JPH11113882A - 拡散スペクトルｍｒｉ - Google Patents
拡散スペクトルｍｒｉInfo
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- JPH11113882A JPH11113882A JP10207791A JP20779198A JPH11113882A JP H11113882 A JPH11113882 A JP H11113882A JP 10207791 A JP10207791 A JP 10207791A JP 20779198 A JP20779198 A JP 20779198A JP H11113882 A JPH11113882 A JP H11113882A
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/483—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy
- G01R33/4833—NMR imaging systems with selection of signals or spectra from particular regions of the volume, e.g. in vivo spectroscopy using spatially selective excitation of the volume of interest, e.g. selecting non-orthogonal or inclined slices
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 ｚ勾配Ｇz を使用することにより実現でき
る、組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収集す
る方法を提供する。 【解決手段】 組織の輪郭にｚ勾配を印加して、すべて
のボクセルのスピンをラーモア周波数と同じ範囲に拡散
させる。更に組織の輪郭内のボクセルが、異なるｘ勾配
とｙ勾配で選択的に符号化され、異なるボクセルを互い
に識別する。ｚ勾配が存在する状態で、符号化されたボ
クセル中の原子核は傾斜され、次にｚ勾配に比例する割
合で再集束させられ、スピン・エコー信号が発生され
る。ボクセル内のｚ勾配はすべてのボクセルについて同
一であり、符号化に使用されるｘ勾配またはｙ勾配より
も大きい。ｚ勾配はほぼ一定であってよい。
る、組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収集す
る方法を提供する。 【解決手段】 組織の輪郭にｚ勾配を印加して、すべて
のボクセルのスピンをラーモア周波数と同じ範囲に拡散
させる。更に組織の輪郭内のボクセルが、異なるｘ勾配
とｙ勾配で選択的に符号化され、異なるボクセルを互い
に識別する。ｚ勾配が存在する状態で、符号化されたボ
クセル中の原子核は傾斜され、次にｚ勾配に比例する割
合で再集束させられ、スピン・エコー信号が発生され
る。ボクセル内のｚ勾配はすべてのボクセルについて同
一であり、符号化に使用されるｘ勾配またはｙ勾配より
も大きい。ｚ勾配はほぼ一定であってよい。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、一般に磁気共鳴撮
像法（ＭＲＩ）用の有用なデータを収集する方法に関す
る。より詳細には、本発明は、磁場がｚ方向の勾配によ
って特徴づけられる場合に、磁気共鳴撮像法のためのデ
ータを収集する方法と技術に関する。本発明は、ＭＲＩ
信号が静的な場の撹乱を受けないようにすると共に、非
一様な磁場について認識される非効率を克服するため
に、磁気共鳴撮像法にスペクトル拡散技術を使用して外
来雑音を抑制するために特に有用であるが、これに限定
されるものではない。
像法（ＭＲＩ）用の有用なデータを収集する方法に関す
る。より詳細には、本発明は、磁場がｚ方向の勾配によ
って特徴づけられる場合に、磁気共鳴撮像法のためのデ
ータを収集する方法と技術に関する。本発明は、ＭＲＩ
信号が静的な場の撹乱を受けないようにすると共に、非
一様な磁場について認識される非効率を克服するため
に、磁気共鳴撮像法にスペクトル拡散技術を使用して外
来雑音を抑制するために特に有用であるが、これに限定
されるものではない。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴撮像法は、診断目的と研究目的
の両方のために医学的画像を得る方法として、よく知ら
れておりまた広く使用されている。通常の磁気共鳴撮像
法プロセスを実行するには、先ず一塊の組織を静磁場内
に置く。次に組織を無線周波エネルギーで照射して、組
織内の核磁気モーメントに傾斜を与える。照射された組
織に特有のスピン・エコー信号を、傾斜した核磁気モー
メントから受けて記録する。当該分野で周知の撮像法技
術を使用して、組織内の個々の体積要素（ボクセル）か
らの信号寄与分が互いに識別される。これらのボクセル
は最終的に、コンピュータ・モニタまたはフィルム上に
表示され、医師または研究者の使用に供される。
の両方のために医学的画像を得る方法として、よく知ら
れておりまた広く使用されている。通常の磁気共鳴撮像
法プロセスを実行するには、先ず一塊の組織を静磁場内
に置く。次に組織を無線周波エネルギーで照射して、組
織内の核磁気モーメントに傾斜を与える。照射された組
織に特有のスピン・エコー信号を、傾斜した核磁気モー
メントから受けて記録する。当該分野で周知の撮像法技
術を使用して、組織内の個々の体積要素（ボクセル）か
らの信号寄与分が互いに識別される。これらのボクセル
は最終的に、コンピュータ・モニタまたはフィルム上に
表示され、医師または研究者の使用に供される。
【０００３】核磁気共鳴技術を使用してデータを収集す
るいかなるシステムにおいても、その設計において考慮
