JP4481649B2 - Ｍｒｉ中の物体の動きの影響を補償する方法 - Google Patents

Description

本発明は、画像中の物体の動きの影響を減少させる方法、特に、磁気共鳴映像法で被写体の動きの影響を減少させる方法に関する。本発明は特に、焦点の合った画像を作り出すために患者の動きを補償する方法に関する。

磁気共鳴映像法もしくはＭＲＩは、よく知られている医学的映像技術である。本質的にこの技術は、印加される磁場に対する或る核の磁気モーメントの反応に頼る。核の基本的な構成要素である陽子と中性子は、磁気双極子モーメントを有する。偶数の陽子と偶数の中性子を備えた核では、正味量の影響で残留磁気モーメントは存在しない。しかしながら偶数ではない原子番号（偶数ではない原子量）を備えた核は、正味量の磁気双極子を有し、それゆえに磁気モーメントを有する。室温で外部磁場が存在しない場合、媒質中では磁気モーメントの無秩序の配向を見出すことが予期される。

ＭＲＩ映像システムでは、強い磁場が画像化される領域に印加される。この磁場は習慣的にｚ方向と称される１つの方向に印加される。印加磁場の影響は画像化される物体内の磁気双極子を整列させることである。しかしながら、双極子が全部正確に同じ方向に整列するわけではない。双極子は平行性と称される磁場と同じ方向に整列した配向、または双極子が磁場方向と反対に整列する逆行性の配向のいずれかを取り入れる傾向がある。室温では、平行の状態がエネルギーの点でわずかに有利であるせいで、核は逆行性の配位よりもわずかに平行性の配位を取り入れる傾向がある。これは結果として印加磁場と平行な媒質の全体的正味量の磁気モーメントにつながる。

核の磁気モーメントと印加磁場の結合効果が、核のモーメントと印加磁場の確実な整列を引き起こすわけではない。その代わりに、磁気モーメントが印加磁場の周りで歳差運動する。ラーモア周波数と呼ばれる歳差運動の周波数は印加磁場の強さに比例する。印加磁場が強くなるにつれて歳差運動の速度も速くなる。

事実上、核の双極子モーメントはそのように整列しており、モーメントの或る成分はｚ方向にあり、或る成分はラーモア周波数でｘ−ｙ平面で回転していると考えることが可能である。述べたように、画像化される物体全体を通してｚ方向に対して逆行性よりも平行性の多くの成分が存在し、それゆえに物体に関する正味量のモーメントが存在する。しかしながら、単一磁場の存在下ではｘ−ｙ平面の成分はまだ無秩序に配列し、それゆえにｘ−ｙ平面で正味量のモーメントは存在しない。

印加磁場に直交してラーモア周波数でＲＦ磁場を印加することが双極子を横切る、もしくはｘ−ｙ平面に傾ける原因となる。それはまた、双極子の整列も生じさせる。したがって、最終的な結果はラーモア周波数で回転するｘ−ｙ平面内の正味量の磁気モーメントとなる。

ＲＦ磁場が取り除かれるとき、受信コイル内に生じるインダクタンスのせいでこの正味量の磁気モーメントが測定されることが可能である。もちろん、いったんＲＦ磁場が取り除かれると核の磁気モーメントが再びｚ方向に整列し始めるので、画像化される物体の正味量の磁化はそれがかつてあった状態に戻り始めるであろう。

生じる２つの別の減衰過程が存在する。第１は全体的磁気モーメントのｚ方向成分の増加である。これは、ときには縦もしくはスピン軸の緩和と称され、励起された核と格子、もしくは近接マクロ分子の間のエネルギーの転移に起因する。第１とは無関係の第２の過程は、直交ｒｆ磁場によって同相に至っていた核のモーメントの歳差運動が位相分散を生じ始めてｘ−ｙ成分を減少させることである。横緩和もしくはスピン−スピン相互作用として知られている位相分散の過程は、異なる状態の核の間のエネルギー転移に起因し、磁場の不均質性からもまた由来する。両方の減衰過程で、物体に存在する異なるタイプの物質、すなわち患者の中の異なるタイプの組織が、緩和過程に影響を与えるであろう。それゆえに、異なるタイプの組織が受ける信号の強度を違えて測定することが画像のコントラストを明瞭にするであろう。

画像を形成するために、磁化の後に核によって発射され、それら核の空間位置に関する情報を有するように信号の双極子を符号化することが必要である。画像化処理は、普通、以下の項目で説明されることが可能である。先ず最初は、画像スライス、すなわち画像化されるべき小さい体積を選択し、その後、そのスライスから発散される磁気共鳴信号を空間的に符号化する工程である。これに関する根拠は、核が共鳴する周波数であるラーモア周波数が、それが所在する静磁場の強度の関数であるということである。したがって、位置の関数として磁場の強度を変化させる、すなわち磁場の勾配を導入することによって、ラーモア周波数もまた位置の関数として変わるであろう。

したがって、通常、位置と共に直線的に変化する弱い磁場が主静磁場に重畳されることでｚ方向に沿った磁場勾配が作り出される。その後、周波数範囲の狭いＲＦパルスが横断方向で印加される。そのラーモア周波数が印加ＲＦパルスと一致する核だけが、実際にＲＦエネルギーを吸収し、上述した傾きと整列を受けるであろう。したがって、ＲＦ周波数を慎重に選択することによって、画像化される物体の狭いバンドもしくはスライスだけが励起されるであろう。

