(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象物の像データを発生する機能を有すると共に、当該像データの検出位置の情報である位置コーディングを発生する機能を有する、勾配システムおよび高周波システムを備えた磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させて、前記像データを前記位置コーディングと対応付けて発生するプロセスを含んだ、磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法において、
前記検査対象物の撮像すべき範囲を、当該磁気共鳴トモグラフィ装置の撮像領域の中に入れるプロセスと、
前記検査対象物における少なくとも前記撮像すべき範囲の部分から時間的順序に従って前記検査対象物の像データセット（以下、像データ記録とも表記する）を発生させるプロセスと、
相前後する異なった時刻で発生する少なくとも１つの第１の像データ記録と１つの第２の像データ記録とを比較することにより、前記撮像すべき範囲の少なくとも１つの部分の撮像領域の位置変化を確認するプロセスと、
前記比較された第１および／または第２の像データ記録の発生時刻とは別に、それと相前後して連続して発生する少なくとも１つの第３の像データ記録に対応付けて発生された位置コーディングを、前記確認した位置変化に相応して補正するプロセスと
を含むことを特徴とする、磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項２】
前記第１の像データ記録のうちから選択した値を、第１の列ベクトル内に書き込むプロセスと、
前記第１の像データ記録の選択した値に相応する前記第２の像データ記録の値を選択して、第２の列ベクトル内に書き込むプロセスと、
第３の列ベクトル内に、三次元空間内または二次元空間内の任意の位置変化を記述する６つのパラメータを書き込むプロセスと、
前記第１の列ベクトルの値を前記６つのパラメータに関して偏微分することによってヤコブ関数マトリックスを形成するプロセスと、
前記第２の列ベクトルと前記第１の列ベクトルとの差を、前記ヤコブ関数マトリックスと前記第３の列ベクトルとの積に等しくなるようにセットすることにより、１次のテイラー展開による方程式を形成するプロセスと、
反復法を用いて前記６つのパラメータを決定することによって、前記方程式を解くプロセスと
を含むことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項３】
前記像データ記録が、二次元の像データ記録である
ことを特徴とする請求項１または２記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項４】
前記二次元の像データ記録が、少なくとも１つの三次元像データ記録の構成部分である
ことを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項５】
前記像データ記録が、三次元の像データ記録の構成部分である
ことを特徴とする請求項１または２記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項６】
前記像データ記録は、前記検査対象物についての一連の機能的な磁気共鳴トモグラフィを実行中に発生されるものである
ことを特徴とする請求項１から５のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【請求項７】
前記像データ記録を、エコープラナー法によって発生せしめる
ことを特徴とする請求項１から５のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、特に位置コーディングの役割をする、勾配システムおよび高周波システムを備えた磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴トモグラフィは、検査対象者の身体内部の像を取得するための公知の技術である。その際、磁気共鳴トモグラフィ装置内で静的な基本磁界に、勾配システムにより発生され、迅速にスイッチングする勾配磁界が重畳される。さらに磁気共鳴トモグラフィ装置は、磁気共鳴信号を発生させるために高周波信号を検査対象物内に入射し、かつ発生した磁気共鳴信号を受信する高周波システムを含んでおり、これらの磁気共鳴信号に基づいて像データ記録（像データセットとも表記する：以下同様）を作成する。その際、勾配システムおよび場合によっては高周波システムは、特にそれらによって検査対象物の内側における位置コーディングを発生せしめるように設定される。
