(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
連続的に測定された検査ゾーン内の脈動する対象又はその一部の基準位置に対する変位が閾値以下である間に前記検査ゾーンから得られた磁気共鳴信号だけが磁気共鳴画像の再生に利用され、前記閾値は磁気共鳴信号の取得前に前記検査ゾーンに作用する夫々の位相エンコーディング傾斜の時間積分に依存する、モーションアーティファクトが低減される磁気共鳴装置の作動方法であって、
夫々の測定された変位で切り換えられる位相エンコーディングが決定され、次の磁気共鳴信号が取得される前に該位相エンコーディングが設定されることを特徴とする方法。
【請求項２】
前記対象の動きを測定するための、直線状の領域に沿って核磁気を励起させる磁気共鳴シーケンスが用いられることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記対象又はその一部の脈動だけが測定される予備段階中に測定された前記対象の位置に基づいて、前記対象が最も長い時間の期間に亘り存在する位置が前記基準位置になるよう自動的に決められることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】
均一な静止磁界を発生する磁石と、
傾斜磁界を発生する傾斜コイルシステムと、
無線周波パルスを発生し、磁気共鳴信号を受ける少なくとも１個の無線周波コイルシステムと、
前記磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を形成する手段と、
検査ゾーン内の脈動する対象又はその一部の基準位置に対する変位を連続的に測定する手段と、
前記手段及びコイルシステムを制御するプログラマブル制御ユニットであり、磁気共鳴画像の再生は前記基準位置からの変位が閾値以下である間に前記検査ゾーンから得られた磁気共鳴信号だけを利用し、前記閾値は磁気共鳴信号の取得前に前記検査ゾーンに作用する夫々の位相エンコーディング傾斜の時間積分に依存するようにプログラムされる制御ユニットと、
により構成される磁気共鳴装置であって、
前記制御ユニットは、夫々の測定された変位で切り換えられる位相エンコーディングを決定し、次の磁気共鳴信号が取得される前に該位相エンコーディングを設定することを特徴とする磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、モーション（動き）アーティファクトが低減された磁気共鳴装置及びその作動方法に係り、特に、検査ゾーン内の脈動する対象又はその一部の基準位置に対する変位が連続的に測定され、磁気共鳴画像の再生は、基準位置からの変位が閾値以下である間に検査ゾーンから得られた磁気共鳴信号だけを利用する磁気共鳴方法に関する。本発明は、かかる方法を実行する装置にも関係する。
【０００２】
【従来の技術】
上記の種類の方法及び装置は、ザックス(Sachs) 他による刊行物であるＭＲＭマガジン第３３巻のページ６３９−６４５（１９９４年発行）から公知である。ＭＲ（磁気共鳴）検査の時間が長くされた場合に、モーションアーティファクトは、特に、検査される患者の呼吸運動に起因して発生する。患者の身体の一部は、検査中に得られた磁気共鳴信号を用いて再生された磁気共鳴画像内にモーションアーティファクトを生じさせる往復（脈動）運動を行う。
【０００３】
公知の方法において、呼吸運動は、所謂ナビゲータパルスを用いて連続的に測定される。磁気共鳴画像の再生は、検査される対象又はその一部の基準位置からの呼吸誘導形の変位が閾値を超えない間に、検査ゾーンに発生させられた磁気共鳴信号を利用する。公知の方法によれば、検査は所謂スパイラルＭＲＩを用いて行われるが、他のＭＲシーケンスと共に実行してもよい。
【０００４】