画像化される物体のスライスを選択的に励起するために、スライス内で空間的分解能を確立することが必要である。１次元、すなわちｘ方向の空間的分解能は、周波数エンコード磁場勾配の使用を通じて確立されることが可能である。ＲＦ励起パルスの直後に、選択されたスライス内の関心対象の核のすべてのスピンは同じ周波数で歳差運動するであろう。ｚ方向に直交する追加的な勾配の適用が、１次元の空間的分解能を与える。周波数エンコード磁場勾配として知られるこの追加的な勾配は、スライスを横切ってスピンの歳差運動のラーモア周波数を変化させ、空間的分解能を可能にするであろう。

医学的なＭＲＩに関すると、関心対象の核が殆ど排他的に水素の核であることに留意すべきである。しかしながら或る種の応用では他の核の種が関心対象である可能性がある。スライスを横切って二次元の解像度を得るために、位相符号化工程を同様に使用することが必要である。ここでは、ＲＦ励起パルスに続いて、位相エンコード磁場勾配が短時間についてｙ方向に加えられる。ＲＦ励起パルスの直後に、選択されたスライスのすべてのスピンが同相であり、同じ周波数で歳差運動することを想起されたい。位相エンコード磁場勾配がｙ方向に加えられた場合には、スピンはそれらの共鳴周波数を有し、それゆえに歳差運動の速度は、ｙ方向に沿ったそれらの位置に従って変化するであろう。位相エンコード磁場勾配が取り除かれると、スライス内のすべての核は再び同じ静磁場強度に晒され、それゆえにスピンは再び同じ周波数で歳差運動を始めるであろう。位相エンコード磁場勾配の影響は、スピンの位相をｙ軸に沿ったそれらの位置に従って知られている方式で変えているであろう。その後、周波数エンコード磁場勾配が再び加えられることが可能である。

特定の周波数（およびそれゆえにｘ軸に沿った位置）で測定された信号は、ｙ方向のスピンの行からの全ベクトルの寄与の合計である。もちろん測定された実際の信号はｘ軸に沿った全周波数成分の合成である。

周波数エンコード磁場勾配が加えられている時間に画像を作り出すために、信号がＮ_ｘ回サンプリングされ、Ｎ_ｘ個の点を有するデータのベクトルもしくは線である「ｐｅライン」を生じる。その測定をｙ磁場勾配の値を違えてＮ_ｙ回測定を繰り返し、Ｎ_ｘ×Ｎ_ｙの振幅の点のマトリックスを生じる。概して、Ｎ×Ｎ画素の最終画像を作り出すために、位相エンコード工程は位相エンコード磁場勾配の異なる値でＮ回繰り返されねばならない。

スライスもしくは体積の画像化のための他の収集の仕組みが存在し、それは異なる方式でデータを収集するが、しかしながら基本原理は同じままである。応用可能ないくつかの異なる画像化シーケンスもやはり存在する。しかしながら、すべてのケースで、収集される生データはｋ空間と呼ばれるものの中にある。

画像を得るために、ｘおよびｙ軸の両方に沿ってフーリエ変換が実施され、それによってその強度が画像化スライス内の信号分布を表わすデータポイントの２Ｄスペクトルを作り出す。

ＭＲＩ画像の収集時の患者の動きは、結果的に画像の劣化につながり、それは診断関連の情報を不明瞭にする可能性がある。各々の読み出し時間、すなわち（位相エンコードラインとして知られている）一連のＮ_ｘ個のデータポイントの読み出しは、数ミリ秒を要するだけであるが、それに対して読み出し間の時間間隔、すなわち位相エンコード磁場勾配の次の値、は１００と４０００ｍｓの間である可能性がある。患者の動きによって引き起こされる大部分のぼやけとゴーストアーチファクトは、単一の読み出しの間の動きではなく、ｋ空間内のライン間での動きに起因する。

動きはｋ空間のライン間でのエラーにつながり、それは、結果的に得られる画像内で、ぼやけおよびゴーストとして現れ、それは位相エンコード（ｐｅ）および周波数エンコード（ｆｅ）の方向である可能性がある。これらのエラーはｐｅおよびｆｅ方向の並進の動き、および回転の動きからもやはり結果的に生じる可能性がある。読み出し方向で患者が並進することは、ｋ空間の各ラインで、周波数依存性の位相シフトの結果となる。空間領域での回転は、やはりｋ空間での回転でもあり、ｋ空間内の位置のさらに複雑な関数である、ｋ空間の変化の結果的となる。

動きを通じて画像内に導入される画像のアーチファクトを補正する試みのために様々な技術が使用されてきた。しかしながら、患者の動きを補正するための知られている技術の大部分は追加的な走査あるいは追加的な機器すら含む可能性のある改造された信号収集技術を含む。

国際特許出願ＷＯ９８／０１８２８号は、純粋にデータ収集後の信号処理の効果を使用して画像内に導入される動きのアーチファクトの影響を低減させるための技術を開示している。そこに述べられている技術では、データは、アーチファクトを誘導する可能な動きの影響を打ち消すように操作され、操作されたデータが、画像品質が改善されるかどうかを調べるために焦点条件を使用して比較される。この技術は、動きのパラメータの空間内の高次元の探査を実施する必要性に起因して多量の処理を含む可能性がある。さらに、この方法は動きのパラメータをさらに正確に決定するためにｋ空間のラインのグループ化を含むが、しかしながらこのグループ化は見受けられた動きのその時間の解像度を低下させる可能性がある。