【０００３】
医学の分野では、基本的に、臓器および組織の構造の反復する走査を生理学的な機能または病的な過程のような時間的に変化するプロセスの撮像のために利用する全ての方法を機能的撮像と呼んでいる。より狭い意味で磁気共鳴トモグラフィとは、特定の運動上、感覚上または知覚上の課題に関与する患者の脳領域を同定しかつ撮像することを可能にする測定方法として理解されている。そのため、例えば２ないし４秒毎に脳の三次元のデータ記録を、例えばエコープレナー法を用いて取得する。その際にエコープレナー法は、個々の三次元のデータ記録に対して必要とされる、１００ｍｓよりも僅かな時間での像データ記録取得が非常に速いという利点を有する。
【０００４】
その際、像データ記録は、格子状のラスター内に適宜配置した際に像を発生する多数の像点を含んでいる。その際像点は、例えばグレイスケール上の値により、またその座標、即ち像内のその配置により特徴付けられる。二次元の像に関し、各像点での値は、例えば二次元の像データ記録を形成する二次元のマトリックス内に格納される。その際マトリックス内における配置は、像内の像点の座標を決定する。これは、三次元の像データ記録に対しても当てはまる。
【０００５】
機能的な磁気共鳴トモグラフィの枠内において合致する位置コーディングを持つ、多くの像データ記録を種々の時点で取得した後に、所謂能動化像を形成するため像データ記録を互いに差し引く必要がある、即ち能動的な脳範囲を同定するため、互いの信号の差を比較する必要がある。その際、全取得時間中の脳の非常に僅かな運動も、探索する脳能動化を覆い隠す望ましくない信号差に通ずる。
【０００６】
従って、前記の望ましくない信号差をフィルタ除去するため、先ず所謂像データ記録のレトロパースペクティブな運動補正、即ち運動の結果としての位置変化の捕捉を前提条件として、必要とする運動補正を実行する。そのための方法は例えば運動が個々の完全な像データ記録の取得中にしか生じず、かつ脳が剛固な固体とみなせるという仮定に基づいている。さらに三次元空間内の任意の固体運動が６つの運動パラメータにより記述され、その際に３つのパラメータは並進運動を、また３つのパラメータは回転を特徴付ける。
【０００７】
前記のパラメータは、例えば列ベクトルバーｑ内に書込まれる。第１の像データ記録と、それに時間的に続いて発生する第２の像データ記録との全ての像点または選ばれた像点の値は、合致する順序で第１の列ベクトルバーｘおよび第２の列ベクトルバーｙ内に書込まれる。第１の像データ記録の取得時点と、第２の像データ記録の取得時点との間での位置変化を確認するため、即ち運動パラメータを決定するため、テイラー展開１次に基づく下記の式が例えば反復法により解かれる：
【数１】
0004744687.tif 000002
【０００８】
ここで前記の式は、行毎に６つの運動パラメータによる列ベクトルバーｘの要素の偏微分を含むヤコブの関数マトリックスを含んでいる。像データ記録から位置変化を確認するための前記の方法を一層詳細に理解するには、例えば図書R.S.J.Frackowiak他著“Human  Brain  Function”、Academic Press：１９９７、特に第３章、第４３〜４８頁を参照されたい。機能的な磁気共鳴トモグラフィの全像データ記録の完結した取得の後に行われる、像データ記録のレトロパースペクティブな運動補正を有する機能的な磁気共鳴トモグラフィの際の進行の方法を一層詳細に理解するには論文、U.Klose 他著“Funktionelle  Bildgebung  mit  der  Magnetresonanztomographie”、elektromedica  ６７（１９９９）、第１号、第２７〜３６頁を参照されたい。
【０００９】
