JP2001204712A - ナヴィゲータ磁気共鳴撮像エコー信号を用いた呼吸変位及び速度の測定法 - Google Patents
ナヴィゲータ磁気共鳴撮像エコー信号を用いた呼吸変位及び速度の測定法Info
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- G—PHYSICS
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 患者の運動の存在下で取得したＮＭＲ画像デ
ータを補正する。 【解決手段】 心搏ゲート式ＭＲＩ走査（３２２）中に
ナヴィゲータ信号を取得（３２４、３２６）して、呼吸
運動の位置成分及び速度成分を測定する。取得された心
臓画像ビューは、呼吸運動の位置成分及び速度成分の測
定に基づいて破棄され及び／又は補正されて、モーショ
ン・アーティファクトを減少させる。一実施例では、ナ
ヴィゲータ・パルス・シーケンスは速度エンコード勾配
を含んでおり、第二の実施例では速度は連続したナヴィ
ゲータ・パルス・シーケンス同士の間での横隔膜位置の
変化を測定することにより決定される。
ータを補正する。 【解決手段】 心搏ゲート式ＭＲＩ走査（３２２）中に
ナヴィゲータ信号を取得（３２４、３２６）して、呼吸
運動の位置成分及び速度成分を測定する。取得された心
臓画像ビューは、呼吸運動の位置成分及び速度成分の測
定に基づいて破棄され及び／又は補正されて、モーショ
ン・アーティファクトを減少させる。一実施例では、ナ
ヴィゲータ・パルス・シーケンスは速度エンコード勾配
を含んでおり、第二の実施例では速度は連続したナヴィ
ゲータ・パルス・シーケンス同士の間での横隔膜位置の
変化を測定することにより決定される。
Description
【０００１】
【発明の背景】本発明の分野は、核磁気共鳴撮像方法及
びシステムである。より具体的には、本発明は、患者の
運動中に取得されたＭＲＩデータの補正に関する。
びシステムである。より具体的には、本発明は、患者の
運動中に取得されたＭＲＩデータの補正に関する。
【０００２】人体組織のような物質が一様の磁場（分極
用磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントは、この分極用磁場に沿って整列しよう
とするが、各スピン固有のラーモア周波数でランダムな
秩序で分極用磁場の周りを歳差運動する。物質すなわち
組織が、ｘｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に
近い周波数を持つ時間変化する磁場（励起磁場Ｂ1 ）に
さらされると、整列した正味の磁気モーメントＭz がｘ
ｙ平面に向かって回転すなわち「傾斜」して、正味の横
磁気モーメントＭt を生成する。励起されたスピンによ
って信号が発生され、該ＮＭＲ信号を受信して処理する
ことにより画像を形成することができる。
用磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の
磁気モーメントは、この分極用磁場に沿って整列しよう
とするが、各スピン固有のラーモア周波数でランダムな
秩序で分極用磁場の周りを歳差運動する。物質すなわち
組織が、ｘｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に
近い周波数を持つ時間変化する磁場（励起磁場Ｂ1 ）に
さらされると、整列した正味の磁気モーメントＭz がｘ
ｙ平面に向かって回転すなわち「傾斜」して、正味の横
磁気モーメントＭt を生成する。励起されたスピンによ
って信号が発生され、該ＮＭＲ信号を受信して処理する
ことにより画像を形成することができる。
【０００３】これらの信号を用いて画像を形成するとき
には、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 、Ｇz）が用いられる。典
型的には、撮像される領域は、採用されている特定の局
在化方法に応じてこれらの勾配が変化するような一連の
測定サイクルによって走査される。ＮＭＲ受信信号の得
られた組はディジタル化され処理されて、多くの周知の
再構成手法のうち１つを用いて画像を再構成する。
には、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 、Ｇz）が用いられる。典
型的には、撮像される領域は、採用されている特定の局
在化方法に応じてこれらの勾配が変化するような一連の
測定サイクルによって走査される。ＮＭＲ受信信号の得
られた組はディジタル化され処理されて、多くの周知の
再構成手法のうち１つを用いて画像を再構成する。
【０００４】本発明は、「スピン・ワープ」としばしば
呼ばれる周知のフーリエ変換（ＦＴ）撮像手法の一変形
を参照して詳述される。スピン・ワープ法は、Physics
in Medicine and Biology誌、第２５巻、第７５１頁・第
７５６頁（１９８０年）のW.A. Edelstein等による論文
「スピン・ワープ式ＮＭＲ撮像及び人体全身撮像への応
用（Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Huma
n Hole-Body Imaging）」において議論されている。こ
の手法は、ＮＭＲ信号の取得の前に可変振幅を有する位
相エンコード磁場勾配パルスを用いて、該勾配の方向に
おいて空間情報を位相エンコードする。例えば、２次元
の具現化形態（２ＤＦＴ）では、空間情報は、１つの方
向に沿って位相エンコード勾配（Ｇy ）を適用すること
により該方向においてエンコードされ、次いで、位相エ
ンコード方向に直交する方向にある読み出し磁場勾配
（Ｇx ）の存在下で信号が取得される。取得中に存在す
る読み出し勾配は、上述の直交する方向での空間情報を
エンコードしている。典型的な２ＤＦＴパルス・シーケ
ンスにおいては、位相エンコード勾配パルスＧy の大き
さは一連の「ビュー」において漸増（ΔＧy ）され、こ
れらのビューが走査時に取得されて一組のＮＭＲデータ
集合を生成し、このデータ集合から画像全体を再構成す
ることができる。
呼ばれる周知のフーリエ変換（ＦＴ）撮像手法の一変形
を参照して詳述される。スピン・ワープ法は、Physics
in Medicine and Biology誌、第２５巻、第７５１頁・第
７５６頁（１９８０年）のW.A. Edelstein等による論文
「スピン・ワープ式ＮＭＲ撮像及び人体全身撮像への応
用（Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Huma
n Hole-Body Imaging）」において議論されている。こ
の手法は、ＮＭＲ信号の取得の前に可変振幅を有する位
相エンコード磁場勾配パルスを用いて、該勾配の方向に
おいて空間情報を位相エンコードする。例えば、２次元
の具現化形態（２ＤＦＴ）では、空間情報は、１つの方
向に沿って位相エンコード勾配（Ｇy ）を適用すること
により該方向においてエンコードされ、次いで、位相エ
ンコード方向に直交する方向にある読み出し磁場勾配
（Ｇx ）の存在下で信号が取得される。取得中に存在す
る読み出し勾配は、上述の直交する方向での空間情報を
エンコードしている。典型的な２ＤＦＴパルス・シーケ
ンスにおいては、位相エンコード勾配パルスＧy の大き
さは一連の「ビュー」において漸増（ΔＧy ）され、こ
れらのビューが走査時に取得されて一組のＮＭＲデータ
集合を生成し、このデータ集合から画像全体を再構成す
ることができる。
【０００５】冠状動脈の画像等の高分解能３次元医用画
像を形成するのに現在用いられている殆どのＮＭＲ走査
は、必要なデータを取得するのに数分間を要する可能性
がある。このように走査時間が長いため、走査中の患者
の運動が有意となり、再構成される画像をモーション・
アーティファクトによって劣化させる可能性がある。ま
た、呼吸運動、心搏運動、血流及び蠕動等のように多く
の形式の患者の運動も存在している。これらのようなモ
ーション・アーティファクトを減少させる又は除去する
のに用いられる方法が、運動を減少させる方法（例え
ば、保息）、運動の影響を減少させる方法（例えば、米
国特許第４，６６３，５９１号）、及び取得されたデー
タを既知の運動について補正する方法（例えば、米国特
許第５，２００，７００号）を含めて数多くある。呼吸
運動の場合には、モーション・アーティファクトを減少
させるための最もよく知られている方法の一つは、呼吸
周期のうち予め設定されている部分すなわち「取得ウィ
ンドウ(acquistion window)」の間にのみビューを取得
するように、データの取得をゲート制御するものであ
る。
像を形成するのに現在用いられている殆どのＮＭＲ走査
は、必要なデータを取得するのに数分間を要する可能性
がある。このように走査時間が長いため、走査中の患者
の運動が有意となり、再構成される画像をモーション・