動きで誘導される画像のアーチファクトを補正する別の方法はＨｅｄｌｅｙ Ｍ、Ｈｏｎｇ ＹとＲｏｓｅｎｆｅｌｄ ＤのＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ ｏｎｔｏ Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｓｅｔｓ（ＰＯＣＳ）法、「Ｍｏｔｉｏｎ Ａｒｔｉｆａｃｔ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｉｎ ＭＲＩ ｕｓｉｎｇ ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇ．，１０巻、４０〜４６頁、１９９１年である。これはバイナリマスクを形成するために良質の画像が使用される方法である。このマスクは、組織と大気の境界を規定する、すなわちマスクの外側で信号は存在しないはずである。得られる画像内で動きにより誘導されるアーチファクトは、大気中に明らかな信号を生じさせる。ＰＯＣＳ法は、得られる画像内でマスクの外側すべてを暗黒に設定する。その後、画像データはｋ空間へとフーリエ変換される。測定されたデータのモジュラスおよび前段から得られる推定値の位相から新たな複素ｋ空間が形成される。この新たなｋ空間が画像領域へとフーリエ変換され、そしてこの処理が反復する。しかしながら、この方法は、処理が反復するので、多量のフーリエ変換を含み、それゆえに多量の計算労力および時間を含む。さらに、この方法は、処理の前にバイナリマスクと得られる画像の空間的位置合わせを必要とし、それは常に達成することが可能であるわけではない。

本発明は、画像内で動きにより誘導されるアーチファクトを補正するための別の選択肢の方法を提供することを探求する。

本発明に従って、走査中の物体の望ましくない動きによって導入されるアーチファクトを補正された、走査された前記物体の画像を作成する方法であって、物体の走査から得られるいくつかのデータポイントを含むｋ空間の画像データセットをとるステップ、ｋ空間の画像データポイントのいくつかから第１のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットに少なくとも１つの追加データポイントを加えて第２のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットから作成された第１の画像を第２のデータセットから作成された第２の画像と比較し、物体のいかなる動きもあったかどうかを決定するステップ、および第２の画像を補正して物体の動きを補償するステップを含む方法が提供される。

上記で検討したＭＲＩ画像は、一般的に、ｋ空間内のデータポイントのアレーとして収集される。各々のｋ空間データポイントが全体的画像に寄与する。したがって、アンダーサンプリングされず、かつゼロの空間周波数を含むｋ空間データポイントのいかなるセットも画像を形成するために使用される可能性がある。画像の解像度は、画像を形成するのに使用されるｋ空間データポイントの数が増加するにつれて増大する。

したがって本発明は、同じデータセットからの低い解像度の画像とわずかに高い解像度の画像を比較して物体の何らかの動きがあったかどうかを決定することにある。

都合の良いことに、第２の（高い方の解像度の）画像は、第１の（わずかに低い方の解像度の）画像の位相を使用して補正される。もしも動きがある場合には、位相補正された画像は、概して、動きのないときよりも大きな虚部を有し、この事実が検出され、動きを判定するのに使用されることが可能である。ここでは画像という用語は、ｋ空間からフーリエ変換（ＦＴ）を受けた後のデータセットを表わすように使用される。実際の可視画像は、ｋ空間からＦＴ後に得られる画像空間データの振幅を表わすものであり、すなわち位相情報ではない。

本発明は、それらデータポイントが第１のデータセットに追加されて第２のデータセットを形成する中でのみ考えられる動きをサーチする。全体画像に焦点集束させることを試みる他の焦点集束方法と比べると、必要とされる計算は本方法を使用してかなり削減される。

第１のデータセットは、いくつかの位相エンコードラインを含む可能性がある。位相エンコードラインは、特定の位相エンコード磁場勾配が印加された後にとられる一連のＮ_ｘ個のデータポイントを表わす。都合の良いことに、第１のデータセットの位相エンコードラインは、対称的にＤＣにまたがる。ＤＣは、位相エンコード磁場勾配の印加がなく、かつ周波数エンコード磁場勾配の印加がないことに対応する点、すなわちｋ空間のゼロもしくは中心点である。第２のデータセットを形成するように第１のデータセットに加えられるデータポイントは、都合の良いことにいくつかの位相エンコードラインから成る。ＤＣのいずれの側に一つに２つの位相エンコードラインが加えられることが好ましい。位相エンコードラインを作っているデータポイントは、典型的には、一瞬にしてとられるので、通常では物体の動きに起因してライン内に有意の歪みが存在することはないであろう。しかしながら、画像内のすべての空間周波数を網羅する位相エンコードラインの完全なセットは、収集するのに数十秒かかる可能性があり、それは物体の動きを補償するのに必要となる結果となる可能性がある。しかしながら、位相エンコードラインが必ずしも時間的に順序に従って得られているわけではないことにもちろん留意すべきである。都合の良いことに、画像は、ＤＣから始まって或る時間でＤＣについて対称的に２つのラインを加えて構築される。画像はＤＣに対称的にまたがるｐｅラインのブロックによって最良に形成される。したがって、考えられるアーチファクトを避けるために、画像を構築するときに２つの対称的なラインを加えることが一般的に好ましい。

ここでは位相エンコードラインという用語は限定として見られるべきではない。極タイプの収集で生じるような他の非デカルトデータセットが本発明の方法に使用される可能性があることは当業者にとって明らかであろう。位相エンコードラインという用語は或る特定の位相エンコード磁場勾配の値でとられるデータポイントのセットを単純に意味する。

本方法が反復的に使用される可能性があることは理解され得る。低い解像度の画像を形成する或る数のラインが、第１のデータセットとして使用される。ＤＣのいずれかの側に位相エンコードラインが追加され、わずかに高い解像度の画像データセットが構築される。その後、このわずかに高い解像度の画像である第２の画像の位相が、何らかの動きがあったかどうかを決定するために低い解像度の第１の画像と比較され、もしもそうであればそれについて補正する。補正の後、補正されたわずかに高い解像度の画像データセットを出発点として使用して、２つのさらなるラインを加え、処理が繰り返されることが可能性がある。