レトロパースペクティブな運動補正のための多数の方法は、参照像データ記録に関しての像データ記録の最適な戻り回転または戻り変位の際、運動の結果としての全ての望ましくない信号差が除かれることから出発する。その際にしばしば、像データ記録の単なる幾何学的な変位または回転によっては運動により起こる全ての望ましくない信号差が除去可能でないことが顧慮されていない。その原因は、脳の特定領域範囲上における脳の位置変化の後に、変更されていない位置コーディングの際のその出発位置に比べ、勾配および高周波磁界が異なる作用をし、それに伴い領域範囲の励起、共鳴および緩和特性が変化することである。その結果、この領域範囲の信号挙動がすぐ後に続いて取得した像データ記録に対してだけでなく、持続的に得るべき像データ記録に対しても変化してしまう。考察する領域範囲の全ての機能的な磁気共鳴トモグラフィの間に多数回の位置変化が生ずると、各位置変化が信号変化として多かれ少なかれ最後に取得した像データ記録に迄作用する。
【００１０】
最後にあげた信号変化に関し、例えば三次元像データ記録の層毎の取得時には、特に前記の層がそれらにより形成された平面の内側のみで回転または移動するのではないような位置変化が臨界的である。前記のことは、例えば論文、K.J.Friston 他著、“Movement‐Related  Effects  in  fMRI  Time‐Series”、Magnetic  Resonance  in  Medicine  ３５（１９９６）、第３４６〜３５５頁に一層詳細に説明されている。前記の論文は更に、機能的な磁気共鳴トモグラフィの枠内での像データ記録の発生に加えて、最後に述べた運動により起こる信号差も、像データ記録から除去できる近似法を提案している。しかし前記の近似法によっては、非常に限定的な補正しかできない。
【００１１】
運動により起こる、全ての望ましくない信号差を避けるための他の試みは、事前予測的な運動補正の枠内で、追加的に全ての像データ記録を補正するのではなく、機能的な磁気共鳴トモグラフィの進行中に像データ記録から像データ記録へと場合によっては生ずる脳の位置変化を捕捉し、かつ位置コーディングを進行中に相応に適合させることにある。
【００１２】
そのため１つの実施例では、頭部の位置変化を光学的に、例えば頭部に光学的な反射器を取付け、これらの反射器の位置を光学式捕捉システムにより監視することにより捕捉する。一層詳細な内容は、例えば論文、H.Eviatar 他著“Real  Time  Head  Motion  Correction  for  Functional  MRI”、Proc.  of  ISMRM７（１９９９）、第２６９頁に説明されている。位置変化を捕捉するための前記の装置は、特に別個の捕捉システムを必要とする欠点を持つ。さらに本来、必ずしも脳の位置変化と平行しては現れない頭皮の位置変化が捕捉されてしまう。例えば額の皺の位置変化が思い浮かべられよう。
【００１３】
事前予測的な運動補正の他の実施例では、位置変化を軌道ナビゲータエコーにより捕捉する。その際、軌道ナビゲータエコーは、円状のｋ空間トラックにより特徴付けられており、特殊なナビゲータシーケンスにより発生される磁気共鳴信号である。様々な時点で発生する軌道ナビゲータエコーを手がかりに、位置変化を確認可能である。そのため、例えば像データ記録の各発生前にナビゲータシーケンスを実行し、ナビゲータエコーを取得し、それを運動補正のために参照ナビゲータエコーと比較する。前記のことは、例えば論文、H.A.Ward他著“Real‐Time  Prospective  Correction  of  Complex  Multiplanar  Motion  in  fMRI”、Proc.  of  ISMRM  ７（１９９９）、第２７０頁に詳細に記載されている。軌道ナビゲータエコーによる位置変化の捕捉時、確かに追加的な装置を磁気共鳴トモグラフィ装置に設ける必要はないが、その代わりに位置変化を捕捉する精度は比較的悪い。さらに各々のナビゲータシーケンスは、撮像シーケンスに追加的に、飽和効果により擾乱を生じさせる励起に通ずる。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
従って本発明の課題は、冒頭に記載した種類の方法であって、従来の技術の前記の欠点を減ずる方法を提供することである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
この課題は、本発明によれば、請求項１の特徴により解決される。有利な実施例は従属請求項に記載している。
【００１６】
