JPH11104111A - Ｍｒｉ映像生成方法 - Google Patents
Ｍｒｉ映像生成方法Info
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- 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
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 その場観察の生体組織の映像を生成するため
の方法を提供する。 【解決手段】 不均一磁場のＭＲＩ装置を用いて励起パ
ルスの逐次的なエポックで以って組織にパルスを供給す
る。励起パルスの各エポックは、初期の傾斜パルス、ｘ
−ｙエンコード、および再フォーカスパルスの列をこの
順に含む。特に、各ｘ−ｙエンコードはｉ（０，
１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形のＫ空間識別
子を有しており、傾斜パルスはＫ空間識別子（ｉ＋ｊ）
が奇数であるか偶数であるかに従って符号を変える。
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に対
して、映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ＋１）×
（ｎ＋１）個の測定値を発生させるために、（ｍ＋１）
×（ｎ＋１）個のエポックが使用される。次にこれら
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値を配置することによ
って前記映像が生成される。
の方法を提供する。 【解決手段】 不均一磁場のＭＲＩ装置を用いて励起パ
ルスの逐次的なエポックで以って組織にパルスを供給す
る。励起パルスの各エポックは、初期の傾斜パルス、ｘ
−ｙエンコード、および再フォーカスパルスの列をこの
順に含む。特に、各ｘ−ｙエンコードはｉ（０，
１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形のＫ空間識別
子を有しており、傾斜パルスはＫ空間識別子（ｉ＋ｊ）
が奇数であるか偶数であるかに従って符号を変える。
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に対
して、映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ＋１）×
（ｎ＋１）個の測定値を発生させるために、（ｍ＋１）
×（ｎ＋１）個のエポックが使用される。次にこれら
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値を配置することによ
って前記映像が生成される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般に磁気共鳴映像
（ＭＲＩ）システムに関する。更に詳細には、本発明は
ＭＲＩシステム用の映像処理技術に関する。本発明は不
均一磁場ＭＲＩ装置を用いてその場で生体組織を映像化
する時に雑音を抑制するための方法として特に有用であ
るが、それに限られるわけではない。
（ＭＲＩ）システムに関する。更に詳細には、本発明は
ＭＲＩシステム用の映像処理技術に関する。本発明は不
均一磁場ＭＲＩ装置を用いてその場で生体組織を映像化
する時に雑音を抑制するための方法として特に有用であ
るが、それに限られるわけではない。
【０００２】
【従来の技術】数多くの個別画素（すなわち、ピクセ
ル）を適正に配置することによって、ビジュアルに認識
できる映像が生成できることは良く知られている。例え
ば、ビデオディスプレイはそのようにして映像を生成し
ており、デジタルデータ送信に含まれる映像はピクセル
を用いて再生される。更に、核磁気共鳴技術（ＭＲＩ）
を用いて生成される映像をデータからピクセルとして取
り揃えなければならない場合もそうである。
ル）を適正に配置することによって、ビジュアルに認識
できる映像が生成できることは良く知られている。例え
ば、ビデオディスプレイはそのようにして映像を生成し
ており、デジタルデータ送信に含まれる映像はピクセル
を用いて再生される。更に、核磁気共鳴技術（ＭＲＩ）
を用いて生成される映像をデータからピクセルとして取
り揃えなければならない場合もそうである。
【０００３】議論の便宜上、本発明に関してピクセルの
意味をより良く理解してもらうために、本質的に長方形
の二次元映像をｘ−ｙ面に配置して考察することとす
る。更に、映像、または画像はｘ方向で“ｍ”番までセ
グメント化され、ｙ方向には“ｎ”番までセグメント化
されているとする。この配置において、映像はｍ×ｎ個
のピクセルを含むことになる。良く知られたように、ま
た容易に示すことができるように、もし映像中のピクセ
ルすべてが十分小さければ、人間の眼は個々のピクセル
を区別することができない。その代わりに、個別ピクセ
ルの小さい寸法のために、それらは互いに溶け合って一
貫性のある連続した映像となる。このように、個々のピ
クセルではなく映像全体が認識される。
意味をより良く理解してもらうために、本質的に長方形
の二次元映像をｘ−ｙ面に配置して考察することとす
る。更に、映像、または画像はｘ方向で“ｍ”番までセ
グメント化され、ｙ方向には“ｎ”番までセグメント化
されているとする。この配置において、映像はｍ×ｎ個
のピクセルを含むことになる。良く知られたように、ま
た容易に示すことができるように、もし映像中のピクセ
ルすべてが十分小さければ、人間の眼は個々のピクセル
を区別することができない。その代わりに、個別ピクセ
ルの小さい寸法のために、それらは互いに溶け合って一
貫性のある連続した映像となる。このように、個々のピ
クセルではなく映像全体が認識される。
【０００４】上で示唆したように、ＭＲＩ技術を用いて
生成される映像は、潜在的には個々に異なるピクセルを
非常に多数含む配置を含むことになろう。しかし、ＭＲ
Ｉの性格上、ＭＲＩ映像として個別のピクセルを生成す
る過程は、映像中の他のピクセルすべてから個々のピク
セルを区別する何らかの手段を必要とする。このような
区別を行うために、ＭＲＩ技術ではピクセルをエンコー
ドする何らかの方式を含み、それによってそれらが後に
再キャプチャーされて所望の映像を生成できるようにな
っているのが普通である。
生成される映像は、潜在的には個々に異なるピクセルを
非常に多数含む配置を含むことになろう。しかし、ＭＲ
Ｉの性格上、ＭＲＩ映像として個別のピクセルを生成す
