(57)【要約】要約書なし。【特許請求の範囲】
【請求項１】
− ｋ空間が、磁気共鳴信号の収集によってサンプリングされ、
− 選択領域が、撮像されるべき物体の部位に関する先験的な既知情報に基づいて調整され、
− 前記ｋ空間の前記選択領域が、サンプリングされ、かつ
− 磁気共鳴像が、前記ｋ空間内の前記サンプリングされた選択領域の中に波動ベクトルを有する前記磁気共鳴信号から再構成される、磁気共鳴撮像法。
【請求項２】
前記選択領域の前記ｋ空間内の形状および／または方位が、前記撮像されるべき物体の前記部位についての前記ｋ空間内の前記形状および／または方位に関する情報に基づいて調整される、
請求項１に記載の磁気共鳴撮像法。
【請求項３】
前記選択領域のサンプリング密度が、前記撮像されるべき部位に関する前記先験的な既知情報に基づき、前記ｋ空間内のそれぞれの方向において調整される、請求項１または２に記載の磁気共鳴撮像法。
【請求項４】
前記選択領域が、異方性の形状を有し、前記ｋ空間内の前記選択領域が、長軸に沿って、前記長軸に直交する短軸に沿って延在する距離よりも大きい距離にわたって延在する、請求項１に記載の磁気共鳴撮像法。
【請求項５】
前記選択領域が、前記ｋ空間内の中央セクタである、請求項４に記載の磁気共鳴撮像法、とりわけ、ＭＲ血管造影法。
【請求項６】
前記選択領域の前記長軸の方位および／または前記短軸に対する前記長軸のアスペクト比が、前記撮像されるべき物体の前記部位の形状に関する情報に基づいて調整される、請求項４に記載の磁気共鳴撮像法。
【請求項７】
前記撮像されるべき物体の部位に関する前記先験的な既知情報が、磁気共鳴信号の診査収集から抽出される、請求項１に記載の磁気共鳴撮像法。
【請求項８】
− 磁気共鳴信号の収集によってｋ空間をサンプリングし、
− 撮像されるべき物体の部位に関する先験的な既知情報に基づいて、選択領域を調整し、
− 前記ｋ空間の前記選択領域をサンプリングし、かつ、
前記ｋ空間内の前記サンプリングされた選択領域内に波動ベクトルを有する前記磁気共鳴信号から、磁気共鳴像を再構成するように設定されている、磁気共鳴撮像システム。
【請求項９】
− 磁気共鳴信号の収集によってｋ空間をサンプリングする命令と、
− 撮像されるべき物体の部位に関する先験的な既知情報に基づいて、選択領域を調整する命令と、
− 前記ｋ空間の前記選択領域をサンプリングする命令とを備えた、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明が属する技術分野】
本発明は、ｋ空間が、磁気共鳴信号の収集によってサンプリングされる磁気共鳴撮像法に関する。
【０００２】
本発明は、さらに、そのような磁気共鳴撮像法を実行するように設定されている磁気共鳴撮像システムに関する。
【０００３】
【従来の技術】
この種の磁気共鳴撮像法と磁気共鳴撮像システムは、米国特許第５，７１３，３５８号により公知である。
【０００４】
この公知の磁気共鳴撮像法によれば、ｋ空間は、中央領域と周辺領域とに細分される。中央領域は、より高速度で、すなわち、周辺領域より、単位時間当たりより数多く、サンプリングされる。磁気共鳴像は、中央領域からの最新の磁気共鳴信号から再構築され、幾分それより前に収集された周辺領域からの磁気共鳴信号により補足される。この公知の磁気共鳴撮像法は、磁気共鳴像の粗い構造の速い変化を忠実に再生することに成功している。微細構造については、緩やかな変化しか忠実に再生することは出来ない。なぜなら、ｋ空間の周辺領域からの磁気共鳴信号、換言すれば、相対的に大きい値の波数を有する、従って短い波長を有する磁気共鳴信号が、低い頻度でしかリフレッシュされないからである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明の目的は、撮像されるべき物体のより忠実な描写である磁気共鳴像の形成を可能にする磁気共鳴撮像法を提供することである。