アーティファクトによって劣化させる可能性がある。ま
た、呼吸運動、心搏運動、血流及び蠕動等のように多く
の形式の患者の運動も存在している。これらのようなモ
ーション・アーティファクトを減少させる又は除去する
のに用いられる方法が、運動を減少させる方法（例え
ば、保息）、運動の影響を減少させる方法（例えば、米
国特許第４，６６３，５９１号）、及び取得されたデー
タを既知の運動について補正する方法（例えば、米国特
許第５，２００，７００号）を含めて数多くある。呼吸
運動の場合には、モーション・アーティファクトを減少
させるための最もよく知られている方法の一つは、呼吸
周期のうち予め設定されている部分すなわち「取得ウィ
ンドウ(acquistion window)」の間にのみビューを取得
するように、データの取得をゲート制御するものであ
る。
【０００６】従来の呼吸ゲート方法は、患者の呼吸を検
知して呼吸周期の予め設定されている部分においてＭＲ
Ｉシステム用のゲート信号を発生する手段（例えば、米
国特許第４，９９４，４７３号）を採用している。ゲー
ト信号が発生されている限りは、ＭＲＩシステムは所定
のビュー順序でＮＭＲデータを取得する。呼吸周期の他
の部分においては、ゲート制御信号はオフとなってデー
タは取得されない。結果として、呼吸ゲート方法を用い
る場合には、各回の呼吸周期の比較的短い部分にわたっ
てしかデータを取得することができないので、走査時間
が大幅に長くなる。
知して呼吸周期の予め設定されている部分においてＭＲ
Ｉシステム用のゲート信号を発生する手段（例えば、米
国特許第４，９９４，４７３号）を採用している。ゲー
ト信号が発生されている限りは、ＭＲＩシステムは所定
のビュー順序でＮＭＲデータを取得する。呼吸周期の他
の部分においては、ゲート制御信号はオフとなってデー
タは取得されない。結果として、呼吸ゲート方法を用い
る場合には、各回の呼吸周期の比較的短い部分にわたっ
てしかデータを取得することができないので、走査時間
が大幅に長くなる。
【０００７】比較的短い取得時間にわたってＮＭＲデー
タを取得する代わりに被検体の運動中にＮＭＲデータを
取得して該データを補正する方法が公知である。これら
の方法は、ＮＭＲ画像データの取得にインタリーブ（挿
入）されており被検体の位置を測定するように設計され
ているナヴィゲータ(navigator) パルス・シーケンスを
しばしば採用している。例えば、画像データの取得の全
体を通じて患者の横隔膜の位置を測定するナヴィゲータ
・パルス・シーケンスが米国特許第５，３６３，８４４
号に開示されている。この位置情報は、Magn. Reson. i
n Med.誌、第３２巻、第６３９頁・第６４５頁（１９９
４年）のT. S. Sachs等による「ナヴィゲータを用いた
スパイラル式ＭＲＩにおける実時間運動検出（Real-Tim
e Motion Detection in Spiral MRI Using Navigator
s）」に記載されているように、許容できない画像アー
ティファクトを形成するような呼吸周期又は心搏周期の
部分において取得された画像データを拒否するのに用い
ることができる。また、Maan.Reson. in Med.誌、第３
７巻、第１４８頁・第１５２頁（１９９７年）のM. V. M
cConnellによる「保息を用いるＭＲ冠状動脈アンジオグ
ラフィのための先行的適応型ナヴィゲータ補正（Prospe
ctively Adaptive Navigator Correction for Breath-h
old MR Coronary Angiography）」に記載されているよ
うに、ナヴィゲータ・エコー信号からの位置情報を先行
的に用いて、ＭＲＩシステム受信器の基準位相を調節し
て、後続で取得されるＮＭＲ画像データを補正すること
もできる。あるいは、Proc. International Society of
Magnetic Resonance in Medicine誌、第７４８頁（１
９９５年）のM. E. Brummer等による「ナヴィゲータ・
エコーを用いた冠状動脈ＭＲＡでの呼吸によるモーショ
ン・アーティファクトの低減化（Reduction Of Respira
tory Motion Artifacts in Coronary MRA Using Naviga
tor Echoes）」に記載されているように、ナヴィゲータ
信号位置情報を用いて、取得されたｋ空間画像データの
位相を遡及的に補正することもできる。
タを取得する代わりに被検体の運動中にＮＭＲデータを
取得して該データを補正する方法が公知である。これら
の方法は、ＮＭＲ画像データの取得にインタリーブ（挿
入）されており被検体の位置を測定するように設計され
ているナヴィゲータ(navigator) パルス・シーケンスを
しばしば採用している。例えば、画像データの取得の全
体を通じて患者の横隔膜の位置を測定するナヴィゲータ
・パルス・シーケンスが米国特許第５，３６３，８４４
号に開示されている。この位置情報は、Magn. Reson. i
n Med.誌、第３２巻、第６３９頁・第６４５頁（１９９
４年）のT. S. Sachs等による「ナヴィゲータを用いた
スパイラル式ＭＲＩにおける実時間運動検出（Real-Tim
e Motion Detection in Spiral MRI Using Navigator
s）」に記載されているように、許容できない画像アー
ティファクトを形成するような呼吸周期又は心搏周期の
部分において取得された画像データを拒否するのに用い
ることができる。また、Maan.Reson. in Med.誌、第３
７巻、第１４８頁・第１５２頁（１９９７年）のM. V. M
cConnellによる「保息を用いるＭＲ冠状動脈アンジオグ
ラフィのための先行的適応型ナヴィゲータ補正（Prospe
ctively Adaptive Navigator Correction for Breath-h
old MR Coronary Angiography）」に記載されているよ
うに、ナヴィゲータ・エコー信号からの位置情報を先行
的に用いて、ＭＲＩシステム受信器の基準位相を調節し
て、後続で取得されるＮＭＲ画像データを補正すること
もできる。あるいは、Proc. International Society of
Magnetic Resonance in Medicine誌、第７４８頁（１
９９５年）のM. E. Brummer等による「ナヴィゲータ・
エコーを用いた冠状動脈ＭＲＡでの呼吸によるモーショ
ン・アーティファクトの低減化（Reduction Of Respira
tory Motion Artifacts in Coronary MRA Using Naviga
tor Echoes）」に記載されているように、ナヴィゲータ
信号位置情報を用いて、取得されたｋ空間画像データの
位相を遡及的に補正することもできる。
【０００８】より近年には、位置すなわち被検体の変位
成分に加えて、被検体の運動の速度成分が画像アーティ
ファクトを生じ得ることが発見されている。Magn. Reso
n. In Med.誌、第３３巻、第５４１頁・第５４８頁（１
９９５年）のY. Wang等による「３次元冠状動脈ＭＲ撮
像における呼吸によるボケ（Respiratory Blur in 3D C
oronary MR Imaging）」に記載されているように、画像
データ取得の瞬間における心臓の変位及び速度の両方
が、再構成される画像にアーティファクトを生ずる可能
性がある。
成分に加えて、被検体の運動の速度成分が画像アーティ
ファクトを生じ得ることが発見されている。Magn. Reso
n. In Med.誌、第３３巻、第５４１頁・第５４８頁（１
９９５年）のY. Wang等による「３次元冠状動脈ＭＲ撮
像における呼吸によるボケ（Respiratory Blur in 3D C
oronary MR Imaging）」に記載されているように、画像
データ取得の瞬間における心臓の変位及び速度の両方
が、再構成される画像にアーティファクトを生ずる可能
性がある。
【０００９】ＮＭＲパルス・シーケンスを用いたスピン
速度の測定は当業界で周知である。これらの測定の性
能、及び取得されたＮＭＲデータからの速度画像の再構
成は、１９８８年６月２１日に付与された米国特許第Ｒ
ｅ３２，７０１号「運動ズーグマトグラフィを行なうＮ
ＭＲスキャナ（NMR Scanner With Motion Zeugmatograp
hy）」に開示されている。速度の測定は、ＮＭＲパルス
・シーケンスへの双極の速度エンコード磁場勾配の付加
と、取得されたＮＭＲ信号の位相内に速度情報が含まれ
ているという認識とを含んでいる。
速度の測定は当業界で周知である。これらの測定の性
能、及び取得されたＮＭＲデータからの速度画像の再構
成は、１９８８年６月２１日に付与された米国特許第Ｒ
ｅ３２，７０１号「運動ズーグマトグラフィを行なうＮ
