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JP2002028150A - 動き補償を用いるｍｒイメージング方法 - Google Patents

動き補償を用いるｍｒイメージング方法

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Publication number
JP2002028150A
JP2002028150A JP2001180602A JP2001180602A JP2002028150A JP 2002028150 A JP2002028150 A JP 2002028150A JP 2001180602 A JP2001180602 A JP 2001180602A JP 2001180602 A JP2001180602 A JP 2001180602A JP 2002028150 A JP2002028150 A JP 2002028150A
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JP
Japan
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motion parameters
motion
examination
during
measured
Prior art date
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Withdrawn
Application number
JP2001180602A
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English (en)
Inventor
Kay Nehrke
ネールケ カイ
Peter Dr Boernert
ベルネルト ペーター
Bernd Dr Aldefeld
アルデフェルト ベルント
Michael Harald Kuhn
ハラルト クーン ミヒャエル
Dirk Manke
マンケ ディルク
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of JP2002028150A publication Critical patent/JP2002028150A/ja
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • 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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  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
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  • General Physics & Mathematics (AREA)
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 本発明は、比較的正確な補償が簡単な方法で
実現されるような前述の種類の方法を提供することを目
的とする。 【解決手段】 本発明は、イメージングされるべき対象
物の動きが実際のＭＲ検査を先行する準備フェーズ中に
検査され、その後のＭＲ検査のために必要なシーケンス
が動きが補償されるようにこのような検査中に変更され
るＭＲ方法に関わる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、安定した磁場が存
在するとＭＲ検査中に核磁化が明確な周波数の夫々のＲ
Ｆパルスを少なくとも含むシーケンスによって励起さ
れ、明確な位相の位置で受信され追加の磁気勾配場の影
響下で生成される幾つかのＭＲ信号が評価され、対象物
の動きパラメータが動き補償のために連続的に測定さ
れ、シーケンスのパラメータが測定に依存して変化され
る、検査域中の少なくとも部分的に動く対象物をイメー
ジングするＭＲ方法に関わる。本発明は、更に、この方
法を実行するＭＥ装置、並びに、この方法が実行され得
るようにＭＲ装置の制御ユニットを制御するコンピュー
タプログラムに関わる。
【０００２】
【従来の技術】動く対象物は、心臓又は冠状脈管のよう
な医用描写法の分野においてとりわけイメージングされ
なくてはならない。これに関して、Ｗａｎｇ外による研
