(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング・システムを用いて被検体の磁気共鳴画像を形成する方法であって、（ａ） 前記磁気共鳴イメージング・システムを用いて、対応する一連の核磁気共鳴信号を取得する一連の撮像用パルス・シーケンスを実行する工程と、（ｂ） 前記磁気共鳴イメージング・システムを用いて、前記撮像用パルス・シーケンスにインタリーブされており、被検体の位置及び被検体の速度の指標となる核磁気共鳴ナヴィゲータ信号を発生する一連のナヴィゲータ・パルス・シーケンスを実行する工程と、（ｃ） 前記ナヴィゲータ信号内の前記被検体の位置及び被検体の速度の情報を用いて、前記工程（ａ）の実行中の被検体の運動により生ずる画像アーティファクトを減少させるように前記一連の核磁気共鳴信号を変更する工程と、（ｄ） 該変更された一連の核磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を再構成する工程と、を含み、
前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンスは対を成して実行され、各々の対における前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンスの間の時間間隔は、予め選択されている値Δｔに設定されており、
前記被検体の速度は、ナヴィゲータ・パルス・シーケンスの各々の対における被検体位置の変化を前記予め選択されている値Δｔで除算したものにより指示される、方法。
【請求項２】
前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンスは、前記磁気共鳴イメージング・システムにより実行されて、（イ） 前記被検体内に位置するスピンに横磁化を生成するＲＦ励起パルスを発生し、（ロ） 運動するスピンの前記横磁化に位相シフトを付与する速度エンコード磁場勾配を発生し、（ハ） 読み出し磁場勾配を発生し、（ニ） 該読み出し磁場勾配（３５０）が発生されている間に前記ナヴィゲータ信号を取得することを含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記速度エンコード磁場勾配は、第１モーメントＭを有する双極型勾配であり、前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンスは対を成して実行され、各々の対のナヴィゲータ・パルス・シーケンスのうち一方における前記速度エンコード磁場勾配は正の第１モーメント＋Ｍを有し、各々の対のナヴィゲータ・パルス・シーケンスのうち他方における前記速度エンコード磁場勾配は負の第１モーメント−Ｍを有する請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンスの対の各々の対により発生される前記核磁気共鳴ナヴィゲータ信号から正味の核磁気共鳴ナヴィゲータ信号を発生する工程を含んでいる請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記核磁気共鳴ナヴィゲータ信号をフーリエ変換する工程と、前記被検体の速度の指標を形成するように、２つの変換された核磁気共鳴ナヴィゲータ信号の間の位相差を算出する工程とを含んでいる請求項４に記載の方法。
【請求項６】
各々の核磁気共鳴ナヴィゲータ信号をフーリエ変換する工程と、各々の変換された核磁気共鳴ナヴィゲータ信号の強度を算出する工程と、前記被検体の位置の指標を形成するように、前記算出された強度核磁気共鳴ナヴィゲータ信号において選択された構造の位置を検出する工程とを含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記核磁気共鳴ナヴィゲータ信号から位相補正を算出する工程と、前記対応する算出された位相補正を用いて核磁気共鳴信号の位相を変化させることにより、前記工程（ｃ）において前記一連の核磁気共鳴信号を変更する工程とを含んでいる請求項１に記載の方法。
【請求項８】
核磁気共鳴信号の位相は、前記核磁気共鳴信号を取得する前に核磁気共鳴信号受信器の位相を変更することにより変化させられる請求項７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
本発明の分野は、核磁気共鳴撮像方法及びシステムである。より具体的には、本発明は、患者の運動中に取得されたＭＲＩデータの補正に関する。
【０００２】