【０００６】
この目的は、
− 選択領域が、撮像されるべき物体の部位に関する先験的な既知情報に基づいて調整され、
− ｋ空間の選択領域がサンプリングされ、かつ
− 磁気共鳴像が、ｋ空間内のサンプリングされた選択領域中に波動ベクトルを有する磁気共鳴信号から再構成される、本発明による磁気共鳴撮像法によって、達成される。
【０００７】
本発明は、撮像されるべき物体またはその部位の、三次元形状、寸法、一時的なコントラストの変動などの諸特性と、検査されるべき物体内のＲＦ励起によって生成される相当の信号レベルの磁気共鳴信号の波動ベクトルを有するｋ空間内の領域の形状との間には、１つの関係が存在するという事実の認識に、基づいている。これは、磁気共鳴信号が、撮像されるべき物体の部位のフーリエ変換を表すからである。ｋ空間という用語は、撮像されるべき物体が位置している幾何学的な空間の逆空間を意味する。ｋ空間は、特に、受信アンテナの磁気共鳴信号の幾何学的範囲、すなわち、いわゆる視野の逆空間である。ｋ空間内の位置は、磁気共鳴信号の波動ベクトルを表わす。磁気共鳴撮像システムの視野を完全にかつ一様に満たす物体の部位は、ｋ空間の中心の小さな領域に集中させられた波動ベクトルを有する磁気共鳴信号を生成する。視野よりはるかに小さい物体の部位は、ｋ空間内の広範囲な領域内に波動ベクトルを有する磁気共鳴信号を生成する。細長い三次元形状を有する物体の部位は、幾何学的空間内で細長い三次元形状を横切る方向に延在する方向に相当する、ｋ空間内の方向に方位をとる領域内に集中させられた磁気共鳴信号を生み出す。本発明による磁気共鳴撮像法は、検査されるべき物体の部位の三次元形状を考慮に入れる。この結果、磁気共鳴撮像法は、ｋ空間内の位置を不必要にサンプリングすることを回避しつつ、ｋ空間内の関連する位置を、必要なだけ、正確にサンプリングすることに成功した。本明細書中では、ｋ空間内の関連する位置とは、高い診断品質を有し、かつコントラストの低い小さい詳細が適切に可視化されて再生される磁気共鳴像を再構成するのに必要である磁気共鳴信号を有するベクトルｋ値を意味すると理解されるべきである。このようにして、本発明による磁気共鳴撮像法は、磁気共鳴像を、高速、かつ高い診断品質で形成することに成功している。
【０００８】
検査を受ける患者について、高い診断品質の磁気共鳴像を作成することが、好ましい。
【０００９】
さらに、選択領域の走査またはサンプリングは、磁気共鳴信号の波数（または波長）に関して、効率的なフィルタリングを構成する。これは、ｋ空間の選択領域内で収集された磁気共鳴信号が、選択領域を選ぶことにより決定されるような、生成された磁気共鳴信号の全体についての所定範囲の波数を有する成分を構成するからである。効率的なフィルタリングは、選択領域の調整によって、このようにして調整される。この調整可能である効率的なフィルタリングは、オプションで、磁気共鳴像中の所定の構造を増強したりまたは抑制することを可能にする。
【００１０】
本発明は、例えば、三次元ＦＦＥ（Ｆａｓｔ Ｆｉｅｌｄ Ｅｃｈｏ＝高速フィールドエコー）のような、三次元磁気共鳴撮像法と共に使用することに、特に適している。このようなＦＦＥシーケンスの間に、磁気共鳴信号が、検査されるべき物体、例えば、検査を受ける患者の中のスピンを、定常磁界に対してあるフリップ角でスピンを回転させるＲＦパルスによって、励起することによって、生成される。その後、連続する勾配エコーが、読出し方向に読出し勾配を印加することによって、かつ、その読出し勾配に垂直な方向に、互いに垂直な位相符号化勾配を印加することによって、生成される。中央領域が選択されるｋ空間内の個々の平面は、好ましくは、読出し方向に垂直に存在する。例えば、ｋ空間内の読出し方向はｋｘ方向であり、また、選択領域を含む個々の平面は、（ｋｙ、ｋｚ）平面内に位置する。ｋ空間内の選択領域は、相対的に遅い速度で、すなわち、読出し方向の、すなわち選択領域が位置する平面を横切る方向のサンプリング速度に比較して遅く、サンプリングされる。選択領域（（ｋｙ、ｋｚ）平面内）の個々のポイントでは、毎回、多数のポイントが、読出し方向の直線または線分上でサンプリングされる。