図１には、従来の方法に従って、磁気共鳴信号が異なる位相エンコーディングと共に得られる様子が表わされる。同図において、位相エンコーディングは、ｙ方向に作用する傾斜を有する傾斜磁界により生成され、磁気共鳴信号又は検査ゾーン内の核磁気は、所定の位相エンコーディングの時間的な系列、又は、位相コーディング傾斜に関する時間積分（この積分は一般的に記号ｋy により表わされる）と共に得られることが仮定されている。かくして、縦軸は関連したｋy の値を表わし、一方、横軸は時間又は検査ゾーン内の核磁気の励起の回数を表わし、上記励起は所定の時間間隔（例えば、１５ｍｓ）後に繰り返されることが想定される。更に、座標の下方に、対象又はその一部の変位が時間の関数として示される。従来の方法に従って磁気共鳴信号が連続的な励起により発生させられるとしても、必ずしも全ての信号が磁気共鳴画像の再生のため記憶又は使用されるとは限らない。変位ｖが所定の閾値以下に低下したときに限り、位相エンコーディングの絶対値が増加する間に、検査ゾーン内に発生させられた磁気共鳴信号が取得され、記憶される。これは、図１の小さい方形によって示され、各方形は、所定の位相エンコーディング、又は、かかる位相エンコーディングと共に取得され、記憶された磁気共鳴信号を表わす。
【０００５】
変位が閾値を超えたとき、磁気共鳴信号は発生されない。その理由は、その処理が磁気共鳴画像のモーションアーティファクトを生じさせるからである。更なる呼吸期間後に限って、磁気共鳴信号が、異なる位相コーディングと共に、もう一度取得され、記憶される状態に再度到達する。これは、磁気共鳴信号が、例えば、１２８個の別個のｋy の値に対し取得され、記憶されるまで各呼吸期間に対し繰り返される。
【０００６】
患者の身体が、各呼吸期間の２５％の間だけ磁気共鳴信号にアーティファクトを生じさせない、又は、著しくは生じさせない動きの位相ｗ内にある場合を考えると、モーションアーティファクトが低減された磁気共鳴画像の再生に必要とされる１２８個の磁気共鳴信号は、核磁気ゾーンの５００回以上の励起の後に限り取得され、記憶される。従って、励起時間を短縮するため、“ゲーティング”を高い空間周波数又は低い空間周波数の何れかに制限することが、ウッド(Wood)他による医療物理学マガジン、第１３巻、第６号、ページ７９４、１９８６年発行により知られ、最良の結果は高い空間周波数への制限により得られる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
磁気共鳴信号の“ゲーティング”は、かくして、全磁気共鳴信号の取得に必要とされる時間の間隔を長くする。磁気共鳴信号の取得のため許容される基準位置からの変位が短くなると共に、より多くの動きアーティファクトが低減されるが、検査時間は長くなる。従って、上記方法において、画質と検査時間との間で妥協を行う必要がある。
【０００８】
本発明の目的は、画質と検査時間との間でより魅力的な妥協が行われるような態様で上記の種類の磁気共鳴方法を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的は、磁気共鳴信号の取得の前に、異なる時間積分を伴って検査ゾーンに作用する位相エンコーディング傾斜が発生させられ、閾値が関連した位相エンコーディング傾斜に依存して変化させられる本発明により実現される。
本発明による取得は、核磁気の位相が磁気共鳴信号の取得前に（検査ゾーン内の核磁気の励起に続いて）傾斜磁界を活性化及び不活性化することにより位相エンコードされる磁気共鳴シーケンスを利用する。かかるシーケンスは、従来から、例えば、２ＤＦＴ又はスピンラップシーケンスとして知られている。本発明は、磁気共鳴信号は別々の程度まで情報を格納するという事実の認識に基づいている。本発明はこの事実を利用する。磁気共鳴信号がその閾値以下で磁気共鳴画像の再生のため使用される閾値は、関連した位相エンコーディング傾斜に依存して変えられる。特定の多量の情報を含み、従って、特に変位に対する感度が優れた磁気共鳴信号は、感度のよくない信号に対し使用される閾値よりも低い閾値で取得される。
【００１０】