人体組織のような物質が一様の磁場（分極用磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極用磁場に沿って整列しようとするが、各スピン固有のラーモア周波数でランダムな秩序で分極用磁場の周りを歳差運動する。物質すなわち組織が、ｘｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に近い周波数を持つ時間変化する磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、整列した正味の磁気モーメントＭz がｘｙ平面に向かって回転すなわち「傾斜」して、正味の横磁気モーメントＭt を生成する。励起されたスピンによって信号が発生され、該ＮＭＲ信号を受信して処理することにより画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を用いて画像を形成するときには、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 、Ｇz ）が用いられる。典型的には、撮像される領域は、採用されている特定の局在化方法に応じてこれらの勾配が変化するような一連の測定サイクルによって走査される。ＮＭＲ受信信号の得られた組はディジタル化され処理されて、多くの周知の再構成手法のうち１つを用いて画像を再構成する。
【０００４】
本発明は、「スピン・ワープ」としばしば呼ばれる周知のフーリエ変換（ＦＴ）撮像手法の一変形を参照して詳述される。スピン・ワープ法は、Physics in Medicine and Biology誌、第２５巻、第７５１頁・第７５６頁（１９８０年）のW. A. Edelstein等による論文「スピン・ワープ式ＮＭＲ撮像及び人体全身撮像への応用（Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Hole-Body Imaging）」において議論されている。この手法は、ＮＭＲ信号の取得の前に可変振幅を有する位相エンコード磁場勾配パルスを用いて、該勾配の方向において空間情報を位相エンコードする。例えば、２次元の具現化形態（２ＤＦＴ）では、空間情報は、１つの方向に沿って位相エンコード勾配（Ｇy ）を適用することにより該方向においてエンコードされ、次いで、位相エンコード方向に直交する方向にある読み出し磁場勾配（Ｇx ）の存在下で信号が取得される。取得中に存在する読み出し勾配は、上述の直交する方向での空間情報をエンコードしている。典型的な２ＤＦＴパルス・シーケンスにおいては、位相エンコード勾配パルスＧy の大きさは一連の「ビュー」において漸増（ΔＧy ）され、これらのビューが走査時に取得されて一組のＮＭＲデータ集合を生成し、このデータ集合から画像全体を再構成することができる。
【０００５】
冠状動脈の画像等の高分解能３次元医用画像を形成するのに現在用いられている殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに数分間を要する可能性がある。このように走査時間が長いため、走査中の患者の運動が有意となり、再構成される画像をモーション・アーティファクトによって劣化させる可能性がある。また、呼吸運動、心搏運動、血流及び蠕動等のように多くの形式の患者の運動も存在している。これらのようなモーション・アーティファクトを減少させる又は除去するのに用いられる方法が、運動を減少させる方法（例えば、保息）、運動の影響を減少させる方法（例えば、米国特許第４，６６３，５９１号）、及び取得されたデータを既知の運動について補正する方法（例えば、米国特許第５，２００，７００号）を含めて数多くある。呼吸運動の場合には、モーション・アーティファクトを減少させるための最もよく知られている方法の一つは、呼吸周期のうち予め設定されている部分すなわち「取得ウィンドウ(acquistion window) 」の間にのみビューを取得するように、データの取得をゲート制御するものである。
【０００６】
従来の呼吸ゲート方法は、患者の呼吸を検知して呼吸周期の予め設定されている部分においてＭＲＩシステム用のゲート信号を発生する手段（例えば、米国特許第４，９９４，４７３号）を採用している。ゲート信号が発生されている限りは、ＭＲＩシステムは所定のビュー順序でＮＭＲデータを取得する。呼吸周期の他の部分においては、ゲート制御信号はオフとなってデータは取得されない。結果として、呼吸ゲート方法を用いる場合には、各回の呼吸周期の比較的短い部分にわたってしかデータを取得することができないので、走査時間が大幅に長くなる。
【０００７】
比較的短い取得時間にわたってＮＭＲデータを取得する代わりに被検体の運動中にＮＭＲデータを取得して該データを補正する方法が公知である。これらの方法は、ＮＭＲ画像データの取得にインタリーブ（挿入）されており被検体の位置を測定するように設計されているナヴィゲータ(navigator) パルス・シーケンスをしばしば採用している。例えば、画像データの取得の全体を通じて患者の横隔膜の位置を測定するナヴィゲータ・パルス・シーケンスが米国特許第５，３６３，８４４号に開示されている。この位置情報は、Magn. Reson. in Med.誌、第３２巻、第６３９頁・第６４５頁（１９９４年）のT. S. Sachs等による「ナヴィゲータを用いたスパイラル式ＭＲＩにおける実時間運動検出（Real-Time Motion Detection in Spiral MRI Using Navigators）」に記載されているように、許容できない画像アーティファクトを形成するような呼吸周期又は心搏周期の部分において取得された画像データを拒否するのに用いることができる。