(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴画像化装置の制御手段が、実質的に均一な静止磁場にある、画像スライスの平面に垂直な方向に運動する身体の運動部分の磁気共鳴画像を形成するために上記磁気共鳴画像化装置を制御する方法であって、
ＲＦ電磁気信号を発生する手段と一時的な傾斜磁場を発生する手段とが、ＲＦパルスと一時的傾斜磁場を有するパルスシーケンスであって、上記画像スライスに垂直な方向における上記運動部分の運動を示す上記身体の一部を別途励起して発生されるナビゲータ信号を発生するパルスシーケンスを発生する段階と、
ＭＲ信号を受信、復調、及びサンプリングする手段が、上記形成されたナビゲータ信号を受信する段階と、
上記身体の運動部分の位置を決定する手段が、上記受信したナビゲータ信号から少なくとも上記画像スライスに垂直な方向に沿った上記運動部分の位置を決定する段階と、
上記制御手段が、上記運動部分について決定された位置に合わせて上記均一な磁場内の空間において励起されるべき画像スライスの位置を調整する段階と、
ＲＦ電磁気信号を発生する手段と一時的な傾斜磁場を発生する手段とが、画像が再生される位置依存性の情報を含むＭＲ信号を上記身体及び上記運動部分に形成するパルスシーケンスを発生する段階と、
上記ＭＲ信号を受信、復調及びサンプリングする手段が、上記形成されたＭＲ信号を受信する段階と、
再構成ユニットが、画像を形成するために上記受信したＭＲ信号を処理する段階と、を有することを特徴とする方法。
【請求項２】
磁気共鳴画像化装置の制御手段が、実質的に均一な静止磁場にある、画像スライスの平面内の方向に運動する身体の運動部分の磁気共鳴画像を形成するために上記磁気共鳴画像化装置を制御する方法であって、前記制御手段が、
ＲＦ電磁気信号を発生する手段と一時的な傾斜磁場を発生する手段とが、ＲＦパルスと一時的傾斜磁場を有するパルスシーケンスであって、上記画像スライスに垂直な方向における上記運動部分の運動を示す上記身体の一部を別途励起して発生されるナビゲータ信号を発生するパルスシーケンスを発生する段階と、
ＭＲ信号を受信、復調、及びサンプリングする手段が、上記形成されたナビゲータ信号を受信する段階と、
上記身体の運動部分の位置を決定する手段が、上記受信したナビゲータ信号から少なくとも上記画像スライスに垂直な方向に沿った上記運動部分の位置を決定する段階と、
上記制御手段が、上記運動部分について決定された位置に合わせて上記均一な磁場内の空間において励起されるべき画像スライスの位置を調整する段階と、
ＲＦ電磁気信号を発生する手段と一時的な傾斜磁場を発生する手段とが、画像が再生される位置依存性の情報を含むＭＲ信号を上記身体及び上記運動部分に形成するパルスシーケンスを発生する段階と、
上記ＭＲ信号を受信、復調及びサンプリングする手段が、上記形成されたＭＲ信号を受信する段階と、
補正を決定する手段が、上記運動部分の領域の画像中のモーションアーティファクトを補償するため、上記受信したＭＲ信号から位相補正及び／または周波数補正を決定する段階と、
補正をする手段が、上記受信された信号に上記位相補正及び／または周波数補正をする段階と、を有することを特徴とする方法。
【請求項３】
上記身体の上記運動部分の上記励起された領域の画像中で動き補正を行なうため、
ａ）  補正を決定する手段が、上記受信されたナビゲータ信号から位相補正及び／又は周波数補正を決定する段階と、
ｂ）  補正をする手段が、上記受信された信号上で上記位相補正及び／又は周波数補正を行なう段階とをさらに有することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】
心電計の信号に基づき決定された取得期間に限り、ナビゲータ信号及びＭＲ信号を上記運動部分に発生させる上記パルスシーケンスを発生することを特徴とする、請求項１ないし３のうちいずれか１項記載の方法。
【請求項５】
上記身体の再発性の運動によって生じたアーティファクトを打ち消すため、ＭＲ信号が上記運動部分の運動の取得期間中に限り受信され、
ａ）  運動部分の位置を得る手段が、上記受信されたナビゲータ信号から上記運動部分の位置を得る段階と、
