(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
位相コントラスト・パルス・シーケンスを用いてアンジオグラムを形成する核磁気共鳴システムであって、
（ａ） 前記位相コントラスト・パルス・シーケンスについてオペレータが選択した入力パラメータを確立する手段と、
（ｂ） 該パラメータに基づいて勾配波形を決定する手段と、
（ｃ） 前記パルス・シーケンス内の時間ｔｍａｘｗｅｌｌの間に作用している勾配波形に基づいて補正係数を算出する手段と、
（ｄ） 前記位相コントラスト・パルス・シーケンスを、前記時間ｔｍａｘｗｅｌｌの間に印加される２つの異なる対応する流れエンコーディング勾配第１モーメントと共に用いて、２つのデータ・セットＺ1及びＺ2を収集する手段と、
（ｅ） 収集された該データ・セットＺ1及びＺ2から２つの画像データ・セットＺfe1及びＺfe2を再構成する手段と、
（ｆ） 算出された前記補正係数を用いて、マクスウェル位相誤差ΔφMを算出する手段と、
（ｇ） 前記画像データ・セットＺfe1及びＺfe2から、算出された前記マクスウェル位相誤差ΔφM を相殺するように前記画像データ・セット内の各々のピクセルにおける位相が補正されている位相コントラスト・アンジオグラムを形成する手段とを備えた核磁気共鳴システム。
【請求項２】
前記マクスウェル位相誤差ΔφMを算出する手段は、前記マクスウェル位相誤差を、
ΔφM（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ａｚ2＋Ｂ（ｘ2＋ｙ2）＋Ｃｘｚ＋Ｄｙｚ
に従って算出されており、ここで、ｘ、ｙ、ｚは、補正されるべきピクセルの物理座標であり、Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤは、前記算出された補正係数である請求項１に記載の核磁気共鳴システム。
【請求項３】
前記画像データ・セットから前記位相コントラスト・アンジオグラムを形成するのに用いられる位相差を算出する前に、前記マクスウェル位相誤差ΔφMを用いて前記画像データ・セットＺfe1及びＺfe2の誤差が相殺される請求項１に記載の核磁気共鳴システム。
【請求項４】
前記位相コントラスト・アンジオグラムは、
Δφcorr（ｘ，ｙ，ｚ）＝ａｒｇ（Ｚfe1（Ｚ*fe2）ｅｘｐ（−ｉΔφM（ｘ，ｙ，ｚ）））
に従って形成され、ここで、ｘ、ｙ、ｚは、ピクセルの物理座標であり、Ｚ*fe2は、前記画像データ・セットＺfe2の複素共役であり、ΔφM（ｘ，ｙ，ｚ）は、各々のピクセルにおける前記マクスウェル位相誤差である請求項１に記載の核磁気共鳴システム。
【請求項５】
３つの直交する軸に沿って配向した流れエンコーディング勾配について、３つの補正されたアンジオグラム（Δφcorr,x）、（Δφcorr,y）及び（Δφcorr,z）が形成され、速度画像が、該３つの補正されたアンジオグラムを
速度＝［（Δφcorr,x）2＋（Δφcorr,y）2＋（Δφcorr,z）2］1/2
に従って結合することにより算出される請求項４に記載の核磁気共鳴システム。
【請求項６】
マクスウェル補正された複素差アンジオグラムが、
ＣＤ＝［｜Ｚfe1｜2＋｜Ｚfe2｜2−２｜Ｚfe1｜｜Ｚfe2｜ｃｏｓΔφcorr（ｘ，ｙ，ｚ）］1/2
に従って形成される請求項４に記載の核磁気共鳴システム。
【請求項７】
３つの直交する軸に沿って配向した流れエンコーディング勾配について、３つの補正された複素差アンジオグラム（ＣＤx ）、（ＣＤy ）及び（ＣＤz ）が形成され、複素差速度画像が、該３つの補正された複素差アンジオグラムを
ＣＤspeed ＝［ＣＤx2＋ＣＤy2＋ＣＤz2］1/2
に従って結合することにより算出される請求項６に記載の核磁気共鳴システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明の分野は、核磁気共鳴イメージングの方法及びシステムである。より具体的には、本発明は、ＭＲＩシステムの勾配磁場によって発生される「マクスウェル項」による画像アーティファクトの補正に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人体組織のような物体が一様な磁場（分極磁場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の一部が、この分極磁場に沿って整列する。スピンは又、各スピン固有のラーモア周波数で分極磁場の周りを歳差運動する。物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にさらされると、整列後の正味のモーメントＭz は、ｘ−ｙ平面に向かって回転する、即ち「傾斜」して、正味の横（方向）磁気モーメントＭt を発生することができる。励起したスピンによって信号が放出され、励起磁場Ｂ1 を停止させた後に、この信号を受信すると共に処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を励起させると共に受信して画像を形成するときに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）が用いられる。典型的には、イメージングされるべき領域は、上述の各勾配が、用いられている特定の局在化方法に従って変化するような一連の測定サイクルによって走査されている。結果として得られるＮＭＲ受信信号のセットをディジタル化すると共に処理し、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
線形磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）の不完全性が、再構成される画像にアーティファクトを発生させることは周知である。例えば、勾配パルスによって発生される渦電流が磁場を撹乱し、画像アーティファクトを発生させることは周知の問題点である。又、このような渦電流誤差を補償する方法も、例えば、米国特許第４，６９８，５９１号、同第４，９５０，９９４号及び同第５，２２６，４１８号に開示されているように周知である。
