JPH06189936A - 磁気共鳴イメ−ジング法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 本発明の目的はメモリ容量を増大させる必要
がなく、また付加的ＲＦおよび磁界傾斜パルスを必要と
しないうえに、計算上の特別な条件を必要としない磁気
共鳴イメ−ジング法を提供することにある。 【構成】 スライスごとに異なる位相エンコ−ディング
順序が取られ、各スライスについてのデ−タ収集はスラ
イスごとに異なる位相エンコ−ディング数から始められ
る。各サイクルが終了するたびに位相エンコ−ディング
数が１つずつ増える。この配列では各スライスの低次位
相エンコ−ディング領域についてのデ−タ収集を異なる
時間に均一に分散させて行い、この、自己較正によって
被検体の動きを正確に検出することができる。さらに、
被検体の位置を２次元で計測するために、スライスごと
に読出し方向が変えられる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴イメ−ジング
法に関するものであり、詳しくは、被検体の動きを補正
することができる磁気共鳴イメ−ジング法に関するもの
である。

【０００２】

【従来技術】磁気共鳴イメ−ジング（”ＭＲＩ”）は、
磁気的配向の変化を分析して被検体の像を形成する有効
な診断法である。しかし残念なことに、ＭＲＩを行って
いる最中に、基準位置に対して被検体が移動すると、そ
の動きが形成された像の質に悪影響を与える。

【０００３】図１２は、本発明が用いられる典型的なＭ
ＲＩシステム２を示す図である。このＭＲＩシステム２
には、電源６に電圧が加えられるとｚ軸に沿った長手方
向磁界ｈ₀を形成する、典型的な強力超伝導磁石４が設
けられている。磁界ｈ₀を均一とするために、磁石４に
は図示されていないシムコイル機構が設けられている。
このシムコイル機構は、補正用シム磁界傾斜信号を適宜
発するコンピュ−タシステム１０に、母線８を介して接
続されている。

【０００４】イメ−ジングされる被検体１２は、磁石４
内の高周波（”ＲＦ”）コイル１４に挿入されて、磁界
ｈ₀の中に置かれる。被検体１２には、一般的にはラン
ダムに配向された磁気双極子を有する核を持つ原子が存
在している。ＭＲＩの間、磁界ｈ₀によりこの核すなわ
ちスピンの全体が分極されるため、スピンは磁界の方向
（ここではｚ軸）と平行に配列される。この結果、正味
の磁化Ｍ₂が生じる。

【０００５】コンピュ−タ１０は、母線８とＲＦコイル
１４とを介して、ラ−モア周波数と呼ばれる共鳴周波数
を持つ短い高周波（ＲＦ）エネルギ−パルスをスピンに
加えることにより、配向されたスピンを励起する。この
ように励起すると、核のスピン軸が一時的に再配向さ
れ、ｚ軸に直交する平面、すなわちｘ−ｙ平面へと核の
磁気モ−メントが倒れる。ＲＦ励起パルスが終了した
後、ＲＦコイル１４と図示されていない受信器を通過し
たＲＦ信号として、正味の横方向磁化が実時間で検出さ
れる。

【０００６】このＲＦ信号は図示されていないデジタル
化機構によってデジタル化され、コンピュ−タ１０に送
信されて処理される。このようにして得られる生のＲＦ
信号には磁界傾斜情報が含まれ、またこのＲＦ信号は、
空間周波数情報領域、すなわちいわゆる生のｋ空間デ−
タマトリックス（配列）を表している。生のｋ空間デ−
タマトリックスにフ−リエ変換を施すと、被検体１２の
再構成像１６を得ることができ、これがモニタ−にディ
スプレイされる。しかし走査の間に被検体１２が動く
と、再構成像１６の質が低下する。

【０００７】検出された核磁気共鳴（”ＮＭＲ”）信号
の振幅は、ＲＦ励起の程度と、スピンの緩和特性とに左
右される。コンピュ−タシステム１０は、イメ−ジング
が行われている間に、被検体１２中のスピンの位置を空
間的に相関させるのに必要な、ｘ軸、ｙ軸、ｚ軸方向の
磁界傾斜Ｇx，Ｇy，Ｇzを制御する。

【０００８】ＭＲＩ走査で使用されるｙ軸傾斜レベルの
数は、一般的に２５６である。このレベル（つまり位相
エンコ−ディングステップ）は、−１２８から０を通っ
て＋１２８までの幅を持ち、このうち、あるスライス用
の０番目の位相エンコ−ディングは、位相エンコ−ディ
ング用磁界傾斜のないライン（エコ−）を意味する。各
ラインつまり各エコ−は、いわゆるｋ空間（つまりモ−
メント空間）領域のｙ軸上の１ステップに相当する２５
６点から構成される。基本的には、この傾斜レベルによ
って、ＭＲＩシステム２の感度をｚ軸に沿ってスライス
されたｘ−ｙ平面の単一スライスに限定することができ
る。