ｂ）  取得期間を決定する手段が、上記運動部分の得られた位置を用いて上記運動の周期を時間の関数として決定する段階とを有することを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか１項記載の方法。
【請求項６】
実質的に均一な静止磁場にある身体の運動部分の磁気共鳴画像を形成する磁気共鳴画像化装置であって、
ａ）  上記静止磁場を持続させる手段と、
ｂ）  ＲＦ電磁気信号を発生する手段と、
ｃ）  一時的な傾斜磁場を発生する手段と、
ｄ）  ＭＲ信号を受信、復調及びサンプリングする手段と、
ｅ）  上記身体の運動部分の位置を決定する手段と、
ｆ）  画像を形成するために上記サンプリングされたＭＲ信号を処理する再構成ユニットと、
ｇ）  ＲＦ電磁気信号を発生する上記手段と、一時的な傾斜磁場を発生する上記手段と、位置を決定する上記手段とを制御する制御信号を発生するように構成された制御ユニットであって、
１）  画像スライスに垂直な方向における上記運動部分の運動を示す上記身体の一部を別途励起してナビゲータ信号を発生する段階と、
２）  上記ナビゲータ信号を受信する段階と、
３）  上記受信したナビゲータ信号から少なくとも上記画像スライスに垂直な方向に沿った上記運動部分の上記位置を決定する段階と、
４）  上記運動部分について決定された上記位置に合わせて上記均一な磁場内の励起されるべき画像スライスの位置を調整する段階と、
５）  ＭＲ信号を発生するために上記調整された位置にある上記画像スライスを励起して、上記ＭＲ信号を受信する段階と、
６）  画像を形成するために上記受信したＭＲ信号を処理する段階と、
を実行するために制御信号を発生するように構成された制御ユニットと、を有することを特徴とする磁気共鳴画像化装置。
【請求項７】
上記制御ユニットは、上記受信されたナビゲータ信号を１次元フーリエ変換する回路と、上記フーリエ変換されたナビゲータ信号から上記運動部分の上記位置を求める回路とからなることを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項８】
上記ＲＦパルスの発生手段は、発生されるＲＦパルスの周波数を上記運動部分の位置に応じて変化させるために上記運動部分の上記位置を決定する手段に接続された制御入力を有することを特徴とする請求項７記載の磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
本発明は、実質的に均一な静止磁場にある身体の第１の方向に運動する運動部分の磁気共鳴画像を形成する方法であって、ＭＲ（磁気共鳴）信号がＲＦ（無線周波）パルスからなるパルスシーケンスと時間的な傾斜磁場との印加によって身体に発生され、ＭＲ信号は、そこから画像が再生される位置依存性の情報を含み、以下の段階：
１）  上記運動部分の位置を決定する段階と、
２）  上記運動部分に対し決定された位置に従って、上記均一な磁場内の空間において励起されるべき位置を調整する段階と、
３）  ＭＲ信号を発生し、受信する段階と、
４）  画像を形成するため上記受信されたＭＲ信号を処理する段階が行なわれる方法に関する。
更に、本発明は、実質的に均一な静止磁場にある身体の運動部分の磁気共鳴画像を形成する装置であって、
ａ）  上記静止磁場を持続させる手段と、
ｂ）  ＲＦ電磁気信号を発生する手段と、
ｃ）  時間的な傾斜磁場を発生する手段と、
ｄ）  ＲＦ電磁気信号を発生する手段及び時間的な傾斜磁場を発生する手段の制御信号を発生する制御ユニットと、
ｅ）  ＭＲ信号を受信、復調、サンプリングする手段と、
ｆ）  サンプリングされたＭＲ信号を処理する処理ユニットとからなる装置に関する。
この種の方法は、米国特許第５，０４２，４８５号明細書により周知である。上記周知の方法は、例えば、冠状動脈のＭＲ画像のような磁気共鳴画像中のモーションアーティファクトを打ち消すため使用される。モーションアーティファクトは、画像化されるべき領域の位置が、励起された領域の位置から偏ることによって誘起される。上記偏差は、例えば、心臓の動きによって生じる。従って、周知の方法は、運動部分の位置を得るためＥＣＧ（心電図）を利用する。次いで、得られた位置を使用することにより、励起されるべき領域が身体の運動部分に調整される。