また、Maan. Reson. in Med.誌、第３７巻、第１４８頁・第１５２頁（１９９７年）のM. V. McConnellによる「保息を用いるＭＲ冠状動脈アンジオグラフィのための先行的適応型ナヴィゲータ補正（Prospectively Adaptive Navigator Correction for Breath-hold MR Coronary Angiography）」に記載されているように、ナヴィゲータ・エコー信号からの位置情報を先行的に用いて、ＭＲＩシステム受信器の基準位相を調節して、後続で取得されるＮＭＲ画像データを補正することもできる。あるいは、Proc. International Society of Magnetic Resonance in Medicine誌、第７４８頁（１９９５年）のM. E. Brummer等による「ナヴィゲータ・エコーを用いた冠状動脈ＭＲＡでの呼吸によるモーション・アーティファクトの低減化（Reduction Of Respiratory Motion Artifacts in Coronary MRA Using Navigator Echoes）」に記載されているように、ナヴィゲータ信号位置情報を用いて、取得されたｋ空間画像データの位相を遡及的に補正することもできる。
【０００８】
より近年には、位置すなわち被検体の変位成分に加えて、被検体の運動の速度成分が画像アーティファクトを生じ得ることが発見されている。Magn. Reson. In Med.誌、第３３巻、第５４１頁・第５４８頁（１９９５年）のY. Wang等による「３次元冠状動脈ＭＲ撮像における呼吸によるボケ（Respiratory Blur in 3D Coronary MR Imaging）」に記載されているように、画像データ取得の瞬間における心臓の変位及び速度の両方が、再構成される画像にアーティファクトを生ずる可能性がある。
【０００９】
ＮＭＲパルス・シーケンスを用いたスピン速度の測定は当業界で周知である。
これらの測定の性能、及び取得されたＮＭＲデータからの速度画像の再構成は、１９８８年６月２１日に付与された米国特許第Ｒｅ３２，７０１号「運動ズーグマトグラフィを行なうＮＭＲスキャナ（NMR Scanner With Motion Zeugmatography）」に開示されている。速度の測定は、ＮＭＲパルス・シーケンスへの双極の速度エンコード磁場勾配の付加と、取得されたＮＭＲ信号の位相内に速度情報が含まれているという認識とを含んでいる。
【００１０】
【発明の概要】
本発明は、患者の運動の存在下でのＮＭＲ画像データの取得及び／又は補正に関し、具体的には、患者の運動の変位成分及び速度成分の両方を測定することを可能にするナヴィゲータ・エコー信号の走査時取得に関する。ナヴィゲータ・エコー信号を走査の全体を通じて周期的に取得して、測定された変位成分及び速度成分を用いて、取得されたＮＭＲ画像データを受容するか拒否するかを決定することができる。測定された変位成分及び速度成分はまた、取得されたＮＭＲ画像データのモーション・アーティファクトを先行的に又は遡及的に補正することにも用いることができる。
【００１１】
本発明の一つの好適実施例では、ナヴィゲータ・エコー信号は、速度エンコード勾配を含んでいるナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いて取得される。この速度エンコードされたナヴィゲータ信号から再構成される１次元画像の位相差が被検体の速度の尺度となり、再構成された画像の強度(magnitude) が被検体の変位の指標となる。
【００１２】
本発明のもう一つの好適実施例では、ナヴィゲータ・エコー信号は走査中に既知の時間間隔（Δｔ）毎に取得される。各々の取得されたナヴィゲータ・エコー信号から再構成される１次元の強度画像が被検体の変位の指標となり、連続したナヴィゲータ・エコー同士の間の間隔（Δｔ）における被検体の速度は、変位の変化を時間間隔（Δｔ）で除算したものから算出することができる。
【００１３】
【好適実施形態の説明】
先ず、図１には、本発明を組み入れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と表示器１０４とを含んでいる操作者コンソール１００によって制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１０７と連絡しており、コンピュータ・システム１０７により、操作者はスクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御することが可能になる。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡する幾つかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ・アレイ（配列）を記憶するフレーム・バッファとして当業界で公知のメモリ・モジュール１１３とが含まれている。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、また、高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御部１２２と連絡している。