都合の良いことに、補正はｋ空間内の追加のデータポイント上で実行される。

本発明による方法は、第１のデータセットとして単一の位相エンコードライン、通常はＤＣをとることによって開始されることが可能である。その後、ラインは画像を構築するときに２つ追加される可能性がある。もちろん、所望であれば、初期の第１のデータセットとしてＤＣについて対称のいかなる数のラインもとられることが可能である。

都合の良いことに、第１の画像を第２の画像と比較するステップは、第１の画像の位相を使用して第２の画像の位相を補正するステップおよび位相補正された第２の画像を分析していかなる動きの程度も決定するステップを含む。第１と第２の画像は、振幅と位相を備えた複素画像である。第１の画像の生のまたはｋ空間は、２つが（複素）画像空間へと二次元フーリエ変換される前に、第２の画像のｋ空間と同じサイズになるようにゼロでパッドされされる。効果的に第２の画像の各々の点で、第１の画像の対応する点の位相が差し引かれる。これは第２の画像の点ごとに第１の画像で除算することと同じである（後者が単位大きさを有するように正規化されていると仮定する）。これは、小さい虚成分を伴なう本質的に実である画像の結果となる。その虚成分の大きさが判定され、物体の動きの程度の決定に関する根拠として使用されることが可能である。位相補正された第２の画像は、それ自体で使用されることが可能であり、あるいは第１の画像もやはり位相補正されて、位相補正された第２の画像から位相補正された第１の画像が差し引かれることでハイパス画像を形成することが可能であり、その特徴が動きの程度を決定するのに使用される。第１の画像の位相補正もやはり第１の画像セットを第１の画像セットの位相で除算することで、まさに第１の画像のモジュラスである本質的に実の位相抜きの画像を与えることを含む。位相補正された第２の画像からこの位相抜きの第１の画像を差し引くことが、ハイパス画像と称されるものの結果となり、それは、本質的に、第２のデータセットを形成するように加えられるデータポイント内に含まれる新たな情報を与える。都合の良いことにハイパス画像の虚成分が使用されることが可能である。

代わりに、ハイパス画像は未補正の複素第２の画像から未補正の複素第１の画像を差し引くことによって形成されることも可能であり、このハイパス画像の特徴がいかなる動きの程度も決定するのに使用される。

都合の良いことに、物体の動きの決定は、考えられる物体の動きを推定し、考えられる物体の動きに関して追加されるデータポイントを補正しおよび、補正されたデータポイントがさらに焦点の合った画像を作り出すかどうかを決定することによって実行される。画像がさらに焦点の合ったものであるかどうかを決定するために焦点の判定基準が有効に使用される可能性がある。摂動もしくは複数の摂動が見つかるまで、２つの追加ラインにいくつかの異なる動きの摂動が試され、それが焦点判定基準を最小にする。小さい有限の個別のセットを試すのに充分な、考えられる患者の動きが、２つの新たなラインに試される。その摂動を補償するときに形成される画像への焦点判定基準を最小にするその摂動は、発生する患者の動きの増分であるはずである。

事実上、本発明の方法は、ＭＲＩ走査のエルミート特性に物理的に基づいた焦点判定基準のタイプを提示し、すなわちＭＲＩ走査は、純粋に実で位相抜きであるはずである。実際のところ、様々な理由のためにそれらの位相は、画像にわたってしばしばゆっくりと変化する定常状態と摂動の和に等しい、それよりも少し複雑である。本発明の方法を為すものは、この位相補正の手順によって可能な限り実に近く戻して（高まる解像度の）画像を調節することである。

異なるタイプの並進が別々に補償されることが可能であり、例えば並進の影響が補償され、それに続いていかなる回転移動も補償される可能性がある。

使用される焦点判定基準は、多様なタイプの動き、それらがＤＣについて対称性であるかまたは非対称であるかで変わる可能性がある。

第１のデータセットに２つの位相エンコードラインを対称的に加えることによって第２のデータセットが形成されるとき、考えられる並進の動きは、対称性または非対称性のいずれかである可能性がある。非対称性の並進については、考えられる焦点判定基準は位相補正された第２の画像から位相補正された第１の画像を差し引くことによって形成される画像の虚部のエネルギーである。そのエネルギーは都合の良いことに、二乗の大きさの合計をとることによって見出される。代わりに、および等価的にスペクトルの虚部の位相エンコード方向に沿ってフーリエ変換を実施し、および周波数エンコード方向に沿って投影を決定することが、焦点判定基準として使用されることが可能である。

対称性の並進については、ｋ空間内の焦点判定基準は、未補正の複素第２画像と未補正の複素第１画像の間の差の二乗の和、すなわち第２の画像のモジュラスと第１の画像のモジュラスの間の二乗平均誤差である可能性がある。しかしながら、他の焦点判定基準も可能であり、特定の仕組みについて最適化される他の判定基準が使用される可能性のあることを当業者は気付くであろう。

したがって、本発明による方法は、最初に非対称性の並進、および一般的に回転にもわたって調査を実行することにより、非対称性の焦点判定基準を最小にする移動を見出し、その後、対称性の移動にわたって調査を実行することにより対象性の焦点判定基準を最小にする移動を見出すことによって、画像を焦点合わせするために使用されることが可能である。

物体の走査は、磁気共鳴映像装置で実施されることが好ましい。

ここで添付の図面を参照しながら単なる範例に過ぎない方式で本発明が述べられるであろう。

図１を参照すると、磁気共鳴映像システム１０の概略図が示されている。システム１０は従来のタイプの磁気共鳴映像スキャナ１２を組み入れている。スキャナ１２は超伝導または抵抗型の主マグネット２０を有し、これが患者の内部で原子核の磁場方向に沿った正味の整列を生じさせるのに充分な強さの磁場を発生する。スキャナ１２はまた、主マグネット２０の磁場の望ましくない不均質性を補正するためにシムコイル２２も含む。シムコイル２２によって発生される磁場は、シムコイル電力供給ユニット２４によって制御される。