すべき重要な問題はシステムの静磁場である。静磁場の
問題を議論するために、直交ｘ−ｙ−ｚ座標系を考え
る。この座標系の原点を磁場内の任意の点に置くと、そ
の特定の点における磁場は、場のｘ、ｙおよびｚ成分
と、場の強度の空間微分で特徴づけられる。具体的に
は、場の磁束ベクトル
るいかなるシステムにおいても、その設計において考慮
すべき重要な問題はシステムの静磁場である。静磁場の
問題を議論するために、直交ｘ−ｙ−ｚ座標系を考え
る。この座標系の原点を磁場内の任意の点に置くと、そ
の特定の点における磁場は、場のｘ、ｙおよびｚ成分
と、場の強度の空間微分で特徴づけられる。具体的に
は、場の磁束ベクトル
【外１】 のｘ、ｙおよびｚ成分はＢx 、Ｂy およびＢz で表され
る。磁場は更に場の強度のｘ、ｙおよびｚ方向の変化の
割合（一次微分）である勾配によって特徴づけられる。
場の勾配はＧx 、Ｇy およびＧz で表される。もっと高
次の微分が存在する場合があり、また存在することが最
も確からしいことに留意すべきである。しかし本発明の
説明の目的のためには、場の勾配Ｇx 、Ｇy およびＧz
だけを考慮すればよい。
る。磁場は更に場の強度のｘ、ｙおよびｚ方向の変化の
割合（一次微分）である勾配によって特徴づけられる。
場の勾配はＧx 、Ｇy およびＧz で表される。もっと高
次の微分が存在する場合があり、また存在することが最
も確からしいことに留意すべきである。しかし本発明の
説明の目的のためには、場の勾配Ｇx 、Ｇy およびＧz
だけを考慮すればよい。
【０００４】非常に一般的な意味では、場の勾配Ｇx 、
Ｇy およびＧz がすべてゼロである点の狭い近傍には一
様な磁場が存在する。
Ｇy およびＧz がすべてゼロである点の狭い近傍には一
様な磁場が存在する。
【０００５】一様なＭＲＩシステムの製造における困難
を避けるために、もっと一般的でコスト的にもっと有効
に作られる非一様磁場を有効に利用するための研究が最
近行われている。例えば本発明の被譲渡人に譲渡された
Ｃｒｏｗｌｅｙ他の「遠隔位置決めされるＭＲＩシステ
ム」という名称の米国特許５，３０４，９３０（以下’
９３０号特許と称する）には、非一様磁場を使用した磁
気共鳴撮像法の装置および方法が開示されている。’９
３０号特許に明確に示されるように、非一様な場とは、
ゼロでない勾配Ｇz を有する場を意味する。磁場が一様
であるか非一様であるかに関わり無く、ＭＲＩプロセス
を実行するためには画像を得ようとする組織内の個々の
ボクセルを識別することが必要である。そのために組織
は通常、空間的パターンで符号化される。
を避けるために、もっと一般的でコスト的にもっと有効
に作られる非一様磁場を有効に利用するための研究が最
近行われている。例えば本発明の被譲渡人に譲渡された
Ｃｒｏｗｌｅｙ他の「遠隔位置決めされるＭＲＩシステ
ム」という名称の米国特許５，３０４，９３０（以下’
９３０号特許と称する）には、非一様磁場を使用した磁
気共鳴撮像法の装置および方法が開示されている。’９
３０号特許に明確に示されるように、非一様な場とは、
ゼロでない勾配Ｇz を有する場を意味する。磁場が一様
であるか非一様であるかに関わり無く、ＭＲＩプロセス
を実行するためには画像を得ようとする組織内の個々の
ボクセルを識別することが必要である。そのために組織
は通常、空間的パターンで符号化される。
【０００６】画像を得ようとする組織体積内に空間的パ
ターンを付与するために広く知られている符号化手順
は、勾配を持った磁場の印加を含むものである。これら
のいわゆる傾斜磁場は、ΔＢ0 で表されるある範囲の値
の付加的な場からなり、静的な場に重ね合わされるもの
である。ここで、ΔＢ0 のｘおよびｙ方向の空間的な変
化はそれぞれ、重ね合わされる場の値のｘおよびｙ方向
の勾配Ｇx およびＧy で決まることに注意すべきであ
る。勾配Ｇx またはＧy 、あるいは両方を印加する場
合、ラーモア定数を使って次式で与えられるある範囲の
ラーモア周波数が存在する。 Δｆ＝λΔＢ0 この範囲のラーモア周波数の影響は、問題の組織を横切
っての磁気モーメントにおける位相集積の空間パターン
である。本発明の目的にとって重要な点は、勾配の場
（Ｇx またはＧy ）に関連した範囲のラーモア周波数に
より、それぞれｘおよびｙ方向におけるボクセル同士が
空間的に識別されることである。適切な数の勾配を符号
化すると、その各々の後にスピン・エコー信号の測定が
行われ、ボクセルの配列の画像に再構成できるデータが
得られる。
ターンを付与するために広く知られている符号化手順
は、勾配を持った磁場の印加を含むものである。これら
のいわゆる傾斜磁場は、ΔＢ0 で表されるある範囲の値
の付加的な場からなり、静的な場に重ね合わされるもの
である。ここで、ΔＢ0 のｘおよびｙ方向の空間的な変
化はそれぞれ、重ね合わされる場の値のｘおよびｙ方向
の勾配Ｇx およびＧy で決まることに注意すべきであ
る。勾配Ｇx またはＧy 、あるいは両方を印加する場
合、ラーモア定数を使って次式で与えられるある範囲の
ラーモア周波数が存在する。 Δｆ＝λΔＢ0 この範囲のラーモア周波数の影響は、問題の組織を横切
っての磁気モーメントにおける位相集積の空間パターン
である。本発明の目的にとって重要な点は、勾配の場
（Ｇx またはＧy ）に関連した範囲のラーモア周波数に
より、それぞれｘおよびｙ方向におけるボクセル同士が
空間的に識別されることである。適切な数の勾配を符号
化すると、その各々の後にスピン・エコー信号の測定が
行われ、ボクセルの配列の画像に再構成できるデータが
得られる。
【０００７】本発明はｚ勾配（Ｇz ）を含むＭＲＩ操作
を対象とするので、データ収集と外来雑音の抑制を含む
いくつかの問題が関連する。第１に、ｚ勾配が存在する
場合のデータ収集技術は、一様な磁場での従来のＭＲＩ
に使用されるものとは全く異なる。このデータ収集の問
題は、上で引用されまた本発明に参考として組み込まれ
ている米国特許５，３０４，９３０において十分に考慮