本発明の第１のバージョンにおいて、時間積分に対応した所定の位相エンコーディング傾斜の時間的シーケンスが与えられ、上記位相エンコーディング傾斜が発生され、上記時間積分に関係した閾値が達成されるか、或いは、低下された場合に、次に現れる磁気共鳴信号が取得される。その場合に、磁気共鳴信号は、（例えば、呼吸に起因した）変位がシーケンス内の次の位相エンコーディング傾斜に関係した閾値よりも低下した場合に限り、取得され、更に処理される。
【００１１】
本発明の他の好ましいバージョンにおいて、夫々の次の位相エンコーディング傾斜の大きさは、測定された関連のある変位に依存して予め設定される。かくして、この場合に、所定の位相エンコーディング傾斜の時間的シーケンスは存在しない。その代わりに、どの位相エンコーディング傾斜が夫々の測定された変位により与えられた閾値で切り換えられるかが決められ、この位相エンコーディング傾斜は、次の磁気共鳴信号が取得される前に設定される。検査時間及び／又はモーションアーティファクトは、かくして、固定した所定の位相エンコーディング傾斜のシーケンスを含む方法よりも著しく低減される。上記のバージョンにおいて、（一般的に、検査時間の終了に向けて）未だ十分な時間を利用できるならば、核磁気の励起を所定の位相エンコーディング傾斜と共に繰り返すことが可能である。同一の位相エンコーディングと共に取得された磁気共鳴信号の中から、取得中に基準位置からの変位が最も小さい磁気共鳴信号を選ぶことが可能である。しかし、これは、磁気共鳴信号だけではなく、関連した磁気共鳴信号が取得された際の基準位置からの変位を記憶する必要があることを意味する。
【００１２】
本発明の他のバージョンにおいて、位相エンコーディング傾斜の積分が増加すると共に、閾値は、好ましくは３乗の関数として増加する。かかる位相エンコーディング、又は、位相エンコーディング傾斜の積分の関数としての閾値の変化は、特に魅力的な妥協を提供することが分かった。
本発明の他のバージョンにおいて、対象の動きは、ラインに沿って核磁気を励起させる磁気共鳴シーケンスを用いて測定される。既にザックス他の刊行物により本質的に知られているように、動きの測定は、位相エンコーディングを伴わないナビゲータパルスを用いて行われる。
【００１３】
変位の測定の基準とされる基準位置は、できる限り対象がその位置、又は、基準位置の周辺の小領域内に留まるように決められる。本発明の他の一バージョンにおいて、これは、予備段階の間に対象又はその一部の脈動運動だけが測定され、対象が存在する可能性の最も大きい位置が基準位置になるよう自動的に判定されることにより実現される。
【００１４】
【発明の実施の形態】
上記の本発明の方法を実行する磁気共鳴装置は、均一な静止磁界を発生する磁石と、傾斜磁界を発生する傾斜コイルシステムと、無線周波パルスを発生し、磁気共鳴信号を受ける少なくとも１個の無線周波コイルシステムと、上記磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を形成する手段と、検査ゾーン内の脈動する対象又はその一部の基準位置に対する変位を連続的に測定する手段と、上記手段及びコイルシステムを制御するプログラマブル制御ユニットとを含む。上記本発明の磁気共鳴装置は、異なる時間積分を伴う位相エンコーディング傾斜が磁気共鳴信号の取得前に上記検査ゾーンに作用し、磁気共鳴信号の再生は、上記基準位置からの変位が閾値に達するか、又は、閾値よりも低下する間に、上記検査ゾーンから得られた磁気共鳴信号だけを利用し、上記閾値は上記の関連した位相エンコーディング傾斜に依存して変えられるような態様で、上記制御ユニットがプログラム可能であるように構成される。
【００１５】
【実施例】
以下、添付図面を参照して本発明を詳細に説明する。