特定の原子核の共鳴周波数は、原子核と印加磁場の強度の特性である。空間情報を供給するために、磁場勾配はコイル２６のような傾斜磁場コイルによって発生される。傾斜磁場コイルは、しばしば３つの直交方向で傾斜磁場を作り出すように配置される。傾斜磁場コイルによって作り出される磁場は、傾斜磁場コイル電力供給ユニット２８によって制御される。患者の原子核から信号を生じさせるために、送信コイル３０によって無線周波数の磁気パルスが作り出される。このパルスが、患者の或るスライスの体積の中の核スピンの角度を「切り換える」。そして、これらの励起されたスピンまたは磁化が、送信コイル３０と同じコイルであることも可能な受信コイル内に電流を誘導する。コイル３０は送信ユニット３２と受信ユニット３４に接続され、それらの各々がやはり周波数源３６から信号を受信する。

システム１０は、制御用コンピュータ３８を含み、それがシステム１０の構成要素の動作を制御する。コンピュータ３８は勾配タイミング、磁場強度および配向の制御の形で傾斜磁場コイル電力供給ユニット２８を制御する。更に、コンピュータは送信器のタイミングと共に受信ユニット３４から信号を受信する。

患者の組織の画像を形成するために、患者がシステム１０内に入れられ、静的および／または変化する傾斜磁場の多様な組み合わせで一連の測定値が取られる。患者の組織から得られる信号は、組織の特性、磁場勾配強度、勾配の配向および、印加される無線周波数パルスに関係するタイミング具によって決まる。変化する勾配は、受信信号の位相、周波数および強度を符号化する。時間の関数として受信された信号は順序化されたセットを形成し、それがその後の処理のためにコンピュータ３８のメモリ内に記憶される。

引き続く信号処理ステージでは、受信された信号の順序化セットにフーリエ変換が実施され、画像を形成するために信号を階調へと割り当てるのに変換のモジュラスが使用される。受信された信号のセットは、ｋ空間に存在すると言われる。

従来式のＭＲＩでは、データ収集の間に患者が動く場合には、受信される信号が影響を受け、ｋ空間の信号の一部が崩される。画像が再構成される方式が理由で、この動きは全体の画像に影響を及ぼし、最終画像内のぼやけおよび／またはゴースト映像の原因となる。

図３は画像に与える動きの影響を示している。図３ａは最大解像度のＭＲＩ画像を示している。図３ｂは同じ画像であるが処理された変移を伴なった画像を示している。その変移は、ＤＣ＋１８のラインで導入されたものであって、１画素の周波数エンコード変移および−２画素の位相エンコード変移で構成される。形成された画像に与える影響は極めて明らかであって、移動を伴なった画像は明らかに、焦点集束および明確さで劣る。したがってそのような画像の診断的価値は、それ相応に下がる。

ここで図２を参照すると、システム１０の動作の機能ブロック図が示されている。コンピュータ３８は、スキャナ１２を制御してそこから情報を受け取り、ディスプレイ５０上で画像を作成するためにこの情報を使用する。この画像は初期に再構成される画像である。初期画像が崩れているとシステム１０の操作者が考える場合には、追加的な信号処理ルーチンが選択される。代わりに、さらなる信号処理が自動的に生じる可能性がある。いずれのケースでも、記憶された画像データは患者の動きの影響を削減するように処理される。

本発明では、焦点合わせは、低い解像度の画像を焦点集束させ、その後、わずかに高い解像度へと進み、追加されるまさに新たなデータポイントに集中するという増加の手順によって実施される。本発明の一実施形態では、わずかに高い解像度の画像は、低い解像度の画像に２つの追加の位相エンコードラインを加えることによって形成される。言い換えると、ＤＣに対称的にまたがる２ｍ＋１の位相エンコードラインが考えられ、ここでｍは小さい正の整数である。これらは位相エンコード空間周波数、またはｋ空間、ラインｋであり、ここで−ｍ≦ｋ≦ｍであり、ｋ＝０でＤＣである。各々の位相エンコード（ＰＥ）ラインはｎ_ｆｅ個のデータポイントで構成され、すなわちそれらデータポイントは周波数エンコード方向で取られる。位相エンコードライン内のｎ_ｆｅ個のデータポイントは１秒の数分の１で取得され、それゆえに普通では位相エンコードライン内部で有意の画像歪みが動きの影響から生じることはないであろう。

ｎ_ｆｅ個の点によるこの（２ｍ＋１）の第１のデータセットから、低い解像度の複素ＭＲＩ画像Ｉ_２ｍ＋１が普通の方式で二次元フーリエ変換（ＦＴ）によって形成されることが可能である。図４はこの方式で得られる低い解像度の画面の例を示している。図４ａでは画像の焦点は合っており、図４ｂでは画像の焦点は合っていない。本発明に従った方法は帰納的であるので、低い解像度の画像は処理の早いステージで焦点合わせされる。

本処理法は、言わばＤＣにある単一のラインを焦点集束していると見なし、一度に２つのラインをＤＣについて対称的に構築して画像を形成することによって開始されることが可能である。