され、かつ開示されている。第２に、外来雑音の抑制
は、ｘまたはｙ方向の符号化勾配（Ｇx およびＧ y ）よ
りも大きなｚ勾配Ｇz を印加することにより達成され
る。各勾配の間のこの関係が有する別の利点は、システ
ムが静的な場の撹乱に影響される敏感さが低くなること
である。
を対象とするので、データ収集と外来雑音の抑制を含む
いくつかの問題が関連する。第１に、ｚ勾配が存在する
場合のデータ収集技術は、一様な磁場での従来のＭＲＩ
に使用されるものとは全く異なる。このデータ収集の問
題は、上で引用されまた本発明に参考として組み込まれ
ている米国特許５，３０４，９３０において十分に考慮
され、かつ開示されている。第２に、外来雑音の抑制
は、ｘまたはｙ方向の符号化勾配（Ｇx およびＧ y ）よ
りも大きなｚ勾配Ｇz を印加することにより達成され
る。各勾配の間のこの関係が有する別の利点は、システ
ムが静的な場の撹乱に影響される敏感さが低くなること
である。
【０００８】スペクトル拡散技術は、干渉性雑音源によ
る伝達信号の劣化を防ぐために、通信業界で広範囲に利
用されている。この方法は、狭い周波数帯に雑音源の不
連続な組があるときに、特に有効である。従来のラジオ
およびテレビ信号はこの部類に属するものである。
る伝達信号の劣化を防ぐために、通信業界で広範囲に利
用されている。この方法は、狭い周波数帯に雑音源の不
連続な組があるときに、特に有効である。従来のラジオ
およびテレビ信号はこの部類に属するものである。
【０００９】スペクトル拡散技術の基本的な考え方は、
個々の干渉性雑音源の帯域よりも十分に広い周波数範囲
を占める信号を送受信するというものである。それによ
り個々の雑音源の影響は最小となる。
個々の干渉性雑音源の帯域よりも十分に広い周波数範囲
を占める信号を送受信するというものである。それによ
り個々の雑音源の影響は最小となる。
【００１０】この技術の利用は、当該分野では従来教示
されていなかったが、それは上で述べたように、ほとん
どの磁気共鳴装置はシステムを無線周波遮蔽室（ファラ
デーかご）内に閉じこめることにより、外来雑音の影響
から守ることができるからである。しかし本発明では、
遮蔽室（シールド・ルーム）内に設置されていないシス
テム、特に運用コストが問題になる場合と小さな可搬型
のシステムにとって利点があることが認識される。
されていなかったが、それは上で述べたように、ほとん
どの磁気共鳴装置はシステムを無線周波遮蔽室（ファラ
デーかご）内に閉じこめることにより、外来雑音の影響
から守ることができるからである。しかし本発明では、
遮蔽室（シールド・ルーム）内に設置されていないシス
テム、特に運用コストが問題になる場合と小さな可搬型
のシステムにとって利点があることが認識される。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】前記に鑑み本発明は、
組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収集する方
法であって、ｚ勾配Ｇz を使用することにより実現でき
る方法を提供することを目的とする。本発明の別の目的
は、広がったｚ勾配Ｇz を使用することにより外来雑音
を抑制して静的な場の撹乱によるデータへの影響を小さ
くして、組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収
集する方法を提供することである。本発明の更に別の目
的は、比較的実現しやすくコスト効果比が比較的良いＭ
ＲＩの方法を提供することである。
組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収集する方
法であって、ｚ勾配Ｇz を使用することにより実現でき
る方法を提供することを目的とする。本発明の別の目的
は、広がったｚ勾配Ｇz を使用することにより外来雑音
を抑制して静的な場の撹乱によるデータへの影響を小さ
くして、組織の輪郭におけるボクセルからのデータを収
集する方法を提供することである。本発明の更に別の目
的は、比較的実現しやすくコスト効果比が比較的良いＭ
ＲＩの方法を提供することである。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明の方法では、画像
を得ようとする組織サンプルを磁場の中に置く。詳しく
は、意図的に印加されることもあるが最も一般的にはそ
の磁場を発生させる磁気システムに固有の恒久的なｚ勾
配Ｇz を、非一様磁場が持っている。
を得ようとする組織サンプルを磁場の中に置く。詳しく
は、意図的に印加されることもあるが最も一般的にはそ
の磁場を発生させる磁気システムに固有の恒久的なｚ勾
配Ｇz を、非一様磁場が持っている。
【００１３】組織サンプルを磁場の中に置いてｚ勾配Ｇ
z を印加すると、無線周波エネルギーを加えることによ
り組織サンプルの１切断片または輪郭が励起される。こ
の無線周波エネルギーの伝達は、輪郭中でのラーモア周
波数の範囲に対応するが、これは輪郭中のすべてのボク
セルについて同一である。次にｘ勾配（Ｇx ）とｙ勾配
（Ｇy ）が組織サンプルに印加される。組織サンプルに
ｘおよびｙ勾配（Ｇx、Ｇy ）を印加する結果、組織の
一部をボクセルの輪郭として符号化することになる。こ
の符号化のために、各々のボクセルはｘおよびｙ方向に
おいてそれぞれわずかに異なった場の強さを有する。輪
郭中の各ボクセルが識別されるのは、この空間的な情報
によるものである。他方、上で述べたように、輪郭内の
すべてのボクセルには同じｚ勾配がかかっている。その
ためｚ勾配の効果はボクセル同士を区別するよりも、符
号化されたボクセルの各々のスペクトルを拡散すること
となる。重要なことは、ｚ勾配（Ｇz ）が通常、ｘ勾配
（Ｇx ）またはｙ勾配（Ｇ y ）よりも桁違いに（すなわ
ち１０倍から１００倍）大きいということである。
z を印加すると、無線周波エネルギーを加えることによ