周知の方法の欠点は、ＥＣＧによって得られた位置が身体の運動部分の実際の位置から偏る可能性があることである。これは、本質的に、ＥＣＧと心臓の動きの間に常に曖昧ではない関係が存在するとは限らないという事実に起因している。かかる状況において、励起されるべき領域の不正確な位置は身体内で調整され、モーションアーティファクトがＭＲ画像内に依然として発生する。
本発明の目的は、本質的に、運動部分の位置の改良された測定によってＭＲ画像を改良することである。改良された測定によって、励起されるべき領域が画像化されるべき領域に一層正確に調整されるようになるので、運動部分のＭＲ画像中で目に見えるモーションアーティファクトは減少し、運動の不鮮明さが除去される。
本発明による上記種類の方法は、上記運動部分の上記位置を決定するため：
ａ）  上記身体及び上記運動部分にナビゲータ信号を発生する段階と、
ｂ）  ナビゲータ信号を受信する段階と、
ｃ）  上記受信されたナビゲータ信号から上記運動部分の位置を決定する段階とからなるサブステップが行なわれることを特徴とする。
上記段階は上記運動部分の位置を直接決定するので、画像化されるべき領域が上記励起された領域に実質的に完全に対応し得る。更に、ナビゲータ信号が迅速に発生、処理されるならば、上記励起された領域を上記運動部分の瞬時位置に連続的に適合させることが可能である。
ナビゲータ信号は、パルスシーケンスを用いて身体の領域内に発生させられたＭＲ信号である。この領域には、第１の方向に運動する運動部分と、身体の隣接した部分とが含まれる。ナビゲータ信号は、他の空間的に符号化されたＭＲ信号とは無関係な態様で発生される。更に、ナビゲータ信号は、ナビゲータ信号の受信中に、第１の方向に傾斜させられた傾斜磁場によって印加された周波数の符号化だけを含む。次いで、第１の方向の軸に沿って領域の１次元の陽子密度プロフィール（proton density profile）を得るため、１次元のフーリエ変換が受信されたナビゲータ信号に適用される。次に、運動部品の位置が１次元陽子密度プロフィールから決定される。
本発明の文脈において、ナビゲータ信号という用語は、身体の運動部分の位置を測定するため身体で発生された別のＭＲ信号を示す。これに関する一例は、運動の方向に平行に延在し、運動部分と身体の隣接部分を覆うコラムで発生された２次元ＲＦナビゲータ信号である。
身体の運動部分の位置を決定するナビゲータ信号を利用する方法は、特に、米国特許第４，９３７，５２６号明細書によって周知である。しかし、上記周知の方法は、決定された位置から位相補正を得るためナビゲータ信号を利用し、受信、変調されたＭＲ信号は、後の段で、そのナビゲータ信号に基づいて補正される。更に、ナビゲータ信号は、画像再生のため使用されるＭＲ信号と無関係には発生されない。
運動部分のＭＲ画像のアーティファクトを減少させる別の方法は、所謂“呼吸の規則正しい位相符号化（Respiratory Ordered Phase Encoding（ROPE））”法である。このＲＯＰＥ法は、ディー  アール  ベイレス（D.R. Bailes）他による論文“呼吸の規則正しい位相符号化（Respiratory Ordered Phase Encoding（ROPE））”、コンピュータ支援断層撮影ジャーナル、１９８５年発行、第９号、ページ８３５−８３８によって周知である。ＲＯＰＥ法によれば、所謂、単一エコー多重撮影（ＳＥＭＳ）法におけるＭＲ信号の発生中に、位相符号化傾斜が運動部分の周期運動の方向に選択される。周期運動に起因したモーションアーティファクトを打ち消すため、発生されるエコー信号に対する位相符号化のため使用される位相が、運動部分の周期運動から評価される。この方法の欠点は、不規則な呼吸の場合に外挿によって不正確な位置が生じるので、評価された位置が実際の位置から逸れ、モーションアーティファクトがＭＲ画像に依然として発生し、位相符号化方向を運動の方向に延在するよう選択する必要があることであり、即ち、運動の方向に平行に延在しないスライスの画像化に関する制限があることを意味する。更にＲＯＰＥ法は、小さい対象物の底面の運動に起因する不鮮明化を補償しない。