図２には、検査ゾーン（図示しない）のｚ方向に延在し、例えば、１．５テスラの強度の静止した本質的に均一な磁界を発生させる主磁界磁石１が示されている。更に、検査ゾーンのｚ方向に延在し、ｘ、ｙ、又はｚ方向の傾斜を有する傾斜磁界Ｇx 、Ｇy 及びＧz を発生させ得る傾斜コイルシステム２が設けられる。傾斜磁界の時間的変化は、制御ユニット５によって制御される発生装置４により予め決められる。傾斜増幅器又は傾斜波形増幅器３は、発生装置４からの信号を増幅し、対応した電流を傾斜コイルシステム２に供給する。制御ユニット５はワークステーション６と協働する。ワークステーション６は、磁気共鳴信号の表示用のモニタ７を含む。入力は、キーボード８、或いは、例えば、ライトペンのような対話式入力ユニット９を介して行われる。
【００１６】
検査ゾーン内の核磁気は、無線周波送信器１２の出力信号を増幅する無線周波増幅器１１に接続された無線周波コイル１０からの無線周波パルスにより励起される。無線周波送信器において、無線周波パルスのエンベロープは、その周波数がラーモア周波数（１．５テスラの主磁界の場合に略６３ＭＨｚ）に対応した発振器１３により供給された搬送波発振で変調される。制御ユニット５は、送信器１２に結合された発生器１４に上記エンベロープをロードする。
【００１７】
検査ゾーン内で発生させられた磁気共鳴信号は、受信コイル２０によりピックアップされ、増幅器２１により増幅される。増幅された磁気共鳴信号は、直角復調器２２内で発振器の９０°オフセットした２個の搬送波発振により復調されるので、各周波数域において、複素磁気共鳴信号の実部及び虚部であると見なされる２個の信号が発生させられる。これらの信号は、制御ユニット４によって禁止されない限り、その信号から磁気共鳴データを形成するアナログ／ディジタル変換器２３に供給される。磁気共鳴データは、複数の磁気共鳴信号から得られた磁気共鳴データから検査ゾーン内の核磁気を表わす磁気共鳴画像をワークステーション６と協働して再生する再生ユニット２４に記憶される。
【００１８】
以下に、詳細に説明されるように、制御ユニット５は、検査ゾーン内の患者の測定された動き又は変位に依存して発生装置４を制御する。動きが独立したセンサを用いて検出されるならば、センサは制御ユニットに接続される必要があり、動きが磁気共鳴測定により判定されるならば、制御ユニットは磁気共鳴測定中に発生させられた磁気共鳴信号を評価するユニット２４により制御される。
【００１９】
図３は、一方で、変位、即ち、患者の動きが測定され、他方で、磁気共鳴データが所定の患者の領域から得られる磁気共鳴シーケンスを示す。上記シーケンスは、第１に、二つの発振性の傾斜磁界（この例では、２番目及び３番目の線であるＧz 及びＧx ）と時間的に協働してラインに沿って核磁気を励起させる２次元無線周波パルスβ（１番目の線）を含む。このラインは、一方で、実際の磁気共鳴検査により画像化される患者の領域のできる限り外側に延在し、他方で、例えば、患者の隔壁とできる限り垂直に交差するよう選ばれる。かくして、励起された直線状の領域で、読み出し傾斜（この例では、４番目の線のＧy ）と共に読まれる磁気共鳴信号（５番目の線）が発生させられる。励起されたラインに沿った核磁気は、この磁気共鳴信号から再生される。上記ラインが隔壁と交差するとき、核磁気は比較的大きく変化するので、隔壁の動きｗはそこから推定される。
【００２０】
２次元無線周波パルスを使用する動作の代わりに、動きは、隔壁の動きの主要な向きと垂直に延在するスライスを励起させ、そこから得られた磁気共鳴信号から関連した動きの状態を導出することにより測定される。かかる平面スライスの励起は、２次元無線周波パルスによる線状ビーム領域の励起よりも簡単であるが、このスライスが磁気共鳴検査中に画像化されるべき領域を通過しないことが常に保証されるとは限らないので、アーティファクトを生じさせる。患者の身体の表面に所謂マイクロコイルを配置し、そこに誘導された磁気共鳴信号を関連した動きの位相の測定に使用することも可能である。
【００２１】
患者の動きの状態は、磁気共鳴とは無関係の他のセンサを用いて検出してもよい。例えば、呼吸ベルトが患者の胸部の周りに設けられ、動きに関係した情報がベルトの長さの相対的な変化から得られる。上記センサの利点は、動きの測定が実際の磁気共鳴検査から完全に切り離される点にある。この場合、上記の図３のシーケンスの一部を省くことが可能である。