【００１４】
システム制御部１２２は、バックプレーンによって共に接続されている一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれており、パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リンク１２５を介して操作者コンソール１００に接続されている。リンク１２５を介して、システム制御部１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令（コマンド）を操作者から受け取る。
【００１５】
パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実行させる。パルス発生器モジュール１２１は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強さ及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は一組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発生されるべき勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者に接続されているセンサから信号を受け取る生理学的取得制御器１２９から患者データを受け取る。このような信号の一つはＥＣＧ（心電図）信号であり、ＥＣＧ信号は制御器１２９によって処理されて、パルス発生器モジュール１２１用の心搏トリガ信号を発生する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者及び磁石系の状態に関連した様々なセンサから信号を受け取る走査室インタフェイス回路１３３に接続されている。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４もまた、走査に望ましい位置へ患者を移動させるための命令を受け取る。
【００１６】
パルス発生器モジュール１２１によって発生される勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印加される。各々の勾配増幅器が、全体的に参照番号１３９で示されているアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、取得された信号を位置エンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極用磁石１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。この結果として、患者の体内の励起した核によって発生される信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知されて、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合され得る。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復調され、フィルタ処理され、ディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信モードのいずれの場合にも、分離型ＲＦコイル（例えば、頭部コイル又は表面コイル）を用いることを可能にする。
【００１７】
ＲＦコイル１５２によって検知されたＮＭＲ信号は、ＲＦ基準信号によって下降変換（ダウン・コンバート）され、次いで、送受信器モジュール１５０によってディジタル化される。ディジタル化されたＮＭＲ信号はシステム制御部１２２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が完了してｋ空間ＮＭＲデータのアレイ全体がメモリ・モジュール１６０内に取得されたら、アレイ・プロセッサ１６１が動作して、このデータを画像データ・アレイへフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶される。操作者コンソール１００から受け取った命令に応答して、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管してもよいし、又は画像プロセッサ１０６によって更に処理して操作者コンソール１００へ伝送して、表示器１０４に表示してもよい。送受信器１５０についての更なる詳細については、米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号を参照されたい。
【００１８】