焦点集束されたＩ_２ｍ＋１画像から、Ｉ_２ｍ＋１よりもわずかに高い解像度であってやはりＤＣにまたがる（２ｍ＋３）×ｎ_ＦＥ画像Ｉ_２ｍ＋３が形成される。この画像はＰＥラインｋで構成される生のＫ空間データに２−ＤのＦＴを行なうことによって得られ、ここで−ｍ−１≦ｋ≦ｍ＋１である。一般的には、ラインｋ＝ｍ＋１またはｋ＝−ｍ−１で患者の未補償の動きが生じている可能性があることが特に原因となって、この画像は焦点が合っていないであろう。前の画像が焦点集束されていたので、追加された２つの新たなＰＥラインに集中することのみが必要とされる。言い換えると、ＰＥおよびＦＥ方向の変移、およびそれらのラインで生じる回転が決定される。ラインｍ＋１上のａ画素量およびライン−ｍ−１上のｂ画素量の患者の移動は（ａ＋ｂ）／２の対称性の移動と（ａ−ｂ）／２の非対称性の移動の和として分解されることが可能である。「対称性」のケースでは、患者の動きはラインｋ＝ｍ＋１とｋ＝−ｍ−１上の同じ量によるものである。非対称性のケースでは、ＰＥラインｋ＝−ｍ−１上の動きはラインｋ＝ｍ＋１のＰＭを負にしたものである。一般則を損なうことなく、これらの移動はｋ空間内のＤＣライン上の何らかの「基準」位置との関係であると考えることが可能である。

目的は、最後の２つの追加ラインについて、対称性のＦＥ移動δｘ_ｓｙｍ、ＰＥ移動δｙ_ｓｙｍ、および患者の角回転移動δθ_ｓｙｍを推定し、かつ非対称性の移動δｘ_ａｓｙｍ、δｙ_ａｓｙｍ、およびδθ_ａｓｙｍもやはり推定することである。２つの新たなラインが一般的に時間的に順序に従って加えられる必要はないこと、いかなる普通のデカルトタイプのＰＥライン収集順序も起こるであろうことに留意すべきである。しかしながら、当業者によって理解されるであろうが、「ハーフフーリエ」タイプの収集法または極タイプの螺旋型収集法といった他のタイプの収集法が本発明の方法に提供される可能性がある。

いったんわずかに高い解像度のＭＲＩ画像Ｉ_２ｍ＋３が形成されると、この画像の位相がさらに低い解像度の画像Ｉ_２ｍ＋１の位相によって補正され、これらの画像は概してモジュラスと反対の複素画像である。画像ディスプレイ手段上に表示される画像はモジュラスイメージである。

位相画像は、複素画像を各点でそれに対応するモジュラス画像で除算して規定されることが可能である。したがって、低い解像度の画像Ｉ_２ｍ＋１の位相画像は低い解像度の複素画像を各点でそれに対応するモジュラスイメージで除算することによって形成されることが可能である。ＤＣ０＝Ｉ_２ｍ＋１とすると、Ｉ_２ｍ＋１の位相画像はＤＣ０ｎ＝ＤＣ０．／Ｄ０であり、ここで．／は点毎の除算を示し、Ｄ０はＤＣ０のモジュラスイメージであり、すなわちＤ０＝｜ＤＣ０｜である。

高い方の解像度の、焦点ずれが考えられる画像ＤＣ２＝Ｉ_２ｍ＋３は、したがって点毎に低い方の解像度の位相画像で除算されることで位相補正された画像ＤＣ２＿ｃｏｒｒｅｃｔｅｄを与える。ＤＣについて対称的にＰＥラインを追加することによって画像の解像度は増加的にて増大するので、通常では画像の位相が極めて目に見えて変化することはない。したがって、位相補正された高い方の解像度の画像ＤＣ２＿ｃｏｒｒｅｃｔｅｄは、大部分は実画像であり、虚部は実部と比較すると概して小さい。

低い方の解像度の画像Ｉ_２ｍ＋１をそれ自体の位相画像で除算することで位相補正された画像ＤＣ２＿ｃｏｒｒｅｃｔｅｄを与えることもやはり可能である。事実上、これは位相抜きの実在の画像であって低い方の解像度のモジュラス画像と同じモジュラスを備えている。

その後、位相補正された低い方の解像度の画像ＤＣ０＿ｃｏｒｒｅｃｔｅｄが位相補正された高い方の解像度の画像から差し引かれることで、ハイパス画像と称されるものを形成することが可能である。事実上、このハイパス画像は余分のＰＥラインのデータの追加に起因して画像内に新たな情報、または新たに分解された「刷新」を与える。

２つの新たな「焦点から外れた」ラインが、患者の非ゼロの非対称性の動きに起因して非対称の移動で追加されると、ある程度の画像エネルギーが、位相補正された高い方の解像度の画像または２つの位相補正された画像間の差から形成されたハイパス画像のいずれかの仮想部分へと移動する。

図５は位相補正された高い方の解像度の画像の虚部を示している。図５ａは患者の動きがなく、かつ画像の焦点が合っているケースを示し、それに対して図５ｂは患者の未補償の動きが存在するケースを示している。患者の動きのせいで焦点から外れているとき、増大したレベルのリップルが見受けられ、その強度は焦点外れの量と共に増大している。リップルは主に画像内の追加されたＰＥラインの空間周波数で生じ、位相エンコードの方向に認められる。

これは、周波数エンコードの値１１９で取られる図５の画像を通る断面を示す図６を参照するとさらに明瞭に見ることが可能である。ここでは、焦点の合っていないケースでリップルの量が増えていることを明らかに見ることが可能である。したがって、位相補正された高い方の解像度の画像の虚部内のエネルギーは、患者のいかなる動きの程度も決定するための焦点判定基準として使用されることが可能である。虚部内に存在するエネルギーはその二乗の大きさの和を形成することによって決定されることが可能である。