ＭＲスキャナ（NMR Scanner With Motion Zeugmatograp
hy）」に開示されている。速度の測定は、ＮＭＲパルス
・シーケンスへの双極の速度エンコード磁場勾配の付加
と、取得されたＮＭＲ信号の位相内に速度情報が含まれ
ているという認識とを含んでいる。
【００１０】
【発明の概要】本発明は、患者の運動の存在下でのＮＭ
Ｒ画像データの取得及び／又は補正に関し、具体的に
は、患者の運動の変位成分及び速度成分の両方を測定す
ることを可能にするナヴィゲータ・エコー信号の走査時
取得に関する。ナヴィゲータ・エコー信号を走査の全体
を通じて周期的に取得して、測定された変位成分及び速
度成分を用いて、取得されたＮＭＲ画像データを受容す
るか拒否するかを決定することができる。測定された変
位成分及び速度成分はまた、取得されたＮＭＲ画像デー
タのモーション・アーティファクトを先行的に又は遡及
的に補正することにも用いることができる。
Ｒ画像データの取得及び／又は補正に関し、具体的に
は、患者の運動の変位成分及び速度成分の両方を測定す
ることを可能にするナヴィゲータ・エコー信号の走査時
取得に関する。ナヴィゲータ・エコー信号を走査の全体
を通じて周期的に取得して、測定された変位成分及び速
度成分を用いて、取得されたＮＭＲ画像データを受容す
るか拒否するかを決定することができる。測定された変
位成分及び速度成分はまた、取得されたＮＭＲ画像デー
タのモーション・アーティファクトを先行的に又は遡及
的に補正することにも用いることができる。
【００１１】本発明の一つの好適実施例では、ナヴィゲ
ータ・エコー信号は、速度エンコード勾配を含んでいる
ナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いて取得され
る。この速度エンコードされたナヴィゲータ信号から再
構成される１次元画像の位相差が被検体の速度の尺度と
なり、再構成された画像の強度(magnitude) が被検体の
変位の指標となる。
ータ・エコー信号は、速度エンコード勾配を含んでいる
ナヴィゲータ・パルス・シーケンスを用いて取得され
る。この速度エンコードされたナヴィゲータ信号から再
構成される１次元画像の位相差が被検体の速度の尺度と
なり、再構成された画像の強度(magnitude) が被検体の
変位の指標となる。
【００１２】本発明のもう一つの好適実施例では、ナヴ
ィゲータ・エコー信号は走査中に既知の時間間隔（Δ
ｔ）毎に取得される。各々の取得されたナヴィゲータ・
エコー信号から再構成される１次元の強度画像が被検体
の変位の指標となり、連続したナヴィゲータ・エコー同
士の間の間隔（Δｔ）における被検体の速度は、変位の
変化を時間間隔（Δｔ）で除算したものから算出するこ
とができる。
ィゲータ・エコー信号は走査中に既知の時間間隔（Δ
ｔ）毎に取得される。各々の取得されたナヴィゲータ・
エコー信号から再構成される１次元の強度画像が被検体
の変位の指標となり、連続したナヴィゲータ・エコー同
士の間の間隔（Δｔ）における被検体の速度は、変位の
変化を時間間隔（Δｔ）で除算したものから算出するこ
とができる。
【００１３】
【好適実施形態の説明】先ず、図１には、本発明を組み
入れた好ましい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と表示器１０４とを含んでいる操作者コンソー
ル１００によって制御される。コンソール１００はリン
ク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１０
７と連絡しており、コンピュータ・システム１０７によ
り、操作者はスクリーン１０４上での画像の形成及び表
示を制御することが可能になる。コンピュータ・システ
ム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡する幾
つかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールに
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・アレイ（配列）を記憶す
るフレーム・バッファとして当業界で公知のメモリ・モ
ジュール１１３とが含まれている。コンピュータ・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１１
２に結合されており、また、高速シリアル・リンク１１
５を介して別個のシステム制御部１２２と連絡してい
る。
入れた好ましい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と表示器１０４とを含んでいる操作者コンソー
ル１００によって制御される。コンソール１００はリン
ク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１０
７と連絡しており、コンピュータ・システム１０７によ
り、操作者はスクリーン１０４上での画像の形成及び表
示を制御することが可能になる。コンピュータ・システ
ム１０７は、バックプレーンを介して互いに連絡する幾
つかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールに
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・アレイ（配列）を記憶す
るフレーム・バッファとして当業界で公知のメモリ・モ
ジュール１１３とが含まれている。コンピュータ・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１１
２に結合されており、また、高速シリアル・リンク１１
５を介して別個のシステム制御部１２２と連絡してい
る。
【００１４】システム制御部１２２は、バックプレーン
によって共に接続されている一組のモジュールを含んで
いる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１
９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれており、
パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リンク１２
５を介して操作者コンソール１００に接続されている。
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
操作者から受け取る。
によって共に接続されている一組のモジュールを含んで
いる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１
９とパルス発生器モジュール１２１とが含まれており、
パルス発生器モジュール１２１はシリアル・リンク１２
５を介して操作者コンソール１００に接続されている。
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
操作者から受け取る。
【００１５】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
行させる。パルス発生器モジュール１２１は、発生され
るべきＲＦパルスのタイミング、強さ及び形状、並びに
データ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示する
データを生成する。パルス発生器モジュール１２１は一
組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発生
されるべき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はまた、患者に接続
されているセンサから信号を受け取る生理学的取得制御
器１２９から患者データを受け取る。このような信号の
一つはＥＣＧ（心電図）信号であり、ＥＣＧ信号は制御
器１２９によって処理されて、パルス発生器モジュール
１２１用の心搏トリガ信号を発生する。パルス発生器モ
ジュール１２１はまた、患者及び磁石系の状態に関連し
た様々なセンサから信号を受け取る走査室インタフェイ
ス回路１３３に接続されている。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もま
た、走査に望ましい位置へ患者を移動させるための命令
を受け取る。
ムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実
行させる。パルス発生器モジュール１２１は、発生され
るべきＲＦパルスのタイミング、強さ及び形状、並びに
データ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示する
データを生成する。パルス発生器モジュール１２１は一
組の勾配増幅器１２７に接続されており、走査中に発生