り組織サンプルの１切断片または輪郭が励起される。こ
の無線周波エネルギーの伝達は、輪郭中でのラーモア周
波数の範囲に対応するが、これは輪郭中のすべてのボク
セルについて同一である。次にｘ勾配（Ｇx ）とｙ勾配
（Ｇy ）が組織サンプルに印加される。組織サンプルに
ｘおよびｙ勾配（Ｇx、Ｇy ）を印加する結果、組織の
一部をボクセルの輪郭として符号化することになる。こ
の符号化のために、各々のボクセルはｘおよびｙ方向に
おいてそれぞれわずかに異なった場の強さを有する。輪
郭中の各ボクセルが識別されるのは、この空間的な情報
によるものである。他方、上で述べたように、輪郭内の
すべてのボクセルには同じｚ勾配がかかっている。その
ためｚ勾配の効果はボクセル同士を区別するよりも、符
号化されたボクセルの各々のスペクトルを拡散すること
となる。重要なことは、ｚ勾配（Ｇz ）が通常、ｘ勾配
（Ｇx ）またはｙ勾配（Ｇ y ）よりも桁違いに（すなわ
ち１０倍から１００倍）大きいということである。
【００１４】当該分野で周知のように、傾斜した原子核
はスピン・エコー信号を発生するが、これは受信して処
理することにより組織の画像を得ることのできる情報を
含んでいる。本発明では、ｘ、ｙおよびｚ勾配が適切に
付与され、傾斜し符号化されたボクセル中の原子核は再
集束させられてスピン・エコーを生じ、スピン・エコー
はデータ収集のために受信される。特に’９３０号特許
に詳しく開示されているように、本発明で想定されるデ
ータ収集プロセスは、ｚ勾配に比例した速さで適用され
る一連の再集束パルスを使用する。
はスピン・エコー信号を発生するが、これは受信して処
理することにより組織の画像を得ることのできる情報を
含んでいる。本発明では、ｘ、ｙおよびｚ勾配が適切に
付与され、傾斜し符号化されたボクセル中の原子核は再
集束させられてスピン・エコーを生じ、スピン・エコー
はデータ収集のために受信される。特に’９３０号特許
に詳しく開示されているように、本発明で想定されるデ
ータ収集プロセスは、ｚ勾配に比例した速さで適用され
る一連の再集束パルスを使用する。
【００１５】本発明のいくつかの特徴が特に注目に値す
る。第１に、ｚ勾配は符号化パターンを付与しない。し
かしｚ勾配は、すべてのボクセルのスピンをラーモア周
波数と同じ範囲で発振させる。更に、広がったｚ勾配に
より、外来雑音を抑制し、かつ静的な場の撹乱を受け難
くするためのスペクトル拡散技術の使用が可能になる。
る。第１に、ｚ勾配は符号化パターンを付与しない。し
かしｚ勾配は、すべてのボクセルのスピンをラーモア周
波数と同じ範囲で発振させる。更に、広がったｚ勾配に
より、外来雑音を抑制し、かつ静的な場の撹乱を受け難
くするためのスペクトル拡散技術の使用が可能になる。
【００１６】本発明の新規性と発明それ自体は、その構
造と動作の両方に関する添付の図を参照して行う以下の
説明を読むことにより明らかになるであろうが、その中
で類似の符号は類似の部分を示す。
造と動作の両方に関する添付の図を参照して行う以下の
説明を読むことにより明らかになるであろうが、その中
で類似の符号は類似の部分を示す。
【００１７】
【発明の実施の形態】先ず図１に、本発明による磁気シ
ステムを一般に符号１０で示す。図からわかるように、
磁気システムはどちらも台座１６上に載置された北極面
１２と南極面１４とを有する。台座１６上に載置された
北極面１２と南極面１４は、磁力線１８で表される磁場
を発生する。好ましい実施例では、磁場は非一様であ
り、直交ｘ−ｙ−ｚ座標系に関して磁場は固有の恒久的
なｚ勾配Ｇz を有する。本発明の目的のためには、Ｇz
は１ｍｍ当たり約０．２ガウスよりも大きく、最も好適
には１ｍｍ当たり約３ガウス程度である。
ステムを一般に符号１０で示す。図からわかるように、
磁気システムはどちらも台座１６上に載置された北極面
１２と南極面１４とを有する。台座１６上に載置された
北極面１２と南極面１４は、磁力線１８で表される磁場
を発生する。好ましい実施例では、磁場は非一様であ
り、直交ｘ−ｙ−ｚ座標系に関して磁場は固有の恒久的
なｚ勾配Ｇz を有する。本発明の目的のためには、Ｇz
は１ｍｍ当たり約０．２ガウスよりも大きく、最も好適
には１ｍｍ当たり約３ガウス程度である。
【００１８】図１はまた、システム１０が発信アンテナ
・システム２０と受信アンテナ・システム２２を含み、
両方とも台座１６上に載置されていることを示してい
る。当該技術に習熟したものであれば理解できるよう
に、本発明の目的のためには多くのタイプのアンテナ・
システム２０、２２を別々にあるいは組み合わせて、当
該分野で既知の任意の方法で使用できる。いずれの場合
においても、アンテナ・システム２０、２２はコンピュ
ータ２４に接続され、コンピュータはアンテナ・システ
ム２０、２２からの信号の発信および受信を制御する。
・システム２０と受信アンテナ・システム２２を含み、
両方とも台座１６上に載置されていることを示してい
る。当該技術に習熟したものであれば理解できるよう
に、本発明の目的のためには多くのタイプのアンテナ・
システム２０、２２を別々にあるいは組み合わせて、当
該分野で既知の任意の方法で使用できる。いずれの場合
においても、アンテナ・システム２０、２２はコンピュ
ータ２４に接続され、コンピュータはアンテナ・システ
ム２０、２２からの信号の発信および受信を制御する。
【００１９】本発明の趣旨により、磁気システム１０
は、磁気システム１０を持ち運び可能にするために十分
に小さい遮蔽されてない極面１２、１４を有するように
設計されている。その結果、恒久的なｚ勾配に加えて、
磁場１８もまた図１で矢印２６で示す予測不能な外来雑
音と静的な場の撹乱に曝される。
は、磁気システム１０を持ち運び可能にするために十分
に小さい遮蔽されてない極面１２、１４を有するように
設計されている。その結果、恒久的なｚ勾配に加えて、
磁場１８もまた図１で矢印２６で示す予測不能な外来雑
音と静的な場の撹乱に曝される。