【００１１】
本発明のこれらおよびその他の態様は、従属項に規定されている以下の実施例に基づいて、詳細に説明される。
【００１２】
本発明による磁気共鳴撮像法は、ｋ空間内でサンプリングされるべき領域を選択するために、撮像されるべき物体の部位の形状および／または方位を考慮に入れることが好ましい。ｋ空間内でサンプリングされるべき選択領域は、このようにして、検査されるべき物体の撮像されるべき部位についてのフーリエ変換に正確に対応させることができる。この結果、撮像されるべき部位の磁気共鳴像の再構築に必要な磁気共鳴信号が、正確に、収集される。主として、ｋ空間内の選択領域の形状と方位が、効率的なフィルタの調整に、強い影響を及ぼすことが見出されている。磁気共鳴像中の所望部位の増強と磁気共鳴像中の不要部位の抑制は、ｋ空間内の選択領域の形状と方位に基づいて、適切に、制御することが可能である。この効率的なフィルタリングの調整は、通常、画像が要求されるまたは要求されない物体の個々の部位の間には、形状と方位とに違いが存在するという事実を認識したことに基づいている。
【００１３】
本発明によれば、ｋ空間内の選択領域における異なる方向の中では、磁気共鳴信号の異なるサンプリング密度を使うことが好ましい。したがって、信号サンプリングは、磁気共鳴信号が信号レベルに関して最も集中するｋ空間内の複数方向に集中することが好ましい。つまり、信号サンプリングは、磁気共鳴信号が高い信号レベルを有する、相対的に多くのサンプリング点が存在する方向に集中する。これは、検査されるべき物体の撮像されるべき部位と良好な相性を有する、効率的なフィルタリングを調整することに帰着する。さらに、本発明は、このようにして、受理可能な信号レベルの磁気共鳴信号が、ごくわずかしか現われない方向で不必要なサンプリングを行うことを不要とする。
【００１４】
本発明の好ましい具体化では、選択領域は、異方性形状を有するｋ空間内の中央セクタであることが好ましい。中央セクタとは、中心およびその中心のまわりのゾーンを含むｋ空間内の領域である。中央セクタは、他の方向の中央セクタの大きさと比べて、１つ以上の方向についてｋ空間へさらに延在する。中央セクタが細長い形状を有するときは、特に好ましい結果が得られる。そのような細長い中央セクタは、例えば、ｋ空間でその最大の寸法を有する方向に長軸と、その長軸を横切る方向に延在する短軸とを有している。例えば、短軸は、中央セクタがその最も小さな寸法を有する方向へ延在する。好ましくは、中央セクタの長軸は、検査されるべき物体内の主たる構造が方位をとる物体中の方向を横切る方向に相当するｋ空間内の方向へ延在している。磁気共鳴信号は、物体のフーリエ変換された像を、実際に表わす。例えば、物体の最も重要な構造がｘ軸に沿った方位をとるときは、ｋ空間内の磁気共鳴信号は、主にｋｙ軸に沿って高い絶対値を持っている。とりわけ、ＭＲ血管造影法の場合では、長軸は、検査を受ける患者の動脈の方向を横切る方向に相当する方位をとる。このような異方性の中央セクタが使用される場合、主たる構造の方向を横切る方向に位置している構造は、磁気共鳴像の中で有効に抑制され、当該方位をとった主たる構造のコントラストは増強される。
【００１５】
本発明は、ＭＲ血管造影法での使用に、特に適している。ＭＲ血管造影法の場合には、検査を受ける患者は、例えば、無線周波数（ＲＦ）パルスによる励起の後に強い磁気共鳴信号を発生する造影剤が注入される。こうして生成された磁気共鳴信号は、検査を受ける患者の血管系の部位が可視化された磁気共鳴像を再構成するために使用される。
【００１６】