本発明によれば、ナビゲータ信号は、ＭＲ信号の位相及び／又は周波数の補償だけを用いて身体の運動部分を補償するめ使用することができる。かかる状況において、本発明の方法は、上記運動部分の領域の画像中のモーションアーティファクトを補償するため：
ａ）  上記身体及び上記運動部分にナビゲータ信号を発生する段階と、
ｂ）  ナビゲータ信号を受信する段階と、
ｃ）  上記受信されたナビゲータ信号から位相補正及び／又は周波数補正を決定する段階と、
ｄ）  上記受信された信号上で上記位相補正及び／又は周波数補正を行なう段階とからなるサブステップが行なわれることを特徴とする。
上記段階は、第１の方向に成分を持たない、或いは、第１の方向の成分が画像化処理に関係がない運動の補償を可能にする。上記運動の二つの直交成分は、空間的に符号化されたＭＲ信号に対する位相補償及び／又は周波数補償だけによって補償することができる。このナビゲータ信号は、他の空間的に符号化されたＭＲ信号とは別個に発生される。更に、ナビゲータ信号は、ナビゲータ信号の受信中に傾斜磁場によって供給された周波数符号化しか含まず、傾斜磁場の傾斜は、第１の方向と垂直な方向に向けられる。
本発明による方法の特別のバージョンは、上記身体の上記運動部分の上記励起された領域の画像中で動き補正を行なうため：
ａ）  上記受信されたナビゲータ信号から位相補正及び／又は周波数補正を決定する段階と、
ｂ）  上記受信された信号上で上記位相補正及び／又は周波数補正を行なう段階とが行なわれることを特徴とする。
上記段階は、運動の方向が画像化される領域と実質的に垂直ではないとき、運動部分の領域の画像中のモーションアーティファクトの補償を可能にする。運動は画像化される領域の座標系の三つの直交する方向に成分を有する。第１の成分は、励起される領域による画像化される領域のトラッキングによって補償される。第１の成分に直交する第２及び第３の方向の両方の成分は、空間的に符号化されたＭＲ信号への位相補正及び／又は周波数補正の適用によって補正される。
ナビゲータ信号が位相補正の決定及び動き補償の適用のため使用される方法が米国特許第４，９３７，５２６号明細書によって周知である。上記明細書には、受信及び復調後にＭＲ信号に適用される２次元フーリエ画像化技術及び３次元フーリエ画像化技術用の位相補正が説明されている。しかし、スライス用の２次元フーリエ画像化技術において、上記スライスに平行な平面内の運動成分に対する補正だけが実現可能であるので、スライスの方向は、運動の支配的な方向に延在するよう選択される必要がある。更に、３次元フーリエ画像化技術において、全組織が走査立体内に存在する必要がある。いずれの条件も、例えば、多層“流入ＭＲ血管（inflow MR angio）”用の２次元フーリエ画像化技術に対し制限を与える。本発明の方法において、多層流入ＭＲ血管技術として、運動の支配的な方向に延在しないスライスの画像化に対する補償を実現可能な２次元フーリエ画像化技術を使用することが可能である。
本発明の方法の更なるバージョンは、心臓の動きによって生じたモーションアーティファクトを打ち消すため、ナビゲータ信号及びＭＲ信号が、上記心臓の動きの取得期間中に限り上記運動部分に発生され、取得期間を決定するためＥＣＧ（心電図）が記録されることを特徴とする。上記方法は、複雑な心臓の動きのため運動部分の画像に生じるモーションアーティファクトを打ち消す。ＭＲ信号は、略同一の短い位相又は心拍周期の期間中に常に心臓の一部分で発生される。短い周期は、本願明細書中、取得期間と呼ばれる。心臓の一部分の画像の再生のため必要とされる全てのＭＲ信号は、従って、取得期間中に限り発生される。上記方法は、“心臓トリガリング（cardiac triggering）”として周知である。引例の米国特許第５，０４２，４８５号明細書は、ＭＲ信号が運動部分内で発生される期間を決定するためではなく、心臓の位置を決定するため使用されるＥＣＧを利用することに注意する必要がある。
本発明の方法の他のバージョンは、上記身体の再発性の運動によって生じたアーティファクトを打ち消すため、ＭＲ信号が基準部分の運動の期間中に限り受信され、