されるべき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はまた、患者に接続
されているセンサから信号を受け取る生理学的取得制御
器１２９から患者データを受け取る。このような信号の
一つはＥＣＧ（心電図）信号であり、ＥＣＧ信号は制御
器１２９によって処理されて、パルス発生器モジュール
１２１用の心搏トリガ信号を発生する。パルス発生器モ
ジュール１２１はまた、患者及び磁石系の状態に関連し
た様々なセンサから信号を受け取る走査室インタフェイ
ス回路１３３に接続されている。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もま
た、走査に望ましい位置へ患者を移動させるための命令
を受け取る。
【００１６】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。各々の勾配増幅器が、全体的に参照番号１３
９で示されているアセンブリ内の対応する勾配コイルを
励起して、取得された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、分極用磁石１４０と全身型ＲＦコイル１５２
とを含んでいる磁石アセンブリ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１
５０がパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅器１
５１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。この
結果として、患者の体内の励起した核によって発生され
る信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知されて、
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１５
０の受信器部において復調され、フィルタ処理され、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、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２
に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３
を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、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
とを可能にする。
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。各々の勾配増幅器が、全体的に参照番号１３
９で示されているアセンブリ内の対応する勾配コイルを
励起して、取得された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、分極用磁石１４０と全身型ＲＦコイル１５２
とを含んでいる磁石アセンブリ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１
５０がパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅器１
５１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。この
結果として、患者の体内の励起した核によって発生され
る信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知されて、
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１５
０の受信器部において復調され、フィルタ処理され、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、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２
に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３
を接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、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
とを可能にする。
【００１７】ＲＦコイル１５２によって検知されたＮＭ
Ｒ信号は、ＲＦ基準信号によって下降変換（ダウン・コ
ンバート）され、次いで、送受信器モジュール１５０に
よってディジタル化される。ディジタル化されたＮＭＲ
信号はシステム制御部１２２内のメモリ・モジュール１
６０へ転送される。走査が完了してｋ空間ＮＭＲデータ
のアレイ全体がメモリ・モジュール１６０内に取得され
たら、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・アレイ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を介してコンピュー
タ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・
メモリ１１１に記憶される。操作者コンソール１００か
ら受け取った命令に応答して、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操作者コンソール１０
０へ伝送して、表示器１０４に表示してもよい。送受信
器１５０についての更なる詳細については、米国特許第
４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号を
参照されたい。
Ｒ信号は、ＲＦ基準信号によって下降変換（ダウン・コ
ンバート）され、次いで、送受信器モジュール１５０に
よってディジタル化される。ディジタル化されたＮＭＲ
信号はシステム制御部１２２内のメモリ・モジュール１
６０へ転送される。走査が完了してｋ空間ＮＭＲデータ
のアレイ全体がメモリ・モジュール１６０内に取得され
たら、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・アレイ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を介してコンピュー
タ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・
メモリ１１１に記憶される。操作者コンソール１００か
ら受け取った命令に応答して、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操作者コンソール１０
０へ伝送して、表示器１０４に表示してもよい。送受信
器１５０についての更なる詳細については、米国特許第
４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号を
参照されたい。
【００１８】図１のＭＲＩシステムは、一連のパルス・
シーケンスを実行して、所望の画像を再構成するのに十
分なＮＭＲデータを収集する。図２を参照して詳細に述
べると、例示的な３次元グラディエント・リコールド・
エコー・パルス・シーケンスが、Ｇzのスラブ選択勾配
パルス３０１の存在下で被検体に印加されるＲＦ励起パ
ルス３００を用いて、選択されたスラブに横磁化を生成
している。得られるＮＭＲ信号３０３をスラブ選択勾配
パルス３０１によって生ずる位相シフトについて補償す
ると共にＮＭＲ信号３０３をｚ軸に沿った速度に対して
感度低下(desensitize) させるために、米国特許第４，
７３１，５８３号に教示されているように、負のＧz 勾
配パルス３０４及びこれに続いて正のＧz 勾配パルス３
０５がＧ z 勾配コイルによって発生される。勾配パルス
３０４は多数の振幅を有しており、ｚ軸方向に沿った位
相エンコードをも提供している。パルス３０４及びパル
ス３０５はｚ軸に沿った速度を補償するが、加速度及び
更に高次の運動を補償するためのより複雑な勾配波形も
また当業者には周知である。
シーケンスを実行して、所望の画像を再構成するのに十
分なＮＭＲデータを収集する。図２を参照して詳細に述
べると、例示的な３次元グラディエント・リコールド・
エコー・パルス・シーケンスが、Ｇzのスラブ選択勾配
パルス３０１の存在下で被検体に印加されるＲＦ励起パ
ルス３００を用いて、選択されたスラブに横磁化を生成
している。得られるＮＭＲ信号３０３をスラブ選択勾配
パルス３０１によって生ずる位相シフトについて補償す
ると共にＮＭＲ信号３０３をｚ軸に沿った速度に対して
感度低下(desensitize) させるために、米国特許第４，
７３１，５８３号に教示されているように、負のＧz 勾