ＭＲ血管造影法の実際では、造影剤が、検査を受ける患者の動脈に到達したときに、造影剤で満たされる動脈のコントラストが、周囲の組織に比較して、増加するように見える。これは、増加するセクションを有する時間依存のコントラストが存在することを意味する。造影剤が動脈に到着してからある期間が経過した時に、造影剤の濃度変化が、時間の関数としてゆっくりであるにせよ、動脈に生じ、そしてこのために、動脈からの磁気共鳴信号の強度の緩やかな変化も生じる。動脈中の造影剤の濃度（動脈のコントラスト）は、初めには急速に増加し、次に最大値に到達するまではその速さを著しく減じて増加し、その後、再び非常に緩やかに減じることが、明白に見出されている。最大コントラストが動脈に生じた後、およそ４ないし８秒で、造影剤がその間に静脈に到達するので、大幅ないわゆる静脈増強が磁気共鳴像中に現われ始める。動脈のコントラストが最大になる時点と大幅な静脈増強が開始される時点の間の４〜８秒の期間は、動脈ウィンドウとも呼ばれる。
【００１７】
本発明を、ＭＲ血管造影法に使用する場合には、選択領域をｋ空間内の中央セクタとすることが好ましい。このようなＭＲ血管造影法アプリケーションについては、ｋ空間の中でサンプリングされるべき領域は、検査を受ける患者の血管構造の形状に基づいて、調整される。本発明によれば、中央セクタのサンプリングは、中心の外側で開始される、すなわち、好ましくは、動脈のコントラストの増大の前に開始される。こうして、より多くの時間が、静脈増強の開始に先立った中央セクタのサンプリングのために利用可能である。本発明はまた、実際のＭＲ血管造影法では、時間依存のコントラストが、動脈中のコントラストが最大になるちょうど直前の瞬間から、静脈増強の開始までの時間において、ゆっくり変化するセクションを持っているという事実を利用する。本発明によれば中央セクタは個々にサンプリングされるので、中心は、ゆっくり変わるセクションの間に容易にサンプリングすることが可能である。例えば、周辺セクタは、中央セクタのサンプリングの後に、サンプリングされる。中央セクタのサンプリングが中心の外側から開始される場合、コントラストが急速に増加しつつあるときに、中心のサンプリングが正確に起こなわれることを、容易に回避することが可能である。好ましくは、中央セクタのサンプリングについては、最大の動脈コントラストの発生とほぼ同時にｋ空間の中心への到達が確実に行われる。しかしながら、動脈のコントラストが最大となる前に、サンプリングを開始させても良い。中央および周辺セクタのような、ｋ空間の一部分をサンプリングする間に、波動ベクトルを有する磁気共鳴信号が、ｋ空間の関連する部分においてサンプリングされる。動脈のコントラストがゆっくりとしか変動していない間に、中央セクタ、とりわけｋ空間の中心がサンプリングされるので、どのような「リンギング」アーチファクトも、まったく、またはほとんど、磁気共鳴像中に生じない。さらに、中央セクタのサンプリングに利用可能な期間は、動脈ウィンドウの持続時間よりは、約２倍に達するほど、長い。さらに、動脈のコントラストは、動脈中の造影剤濃度の最大値が、中央セクタのサンプリングの間に生じるように、増強される。
【００１８】
異方性の選択領域の方位は、長軸の方位の調整によって選択することが好ましい。長軸の方位は、選択された異方性領域の方位を支配的に決定する。異方性の中央セクタが、ｋ空間内のサンプリングされるべき選択領域として使用されるときは、このことは、特に当てはまる。異方性の領域の短軸長さに対する長軸長さの比率であるアスペクト比は、異方性領域の形状を、主に決定する。この結果、これは、ｋ空間内でサンプリングされるべき選択領域の形状を制御するように、アスペクト比を調整するには、通常十分である。ＭＲ血管造影法アプリケーションでは、ｋ空間内のサンプリングされるべき選択領域の、とりわけｋ空間内の、異方性中央セクタの方位は、検査を受ける患者の血管構造が主に延在する方向に基づいて、選択することが、好ましい。