【００２２】
動きの状態の測定に続いて、ｚ方向に垂直に延在するスライス内で核磁気を角度αずつ回転させるスライス選択性無線周波パルスαが発生される。静止状態で上記シーケンスの所定の間隔（例えば、１５ｍｓ）に亘り最適な磁気共鳴信号が発生するように、角度αは選ばれる。磁気共鳴信号の取得前に、傾斜磁界（この例では、Ｇy ）が全てのシーケンスに対し同一である時間の期間中に印加され、その磁界の大きさは、一定の位相エンコーディング、又は一定の値ｋy がｙ方向に生ずるようにシーケンスと別のシーケンスとの間で変えられる。かくして生成された磁気共鳴信号（５番目の線）は、先にナビゲータパルスβを用いて測定された呼吸誘導形の変位が十分に小さいならば、読み出し傾斜（３番目の線のＧx ）と共に得られる。読み出し後、位相エンコーディング傾斜は、前と同じ時間の期間に亘り、同じ強度で、逆の極性を伴って印加されるので、位相エンコーディングは静止状態に影響を与えない。
【００２３】
次に、磁気共鳴パルスαを含みサブシーケンスがＬ回繰り返される。Ｌ（例えば、３又は４）は、Ｌ回の繰り返し後に、動きの位相が僅かしか変化させられないように選ばれる。上記の繰り返しの間に、位相エンコーディング傾斜Ｇy の強度が変えられる。サブシーケンスのＬ回の繰り返しの後、図３に表わされたシーケンス全体が繰り返され、即ち、変位は再度測定され、その後、４個のサブシーケンスが再度検査ゾーンに作用する。患者の動きがナビゲータパルスβを用いて判定されない（例えば、呼吸ベルトが用いられる）場合に、シーケンス全体は、無線周波パルスαで始まる部分だけにより構成され、十分な磁気共鳴データが得られるまで連続的に繰り返される。
【００２４】
本発明によれば、その値以下で磁気共鳴信号が磁気共鳴画像の再生のため利用される基準位置に対する対象の変位の閾値は、関連した磁気共鳴信号と関係した位相エンコーディングに依存させられる。図４は、位相エンコーディングｋy の関数として閾値ｖs の依存性を表わす。ｋy の値が小さい場合に、小さいｋy の値で得られる磁気共鳴信号は、大きいｋy の値に関係する磁気共鳴信号の情報内容よりも高い情報内容を有するので、閾値は非常に小さい。閾値は、最小値ｋy ＝０から、最大の可能な位相コーディングｋmax に対する最大値ｖsmaxまで、好ましくは３乗の関数として増加する。
【００２５】
図５は、動きに適合されたかかる磁気共鳴信号の取得の効果を示し、図１における表示モードと同じ表示モードが選ばれ、磁気共鳴信号は、位相エンコーディング傾斜の増加する大きさ共に得られる場合が想定されている。小さいｋy の値に対する閾値の値は小さいので、ある状況において、本発明による方法は、小さいｋy の値に関係した磁気共鳴信号が取得され、記憶されるまでに、図１の方法よりも多くの時間を必要とする。しかし、ｋy の値が増加すると共に、磁気共鳴信号の取得用の閾値は図４に従って増加し、磁気共鳴信号を取得し、記憶させることができる呼吸期間内の時間の期間が増大するので、大きいｋy の値に関係した磁気共鳴信号は、従来の方法によるよりも速く得られる。従って、同一の画質に対し必要とされる磁気共鳴データの取得に要求される総時間は短縮される。
【００２６】
以下、図６乃至８を参照して、本発明の方法の好ましい一バージョンを詳細に説明する。図６は、この好ましいバージョンの実行を表わすフローチャートである。スタート（ステップ１００）の次に、呼吸運動ｗが連続的に測定される予備段階が行われ（ステップ１０１）、その結果、磁気共鳴信号の取得に関する限り、図１及び図５に示すような時間的な変化が得られる。かくして測定された動きに基づいて、上記予備時間中の個々の動きの位相の出現確率ｐが判定される（ステップ１０２）。
【００２７】