る過程は、映像中の他のピクセルすべてから個々のピク
セルを区別する何らかの手段を必要とする。このような
区別を行うために、ＭＲＩ技術ではピクセルをエンコー
ドする何らかの方式を含み、それによってそれらが後に
再キャプチャーされて所望の映像を生成できるようにな
っているのが普通である。
【０００５】エンコーディング方式の明細について考察
するために、まず、ＭＲＩ手順においては、映像化すべ
きその場観察の生体組織が高周波（ＲＦ）信号を照射さ
れるということを理解しておくべきであろう。重要なこ
とに、それらの信号は、映像化すべき組織のある場所に
おける磁場強度に依存する特定の周波数を有している。
この周波数は技術用語でラーマー周波数（Ｌａｒｍｏｒ
ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）と呼ばれる。当業者には良く知
られたように、組織をラーマー周波数で照射することに
よって組織の原子核はスピンエコー信号を発生する。Ｍ
ＲＩの目的のために、それらのスピンエコー信号を記録
することが可能である。記録されたスピンエコー信号
は、しかし、理解できる映像を得るためには処理しなけ
ればならない。
するために、まず、ＭＲＩ手順においては、映像化すべ
きその場観察の生体組織が高周波（ＲＦ）信号を照射さ
れるということを理解しておくべきであろう。重要なこ
とに、それらの信号は、映像化すべき組織のある場所に
おける磁場強度に依存する特定の周波数を有している。
この周波数は技術用語でラーマー周波数（Ｌａｒｍｏｒ
ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）と呼ばれる。当業者には良く知
られたように、組織をラーマー周波数で照射することに
よって組織の原子核はスピンエコー信号を発生する。Ｍ
ＲＩの目的のために、それらのスピンエコー信号を記録
することが可能である。記録されたスピンエコー信号
は、しかし、理解できる映像を得るためには処理しなけ
ればならない。
【０００６】ＭＲＩ信号を処理する時に克服すべき問題
点の１つは、映像化すべきその場観察の生体組織のすべ
てが同時に照射を受けるという事実に根差している。従
って、各照射によって、組織中のすべての原子核からの
スピンエコー信号を含む１つの測定値が得られる。映像
のためのｍ×ｎ個のピクセルを発生させるためには、ｍ
×ｎ個のエンコードを実行しなければならないというこ
とになる。エンコーディングなしでは、複数の照射エポ
ックに対するすべての応答が同じになって、組織の１つ
の部位の原子核の応答を組織の他の部位の原子核の応答
から区別する方法はないことになる。このように、エン
コーディングが必要となるのである。
点の１つは、映像化すべきその場観察の生体組織のすべ
てが同時に照射を受けるという事実に根差している。従
って、各照射によって、組織中のすべての原子核からの
スピンエコー信号を含む１つの測定値が得られる。映像
のためのｍ×ｎ個のピクセルを発生させるためには、ｍ
×ｎ個のエンコードを実行しなければならないというこ
とになる。エンコーディングなしでは、複数の照射エポ
ックに対するすべての応答が同じになって、組織の１つ
の部位の原子核の応答を組織の他の部位の原子核の応答
から区別する方法はないことになる。このように、エン
コーディングが必要となるのである。
【０００７】本発明によって考案された、ＭＲＩ映像の
ピクセルをエンコードする本方法は、二次元の位相エン
コーディング方式を採用するものである。位相エンコー
ディングのために、各エンコード信号は、特有の二次元
空間パターンを持つ位相によって特徴付けられる。映像
化組織の各照射について１つのエンコード信号と別のも
のとで位相を変えることによって、発生するスピンエコ
ー信号の区別ができるようになる。従って、これらの区
別は、映像の再生時に各種ピクセルを並べ替え、区別す
る時に有用となろう。
ピクセルをエンコードする本方法は、二次元の位相エン
コーディング方式を採用するものである。位相エンコー
ディングのために、各エンコード信号は、特有の二次元
空間パターンを持つ位相によって特徴付けられる。映像
化組織の各照射について１つのエンコード信号と別のも
のとで位相を変えることによって、発生するスピンエコ
ー信号の区別ができるようになる。従って、これらの区
別は、映像の再生時に各種ピクセルを並べ替え、区別す
る時に有用となろう。
【０００８】位相エンコーディングの技術的な面に加え
て、ＭＲＩ手順のどの時点で位相エンコーディングを実
行すべきかについて考察することも必要である。遠隔地
に設置された本質的に不均一な磁場を採用するＭＲＩ装
置の場合には、特殊な技術が含まれており、エンコーデ
ィングのための特別な時間シーケンスが観測される必要
がある。“遠隔地に設置されたＭＲＩシステム”と称す
る発明に関してクロウレイ（Ｃｒｏｗｌｅｙ）等に対し
て発行され、本発明と同じ譲受人に譲渡された米国特許
第５，３０４，９３０号は、不均一な磁場を使用して映
像を生成するための方法を開示している。
て、ＭＲＩ手順のどの時点で位相エンコーディングを実
行すべきかについて考察することも必要である。遠隔地
に設置された本質的に不均一な磁場を採用するＭＲＩ装
置の場合には、特殊な技術が含まれており、エンコーデ
ィングのための特別な時間シーケンスが観測される必要
がある。“遠隔地に設置されたＭＲＩシステム”と称す
る発明に関してクロウレイ（Ｃｒｏｗｌｅｙ）等に対し
て発行され、本発明と同じ譲受人に譲渡された米国特許
第５，３０４，９３０号は、不均一な磁場を使用して映
像を生成するための方法を開示している。
【０００９】簡単に説明すると、上記‘９３０号の特許
は遠隔地に設置されたＭＲＩ装置について開示し、特許
請求しているが、それはマグネットの外部に不均一な静
磁場を発生するためのマグネットを含んでいる。重要な
ことに、このマグネットは磁場の中に、本質的に平坦な
測定表面として有効に使用できる領域を確立するような
構造となっている。更に、この測定表面は、磁場強度の
大きさ（Ｂ0 ）が実質的に一定であり、測定表面に垂直
な方向の磁場勾配Ｇｚがほぼ一定であることによって特
徴付けられる。
は遠隔地に設置されたＭＲＩ装置について開示し、特許
請求しているが、それはマグネットの外部に不均一な静
磁場を発生するためのマグネットを含んでいる。重要な
ことに、このマグネットは磁場の中に、本質的に平坦な
測定表面として有効に使用できる領域を確立するような
構造となっている。更に、この測定表面は、磁場強度の