【００１９】
異方性領域の別の適切な選択は、ｋ空間内の、ほぼ蝶形状の領域である。このような蝶形状領域がサンプリングされるときは、検査されるべき物体のわずかな曲線状部分または曲がり部分により生成される磁気共鳴信号が、正確にサンプリングされることが知られている。このような蝶形状領域のサンプリングは、特に検査を受ける患者内の血管の撮像に対して、好都合な結果を提供する。検査を受ける患者の頚部の血管系（頚動脈）の検査に際して、中央セクタの長軸は、例えば、検査を受ける患者の頚部の動脈を横切る方向に相当する方向へ調整される。検査を受ける患者の頚動脈の近くの静脈信号は、このようにして効率的に抑制される。
【００２０】
効率的なフィルタリングの結果として、本発明は、動脈からの磁気共鳴信号に比べて、静脈からの磁気共鳴信号（静脈の信号）を抑制することを達成する。なぜなら、一般的に言って、静脈と動脈は同じ方向には延在していないからである。静脈信号のこのような抑制の結果として、造影剤が既に静脈に達したときでさえ、磁気共鳴信号の収集を、再構成された磁気共鳴像中に重大な静脈増強を可視化させることなしに、継続することが可能となる。磁気共鳴像中の動脈の描写が、このようにして、静脈の部位の不要な再生を生じさせることなしに強調される。
【００２１】
本発明によれば、利用可能な撮像されるべき部位に関する先験的既知情報を持つことが必要である。とりわけ、ＭＲ血管造影法は、検査を受ける患者の血管構造の関連する部位の形状に関する、所定の情報が使用できなければならない。このような情報は、例えば、前もって磁気共鳴信号の診査収集を行うことによって抽出することができる。このような診査的磁気共鳴信号は、例えば、検査を受ける患者の一部を貫いた厚いスライスに関するものである。例えば、関連する厚いスライスのいわゆる蛍光透視法の磁気共鳴像は、このような診査的磁気共鳴信号から形成される。そのような螢光透視法の磁気共鳴像は、高い診断品質を持つ必要はなく、蛍光透視法の磁気共鳴像は、構造、例えば、血管が検査されるべき領域内で延在する方向を示せば十分である。
【００２２】
選択領域のサンプリングは様々な方法で行なうことができる。サンプリングの容易な一方法は、ｋ空間内の平行な線分に沿って、選択領域をサンプリングすることである。さらに、例えば、ｋ空間内の螺旋形状のトラジェクトリに沿って選択領域を、最初にサンプリングされるｋ空間の中心から次に選択領域中のさらに外側に位置する部分へと、サンプリングすることも可能である。とりわけＭＲ血管造影法については、造影剤が検査を受ける患者の静脈に到達する前に、磁気共鳴信号をｋ空間の中心から収集することが、このようにして達成される。このようして、静脈増強が、磁気共鳴像の中で、回避される。ｋ空間内の中心から外側に延在する螺旋形状トラジェクトリに沿った、選択された異方性領域のサンプリングは、さらに、時間依存のコントラストを含む他の状況において、好都合な結果を提供する。このような時間依存のコントラストは、例えば、（核）スピンが検査されるべき物体の部位において飽和しているときに生じる。他の例は、脂質選択的飽和プリパルスによる脂質の抑制である。このような飽和は、例えば、磁気選別勾配と協力した強力なＲＦ励起を手段として行われる。このような飽和により、関連する飽和された領域が、どのような磁気共鳴信号も全くまたはほとんど発生させないので、磁気共鳴像に対するそのような飽和された領域の影響を、除外または相殺することができる。関連する領域の飽和にもかかわらず、時間と共に増加する、時間依存性のコントラストを引き起こす磁気共鳴信号も、まだ発生することがわかっている。このような時間依存性のコントラストの妨害効果は、ｋ空間内の中心から遠ざかる方向に、つまり、好ましくは、ｋ空間内の中心から異方性領域の端部までの螺旋形状のトラジェクトリに沿って、ｋ空間内の異方性の選択領域をサンプリングすることによって、磁気共鳴像中で弱めることが出来る。さらに、この場合、関連する領域時間を再び飽和させることは、不必要であるか、少なくとも必要となる頻度はより少ないであろう。