ａ）  上記受信されたナビゲータ信号から上記基準信号の位置を得る段階と、
ｂ）  上記基準部分の得られた位置から上記運動の期間を決定する段階とが行なわれることを特徴とする。
上記方法によれば、ＭＲ信号が身体の運動部分内で連続的に発生され、一方、運動中の基準部分が身体の実質的に均一な位置にあるときに限りＭＲ信号が受信される。本発明の方法によれば、画像化されるべき領域の磁化が実質的に一定であるという利点がある。
呼吸ゲート法は米国特許第４，９０５，６９９号明細書により本質的に周知である。上記方法によれば、呼吸運動を検出するためのシーケンスは、呼吸運動の位置と速度を検出するため、画像信号の測定の直前に短時間に亘り繰り返され、所望の画像ＭＲ信号が検出された位置と同期して測定される。或いは、呼吸運動はＭＲ信号の測定の直後に検出され、測定されたＭＲ信号は、呼吸と同期した所望のＭＲ信号を得るため、検出された位置に従って補正される。
本発明の方法において、ＭＲ信号が発生される領域を調整する位置を検出するため、運動の検出用のシーケンスが、画像化のため使用されるＭＲ信号の発生の前に短時間に亘り繰り返され、所望のＭＲ信号が検出された位置に同期して測定される。
ＭＲ画像中のモーションアーティファクトを補償する本発明のＭＲＩ（磁気共鳴画像）装置は、上記制御ユニットが：
１）  上記身体及び上記運動部分にナビゲータ信号を発生する段階と、
２）  上記ナビゲータ信号を受信する段階と、
３）  上記受信されたナビゲータ信号から上記運動部分の上記位置を決定する段階と、
４）  上記運動部分に対し決定された位置に従って、上記均一な磁場内の空間において励起されるべき領域の位置を調整する段階と、
５）  ＭＲ信号を発生、受信する段階と、
６）  画像を形成するため上記受信されたＭＲ信号を処理する段階とを行なうため配置されていることを特徴とする。
本発明のＭＲＩ装置の特定の実施例は、上記制御ユニットが、上記受信されたナビゲータ信号上で１次元フーリエ変換を行なう回路と、上記フーリエ変換されたナビゲータ信号から上記運動部分の上記位置を得る回路とからなることを特徴とする。
１次元フーリエ変換は、付加的な特別の電子回路に１次元フーリエ変換を実装する結果として非常に高速に実行可能である。
更に、電子（ハードウェア）回路の１次元フーリエ変換の結果から位置を得る演算の実行によって、運動部分の位置が非常に高速に決定される。
本発明のＭＲＩ装置の他の実施例は、上記ＲＦパルスの発生手段が、上記運動部分の上記位置を決定する回路に接続された制御入力を有し、上記制御入力に印加された制御信号の応答は上記ＲＦパルスの周波数の変化を含むことを特徴とする。
上記段階によれば、励起されるべき領域に対し決定された位置は、例えば、大きさが決定された位置に比例する電圧によって、ＲＦパルスの周波数内容を決定する手段に直接的に供給される。
これによる利点は、制御ユニットを介入する必要がなく、更に、処理ユニット又は制御ユニットと共有され、共有によって位置の調整に遅延が生じる信号リード線が要求されないことである。
以下、上記及び他の本発明のより詳細な面を、その例に限定されることなく添付図面を参照して詳細に説明する。添付図面において：
図１はＭＲＩ装置を表わし、
図２はＭＲ信号を発生する周知のパルスシーケンスを表わし、
図３は２次元ＲＦナビゲータ信号を発生するパルスシーケンスの一例を示す図であり、
図４は、１次元陽子密度プロフィールと、そこから得られたエッジとを共に表わし、
図５は運動の方向に対する角を囲む画像化されるべき領域を表わし、
図６は、ナビゲータ信号と、位相及び周波数符号化ＭＲ信号とを発生するパルスシーケンスを表わし、
図７は、取得期間が示されるＥＣＧの一例を示し、
図８は、呼吸運動の一例を表わす図である。