大きさ（Ｂ0 ）が実質的に一定であり、測定表面に垂直
な方向の磁場勾配Ｇｚがほぼ一定であることによって特
徴付けられる。
【００１０】‘９３０号の特許の教えるところに従え
ば、この装置には適切なラーマー周波数の傾斜パルスで
以って測定表面にある原子核を照射するためにＲＦアン
テナが設けてある。当業者には良く知られたようにし
て、この最初のパルスは、静磁場中のＢ0 の影響下で原
子核が持っているスピンの向きを傾けるさせる。一旦傾
いてしまうと、その原子核をエンコードすることが可能
となる。傾いた原子核をエンコードするために、第１の
勾配コイルおよび第２の勾配コイルがこの装置中に組み
込まれており、測定表面における磁場勾配をｘ（Ｇｘ）
およびｙ（Ｇｙ）の両方向で変化させるために使用され
るようになっている。更に詳細には、原子核が最初にＲ
Ｆアンテナからの第１の照射パルスによって傾けられた
後で、第１および第２の勾配コイルを選択的に駆動して
個々の原子核のスピンベクトルを測定表面のｘ−ｙ面で
回転させることができる。これによってその原子核は予
め定められた横方向の位相パターンで以ってエンコード
される。
ば、この装置には適切なラーマー周波数の傾斜パルスで
以って測定表面にある原子核を照射するためにＲＦアン
テナが設けてある。当業者には良く知られたようにし
て、この最初のパルスは、静磁場中のＢ0 の影響下で原
子核が持っているスピンの向きを傾けるさせる。一旦傾
いてしまうと、その原子核をエンコードすることが可能
となる。傾いた原子核をエンコードするために、第１の
勾配コイルおよび第２の勾配コイルがこの装置中に組み
込まれており、測定表面における磁場勾配をｘ（Ｇｘ）
およびｙ（Ｇｙ）の両方向で変化させるために使用され
るようになっている。更に詳細には、原子核が最初にＲ
Ｆアンテナからの第１の照射パルスによって傾けられた
後で、第１および第２の勾配コイルを選択的に駆動して
個々の原子核のスピンベクトルを測定表面のｘ−ｙ面で
回転させることができる。これによってその原子核は予
め定められた横方向の位相パターンで以ってエンコード
される。
【００１１】‘９３０号の特許に開示された装置のＲＦ
アンテナの別の機能は、原子核がエンコードされた後で
それらを再フォーカスすることである。不均一な磁場中
の永久的な磁場勾配のために、勾配の中の原子核は異な
る速度で歳差運動することになる。この結果、コーヒレ
ントなデフォーカスおよびインコーヒレントな原子核の
拡散の両方が起こり、それらは原子核が加速された速度
で周期的に再フォーカスされることを要求する。この再
フォーカスは、ＲＦアンテナから適切なラーマー周波数
で再フォーカスパルスを送信することによって実行され
る。重要なことに、横方向の勾配印加と組み合わされた
加速された再フォーカスおよび信号平均化の結果、映像
再構築に利用可能なエンコードされたスピンエコー信号
が原子核から発生することになる。
アンテナの別の機能は、原子核がエンコードされた後で
それらを再フォーカスすることである。不均一な磁場中
の永久的な磁場勾配のために、勾配の中の原子核は異な
る速度で歳差運動することになる。この結果、コーヒレ
ントなデフォーカスおよびインコーヒレントな原子核の
拡散の両方が起こり、それらは原子核が加速された速度
で周期的に再フォーカスされることを要求する。この再
フォーカスは、ＲＦアンテナから適切なラーマー周波数
で再フォーカスパルスを送信することによって実行され
る。重要なことに、横方向の勾配印加と組み合わされた
加速された再フォーカスおよび信号平均化の結果、映像
再構築に利用可能なエンコードされたスピンエコー信号
が原子核から発生することになる。
【００１２】‘９３０号の特許に開示された発明のＭＲ
Ｉ装置はまた、ＲＦアンテナの動作（傾けたり再フォー
カスしたりする動作）をエンコーディング勾配コイルの
動作と調和させるための電子的手段を含む。特に、アン
テナから適切なＲＦ照射パルスを送信すること、第１お
よび第２の勾配コイルによって原子核をエンコードする
こと、そして原子核からのエンコードされたスピンエコ
ー信号を受信すること、は予め定められ制御されたシー
ケンスで発生する必要がある。更に、複数のエンコード
されたスピンエコー信号を、エンコードされたＮＭＲ応
答へ変換するための、更には複数のＮＭＲ応答を映像へ
変換するための電子的手段が必要とされる。
Ｉ装置はまた、ＲＦアンテナの動作（傾けたり再フォー
カスしたりする動作）をエンコーディング勾配コイルの
動作と調和させるための電子的手段を含む。特に、アン
テナから適切なＲＦ照射パルスを送信すること、第１お
よび第２の勾配コイルによって原子核をエンコードする
こと、そして原子核からのエンコードされたスピンエコ
ー信号を受信すること、は予め定められ制御されたシー
ケンスで発生する必要がある。更に、複数のエンコード
されたスピンエコー信号を、エンコードされたＮＭＲ応
答へ変換するための、更には複数のＮＭＲ応答を映像へ
変換するための電子的手段が必要とされる。
【００１３】上で述べた‘９３０号特許開示の短い要約
に加えて、ここで参考のために、’９３０号特許の開示
全体をすべて引用する。更に、‘９３０号特許で開示さ
れたシステムおよび方法は、本発明のそれと同様に、不
均一な磁場を有する他のシステムにも利用できることは
理解されるはずである。
に加えて、ここで参考のために、’９３０号特許の開示
全体をすべて引用する。更に、‘９３０号特許で開示さ
れたシステムおよび方法は、本発明のそれと同様に、不
均一な磁場を有する他のシステムにも利用できることは
理解されるはずである。
【００１４】
【発明の解決しようとする課題】ＭＲＩ信号処理に関す
る上記議論に加えて、雑音による一定のアーティファク
トが、最終的に生成されるＭＲＩ映像を悪化させる可能
性があるという事実がある。特に、不均一な磁場システ
ムに関して、加速されたＲＦ照射パルスから生ずる音響
的および電磁的残存物がデータ記録の各工程においてア
ーティファクトを提供する可能性がある。熱雑音と違っ
て、上述のアーティファクトはコーヒレントであり、従
って平均化技法によって減衰させることができない。更
に、位相エンコーディングのために、エンコーディング
中に最小量の位相変化にさらされた映像のピクセルは、
エンコーディング位相の変化がより強調されたピクセル
よりも雑音悪化に対してより敏感であることが知られて
いる。位相エンコーディングは視野全体に沿っての位相
変化のサイクル数を変えることによって実行するのが普
通であるため、ピクセルの長さ方向の中央に位置するピ
クセルは、ＭＲＩ手順全体を通して、もしあったとして