代わりに、殆ど等価の焦点判定基準は、位相補正された高い方の解像度の虚部のモジュラスのスペクトルに注目することによって見出されることが可能である。画像は位相エンコード方向に沿ってフーリエ変換され、点毎にモジュラスがとられる。結果的に得られるスペクトルは図７に示されており、焦点から外れたケースについては図５ｂに例示されている。これは、ｋ空間の１１９であった新たなラインの周波数に大きく集中したリップルの影響を示している。図８は垂直方向のＰＥ軸上に投影される図７のスペクトルを示している。ここでもやはり、焦点の合っていない曲線がさらに多くのエネルギーを有することを見受けることが可能である。この曲線よりも下のエネルギーもまた、非対称性の動きに関する焦点判定基準として使用されることが可能である。

患者の対称性の動きについては、上記の焦点判定基準は概して最適ではなく、別のものが使用されるべきである。これは、（２ｍ＋３）ラインの焦点のずれた画像内のリップルエネルギーがここで一層多く実部に現れ、それにより、その主な寄与が実画像から由来して、虚部の画像からの第２次の貢献をのみ有する、モジュラスイメージ上に現れることが示され得るという理由による。２乗平均に基づいて低い解像度の焦点の合ったモジュラスイメージを高い方の解像度のモジュラスイメージ｜Ｉ_ｍ＋３｜と比較する場合には、焦点ずれが存在するときに、これはリップルの増大に起因する２つの画像間のさらに高い二乗平均距離として現れるはずである。したがって、２つの複素画像Ｉ_ｍ＋１とＩ_ｍ＋３の間の差の二乗和は、患者の対称性の動きを検出するための焦点判定基準として使用されることが可能である。

したがって、本発明の一実施形態では、典型的には手順は以下のように進行する可能性がある。
ｉ）焦点の合った第１の画像に対応するいくつかの位相エンコードラインの第１のデータセット取り、
ｉｉ）第１のデータセットのいずれかの側に２つのラインを追加することで第２のデータセットを形成し、
ｉｉｉ）２つの新たなラインに患者の非対称性の動きの（個別の）増分δｘ_ａｓｙｍ、δｙ_ａｓｙｍ、およびδθ_ａｓｙｍを適用することで考えられる第２のデータセットを形成し、
ｉｖ）考えられる第２のデータセットの２ＤのＦＴによって第２の画像を形成し、
ｖ）第１の画像の位相によって第２の画像の位相を補正し、かつ位相補正された第１と第２の画像の差からハイパス画像を形成し、
ｖｉ）非対称性焦点判定基準値を決定し、
ｖｉｉ）（ゼロを含む）すべての個別の非対称性の移動についてステップ（ｉｉｉ）から（ｖｉ）を繰り返し、
ｖｉｉｉ）非対称性の焦点判定基準の最小値を生じさせる非対称性の個別の移動を識別し、
ｉｘ）患者の対称性の動きの移動の（個別の）増分δｘ_ｓｙｍ、δｙ_ｓｙｍ、およびδθ_ｓｙｍを２つの新たなラインに適用し、それにより、考えられる第２のデータセットを形成し、
ｘ）考えられる第２のデータセットの２ＤのＦＴによって第２の画像を形成し、
ｘｉ）複素第２の画像から複素第１の画像を差し引いた差を決定し、
ｘｉｉ）対称性の焦点判定基準値を決定し、
ｘｉｉｉ）すべての個別の対称性移動（ゼロを含む）についてステップ（ｉｘ）から（ｘｉｉ）を繰り返し、
ｘｉｖ）対称性の焦点判定基準の最小値を生じさせる個別の対称性の移動を識別し、
ｘｖ）識別した対称性および非対称性の移動について第２のデータセットを補正し、
ｘｖｉ）最大の解像度に到達するまでステップ（ｉ）から（ｘｖ）を繰り返して補正された第２のデータセットを新たな第１のデータセットとしてとる。

個別の対称性または非対称性の移動にわたるサーチは、２次元で３Ｄサーチすることであって、この動き移動について画像またはその生データを補正することに関して適切な焦点判定基準を最小にする移動を見出すことを目的とする。

上記で示唆した焦点判定基準は、説明した虚部及びモジュラス画像の観点で公式化されるが、しかし例えばその他の判定基準もやはり関連のある位相画像の観点から公式化されることが可能である。当業者は気付くであろうが、位相補正されたハイパス画像に基づいた焦点判定基準の多くの変形例が存在する。

いかなる焦点判定基準とものように、ＤＣライン付近のＰＥ移動のある程度の推定の失敗はあり得るが、しかしながらこれは、極めて小さいＰＥ位相が含まれるときにそのような移動が実際では画像の主観の焦点に殆ど無視することが可能な影響を有することが理由である。同様に、ＤＣからはっきりと離れているさらに高い周波数のＰＥラインに関するＰＥ移動の推定の失敗があると思われる可能性がある。これは、移動によって引き起こされるＰＥ位相誤差がモジュロ２πに包まれることが理由であるが、この影響もやはりそれ自体で焦点外れを引き起こすことはないが、状態の物理学から生じる。

選択された焦点判定基準の正当化は以下の通りである。ｙが（画像内の）ｐｅ位置を表わし、ｘがｆｅ位置を表わす場合に、複素ＭＲＩ画像がまさに多数の個別の点Ａ（ｘ_ｐ，ｙ_ｑ）の総和であると仮定する。このときそのような画像Ｉに対応するｋ空間は

であり、ここで−ｎ_ｆｅ／２≦ｊ≦ｎ_ｆｅ／２、−ｎ_ｐｅ／２≦ｋ≦ｎ_ｐｅ／２であり、各ｐｅラインにｎ_ｆｅ＋１個の点、合計でｎ_ｐｅ＋１のｐｅラインがあると仮定している。