図１のＭＲＩシステムは、一連のパルス・シーケンスを実行して、所望の画像を再構成するのに十分なＮＭＲデータを収集する。図２を参照して詳細に述べると、例示的な３次元グラディエント・リコールド・エコー・パルス・シーケンスが、Ｇzのスラブ選択勾配パルス３０１の存在下で被検体に印加されるＲＦ励起パルス３００を用いて、選択されたスラブに横磁化を生成している。得られるＮＭＲ信号３０３をスラブ選択勾配パルス３０１によって生ずる位相シフトについて補償すると共にＮＭＲ信号３０３をｚ軸に沿った速度に対して感度低下(desensitize) させるために、米国特許第４，７３１，５８３号に教示されているように、負のＧz 勾配パルス３０４及びこれに続いて正のＧz 勾配パルス３０５がＧz 勾配コイルによって発生される。勾配パルス３０４は多数の振幅を有しており、ｚ軸方向に沿った位相エンコードをも提供している。パルス３０４及びパルス３０５はｚ軸に沿った速度を補償するが、加速度及び更に高次の運動を補償するためのより複雑な勾配波形もまた当業者には周知である。
【００１９】
ＮＭＲ信号３０３を位置エンコードするために、ＲＦ励起パルス３００の印加の短時間の後に位相エンコードＧy 勾配パルス３０６が被検体に印加される。当業界で周知のように、完全な走査は、ＮＭＲ信号を発生するスピンの位置をｙ軸に沿って位置決定するためにＧy 位相エンコード・パルスの値を例えば２５６個の値から成る一連の離散的な位相エンコード値にわたって段階的に変化させた上述のパルス・シーケンスの連鎖で構成される。ｘ軸に沿った位置は、ＮＭＲグラディエント・エコー信号３０３が取得されると同時に発生されＮＭＲ信号３０３を周波数エンコードするＧx 勾配パルス３０７によって位置決定される。Ｇy 位相エンコード勾配パルス３０６とは異なり、Ｇx 読み出し勾配パルス３０７は、ＮＭＲ信号の取得中に一定値に留まっている。グラディエント・エコー３０３を発生すると共にエコー３０３をｘ方向に沿った速度に対して感度低下させるために、米国特許第４，７３１，５８３号に教示されているように勾配パルス３０７に先行して勾配パルス３０８及び３０９が印加される。
【００２０】
ＮＭＲ信号３０３は、システム受信器１２２によって取得されて、メモリに記憶されているＮx （例えば、２５６）個の複素数から成る行としてディジタル化される。（Ｇy ，Ｇz ）位相エンコード勾配の各々の組み合わせ毎に、ＮＭＲ信号３０３が発生され、取得され、ディジタル化されて、Ｎx （例えば、２５６）個の複素数から成る別個の行として記憶される。従って、走査の完了時には、ｋ空間データの３次元（Ｎx ×Ｎy ×Ｎz ）のアレイが記憶されており、ここでＮＹはｙ方向に沿った位相エンコード段階の数であり、Ｎz はｚ方向に沿った位相エンコード段階の数である。このｋ空間データのアレイを用いて前述のような画像を再構成することができる。
【００２１】
当業者には、他の多くのＮＭＲ撮像用パルス・シーケンスを用い得ること、並びに２ＤＦＴ取得及び３ＤＦＴ取得の両方に本発明を適用し得ることは明らかであろう。図２の撮像用パルス・シーケンスは、本発明の好ましい応用である３次元冠状動脈撮像に好適である。以下に記載するように、走査中の被検体の運動の変位及び速度の両方を測定するために画像データ取得中にナヴィゲータ・エコー信号もまた取得される。この変位及び速度の情報を幾つかの異なる方式で用いて、取得されたｋ空間画像データ集合から再構成される画像のモーション・アーティファクトを減少させることができる。
【００２２】
本発明の一実施例では、従来のナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いて、各回の心搏周期において患者の横隔膜の位置を測定する。このナヴィゲータ・パルス・シーケンスは、２次元ＲＦ励起パルスを用いて、腹部の右側に位置しており肝臓のドームの近くで横隔膜を横断するスピンのカラム（柱状領域）を励起させる。励起したカラムの長さ次元に沿って配向した読み出し勾配（好適実施例ではＧz ）の存在下でＮＭＲ信号が取得されて、ＮＭＲナヴィゲータ信号のＮecho（例えば、２５６）個のサンプルがアレイ・プロセッサ１６１によってフーリエ変換される。２次元励起ＲＦパルスは、例えば、３０ｍｍ直径の励起であって９００のフリップ角を生ずるが、他の直径又はフリップ角で励起させてもよい。例えば、米国特許第４，８１２，７６０号に記載されているように、２つの勾配磁場（好適実施例ではＧx 及びＧy ）の存在下で上述のような２次元ＲＦパルスが発生されて、受信器の低域通過フィルタは、励起したカラム（ｚ軸）に沿った視野（例えば２６０ｍｍ）用に設定される。ＮＭＲ信号は、ある時間、例えば４ミリ秒のサンプル時間にわたってＮecho個の点においてサンプリングされる。画像データの取得の前に、基準ナヴィゲータ・エコーが取得される。呼吸運動は呼気の終期に相対的に安定であり再現可能であるので、基準ナヴィゲータ・エコーは通常、この位置で取得される。カレントの横隔膜位置と基準横隔膜位置との間の変位は、Magn. Reson. Med.誌、第３６巻、第１１７号・第１２３頁（１９９６年）のY. Wang等による「ナヴィゲータ・エコーから運動情報を抽出するアルゴリズム（Algorithms for Extracting Motion Information From Navigator Echoes）」に記載されているような自己相関アルゴリズム及び最小平均自乗アルゴリズムを用いて測定することができる。また、Thomas Kwok-Fah Foo及びKevin F. Kingにより１９９７年１１月２６日に出願された米国特許出願第０８／９８０，１９２号に開示されているような線形位相シフト・アルゴリズムを用いることにより横隔膜位置を測定することもできる。