【０００９】各ＭＲＩイメ−ジサイクルにおいて磁界傾
斜強度Ｇx，Ｇy，Ｇzを適切に制御すると、核スピン励
起の空間的分布を制御することができ、また結果として
生じるＮＭＲ信号の位置を特定することができる。マル
チアングル投影再構成やフ−リエ変換等の幾つかの周知
の技術を用いれば、像を再構成するためのＮＭＲデ−タ
が集められる。このような技術は一般的に、連続的に遂
行される複数のビュ−（ｖｉｅｗ）からなるパルスシ−
ケンスから構成される。各ビュ−では１またはそれ以上
のＮＭＲ実験が行われ、各実験ではＲＦ励起パルスと磁
界傾斜パルスを使用して、空間デ−タをこの結果生じる
ＮＭＲ信号にエンコ−ドする。当業者には理解されてい
るように、ＮＭＲ信号は、自由誘導減衰信号、または望
ましくはスピンエコ−信号である。

【００１０】やはり当業者には周知のように、動きの情
報を含む低周波数情報は、生のｋ空間デ−タの中央にの
み存在し、高周波数情報はこのデ−タマトリックスの始
まりと終わりに現れる。

【００１１】コンピュ−タシステム１０は傾斜磁界情報
を用いて、取得されたｋ空間高周波デ−タにより表され
る強度値が空間的にはどこに属するかを特定する。この
技術は、２次元マルチスライスイメ−ジングパルスシ−
ケンスを使用する臨床ＭＲＩ装置には共通して用いられ
ているものである。この装置では、スライスについての
デ−タ取得は、時間的にインタ−リ−ブされる。

【００１２】コンピュ−タシステム１０は、従来の空間
的フ−リエ変換法によって、ｋ空間デ−タを実空間像に
変換する。その後、ｘ軸上の位置とｙ軸上の位置との関
数としてコントラスト変化を示すように、実空間像１６
がモニタ−１８に映し出される。実空間像１６は一般的
に、ｚ軸上の何箇所かでのｘ−ｙ平面における被検体１
２の「スライス」を表す。

【００１３】イメ−ジングの最中に、点線２０で示され
るように被検体１４が動くと、いわゆる動きによるア−
チファクト（モ−ションア−チファクト）によって再構
成像１６の質が低下する。しかし被検体１２のモ−ショ
ンア−チファクトの計測が可能であれば、これを補正し
て改善された再構成像を作成することができる。

【００１４】ｋ空間デ−タには被検体の動きを特定する
情報が含まれるが、従来技術では、走査の間中ずっとｋ
空間デ−タからこの動きを直接計測することは困難であ
った。図１３に示すように、像走査が行われる時間のう
ち大半において、信号対雑音（”Ｓ／Ｎ”）比が低いか
らである。

【００１５】図１３は、一般的な従来技術において、ｚ
軸上の単一スライスについてのｋ空間デ−タを集めたも
のである。全部で２５６本のラインが時間０から２５６
まで走査されると仮定する。１回の走査では１つのライ
ンについてのデ−タが集められる。上述したように、各
ラインにはｙ軸上の１つのｋ空間ステップに相当する２
５６のデ−タ点を有し、合計して２５６のラインがｙ軸
に沿った２５６の磁界傾斜レベルを表す。従来技術で
は、各スライスについて、例えば−１２８から０を通っ
て＋１２８までというように、同じ順序でデ−タ収集を
行っている。

【００１６】図１３では、被検体１２が動きはじめる時
間ｔ＝０（またはライン−１２８）から走査を初めてい
るが、Ｓ／Ｎ値は比較的低く（例えば弱く）ア−チファ
クトを与える動きの信号を検出するのは難しい。Ｓ／Ｎ
比が適切な値まで上昇するのは、時間ｔ＝９６から時間
ｔ＝１５９までであり、最高のＳ／Ｎ比を示すのは、時
間ｔ＝１２８（つまりライン０）である。このように、
低周波数デ−タを表す位相エンコ−ディング用磁界傾斜
が低次（例えば０）で、かつｋ空間デ−タの中央部分に
ついてのデ−タを収集する時間ｔ＝１２８が、被検体の
動きを表すア−チファクト信号を検出するのには最も適
しているのである。これに対して、この他の収集時間で
のＳ／Ｎ比は不適当である。

【００１７】Ｓ／Ｎ比の高いこのような範囲では、被検
体１２の動きを検出して、この運動変位を計算し、コン
ピュ−タシステム１０を用いて周知の技術で適当な補正
を加え、ディスプレイされる再構成像１６の質を高める
ことができる。しかし残念なことに、時間ｔ＝１５９か
らｔ＝２５６までと時間ｔ＝０からｔ＝９６までに起る
被検体の動きは、検出されない。これは、Ｓ／Ｎ比が低
いためにア−チファクト信号がノイズの中に沈み込んで
しまうことが原因である。このように被検体の動きが検
出されないと、その動きに対する補正は行われず、この
結果、ディスプレイされる像の質が悪くなる。言い換え
ると、図１３に示された従来技術の方法は、Ｓ／Ｎ比が
最適の範囲にある時間以外に生じた被検体の動きには
「ブラインドである（反応しない）」のである。