究（ＭＲＭ：３３：７１３−７１９（１９９５））か
ら、人の心臓の移動は、呼吸で誘発される横隔膜の動き
に比例することが既知である。従って、心臓の動きは、
例えば、いわゆるナビゲータパルスを用いて横隔膜の動
きをモニタし、更に、それに依存してＲＦパルスの周波
数又は位相或いはＭＲ信号の位相の位置（いわゆるスラ
イストラッキング）を変化させることで少なくとも部分
的に補償され得、それによりＭＲ画像中の動きのアーチ
ファクトを減少させる。
【０００３】ＭＲ信号が呼吸運動の所与のフェーズ中に
だけ捕捉される方法と比較して、例として挙げた方法
は、全てのＭＲ信号の捕捉に要求される測定時間が短縮
されるといった利点をもたらす。横隔膜の動きの関数と
しての心臓の動きが患者から患者で異なるため、動き補
償が比較的不正確であるといった欠点がある。
【０００４】この欠点を緩和するためには、ＩＳＭＲＭ
３２２（１９９８）中のＴａｙｌｏｒ外による刊行物
は、実際のＭＲ検査の前に捕捉されるＭＲ画像から個々
の補正係数を導き出し、心臓を異なる呼吸フェーズにお
いて示すことを提案する。これは、より正確な補償を可
能にするが、個々の補正係数の捕捉は検査員による予め
形成されるＭＲ画像の注意深い評価を必要とする。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、比較的正確
な補償が簡単な方法で実現されるような前述の種類の方
法を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この目的は、本発明によ
る方法によって実現され、この方法は、ＭＲ検査に先行
する準備フェーズ中にｎの互いに関係がある動きパラメ
ータの時間における変化を測定する段階と、ＭＲ検査中
に上記ｎの動きパラメータのｍを測定する段階と、ＭＲ
検査中に測定されていない動きパラメータを測定された
動きパラメータから導き出す段階と、動き補償を実現す
るために計算又は測定された動きパラメータに依存して
シーケンスのパラメータを変化させる段階とを有する。
【０００７】本発明によると、個々の適合は、実際のＭ
Ｒ検査を先行する準備フェーズ中に行われる。ｎの互い
に関係がある動きパラメータが略同時に測定される。個
々の動きパラメータ間の相関関係は、このような測定か
ら導き出され得る。その後のＭＲ検査中、ｍの動きパラ
メータ（例えば、横隔膜の動き、ｍ＝１）を測定するこ
とだけが必要であり、このｍの動きパラメータから予め
決定された相関関係に基づいて他の動きパラメータが導
き出され得る。それに依存して動き補償が達成されるよ
うにシーケンスのパラメータ（例えば、ＲＦパルス又は
ＭＲ信号の周波数又は位相の位置）が変化され得る。
【０００８】本発明による方法は、自動的に実行され、
検査員によって予め形成されるＭＲ画像の評価を必要と
しない。正確な動き補償のために多数（ｎ）の動きパラ
メータが測定されなくてはならないが、このような動き
パラメータの捕捉は先行する準備フェーズ中に行われる
ため、実際のＭＥ検査はこの動きパラメータによって影
響を与えられない。
【０００９】請求項２記載の方法のバージョンは、より
正確な動き補償を提供する。この理由は、少なくとも２
つの動きパラメータが測定されると、簡単な並進運動よ
りもより複雑な動きが補償され得るからである。例え
ば、心臓が横隔膜の動きの影響下で収縮され又は拡張さ
れることを考慮することが従って可能である。しかしな
がら、このような収縮又は拡張、更に回転は、ＲＦパル
ス又はＭＲ信号の周波数及び位相の位置に加えてシーケ
ンス中に作用する磁気勾配場を変化させることでだけ補
償され得る。
【００１０】請求項３は、動きパラメータの測定に対す
る好ましい可能性を記載する。ナビゲータパルスは、二
次元に制限される体積、例えば、円筒形のロッド（ペン
シルビーム）の励起を可能にする。例えば、このような
ナビゲータパルスが患者の横隔膜に入射すると、その動
きの状態、又は、患者の呼吸の状態は、ナビゲータパル
スの後に受信されるＭＲ信号の評価によって決定され得
る。空間的に限定される体積の動きが従って正確に測定
され得る。
【００１１】請求項４は、心臓（又は冠状脈管）のイメ
ージングに好適な方法のバージョンを記載する。心臓
は、呼吸運動の影響下だけでなく、心臓の動作によって
動き、心周期は呼吸周期よりも著しく短い。しかしなが
ら、心臓の動作の最近の心拡張期中（ＥＣＧにおけるＲ
波の少し前）、約１００ｍｓの低動きフェーズがある。
シーケンスがこのような低動きフェーズ中にだけ発生さ