【０００５】
更に、上述の勾配が、イメージング空間の全体にわたって完全に一様なわけではなく、画像の歪みをもたらすおそれがあることも又、周知である。この非一様性を補償する方法は周知であり、例えば、米国特許第４，５９１，７８９号に記載されている。
【０００６】
【数１】
0004052721.tif 000002
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
位相コントラスト磁気共鳴アンジオグラムは、流動血液をイメージングすることにより脈管構造を表現するものである。流動血液の検出は、磁場勾配を通って流れるスピンによって発生されるＮＭＲ信号が、速度に比例した位相シフトを経験するという事実によっている。測定サイクル中に概ね一定の速度を有している流れについて、ＮＭＲ信号の位相の変化は、以下のように与えられる。
【０００８】
φ＝γＭｖ
ここで、Ｍは磁場勾配の第１モーメントであり、γは磁気回転比であり、ｖは勾配の方向に沿ったスピンの速度である。この測定において他の原因によって起こる位相シフトによる誤差を除去するために、米国特許第４，６０９，８７２号に記載されたように、相異なる磁場勾配モーメントを用いて少なくとも２回、測定を実行することが広く行われている。すると、２つの測定の間での任意の位置における位相差は、以下のようになる。
【０００９】
Δφ＝γΔＭｖ
相異なる磁場勾配第１モーメントを用いて２回の完全な走査を実行し、再構成された画像において、測定されたこれらの位相を減算することにより、絶えず移動しているスピンの速度を正確に測定した位相マップが形成される。位相マップの正確さ、従ってアンジオグラムの正確さは、形成される磁場に直接的に関連する。線形磁場勾配が印加されているときに必然的に発生するより高次の空間勾配によって発生される位相誤差が、位相コントラスト・アンジオグラムに重大なアーティファクトを発生することは公知である。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明は、位相コントラスト磁気共鳴アンジオグラムの再構成に関し、具体的には、これらの画像におけるマクスウェル項による画像アーティファクトを除去する又は減少させることに関する。一実施例では、パルス・シーケンスにおいて採用されている勾配波形に基づいて補正係数が算出され、これらの係数を用いて、このパルス・シーケンスによって収集されたデータから再構成されるアンジオグラムにおける位相補正量を算出する。もう１つの実施例では、反対称の双極のモーション・エンコーディング勾配を用いて、この勾配が、他の勾配が印加されていないようなパルス・シーケンスの間隙の最中に印加されるようにパルス・シーケンスを変更することにより、マクスウェル項を除去している。
【００１１】
本発明の一般的な目的は、位相コントラスト画像におけるマクスウェル項によるアーティファクトを除去することにある。印加されるパルス・シーケンス勾配に基づいて位相補正量を算出し、これにより再構成される位相コントラスト画像をこの位相補正量によって補正することにより、パルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）を一切延長することなく画像アーティファクトが除去される。代替的には、より長いエコー時間（ＴＥ）を許容することができるときには、マクスウェル・アーティファクトを減少させる又は除去するようにパルス・シーケンスを調節することができる。
【００１２】
【発明の一般的な記載】
【００１３】
【数２】
0004052721.tif 000003
【００１４】
式（１ａ）及び式（１ｃ）から、以下の式が得られる。
（∂Ｂx ／∂ｘ）＋（∂Ｂy ／∂ｙ）＋（∂Ｂz ／∂ｚ）＝０    （２）
（∂Ｂx ／∂ｙ）＝（∂Ｂy ／∂ｘ）                        （３ａ）
（∂Ｂy ／∂ｚ）＝（∂Ｂz ／∂ｙ）                        （３ｂ）
（∂Ｂz ／∂ｘ）＝（∂Ｂx ／∂ｚ）                        （３ｃ）
以上の４つの方程式（２）並びに（３ａ）、（３ｂ）及び（３ｃ）は、全部で９つの偏導関数を含んでおり、うち５つのみが独立である。次の作業は、これら５つの独立変数を選択することである。（∂Ｂz ／∂ｘ）≡Ｇx 、（∂Ｂz ／∂ｙ）≡Ｇy 、（∂Ｂz ／∂ｚ）≡Ｇz （Ｇx 、Ｇy 及びＧz は線形勾配である。）であることがわかっているので、最初の３つの独立変数としてＧx 、Ｇy 及びＧz を直ちに選択することができる。円筒座標における放射形対称のＧz 磁場については、（∂Ｂx ／∂ｘ）及び（∂Ｂy ／∂ｙ）は同一であるはずである。しかしながら、より一般的な例を網羅するために、第４の独立変数として、無次元の対称パラメータαを選択する。即ち、
α≡−（∂Ｂx ／∂ｘ）／Ｇz                               （４ａ）
又は
１−α≡（∂Ｂy ／∂ｙ）／Ｇz                             （４ｂ）
最後の独立変数は、（式（３ａ）に基づいて）便宜的に以下のように選択することができる。
【００１５】
ｇ≡（∂Ｂx ／∂ｙ）＝（∂Ｂy ／∂ｘ）                      （５）
この時点で、式（２）及び式（３）に記述されている偏導関数のすべてを、５つの独立変数Ｇx 、Ｇy 、Ｇz 、α及びｇを用いて表すことができる。
【００１６】
【数３】
0004052721.tif 000004
【００１７】
すべての項を用いると、総合的磁場は、以下の式のようになる。
【００１８】
【数４】
0004052721.tif 000005
【００１９】
ここで、１次まででは、
【００２０】
【数５】
0004052721.tif 000006
【００２１】
である。上の式には、２つの重要な意味がある。第１に、Ｂ0 磁場は、横方向の磁場Ｂx 及びＢy があるので、もはやｚ軸に沿って整列してはいないということである。第２に、Ｂ0 磁場の大きさは、単純にＢ＝Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇz ｚによって表されるのではなく、
Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝（Ｂx2＋Ｂy2＋Ｂz2）1/2                   （９）
によって表されることである（Ｂ0 ＋Ｇx ｘ＋Ｇy ｙ＋Ｇz ｚは単に、総合的磁場のうちのｚ成分を表しているに過ぎない。）。式（９）に対して、ｘ、ｙ及びｚのそれぞれに関して３回のテイラー級数展開を順次実行すると、磁場が通常のゼロ次及び１次の空間的依存性を有しているばかりでなく、より高次の空間的成分を示すことがわかる。２次までのテイラー展開の結果は、式（１０）によって与えられる。
【００２２】
0004052721.tif 000007
（式（１０）の結果を得るためには、テイラー展開を十分に高次まで実行する必要がある。例えば、項（Ｇx Ｘ＋Ｇy Ｙ＋Ｇz Ｚ）2 は、同等で且つ符号が反対の２次からの項によって打ち消される。）殆どのＭＲＩシステムで用いられている勾配システムについては、ｇ＝０であり、α≒１／２である（円筒対称性により）。これらの条件下で、式（１０）は以下のように単純化される。
【００２３】
0004052721.tif 000008
問題となっているＭＲシステムが円筒対称性を有していないならば、式（１０）のｇ及びαに対して適当な値を代用すればよい。
【００２４】
式（１０）及び式（１１）は、線形磁場勾配が印加されるときには常に、マクスウェル方程式を満たすようなより高次の勾配磁場が発生されることを示している。これらのより高次の勾配磁場を「マクスウェル項」又は「マクスウェル磁場」と呼ぶのである。
マクスウェル項を含めると、ＮＭＲ信号の方程式は以下のようになる。
【００２５】
【数６】
0004052721.tif 000009
【００２６】
0004052721.tif 000010
ここで、ＢM は磁場のより高次のマクスウェル項であり、φM はこれに関連する位相誤差であって、「マクスウェル位相」と呼ばれる。式（１２）によって示唆されるように、マクスウェル位相誤差は、各々のパルス・シーケンスの詳細に依存している。パルス・シーケンスによっては、位相誤差はゼロであり得、すると、画像の劣化は生じない。しかしながら、他の殆どのシーケンスでは、ノン・ゼロの位相誤差が発生されるので、位相コントラストＭＲＡでは特に重要なシェーディング（暗影）等の様々な画質の問題が起こり得る。必要ならば式（１２ａ）を３次元イメージングに容易に拡張し得ることは明らかであろう。
【００２７】
位相コントラスト画像は、２つの位相画像φfe1 （ｘ，ｙ，ｚ）及びφfe2 （ｘ，ｙ，ｚ）を収集し、これらを減算することにより形成することができる。即ち、
0004052721.tif 000011
である。第１の位相画像は、第１モーメントＭ1 を有している双極のモーション・エンコーディング勾配を採用しており、第２の画像は、第１モーメントＭ2 を有している双極のモーション・エンコーディング勾配を用いて収集され、従って、Ｍ1 −Ｍ2 ＝ΔＭである。実行時には、以下の数学的演算によって位相差演算が行われる。
【００２８】
0004052721.tif 000012
ここで、Ｚfe1 及びＺfe2 は、ｆｅ１及びｆｅ２のデータ・セットの複素フーリエ変換によりそれぞれ再構成される複素画像であり、* は、複素共役を表し、「ａｒｇ」は複素数の位相を表している。即ち、ａｒｇ（ｚ）＝ｔａｎ-1（Ｉｍ（ｚ）／Ｒｅ（ｚ））である。
【００２９】
モーション・エンコーディング勾配の印加によって生ずるマクスウェル位相誤差を減少させる方法は２つある。第１の方法は、位相コントラスト・イメージング・パルス・シーケンスに対する修正を用いて、マクスウェル・アーティファクトの発生を解消するものである。第２の方法は、位相コントラスト・イメージング・パルス・シーケンスによって形成される勾配に基づいて、ある式の係数を算出し、次いで、この式を用いて、再構成された位相差画像に発生されるマクスウェル磁場による位相差を補正するものである。
【００３０】
パルス・シーケンス設計に基づく補正
式（１２ｃ）及び式（１３）の示すところによれば、２つの減算される位相画像データ・セットを収集するのに用いられるモーション・エンコーディング勾配が反対称であれば、自乗項（例えば、Ｇx2、Ｇy2及びＧz2）によって発生される位相誤差を除去することができる。このような反対称のモーション・エンコーディング勾配Ｇfe1 及びＧfe2 を図４及び図５に示す。反対称の性質は、Ｇfe1 （ｔ）＝−Ｇfe2 （ｔ）であることを意味している。図４及び図５に示すモーション・エンコーディング勾配は又、「双極」（bipolar）であり、即ち、各々の波形が、２つの同等で且つ符号が反対の勾配ローブで構成されている。これらの双極のモーション・エンコーディング勾配は、ｘ、ｙ又はｚのいずれの１つの軸に沿って配向していてもよい。
【００３１】
式（１２ｃ）は又、双極のモーション・エンコーディング勾配が他のイメージング勾配パルスと同時に発生されなければ、交差項誤差（例えば、Ｇy Ｇz 、Ｇx Ｇz ）は発生されないことも示している。例えば、図３に示す流れ補償されたグラディエント・リコールド・エコー・イメージング・パルス・シーケンスを、点線２０によって示すように双極のモーション・エンコーディング勾配Ｇfe1 又はＧfe2 がパルス・シーケンスに挿入され得るようにして調節することができる。このことにより交差項マクスウェル位相誤差は除去されるが、モーション・エンコーディング勾配を印加する分だけ、パルス・シーケンスのＴＥを実質的に延長することが必要である。
【００３２】