【００１８】従来技術のうち、１９９０年に発行された
Ｅｈｍａｎらによる米国特許第４，９３７，５２６号
は、磁気共鳴イメ−ジングシステムでのモ−ションア−
チファクトを減少させようとするものである。このＥｈ
ｍａｎらの特許は、数多くの参考図を載せてＭＲＩ理論
について詳細な説明を行っているため、本出願の出願人
は、この特許を引例として挙げている。

【００１９】Ｅｈｍａｎらの特許には、すべてのライン
において最大のＳ／Ｎ比を有する（ｋ空間における）第
２のデ−タマトリックスを作成するために、付加的ＲＦ
と磁界傾斜パルスを発する方法が開示されている。この
第２デ−タマトリックスに基づいて、ア−チファクトを
与える動きを表す位置情報を得、さらにこの位置変化デ
−タを用いて、結果的にイメ−ジの質を高めている。

【００２０】

【発明が解決しようとする課題】Ｅｈｍａｎらの特許に
よるシステムでは像の質が向上しているが、これを実現
するためにはいくつかの問題がある。例えば、Ｅｈｍａ
ｎらの特許の技術では、付加的ＲＦと磁界傾斜パルスを
発生させなければならないため、イメ−ジングに余分な
時間がかかる。さらにこの特許では、初期ｋ空間デ−タ
の基本的には２倍の量のデ−タをメモリ１４に保存しな
ければならないため、付加的デ−タをコンピュ−タシス
テム１０により処理しなければならず、処理時間が余分
に必要となる。

【００２１】ＭＲＩで必要なのは、通常のＭＲＩ走査の
間に発生するｋ空間デ−タそのものを使用して、被検体
１２の動きを検出し、補正することのできる方法であ
る。この方法は、像のｋ空間デ−タそのものを保存する
のに必要な量以上にメモリ１４を増やす必要がなく、付
加的ＲＦと傾斜パルスの発生を必要とせず（このためイ
メ−ジング時間を延ばす必要がなく）、コンピュ−タシ
ステム１０の処理時間を実質的に長くしなくてもよいも
のであることが望ましい。また、異なるスライスからの
Ｓ／Ｎ比の高いデ−タのみを使用して、自己較正により
読出し方向での被検体の運動変位を計測する方法である
ことが望ましい。本発明は、このような方法を開示する
ものである。

【００２２】本発明の目的は、従来のｋ空間デ−タを記
憶するのに必要なメモリ以上にはコンピュ−タメモリを
増量る必要がなく、また付加的ＲＦと磁界傾斜パルスと
を必要としないうえに、計算上の特別な条件を必要とし
ない磁気共鳴イメ−ジング法を提供することにある。

【００２３】

【課題を解決するための手段】すでに述べたように、生
のｋ空間デ−タマトリックスにはア−チファクトモ−シ
ョンを特定するのに必要なデ−タが含まれるが、マトリ
ックス全体の信号／ノイズ（”Ｓ／Ｎ”）比だけでは、
被検体の位置を正確に決定するのに十分でない。

【００２４】本発明では、自己較正により読出し方向の
被検体の動きが計測され、そしてその場合にＳ／Ｎ比の
高いエコ−のみが使用される。また本発明は基本的に、
二次元マルチスライスイメ−ジングシステムにおける各
スライスの開始時位相エンコ−ド数をオフセットするも
のである。これにより、イメ−ジング過程全体を通し
て、（異なるスライスから）得られたＳ／Ｎ比の高いエ
コ−を、かなり一律に拡散させることができる。各スラ
イスを読出し方向に同じ量だけ変位させるとすると、１
つのスライスからの被検体についての変位デ−タを他の
スライスの変位を補正するのに利用できる。体積の小さ
な物体をカバ−するのに比較的薄いスライスを少数使用
する場合には、特にこの方法が有効である。

【００２５】

【作用】第１の実施例は、単一軸の動き補正を行うもの
である。この実施例では、各スライスについての生のｋ
空間デ−タ（例えば、位相エンコ−ディング）を収集す
る順序が再配列され、これによって低次の位相エンコ−
ディングが走査全体を通じて均一に配分される。この再
配列により、低次の（Ｓ／Ｎ比の高い）位相エンコ−デ
ィングエコ−を用いて、被検体の変位を一次元で算出す
ることができる。

【００２６】他の好適な実施例は、マルチスライスイメ
−ジングのために、２つの軸の被検体の動き補正をする
ものである。例えば第２の実施例では、スライスごとに
異なる位相エンコ−ディング順序を用いる。各スライス
についてのデ−タ取得は、インタ−リ−ビングにより、
それぞれ異なる位相エ−ンコ−ディング数から開始さ
れ、各スライスでは、（全エコ−数を法として）各エコ
−について１つずつ順に位相エンコ−ディング数を増加
する。また、被検体の位置は、各スライスの低次の（つ
まりＳ／Ｎ比の高い）位相エンコ−ディングから算出で
きる。すべてのスライスから取得された位置情報を結合
させれば、最終的な変位曲線（変位対時間）が得られ
る。この最終の動きのデ−タを使用して、全スライスの
動きが補正される。位置を計測した数値つまり変位デ−
タを時間的に補間すると、２個の隣接する点の間で取得
された高次位相エンコ−ディングエコ−の変位値が得ら
れる。