れるとき、心周期は追加の動きのアーチファクトを全く
もたらさない。
【００１２】全ての要求されるＭＲ信号の捕捉に必要な
時間は、請求項５に従って減らされ得る。このために
は、持続時間が心臓の低動きフェーズの持続時間よりも
短いシーケンスを利用することが必要である。しかしな
がら、このフェーズが呼吸周期と比較して短いため、関
連する心周期中に動きパラメータを一度だけ測定するこ
とで十分である。
【００１３】請求項６は、方法を行うＭＲ装置を記載
し、請求項７はこのようなＭＲ装置において方法の実行
を制御する制御ユニット用のコンピュータプログラムを
記載する。
【００１４】
【発明の実施の形態】本発明は、図面を参照して以下に
詳細に説明する。
【００１５】図１中の参照番号は、検査域（図示せず）
においてｚ方向に延在し、例えば、１．５テスラの強さ
を有する安定した、本質的に一様な磁場Ｂ０を生成する
メイン界磁石を概略的に示す。ｚ方向は、検査中に患者
が収容される検査寝台（図示せず）の長手軸方向に延在
する。
【００１６】更に、ｚ方向に延在し、夫々ｘ、ｙ、及
び、ｚの方向に勾配を有する勾配磁場Ｇｘ、Ｇｙ、及
び、Ｇｚを生成することができる３つのコイルシステム
を含む勾配磁場コイルシステム２が設けられる。勾配磁
場コイルシステム２のための電流は、勾配増幅器３によ
って供給される。電流の時間における変化は、夫々の波
形発生器、つまり、各方向に対して別々に管理される。
波形発生器４は、所与の検査方法に対して要求される勾
配磁場Ｇｘ、Ｇｙ、及び、Ｇｚの時間における変化を計
算し、この変化を波形生成器４にロードする演算制御回
路５によって制御される。ＭＲ検査中、これらの信号は
波形生成器４から読み出され、勾配増幅器３に供給さ
れ、この勾配増幅器３はそこから勾配磁場コイルシステ
ム２に必要な電流を形成する。制御ユニット５は、ＭＲ
画像のディスプレイ用のモニタ７を含むワークステーシ
ョン６にも作用する。入力は、キーボード８又は対話式
入力ユニット９を介して行われ得る。
【００１７】検査域における核磁化は、ＲＦ送信器１２
の出力信号を増幅するＲＦ増幅器１１に接続されるＲＦ
コイル１０からのＲＦパルスによって励起される。ＲＦ
送信器１２において、ＲＦパルスの（複素）エンベロー
プは搬送波振動上で変調され、この搬送波振動は発振器
１３によって供給され、周波数がラーマー周波数（メイ
ン磁場が１．５テスラの場合には約６３ＭＨｚ）に本質
的に対応する。演算制御ユニット５は、ＲＦパルスの周
波数及び位相の位置、又は、複素エンベロープを送信器
１２に結合される発生器１４にロードする。
【００１８】検査域中で生成されるＭＲ信号は、受信コ
イル２０によって捕捉され、増幅器２１によって増幅さ
れる。増幅されたＭＲ信号は、発振器１３の２の９０°
に相互にオフセットされる搬送波振動によって直角復調
器２２で復調され、結果として、位相が制御ユニット５
によって制御され得る複素ＭＲ信号をもたらす。複素Ｍ
Ｒ信号は、そこからＭＲ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。ＭＲデータは、ＭＲ
画像を形成するために評価ユニット２４において様々な
処理段階、つまり、とりわけフーリエ変換を受ける。
【００１９】図２は、患者の胸郭内の心臓Ｈの場所を概
略的に示す図であり、心臓はＭＲ検査中に可能な限り少
ない動きのアーチファクトを有してイメージングされる
べきである。更に、横隔膜Ｚ及び肺の葉又はローブＬを
示す。同図は、動きが測定される３つの測定点を更に示
す。測定点Ｐは、横隔膜上、つまり、心臓の右側（図２
中では左側）にある。測定点Ｐ１は、心臓の上縁にあ
り、測定点Ｐ２は心臓の下縁にある。
【００２０】本発明は、心臓の任意の点の呼吸で誘発さ
れる動きは、
【００２１】
【数１】 の式に従うアフィン変換によって説明され得るといった
仮定に基づく。
【００２２】ここでは、Ｒ（ｒ，ｔ）は、呼吸運動中に
この点によって移動される路である。Ａ（ｔ）は、動く
対象物Ｈの回転及び拡張を説明する、グローバル（つま
り、動く対象物上の全ての点に対して有効）な、時間依
存（３×３）変換マトリクスである。三次元ベクトルｒ
０は、対象物Ｈ上の任意の解剖学的な点の位置を画成
し、ｒ（ｔ）は対象物のグローバルな時間依存シフトを
説明するベクトルである。式（１）によって説明される
通り心臓の動きは、イメージングシーケンスのパラメー
タが以下の通りに変更されるとき補償され得る（つま
り、動いていないかのように動く対象物を示すＭＲ画像
