JPH09313463A - モーションアーティファクトが低減された磁気共鳴方法 - Google Patents
モーションアーティファクトが低減された磁気共鳴方法Info
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- JPH09313463A JPH09313463A JP9039305A JP3930597A JPH09313463A JP H09313463 A JPH09313463 A JP H09313463A JP 9039305 A JP9039305 A JP 9039305A JP 3930597 A JP3930597 A JP 3930597A JP H09313463 A JPH09313463 A JP H09313463A
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/567—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution gated by physiological signals, i.e. synchronization of acquired MR data with periodical motion of an object of interest, e.g. monitoring or triggering system for cardiac or respiratory gating
- G01R33/5676—Gating or triggering based on an MR signal, e.g. involving one or more navigator echoes for motion monitoring and correction
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は、画質と検査時間との間でより良い
妥協が得られる磁気共鳴方法を提供することである。 【解決手段】 本発明のモーションアーティファクトが
低減された磁気共鳴方法は、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。このゲーティングは、磁気共鳴信号の取
得前に、異なる時間積分で検査ゾーンに作用する位相エ
ンコーディング傾斜（ｋy ）が発生させられ、閾値（ｖ
s ）は関連した位相コーディング傾斜（ｋy ）に依存し
て変えられることにより改良される。
妥協が得られる磁気共鳴方法を提供することである。 【解決手段】 本発明のモーションアーティファクトが
低減された磁気共鳴方法は、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。このゲーティングは、磁気共鳴信号の取
得前に、異なる時間積分で検査ゾーンに作用する位相エ
ンコーディング傾斜（ｋy ）が発生させられ、閾値（ｖ
s ）は関連した位相コーディング傾斜（ｋy ）に依存し
て変えられることにより改良される。
Description
【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。
き）アーティファクトが低減された磁気共鳴方法に係
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。
(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。
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。
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。
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７９
４、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。
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７９
４、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。
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。
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。
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。
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プリセットされ
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プリセットされる。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。
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プリセットされ
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プリセットされる。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。
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。
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。
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。
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。
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２
３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。
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２
３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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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１
０１）、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１
０２）。
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１
０１）、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１
０２）。
【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１０
３）。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。
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１０
３）。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ｖ
smaxよりも大きいかどうかが検査される（ステップ１０
６）。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１０
９）。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）。
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ｖ
smaxよりも大きいかどうかが検査される（ステップ１０
６）。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１０
９）。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ｖ smaxに接
近したときに限り開始されるべきである。
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ｖ smax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。
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１
０４，．．．，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。
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１
０４，．．．，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。
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ｋ
y 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。
参照して説明した磁気共鳴方法の能力を示す。大きいｋ
y 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３
ＤＦＴ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。
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３
ＤＦＴ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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
る。
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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マルクス ヴァイガーヴァイガー ドイツ連邦共和国，20146 ハンブルク, ビーバーシュトラーセ ９番 (72)発明者 トビーアス シェーフター ドイツ連邦共和国，20257 ハンブルク, ランゲンフェルダー・ダム ４番
Claims (8)
- 【請求項１】 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
鳴画像の再生は上記基準位置からの変位が閾値以下であ
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
利用するモーションアーティファクトが低減された磁気
共鳴方法であって、 上記磁気共鳴信号の取得前に、異なる時間積分で上記検
査ゾーンに作用する位相エンコーディング傾斜（ｋy ）
が発生させられ、 上記閾値（ｖs ）は上記の関連した位相コーディング傾
斜（ｋy ）に依存して変えられることを特徴とする磁気
共鳴方法。 - 【請求項２】 その時間積分に対応した所定の上記位相
コーディング傾斜（ｋy ）の時間的なシーケンスが与え
られ、 上記位相コーディング傾斜が発生させられ、次に現れる
上記磁気共鳴信号は、この時間積分に関係した上記閾値
（ｖs ）以下であるならば、取得されることを特徴とす
る請求項１記載の磁気共鳴方法。 - 【請求項３】 夫々の次の位相エンコーディング傾斜
（ｋy ）は、測定された関連のある変位（ｖ）に依存し
てプリセットされることを特徴とする請求項１記載の磁
気共鳴方法。 - 【請求項４】 上記位相エンコーディング傾斜（ｋy ）
の積分が増加すると共に、上記閾値（ｖs ）は、好まし
くは３乗の関数として増加することを特徴とする請求項
１乃至３のうちいずれか１項記載の磁気共鳴方法。 - 【請求項５】 上記対象の動きは、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
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
載の磁気共鳴方法。 - 【請求項６】 予備段階中に、上記対象又はその一部の
脈動だけが測定され、 上記対象が最も長い時間の期間に亘り存在する位置（ｗ
0 ）が上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記載の磁気共鳴方法。 - 【請求項７】 複数のスライスが連続的に励起され、 測定された変位に依存して、夫々の次のスライスの選択
に対する傾斜が、位相エンコーディングに対する傾斜の
代わりにプリセットされることを特徴とする請求項３記
載の磁気共鳴方法。 - 【請求項８】 均一な静止磁界を発生する磁石（１）
と、 傾斜磁界を発生する傾斜コイルシステム（２）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（１０，２０）と、 上記磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を形成する手段（２
４）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
（ｗ0 ）に対する変位を連続的に測定する手段（１０，
２３，２４）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（５）とにより構成される磁気共鳴装置で
あって、 上記制御ユニット（５）は、 異なる時間積分（ｋy ）を伴う位相エンコーディング傾
斜が上記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（ｖ）
が閾値（ｖs ）以下である間に、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、プログラム可能であ
ることを特徴とする請求項１に記載された方法を実行す
る磁気共鳴装置。
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