【００２７】その上、スライスごとに異なる読出し方向
でデ−タの取得を行うことができるため、二次元での被
検体の位置計測が可能となる。例を挙げると、第１のス
ライスの読出し方向をｘ軸とし、位相エンコ−ディング
の方向をｙ軸とする。第２のスライスは、読出し方向を
ｙ軸、位相エンコ−ディングの方向をｘ軸とする。

【００２８】このようにして、各高周波（”ＲＦ”）エ
コ−を一次元フ−リエ変換した絶対値から得られるエッ
ジデ−タを用いれば、この高周波エコ−からの被検体の
位置を知ることができる。ここで「絶対値」とは、複素
数のベクトル和を意味する。例を挙げると、Ａ＋ｉＢの
絶対値は√（Ａ²＋Ｂ²）である。その後この位置情報を
用いて、フ−リエ変換法により生のデ−タを補正する。
この結果、その再構成像は被検体の１つの位置に対応
し、従来技術とは異なり、本発明では、間隔を置いて何
回かに分けて被検体の動きを検出および計測するので、
基本的には「ブラインド」領域は存在しない。

【００２９】従来のマルチスライスｋ空間デ−タアレイ
に含まれる情報を有効に利用してア−チファクトモ−シ
ョンを特定するためには、各スライス用デ−タが取得、
すなわち収集される順序を再配列する必要があること
を、出願人は発見した。

【００３０】本発明によれば、図１、２に示すように低
次の（例えばｋ空間の中心に対応するＳ／Ｎ比の高い）
位相エンコ−ディングが走査の間を通じてかなり均一に
分散されるような再配列が行われる。この結果、イメ−
ジングの間、Ｓ／Ｎ比の高いデ−タをいつまでも利用で
きる。そのためイメ−ジングの実施中はずっと、高いＳ
／Ｎ比を利用して被検体の動きを記録できるので、都合
が良い。このように再配列された位相エンコ−ディング
が用いられる出願人の発明は、マルチスライススピンエ
コ−やファ−ストスピンエコ−、グラジエントエコ−な
ど、基本的な磁気共鳴イメ−ジングパルスシ−ケンスな
らばどのようなものとも互換性を有する。

【００３１】本発明では次に、一次元または二次元での
エッジ検出デ−タを利用して各高周波（”ＲＦ”）エコ
−を一次元フ−リエ変換し、この結果得られた絶対値を
用いて、被検体の位置をエコ−から算出する。そして再
構成されたイメ−ジが被検体の位置の１つに対応するよ
うに、位置デ−タを用いてＭＲＩイメ−ジデ−タを補正
する。ディスプレイされるモ−ションア−チファクトは
最小限のものとなる。図３は、被検体の動きの検出と計
測をｘ軸とｙ軸の両方に沿って行った好適な第２の実施
例について、４つのイメ−ジスライスでのスピンエコ−
パルスシ−ケンスを示す概略図である。４つのイメ−ジ
スライスしか図示されていないが、その後サイクル時間
（ＴＲ）が許すかぎり４つのスライスを繰り返すことに
より、他のスライスを加えることもできる。ＭＲＩ技術
の当業者には理解されていることであるが、ＲＦパルス
列は比較的小さい９０゜パルスとこれに続く大きな１８
０゜パルスからなる。磁界傾斜信号をそれぞれＧx，Ｇ
y，Ｇz，と表し、デ−タを取得した時間はＡ／Ｄと記さ
れている。図３では、スライスが１つ置きに、ｙ方向と
ｘ方向に同じ位相エンコ−ディング方向を示している。
４つのスライスが図３に示されているが、場合によりこ
の他の数のスライスを用いることもできることがわかっ
ている。

【００３２】図３の実施例では、１つのスライスでの位
相エンコ−ディングの取得順序を再配列して、低次位相
エンコ−ディングを時間的に一層均一に分散させてい
る。各４個の位相エンコ−ディングのうち１つが最適範
囲−３２から＋３２にあるような、２５６位相エンコ−
ディングイメ−ジの位相エンコ−ディングについての取
得順序を例として挙げると、−１２８，０，−６４，＋
６４，−１２７，＋１，−６３，＋６５，−１２６，＋
２，−６２，＋６６等である。

【００３３】上記のシ−ケンスにおいて、［−１２８，
０，−６４，＋６４］は第１組の４個のエコ−について
のデ−タ、［−１２７，＋１，−６３，＋６５］は第２
組のエコ−についてのデ−タを示す。他の配列も可能だ
が、被検体１２についての未補正のモ−ションから強い
ア−チファクトを引き出さないようにするためには、
（位相エンコ−ディングの総数を法として）位相エンコ
−ディング順序を単調なものとすることが望ましい。