が形成され得る）。
【００２３】ａ）時間依存成分Ｇｘ、Ｇｙ、及び、Ｇｚ
を有するベクトルに関わる勾配磁場Ｇ（ｔ）の代わり
に、式
【００２４】
【数２】 に従って計算される補償する勾配磁場Ｇｃ（ｔ）を使用
する。ここでは、（Ａ− １（ｔ））Ｔは、マトリクスＡ
（ｔ）の逆転置行列である。従って、動く対象物の回転
及び拡張が補償される。
【００２５】ｂ）ＲＦパルス中に検査域に作用するＲＦ
磁場の位相は、
【００２６】
【数３】 の関係に従って変調される位相係数Φｓを用いて変調さ
れる。このとき、ｕ（ｔ）に関して
【００２７】
【数４】 が成立する。ここでは、Ｇｃ（ｔ’）Ｔは、マトリクス
Ｇ（ｔ）の行及び列の入れ換えによって発生する転置ベ
クトルである。量ｔ１は、ＲＦパルスの終わりを示す。
【００２８】ｃ）ＭＲ信号は、
【００２９】
【数５】 の関係に従う位相係数Φｅ（ｔ）を用いて変調される。
このとき、ｖ（ｔ）に関して
【００３０】
【数６】 が成立する。
【００３１】ＲＦパルス又はＭＲ信号の位相変調は、サ
ブｂ）及びｃ）に示すとおり、これら信号の周波数及び
位相を変化させ、それにより対象物Ｈの並進運動がＭＲ
像に対して補償される。
【００３２】マトリクスＡ（ｔ）の９つの要素及びベク
トルｒ（ｔ）の３つの成分は、実際のＭＲ検査を先行す
る準備フェーズ中に決定されなくてはならない。マトリ
クスＡ（ｔ）の要素が互いに一次独立していると仮定す
ると、この目的のために１２の動きパラメータまでが測
定されなくてはならない。しかしながら、この測定は、
対象物がｚ方向にだけ、つまり、患者の長手軸方向にだ
け動く又は拡張すると仮定することで著しく簡略化され
得る。このとき、ベクトルｒ（ｔ）は、
【００３３】
【数７】 と簡略化され、ｔのマトリクスＡは、
【００３４】
【数８】 となる。
【００３５】この簡略化された動きモデルに対して、２
つの動きパラメータ、例えば、図２中の点Ｐ１及びＰ２
における上及び下の心臓の縁のシフトを測定することが
必要になるに過ぎない。
【００３６】従って、準備フェーズ中、ｚ方向における
点Ｐ、Ｐ１、及び、Ｐ２のシフトは幾つかの呼吸周期中
に測定される一方で適切なナビゲータパルスを利用す
る。図３は、点Ｐ、Ｐ１、及び、Ｐ２夫々に対して測定
されるシフトｄ、ｄ１、及び、ｄ２の時間における変化
を示す図である。呼吸運動の影響下での横隔膜の移動
は、心臓の上縁及び下縁の移動よりも大きいことが分か
る。心臓の下縁のシフトｄ ２は、心臓の上縁のシフトｄ
１よりも大きい。
【００３７】所与の瞬間に決定されるｄ１及びｄ２の値
が繰り返される呼吸運動中同じ瞬間に決定される値ｄの
関数としてプロットされるとき、これらの値の相関関係
を説明するこれらの値の従属性は、図４に示すとおりに
得られる。結果として、その後のＭＲ検査中、値ｄ１及
びｄ２をもはや測定する必要はなく、量ｄ、つまり、横
隔膜の動きだけを測定すればよい。ｄ１及びｄ２の関連
する値は、図４に示す相関関係から直接的に得られる
（この相関関係は、夫々の直線によって近似され得
る）。パラメータｂ（ｔ）及びｆ（ｔ）は、
【００３８】
【数９】 として得られる。ここでは、ｄ１Ｏ及びｄ２Ｏは、任異
に選択され得る基準点、例えば、呼気の終わりにおける
値ｄ１及びｄ２を表示する。
【００３９】その後のＭＲ検査中、イメージングＭＲ信
号に加えてパラメータｄだけが測定されなければならな
い。図４に示す相関関係を使用して、値ｂ（ｔ）及びｆ
（ｔ）が式（９）及び（１０）に従って導き出され得、
これらの値からマトリクスＡ（ｔ）及びベクトルｒ
（ｔ）が式７及び８に従って得られ得、これらの値から
パラメータＧｃ（ｔ）、Φｓ（ｔ）、Φｅ（ｔ）が式
２、３、及び、５に従って計算され得る。
【００４０】図５は、単一の心周期中のＥＣＧ信号（図
５中の第１の線）の時間における変化に関係して、実際
のＭＲ検査中のイメージングシーケンスの時間における
状況を示す図である。ＥＣＧ信号の下にあるブロックに
よって示すように、ＭＲ像動作は、本発明に従って設け
られる準備フェーズと間違えられてはならないいわゆる
Ｔ２準備（Ｔ２）を含む。
【００４１】その後、点Ｐ（図２参照）の上にある鉛筆
形状の域における核磁化を励起するナビゲータパルスＮ
が生成される。従って生成されるＭＲ信号から心周期中
の横隔膜の位置ｄが導き出され得、この位置は残りの心
周期中一定に維持されると仮定されてもよい。その後、
（例えば、図１の波形発生器４中に）記憶されるよう、
この位置からＧｃ（ｔ）、Φｅ（ｔ）、及び、Φ
ｓ（ｔ）の時間における変化が予め計算され得る。実際