ＴＥを短時間だけ延長することが許容できるならば、交差項誤差を除去はしないが減少させるもう１つの方法として、双極のモーション・エンコーディング勾配Ｇfe1 及びＧfe2 の振幅を減少させる、即ち定格よりも小さくする（derate）。ＲＦ励起の完了とエコー信号の読み出しの開始との間の時間間隔を満たすように勾配の幅を増大させ、これに応じて振幅を所望の第１モーメントＭ1 及びＭ2 を形成するのに必要な値にまで減少させる。このことを図６に示す。同図では、破線２７によって画定されている時間間隔を占有するように、双極の流れエンコーディング勾配２５が拡大されている。グラディエント・リコールド・エコー・パルス・シーケンスにおいて流れエンコーディング勾配をイメージング勾配と結合させる方法についての詳細な記載は、ＪＭＲＩ誌、１９９２年第２号、第５８３頁〜第５８８頁のBernstein、Shimakawa及びPelcによる「モーメントを零化した又は流れエンコードされた２次元及び３次元のグラディエント・エコー・イメージングにおけるＴＥの最小化」（"Minimizing TE In Momemt-Nulled or Flow-Encoded Two- and Three-Dimensional Gradient-Echo Imaging" ）に記載されている。このようにして画像勾配（単数又は複数）を結合させるときに、結合された波形は上述のように定格よりも小さくされている。
【００３３】
再構成された位相画像に適用される補正
この方法は、再構成処理のフーリエ変換の段階の後に、マクスウェル項による位相誤差を補正するものである。パルス・シーケンス中に形成される勾配は既知であるので、マクスウェル項によって発生される位相誤差を式（１２ｂ）から算出することができる。次いで、再構成された画像における各々の位置ｘ，ｙ，ｚにおける位相を以下の式に従って補正することができる。
【００３４】
ΔφM （ｘ，ｙ，ｚ）
＝Ａｚ2 ＋Ｂ（ｘ2 ＋ｙ2 ）＋Ｃｘｚ＋Ｄｙｚ                  （１５）
この式の係数は、以下の式及び選択されたパルス・シーケンスを用いて数値的に算出される。
0004052721.tif 000013
式（１６）の各積分は、モーション・エンコーディング勾配に伴って変化するすべての勾配ローブを含んでいる時間間隔にわたって求められる。残りのすべての時間間隔からのＧfe1 及びＧfe2 への寄与は打ち消される。通常、要求される時間間隔は、スライス選択勾配の完了から読み出し勾配の開始までにわたっている。この時間間隔を「ｔｍａｘｗｅｌｌ」と呼ぶことにする。例えば、図６のパルス・シーケンスでは、ｔｍａｘｗｅｌｌは、破線２７によって画定されている時間間隔に対応している。次いで、算出されるマクスウェル位相誤差を、式（１５）に記述したようにして、算出された上述の各係数及び物理的な空間座標によって表現することができる。
【００３５】
場合によっては、式（１６）の各係数を解析的に算出することができる。例えば、振幅Ｇ0 、平坦頂持続時間Ｆ及び傾斜持続時間ｒを有している台形ローブがその自乗積分について単純な式形態を有していることを示すのは容易である。
∫Ｇ2 （ｔ）ｄｔ＝Ｇ02（Ｆ＋（２／３）ｒ）［台形ローブ］  （１７）
このように、台形ローブの場合は、係数Ａ及びＢは、単純な解析的表現を有している。残念ながら、交差項係数Ｃ及びＤは、このような表現を有しておらず、この解析的な解決法は、交差項誤差を補正しなければならないときには不十分である。
【００３６】
一般的には、式（１６）の積分は、数値的な方法を用いて算出される。この方法は、Ｇx 波形、Ｇy 波形及びＧz 波形を表している数値配列を構築することにより実行される。典型的には、ｔｍａｘｗｅｌｌにわたる波形を表現するためには、軸当たり５００の点があれば十分である。次いで、式（１６）の各積分を離散的な和によって近似する。
【００３７】
係数Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤは、走査を実行する前に算出されている。走査が完了し、データがフーリエ変換されてＺfe1 及びＺfe2 を形成したときに、そのデータ内の各々のｘ，ｙ，ｚ位置におけるマクスウェル位相誤差が式（１５）を用いて算出される。理想的には、この後、アークタンジェント演算を用いて各々のピクセル位置における位相を算出する「前に」、画像配列に対して位相補正を行う。こうして、補正された位相差画像は、以下の式に従って算出される。
【００３８】
Δφcorr（ｘ，ｙ，ｚ）
＝ａｒｇ（（Ｚfe1 ／Ｚfe2 ）ｅｘｐ（−ｉΔφM （ｘ，ｙ，ｚ）））
＝ａｒｇ（Ｚfe1 Ｚ*fe2ｅｘｐ（−ｉΔφM （ｘ，ｙ，ｚ）））  （１８）
アークタンジェント演算の前に位相を補正することにより、３６０°の位相折り返しが生じているような領域においても、この方法は良好に動作する。
【００３９】
【実施例】
先ず、図１について説明する。同図には、本発明を組み込んだ好ましい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、ディスプレイ１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して、独立した計算機システム１０７と交信しており、計算機システム１０７は、オペレータがスクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御することを可能にしている。計算機システム１０７は、バックプレーンを介して互いに交信している多数のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。計算機システム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、又、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と交信している。
【００４０】
システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によってまとめて接続された一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、ＣＰＵモジュール１１９と、パルス発生器モジュール１２１とを含んでおり、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続している。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）をオペレータから受け取る。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する。モジュール１２１は、発生されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続しており、走査中に発生される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は又、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号又はベローズからの呼吸信号を受信する生理学データ収集制御装置１２９から患者のデータを受信する。最後になるが、パルス発生器モジュール１２１は、走査室インタフェイス回路１３３に接続しており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及びマグネット・システムの状態に関連した様々なセンサからの信号を受信する。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も又、走査に望ましい位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【００４１】
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。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、収集される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、分極マグネット１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいるマグネット・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。患者の内部の励起した核によって放出される結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され、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、濾波されると共に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、送信モード中にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信スイッチ１５４は又、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している。
【００４２】
ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭＲ信号は、送受信器モジュール１５０によってディジタル化されて、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。走査が完了してデータ配列全体がメモリ・モジュール１６０内に収集されたときに、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の配列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を介して計算機システム１０７へ伝送されて、ここで、本発明の教示に従って補正されて、ディスク・メモリ１１１に記憶される。代替的には、アレイ・プロセッサ１６１を用いてマクスウェル誤差を補正することもできる。オペレータ・コンソール１００から受信された命令に応答して、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オペレータ・コンソール１００へ伝送すると共にディスプレイ１０４に表示してもよい。
【００４３】
図１及び図２について詳細に説明する。送受信器１５０は、電力増幅器１５１を介してコイル１５２Ａの所でＲＦ励起磁場Ｂ1 を発生すると共に、コイル１５２Ｂ内に誘導された結果としての信号を受信する。上述のように、コイル１５２Ａ及びコイル１５２Ｂは、図２に示すような分離型であってもよいし、又は図１に示すような単一のコイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本周波数、即ち搬送周波数は、周波数合成器２００の制御下で発生されている。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発生器モジュール１２１から一組のディジタル信号（ＣＦ）を受信する。これらのディジタル信号は、出力２０１の所で発生されるＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を示している。命令に従って発生されたＲＦ搬送波は、変調器及びアップ・コンバータ２０２に印加され、ここで、その振幅は、やはりパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、発生されるべきＲＦ励起パルスの包絡線を画定しており、記憶された一連のディジタル値を順次読み出すことによりモジュール１２１内で発生されている。これらの記憶されたディジタル値は又、オペレータ・コンソール１００から変更可能であり、任意の所望のＲＦパルス包絡線を発生することができる。
【００４４】
出力２０５の所で発生されたＲＦ励起パルスの振幅は、バックプレーン１１８からディジタル命令ＴＡを受信している励起信号減衰器回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１へ印加される。送受信器１２２のこの部分に関する更なる詳細については、米国特許第４，９５２，８７７号に記載されており、本特許はここに参照されるべきものである。
【００４５】