図７は、吸入及び吐き出しの夫々の状態で発生する２個の確率最大値を有する呼吸運動の典型的な変化を表わす図である。一般的に言うと、吸入後、僅かに異なる値が発生し（このため、関連した最大値は、幅が広く、小さい）、一方、吐き出し後、通常、同じ値ｗが得られる（このため、関連した最大値は、吸入段階よりも幅が狭いが、際立っている）。この最大値に関係した値ｗ0 は、基準位置として使用される（ステップ１０３）。しかし、本質的に、別の値ｗを選んでも構わない。しかし、この別の値は呼吸運動中に低い確率でしか出現しないので、必要とされる総測定時間は長くなる。
【００２８】
予備段階は、ステップ１０１乃至１０３の後に終了する。一般的に言うと、この準備段階は、そのために総検査時間が著しく長くならないように、磁気共鳴測定用の他の準備処理とインターリーブさせてもよい。
基準位置ｗ0 を確定した後、瞬時的な位置ｗが、例えば、図３に示されたようなナビゲータパルスβを用いて測定される（ステップ１０４）。次に、変位ｖが、基準位置ｗ0 と実際の位置ｗとの差の絶対値から計算される（ステップ１０５）。計算された値ｖが最大閾値ｖsmaxよりも大きいかどうかが検査される（ステップ１０６）。大きくない場合、ステップ１０７において、図４に従って、この変位に対し依然として許容可能な今まで発生されていない位相コーディングが決められ、この位相コーディングは、次のサブシーケンスに与えられる（図３の右半分）。発生された磁気共鳴信号は、検出され、記憶され、磁気共鳴画像の再生のため利用可能である。ステップ１０７及びステップ１０８は、破線で示されているように、Ｌ回、例えば、３又は４回ずつ繰り返される。次に、ｋy の全ての値が測定されたかどうかを検査するため、更なる質問が行われる（ステップ１０９）。全ての値が検査されたならば、磁気共鳴信号の取得は終了される（ステップ１１０）。
【００２９】
ステップ１０６において、変位ｖが最大閾値ｖsmaxを超えることが判定されたならば、図３の右半分に示されたサブシーケンスが発生されるが（ステップ１１１）、磁気共鳴信号のディジタル化及び記憶は行われない。かかる“ダミー”シーケンスを発生させることにより、図３と共に説明した核磁気の静止状態は維持される。しかし、値ｖがｖsmaxよりも実質的に大きいならば、かかるダミーシーケンスの発生は省略してもよく、ダミーシーケンスの発生は、値ｖが最大閾値ｖsmaxに接近したときに限り開始されるべきである。
【００３０】
ステップ１０６において、変位は最大閾値よりも小さく、磁気共鳴信号は関連した変位に対し依然として許容可能な全ての値ｋy について既に得られたことが確定されたならば、以下の二つの可能性ａ）及びｂ）が存在する。
ａ）磁気共鳴信号は、１個のｋy の値に対し取得され、記憶される。次の再生中に、このｋy の値に対し記憶され、小さい方の変位ｖに関係した１個の磁気共鳴信号が使用される。これは、磁気共鳴信号だけではなく、関係した変位ｖが記憶されることを意味する。
【００３１】
ｂ）ダミーシーケンスが発生される。ステップ１０９において全ての要求される磁気共鳴信号は未だ完全には取得されていないと判定されるか、或いは、ダミーシーケンスが発生させられたならば、ステップ１０４，．．．，１１１からなるループは、全ての必要な磁気共鳴信号が取得され、記憶されるまで、再度実行される。
【００３２】
ステップ１０７及びステップ１０９が磁気共鳴システムにおいて十分に高速に行えないならば、予備段階中に測定された変位と判定された動きとに基づいて、所定の遅延、例えば、１００ｍｓ後に得られる変位ｖを先に計算することが可能である。このとき、ステップ１０６，．．．，１１１は、所定の遅延後に、予め計算された変位ｖに依存して実行される。
【００３３】
図８は、図１及び５と同じ方法で、図６を参照して説明した磁気共鳴方法の能力を示す。大きいｋy の値に関する磁気共鳴信号は、既に比較的大きい変位に対し得られていることが分かる。比較的短い時間の間隔の場合に限り、変位が非常に大きくなり、磁気共鳴信号が更に処理されなくなる。更なる処理の間に変位ｖが小さくなると共に、磁気共鳴信号が得られる値ｋy は小さくなる。大きいｋy の値に対する殆どの磁気共鳴信号は、既に前のシーケンスの間に得られているので、次の呼吸期間中に更なる処理のため磁気共鳴信号が得られない間隔は、既に多少長くなっている。しかし、必要があれば、上記シーケンスは、図６を参照して説明したように繰り返される。完全なデータセットは、既に、比較的少数の呼吸期間の後に得られている。