【００３４】図７は、図３に示したイメ−ジパルスシ−
ケンスに使用される好適な位相エンコ−ディング順序を
表し、図４は、同じ実施例のイメ−ジスライスと読出し
用磁界傾斜との相関関係を表している。位相エンコ−デ
ィングをスライスごとに異なる順序とすることにより、
マルチスライスイメ−ジを持った単調な位相エンコ−デ
ィング順序を維持することが望ましい。図７では、単一
スライスでの位相エンコ−ディング収集順序が再配列さ
れて、低次位相エンコ−ディングが時間的にかなり均一
に分散されている。また図７で斜線模様となっている
「矩形」は、Ｓ／Ｎ比の高い領域、例えばｋ空間領域−
３２から＋３２が得られる領域を表す。図７は２５６位
相エンコ−ディングイメ−ジの位相エンコ−ディングに
ついての一つの収集順序を示しており、４個の位相エン
コ−ディングのいずれかが最適範囲−３２から＋３２の
間にある。つまり、−９６，−３２，＋３２，＋９６，
−９５，−３１，＋３３，＋９７，−９４，−３０，＋
３４，＋９８，−９３，−２９，＋３５といったようで
ある。

【００３５】４個のイメ−ジがｘ軸から、４個のイメ−
ジがｙ軸から得られ、合計８個のイメ−ジが同時に得ら
れることに注目してほしい。上記の位相エンコ−ディン
グで、［−９６，−３２，＋３２，＋９６，−９５，−
３１，＋３３，＋９７］はそれぞれ、おなじ４個のイメ
−ジについての、４個のｘ次元スライスと４個のｙ次元
スライスを表す。この好適なエンコ−ディングでは、第
１組の４個のスライスがＳ／Ｎ比が高い範囲で別々に得
られる６４「ユニット」から成り、一つのイメ−ジの第
一のスライスからこのイメ−ジの第二のスライスに移る
際に、例えば−９６から−９５、次に−９４というよう
に、位相エンコ−ディングに＋１が加えられる。

【００３６】図７において、どの時間でも最適のＳ／Ｎ
比を持つスライスが少なくとも１つ得られることに注意
すべきである。例えば、時間０≦ｔ≦６４の間には、ス
ライス３とスライス４がそれぞれ高いＳ／Ｎ比を示して
いるため、この時間内に起こった被検体１２の動きを検
出できるのである。また、時間６４≦ｔ≦９６の間で
は、スライス１とスライス２とがそれぞれ高いＳ／Ｎ比
を示しているので、この時間に生じた被検体の動きを検
出し計測することができる。このように、被検体の動き
を検出および計測することのできない「ブラインド」領
域が０≦ｔ≦９６と１５６≦ｔ≦２５６に存在した図１
３の従来技術の方法とは異なり、本発明にはブラインド
箇所は見られない。

【００３７】この他にも多くの配列が可能であるが、被
検体１２の未補正の動きから強いア−チファクトを引き
出さないようにするために、位相エンコ−ディング順序
を（位相エンコ−ディングの総数を法として）単調なも
のとするのが望ましい。図７において、１つのスライス
から別のスライスへとデ−タを取得する際にア−チファ
クトを起こす可能性のある非連続部分が存在しないこと
に注目すべきである。

【００３８】図４からは、スライス１，３，５，７が磁
界傾斜Ｇxを用いて、スライス２，４，６，８が磁界傾
斜Ｇyを用いて読み出されることがわかる。

【００３９】読出し方向は、イメ−ジされる被検体の領
域が視野内に完全に含まれるように配向されなければな
らないが、この要件は図５に示されている。図５では、
被検体１２の断面スライスが３０と表されており、一
方、得られるイメ−ジの視野が境界箱３２で示されてい
る。

【００４０】すでに述べたように、スライスデ−タを連
続的な順序で獲得する必要はなく、初期位相エンコ−デ
ィングを順番に配列する必要もないので、この他の読み
出し配列も可能である。例えば、２５６の位相エンコ−
ディングを持つ８個のスライスイメ−ジ（つまり−１２
８から＋１２８までの範囲の位相エンコ−ディング数）
では、３２個のエコ−シ−ケンスを用いる以下の取得シ
−ケンスが使用できる。

【００４１】 スライス１、位相エンコ−ディング ０ スライス２、位相エンコ−ディング −３２ スライス３、位相エンコ−ディング −６４ スライス４、位相エンコ−ディング −９６ スライス５、位相エンコ−ディング −１２８ スライス６、位相エンコ−ディング ９６ スライス７、位相エンコ−ディング ６４ スライス８、位相エンコ−ディング ３２ スライス１、位相エンコ−ディング １ スライス２、位相エンコ−ディング −３１ スライス３、位相エンコ−ディング −６３ などである。

【００４２】また、スライスと位相エンコ−ディングの
数が上記と同じ場合でも、別の収集シ−ケンスも可能で
ある。

【００４３】 スライス１、位相エンコ−ディング −１１２ スライス２、位相エンコ−ディング −８０ スライス３、位相エンコ−ディング −４８ スライス４、位相エンコ−ディング −１６ スライス５、位相エンコ−ディング １６ スライス６、位相エンコ−ディング ４８ スライス７、位相エンコ−ディング ８０ スライス８、位相エンコ−ディング １１２ スライス１、位相エンコ−ディング −１１１ スライス２、位相エンコ−ディング −７９ など。