図１及び図２について説明を続ける。被検体によって発生された信号は、受信器コイル１５２Ｂによって捕えられ、前置増幅器１５３を介して受信信号減衰器２０７の入力へ印加される。受信信号減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信されたディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定されている量だけ信号を更に増幅する。
【００４６】
受信される信号は、ラーモア周波数又はそれに近い周波数であり、この高周波信号は、ダウン・コンバータ２０８によって次の２段階の処理で下降変換（ダウン・コンバート）される。即ち、先ず、ＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混成し、次いで結果である差信号を線２０４の２．５ＭＨｚの基準信号と混成する。下降変換されたＮＭＲ信号は、アナログからディジタルへの（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加され、Ａ／Ｄ変換器２０９は、アナログ信号をサンプリングしてディジタル化すると共に、これをディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０へ印加し、ディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０は、受信された信号に対応する１６ビットの同相（in-phase（Ｉ））値及び１６ビットの直角位相（quadrature（Ｑ））値を発生する。受信された信号のディジタル化されたＩ値及びＱ値の結果であるストリームは、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール１６０へ出力され、ここで画像を再構成するのに用いられる。
【００４７】
２．５ＭＨｚの基準信号、２５０ｋＨｚのサンプリング信号、並びに５ＭＨｚ、１０ＭＨｚ及び６０ＭＨｚの基準信号は、基準周波数発生器２０３によって、共通の２０ＭＨｚマスタ・クロック信号から発生されている。
図１のＮＭＲシステムは、一連のパルス・シーケンスを実行して、所望のアンジオグラムを再構成するための十分なＮＭＲデータを収集する。図３について詳細に説明する。第１のパルス・シーケンスを、１次モーメントを零化した従来のグラディエント・エコー・シーケンスとすることが可能であり、このシーケンスでは、選択的ＲＦ励起パルス３００が、Ｇslice スライス選択勾配パルス３０１の存在下で被検体に印加されている。励起パルス３００はフリップ角αを有しており、αの典型的な値は３０°である。スライス選択勾配パルス３０１によって生じた位相シフトについてＦＩＤを補償するために、又、ｚ軸に沿った速度に対するＦＩＤの感度を抑制するために、負のＧslice 勾配パルス３０４及び引き続き正のＧslice 勾配パルスがＧslice 勾配コイルによって発生される。例えば、１つの解決法として、パルス３０１と同じ幅であるが符号が反対のパルス３０４を用い、パルス３０５をパルス３０１の２分の１の幅で同じ高さとする。パルス３０４及び３０５は、ｚ軸に沿った速度を補償するが、加速及び更により高次の動きを補償するためのより複雑な勾配波形も又、当業者には周知である。
【００４８】
ＮＭＲ信号３０３を空間的に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、位相エンコーディングＧphase 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、Ｇphase パルスの振幅が一連の、例えば２５６の離散的な位相エンコーディング値を通じて段階的に変化して、ＮＭＲ信号を発生しているスピンの位置をｙ軸に沿ってエンコードしているような一連のパルス・シーケンスで構成されている。ｘ軸に沿った位置は、ＮＭＲグラディエント・エコー信号３０３が収集されるのと同時に発生されてＮＭＲ信号３０３を周波数エンコーディングするＧread勾配パルス３０７によってエンコードされる。Ｇphase 位相エンコーディング勾配パルス３０６の場合とは異なり、Ｇread読み出し勾配パルス３０７は、全走査の間中、一定の値に留まっている。グラディエント・エコー３０３を発生すると共にｘ軸に沿った速度に対するエコー３０３の感度を抑制するために、勾配パルス３０８及び３０９が、パルス３０７に先立って発生される。これを実行するための周知の方法が多数存在している。勾配Ｇslice 、Ｇread及びＧphase は、物理軸ｘ、ｙ及びｚのいずれに沿って配向していてもよく、又、斜方走査の場合には、これら機能上の勾配は、物理勾配Ｇx 、Ｇy 及びＧz のうちいずれの２つによって発生されていてもよいし、又は、３つすべてによって発生されていてもよく、これらのことも又、周知である。
【００４９】
以下でより詳細に説明するように、本発明を実行するためには、１つの方向に沿って相異なる流れ感度をそれぞれ有している少なくとも２つの完全なデータ・セットが必要である。好ましい実施例では、２つのデータ・セットのためのデータは、インタリーブ（interleave）方式で収集される。この方法では、相異なる流れ感度を有している２つ又はそれ以上の測定値が、位相エンコーディング勾配の１つの値を用いて順次収集される。次いで、この位相エンコーディング値を変更して、この新たな位相エンコーディング値における更なる測定を、同様な２つ又はそれ以上の流れ感度について行う。この過程をすべての位相エンコーディング値が用いられるまで続行する。次いで、収集されたデータの順序を並べ換えて、相異なる流れ感度をそれぞれ有しているｋ空間ＮＭＲデータとする。このインタリーブ方式の方法は、他の動き（例えば、呼吸）による影響を最小化するので好ましいが、以下の議論では、本発明は、ｋ空間ＮＭＲデータ・セットが、次の流れエンコーディングが用いられる前にそれぞれ完全に収集されているものとして記載される。
【００５０】