も僅かなエンコーディング位相変化を経験するであろ
う。他方、中央部から最も遠くにあるピクセルはそれら
のエンコード位相において１つのエンコードから次のエ
ンコードへと幅広い変化を経験するであろう。この結
果、再構築された映像の中央部にあるピクセルが最も雑
音に影響されることになる。実際問題として、このこと
は映像の中央が雑音によって悪化して、映像の隅が少な
いアーティファクトを有するということを意味する。
る上記議論に加えて、雑音による一定のアーティファク
トが、最終的に生成されるＭＲＩ映像を悪化させる可能
性があるという事実がある。特に、不均一な磁場システ
ムに関して、加速されたＲＦ照射パルスから生ずる音響
的および電磁的残存物がデータ記録の各工程においてア
ーティファクトを提供する可能性がある。熱雑音と違っ
て、上述のアーティファクトはコーヒレントであり、従
って平均化技法によって減衰させることができない。更
に、位相エンコーディングのために、エンコーディング
中に最小量の位相変化にさらされた映像のピクセルは、
エンコーディング位相の変化がより強調されたピクセル
よりも雑音悪化に対してより敏感であることが知られて
いる。位相エンコーディングは視野全体に沿っての位相
変化のサイクル数を変えることによって実行するのが普
通であるため、ピクセルの長さ方向の中央に位置するピ
クセルは、ＭＲＩ手順全体を通して、もしあったとして
も僅かなエンコーディング位相変化を経験するであろ
う。他方、中央部から最も遠くにあるピクセルはそれら
のエンコード位相において１つのエンコードから次のエ
ンコードへと幅広い変化を経験するであろう。この結
果、再構築された映像の中央部にあるピクセルが最も雑
音に影響されることになる。実際問題として、このこと
は映像の中央が雑音によって悪化して、映像の隅が少な
いアーティファクトを有するということを意味する。
【００１５】以上のことに照らして、本発明の１つの目
的は、ＭＲＩ映像から音響的雑音を抑制するための方法
を提供することであり、それにより、映像の中央部にお
いて映像に対する最も明瞭な分解能が確立されることに
なる。本発明の別の目的は、ＭＲＩ映像から雑音を抑制
するための方法を提供することであり、それは最良の映
像分解能を要求するＭＲＩ映像の部分から、外因性雑音
のような一定のアーティファクトを効果的に濾過するも
のである。本発明の更に別の目的は、ＭＲＩ映像から雑
音を抑制するための方法を提供することであり、それは
実現が比較的簡単で、比較的コスト効率のよい方法であ
る。
的は、ＭＲＩ映像から音響的雑音を抑制するための方法
を提供することであり、それにより、映像の中央部にお
いて映像に対する最も明瞭な分解能が確立されることに
なる。本発明の別の目的は、ＭＲＩ映像から雑音を抑制
するための方法を提供することであり、それは最良の映
像分解能を要求するＭＲＩ映像の部分から、外因性雑音
のような一定のアーティファクトを効果的に濾過するも
のである。本発明の更に別の目的は、ＭＲＩ映像から雑
音を抑制するための方法を提供することであり、それは
実現が比較的簡単で、比較的コスト効率のよい方法であ
る。
【００１６】
【課題を解決するための手段】本発明に従えば、その場
観察の生体組織のＭＲＩ映像測定値から雑音を抑制する
ための方法は、不均一磁場のＭＲＩ装置を使用すること
を含む。ｍ×ｎ個のピクセルを有する組織の二次元映像
を生成するために、ＭＲＩ装置は励起パルスの逐次的エ
ポック（ｅｐｏｃｈ）をｍ×ｎ個発生することが必要で
ある。特に本発明に関して、各エポックは初期の９０°
傾斜パルスを含んでおり、それに続いて、１８０°再フ
ォーカスパルスの列を含んでいる。良く知られたよう
に、各エポックは映像化可能なスピンエコー信号の測定
値を１つ発生するであろう。
観察の生体組織のＭＲＩ映像測定値から雑音を抑制する
ための方法は、不均一磁場のＭＲＩ装置を使用すること
を含む。ｍ×ｎ個のピクセルを有する組織の二次元映像
を生成するために、ＭＲＩ装置は励起パルスの逐次的エ
ポック（ｅｐｏｃｈ）をｍ×ｎ個発生することが必要で
ある。特に本発明に関して、各エポックは初期の９０°
傾斜パルスを含んでおり、それに続いて、１８０°再フ
ォーカスパルスの列を含んでいる。良く知られたよう
に、各エポックは映像化可能なスピンエコー信号の測定
値を１つ発生するであろう。
【００１７】１つのエポック測定値を別の測定値から区
別するために、各エポック中で初期の９０°傾斜パルス
とそれに続く１８０°再フォーカスパルス列との間に、
予め定められたｘ−ｙエンコードが挿入される。各ｘ−
ｙエンコードはそのエンコードに特有なＫ空間識別子を
割り当てることによってユニークなものとすることがで
きる。本発明に関しては、各ｘ−ｙエンコードはｉ
（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をした
固有の逐次的Ｋ空間識別子を有することになろう。Ｋ空
間での空間的エンコーディングパターンの識別は当業者
には良く知られている。
別するために、各エポック中で初期の９０°傾斜パルス
とそれに続く１８０°再フォーカスパルス列との間に、
予め定められたｘ−ｙエンコードが挿入される。各ｘ−
ｙエンコードはそのエンコードに特有なＫ空間識別子を
割り当てることによってユニークなものとすることがで
きる。本発明に関しては、各ｘ−ｙエンコードはｉ
（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をした
固有の逐次的Ｋ空間識別子を有することになろう。Ｋ空
間での空間的エンコーディングパターンの識別は当業者
には良く知られている。
【００１８】重要なことに、本発明の方法は、引き続く
エポックの間で、逐次的に交代する初期の９０°傾斜パ
ルスを必要とする。すなわち、正の９０°傾斜パルスで
始まる１つのエポックに、負の９０°傾斜パルスを有す
るエポックが続くことになろう。今度は、負の９０°傾
斜パルスを備えたこのエポックの後に、正の９０°傾斜
パルスを備えたエポックが続く、等々となろう。正の９
０°と負の９０°の間の実際の決定は、そのエポックに
関する特有のＫ空間識別子に従って行うことができる。
特に、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映
像に関して、初期の９０°傾斜パルスは、Ｋ空間識別子
のｉ＋ｊが奇数の時は負の９０°であってよい。他方、
初期の傾斜パルスは、ｉ＋ｊが偶数の時は、正の９０°
であってよい。
エポックの間で、逐次的に交代する初期の９０°傾斜パ