図１には、本質的に周知である磁気共鳴画像化装置が表わされている。ＭＲＩ装置１００は、静止磁場を発生する第１の磁気システム１０１と、三つの直交した方向に時間的な傾斜磁場を発生する第２の磁気システム１０２と、第２の磁気システム１０２用の電源ユニット１０３とからなる。第１の磁気システム１０１用の電源は図示されていない。このシステムは、検査される患者、或いは、検査される患者の部分を収容するのに十分な大きさのある検査空間からなる。通例的に、同図及び説明において表わされた座標系は静止磁場の方向を示す。ＲＦ送信器コイル１０４は、ＲＦ場を発生するため機能し、かつ、ＲＦソース及び変調器１０５に接続されている。ＲＦコイル１０４は、患者の部分の周り、反対側、又は近くの検査空間内に配置される。受信器コイル１０７は、磁気共鳴信号を受信するため使用される。このコイルはＲＦ送信器コイル１０４と同じコイルである。ＲＦ送信器コイル１０４は、送信器回路１０８を介して、信号増幅及び復調ユニット１０９に接続される。位相及び振幅は、信号増幅及び復調ユニット１０９に受信されたＭＲ信号から得られる。次いで、上記回路から得られた位相及び振幅は、再生ユニット１１０に供給される。再生ユニット１１０は、画像を形成するため受信された信号を処理する。この画像は、画像処理ユニット１１１を介して、例えば、モニター１１２上で可視化される。磁気共鳴画像化装置１００は、制御ユニット１１３を更に有する。このユニットは、ＲＦ送信器用の変調器１０５と、時間的傾斜磁場用の電源ユニット１０３と、再生ユニット１１０とを制御する。磁気共鳴画像と、磁気共鳴画像化装置の詳細な説明は、エム  エー  フォスター（M.A. Forster）とジェー  エム  エス  ハッチソン（J.M.S. Hutchison）著の“実用ＮＭＲ画像化（Practical NMR Imaging)”、１９８７年、ＩＲＬプレスに記載されている。
本発明の方法を実行するため、周知の磁気共鳴画像化装置１００は、１次元フーリエ変換を行なう回路１１４と、回路１１４の結果から位置を決定する回路１１５とからなる。回路１１５によって供給された位置信号１１８は、接続部１１６を介して、ＲＦ変調器１０５の制御入力１１７に直接的に供給される。更に、位置信号１１８から位相補償信号１２２及び周波数補償信号１２３を決定する回路１１９が設けられている。更に、復調ユニット１０９は、位相補償入力１２０と、周波数補償入力１２１とを有するので、受信されたＭＲ信号は、位相補償信号１２２と周波数補償信号１２３の値に依存して復調中に補償される。
図２には、例えば、２次元フーリエ画像化技術を実行すべく対象物又は身体に磁気信号２４０を発生するため使用される周知のパルスシーケンスの一例が示されている。パルスシーケンス２００は、フリップ角αを有する励起パルス２０１で始まる。フリップ角αは、例えば、９０°である。励起パルス２０１の直後に、第１の時間的傾斜場２３０は、スピンの位相をずらす。第２の時間的傾斜場２３１は、スピンの位相を再度合わせ、傾斜エコー信号２４０が励起パルス後の所定周期τ1経過後に発生する。例えば、最小値から最大値まで２５６刻みで連続的なパルスシーケンス中に時間的傾斜磁場Ｇyの強度を増大することにより、空間的な符号化が全スライスに対するエコー信号中で行なわれる。
本発明の方法によれば、ナビゲータ信号は、第１の方向に運動する画像化されるべき部分の位置を決定するため発生される。このため、図３を参照して詳細に説明されるナビゲータ信号を発生するパルスシーケンス３００は、多数のパルスシーケンスの間に設けられる。ナビゲータ信号から決定された位置は、運動部分を含む画像化情報を得るためエコー信号を発生するよう、ナビゲータ信号に続くパルスシーケンス２００を調整するため使用される。図３には、２次元ＲＦナビゲータ信号３４０を発生するパルスシーケンス３００の一例が示されている。ナビゲータ信号３４０は、例えば、ｚ−方向の変位を決定するため使用される。このため、ナビゲータ信号３４０は、運動中の心臓と、隣接する身体の部分１０６のコラムで発生される。パルスシーケンス３００は、フリップ角αを有する励起パルス３０１で始まる。コラムの選択的な励起は、第１の時間的傾斜磁場３２０と、運動の方向に実質的に直交して延在する第２の時間的傾斜場３３０を印加することにより得られる。ＲＦパルスの変調と、ｚ−方向に示されたコラムに２次元ＲＦナビゲータ信号を発生するための時間的傾斜磁場に関する説明は、ジェー  パウリ（J. Pauli）他による論文：“小さいチップ角励起のｋ−空間解析（A k-space analysis of small tip angle excitation）”、磁気共鳴ジャーナル、第８１号、ページ４３−５６、１９８９年発行に記載されている。