配パルス３０４及びこれに続いて正のＧz 勾配パルス３
０５がＧ z 勾配コイルによって発生される。勾配パルス
３０４は多数の振幅を有しており、ｚ軸方向に沿った位
相エンコードをも提供している。パルス３０４及びパル
ス３０５はｚ軸に沿った速度を補償するが、加速度及び
更に高次の運動を補償するためのより複雑な勾配波形も
また当業者には周知である。
【００１９】ＮＭＲ信号３０３を位置エンコードするた
めに、ＲＦ励起パルス３００の印加の短時間の後に位相
エンコードＧy 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、ＮＭＲ信号
を発生するスピンの位置をｙ軸に沿って位置決定するた
めにＧy 位相エンコード・パルスの値を例えば２５６個
の値から成る一連の離散的な位相エンコード値にわたっ
て段階的に変化させた上述のパルス・シーケンスの連鎖
で構成される。ｘ軸に沿った位置は、ＮＭＲグラディエ
ント・エコー信号３０３が取得されると同時に発生され
ＮＭＲ信号３０３を周波数エンコードするＧx 勾配パル
ス３０７によって位置決定される。Ｇy 位相エンコード
勾配パルス３０６とは異なり、Ｇx 読み出し勾配パルス
３０７は、ＮＭＲ信号の取得中に一定値に留まってい
る。グラディエント・エコー３０３を発生すると共にエ
コー３０３をｘ方向に沿った速度に対して感度低下させ
るために、米国特許第４，７３１，５８３号に教示され
ているように勾配パルス３０７に先行して勾配パルス３
０８及び３０９が印加される。
めに、ＲＦ励起パルス３００の印加の短時間の後に位相
エンコードＧy 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、ＮＭＲ信号
を発生するスピンの位置をｙ軸に沿って位置決定するた
めにＧy 位相エンコード・パルスの値を例えば２５６個
の値から成る一連の離散的な位相エンコード値にわたっ
て段階的に変化させた上述のパルス・シーケンスの連鎖
で構成される。ｘ軸に沿った位置は、ＮＭＲグラディエ
ント・エコー信号３０３が取得されると同時に発生され
ＮＭＲ信号３０３を周波数エンコードするＧx 勾配パル
ス３０７によって位置決定される。Ｇy 位相エンコード
勾配パルス３０６とは異なり、Ｇx 読み出し勾配パルス
３０７は、ＮＭＲ信号の取得中に一定値に留まってい
る。グラディエント・エコー３０３を発生すると共にエ
コー３０３をｘ方向に沿った速度に対して感度低下させ
るために、米国特許第４，７３１，５８３号に教示され
ているように勾配パルス３０７に先行して勾配パルス３
０８及び３０９が印加される。
【００２０】ＮＭＲ信号３０３は、システム受信器１２
２によって取得されて、メモリに記憶されているＮ
x （例えば、２５６）個の複素数から成る行としてディ
ジタル化される。（Ｇy ，Ｇz ）位相エンコード勾配の
各々の組み合わせ毎に、ＮＭＲ信号３０３が発生され、
取得され、ディジタル化されて、Ｎx （例えば、２５
６）個の複素数から成る別個の行として記憶される。従
って、走査の完了時には、ｋ空間データの３次元（Ｎx
×Ｎy ×Ｎz ）のアレイが記憶されており、ここでＮＹ
はｙ方向に沿った位相エンコード段階の数であり、Ｎz
はｚ方向に沿った位相エンコード段階の数である。この
ｋ空間データのアレイを用いて前述のような画像を再構
成することができる。
２によって取得されて、メモリに記憶されているＮ
x （例えば、２５６）個の複素数から成る行としてディ
ジタル化される。（Ｇy ，Ｇz ）位相エンコード勾配の
各々の組み合わせ毎に、ＮＭＲ信号３０３が発生され、
取得され、ディジタル化されて、Ｎx （例えば、２５
６）個の複素数から成る別個の行として記憶される。従
って、走査の完了時には、ｋ空間データの３次元（Ｎx
×Ｎy ×Ｎz ）のアレイが記憶されており、ここでＮＹ
はｙ方向に沿った位相エンコード段階の数であり、Ｎz
はｚ方向に沿った位相エンコード段階の数である。この
ｋ空間データのアレイを用いて前述のような画像を再構
成することができる。
【００２１】当業者には、他の多くのＮＭＲ撮像用パル
ス・シーケンスを用い得ること、並びに２ＤＦＴ取得及
び３ＤＦＴ取得の両方に本発明を適用し得ることは明ら
かであろう。図２の撮像用パルス・シーケンスは、本発
明の好ましい応用である３次元冠状動脈撮像に好適であ
る。以下に記載するように、走査中の被検体の運動の変
位及び速度の両方を測定するために画像データ取得中に
ナヴィゲータ・エコー信号もまた取得される。この変位
及び速度の情報を幾つかの異なる方式で用いて、取得さ
れたｋ空間画像データ集合から再構成される画像のモー
ション・アーティファクトを減少させることができる。
ス・シーケンスを用い得ること、並びに２ＤＦＴ取得及
び３ＤＦＴ取得の両方に本発明を適用し得ることは明ら
かであろう。図２の撮像用パルス・シーケンスは、本発
明の好ましい応用である３次元冠状動脈撮像に好適であ
る。以下に記載するように、走査中の被検体の運動の変
位及び速度の両方を測定するために画像データ取得中に
ナヴィゲータ・エコー信号もまた取得される。この変位
及び速度の情報を幾つかの異なる方式で用いて、取得さ
れたｋ空間画像データ集合から再構成される画像のモー
ション・アーティファクトを減少させることができる。
【００２２】本発明の一実施例では、従来のナヴィゲー
タ・パルス・シーケンスを用いて、各回の心搏周期にお
いて患者の横隔膜の位置を測定する。このナヴィゲータ
・パルス・シーケンスは、２次元ＲＦ励起パルスを用い
て、腹部の右側に位置しており肝臓のドームの近くで横
隔膜を横断するスピンのカラム（柱状領域）を励起させ
る。励起したカラムの長さ次元に沿って配向した読み出
し勾配（好適実施例ではＧz ）の存在下でＮＭＲ信号が
取得されて、ＮＭＲナヴィゲータ信号のＮecho（例え
ば、２５６）個のサンプルがアレイ・プロセッサ１６１
によってフーリエ変換される。２次元励起ＲＦパルス
は、例えば、３０ｍｍ直径の励起であって９００のフリ
ップ角を生ずるが、他の直径又はフリップ角で励起させ
てもよい。例えば、米国特許第４，８１２，７６０号に
記載されているように、２つの勾配磁場（好適実施例で
はＧx 及びＧy ）の存在下で上述のような２次元ＲＦパ
ルスが発生されて、受信器の低域通過フィルタは、励起
したカラム（ｚ軸）に沿った視野（例えば２６０ｍｍ）
用に設定される。ＮＭＲ信号は、ある時間、例えば４ミ
リ秒のサンプル時間にわたってＮecho個の点においてサ
ンプリングされる。画像データの取得の前に、基準ナヴ
ィゲータ・エコーが取得される。呼吸運動は呼気の終期
に相対的に安定であり再現可能であるので、基準ナヴィ
ゲータ・エコーは通常、この位置で取得される。カレン
トの横隔膜位置と基準横隔膜位置との間の変位は、Mag
n. Reson. Med.誌、第３６巻、第１１７号・第１２３頁
（１９９６年）のY. Wang等による「ナヴィゲータ・エ
コーから運動情報を抽出するアルゴリズム（Algorithms
for Extracting Motion Information From Navigator
Echoes）」に記載されているような自己相関アルゴリズ
ム及び最小平均自乗アルゴリズムを用いて測定すること
ができる。また、Thomas Kwok-Fah Foo及びKevin F. Ki
ngにより１９９７年１１月２６日に出願された米国特許
出願第０８／９８０，１９２号に開示されているような
線形位相シフト・アルゴリズムを用いることにより横隔
膜位置を測定することもできる。
タ・パルス・シーケンスを用いて、各回の心搏周期にお
いて患者の横隔膜の位置を測定する。このナヴィゲータ
・パルス・シーケンスは、２次元ＲＦ励起パルスを用い
て、腹部の右側に位置しており肝臓のドームの近くで横
隔膜を横断するスピンのカラム（柱状領域）を励起させ
る。励起したカラムの長さ次元に沿って配向した読み出
し勾配（好適実施例ではＧz ）の存在下でＮＭＲ信号が
取得されて、ＮＭＲナヴィゲータ信号のＮecho（例え
ば、２５６）個のサンプルがアレイ・プロセッサ１６１
によってフーリエ変換される。２次元励起ＲＦパルス
は、例えば、３０ｍｍ直径の励起であって９００のフリ
ップ角を生ずるが、他の直径又はフリップ角で励起させ
てもよい。例えば、米国特許第４，８１２，７６０号に
記載されているように、２つの勾配磁場（好適実施例で
はＧx 及びＧy ）の存在下で上述のような２次元ＲＦパ
ルスが発生されて、受信器の低域通過フィルタは、励起
したカラム（ｚ軸）に沿った視野（例えば２６０ｍｍ）
用に設定される。ＮＭＲ信号は、ある時間、例えば４ミ
リ秒のサンプル時間にわたってＮecho個の点においてサ
ンプリングされる。画像データの取得の前に、基準ナヴ
ィゲータ・エコーが取得される。呼吸運動は呼気の終期
に相対的に安定であり再現可能であるので、基準ナヴィ
ゲータ・エコーは通常、この位置で取得される。カレン