ルスを必要とする。すなわち、正の９０°傾斜パルスで
始まる１つのエポックに、負の９０°傾斜パルスを有す
るエポックが続くことになろう。今度は、負の９０°傾
斜パルスを備えたこのエポックの後に、正の９０°傾斜
パルスを備えたエポックが続く、等々となろう。正の９
０°と負の９０°の間の実際の決定は、そのエポックに
関する特有のＫ空間識別子に従って行うことができる。
特に、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映
像に関して、初期の９０°傾斜パルスは、Ｋ空間識別子
のｉ＋ｊが奇数の時は負の９０°であってよい。他方、
初期の傾斜パルスは、ｉ＋ｊが偶数の時は、正の９０°
であってよい。
【００１９】その映像に関して一旦すべての（ｍ＋１）
×（ｎ＋１）回測定が行われれば、その映像のための
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを生成するために
従来の信号処理が利用できる。初期の９０°傾斜パルス
に対して、位相を逐次的に変化させることによって、さ
もなければ映像の中央部のピクセルを悪化させたであろ
う雑音は効果的に濾過される。
×（ｎ＋１）回測定が行われれば、その映像のための
（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを生成するために
従来の信号処理が利用できる。初期の９０°傾斜パルス
に対して、位相を逐次的に変化させることによって、さ
もなければ映像の中央部のピクセルを悪化させたであろ
う雑音は効果的に濾過される。
【００２０】本発明の新規な特徴は、本発明それ自身と
ともに、その構造およびその動作のいずれに関しても、
以下の説明と一緒に添付の図面を参照することで最も良
く理解できるであろう。図面において、同様な参照符号
は類似の部品を示している。
ともに、その構造およびその動作のいずれに関しても、
以下の説明と一緒に添付の図面を参照することで最も良
く理解できるであろう。図面において、同様な参照符号
は類似の部品を示している。
【００２１】
【発明の実施の形態】まず図１を参照すると、本発明の
方法のために使用されるような、ＲＦ照射パルスのため
の代表的なエポックの時系列が示されており、個々に番
号１０が付けられている。各エポック１０ａ−ｃは初期
の９０°傾斜パルス１２ａ−ｃを含むように示されてお
り、その後には初期の１８０°再フォーカスパルス１４
が続き、更に１８０°再フォーカスパルス１６の列が続
いている。更に、再フォーカスパルス１６の列は、予め
定められた時間遅れ１８を置いて、初期の９０°傾斜パ
ルス１２に続いている。当業者には良く知られたよう
に、９０°傾斜パルス１２の後に１８０°再フォーカス
パルス１６の列が続くこのシーケンスは、不均一磁場を
備え、遠隔地に設置されたＭＲＩ装置を用いてスピンエ
コー信号の記録可能な測定値を発生させるためには効果
的である（米国特許第５，３０４，９３０号参照）。
方法のために使用されるような、ＲＦ照射パルスのため
の代表的なエポックの時系列が示されており、個々に番
号１０が付けられている。各エポック１０ａ−ｃは初期
の９０°傾斜パルス１２ａ−ｃを含むように示されてお
り、その後には初期の１８０°再フォーカスパルス１４
が続き、更に１８０°再フォーカスパルス１６の列が続
いている。更に、再フォーカスパルス１６の列は、予め
定められた時間遅れ１８を置いて、初期の９０°傾斜パ
ルス１２に続いている。当業者には良く知られたよう
に、９０°傾斜パルス１２の後に１８０°再フォーカス
パルス１６の列が続くこのシーケンスは、不均一磁場を
備え、遠隔地に設置されたＭＲＩ装置を用いてスピンエ
コー信号の記録可能な測定値を発生させるためには効果
的である（米国特許第５，３０４，９３０号参照）。
【００２２】時間遅れ１８の間に、エポック１０をｘお
よびｙの両エンコードで以って位相エンコードすること
ができ、それによってその特定のエポック１０を他のす
べてのエポック１０から区別することができることは理
解されるはずである。例えば、エポック１０ａはエポッ
ク１０ｂとは異なり、また後者はエポック１０ｃとは異
なる。それらはそれぞれに異なるｘ−ｙエンコードを有
しているためである。このことをどのようにして実現す
るかは、まず図２を参照することによって最も良く分か
るであろう。
よびｙの両エンコードで以って位相エンコードすること
ができ、それによってその特定のエポック１０を他のす
べてのエポック１０から区別することができることは理
解されるはずである。例えば、エポック１０ａはエポッ
ク１０ｂとは異なり、また後者はエポック１０ｃとは異
なる。それらはそれぞれに異なるｘ−ｙエンコードを有
しているためである。このことをどのようにして実現す
るかは、まず図２を参照することによって最も良く分か
るであろう。
【００２３】図２では、ｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ
（０，１．．．ｎ）の形でマトリックス２０が提示され
ていることが分かるであろう。特に、明らかなように、
マトリックス２０はｘ方向に“ｍ”番までのセグメント
２２を含み、ｙ方向には“ｎ”番までのセグメント２２
を含んでいる。本発明に関しては、マトリックス２０
は、照射される組織の映像を構成するであろう（ｍ＋
１）×（ｎ＋１）個のピクセルに対する空間的パターン
を個別に表現するＫ空間識別子を各々の２２に対して定
める。例えば、セグメント２２’はＫ空間識別子（１，
２）を設定している。このことは、特定の二次元エンコ
ードに対して、視野に沿った１つの方向には一サイクル
位相エンコードがあり、視野に沿った別の横切る方向に
は二サイクル位相エンコードがあることを意味する。サ
イクル位相エンコードの違い、そしてそれが本発明に対
して持つ重要な点は図３および図４を参照することで最
も良く理解できよう。
（０，１．．．ｎ）の形でマトリックス２０が提示され
ていることが分かるであろう。特に、明らかなように、
マトリックス２０はｘ方向に“ｍ”番までのセグメント
２２を含み、ｙ方向には“ｎ”番までのセグメント２２
を含んでいる。本発明に関しては、マトリックス２０
は、照射される組織の映像を構成するであろう（ｍ＋
１）×（ｎ＋１）個のピクセルに対する空間的パターン
を個別に表現するＫ空間識別子を各々の２２に対して定
める。例えば、セグメント２２’はＫ空間識別子（１，
２）を設定している。このことは、特定の二次元エンコ