第３の時間的傾斜場３１０は、最初、スピンの位相をずらし、次いで、同相条件、即ち、励起パルス３０１後の所望の時点τ1でＭＲ信号を与えるため再度位相を合わせる。ナビゲータ信号３４０の受信中に、この例ではｚ−方向である運動の方向に傾斜が向けられた第３の時間的傾斜磁場３１０の持続によって周波数変調が行なわれる。次いで、受信されたナビゲータ信号３４０が、例えば、２５６点でサンプリングされ、その後、１次元フーリエ変換がサンプリングされたナビゲータ信号上で行なわれる。領域の１次元陽子密度プロフィールは、１次元フーリエ変換の結果から得られる。基準点は、例えば、エッジ検出アルゴリズムの実行によって、１次元陽子密度プロフィールから決定することができる。図４には、１次元陽子密度プロフィール４００と、エッジ検出アルゴリズムの動作が示されている。エッジ検出アルゴリズムは、例えば、ハイパスフィルタが後に続くローパスフィルタにより構成される。ローパスフィルタ、例えば、２０画素幅の平均化ディジタルフィルタは、１次元陽子密度プロフィール４００からノイズを除去する。ハイパスフィルタ、例えば、５画素のディジタルフィルタは、次に、フィルタリングされた陽子密度プロフィール４０１の変化により生じるエッジ４０２、４０３を決定する。エッジ４０２は、例えば、心臓と周囲の組織の間の移行部である。エッジ４０２の測定された位置Ｓ1は、次に、パルスシーケンス２００を調整するため使用される。
本発明の装置において、画像化されるべき領域が励起された領域と実質的に一致するように、位置Ｓ1の決定の速度は高速であることが重要である。高速の決定は、例えば、別々の電子回路１１４、１１５内で１次元フーリエ変換、ディジタルフィルタリング演算及び基準点の位置の決定を実行することにより達成される。上記回路は、上記目的のため特別に設計されたディジタル回路、或いは、１次元フーリエ変換、ディジタルフィルタ及び基準点の位置の判定を行なうプログラムが与えられた商業的に入手可能なプログラマブルディジタル処理ユニットである。励起されるべき領域に対し決定された位置は、別個の信号リード線１１６を介して、ＲＦ変調器１０５の特別に設けられた制御入力１１７に直接的に供給される位置信号１１８に変換される。画像化されるべきスライスのトラッキング用のＲＦパルスを発生するため、ＲＦ変調器１０５は、制御ユニット１１３からの信号によってトラッキング状態に設定される。制御入力１１７に供給された位置信号１１８に応答して、ＲＦ変調器１０５は、パルスシーケンスのＲＦパルスの周波数内容を適合させるので、励起された領域の位置は決定された位置に対応する。
上記補償は、画像化されるべきスライスに実質的に直交しない運動に対し適切ではなく；受信されたＭＲ信号の位相補正又は周波数補正を必要とする。
図５には、例えば、心臓５０７のスライス５０５のｚ−方向への変位５００の一例が示され、このスライスは、ＭＲＩ装置１００のｚ−軸に対し方向δを囲う。変位５００は、三つの直交方向に成分５０１、５０２及び５０３を有し；第１の成分はスライス５０５に垂直な方向を有し、第２の成分５０２はスライス５０５の平面内の第１の方向を有し、第３の成分５０３はスライス５０５の平面内の第１の方向に垂直な第２の方向を有する。スライス５０５に垂直な方向の成分５０１は、励起されるべき領域の変位によって補償される。スライス５０５の平面内の成分５０２及び成分５０３は、位相及び周波数符号化されたＭＲ信号の補正によって補正することが可能である。位相及び周波数補正を決定するため、２次元ＲＦナビゲータ信号がコラム５０４に発生される。上記ナビゲータ信号は、付加的なＲＦパルスと、シーケンスの間の時間的な傾斜磁場とによって発生され、画像情報を得るため位相及び周波数符号化されたＭＲ信号を発生する。２個の連続したナビゲータ信号の間で発生されるべき空間的に符号化されＭＲ信号の数は、運動部分の速度に依存している。ナビゲータ信号から、受信されたＭＲ信号の復調中に実行される周波数補正及び位相補正が得られる。図６には、画像化されるべき領域に２次元ＲＦナビゲータ信号６４０と、第１の位相及び周波数符号化信号６４１と、第２の位相及び周波数符号化信号６４２とを発生するパルスシーケンス６００の一例が示されている。