トの横隔膜位置と基準横隔膜位置との間の変位は、Mag
n. Reson. Med.誌、第３６巻、第１１７号・第１２３頁
（１９９６年）のY. Wang等による「ナヴィゲータ・エ
コーから運動情報を抽出するアルゴリズム（Algorithms
for Extracting Motion Information From Navigator
Echoes）」に記載されているような自己相関アルゴリズ
ム及び最小平均自乗アルゴリズムを用いて測定すること
ができる。また、Thomas Kwok-Fah Foo及びKevin F. Ki
ngにより１９９７年１１月２６日に出願された米国特許
出願第０８／９８０，１９２号に開示されているような
線形位相シフト・アルゴリズムを用いることにより横隔
膜位置を測定することもできる。
【００２３】この従来のナヴィゲータ・パルス・シーケ
ンスは、図３に示すような心搏ゲート式走査に用いられ
る。ＥＣＧ信号のＱＲＳコンプレクス３２０は各々のＲ
−Ｒ区間（ｉ乃至ｉ＋ｎ）の開始を指示しており、各々
のＲ−Ｒ区間中に図２の撮像用パルス・シーケンスを用
いてＮＭＲ画像データのセグメント３２２が取得され
る。当業界で周知のように、各々のセグメント３２２
は、患者の心臓を通過する１つ又はこれよりも多いスラ
ブからｋ空間の複数の線をサンプリングし、これらの取
得は、１つ又はこれよりも多い画像を再構成するのに十
分な画像データが取得されるまで続行する。
ンスは、図３に示すような心搏ゲート式走査に用いられ
る。ＥＣＧ信号のＱＲＳコンプレクス３２０は各々のＲ
−Ｒ区間（ｉ乃至ｉ＋ｎ）の開始を指示しており、各々
のＲ−Ｒ区間中に図２の撮像用パルス・シーケンスを用
いてＮＭＲ画像データのセグメント３２２が取得され
る。当業界で周知のように、各々のセグメント３２２
は、患者の心臓を通過する１つ又はこれよりも多いスラ
ブからｋ空間の複数の線をサンプリングし、これらの取
得は、１つ又はこれよりも多い画像を再構成するのに十
分な画像データが取得されるまで続行する。
【００２４】ナヴィゲータ・パルス・シーケンスは各回
の心搏周期中に２回ずつ実行されて、参照番号３２４に
示すような各々のセグメント３２２の取得の直前及び参
照番号３２６に示すような各々のセグメントの取得の直
後での患者の横隔膜の位置を測定する。取得されたナヴ
ィゲータ信号３２４及び３２６は前述のようにして処理
されて、各々のＲ−Ｒ区間ｉにおいて横隔膜位置Ｄ
（ｉ，１）及びＤ（ｉ，２）をそれぞれ生成する。ナヴ
ィゲータ信号取得３２４と３２６との間の時間間隔Ａｔ
は既知であり、この位置情報Ｄ（ｉｊ）及びＤ（ｉ，
２）から、各々の画像セグメント３２２の取得中の横隔
膜速度を次のようにして算出することができる。
の心搏周期中に２回ずつ実行されて、参照番号３２４に
示すような各々のセグメント３２２の取得の直前及び参
照番号３２６に示すような各々のセグメントの取得の直
後での患者の横隔膜の位置を測定する。取得されたナヴ
ィゲータ信号３２４及び３２６は前述のようにして処理
されて、各々のＲ−Ｒ区間ｉにおいて横隔膜位置Ｄ
（ｉ，１）及びＤ（ｉ，２）をそれぞれ生成する。ナヴ
ィゲータ信号取得３２４と３２６との間の時間間隔Ａｔ
は既知であり、この位置情報Ｄ（ｉｊ）及びＤ（ｉ，
２）から、各々の画像セグメント３２２の取得中の横隔
膜速度を次のようにして算出することができる。
【００２５】 Ｖ（ｉ）＝［Ｄ（ｉ，２）−Ｄ（ｉ，１）］／Δｔ ここで、Ｄ（ｉ，１）はＲ−Ｒ区間ｉの参照番号３２４
において取得された横隔膜位置であり、Ｄ（ｉ，２）は
Ｒ−Ｒ区間ｉの参照番号３２６において取得された横隔
膜位置である。代替的には、ナヴィゲータ信号３２４及
び３２６の両方を各回のセグメント３２２の取得の前に
取得することもできるし、又は両方を各回のセグメント
３２２の取得の後に取得することもできる。
において取得された横隔膜位置であり、Ｄ（ｉ，２）は
Ｒ−Ｒ区間ｉの参照番号３２６において取得された横隔
膜位置である。代替的には、ナヴィゲータ信号３２４及
び３２６の両方を各回のセグメント３２２の取得の前に
取得することもできるし、又は両方を各回のセグメント
３２２の取得の後に取得することもできる。
【００２６】本発明のもう一つの実施例では、横隔膜の
位置及び速度の両方を直接的に測定する独自のナヴィゲ
ータ・パルス・シーケンスが用いられる。この好ましい
ナヴィゲータ・パルス・シーケンスを図４に示してお
り、このパルス・シーケンスは、読み出し勾配軸（例え
ばＧz ）に沿って印加される双極の速度エンコード勾配
３４０の付加によって前述の従来のナヴィゲータ・パル
ス・シーケンスと区別される。この速度エンコード勾配
３４０は、２つの直交する勾配３４４及び３４６の存在
下で２次元ＲＦ励起パルス３４２によってスピンのカラ
ムに横磁化が生成された後に印加される。同様のパルス
・シーケンスが、Magn. Reson. Med. 誌、第３１巻、第
５１３頁・第５２０頁（１９９４年）のC. J. Hardy等に
よる「大動脈の膨張性のＮＭＲ測定のための１次元速度
手法(A One-Dimensional VelocityTechnique for NMR M
easurement of Aortic Distensibility) 」に記載され
ているように、Ｍモードの流速測定に用いられている。
速度エンコード勾配３４０は、上述の横磁化に対して読
み出し方向に沿ったスピン運動の速度に比例した位相シ
フトを付与する。この位相情報は、取得された信号を読
み出し勾配軸（例えば、Ｇz ）に沿ったスピン位置の関
数として周波数エンコードする読み出し勾配３５０の存
在下でナヴィゲータＮＭＲエコー信号３４８が引き続き
取得されるときに捕獲される。米国特許第４，７３１，
５８３号に記載されているように、取得された信号を流
れ補償するために、読み出し勾配パルス３５０の直前に
１対の読み出し勾配パルス３５２及び３５４が印加され
ている。
位置及び速度の両方を直接的に測定する独自のナヴィゲ
ータ・パルス・シーケンスが用いられる。この好ましい
ナヴィゲータ・パルス・シーケンスを図４に示してお
り、このパルス・シーケンスは、読み出し勾配軸（例え
ばＧz ）に沿って印加される双極の速度エンコード勾配
３４０の付加によって前述の従来のナヴィゲータ・パル
ス・シーケンスと区別される。この速度エンコード勾配
３４０は、２つの直交する勾配３４４及び３４６の存在
下で２次元ＲＦ励起パルス３４２によってスピンのカラ
ムに横磁化が生成された後に印加される。同様のパルス
・シーケンスが、Magn. Reson. Med. 誌、第３１巻、第
５１３頁・第５２０頁（１９９４年）のC. J. Hardy等に
よる「大動脈の膨張性のＮＭＲ測定のための１次元速度
手法(A One-Dimensional VelocityTechnique for NMR M
easurement of Aortic Distensibility) 」に記載され
ているように、Ｍモードの流速測定に用いられている。
速度エンコード勾配３４０は、上述の横磁化に対して読
み出し方向に沿ったスピン運動の速度に比例した位相シ
フトを付与する。この位相情報は、取得された信号を読
み出し勾配軸（例えば、Ｇz ）に沿ったスピン位置の関
数として周波数エンコードする読み出し勾配３５０の存
在下でナヴィゲータＮＭＲエコー信号３４８が引き続き
取得されるときに捕獲される。米国特許第４，７３１，
５８３号に記載されているように、取得された信号を流
れ補償するために、読み出し勾配パルス３５０の直前に
１対の読み出し勾配パルス３５２及び３５４が印加され
ている。
【００２７】読み出し勾配軸に沿ったスピン運動以外の
原因による取得されたナヴィゲータ信号３４８内の位相
シフトを相殺するために、図４のナヴィゲータ・パルス
・シーケンスは、破線３５６によって示すように速度エ
ンコード勾配３４０の極性を反転させて繰り返される。
反対の速度エンコード極性すなわちＮＡＶ＋及びＮＡＶ
−において取得されたこれら２つのナヴィゲータ信号の
逆フーリエ変換の後に、２つの複素ナヴィゲータ・プロ
ファイルが得られる。位置情報は、複素ナヴィゲータ・
プロファイルの一方又は両方から強度プロファイルを生
成することにより得られる。速度情報は、これら２つの
複素ナヴィゲータ・プロファイルの位相差を算出するこ
とにより得られる。
原因による取得されたナヴィゲータ信号３４８内の位相
シフトを相殺するために、図４のナヴィゲータ・パルス
・シーケンスは、破線３５６によって示すように速度エ
ンコード勾配３４０の極性を反転させて繰り返される。
反対の速度エンコード極性すなわちＮＡＶ＋及びＮＡＶ
−において取得されたこれら２つのナヴィゲータ信号の
逆フーリエ変換の後に、２つの複素ナヴィゲータ・プロ
ファイルが得られる。位置情報は、複素ナヴィゲータ・
プロファイルの一方又は両方から強度プロファイルを生
成することにより得られる。速度情報は、これら２つの