ードに対して、視野に沿った１つの方向には一サイクル
位相エンコードがあり、視野に沿った別の横切る方向に
は二サイクル位相エンコードがあることを意味する。サ
イクル位相エンコードの違い、そしてそれが本発明に対
して持つ重要な点は図３および図４を参照することで最
も良く理解できよう。
【００２４】図３はＭＲＩ映像のピクセルをエンコード
するために有用な４個の代表的なエンコード２４ａ−ｄ
のシーケンスを示す。図示のように、エンコード２４ａ
−ｄの各々は複数の矢印２６を含み、それらは対応する
ピクセルの組織に関する位相磁化の実成分をそれぞれ表
している。例えば、矢印２６ａａ、２６ａｂ、および２
６ａｃはそれぞれ視野の一端、視野の中央、および視野
の反対側の端におけるピクセルの位相磁化の実成分を表
している。図示のように、エンコード２４ａはｘエンコ
ードまたはｙエンコードのいずれかである。しかし、エ
ンコード２４ａのユニークな点は、それがゼロサイクル
位相エンコードを表していることである。ゼロサイクル
位相エンコードに関しては、エンコード２４ａ中のすべ
ての矢印２６が、すべてのピクセルに関して位相磁化の
実成分が同じであることを示している。他方、図３に明
瞭に示されたように、エンコード２４ｂ−ｄのピクセル
はすべてが同じ位相磁化の実成分を持たない。実際、エ
ンコード２４ｂ−ｄはそれぞれ一サイクル位相エンコー
ド、二サイクル位相エンコード、および三サイクル位相
エンコードを表す。各種のエンコードを比較してみるこ
とは役立つ。
するために有用な４個の代表的なエンコード２４ａ−ｄ
のシーケンスを示す。図示のように、エンコード２４ａ
−ｄの各々は複数の矢印２６を含み、それらは対応する
ピクセルの組織に関する位相磁化の実成分をそれぞれ表
している。例えば、矢印２６ａａ、２６ａｂ、および２
６ａｃはそれぞれ視野の一端、視野の中央、および視野
の反対側の端におけるピクセルの位相磁化の実成分を表
している。図示のように、エンコード２４ａはｘエンコ
ードまたはｙエンコードのいずれかである。しかし、エ
ンコード２４ａのユニークな点は、それがゼロサイクル
位相エンコードを表していることである。ゼロサイクル
位相エンコードに関しては、エンコード２４ａ中のすべ
ての矢印２６が、すべてのピクセルに関して位相磁化の
実成分が同じであることを示している。他方、図３に明
瞭に示されたように、エンコード２４ｂ−ｄのピクセル
はすべてが同じ位相磁化の実成分を持たない。実際、エ
ンコード２４ｂ−ｄはそれぞれ一サイクル位相エンコー
ド、二サイクル位相エンコード、および三サイクル位相
エンコードを表す。各種のエンコードを比較してみるこ
とは役立つ。
【００２５】エンコード２４ｂについて考えてみると、
エンコード２４ａと違って、矢印２６ｂａと矢印２６ｂ
ｃとの間のすべてのピクセルが、異なる位相磁化の実成
分を有していることが分かるであろう。更に、矢印２６
ｂａと２６ｂｃとの間の位相磁化の実成分は３６０度
（３６０°）一サイクルをぐるっと変化していることが
分かるはずである。面白いことに、エンコード２４ａの
矢印２６ａｂに対する位相磁化の実成分がエンコード２
４ｂの矢印２６ｂｂに対するものと同じになっている。
エンコード２４ａと違って、矢印２６ｂａと矢印２６ｂ
ｃとの間のすべてのピクセルが、異なる位相磁化の実成
分を有していることが分かるであろう。更に、矢印２６
ｂａと２６ｂｃとの間の位相磁化の実成分は３６０度
（３６０°）一サイクルをぐるっと変化していることが
分かるはずである。面白いことに、エンコード２４ａの
矢印２６ａｂに対する位相磁化の実成分がエンコード２
４ｂの矢印２６ｂｂに対するものと同じになっている。
【００２６】図３に示されたエンコード２４ｃ（二サイ
クルエンコード）およびエンコード２４ｄ（三サイクル
エンコード）は更に別のエンコーディング位相変化を表
している。理解されるように、この位相変化は最終のエ
ンコードまで引き続くエンコードについても続けられ、
エンコードの方向に依存して“ｍ”サイクルまたは
“ｎ”サイクルのいずれかの位相変化を経過する。エン
コード２４ａ−ｄを分析することによって、視野の中央
付近のピクセル（例えば、ピクセル／矢印２６ａｂ、ｂ
ｂ、ｃｂ、およびｄｂ）がエンコーディング手順の間に
最小限の位相量にさらされることが明らかとなろう。こ
のように、それらは、エンコーディング位相変化がより
強調された、視野の中央部分から離れたピクセルよりも
雑音の悪化に対してより敏感である。
クルエンコード）およびエンコード２４ｄ（三サイクル
エンコード）は更に別のエンコーディング位相変化を表
している。理解されるように、この位相変化は最終のエ
ンコードまで引き続くエンコードについても続けられ、
エンコードの方向に依存して“ｍ”サイクルまたは
“ｎ”サイクルのいずれかの位相変化を経過する。エン
コード２４ａ−ｄを分析することによって、視野の中央
付近のピクセル（例えば、ピクセル／矢印２６ａｂ、ｂ
ｂ、ｃｂ、およびｄｂ）がエンコーディング手順の間に
最小限の位相量にさらされることが明らかとなろう。こ
のように、それらは、エンコーディング位相変化がより
強調された、視野の中央部分から離れたピクセルよりも
雑音の悪化に対してより敏感である。
【００２７】本発明では、雑音悪化は解消もしくは軽減
されないかもしれないが、不均一磁場のＭＲＩ装置から
のＭＲＩ映像生成に対して雑音が持つ悪化効果は最小化
できると考えている。特に、ビジュアル分解能が最も必
要とされる映像の中央部においてより少ない悪化を有す
る映像を提供するように雑音効果を移動させることがで
きる。このことを行うために、照射パルスエポックとエ
ンコーディング位相サイクルとの組み合わせは、映像の
中央部分にあるピクセルからの雑音悪化をより効率的に
濾過するように変更される。このために、しかし、中央
部分から離れたピクセルがより大きな雑音悪化を経験す
ることを許容するという犠牲を払っている。
されないかもしれないが、不均一磁場のＭＲＩ装置から
のＭＲＩ映像生成に対して雑音が持つ悪化効果は最小化
できると考えている。特に、ビジュアル分解能が最も必
要とされる映像の中央部においてより少ない悪化を有す
る映像を提供するように雑音効果を移動させることがで
きる。このことを行うために、照射パルスエポックとエ
ンコーディング位相サイクルとの組み合わせは、映像の
中央部分にあるピクセルからの雑音悪化をより効率的に
濾過するように変更される。このために、しかし、中央
部分から離れたピクセルがより大きな雑音悪化を経験す
ることを許容するという犠牲を払っている。
【００２８】本発明に従えば、視野の中央部分における