【００２３】
さらに、選択領域のサンプリングは、１つ以上の方向に限定することができる。選択領域の一部分しか実際に走査されないので、磁気共鳴像の再構成のためには、それ自体知られている部分フーリエ再構成を使うことが必要である。その後、サンプリングされなかった選択領域の複数部分に対する磁気共鳴信号は、例えば、エルミート共役を用いて、既に測定された磁気共鳴信号から導出される。
【００２４】
本発明は、さらに本発明による磁気共鳴撮像法を実行するのに適した磁気共鳴撮像システムに関する。本発明によるそのような磁気共鳴撮像システムは、請求項８に規定されている。
【００２５】
本発明は、さらにコンピュータプログラムに関する。本発明によるコンピュータプログラムは、磁気共鳴信号の収集によって、ｋ空間をサンプリングするための命令と、選択される領域を、撮像されるべき物体の部位についての先験的な既知情報に基づいて調整するための命令と、ｋ空間の選択領域をサンプリングするための命令とを含む。
【００２６】
磁気共鳴撮像システムは、磁気共鳴撮像システムの様々な機能を実行することができるコンピュータを含む。本発明によるコンピュータプログラムを磁気共鳴撮像システムのコンピュータにロードすることによって、このようなシステムによって本発明の方法を実行することが可能になる。例えば、コンピュータプログラムは、担体、例えば、ＣＤ−ＲＯＭディスクから磁気共鳴撮像システムのワーキングメモリにロードすることが可能であるが、ワールドワイドウェブのようなネットワークを経由して、本発明によるコンピュータプログラムをダウンロードすることも可能である。
【００２７】
【発明を実施するための形態】
本発明のこれらおよびその他の態様は、以下の実施例およびそれに伴う図面を参照して、例として、以下に詳細に記述される。
【００２８】
図１は、本発明が使用される磁気共鳴撮像システムを線図的に示す。磁気共鳴撮像システムは、安定で均一な磁界を生成する主コイル１０のシステムを含む。主コイルは、例えば、それらがトンネル形状の検査ゾーンを囲む様に、構築される。検査を受ける患者は、当該トンネル形状の検査ゾーンに搬送される。磁気共鳴撮像システムは、とりわけ、別個の方向に向いた一時的勾配の形で、空間的に変化する磁界が、均一な磁界に重畳されている多数の勾配コイル１１、１２も含む。勾配コイル１１、１２は、可変電力供給装置２１に接続されている。勾配コイル１１、１２は、電力供給装置２１により電流が印加されることによって、エネルギーが与えられる。強度、方向および勾配の持続時間は、電力供給装置の制御により制御される。磁気共鳴撮像システムは、さらに、ＲＦ励起パルスを生成し、かつ磁気共鳴信号を収集するための送受信用コイル１３、１５も、それぞれ含む。ＲＦ励起パルスは、検査されるべき物体、例えば、検査を受ける患者の中の、核スピンまたは電子スピンを励起させる。つまり、スピンは励起状態にされる。スピンのＲＦ励起後、スピンは、ＲＦ磁気共鳴信号を放射しつつ、励起状態から基底状態に緩和する。磁気共鳴信号の空間符号化は、勾配電界によって与えられる。さらに、ＲＦ再焦点パルスまたは勾配パルスは、磁気共鳴エコー信号を生成するために使用することが可能である。送信用コイル１３は、それによって検査されるべき物体（の部位）を囲むことが可能である人体コイル１３として、構成することが、好ましい。人体コイルは、通常、検査を受ける患者３０が、磁気共鳴撮像システム中に収容されたとき、人体コイル１３内部に位置するように、磁気共鳴撮像システム内に配置される。人体コイル１３は、ＲＦ励起パルスとＲＦ再焦点パルスを送信するための送信アンテナとして働く。人体コイル１３は、送信されたＲＦパルスの空間的に均一な強度分布を供給することが好ましい。通常、同一のコイルまたはアンテナが、送信用コイルおよび受信用コイルとして、交互に使用される。さらに、送信および受信用コイルは、通常、コイルとして形成されるが、送信および受信用コイルが、ＲＦ電磁信号のための送信および受信アンテナの役割を果たす、他の幾何学的構造も実現可能である。送受信用コイル１３は、電子トランシーバ回路１５に接続されている。