【００２０】図１にはまた、磁気システム１０の磁場の
中に置かれた組織サンプル（例えば手）も示されてい
る。組織サンプル２８は所望の方向に向けることができ
ることが理解されるであろう。しかしいかなる場合で
も、画像を得ようとする組織の部分はｘ−ｙ平面、１断
片または輪郭内にあり、この平面はｚ軸に対し垂直であ
り、従ってｚ勾配（Ｇz ）に対しても垂直である。
中に置かれた組織サンプル（例えば手）も示されてい
る。組織サンプル２８は所望の方向に向けることができ
ることが理解されるであろう。しかしいかなる場合で
も、画像を得ようとする組織の部分はｘ−ｙ平面、１断
片または輪郭内にあり、この平面はｚ軸に対し垂直であ
り、従ってｚ勾配（Ｇz ）に対しても垂直である。
【００２１】図２に、画像を得ようとする組織サンプル
２８の代表的な輪郭３０を示す。図からわかるように、
ｘ−ｙ−ｚ座標系内の点３１について、輪郭３０は複数
のボクセル３２を含み、そのうちのボクセル３２ａが代
表的なものである。図２にはまた、輪郭３０とその中の
ボクセル３２が、上面３４と底面３６で結びつけられて
いる様子が示されている。従って輪郭３０は厚みｔを有
する。重要なことは、表面３４、３６がそれぞれ一定の
場の強さＢOUとＢOLを持ち、その結果各表面はそれぞれ
異なるラーモア周波数ｆOUとｆOLを有することである。
以前の開示で示されたように、輪郭３０の厚みｔを横切
ってのラーモア周波数の範囲（ｆOU−ｆ OL）はＧz によ
るものである。上に述べたように、Ｇz はＧx またはＧ
y よりも大きく、ほとんどの場合はるかに大きい。また
ここに定義するように、Ｇz は恒久的である。従って組
織サンプル２８を磁場の中に置くと同時に、組織サンプ
ル２８にＧz が印加される。更にＧz は輪郭３０内のボ
クセル３２のすべてに対して同一であり、従ってラーモ
ア周波数の範囲はすべてのボクセル３２に対して同一で
ある。従って本発明で使用されるＧz はボクセル内の勾
配である。これに対してＧx とＧy はボクセル間の勾配
であり、符号化に供されると共に、それによりボクセル
３２同士を空間的に区別する。
２８の代表的な輪郭３０を示す。図からわかるように、
ｘ−ｙ−ｚ座標系内の点３１について、輪郭３０は複数
のボクセル３２を含み、そのうちのボクセル３２ａが代
表的なものである。図２にはまた、輪郭３０とその中の
ボクセル３２が、上面３４と底面３６で結びつけられて
いる様子が示されている。従って輪郭３０は厚みｔを有
する。重要なことは、表面３４、３６がそれぞれ一定の
場の強さＢOUとＢOLを持ち、その結果各表面はそれぞれ
異なるラーモア周波数ｆOUとｆOLを有することである。
以前の開示で示されたように、輪郭３０の厚みｔを横切
ってのラーモア周波数の範囲（ｆOU−ｆ OL）はＧz によ
るものである。上に述べたように、Ｇz はＧx またはＧ
y よりも大きく、ほとんどの場合はるかに大きい。また
ここに定義するように、Ｇz は恒久的である。従って組
織サンプル２８を磁場の中に置くと同時に、組織サンプ
ル２８にＧz が印加される。更にＧz は輪郭３０内のボ
クセル３２のすべてに対して同一であり、従ってラーモ
ア周波数の範囲はすべてのボクセル３２に対して同一で
ある。従って本発明で使用されるＧz はボクセル内の勾
配である。これに対してＧx とＧy はボクセル間の勾配
であり、符号化に供されると共に、それによりボクセル
３２同士を空間的に区別する。
【００２２】本発明による方法には、組織サンプル２８
を磁気システム１０の磁場の中に置くことが含まれる。
磁場はｚ勾配Ｇz によって特徴づけられる。望ましく
は、Ｇ z はほぼ一定であり、かつスペクトル拡散技術で
外来雑音を抑制するために十分に大きい値を有する。詳
しくは、図３にＧz の結果としてのラーモア周波数のボ
クセル内の範囲がスペクトル中でどのように拡散される
かを示す。図３に示されるように、ボクセル内の勾配
（Ｇz ）の結果生じるスペクトル密度３８はかなり広が
っている。一方直線４０ａ−ｃで示す干渉性の外来雑音
源と静的な場の撹乱のスペクトル密度は、信号スペクト
ルの広がりに比べて小さい。
を磁気システム１０の磁場の中に置くことが含まれる。
磁場はｚ勾配Ｇz によって特徴づけられる。望ましく
は、Ｇ z はほぼ一定であり、かつスペクトル拡散技術で
外来雑音を抑制するために十分に大きい値を有する。詳
しくは、図３にＧz の結果としてのラーモア周波数のボ
クセル内の範囲がスペクトル中でどのように拡散される
かを示す。図３に示されるように、ボクセル内の勾配
（Ｇz ）の結果生じるスペクトル密度３８はかなり広が
っている。一方直線４０ａ−ｃで示す干渉性の外来雑音
源と静的な場の撹乱のスペクトル密度は、信号スペクト
ルの広がりに比べて小さい。
【００２３】組織サンプル２８が適切に置かれると、ア
ンテナ・システム２０が起動して組織サンプル２８内の
原子核を傾斜させる。原子核を傾斜させた後、あるいは
必要に応じてその前に、組織サンプル２８はｘおよびｙ
勾配で符号化される。その結果、符号化されたボクセル
３２の輪郭３０が得られる。輪郭３０は次に再集束パル
スを照射され、その結果核は受信可能なスピン・エコー
信号を発生する。これらすべての動作、すなわち傾斜、
符号化および再集束は、コンピュータ２４によって制御
される。発生したスピン・エコー信号はアンテナ・シス
テムによって捉えられてコンピュータ２４に送られ、こ
こで所望の処理を受ける。
ンテナ・システム２０が起動して組織サンプル２８内の
原子核を傾斜させる。原子核を傾斜させた後、あるいは
必要に応じてその前に、組織サンプル２８はｘおよびｙ
勾配で符号化される。その結果、符号化されたボクセル
３２の輪郭３０が得られる。輪郭３０は次に再集束パル
スを照射され、その結果核は受信可能なスピン・エコー
信号を発生する。これらすべての動作、すなわち傾斜、
符号化および再集束は、コンピュータ２４によって制御
される。発生したスピン・エコー信号はアンテナ・シス