雑音抑制は、初期の９０°傾斜パルス１２の位相を１つ
のエポック１０と直後に続くエポック１０とで変えるこ
とによって実現される。例えば、もしエポック１０ａの
初期の９０°傾斜パルス１２ａが正であれば、エポック
１０ｂの初期の９０°傾斜パルス１２ｂは負となろう。
エポック１０ｃに関しては、従って初期の９０°傾斜パ
ルス１２ｃは正となる、等々と続くことになろう。初期
の９０°傾斜パルスの正および負の符号を交代させる効
果は図４に見られる。
雑音抑制は、初期の９０°傾斜パルス１２の位相を１つ
のエポック１０と直後に続くエポック１０とで変えるこ
とによって実現される。例えば、もしエポック１０ａの
初期の９０°傾斜パルス１２ａが正であれば、エポック
１０ｂの初期の９０°傾斜パルス１２ｂは負となろう。
エポック１０ｃに関しては、従って初期の９０°傾斜パ
ルス１２ｃは正となる、等々と続くことになろう。初期
の９０°傾斜パルスの正および負の符号を交代させる効
果は図４に見られる。
【００２９】図３のエンコード２４と同様に、図４は４
個の代表的なサイクル位相エンコード２８のシーケンス
を示している。ここでも同様に、図４のエンコード２８
ａ−ｄは、それぞれ対応するピクセルに関する位相磁化
の実成分を表す一連の矢印３０を備えて示されている。
再び、図３のエンコード２４と同じように、エンコード
２８ａ−ｄはそれぞれ、ゼロサイクル位相エンコード、
一サイクル位相エンコード、二サイクル位相エンコー
ド、および三サイクル位相エンコードを表している。し
かし、図４のサイクル位相エンコードは補償位相変化に
さらされている。このことの影響は図３を図４と比較す
るとはっきりする。
個の代表的なサイクル位相エンコード２８のシーケンス
を示している。ここでも同様に、図４のエンコード２８
ａ−ｄは、それぞれ対応するピクセルに関する位相磁化
の実成分を表す一連の矢印３０を備えて示されている。
再び、図３のエンコード２４と同じように、エンコード
２８ａ−ｄはそれぞれ、ゼロサイクル位相エンコード、
一サイクル位相エンコード、二サイクル位相エンコー
ド、および三サイクル位相エンコードを表している。し
かし、図４のサイクル位相エンコードは補償位相変化に
さらされている。このことの影響は図３を図４と比較す
るとはっきりする。
【００３０】まず、図４の一サイクル位相エンコード２
８ｂを図３の一サイクル位相エンコード２４ｂと比較す
る。この比較によって、視野の中央部分のピクセル（そ
れぞれ、矢印３０ｂｂおよび２６ｂｂ）が互いに約１８
０°位相がずれていることに気付くであろう。重要なこ
とに、図４に示されたエンコーディング方式では、一サ
イクル位相エンコードに関するピクセル／矢印３０ｂｂ
は、それぞれゼロサイクル位相エンコード２８ａおよび
二サイクル位相エンコード２８ｃの前のピクセル／矢印
３０ａｂおよび後続のピクセル／矢印３０ｃｂとは約１
８０°位相がずれている。更に、三サイクル位相エンコ
ード２８ｃでは、視野の中央部分におけるピクセル／矢
印３０ｄｂはその前のピクセル／矢印３０ｃｂとは位相
が１８０°ずれている。このように、図３に示されたエ
ンコード２４の未補償方式とは違って、図４に示された
ように、視野の中央付近のピクセル／矢印３０はそれら
の補償位相変化のために、雑音を効率的に濾過するであ
ろう。
８ｂを図３の一サイクル位相エンコード２４ｂと比較す
る。この比較によって、視野の中央部分のピクセル（そ
れぞれ、矢印３０ｂｂおよび２６ｂｂ）が互いに約１８
０°位相がずれていることに気付くであろう。重要なこ
とに、図４に示されたエンコーディング方式では、一サ
イクル位相エンコードに関するピクセル／矢印３０ｂｂ
は、それぞれゼロサイクル位相エンコード２８ａおよび
二サイクル位相エンコード２８ｃの前のピクセル／矢印
３０ａｂおよび後続のピクセル／矢印３０ｃｂとは約１
８０°位相がずれている。更に、三サイクル位相エンコ
ード２８ｃでは、視野の中央部分におけるピクセル／矢
印３０ｄｂはその前のピクセル／矢印３０ｃｂとは位相
が１８０°ずれている。このように、図３に示されたエ
ンコード２４の未補償方式とは違って、図４に示された
ように、視野の中央付近のピクセル／矢印３０はそれら
の補償位相変化のために、雑音を効率的に濾過するであ
ろう。
【００３１】本発明に従った、その場観察の生体組織の
映像を生成するための方法の動作時における第１の工程
は、組織の原子核に対して初期の９０°傾斜パルスを印
加することである。次に組織原子核を、ｉ（０，
１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をしたＫ空間
識別子を有するｘ−ｙエンコードを有するようにエンコ
ードする必要がある。組織が一旦エンコードされれば、
この組織の原子核は１８０°パルスの列で以って繰り返
し再フォーカスされる。重要なことに、パルスの引き続
くエポック間で、ｉ＋ｊのＫ空間識別子が偶数の時はい
つでも正の９０°傾斜パルスを、またｉ＋ｊが奇数の時
はいつでも負の９０°傾斜パルスを使用するように初期
の９０°傾斜パルスが変えられる。この工程シーケンス
はその後（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回繰り返されて、映像
を生成するための映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ
＋１）×（ｎ＋１）個の別々の測定値が生成される。
映像を生成するための方法の動作時における第１の工程
は、組織の原子核に対して初期の９０°傾斜パルスを印
加することである。次に組織原子核を、ｉ（０，
１．．．ｍ）＋ｊ（０，１．．．ｎ）の形をしたＫ空間
識別子を有するｘ−ｙエンコードを有するようにエンコ
ードする必要がある。組織が一旦エンコードされれば、
この組織の原子核は１８０°パルスの列で以って繰り返
し再フォーカスされる。重要なことに、パルスの引き続
くエポック間で、ｉ＋ｊのＫ空間識別子が偶数の時はい
つでも正の９０°傾斜パルスを、またｉ＋ｊが奇数の時
はいつでも負の９０°傾斜パルスを使用するように初期
の９０°傾斜パルスが変えられる。この工程シーケンス
はその後（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回繰り返されて、映像
を生成するための映像化可能なスピンエコー信号の（ｍ
＋１）×（ｎ＋１）個の別々の測定値が生成される。
【００３２】ここに示し詳細に開示してきた、ＭＲＩ映
像から雑音を抑制するための特別な方法は既に述べた目