のイメージングシーケンス（ＳＩ）の前に、局所抑制パ
ルス（regional suppression pulse）及び脂肪抑制パ
ルス（Ｆ）（fat suppression pulse）が生成され得
るが、これらの段階は省略されてもよい。
【００４２】動き補償を実現するためには、次のシーケ
ンス中のパラメータが変えられなくてはならない。勾配
磁場Ｇ（ｔ）＝（Ｇｓ（ｔ），Ｇｒ１（ｔ），Ｇｒ
２（ｔ））の時間における変化は、ナビゲータパルス
（Ｎ）を用いて決定されるｄの値に対して式２に従って
変化されなくてはならない。ＲＦパルスＲＦ中のＲＦ振
動の位相は、式３に従う値Φｓを用いて変調されなくて
はならず、受信されるＭＲ信号は式５に従う位相係数Φ
ｅを用いて変調されなくてはならない。
【００４３】その後、心周期の心拡張期の最近のフェー
ズ中には、パラメータが横隔膜Ｚの測定された位置ｄに
依存して（前述の通り）変更される３つのイメージング
シーケンスがある。これらシーケンスのうちの一つを図
５に示す。
【００４４】図５の第３の線は、ピークがスライス選択
勾配Ｇｓ（第２の線）の正又は負の極性と毎回一致する
ＲＦパルスＲＦの包絡線を示す図である。ＲＦパルスＲ
Ｆは、明確な持続時間にわたり、選択可能な振幅を用い
て勾配Ｇｓを活性化することによる位相エンコーディン
グに後続される。その後、ＭＲ信号は、互いに対して及
び勾配Ｇｓ（第７の線）に対して垂直方向に延在する増
加する振幅の２つの周期的に読み出される勾配（図５の
第５及び第６の線）Ｇｒ１及びＧｒ２を用いて読み出さ
れる。結果として、いわゆるｋ空間における核磁化はス
パイラルアームの方向に読み出される。シーケンスは、
励起された核磁化が勾配Ｇｓのいわゆる「スポイラ」に
よって位相をずらされることで終わる。その後、次のシ
ーケンスが加えられ、このとき次の勾配Ｇｒ１及びＧ
ｒ２は、ｋ空間において後続されるスパイラルアームが
前のスパイラルアームに対して例えば、１２０°オフセ
ットされる（又は異なる位相エンコーディングを受け
る）ようにして変更される。
【００４５】ＭＲ像は、例えば、いわゆる３ＤＦＴシー
ケンスを用いて二次元又は三次元イメージングを可能に
する他のシーケンスを手段として実施され得る。
【００４６】更に、呼吸の所与のフェーズ中に捕捉され
るＭＲ信号だけがＭＲ画像を形成するために使用され
る、いわゆるゲーティングを適用することも可能であ
る。従って、動き補償にも関わらず残留する動きのアー
チファクトが減少され得、このときより長い捕捉時間を
犠牲にする。しかしながら、時間の延長は、動きのアー
チファクトがゲーティングによってだけ、つまり、どの
動き補償も有すること無く回避される方法における程度
に長くなく、これは、ＭＲ信号がこのような場合呼吸周
期の僅かな部分においてだけ捕捉され得るからである。
【００４７】本発明は、肝臓又は一つ或いは夫々の腎臓
のような他の動く臓器をイメージングするためにも使用
され得る。最後に、本発明によるＭＲ方法は、人間の身
体の検査に対してだけでなく、他の生物的又は技術シス
テムにおいても使用され得る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を行うのに好適なＭＲ装置を示す図であ
る。
【図２】動きパラメータの捕捉中の測定点の場所を示す
図である。
【図３】異なる測定点における動きの時間いおける変化
を示す図である。
【図４】上記動きの間の相関関係を示す図である。
【図５】心周期、及び、心周期中の異なる捕捉段階の状
況と、ＭＲ像中のシーケンスの時間における変化とを示
す図である。
【符号の説明】
１ 磁石 ２ 勾配磁場コイルシステム ３ 勾配増幅器 ４ 波形発生器 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 ＲＦコイル １１ ＲＦ増幅器 １２ ＲＦ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 評価ユニット