【００４４】このようにして本発明では、１つのスライ
スについて集められた第１の位相エンコ−ディングが位
相エンコ−ディング数０である場合に生ずるア−チファ
クトを防止することができるのである。

【００４５】しかしこの方法では、特に０番目の位相エ
ンコ−ディングの後にエコ−が続く場合には、スライス
の輪郭が不完全であるために、１つのスライスが次のス
ライスに弱いア−チファクトを発生させる結果となるこ
ともある。しかし、このような結果を生じさせないよう
にできる標準的なＭＲＩ技術が存在することは、当業者
には周知である。よく知られた技術を１つ挙げると、空
間的位置と同じ順序でスライスを取得しない方法があ
る。また、テ−ラ−ド（ｔａｉｌｏｒｅｄ）ＲＦパルス
とスライス選択用磁界傾斜波形を用いて、スライスの輪
郭を明確にするという方法もある。この他に、磁界傾斜
波形を調節して（ｔａｉｌｏｒ）誘発エコ−の発生を最
小限にする技術もある。これら技術を組み合わせてもよ
いことは、当業者には明らかである。

【００４６】検査対象体、ここでは被検体１２の位置を
計測するには、各エコ−を一次元フ−リエ変換した絶対
値を計算しなければならない。各スライスについて基準
エコ−が必要で、この基準エコ−はそのスライスの０番
目の位相エンコ−ディングとして選ばれる、位相エンコ
−ディング磁界傾斜のないエコ−である。被検体１２の
位置は、各基準エコ−から計測しなければならず、この
計測は、エッジ検出アルゴリズム等の単純な域値を用い
て行うことができる。

【００４７】被検体１２の両側では、一次元変換は単な
るノイズだが、被検体１２の内部では、ノイズが重ねら
れた有限信号が存在する。このＳ／Ｎ比の相関関係は図
６に示されている。この図において、基準エコ−３４
（例えば０番目の位相エンコ−ディング）を一次元フ−
リエ変換した絶対値は、被検体１２の幅（Ｗ）に対応す
る矩形関数３６とは全く異なる線を描く。被検体１２の
幅（Ｗ）は、変換線が域値と交差する左端と右端により
決定される。矩形の高さは、選択された域値を表す。

【００４８】時間の経過にともなった被検体１２の位置
の変化は、エコ−を変換した絶対値と基準エコ−を変換
した絶対値とを比較して決められる。Ｒａｄｉｏｌｏｇ
ｙ１７９（１９９１年）の１３９ペ−ジから１４２ペ−
ジに掲載されているＦｅｌｍｌｅｅ ｅｔ ａｌ．によ
っ提案されているような、これに対応する従来技術で
は、変換された各エコ−の非零信号領域の境界は域値を
検出することにより決められるが、これにはいくつかの
欠点が見られる。Ｆｅｌｅｍｌｅｅ ｅｔ ａｌ．の技
術では、０番目の位相エンコ−ディング以外の、すべて
の位相エンコ−ディングからの信号が弱いため、生体内
計測では、うまく機能しない。また、信号レベルを低く
するのに合わせて域値レベルを低くしなければならない
ので、単純な域値技術はノイズに対して過敏となりやす
い。

【００４９】これとは対照的に、出願人による位置計測
アルゴリズムは、図６に示したように０番目の位相エン
コ−ディングに基づく矩形関数を用いている。矩形関数
は被検体の外部では零となり、被検体の内部では一定し
た非零値（通常、１に等しい値）を持っている。この矩
形関数は、基準エコ−を除いたすべてのエコ−を変換し
た絶対値と相互相関される。相互相関関数が最大となる
位置が、これらエコ−の時間における被検体１２の位置
を示す。この位置情報を用いて、デ−タの位相を補正
し、被検体の動きの影響を少なくすることができる。米
国特許第４，９３７，５２６号（１９９０年）、Ｒａｄ
ｉｏｌｏｇｙ １７９（１９９１年）の１３９ペ−ジか
ら１４２ペ−ジ、Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃ
ｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ８Ｓ１（１９９０年）の２５ペ−
ジを含めて、Ｆｅｌｍｌｅｅらによる種々の出版物に
は、このような位相補正技術が開示されている。

【００５０】すでに述べたように、高次位相エンコ−デ
ィングは、これらのエコ−の時点での変位を正確に計算
するのに十分なだけのＳ／Ｎ比を有していない。このた
め本発明は、１つのスライスからのデ−タを利用して他
のスライスの補正を行う。位相エンコ−デイングの取得
順序が工夫されているために、いついかなる時でもスラ
イスのうち少なくとも１つが高いＳ／Ｎ比を持つエコ−
を有する。

【００５１】本発明では、１つのスライスからの位置デ
−タを用いて他のスライスを補正するのに、この２つの
スライスのエッジの相対位置についての情報が必要であ
る。同じような時に行われた２つのスライスについての
位置を計測した結果を用いると、この位置デ−タが得ら
れる。イメ−ジシ−ケンスの開始時に余分な０位相エン
コ−ディングエコ−が含まれている場合には、このエコ
−を相対位置の計測に利用する。相対位置の計測には、
通常の位相エンコ−ディングを利用することも可能であ
る。