的および特徴を実現、提供できるものであるが、それは
ここに示した本発明の好適実施例の単なる例示でしかな
く、特許請求の範囲に記述した以外の、ここに示した構
成または設計の詳細に対して何ら制限を加える意図のも
のではないことを理解されるはずである。
像から雑音を抑制するための特別な方法は既に述べた目
的および特徴を実現、提供できるものであるが、それは
ここに示した本発明の好適実施例の単なる例示でしかな
く、特許請求の範囲に記述した以外の、ここに示した構
成または設計の詳細に対して何ら制限を加える意図のも
のではないことを理解されるはずである。
【図１】本発明の一連のＲＦパルスエポックの模式的な
表現。
表現。
【図２】ＭＲＩ映像を生成するために使用されるはずの
ピクセルの（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の空間パターンを
表すＫ空間識別子マトリックス。
ピクセルの（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の空間パターンを
表すＫ空間識別子マトリックス。
【図３】ＭＲＩ映像のピクセルをエンコーディングする
ために有用な４個の代表的なサイクル位相エンコードシ
ーケンス。
ために有用な４個の代表的なサイクル位相エンコードシ
ーケンス。
【図４】結果の映像の中央部から雑音を抑制するために
補償位相変化を備えた図３のサイクル位相エンコード。
補償位相変化を備えた図３のサイクル位相エンコード。
１０ ＲＦパルスエポック １２ 初期９０°傾斜パルス １４ １８０°再フォーカス初期パルス １６ １８０°再フォーカスパルス １８ 時間遅れ ２０ マトリックス ２２ セグメント ２４ エンコード ２６ 矢印 ２８ サイクル位相エンコード ３０ 矢印
Claims (15)
- 【請求項１】 その場観察の生体組織の映像を生成する
ためのシステムであって、励起パルスの逐次的なエポッ
クを提供するためのＭＲＩ装置を使用しており、各エポ
ックが映像化可能なスピンエコー信号の測定値（ｍｅａ
ｓｕｒｅｍｅｎｔ）を１つ発生するようになっており、
ここにおいて各エポックが初期の９０°傾斜パルスとそ
れに続く少なくとも１つの１８０°再フォーカスパルス
を含んでいるシステムにおいて、 前記エポックの各々において、前記初期の９０°傾斜パ
ルスと前記少なくとも１つの１８０°再フォーカスパル
スとの間に、逐次的なＫ空間識別子を有する予め定めら
れたｘ−ｙエンコードを挿入する工程、 前記初期の９０°傾斜パルスを、前記Ｋ空間識別子に従
って、正の９０°と負の９０°との間で変化させる工
程、 組織に対して、前記逐次的なエポックで以ってパルスを
供給して、複数の前記測定値を得る工程、および前記測
定値を配置することによって前記映像を生成する工程、
を含む方法。 - 【請求項２】 請求項第１項記載の方法であって、前記
Ｋ空間識別子がｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，
１．．．ｎ）の形をしており、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）
個のピクセルを有する前記映像に対して、ｉ＋ｊが偶数
の時は前記初期の傾斜パルスが負の９０°であり、ｉ＋
ｊが奇数の時は前記初期の傾斜パルスが正の９０°であ
る方法。 - 【請求項３】 請求項第１項記載の方法であって、前記
Ｋ空間識別子がｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ（０，
１．．．ｎ）の形をしており、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）
個のピクセルを有する前記映像に対して、ｉ＋ｊが奇数
の時は前記初期の傾斜パルスが負の９０°であり、ｉ＋
ｊが偶数の時は前記初期の傾斜パルスが正の９０°であ
る方法。 - 【請求項４】 請求項第２項記載の方法であって、ｍ＝
ｎである方法。 - 【請求項５】 請求項第２項記載の方法であって、（ｍ
＋１）×（ｎ＋１）個のピクセルを有する映像に対し
て、（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の異なるｘ−ｙエンコー
ドを使用して（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の測定値が得ら
れる方法。 - 【請求項６】 請求項第１項記載の方法であって、前記
ＭＲＩ装置が不均一な磁場を発生させる方法。 - 【請求項７】 請求項第１項記載の方法であって、前記
エポックの各々が複数の１８０°再フォーカスパルスを
含んでいる方法。 - 【請求項８】 請求項第７項記載の方法であって、前記
複数の１８０°再フォーカスパルスがパルス列を含んで
いる方法。 - 【請求項９】 請求項第１項記載の方法であって、前記
交代する工程が逐次的に実行される方法。 - 【請求項１０】 その場観察の生体組織の映像を生成す
るための方法であって、 ａ）生体組織に対して初期の９０°傾斜パルスを供給す
る工程、 ｂ）生体組織の原子核を、ｉ（０，１．．．ｍ）＋ｊ
（０，１．．．ｎ）の形を有するｘ−ｙエンコードで以
ってエンコーディングする工程、 ｃ）少なくとも１つの１８０°パルスで以って組織原子
核を再フォーカスする工程、 ｄ）ｉ＋ｊが第１のパリティを有する時はいつでも正の
９０°傾斜パルスを、また、ｉ＋ｊが第２のパリティを
有する時はいつでも負の９０°傾斜パルスを使用する工
程、および ｅ）前記工程ａないしｄを（ｍ＋１）×（ｎ＋１）回繰
り返して、前記映像を生成するための映像化可能なスピ
ンエコー信号の（ｍ＋１）×（ｎ＋１）個の別々の測定
値を発生させる工程、を含む方法。 - 【請求項１１】 請求項第１０項記載の方法であって、
前記第１のパリティが偶数で、前記第２のパリティが奇
数である方法。 - 【請求項１２】 請求項第１０項記載の方法であって、
前記第１のパリティが奇数で、前記第２のパリティが偶
数である方法。 - 【請求項１３】 請求項第１０項記載の方法であって、
前記方法が複数の１８０°パルスを含んでいる方法。 - 【請求項１４】 請求項第１３項記載の方法であって、
前記複数の１８０°再フォーカスパルスがパルス列を含
んでいる方法。 - 【請求項１５】 請求項第１０項記載の方法であって、
前記工程ａないしｃが逐次的に実行される方法。
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