標本が励起パルスによって励起されると、該標本には第一の層選択傾斜磁場Ｇs１が印加され、これによって、横方向磁化の部分的位相偏移が生じる。
【００５４】
前記励起パルスの後、変更信号に伴う追加の層選択傾斜磁場Ｇs２によって、前記スピンが再び位相偏移する。
【００５５】
該追加の層選択傾斜磁場Ｇsの時間積分は、励起パルス中に印加される前記第一の層選択傾斜磁場Ｇs１の時間積分の半分であることが好ましい。この結果、追加の層傾斜磁場Ｇs２は、位相偏移傾斜磁場として作用する。
【００５６】
図２に示す一連の系列成分は、本発明の他の実施例においても当然使用することができる。
【００５７】
特に、アーチファクトの無い画像を生成するには、エコー時間偏移（ＥＴＳ）を用いることが有利である。
【００５８】
とりわけ有利な時間偏移は、次のように、Ｄ1、Ｄ2と呼ぶ。
【００５９】
例として図２でＤ1と呼ばれる最初の時間偏移は、種々の層の間における信号強度と位相変調の階段状変化を除去するのに、役立つものである。この時間遅延Ｄ1の大きさは、最初は低く、その後は増加していくのが好ましい。特に有利な実施例においては、この時間遅延Ｄ1の値は、初期記録のために最初はゼロに等しく、その後は各インターリーブのために増加していく。ここで、前記階段の大きさは、Δｔ／ｓであることが好ましい。幾つかのインターリーブＮ、ここでは三つのインターリーブの後に、全てのｋ空間が収集される。そして、前記キーホール領域は、この工程においてＮ回収集されるのである。
【００６０】
その他の時間偏移Ｄ2＝Δｔ（ｓ−１）／ｓ−Ｄ1は、個別の測定、とりわけ特定のインターリーブの数とは無関係の個別読み出し成分の長さを構成するのに、役立つものである。
【００６１】
前記読み取り傾斜磁場ＧRの変化の影響を軽減すべく、直線性傾斜磁場エコーと非直線性傾斜磁場エコーとの間の位相補正を行うことによって、有害なゴースト効果の無い記録画像とするのが好ましい。また、できれば位相ベクトルを確認する。特に、これは一度に一画素ずつ行われる。特に好ましい実施例においては、位相補正ベクトルは、非位相コード化された検定用測定によって確認される。そして、この検定用測定は、記録系列を求めるよりも先に行うのが好ましい。
【００６２】
画像データの部分フーリエ変換再構成、特に画像データのハーフフーリエ変換が、エコープラナー画像法での使用に適していることは、驚くべきことであり、なぜならば、示された前記実施例、特にキーホールプラナーエコー画像法は、望ましくない位相偏移によって欠陥が発生するという高いリスクを伴うからである。前記部分フーリエ変換再構成は、画像中の位相偏移が低い空間分解能を有するという仮定の下で行われる。しかしながら、これは、エラーの局所的影響を伴うエコープラナー画像法のようなここでの場合には、適用されない。
【００６３】
これは、反対符号を有する領域において記録されたライン数ｎovが特定の最小値、好ましくは少なくとも１２を有する場合に、特別に適用される。更に、少なくとも１６のｎov値を選択することが一層有利である。特に、１６から３２の間のｎov値が好ましい。
【００６４】
特に有利なハーフフーリエ変換エコー画像系列の用途を、実例によって以下に説明する。
【００６５】
特に好ましい場合には、幾つかの層がコントラストの強調（特に二重造影）を伴って収集されるように、前記ハーフフーリエ変換ＥＰＩＣパルス系列が設定される。
【００６６】
とりわけ高い磁場強度を有するスキャナの使用は特に適切なものではあるが、本発明は、分解能とエラー除去に関する前述の利点のおかげで、市販のスキャナ、例えばＳｉｅｍｅｎｓ  Ｍａｇｎｅｔｏｎ  Ｖｉｓｉｏｎ１．５Ｔにも使用可能である。
【００６７】
このようなスキャナは、例えば、立上がり時間３００μｓの標準傾斜磁場２５ｍＴ／ｍを有する。特に好ましい実施例においては、読み出し時間は数百μｓであり、ここでの読み出し時間は８８０μｓである。この読み出し系列を介して、再構成画像を構成する１２８×１２８ドットのマトリックスが収集される。エコー時間は、１０〜約１００ｍｓが好ましく、そして、第一画像と第二画像の場合は約１８〜６２ｍｓが好ましい。
【００６８】
各層の励起は、一般に知られている１−３ー３−１体積脂肪抑制モジュールによって行われる。
【００６９】
このようにして得られた測定結果を図３に示す。
【００７０】
図３は、ファントム測定時の四つの部分画像における分解能を説明するための該部分画像を示す。
【００７１】
この図３の四つの部分画像は、ファントム測定の例によって本発明の利点を提示している。前記ハーフフーリエ変換二重造影キーホールエコープラナー法は、図３に示す実施例で使用されており、その部分画像ｄにおいて、エコー時間は角度α＝９０°での場合と同様にＴE1＝１８ｍｓとＴE2 ＝６２ｍｓ、視野はＦＯＶ＝２００ｍｍ、マトリックスサイズは１２０×１２８ドット、層厚は４ｍｍであり、信号加算平均はしていない。なお、このマトリックスサイズ、層厚、及び高い方のエコー時間（ＴE2＝６２ｍｓ）のような、他系列用の系列パラメータは、変化させないままにしている。
【００７２】
全ての測定は、同一の読み取り傾斜磁場にて行われる。そして、検査する前記ファントムは、水中に置かれた種々のサイズの複数のプラスチック容器から成っている。
【００７３】