【００３４】
【発明の効果】
説明の簡単化のため、本発明は、スライスが無線周波パルスαにより励起された場合に（図３）、２次元領域の磁気共鳴画像を発生させる磁気共鳴方法と共に説明されている。患者は、殆どの場合、自分の呼吸を数秒間止めることができ、この時間の間隔は、例えば、１５ｍｓの繰り返し時間を備えた２次元磁気共鳴方法の場合に、異なる位相コーディングを伴う１２８或いは２５６個の磁気共鳴信号を得るために十分な長さである。３次元的な方法の場合に、このような長い時間に亘って呼吸を止めることは不可能であるので、本発明は、特に、かかる３次元的な方法の場合に有利である。適当な３次元的な方法は、例えば、位相がｙ方向だけではなく、更にもう一つの方向にエンコードされる所謂３ＤＦＴ法である。しかし、本発明は、図３を参照して説明したような位相コーディングが一方向だけで行われ、一方、その方向に垂直に延在する平面に関する磁気共鳴情報が、例えば、ターボスピンエコー（ＴＳＥ）、グレース（ＧＲＡＳＥ）、或いは、セグメント化ＥＰＩのような別の方法を用いて得られる３次元的な方法にも使用される。上記の方法によれば、ｋ空間に亘り均一に分布された情報は、各励起後に得られるので、動きの異なる閾値を各励起に割り当てる意味がない。しかし、位相エンコーディングがそこに垂直な方向に上記の方法で行われるならば、本発明の方法を容易に実現することができる。
【００３５】
本発明は、複数のスライスが連続的に励起されるマルチスライス法と共に使用してもよい。その場合、関連のある測定された変位に依存して、次の位相コーディング傾斜の代わりに、励起されるべき次のスライス、即ち、スライス選択傾斜をプリセットする際に有効である。その場合、磁気共鳴信号は、常に、各スライスに対し同じ動きの位相内で得られ、２個の異なるスライスに対する動きの位相は、互いに離れている。しかし、個々のスライス内には、僅かな変位、即ち、些細なモーションアーティファクトしか発生しない。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来の方法の時間的な実行を示す図である。
【図２】本発明を実行するため適当な磁気共鳴装置のブロック図である。
【図３】本発明を実行するため適当なシーケンス内の種々の信号の時間的な変化を表わす図である。
【図４】閾値の位相エンコーディングへの依存性を表わす図である。
【図５】本発明の第１の実施例における位相エンコーディングの時間的な変化を表わす図である。
【図６】本発明の好ましい一実施例を示すフローチャートである。
【図７】呼吸している患者の個別の動きの位相の典型的な周波数分布を表わす図である。
【図８】好ましい実施例の時間的な実行を示す図である。
【符号の説明】
１    主磁界磁石
２    傾斜コイルシステム
３    傾斜増幅器
４    発生装置
５    制御ユニット
６    ワークステーション
７    モニタ
８    キーボード
９    対話式入力ユニット
１０    無線周波コイル
１１    無線周波増幅器
１２    無線周波送信器
１３    発振器
１４    発生器
２０    受信コイル
２１    増幅器
２２    直角復調器
２３    アナログ／ディジタル変換器
２４    再生ユニット
【図１】
0004080019.tif 000002
【図２】
0004080019.tif 000003
【図３】
0004080019.tif 000004
【図４】
0004080019.tif 000005
【図５】
0004080019.tif 000006
【図６】
0004080019.tif 000007
【図７】
0004080019.tif 000008
【図８】
0004080019.tif 000009