テムによって捉えられてコンピュータ２４に送られ、こ
こで所望の処理を受ける。
【００２４】ここに開示する技術は、非一様磁場を前提
としていることに留意すべきである。しかしこれらの技
術は、一様な磁場にＧz が重ね合わされている場合は常
に、一様な場にも適用可能である。
としていることに留意すべきである。しかしこれらの技
術は、一様な磁場にＧz が重ね合わされている場合は常
に、一様な場にも適用可能である。
【００２５】ここに詳しく開示した特定の拡散スペクト
ルによるＭＲＩ技術は、前記の目的を達成し前記の利点
を提供することが完全に可能であるが、これは本発明の
好ましい実施例の単なる例示に過ぎず、添付の請求範囲
に述べられた他には構成または設計の詳細になんら制限
は存在しないことを理解すべきである。
ルによるＭＲＩ技術は、前記の目的を達成し前記の利点
を提供することが完全に可能であるが、これは本発明の
好ましい実施例の単なる例示に過ぎず、添付の請求範囲
に述べられた他には構成または設計の詳細になんら制限
は存在しないことを理解すべきである。
【図１】本発明で使用可能な磁気システムの各部を示す
模式図である。
模式図である。
【図２】本発明の方法で画像が作られるボクセルの輪郭
を理想化して示す図である。
を理想化して示す図である。
【図３】静的な場の勾配（Ｇz ）と外来雑音のスペクト
ル密度の比較図である。
ル密度の比較図である。
１０ 磁気システム １２ 北極面 １４ 南極面 １６ 台座 １８ 磁力線 ２０ 発信アンテナ・システム ２２ 受信アンテナ・システム ２４ コンピュータ ２６ 予測不能な外来雑音と静的な場の撹乱 ２８ 組織サンプル ３０ 輪郭 ３２ ボクセル ３４ 上面 ３６ 底面 ３８ スペクトル密度 ４０ａ−ｃ 干渉性の外来雑音源と静的な場の撹乱のス
ペクトル密度
ペクトル密度
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロバート エイ．ベル アメリカ合衆国 カリフォルニア州エンシ ニタス，ドーブ ホロウ ロード 3660
Claims (23)
- 【請求項１】 組織の輪郭におけるボクセルからデータ
を収集する方法において前記組織を磁場内に置く段階
と、 前記組織に符号化勾配を印加して前記ボクセルを符号化
する段階と、 前記符号化されたボクセルにｚ勾配を印加して、前記の
すべてのボクセルのスペクトルをラーモア周波数と同じ
範囲に拡散し、その際ｚ勾配は前記ｘ−ｙ符号化勾配よ
りも大きいものである段階と、 前記ラーモア周波数と同じ範囲の前記ボクセルからデー
タを収集する段階とから成る方法。 - 【請求項２】 更に前記のラーモア周波数の範囲を濾過
して外来雑音を減衰させる段階からなることを特徴とす
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記磁場が一様であることを特徴とする
請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記ｚ勾配が固有のものであり、かつ前
記データ収集段階の間ゼロよりも大きな値に維持される
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 請求項４の方法において、前記ｚ勾配が
前記データ収集段階の間ほぼ一定であることを特徴とす
る請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 前記ｚ勾配が１ｍｍ当たり０．２ガウス
よりも大きな値であることを特徴とする請求項１に記載
の方法。 - 【請求項７】 前記輪郭が表面を持ち、かつ前記ｚ勾配
が前記拡散スペクトル・ボクセルにおいて前記表面とほ
ぼ垂直であることを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項８】 前記データ収集段階が更に前記拡散スペ
クトル・ボクセル内の核を傾斜させる段階と、 前記ｚ勾配に比例する割合で前記傾斜した核を再集束さ
せて、符号化されたスピン・エコー信号を発生する段階
と、 前記符号化されたスピン・エコー信号を受信する段階と
から成ることを特徴とする請求項１に記載の方法。 - 【請求項９】 更に前記符号化されたスピン・エコー信
号を画像に変換する段階を含むことを特徴とする請求項
８に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記の受信段階が前記符号化されたス
ピン・エコー信号の平均化を含むことを特徴とする方
法。 - 【請求項１１】 磁場内に置かれた組織サンプルの複数
のボクセル中の１つのボクセルからのデータを収集する
方法において、 前記組織に少なくとも１つのボクセル間勾配を印加して
前記ボクセルを符号化する段階と、 前記組織にボクセル内勾配を印加して、前記符号化され
たボクセルすべてのスペクトルをラーモア周波数と同じ
範囲に拡散し、その際前記ボクセル内勾配が前記ボクセ
ル間勾配よりも大きいものである段階とから成る方法。 - 【請求項１２】 前記ボクセル内勾配がｚ勾配であり、
前記ボクセル間勾配がｘ勾配とｙ勾配を含むことを特徴
とする請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１３】 前記ｚ勾配が固有のものであり、前記
印加段階の間ゼロよりも大きな値に維持されることを特
徴とする請求項１２に記載の方法。 - 【請求項１４】 前記ｚ勾配が前記印加段階の間ほぼ一
定に維持され、かつ１ｍｍ当たり０．２ガウスよりも大
きな値であることを特徴とする請求項１２に記載の方
法。 - 【請求項１５】 前記の連続するボクセルが表面を有す
る輪郭を形成し、かつ前記ｚ勾配が前記符号化されたボ
クセルにおいて前記表面とほぼ垂直であることを特徴と
する請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１６】 更に、 前記符号化されたボクセル内の核を傾斜させる段階と、 前記ｚ勾配に比例する割合で前記傾斜した核を再集束さ