図４に示される人間の脳の測定では、その緩和時間はＴR＝１ｓ、第一エコー時間はＴE1＝１８ｍｓ、第二エコー時間はＴE2 ＝６２ｍ、 位相角はα＝６５°、マトリックスサイズは１２８×１２８ドット、層厚は約４ｍｍであり、信号加算平均はしていない。同じ系列が、動的検討の前にプロトン密度で平均化された画像を確認するのに、使用される。全ての系列パラメータは、位相角を除いて、ここでは変化させないままにしておくのが好ましい。該位相角は減少させるのが望ましく、ここでは１０°にする。更に、プロトン密度で強調されたこれらの画像にとって、幾つかの信号の全てにわたり平均化が起こる。該信号は２〜５０個とするのが望ましく、ここでは９個にする。
【００７４】
キーホールエコープラナー画像法（ＥＰＩＣ）で作られた画像は、１ＨＺの収集速度で記録される。数百枚の画像によるのが好ましく、ここでは１４４枚にする。
【００７５】
第一画像、ここでは三枚の画像は、Ｔ1の飽和効果のため考慮には入れない。
【００７６】
好ましくは数秒間、特には５〜５０ｓの間、ここで示す特に好ましい場合にあっては１５ｓの間の、十分長時間に渡って、基準線を続けて記録した後、適切な造影剤、この場合はＧａｄｏｌｉｎｉｕｍ  Ｐｅｎｔａｄｉｍｅｇｌｕｍｉｎ（Ｇｄ−ＤＴＰＡ）が、検査被験者の身体に比例した適正量（体重１ｋｇ当たり約０．１ｍｍｏｌ）投与される。
【００７７】
前記緩和時間Ｔ1の測定は、造影剤投与の前に行われ、その際の位相角αは、約１０°と小さいことが好ましく、その後、Δ＝６５°の動的測定が実施される。正確なＴ1値を算出して、Ｔ1強調画像を得るために、事前較正用測定が用いられる。前記造影剤、ここではＧｄ−ＤＴＰＡを投与する前の測定でのＴ1値の変化は、該造影剤の縦緩和を計算することによってもたらされる。これには、Ｌｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕａｒｄｔアルゴリズムの考慮が望ましい。このようにして、伝達定数が確定する。
【００７８】
つまり、Ｔ1強調画像とＴ2*強調画像を使用することによって、先行技術のコントラスト法に見られた攪乱作用が回避される。
【００７９】
また、γ関数を計算することによって、相対的な脳血液量（ｒＣＢＶ）、平均通過時間（ＭＴＴ）、及び脳血流量（ｒＣＢＦ）を決定することができる。
【００８０】
図３は、ファントム測定を示す四つの部分画像より構成される。つまり、
ｅ）全空間周波数空間のＥＰＩ記録像、
ｆ）ハーフフーリエ変換ＥＰＩ測定像、
ｇ）全空間周波数空間のＥＰＩＣ収集像、及びハーフフーリエ変換ＥＰＩＣ測定像である。
【００８１】
部分画像ｂとｄの描写には、画像のアーチファクトを大きく抑制できることが示されている。
【００８２】
図４には、種々のＴ1強調によって健康検査被験者の脳を透過して得られた四つの代表層が描かれると共に、くっきりしたコントラストを示している。先行技術の描写と比較すると、これらの描写は、明確に認識可能な構造を備えた、より優れた画像品質を有している。
【００８３】
図５には、腫瘍患者の層記録画像が示されており、これによると、前記処理段階が使用された結果、腫瘍を明確に認識できるようになることが示されている。
【００８４】
ここで、図５ａに示す部分画像では、事実上のＴ1強調が行われている。図５ｂには、対応する、事実上のＴ2*強調画像が示されている。前記造影剤投与前の基準線測定と結びついて描かれたデータによって、造影剤の濃度変化の測定が可能となり、更に、それを、造影剤の透磁率データの既知モデル、例えばＴｏｆｔｓモデルと関連したモデルと比較することが可能となる。
【００８５】
図５ｃと図５ｄの部分画像は、局所脳血流量（ｒＣＢＦ）と局所脳血液量（ｒＣＢＶ）を示す。
【００８６】
部分画像の図５ｅは、得られたデータに対するγ関数のデータ適用を示している。
【図面の簡単な説明】
【００８７】
【図１】三つの部分画像ａ、ｂ、ｃにおける、ＥＰＩＣ測定とコントラスト  強調高周波数ＥＰＩＣ検査のための、空間周波数空間の軌道である。
【図２】ＥＰＩＣ法使用時に実施される、本発明による測定模式図である。
【図３】四つの部分画像における、ファントム測定の際の分解能図である。つまり、  ａ）全空間周波数空間のＥＰＩ記録像、  ｂ）ハーフフーリエ変換ＥＰＩ記録像、  ｃ）全空間周波数空間のＥＰＩＣ収集像、  ｄ）ハーフフーリエ変換ＥＰＩＣ測定像である。
【図４】健康検査被験者の脳を透過して得た四つの代表層の図であり、その測定はキーホールエコープラナー法（ＥＰＩＣ）によって実施され、ここでは、上列にはＴ1強調画像を示し、下列には事実上のＴ1*強調画像を示す。
【図５】腫瘍患者の脳を透過して得た層であり、部分画像ａは、事実上のＴ1強調画像を示し、部分画像ｂは、部分画像ａに相当するものの事実上はＴ2*強調画像を示している。そして、前記部分画像ｃとｄにおいては、局所脳血流量ｒＣＢＦと局所脳血液量ｒＣＢＶのために算出された分布が示され、部分画像ｅにおいては、γバリアント関数を収集データにどのようにして適合できるようにしているかが、示されている。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【国際調査報告】
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