【００２９】
しかし、これに代わって、別個の受信用コイル１６を使用することも可能であることに注意されたい。例えば、この結果、表面コイル１６を、受信用コイルとして使用できる。そのような表面コイルは、相対的に小さな体積において、感度が高い。表面コイルのような、送信用コイルは、復調器２４に接続され、受信された磁気共鳴信号（ＲＦＳ）は、復調器２４によって復調される。復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成装置に印加される。受信用コイルは、前置増幅器２３に接続されている。前置増幅器２３は、受信用コイルによって受信されたＲＦ共鳴信号（ＲＦＳ）を増幅し、増幅されたＲＦ共鳴信号は、復調器２４に印加される。復調器２４は、増幅されたＲＦ共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は、撮像されるべき物体の部位のローカルなスピン密度に関する実際の情報を含んでいる。さらに、トランシーバ回路１５は、変調器２２に接続されている。変調器２２およびトランシーバ回路１５は、ＲＦ励起および再焦点パルスを送信するように、送信用コイル１３をアクティベートする。再構成装置は、復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ以上の画像信号を引き出す。このようなイメージ信号は、検査されるべき物体の撮像された部位の画像情報を表わす。実際には、再構成装置２５は、復調された磁気共鳴信号から、撮像されるべき物体の部位についての画像情報を表す画像信号を抽出するようにプログラムされているディジタル画像処理装置２５として、構成するのが、好ましい。磁気共鳴像をモニタに表示することができるように、再構成装置の出力端子の信号は、モニタ２６に印加される。磁気共鳴信号は、三次元密度分布を表わすことも可能である。このような三次元密度分布は、例えば、ユーザによって選択されるべき射影を、再生し、または、画像の立体視ペアを表示するように、様々な方法でモニタに表示することが可能である。これに代えて、先の処理を待つ間に、バッファユニット２７中に再構成装置からの信号を格納することも可能である。
【００３０】
本発明による磁気共鳴撮像システムは、例えば、（マイクロ）プロセッサを備えたコンピュータの形態でのコントロールユニット２０も含む。コントロールユニット２０は、ＲＦ励起の実行および一時的勾配電界の印加を制御する。この目的のために、例えば、本発明によるコンピュータプログラムが、コントロールユニット２０にロードされているる。
【００３１】
図２は、本発明にしたがって使用されるｋ空間内の収集トラジェクトリの一例を図表化して示す。図２は、特に、（ｋｙ， ｋｚ）平面中のそのような収集トラジェクトリを示す。例えば、選択領域４０は、ｋ空間の中心Ｏが位置しているｋ空間内の楕円形中央セクタである。選択領域４０においては、ポイントは、多数の線分４１〜４９上でサンプリングされる。サンプリングは、例えば、選択領域の端部から開始される。例えば、最初に、線分４１がサンプリングされ、また、しばらく経ってから、線分４３上の（ｋｙ， ｋｚ）平面の中心（Ｏ）がサンプリングされる。選択領域の方位は、長軸５０の方位によって決定される。長軸５０の方位は、ｋｙ軸と長軸によって挟まれた角度θによって表わされる。選択領域の形状は、長軸５０に対する短軸の比によって決定される。