【００５２】また、実際には対象体１２が動くことは比
較的少ないので、時間の関数として位置の計測を容易に
することも可能である。

【００５３】スライスごとに読出し方向と位相エンコ−
ディング方向を交互に変えて、二次元で位置を計測でき
るように、本発明を改良することもできる。例えば、ス
ライス１，３，５，７では読出し磁界傾斜がｘ方向にあ
り、位相エンコ−ディング磁界傾斜がｙ方向にあってよ
い。一方スライス２，４，６，８では位相エンコ−ディ
ング磁界傾斜がｘ方向に存在し、読出し磁界傾斜がｙ方
向に存在してもよい。その後、奇数と偶数のスライスに
ついて別々に、上述の方法を用いる。奇数スライスのｙ
軸上の位置を偶数スライスでの計測結果から補間し、偶
数スライスのｘ軸上の位置を奇数スライスから補間す
る。

【００５４】本発明による被検体の動きの計測と補正
は、被検体１２の位置を最初に算出する場合などには、
他の数学的技術とともに用いると、好都合である。さら
に、Ｒ．Ｗ． Ｇｅｒｃｈｂｅｒｇ ａｎｄ Ｗ．Ｏ．
Ｓａｘｔｏｎ ｉｎ Ｏｐｔｉｋ， ３５（１９７２
年）の２３７ペ−ジから２４８ペ−ジに記載されたアル
ゴリズムなどの数学的技術を用いて、この位置算出技術
を向上させることもできる。多くの場合、最初の位置計
測がかなり正確でないと、このような数学的技術は機能
しない。

【００５５】図８は、所定の軸、ここではｘ軸上の変位
を決定する場合の、本発明によるフロ−チャ−トであ
る。図８において、”１Ｄ ＦＴ”の語は、一次元フ−
リエ変換を意味し、図示した手順で行うことにより、ｘ
−ｙ平面上での被検体１２の変位を知ることができる。

【００５６】図９Ａと図９Ｂは、本発明によってｘ軸と
ｙ軸に沿って被検体１２の変位を決定する場合を示す、
実際のテストデ−タである。図示されたデ−タを得るた
めに、テスト被検体の膝を検査した。まず１つの軸に沿
って次に他の軸に沿ってというように交互に膝を動かす
ように、被検体に指示した。しかし本発明の方法では、
被検体１２をｘ−ｙ平面上で同時に動かしても、同じよ
うに検出および計測することができる。

【００５７】図１０Ａから図１０Ｂは、本発明を用いて
行った様々な計測の結果を示すものである。図１０Ａで
は、図６に示されたのと同様のフォ−マットで、０番目
の磁界傾斜について一次元フ−リエ変換を行った。図１
０Ｂには、基準矩形関数とｈ₀（Ｘ）との相互相関関数
が示されている。ここでｘ軸上の零変位は最大値から決
定される。図１１Ａは図１０Ａと似ているが、Ｓ／Ｎ比
の低い位相エンコ−ディングエコ−、つまり位相エンコ
−ディング番号−３２のものが示されている。図１１Ａ
に示したエコ−の相互相関関数は図１１Ｂに表されてい
る。図１１Ｂは、図１０Ｂとよく似ているが、右方向に
おいてｘ軸上の被検体の変位、つまり約２０ピクセルを
図示したものである。

【００５８】

【発明の効果】本発明によれば、従来のｋ空間デ−タを
記憶するのに必要なメモリ以上にそのメモリ容量を増や
す必要がなく、また付加的ＲＦと磁界傾斜パルスを必要
としないうえに、計算上の特別な条件を必要としない磁
気共鳴イメ−ジング法が提供される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明において、ＭＲＩ信号処理システムでｘ
方向の動きを記録するためのデ−タ取得順序を表す、ス
ライス１、３、５、７のｋ空間デ−タマトリックスを示
す図である。

【図２】本発明において、ＭＲＩ信号処理システムでｙ
方向の動きを記録するためのデ−タ獲得順序を表す、ス
ライス２、４、６、８のｋ空間デ−タマトリックスを示
す図である。

【図３】本発明の第２の実施例において、被検体の動き
をｘ軸とｙ軸に沿って検出してこれを計測する、マルチ
スライス二次元イメ−ジング用のスピンエコ−パルスシ
−ケンスを示す図である。

【図４】本発明において、図７の実施例のイメ−ジスラ
イスと読出し用磁界傾斜との相関関係を示す図である。

【図５】本発明において、イメ−ジされる被検体の領域
の全体が視野に含まれるように配向された読出し方向を
示す図である。

【図６】本発明において、被検体のエコ−を一次元フ−
リエ変換したものに矩形関数を重ねた状態を示す図であ
り、矩形関数は被検体の動きを検出するための基準とし
て用いられている。

【図７】本発明の好適な第２の実施例において、被検体
の動きを２つの軸に沿って検出してこれを計測する、図
３のイメ−ジパルスシ−ケンスに用いられる好適な位相
エンコ−ディング順序を示す図である。