ＮＭＲ信号３０３はシステムの送受信器１５０によって収集され、１列の、例えば２５６の複素数にディジタル化されて、システム制御部のメモリ１６０又はメインの計算機１１３のメモリに記憶される。Ｇphase 位相エンコーディング勾配の各々の値についてＮＭＲ信号３０３が発生され、収集され、ディジタル化されて、２５６の複素数から成る独立した列として記憶される。従って、走査の完了時には、各々の流れエンコードされたデータ・セットについて、複素数の２次元（２５６×２５６）配列が計算機１０１に記憶されている。
【００５１】
本発明に従ってアンジオグラムを形成するために、収集されるＮＭＲ信号は速度に対する感度を付与される。用いられるパルス・シーケンスは、図３に示したものと同じであるが、双極の流れエンコーディング勾配Ｇfeも又、印加されている。これを図４に示す。同図では、Ｇfe1 は、負の勾配パルス３１０と、その後の正の勾配パルス３１１とで構成されている双極の波形を有している。各々のローブ３１０及び３１１によって画定されている面積（Ａ）は同一であり、各々の勾配ローブ３１０及び３１１の中心は、時間間隔（ｔ）だけ互いに離隔している。従って、Ｇfe1 勾配によって提供される漸増する第１モーメント（Ｍ1 ）は、Ｍ1 ＝Ａ×ｔであり、この勾配第１モーメントＭ1 は、ＲＦ励起パルス３００の印加の後に、且つ信号３０３の収集の前に印加される。勾配fe1 は、独立した勾配磁場として図示されているが、実際には、Ｇread、Ｇphase 及びＧslice の各勾配磁場を発生しているものと同じコイルによって発生される。例えば、スライス選択方向の流れに対する感度を付与することは極く普通のことであり、この場合には、勾配モーメントＧfe1 は、Ｇslice 勾配コイルのみによって発生される。従って、好ましい実施例では、ＮＭＲの生の信号の第１の配列Ｚ1 は、図３のパルス・シーケンスを用いて収集されるが、図４のＧfe1 勾配磁場が追加された状態で収集される。又、前で引用したＪＭＲＩの刊行物に記載されているように、流れエンコーディング勾配がイメージング勾配と組み合わせられていることも理解されよう。
【００５２】
ＮＭＲ信号の第１の配列Ｚ1 が収集されると共に記憶された後に、信号の第２の配列Ｚ2 が収集される。これは、図３のパルス・シーケンスが用いられている走査中に行われるが、図５に示す双極の流れエンコーディング勾配Ｇfe2 が印加されて、Ｍ2 ＝−Ｍ1 である第１モーメントを発生している。従って、全体の第１モーメントの差は、ΔＭ＝Ｍ2 −Ｍ1 ＝−２Ｍ1 となる。このことは、勾配パルス３１０及び３１１と同一であるが方向が反対の勾配パルス３１２及び３１３によって達成される。２５６のＮＭＲ信号Ｚ2 が収集されると共に計算機１０１に記憶された後に、動きの１つの軸について、データ収集段階が完了すると共にデータ処理段階が開始する。
【００５３】
２つのデータ・セットＺ1 及びＺ2 から再構成されるアンジオグラムからマクスウェル位相誤差を除去するための１つの解決法として、マクスウェル項が一切発生されないようにするか、又は発生されたマクスウェル項が位相差演算の間に打ち消されるようにして、パルス・シーケンスを調節する。このことは、図３、図４及び図５のパルス・シーケンスにおいて２つの方式で達成することができる。第１として、２つの双極の流れエンコーディング勾配Ｇfe1 及びＧfe2 を、同一であるが反対称とする。即ち、Ｇfe1 （ｔ）＝Ｇfe2 （ｔ）とする。これにより、第１のデータ・セットＺ1 に現れた「自乗型」のマクスウェル位相誤差はすべて、第２のデータ・セットＺ2 にも現れるので、減算されると最終の位相差アンジオグラム画像から除去されることが確実である。
【００５４】
実行されるべき第２の調節は、パルス・シーケンスを延長して、破線２０によって示されている時間、即ち、その間に双極の流れエンコーディング勾配Ｇfe1 又はＧfe2 が印加されるだけの時間を形成することである。このことにより、他の勾配磁場が同時に印加されていたならば発生されていたであろうあらゆる「交差項型」のマクスウェル位相誤差の形成が排除される。
【００５５】
パルス・シーケンスに対するこれらの調節により、マクスウェル項による位相誤差を完全に除去することができるが、この解決法は、性能上の不利益ももたらす。双極の流れエンコーディング勾配を別個に印加するためには、エコー時間（ＴＥ）をかなり延長しなければならず、結果的に全走査時間が延長される。例えば、エコー時間（ＴＥ）を９ｍｓから１２ｍｓに延長して、結果的に最小ＴＲを３ｍｓ延長してもよいが、その結果、走査時間が１０％〜２０％延長されるか、又は時間分解能が低下する。
【００５６】
マクスウェル項によって生じるアーティファクトを除去する好ましい方法では、図６に示す遥かに短いパルス・シーケンスが採用されている。同じＲＦ磁場及び勾配磁場が印加されており、これらの磁場を形成しているパルスは図３に関して上述したものと同じ参照番号で表されている。唯一の大きな差は、時間ｔｍａｘｗｅｌｌの間に他の勾配パルスと同時に双極の流れエンコーディング勾配２５を印加することにより、パルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）が短縮されていることにある。
【００５７】
図６のパルス・シーケンスを用いて実行される走査を図７の流れ図で表す。パルス・シーケンスのパラメータが選択されると共に流れエンコーディング勾配の方向及び大きさが選択された後に、処理ブロック３５０に示すように、時間ｔｍａｘｗｅｌｌにわたって式（１６）の積分が数値的に求められる。結果として得られた補正係数Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤが記憶されてから、パルス発生器１２１にパルス・シーケンスをダウン・ロードすることにより、データ収集工程が開始される。次いで、処理ブロック３５２に示すように、２つの流れエンコーディング・データ・セットＺ1 及びＺ2 が上述のようにして収集される。これらのデータ・セットは、処理ブロック３５４に示すように、アレイ・プロセッサ１６１でフーリエ変換されて、対応する流れエンコードされた画像データ・セットＺfe1 及びＺfe2 を形成する。