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (71)出願人 590000248 Ｇｒｏｅｎｅｗｏｕｄｓｅｗｅｇ １, 5621 ＢＡ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ， Ｔｈ ｅ Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ (72)発明者 ペーター ベルネルト ドイツ連邦共和国，22547 ハンブルク, ユーカーシュトラーセ 14Ｇ (72)発明者 ベルント アルデフェルト ドイツ連邦共和国，22399 ハンブルク, ザントクーレンコッペル 57Ｂ (72)発明者 ミヒャエル ハラルト クーン ドイツ連邦共和国，22457 ハンブルク, ズュンテルシュトラーセ 77 (72)発明者 ディルク マンケ ドイツ連邦共和国，22307 ハンブルク, ヴァーゲンフェルトシュトラーセ 12 Ｆターム(参考） 4C096 AA01 AB12 AC04 AC05 AD26 BA22 DA18

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 安定した磁場が存在すると、核磁化が明
    確な周波数の関連するＲＦパルスを含むシーケンスによ
    って検査中に励起され、明確な位相の位置で受信され追
    加の勾配磁場の影響下で生成される幾つかのＭＲ信号が
    評価され、対象物の動きパラメータが動き補償のために
    連続的に測定され、上記シーケンスの上記パラメータが
    上記測定に依存して変化される、検査域中の少なくとも
    部分的に動く対象物をイメージングするＭＲ方法であっ
    て、 ＭＲ検査に先行する準備フェーズ中にｎの互いに関係す
    る動きパラメータの時間における変化を測定する段階
    と、 上記ＭＲ検査中に上記ｎの動きパラメータのｍを測定す
    る段階と、 上記ＭＲ検査中に測定されていない動きパラメータを上
    記測定された動きパラメータから導出する段階と、 動き補償を実現するために計算された又は上記測定され
    た動きパラメータに依存して上記シーケンスの上記パラ
    メータを変化させる段階とを有することを特徴とするＭ
    Ｒ方法。
  2. 【請求項２】 上記測定された動きパラメータから動き
    の方向に対する少なくとも２つの動きパラメータを導出
    する段階と、 上記勾配磁場を変化させることで追加的に動きを補償す
    る段階とを有することを特徴とする請求項１記載のＭＲ
    方法。
  3. 【請求項３】 ナビゲータパルスは上記動きパラメータ
    の測定のために使用されることを特徴とする請求項１記
    載のＭＲ方法。
  4. 【請求項４】 上記シーケンスはＥＣＧの制御下で生成
    されることを特徴とする、上記心臓のイメージングのた
    めの請求項１記載のＭＲ方法。
  5. 【請求項５】 上記動きパラメータの測定後に１心周期
    当たり幾つかの連続するシーケンスが生成されることを
    特徴とする請求項４記載のＭＲ方法。
  6. 【請求項６】 請求項１記載の方法を実行するＭＲ装置
    であって、 一様な安定した磁場を生成する磁石と、 磁気ＲＦパルスを生成するＲＦ送信器と、 ＭＲ信号を受信する受信器と、 時間的及び空間的に異なって変化する勾配を有する勾配
    磁場を発生する発生器と、 上記受信したＭＲ信号を処理する評価ユニットと、 上記ＲＦ送信器、上記受信器、上記発生器、及び、上記
    評価ユニットを制御し、 上記ＭＲ検査を先行する準備フェーズ中にｎの互いに関
    係する動きパラメータの時間における変化を測定する段
    階、 上記ＭＲ検査中に上記ｎの動きパタメータのｍを測定す
    る段階、 上記ＭＲ検査中に測定されない動きパラメータを上記測
    定された動きパラメータから導出する段階、及び、 動き補償を実現するために計算された又は上記測定され
    た動きパラメータに依存して上記シーケンスの上記パラ
    メータを変化する段階が実行されるようにプログラムさ
    れる制御ユニットとを有することを特徴とするＭＲ装
    置。
  7. 【請求項７】 請求項１記載の方法を実行するＭＲ装置
    を制御する制御ユニットのためのコンピュータプログラ
    ムであって、 上記ＭＲ検査を先行する準備フェーズ中にｎの互いに関
    係する動きパラメータの時間における変化を測定し、 上記ＭＲ検査中に上記ｎの動きパタメータのｍを測定
    し、 上記ＭＲ検査中に測定されない動きパラメータを上記測
    定された動きパラメータから導出し、 動き補償を実現するために計算された又は上記測定され
    た動きパラメータに依存して上記シーケンスの上記パラ
    メータを変化するコンピュータプログラム。
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