【００２３】
この従来のナヴィゲータ・パルス・シーケンスは、図３に示すような心搏ゲート式走査に用いられる。ＥＣＧ信号のＱＲＳコンプレクス３２０は各々のＲ−Ｒ区間（ｉ乃至ｉ＋ｎ）の開始を指示しており、各々のＲ−Ｒ区間中に図２の撮像用パルス・シーケンスを用いてＮＭＲ画像データのセグメント３２２が取得される。当業界で周知のように、各々のセグメント３２２は、患者の心臓を通過する１つ又はこれよりも多いスラブからｋ空間の複数の線をサンプリングし、これらの取得は、１つ又はこれよりも多い画像を再構成するのに十分な画像データが取得されるまで続行する。
【００２４】
ナヴィゲータ・パルス・シーケンスは各回の心搏周期中に２回ずつ実行されて、参照番号３２４に示すような各々のセグメント３２２の取得の直前及び参照番号３２６に示すような各々のセグメントの取得の直後での患者の横隔膜の位置を測定する。取得されたナヴィゲータ信号３２４及び３２６は前述のようにして処理されて、各々のＲ−Ｒ区間ｉにおいて横隔膜位置Ｄ（ｉ，１）及びＤ（ｉ，２）をそれぞれ生成する。ナヴィゲータ信号取得３２４と３２６との間の時間間隔Ａｔは既知であり、この位置情報Ｄ（ｉｊ）及びＤ（ｉ，２）から、各々の画像セグメント３２２の取得中の横隔膜速度を次のようにして算出することができる。
【００２５】
Ｖ（ｉ）＝［Ｄ（ｉ，２）−Ｄ（ｉ，１）］／Δｔ
ここで、Ｄ（ｉ，１）はＲ−Ｒ区間ｉの参照番号３２４において取得された横隔膜位置であり、Ｄ（ｉ，２）はＲ−Ｒ区間ｉの参照番号３２６において取得された横隔膜位置である。代替的には、ナヴィゲータ信号３２４及び３２６の両方を各回のセグメント３２２の取得の前に取得することもできるし、又は両方を各回のセグメント３２２の取得の後に取得することもできる。
【００２６】
本発明のもう一つの実施例では、横隔膜の位置及び速度の両方を直接的に測定する独自のナヴィゲータ・パルス・シーケンスが用いられる。この好ましいナヴィゲータ・パルス・シーケンスを図４に示しており、このパルス・シーケンスは、読み出し勾配軸（例えばＧz ）に沿って印加される双極の速度エンコード勾配３４０の付加によって前述の従来のナヴィゲータ・パルス・シーケンスと区別される。この速度エンコード勾配３４０は、２つの直交する勾配３４４及び３４６の存在下で２次元ＲＦ励起パルス３４２によってスピンのカラムに横磁化が生成された後に印加される。同様のパルス・シーケンスが、Magn. Reson. Med. 誌、第３１巻、第５１３頁・第５２０頁（１９９４年）のC. J. Hardy等による「大動脈の膨張性のＮＭＲ測定のための１次元速度手法(A One-Dimensional Velocity Technique for NMR Measurement of Aortic Distensibility) 」に記載されているように、Ｍモードの流速測定に用いられている。速度エンコード勾配３４０は、上述の横磁化に対して読み出し方向に沿ったスピン運動の速度に比例した位相シフトを付与する。この位相情報は、取得された信号を読み出し勾配軸（例えば、Ｇz ）に沿ったスピン位置の関数として周波数エンコードする読み出し勾配３５０の存在下でナヴィゲータＮＭＲエコー信号３４８が引き続き取得されるときに捕獲される。米国特許第４，７３１，５８３号に記載されているように、取得された信号を流れ補償するために、読み出し勾配パルス３５０の直前に１対の読み出し勾配パルス３５２及び３５４が印加されている。
【００２７】
読み出し勾配軸に沿ったスピン運動以外の原因による取得されたナヴィゲータ信号３４８内の位相シフトを相殺するために、図４のナヴィゲータ・パルス・シーケンスは、破線３５６によって示すように速度エンコード勾配３４０の極性を反転させて繰り返される。反対の速度エンコード極性すなわちＮＡＶ＋及びＮＡＶ−において取得されたこれら２つのナヴィゲータ信号の逆フーリエ変換の後に、２つの複素ナヴィゲータ・プロファイルが得られる。位置情報は、複素ナヴィゲータ・プロファイルの一方又は両方から強度プロファイルを生成することにより得られる。速度情報は、これら２つの複素ナヴィゲータ・プロファイルの位相差を算出することにより得られる。
【００２８】
横隔膜の速度は、
速度＝φ／γ２Ｍ
によって信号位相から算出される。ここで、Ｍは速度エンコード勾配３４０の第１モーメントであり、γは磁気回転定数である。
【００２９】
速度エンコードされたナヴィゲータ・パルス・シーケンスの対ＮＡＶ＋及びＮＡＶ−は各回の心搏周期毎に実行されて、各々のセグメント３２２が取得されるのと同時に横隔膜の位置及び速度を指示する。好適実施例では、図５の破線３６２によって示すように、ＮＡＶ＋及びＮＡＶ−の両方が各々の画像セグメント３２２の直前に取得される。これらのナヴィゲータ取得は、参照番号３６０に示すように各回のセグメント取得３２２の直後に行なうこともできる。