請求項１によれば、特に位置コーディングの役割をする、勾配システムおよび高周波システムを有する磁気共鳴トモグラフィ装置を作動させるための方法において、
−検査対象物の撮像すべき範囲を装置の撮像領域の中に入れ、
−時間的順序で像データ記録を少なくとも撮像すべき範囲の部分から発生させ、
−時間的に相続いて発生する少なくとも１つの第１の像データ記録と、第２の像データ記録との比較により撮像すべき範囲の少なくとも１つの部分の撮像領域に関する位置変化を確認し、かつ
−比較する像データ記録に時間的に続いて発生する少なくとも１つの像データ記録に関し、位置コーディングを確認した位置変化に応じて適合させる。
【００１７】
例えば機能的な磁気共鳴トモグラフィの枠内で発生される各像データ記録を参照像データ記録と比較することにより、位置変化を高い精度で確認可能であり、しかも位置コーディングを事前予測的な運動修正の枠内で像データ記録から像データ記録へ相応に適合可能である。その際、並進運動の結果としての位置変化は約４０μm迄、また回転運動の結果としての位置変化は約０．０５°迄確認可能である。さらに本方法を実行するために磁気共鳴トモグラフィ装置に追加的な装置を設ける必要はない。
【００１８】
有利な実施例では、テイラー展開１次に基づいて像データ記録から位置変化を確認するための既に冒頭に説明した方法を使用する。
【００１９】
【発明の実施の形態】
本発明の他の利点、特徴および詳細を、以下の図面による実施例の説明から明らかにする。
【００２０】
図１は磁気共鳴トモグラフィ装置１の縦断面図を示す。装置１は移動可能な寝台装置２を含み、その上に患者７が横たわっている。患者７の被撮像範囲である頭部は、その際、装置１の撮像領域６内に位置決めされている。装置はさらに、制御機能を持つ電流供給装置４と接続された勾配コイルシステム３を含み、それにより、特に位置コーディングの目的で勾配コイルシステム３内の電流を制御する。さらに装置１は高周波システムを含み、そのうち、例として高周波アンテナ５のみを図示している。高周波アンテナ５から患者７に入射する磁気共鳴信号を発生させるための高周波信号は、同じく特に位置コーディング作用を有する。
【００２１】
図２は本発明の実施例として、事前予測的な運動補正を持つ機能的な磁気共鳴トモグラフィに対するフローチャートを示す。第１のステップ１１で参照像データ記録Ｂ Ｒｅｆが発生する。それは例えば患者の脳の三次元像データ記録であり、例えばエコープラナー法により生ずる。機能的な磁気共鳴トモグラフィの場合、時間的な順序で脳の多くの像データ記録が発生する。時点０ｓにおいて、ステップ１２ａで三次元の像データ記録Ｂ Ｎの発生が始まり、これは時点１．８ｓで終了する。ステップ１２ａに、ステップ１３のデータ転送が続き、このデータ転送の間に、例えば磁気共鳴トモグラフィ装置の種々の計算機ユニット間でデータ交換が行われる。続くステップ１４で位置変化の認識が行われる。その際、例えば像データ記録から位置変化を確認するための、既に冒頭に記載した方法により、像データ記録Ｂ Ｎが参照像データ記録Ｂ Ｒｅｆと比較される。参照像データ記録Ｂ Ｒｅｆと像データ記録Ｂ Ｎとの間に、例えば患者の運動に基因して脳の位置変化が生じているときは、この位置変化をステップ１４で高精度に認識する。その後、像データ記録Ｂ Ｎ＋１の発生前に時点４ｓで開始するステップ１２ｂにおいて、ステップ１４で確認した位置変化をステップ１６で位置コーディングの相応の適合に用いる。さらにステップ１５で、ステップ１４で確認した位置変化を、像データ記録Ｂ Ｎを精密なレトロパースペクティブな運動補正の意味で処理するために利用する。そのため、例えば直線的内挿またはフーリエ内挿のような公知の内挿方法が使用可能である。フーリエ内挿は例えば論文、W.F.Eddy他著“Improved  Image  Registration  by  Using  Fourier  Interpolation”、Magnetic  Resonance  in  Medicine  ３６（１９９６）、第９２３〜９３１頁に詳細に説明されている。その際、臨床的な像データ記録の解析により、多くの場合前記の精密補正は省略可能である。何故ならば、一般に像データ記録から次の像データ記録迄の位置変化は５０μｍよりも小さいからである。ステップ１４で位置変化を確認していないなら、ステップ１６での位置コーディングの適合は、ステップ１５での精密補正と同じく必要でない。