せて、符号化されたスピン・エコー信号を発生する段階
と、 前記符号化されたスピン・エコー信号を受信する段階と
から成ることを特徴とする請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記の受信段階が前記符号化されたス
ピン・エコー信号の平均化を含み、前記方法が更に前記
平均化されたスピン・エコー信号を画像に変換する段階
を含むことを特徴とする請求項１６に記載の方法。 - 【請求項１８】 組織サンプルを磁場内に置く段階と、 前記組織の輪郭に対して第１の帯域幅を使用して、それ
に含まれるボクセルを識別する段階と、 前記組織の輪郭に対して第２の帯域幅を使用して、それ
に含まれるボクセルのスペクトルをラーモア周波数と同
じ範囲に拡散してからスピン・エコー信号を受信し、そ
の際前記第２の帯域幅は前記第１の帯域幅よりも大き
く、かつ前記第２の帯域幅は外来雑音を抑制するために
広がったものであることを特徴とする磁気共鳴処理方
法。 - 【請求項１９】 更に、 前記ボクセル内の核を傾斜させる段階と、 前記第２の帯域幅に比例する割合で前記傾斜した核を再
集束させて、前記ボクセルからの符号化されたスピン・
エコー信号を発生する段階と、 前記符号化されたスピン・エコー信号を受信する段階
と、 前記符号化されたスピン・エコー信号を利用可能なデー
タに変換する段階から成ることを特徴とする請求項１８
に記載の方法。 - 【請求項２０】 前記の利用、傾斜、再集束、受信およ
び変換の各段階が、前記複数のボクセルに対して繰り返
されることを特徴とする請求項１９に記載の方法。 - 【請求項２１】 前記受信段階が前記符号化されたスピ
ン・エコー信号の平均化を含み、かつ前記変換段階が前
記組織の画像を生成するために前記データを利用するこ
とを含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。 - 【請求項２２】 前記第１の帯域幅がｘ勾配およびｙ勾
配から得られ、かつ前記第２の帯域幅がｚ勾配から得ら
れることを特徴とする請求項１９に記載の方法。 - 【請求項２３】 前記受信段階の間、前記ｚ勾配がほぼ
一定に維持され、かつ１ｍｍ当たり０．２ガウスよりも
大きな値を有することを特徴とする請求項２２に記載の
方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US933612 | 1997-07-24 | ||
| US08/933,612 US5999838A (en) | 1997-07-24 | 1997-07-24 | Spread spectrum MRI |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11113882A true JPH11113882A (ja) | 1999-04-27 |
| JPH11113882A5 JPH11113882A5 (ja) | 2005-10-06 |
Family
ID=25464232
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10207791A Pending JPH11113882A (ja) | 1997-07-24 | 1998-07-23 | 拡散スペクトルｍｒｉ |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5999838A (ja) |
| EP (2) | EP0893701A1 (ja) |
| JP (1) | JPH11113882A (ja) |
| AR (1) | AR010934A1 (ja) |
| AU (1) | AU735232B2 (ja) |
| BR (1) | BR9815735A (ja) |
| CA (1) | CA2240683A1 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| US6704594B1 (en) * | 2000-11-06 | 2004-03-09 | Topspin Medical (Israel) Limited | Magnetic resonance imaging device |
| US7254451B2 (en) * | 2003-11-20 | 2007-08-07 | Medtronic, Inc. | Implantable lead including sensor |
| US20060155186A1 (en) * | 2005-01-12 | 2006-07-13 | James Timothy W | Bone health assessment using spatial-frequency analysis |
| US20060241377A1 (en) * | 2005-03-08 | 2006-10-26 | James Timothy W | System and method for bone strength assessment |
| CN101336380B (zh) * | 2005-11-27 | 2013-01-30 | 精锐医药有限公司 | 利用空间频率分析对诸如骨骼之类的结构的评估 |
| WO2007072438A2 (en) * | 2005-12-23 | 2007-06-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method and arrangement for wireless communication of signals in an mr system |