【００３０】
いずれのナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いるかに拘わらず、得られた横隔膜位置及び横隔膜速度の情報は、取得された画像データから再構成される画像のアーティファクトを減少させる幾つかの方法のいずれかにおいて用いられる。３つの方法について記述するが、いずれの方法を用いるかの選択は具体的な臨床応用による。
【００３１】
測定された位置及び速度の情報によって生ずる画像アーティファクトを減少させる第一の方法は、何らかの条件にある間に取得された画像データを拒否するものである。より具体的には、位置許容ウィンドウを設けて、測定された横隔膜位置がこの許容ウィンドウの外部に位置している場合には取得された画像データ・セグメント３２２を破棄する。同様に、速度許容閾値を設けて、測定された横隔膜速度の絶対値がこの閾値を上回っている場合には取得された画像データ・セグメント３２２を破棄する。この方法は、劣化した画像データを画像再構成に用いないことを保証するが、破棄される画像セグメント３２２は許容可能な横隔膜の運動条件下であらためて取得されなければならないので全走査時間が長くなる。
【００３２】
第二の方法は、測定された位置及び速度の情報を用いて、取得された画像データを遡及的に補正する。
【００３３】
心臓の位置変位は、Ｒ−Ｒ区間において取得される連続した画像エコーに線形位相誤差を生成する。エコー対エコー位相誤差ΔＦは、
ΔＦ＝２π＊ｄ／スラブ厚
によって与えられ、ここで、ｄは基準位置に対する心臓の変位である。この位相誤差を、位置変位のナヴィゲータ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算することができる。
【００３４】
心臓の速度は、Ｒ−Ｒ区間において取得される連続したエコーに直角位相誤差を生成する。この直角位相誤差は、Magn. Reson. Med. 誌、第３３巻、第５４１頁−第５４８頁（１９９５年）のYi Wang 等による「３次元冠状動脈ＭＲ撮像における呼吸によるボケ」に記載されている。この直角位相誤差を、速度のナヴィゲータ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算することができる。
【００３５】
第三の方法は、測定された横隔膜の位置及び速度の情報を用いて、取得された画像データを先行的に補償する。図５を参照して述べると、この実施例では、ナヴィゲータ信号は参照番号３６２に示すように画像データ・セグメント３２２の前に取得される。位置変位及び速度運動を補償するのに要求される位相補正は、第二の補正方法について上に述べたようにして算出される。この位相補正は、送受信器モジュール１５０内のＮＩＶＩＲ信号受信器に対して、画像データ・セグメント３２２の取得の直前に負反転された位相誤差を印加することにより実行される。このようにして、呼吸運動によって生ずる位相誤差は、画像再構成の前に、受信されたＮＩＶＩＲ信号において補正される。この方法は、位置及び速度の測定が両方とも画像データ・セグメント３２２の取得の前に実行されている場合にのみ適用可能である。
【００３６】
本発明の要旨から逸脱しない範囲での上述の好適実施例からの多くの変形が可能であることは明らかであろう。例えば、１回の走査中に１つよりも多い補正方法を用いてもよい。第一の方法を用いて、劣化が激しいため補正することができないような幾分かの画像データを破棄した後に、第二又は第三の方法を用いて、取得されたデータの位相を補正することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】本発明を実施する際に用いることのできる例示的な３次元ＮＩＶＩＲ撮像用パルス・シーケンスのグラフである。
【図３】本発明を実施するのに用いられる好ましいナヴィゲータ・エコー・パルス・シーケンスのグラフである。
【図４】本発明を実施するために図２の撮像用パルス・シーケンスと組み合わせて図３のナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いる一方法を示すグラフである。
【図５】心搏撮像のために本発明を実施するもう一つの方法を示すグラフである。
【符号の説明】
１００  操作者コンソール
１０２  制御パネル
１０４  表示器
１１１  ディスク記憶装置
１１２  テープ・ドライブ
１１５  高速シリアル・リンク
１１６  リンク
１１８  バックプレーン
１２５  シリアル・リンク
１３９  勾配コイル・アセンブリ
１４０  分極用磁石
１４１  磁石アセンブリ
１５２  全身型ＲＦコイル
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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