【００２２】
図３は本発明の別の実施例として、事前予測的な運動補正を有する機能的な磁気共鳴トモグラフィに対するフローチャートを示す。機能的な磁気共鳴トモグラフィの枠内において、第１のステップ２１で参照像データ記録Ｄ Ｒｅｆが発生される。それは例えば患者の脳の三次元像データ記録であり、層Ｎｏ．１ないしＮｏ．ｎ迄のｎ個の二次元像データ記録から成っている。その際、前記の層の１つは、好ましくは脳の中央の範囲を表す、選ばれた中央層である。その後のステップ２２ａで、脳の像データ記録Ｄ Ｎが発生される。そのために、先ず中央層の二次元の像データ記録が発生される。これは、例えば位置変化に関し冒頭に記載した方法を利用して、ステップ２３ａで中央層の二次元の参照像データ記録と比較する。他の実施例では三次元の参照像データ記録Ｄ Ｒｅｆと所謂スライスインツーマッピング法を利用して、三次元の空間内の任意の位置変化が確認可能であるように、比較する。スライスインツー領域マッピング法を一層詳細に理解するには、例えば論文、B.Kim 他著“Motion  Correction  in  fMRI  via  Registration  of  Individual  Slices  Into  an  Anatomical  Volume”、Magnetic  Resonance  in  Medicine  ４１（１９９９）、第９６４〜９７２頁を参照されたい。位置変化を確認すると、ステップ２４ａでその他の層のその後の二次元の像データ記録に対し、位置コーディングを相応に適合させる。ステップ２３ａで位置変化を確認しないなら、像データ記録Ｄ Ｎのその他の層は、参照像データ記録Ｄ Ｒｅｆに比べて変更していない位置コーディングにより発生する。機能的な磁気共鳴トモグラフィの特定のタイムクロックにおいて、ステップ２２ｂでその後の像データ記録を発生する。その際に像データ記録Ｂ Ｎに相応して進行する。
【００２３】
脳の能動的な範囲を検出するための機能的な磁気共鳴トモグラフィに対する前記の実施例は、相応に拡散コード化および灌注測定のような他の機能的課題を有する応用にも転用可能である。
【００２４】
図４は、本発明の別の実施例として、ループインした事前予測的な運動補正を持つ個別的な三次元像データ記録を発生するためのフローチャートを示す。その際、例えば個別的な三次元像データ記録を患者の脳から層毎に発生する必要がある。最初のステップ３１で、例えば好ましくは脳の中央の範囲を含む、選ばれた中央層の二次元の参照像データ記録が発生される。その後のステップ３２ａないし３２ｄで、三次元の像データ記録を発生するため層Ｎｏ．１ないしＮｏ．４を二次元の像データ記録として撮像する。その後のステップ３３ａで、再び前記の中央層の二次元像データ記録を発生し、これをステップ３４ａで位置変化を捕捉するため中央層の参照像データ記録と比較する。そのために、例えば像データ記録から位置変化を確認するための冒頭に記載した方法を利用する。ステップ３４ａで位置変化を確認した場合、ステップ３２ｅないし３２ｈでその後の層Ｎｏ．１ないしＮｏ．４を二次元の像データ記録として運動補正して取得する前に、ステップ３５ａで位置コーディングの相応の適合を行う。ステップ３２ｈに続いてステップ３３ｂで再び前記中央層の二次元像データ記録の取得を行う。ステップ３３ｂで発生した像データ記録によりステップ３４ｂおよび３５ｂは、先に説明したステップ３４ａおよび３５ａと類似の方法で進行する（以下同様）。前記の方法により、三次元像データ記録の取得の間に、例えば患者の運動により起こる脳の位置変化を認識し、もって像の歪みが生じないようにすることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】磁気共鳴トモグラフィ装置の縦断面図。
【図２】第１の実施例のフローチャート。
【図３】第２の実施例のフローチャート。
【図４】他の実施例のフローチャート。
【符号の説明】
１  磁気共鳴トモグラフィ装置
２  寝台装置
３  勾配コイルシステム
４  制御する電流供給装置
５  高周波アンテナ
６  撮像領域
７  患者
１１〜３５ｂ  ステップ
【図１】
0004744687.tif 000003
【図２】
0004744687.tif 000004
【図３】
0004744687.tif 000005
【図４】
0004744687.tif 000006