| KR20100015625A (ko) * | 2007-05-02 | 2010-02-12 | 데렉 디. 펭 | 양자 이론-기반 연속 정밀 핵 스핀 자기 공명 분광/핵 스핀 자기 공명 영상 방법 및 장치 |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4296378A (en) * | 1979-04-05 | 1981-10-20 | Southwest Research Institute | Apparatus providing enhanced detection of specimens in inhomogeneous fields |
| US4471306A (en) * | 1982-02-03 | 1984-09-11 | General Electric Company | Method of NMR imaging which overcomes T2 * effects in an inhomogeneous static magnetic field |
| IL68344A (en) * | 1983-04-10 | 1988-10-31 | Yeda Res & Dev | Method to eliminate the effects of magnetic field inhomogeneities in nmr imaging |
| US4542343A (en) * | 1983-06-17 | 1985-09-17 | Chevron Research Company | Computer-controlled, portable pulsed NMR instrument and method of use wherein depolarization is ultrashortened using pseudo randomly spaced and oriented RF depolarization pulses |
| US4689567A (en) * | 1984-06-01 | 1987-08-25 | Advanced Nmr Systems, Inc. | NMR Fourier imaging from multiple echoes |
| US5023554A (en) * | 1989-05-22 | 1991-06-11 | The Reagents Of The University Of California | Fringe field MRI |
| US5099208A (en) * | 1989-10-05 | 1992-03-24 | Vanderbilt University | Method for magnetic resonance imaging and related apparatus |
| US5150052A (en) * | 1991-02-15 | 1992-09-22 | Meyerand Mary E | Apparatus and method for magnetic resonance spectral imaging |
| US5304930A (en) * | 1993-02-01 | 1994-04-19 | Panacea Medical Laboratories | Remotely positioned MRI system |
| US5493225A (en) * | 1993-12-14 | 1996-02-20 | Panacea Medical Laboratories | Method for maintaining encoded coherence for remotely positioned MRI device |
| US5517118A (en) * | 1994-04-25 | 1996-05-14 | Panacea Medical Laboratories | Subslicing for remotely positioned MRI |
| DE69632302T2 (de) * | 1995-07-20 | 2005-06-23 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Verfahren und gerät zur bilderzeugung durch magnetische resonanz eines gekrümmten teils eines körpers |
-
1997
- 1997-07-24 US US08/933,612 patent/US5999838A/en not_active Expired - Fee Related
-
1998
- 1998-07-09 CA CA002240683A patent/CA2240683A1/en not_active Abandoned
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- 1998-07-16 EP EP03075290A patent/EP1308743A1/en not_active Withdrawn
- 1998-07-22 BR BR9815735-3A patent/BR9815735A/pt not_active Application Discontinuation
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- 1998-07-23 JP JP10207791A patent/JPH11113882A/ja active Pending
- 1998-07-24 AR ARP980103639A patent/AR010934A1/es unknown
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| AU735232B2 (en) | 2001-07-05 |
| CA2240683A1 (en) | 1999-01-24 |
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