【図８】本発明において、２つの軸に沿って被検体の動
きを検出および計測するためのフロ−チャ−トである。

【図９】本発明を用いてｘ軸およびｙ軸に沿って測定さ
れた変位デ−タを示す図である。

【図１０および図１１】それぞれ０番目と３２番目の位
相エンコ−ディングを１次元フ−リエ変換したものと、
基準矩形関数を用いて作成したこれに対応する相互相関
関数（ビデオピクセル単位で表した変位）を示す図であ
る。

【図１２】本発明が適用される従来の磁気共鳴イメ−ジ
ングシステムを示す図である。

【図１３】インタ−リ−ビングを用いたマルチスライス
イメ−ジングを行うために各スライスに対して同じ収集
順序を用いる従来の磁気共鳴イメ−ジングシステムで
の、２次元イメ−ジングのデ−タ取得順序を表す、生の
（つまりｋ空間）デ−タマトリックスを示す図である。

【符号の説明】

２…ＭＲＩシステム， ４…磁石， ６…電源， ８…
母線，１０…コンピュ−タ， １４…ＲＦコイル， １
６…像，１８…モニタ−， ３０…断面スライス， ３
２…境界箱，３４…基準エコ−， ３６…矩形関数

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁵ 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 9219−2Ｊ Ｇ０１Ｎ 24/08 Ｙ (72)発明者 リ・シン ザン アメリカ合衆国 95134 カリフォルニア 州 サンノゼ ノ−ス ファ−スト スト リ−ト 3100 ヒタチ インストルメンツ イコ−ポレ−テッド内 (72)発明者 ジェコブ ウイルブリンク アメリカ合衆国 95134 カリフォルニア 州 サンノゼ ノ−ス ファ−スト スト リ−ト 3100 ヒタチ インストルメンツ イコ−ポレ−テッド内

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】被検体を複数のスライスに分割して信号／
   ノイズ比が比較的高い零傾斜を含む磁界傾斜を被検体に
   かけ、所定の走査時間内に被検体を走査するとともに、
   この被検体の像を再構成する磁気共鳴イメ−ジングシ法
   において、 （ａ）前記所定の走査時間を複数の区間に分割する過程
   と、 （ｂ）前記複数スライスをそれぞれ前記区間に相関させ
   る過程と、 （ｃ）前記区間にそれぞれ所定の磁界傾斜をかける過程
   と、 （ｄ）前記所定の走査時間内の特定区間において、走査
   スライスについての検出値のうち１つが最適のノイズ比
   を持つように、前記区間のそれぞれにおける前記スライ
   スの動きをそれぞれ検出する過程と、 （ｅ）前記スライスの区間における検出値を結合して、
   被検体の動きを検出および計測する過程と、からなる磁
   気共鳴イメ−ジング法。
2. 【請求項２】さらに被検体の動きにより実質的に質の低
   下していない被検体の再構成像をディスプレイするため
   に被検体の動きを補正する過程から成る請求項１に記載
   の磁気共鳴イメ−ジング法。
3. 【請求項３】前記区間の長さが均一である請求項１に記
   載の磁気共鳴イメ−ジング法。
4. 【請求項４】前記区間が前記所定の走査時間内に均一に
   分割される請求項１に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。
5. 【請求項５】前記スライスと区間とが連続して配列され
   る請求項１に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。
6. 【請求項６】２個の隣接するスライスについての前記区
   間が２個の隣接する走査区間に連続して配列される請求
   項５に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。
7. 【請求項７】走査時間内に前記被検体から得られる保存
   デ−タについてのメモリが備えられているとともに、そ
   のメモリを増量する必要なしに前記方法を実行できる請
   求項１に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。
8. 【請求項８】被検体を複数のスライスに分割して位相エ
   ンコ−ディング数で表される信号／ノイズ比が比較的高
   い零傾斜を含む磁界傾斜を被検体にかけ、所定の走査時
   間内に被検体を走査するとともに、この被検体の像を再
   構成する、磁気共鳴イメ−ジング法において （ａ）低次位相エンコ−ディング数を前記走査時間内に
   実質的に均一に分割できるように、各スライスの開始時
   位相エンコ−ディング数をオフセットする過程と、 （ｂ）各エコ−を一次元フ−リエ変換した絶対値を得る
   過程と、 （ｃ）矩形関数アルゴリズムにより前記フ−リエ変換を
   相互相関させて、前記読出し方向における被検体の変換
   変位を決定する過程と、 （ｄ）過程（ｃ）で得られた変換変位デ−タに基づい
   て、前記被検物の変換変位を補正する過程と、からなる
   磁気共鳴イメ−ジング法。
9. 【請求項９】各イメ−ジ走査サイクルが終了するたびに
   前記位相エンコ−ディング数を１つずつ増加させる請求
   項８に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。
10. 【請求項１０】奇数スライスがすべてｘ軸読出し方向と
    ｙ軸磁界傾斜エンコ−ド方向を有するとともに、偶数ス
    ライスがすべてｙ軸読出し方向とｘ軸位相エンコ−ド方
    向を有する請求項８に記載の磁気共鳴イメ−ジング法。