パルスシーケンス６００は、フリップ角αを有する励起パルスで始まる。コラムの選択的な励起は、ｚ−軸に対し実質的に垂直に延在する第１の時間的傾斜磁場６２０及び第２の時間的傾斜磁場６３０によって行なわれる。第３の時間的傾斜場６１０は、最初、スピンの位相をずらし、次いで、同相条件、即ち、励起パルス後の所望の時点τ1にＭＲ信号を与えるため再度位相を合わせる。周波数変調は、ナビゲータ信号６４０の受信中に、この例ではｚ−方向の運動の方向に傾斜が向けられた第３の時間的傾斜磁場６１０を持続することにより行なわれる。位置信号１１８は、回路１１４の１次元フーリエ変換と、回路１１５におけるエッジ検出アルゴリズムを続けて行なうことによりナビゲータ信号６４０から決定される。回路１１９は、位置信号１１８から、復調ユニット１０９の周波数補償入力１２１に印加される周波数補償信号１２３と、復調ユニット１０９の位相補償入力１２０に印加される位相補償信号１２２とを決定する。決定された位置を用いて第２の励起パルス６０２が発生され、画像化されるべきスライスを選択するため期間τ3＋τ4経過後に第３の励起パルス６０３が発生される。特別な状況、例えば、運動が画像化されるべきスライスの平面内にあるとき、励起されるべき領域の位置の調整は必要ではない。時間的傾斜場６３１及び６３２の繰り返しは、最初、スピンの位相をずらし、次いで、スピンの位相を再度合わせ、励起パルス６０２及び６０３の後の時間τ3経過後に第２のエコー信号６４１及び第３のエコー信号６４２を生じさせる。第２のエコー信号６４１及び第３のエコー信号６４２における位相符号化は、時間的傾斜磁場６２１及び６２２によって適用され、周波数符号化は時間的傾斜磁場６３１及��６３２の持続によって適用される。復調ユニット１０９において、第２のエコー信号６４１及び第３のエコー信号６４２は、周波数及び位相補正が行なわれる間に復調される。画像を形成するため、パルスシーケンス６００が繰り返され、次いで、位相符号化が時間的傾斜磁場６２１、６２２の強度を用いて適合される。
更に、モーションアーティファクトを低減するため、複雑な心臓の運動によって誘起されたモーションアーティファクトを打ち消す心臓トリガリング技術を適用することが可能である。心臓トリガリング技術によれば、記録されるべきＥＣＧ信号の所定の期間、所謂、取得期間だけが、ナビゲータ信号と、画像を形成するＭＲ信号とを発生するため使用される。
図７には、例えば、ｔ1ｍｓの心拍周期と、取得期間ｔ3とを有する患者のＥＣＧ信号７００の例が表わされている。取得期間の開始点７０１は、例えば、波形Ｒのｔ2ｍｓ後にある。取得期間の間隔は、例えば、ｔ3ｍｓである。画像を形成するためのＭＲ信号は、取得周期の外側で発生されない。
更に、モーションアティファクトを低減するため、呼吸の同期を用いることが可能である。呼吸の同期は、それ自体が呼吸によって生じる不規則な心臓の変位によって誘起されたモーションアーティファクトを打ち消すため適用される。呼吸同期法によれば、例えば、患者の心臓の一部分は、呼吸に起因して患者の体内で周期運動を行なう基準領域として使用される。
図８には、心臓の運動が時間の関数としてプロットされたグラフ８００の一例が示されている。運動の周期は、例えば、Ｍt1秒である。取得は、例えば、Ｍt2秒に達し、心臓が取得期間Ｍt2中に実質的に均一に運動することが仮定される。
要求に応じて、例えば、ナビゲータ信号を用いて決定された心臓の部分の位置に基づいて、例えば、連続的な回転マトリックスの適合、又は、連続的な傾斜強度の適合のような他の動き補償を行なうことが可能である。回転マトリックスの適合は、同様に呼吸の間に発生する小さい心臓の回転を補正するため適用される。傾斜強度の適合は、呼吸に起因した心臓の収縮を補正するため適用される。直線性の体積の収縮が元の体積の倍率ｆであるとき、例えば、画像のスライス厚は、選択傾斜の強度を倍率１／ｆで乗算することにより適合される。
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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