【００３２】
図３ａは、曲線状構造の一例を図表化して示し、図３ｂは、ｋ空間の中でサンプリングされるべき適切な蝶形状の選択領域についての図式による表現である。図３ａは、空間の平面（ｙ−ｚ平面）における、物体６３の曲線状部分（例えば、血管中の曲がり）を示す。物体６３の部位を横切る方向に延在するローカルな方向は、矢印によって表示される。図３ｂには、図３ａ内の個々の領域６０−１、２、３、４が磁気信号を生成する波動ベクトルの領域６１−１、２、３、４が、ｋ空間内のｋｙ−ｋｚ平面内に示されている。図３ａの中の領域６０−１は、主としてｚ軸に沿った方位をとっているので、ローカルには、領域６０−１を横切る方向は、ほぼｙ方向に向かっている。この結果、領域６０−１は、長手方向の軸が主としてｋｙ方向に延在する、ほぼ楕円形状の領域６１−１の中に波動ベクトル成分を有する磁気共鳴信号を生み出す。領域６０−２、３、４は、ｋ空間内の方向が、領域６０−２、３、４の方向を横切る方向とほぼ同一である楕円形状領域６１−２、３、４に相当する。これは、楕円形６１−１、２、３、４のセットが、ｋ空間内でサンプリングされるべき選択領域４０としての使用に適していることを、明白に示している。公知の部分フーリエ法がさらに使用されるときは、例えば、領域４０の一部分６２をサンプリングすることで、十分である。物体の曲線状部分の端部が適切な空間分解能で再生される磁気共鳴像を再構成するためには、選択領域４０または６２からの磁気共鳴信号で十分であることが、既に明らかになっている。
【００３３】
図４は、図３ｂの中の蝶形状領域をサンプリングする有利な方法を図表化して示す。図４は、再び、ｋ空間内のｋｙ−ｋｚ平面中の選択領域４０を示す。選択領域は、連続する部分４０−１、４０−２、４０−３、４０−４においてサンプリングされる。サンプリングされるべき部分が、ｋ空間の中心からさらに離れて位置しているので、それは後にサンプリングされるであろう。図４内に示される部分の灰色のトーンが明るいほど、それはより遅くにサンプリングされるであろう。個々の部分は、選択された領域４０の境界と可能な限り類似していなければならない境界を、多少なりとも有する。サンプリングされるべき部分は、このようにして、容易に調整することができる。これは、この目的のために要求される一時的な勾配磁界についても当てはまる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明が使用される磁気共鳴撮像システムを図式的に示す。
【図２】本発明に基づいて使用されるｋ空間内の収集トラジェクトリの一例を図表化して示す。
【図３ａ】曲線状構造の一例を図表化して示す。
【図３ｂ】ｋ空間の中でサンプリングされるべき、１つの適した蝶形状の選択領域を図表化して示す。
【図４】図３ｂの蝶形状領域をサンプリングする有利な方法を図表化して示す。
【符号の説明】
１０ 主コイル
１１、１２ 勾配コイル
１３ 送受信用コイル（人体コイル）
１５ トランシーバ回路
１６ 表面コイル（受信用コイル）
２０ コントロールユニット
２１ 電力供給回路
２２ 変調器
２３ 前置増幅器
２４ 復調器
２５ 再構成装置
２６ モニタ
２７ バッファユニット
３０ 患者
４０−１、−２、−３，−４ 連続する部分
４０ 選択領域
４１〜４９ 線分
５０ 長軸
６０−１、−２、−３、−４ 領域
【図１】
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【図２】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図４】
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【国際公開パンフレット】
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