複素ナヴィゲータ・プロファイルの位相差を算出するこ
とにより得られる。
【００２８】横隔膜の速度は、 速度＝φ／γ２Ｍ によって信号位相から算出される。ここで、Ｍは速度エ
ンコード勾配３４０の第１モーメントであり、γは磁気
回転定数である。
ンコード勾配３４０の第１モーメントであり、γは磁気
回転定数である。
【００２９】速度エンコードされたナヴィゲータ・パル
ス・シーケンスの対ＮＡＶ＋及びＮＡＶ−は各回の心搏
周期毎に実行されて、各々のセグメント３２２が取得さ
れるのと同時に横隔膜の位置及び速度を指示する。好適
実施例では、図５の破線３６２によって示すように、Ｎ
ＡＶ＋及びＮＡＶ−の両方が各々の画像セグメント３２
２の直前に取得される。これらのナヴィゲータ取得は、
参照番号３６０に示すように各回のセグメント取得３２
２の直後に行なうこともできる。
ス・シーケンスの対ＮＡＶ＋及びＮＡＶ−は各回の心搏
周期毎に実行されて、各々のセグメント３２２が取得さ
れるのと同時に横隔膜の位置及び速度を指示する。好適
実施例では、図５の破線３６２によって示すように、Ｎ
ＡＶ＋及びＮＡＶ−の両方が各々の画像セグメント３２
２の直前に取得される。これらのナヴィゲータ取得は、
参照番号３６０に示すように各回のセグメント取得３２
２の直後に行なうこともできる。
【００３０】いずれのナヴィゲータ・パルス・シーケン
スを用いるかに拘わらず、得られた横隔膜位置及び横隔
膜速度の情報は、取得された画像データから再構成され
る画像のアーティファクトを減少させる幾つかの方法の
いずれかにおいて用いられる。３つの方法について記述
するが、いずれの方法を用いるかの選択は具体的な臨床
応用による。
スを用いるかに拘わらず、得られた横隔膜位置及び横隔
膜速度の情報は、取得された画像データから再構成され
る画像のアーティファクトを減少させる幾つかの方法の
いずれかにおいて用いられる。３つの方法について記述
するが、いずれの方法を用いるかの選択は具体的な臨床
応用による。
【００３１】測定された位置及び速度の情報によって生
ずる画像アーティファクトを減少させる第一の方法は、
何らかの条件にある間に取得された画像データを拒否す
るものである。より具体的には、位置許容ウィンドウを
設けて、測定された横隔膜位置がこの許容ウィンドウの
外部に位置している場合には取得された画像データ・セ
グメント３２２を破棄する。同様に、速度許容閾値を設
けて、測定された横隔膜速度の絶対値がこの閾値を上回
っている場合には取得された画像データ・セグメント３
２２を破棄する。この方法は、劣化した画像データを画
像再構成に用いないことを保証するが、破棄される画像
セグメント３２２は許容可能な横隔膜の運動条件下であ
らためて取得されなければならないので全走査時間が長
くなる。
ずる画像アーティファクトを減少させる第一の方法は、
何らかの条件にある間に取得された画像データを拒否す
るものである。より具体的には、位置許容ウィンドウを
設けて、測定された横隔膜位置がこの許容ウィンドウの
外部に位置している場合には取得された画像データ・セ
グメント３２２を破棄する。同様に、速度許容閾値を設
けて、測定された横隔膜速度の絶対値がこの閾値を上回
っている場合には取得された画像データ・セグメント３
２２を破棄する。この方法は、劣化した画像データを画
像再構成に用いないことを保証するが、破棄される画像
セグメント３２２は許容可能な横隔膜の運動条件下であ
らためて取得されなければならないので全走査時間が長
くなる。
【００３２】第二の方法は、測定された位置及び速度の
情報を用いて、取得された画像データを遡及的に補正す
る。
情報を用いて、取得された画像データを遡及的に補正す
る。
【００３３】心臓の位置変位は、Ｒ−Ｒ区間において取
得される連続した画像エコーに線形位相誤差を生成す
る。エコー対エコー位相誤差ΔＦは、 ΔＦ＝２π＊ｄ／スラブ厚 によって与えられ、ここで、ｄは基準位置に対する心臓
の変位である。この位相誤差を、位置変位のナヴィゲー
タ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算す
ることができる。
得される連続した画像エコーに線形位相誤差を生成す
る。エコー対エコー位相誤差ΔＦは、 ΔＦ＝２π＊ｄ／スラブ厚 によって与えられ、ここで、ｄは基準位置に対する心臓
の変位である。この位相誤差を、位置変位のナヴィゲー
タ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算す
ることができる。
【００３４】心臓の速度は、Ｒ−Ｒ区間において取得さ
れる連続したエコーに直角位相誤差を生成する。この直
角位相誤差は、Magn. Reson. Med. 誌、第３３巻、第５
４１頁−第５４８頁（１９９５年）のYi Wang 等による
「３次元冠状動脈ＭＲ撮像における呼吸によるボケ」に
記載されている。この直角位相誤差を、速度のナヴィゲ
ータ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算
することができる。
れる連続したエコーに直角位相誤差を生成する。この直
角位相誤差は、Magn. Reson. Med. 誌、第３３巻、第５
４１頁−第５４８頁（１９９５年）のYi Wang 等による
「３次元冠状動脈ＭＲ撮像における呼吸によるボケ」に
記載されている。この直角位相誤差を、速度のナヴィゲ
ータ測定を用いて画像再構成の前に画像データから減算
することができる。
【００３５】第三の方法は、測定された横隔膜の位置及
び速度の情報を用いて、取得された画像データを先行的
に補償する。図５を参照して述べると、この実施例で
は、ナヴィゲータ信号は参照番号３６２に示すように画
像データ・セグメント３２２の前に取得される。位置変
位及び速度運動を補償するのに要求される位相補正は、
第二の補正方法について上に述べたようにして算出され
る。この位相補正は、送受信器モジュール１５０内のＮ
ＩＶＩＲ信号受信器に対して、画像データ・セグメント
３２２の取得の直前に負反転された位相誤差を印加する
ことにより実行される。このようにして、呼吸運動によ
って生ずる位相誤差は、画像再構成の前に、受信された
ＮＩＶＩＲ信号において補正される。この方法は、位置
及び速度の測定が両方とも画像データ・セグメント３２
２の取得の前に実行されている場合にのみ適用可能であ
る。
び速度の情報を用いて、取得された画像データを先行的
に補償する。図５を参照して述べると、この実施例で
は、ナヴィゲータ信号は参照番号３６２に示すように画
像データ・セグメント３２２の前に取得される。位置変
位及び速度運動を補償するのに要求される位相補正は、
第二の補正方法について上に述べたようにして算出され
る。この位相補正は、送受信器モジュール１５０内のＮ
ＩＶＩＲ信号受信器に対して、画像データ・セグメント
３２２の取得の直前に負反転された位相誤差を印加する
ことにより実行される。このようにして、呼吸運動によ
って生ずる位相誤差は、画像再構成の前に、受信された
ＮＩＶＩＲ信号において補正される。この方法は、位置
及び速度の測定が両方とも画像データ・セグメント３２
２の取得の前に実行されている場合にのみ適用可能であ
る。
【００３６】本発明の要旨から逸脱しない範囲での上述
の好適実施例からの多くの変形が可能であることは明ら
かであろう。例えば、１回の走査中に１つよりも多い補
正方法を用いてもよい。第一の方法を用いて、劣化が激
しいため補正することができないような幾分かの画像デ
ータを破棄した後に、第二又は第三の方法を用いて、取
得されたデータの位相を補正することができる。
の好適実施例からの多くの変形が可能であることは明ら
かであろう。例えば、１回の走査中に１つよりも多い補
正方法を用いてもよい。第一の方法を用いて、劣化が激
しいため補正することができないような幾分かの画像デ
ータを破棄した後に、第二又は第三の方法を用いて、取
得されたデータの位相を補正することができる。
【図１】本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図で
ある。
ある。
【図２】本発明を実施する際に用いることのできる例示
的な３次元ＮＩＶＩＲ撮像用パルス・シーケンスのグラ
フである。
的な３次元ＮＩＶＩＲ撮像用パルス・シーケンスのグラ
フである。
【図３】本発明を実施するのに用いられる好ましいナヴ
ィゲータ・エコー・パルス・シーケンスのグラフであ
る。
ィゲータ・エコー・パルス・シーケンスのグラフであ
る。
【図４】本発明を実施するために図２の撮像用パルス・
シーケンスと組み合わせて図３のナヴィゲータ・パルス
・シーケンスを用いる一方法を示すグラフである。
シーケンスと組み合わせて図３のナヴィゲータ・パルス
・シーケンスを用いる一方法を示すグラフである。
【図５】心搏撮像のために本発明を実施するもう一つの
方法を示すグラフである。
方法を示すグラフである。