処理ブロック３５６に示すように、記憶されている補正係数Ａ、Ｂ、Ｃ及びＤ並びに式（１５）を用いて、マクスウェル位相誤差ΔφM が算出される。次いで、再構成された画像Ｚfe1 及びＺfe2 内の各々のピクセルについて物理座標（ｘ，ｙ，ｚ）が決定される。次いで、各々のピクセルに対してマクスウェル位相誤差ΔφM が適用される。このように、位相誤差ΔφM は、各々の複素画像Ｚfe1 及びＺfe2 内で先ず補正され、次いで、式（１８）に従ってこれらの画像における対応する補正されたピクセルに対してアークタンジェント関数を作用させる（処理ブロック３５８）。次いで、渦電流位相誤差に対する更なるあらゆる補正を行うことにより、処理ブロック３６０に示すように、位相コントラスト・アンジオグラムが形成される。このような処理の実例は、米国特許第５，２２６，４１８号に記載されており、本特許はここに参照されるべきものである。
【００５８】
式（１８）の位相補正を用いて、複素差（ＣＤ）アンジオグラムを補正することもできる。コサインの法則を用いると、
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である。２つ又は３つの垂直な方向で流れに対する感度を有する位相画像が要求されるならば、各々の位相画像に対して独立したマクスウェル項補正を適用すればよい。このような流れエンコーディング方法は、ＪＭＲＩ誌、１９９１年第１号、第４０５頁〜第４１３頁のNorbert J. Pelc、Matt A. Bernstein、Ann Shimakawa及びGary H. Gloverによる「流れについての３方向の位相コントラストＭＲイメージングのためのエンコーディング方法」（"Encoding Strategies for Three-Direction Phase-Contrast MR Imaging of Flow" ）に記載されている。次いで、マクスウェル補正された「速度」画像を再構成することができる。
【００５９】
速度＝［（Δφcorr,x）2 ＋（Δφcorr,y）2 ＋（Δφcorr,z）2 ］1/2
同様に、マクスウェル補正された複素差速度画像も形成することができる。
ＣＤspeed ＝［ＣＤx2＋ＣＤy2＋ＣＤz2］1/2
本発明は、米国特許第５，３９９，９７０号及びMagnetic Resonance in Medicine誌、第３２号、第３３０頁〜第３３４頁（１９９４年）のMatt A. Bernstein、Mladen Grgic、Thomas J. Brosnan及びNorbert J. Pelcによる「位相コントラストのフェイズド・アレイ・マルチコイルによるデータの再構成」（"Reconstruction Of Phase Contrast, Phase Array Multicoil Data"）に記載されているようなフェーズド・アレイ・マルチコイルを用いて形成される位相コントラスト画像と両立するものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロック線図である。
【図２】図１のＭＲＩシステムの一部を形成している送受信器の電気ブロック線図である。
【図３】本発明を実行するために図１のＭＲＩシステムに採用されている第１の好ましいパルス・シーケンスのグラフ図である。
【図４】図３のパルス・シーケンスに用いられている第１の双極の流れエンコーディング勾配パルスのグラフ図である。
【図５】図３のパルス・シーケンスに用いられている第２の双極の流れエンコーディング勾配パルスのグラフ図である。
【図６】本発明を実行するために図１のＭＲＩシステムに採用されている代替的なパルス・シーケンスのグラフ図である。
【図７】図６のパルス・シーケンスを用いて収集されるデータによって画像を形成するのに用いられる方法の流れ図である。
【符号の説明】
２０  双極の流れエンコーディング勾配の挿入位置
２５  双極の流れエンコーディング勾配（代替的な実施例）
２７  双極の流れエンコーディング勾配が挿入される時間間隔
１００  オペレータ・コンソール
１０２  キーボード及び制御パネル
１０４  ディスプレイ
１０６  画像プロセッサ
１０７  計算機システム
１０８、１１９  ＣＰＵモジュール
１１１  ディスク記憶装置
１１２  テープ・ドライブ
１１３、１６０  メモリ・モジュール
１１５  高速シリアル・リンク
１１６  リンク
１１８  バックプレーン
１２１  パルス発生器モジュール
１２２  システム制御部
１２５  シリアル・リンク
１２７  勾配増幅器
１２９  生理学データ収集制御装置
１３３  走査室インタフェイス回路
１３４  患者位置決めシステム
１３９  勾配コイル・アセンブリ
１４０  分極マグネット
１４１  マグネット・アセンブリ
１５０  送受信器
１５１  ＲＦ増幅器
１５２  全身型ＲＦコイル
１５２Ａ、１５２Ｂ  分離型コイル
１５３  前置増幅器
１５４  送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ
１６１  アレイ・プロセッサ
２００  周波数合成器
２０１、２０４、２０５、２１２  出力線
２０２  変調器及びアップ・コンバータ
２０３  基準周波数発生器
２０６  励起信号減衰器回路
２０７  受信信号減衰器
２０８  ダウン・コンバータ
２０９  Ａ／Ｄ変換器
２１０  ディジタル検出器及び信号プロセッサ
３００  選択的ＲＦ励起パルス
３０１、３０４、３０５  スライス選択勾配パルス
３０３  ＮＭＲ信号
３０６  位相エンコーディングＧphase 勾配パルス
３０７、３０８、３０９  読み出しＧread勾配パルス
３１０、３１１  双極の流れエンコーディング勾配パルス（第１の実施例）
３１２、３１３  反対称の双極の流れエンコーディング勾配パルス（第１の実施例）
【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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