１００ 操作者コンソール １０２ 制御パネル １０４ 表示器 １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープ・ドライブ １１５ 高速シリアル・リンク １１６ リンク １１８ バックプレーン １２５ シリアル・リンク １３９ 勾配コイル・アセンブリ １４０ 分極用磁石 １４１ 磁石アセンブリ １５２ 全身型ＲＦコイル
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 エリオット・アール・マクベイグ アメリカ合衆国、メリーランド州、ポトマ ック、エニド・ドライブ、11906番
Claims (22)
- 【請求項１】 磁気共鳴イメージング・システムを用い
て被検体の磁気共鳴画像を形成する方法であって、 （ａ） 前記磁気共鳴イメージング・システムを用い
て、対応する一連の核磁気共鳴信号を取得する一連の撮
像用パルス・シーケンスを実行する工程と、 （ｂ） 前記磁気共鳴イメージング・システムを用い
て、前記撮像用パルス・シーケンスにインタリーブされ
ており、被検体の位置及び被検体の速度の指標となる核
磁気共鳴ナヴィゲータ信号を発生する一連のナヴィゲー
タ・パルス・シーケンスを実行する工程と、 （ｃ） 前記ナヴィゲータ信号内の前記被検体の位置及
び被検体の速度の情報を用いて、前記工程（ａ）の実行
中の被検体の運動により生ずる画像アーティファクトを
減少させるように前記一連の核磁気共鳴信号を変更する
工程と、 （ｄ） 該変更された一連の核磁気共鳴信号から磁気共
鳴画像を再構成する工程と、を含む方法。 - 【請求項２】 前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンス
は、前記磁気共鳴イメージング・システムにより実行さ
れて、 （イ） 前記被検体内に位置するスピンに横磁化を生成
するＲＦ励起パルスを発生し、 （ロ） 運動するスピンの前記横磁化に位相シフトを付
与する速度エンコード磁場勾配を発生し、 （ハ） 読み出し磁場勾配を発生し、 （ニ） 該読み出し磁場勾配（３５０）が発生されてい
る間に前記ナヴィゲータ信号を取得することを含んでい
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記速度エンコード磁場勾配は、第１モ
ーメントＭを有する双極型勾配であり、前記ナヴィゲー
タ・パルス・シーケンスは対を成して実行され、各々の
対のナヴィゲータ・パルス・シーケンスのうち一方にお
ける前記速度エンコード磁場勾配は正の第１モーメント
＋Ｍを有し、各々の対のナヴィゲータ・パルス・シーケ
ンスのうち他方における前記速度エンコード磁場勾配は
負の第１モーメント−Ｍを有する請求項２に記載の方
法。 - 【請求項４】 前記ナヴィゲータ・パルス・シーケンス
の対の各々の対により発生される前記核磁気共鳴ナヴィ
ゲータ信号から正味の核磁気共鳴ナヴィゲータ信号を発
生する工程を含んでいる請求項３に記載の方法。 - 【請求項５】 前記核磁気共鳴ナヴィゲータ信号をフー
リエ変換する工程と、前記被検体の速度の指標を形成す
るように、２つの変換された核磁気共鳴ナヴィゲータ信
号の間の位相差を算出する工程とを含んでいる請求項４
に記載の方法。 - 【請求項６】 前記変換された核磁気共鳴ナヴィゲータ
信号の強度を算出する工程と、前記被検体の位置の指標
を形成するように、前記算出された強度核磁気共鳴ナヴ
ィゲータ信号において選択された構造の位置を検出する
工程とを含んでいる請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 前記被検体は人間であり、前記選択され
た構造は前記人間の被検体の横隔膜又は心臓である請求
項６に記載の方法。 - 【請求項８】 前記工程（ａ）において取得される前記
核磁気共鳴信号は、前記人間の被検体の心臓から発生さ
れており、前記工程（ｄ）において再構成される前記磁
気共鳴画像は前記心臓を表わす請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 前記工程（ｃ）における前記一連の核磁
気共鳴信号の前記変更は、呼吸運動により生ずる画像ア
ーティファクトを減少させる請求項８に記載の方法。 - 【請求項１０】 前記ナヴィゲータ・パルス・シーケン
スは対を成して実行され、各々の対における前記ナヴィ
ゲータ・パルス・シーケンスの間の時間間隔は、予め選
択されている値Δｔに設定されている請求項１に記載の
方法。 - 【請求項１１】 前記被検体の速度は、ナヴィゲータ・
パルス・シーケンスの各々の対における被検***置の変
化を前記予め選択されている値Δｔで除算したものによ
り指示される請求項１０に記載の方法。 - 【請求項１２】 各々の核磁気共鳴ナヴィゲータ信号を
フーリエ変換する工程と、各々の変換された核磁気共鳴
ナヴィゲータ信号の強度を算出する工程と、前記被検体
の位置の指標を形成するように、前記算出された強度核
磁気共鳴ナヴィゲータ信号において選択された構造の位
置を検出する工程とを含んでいる請求項１１に記載の方
法。 - 【請求項１３】 前記被検体は人間であり、前記選択さ
れた構造は前記人間の被検体の横隔膜又は心臓である請
求項１２に記載の方法。 - 【請求項１４】 前記工程（ａ）において取得される前
記核磁気共鳴信号は、前記人間の被検体の心臓から発生
されており、前記工程（ｄ）において再構成される前記
磁気共鳴画像は前記心臓を表わす請求項１３に記載の方
法。 - 【請求項１５】 前記工程（ｃ）における前記一連の核
磁気共鳴信号の前記変更は、呼吸運動により生ずる画像
アーティファクトを減少させる請求項１４に記載の方
法。 - 【請求項１６】 前記工程（ｃ）は、前記被検体の前記
速度の絶対値が予め選択されている値を上回っていると
きに取得された核磁気共鳴信号を拒否する工程を含んで
いる請求項１１に記載の方法。 - 【請求項１７】 前記工程（ｃ）はまた、前記被検体の
位置が予め選択されている位置の範囲の外部に位置して
いるときに取得された核磁気共鳴信号を拒否する工程を
含んでいる請求項１６に記載の方法。 - 【請求項１８】 前記被検体は人間であり、前記位置及
び速度は横隔膜又は心臓の運動の指標である請求項１７
に記載の方法。 - 【請求項１９】 前記磁気共鳴画像は心臓を表わす請求
項１８に記載の方法。 - 【請求項２０】 前記核磁気共鳴ナヴィゲータ信号から
位相補正を算出する工程と、前記対応する算出された位
相補正を用いて核磁気共鳴信号の位相を変化させること
により、前記工程（ｃ）において前記一連の核磁気共鳴
信号を変更する工程とを含んでいる請求項１に記載の方
法。 - 【請求項２１】 核磁気共鳴信号の位相は、前記核磁気
共鳴信号を取得する前に核磁気共鳴信号受信器の位相を
変更することにより変化させられる請求項２０に記載の
方法。 - 【請求項２２】 核磁気共鳴信号の位相は、各々の核磁
気共鳴信号が取得された後に該核磁気共鳴信号の位相を
シフトさせることにより変化させられる請求項２０に記
載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/460,686 US6292684B1 (en) | 1999-12-14 | 1999-12-14 | Respiratory displacement and velocity measurement using navigator MRI echo signals |
| US09/460686 | 1999-12-14 |
Publications (3)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001204712A true JP2001204712A (ja) | 2001-07-31 |
| JP2001204712A5 JP2001204712A5 (ja) | 2008-01-31 |
| JP4773612B2 JP4773612B2 (ja) | 2011-09-14 |
Family
ID=23829674
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000378250A Expired - Fee Related JP4773612B2 (ja) | 1999-12-14 | 2000-12-13 | ナヴィゲータ磁気共鳴撮像エコー信号を用いた呼吸変位及び速度の測定法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6292684B1 (ja) |
| EP (1) | EP1113288B1 (ja) |
| JP (1) | JP4773612B2 (ja) |
| DE (1) | DE60026474T2 (ja) |
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