ｋ空間ラインを−ｍ≦ｋ≦ｍでまとめることから得られる（２ｍ＋１）×ｎ_ｆｅ生データのマトリックスＲ_２ｍ＋１を形成する。このマトリックスはｎ_ｐｅ×ｎ_ｆｅマトリックスへと対象にゼロで引き伸ばされ、その後に２Ｄフーリエ変換されてＩ_２ｍ＋１に至る。上述したように、Ｉ_２ｍ＋１が位相補正されると、複素画像の振幅Ａ（ｘ_ｐ，ｙ_ｑ）は事実上それらの位相を取り除くことによって実となり、それゆえにそれらはこれ以降実数であると考えられる。

ここでｋ＝ｍ＋１およびｋ＝−ｍ−１で２つの新たなＰＥラインを、ＦＥでδｘおよびＰＥでδｙの非対称性の移動を伴なって追加すると考える。新たな（焦点の合っていない）ラインは

であり、ここで−ｎ_ｆｅ／２≦ｊ≦ｎ_ｆｅ／２である。また、

であり、ここで画像の位相補正の後ではＡ（ｘ_ｐ，ｙ_ｑ）は実であると考えることが可能である。以上を

と書くことが可能である。患者の動きが生のｋ空間データ上で位相誤差として現れることに留意すべきである。

第１の近似に対しては、δｘとδｙは小さく、普通では１もしくは２画素程度であるので、第１の近似を

と書くことが可能である。それらの焦点が合わされると、２つの新たなラインはエルミート対、すなわち

を形成し、ここで＊は対のＦＴ（すなわちハイパス画像）が実であることを意味する複素共役である。患者の非ゼロの動きが存在すると、式（１）と（２）から

であり、ここで実数定数ｃ＝２π｛ｊ．δｘ／ｎ_ｆｅ＋（ｍ＋１）δｙ／ｎ_ｐｅ｝である。

ここで、（位相補正された）複素画像Ｉ_２ｍ＋３は

である。

最後の項は、患者の動き（すなわち焦点外れ）が存在するときに、位相補正された２ｍ＋３ライン画像に対する虚部の出現を起こす。この虚部は、ハイパス画像であって、追加された新たなラインの周波数、すなわちｍ＋１でその大部分のエネルギーを含み、これは新たなラインによって寄与されるフーリエ成分である。

実際では、途中で為される様々な近似が存在するがそれらは上記の分析を部分的に有効にするだけである。焦点の合った２ｍ＋３ラインの位相補正された画像が虚部を有しても、上記の分析は点Ａ（ｘ_ｐ，ｙ_ｑ）から生じる影響を考慮に入れておらず、それは低解像度の画像内で殆ど解決されない。しかしながら、それは、新たなライン上に患者の非ゼロの動き移動が存在するときに新たなラインの対でエルミートミスマッチから生じる虚部画像への余分の寄与があるであろうことを示すのに役立ち、非対称性の焦点判定基準の選択を支持する。

同様に、２つのライン上で患者の対称性の動きが存在するとき、その影響が実画像上で振動を設定することであると示すことが可能であり、それはモジュラス画像｜Ｉ_２ｍ＋３｜の振幅の振動に対する第１次の影響として寄与する。（対照的に、虚部上の摂動は第２次の影響である。）｜Ｉ_２ｍ＋３｜と｜Ｉ_２ｍ＋１｜を比較すると振動は最もよく検出され、それは対称性の焦点判定基準の選択を促進する。

本発明は、或る特定の収集仕組みと或る焦点判定基準に関連させて以上に説明されてきた。しかしながら、本発明の本質から逸脱することなく他の仕組みおよび判定基準が使用される可能性があることに当業者は気付くであろう。

磁気共鳴映像システムを示す概略図である。 図１のシステムの動作を示す機能図である。 最大解像度のＭＲＩ画像上の物体の動きの影響を示す図である。 最大解像度のＭＲＩ画像上の物体の動きの影響を示す図である。 図３に示されたそれよりも低い解像度の画像を示す図である。 図３に示されたそれよりも低い解像度の画像を示す図である。 本発明の一実施形態に従って位相補正された画像の虚部を示す図である。 本発明の一実施形態に従って位相補正された画像の虚部を示す図である。 位相エンコード方向で図５を通る典型的な断面を示す図である。 位相補正された画像の虚部のモジュラスのスペクトルを示す図である。 図７の位相エンコード軸への投影を示す図である。

Claims (36)

1. 磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の走査中の物体の望ましくない動きによって導入されるアーチファクトを補正された、走査された前記物体の画像を作成するために磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムの作動方法であって、
   ａ）物体の走査から得られるいくつかのデータポイントを含むｋ空間の画像データセットをとるステップ、
   ｂ）ｋ空間の画像データポイントのいくつかから第１のデータセットを形成するステップ、
   ｃ）第１のデータセットに少なくとも１つの追加データポイントを加えて第２のデータセットを形成するステップ、
   ｄ）物体のいかなる動きもあったかどうかを決定するために第１のデータセットから作成された第１の画像を第２のデータセットから作成された第２の画像と比較するステップ、および
   ｅ）物体の動きがあったことが決定された場合に物体の動きを補償するために前記少なくとも１つの追加データポイント補正するステップを含む方法。
2. 物体のいかなる動きもあったかどうかを決定するために、第１の画像の位相が前記第２の画像の位相と比較される請求項１に記載の方法。
3. 第１のデータセットがいくつかの位相エンコードラインを含む請求項１または請求項２に記載の方法。
4. 第１のデータセットの位相エンコードラインが対称的にＤＣにまたがる請求項３に記載の方法。
5. 第２のデータセットを形成するために第１のデータセットに追加されるデータポイントは、いくつかの位相エンコードラインを含む請求項１から４のいずれか一項に記載の方法。
6. 追加される位相エンコードラインの数は、２である請求項５に記載の方法。
7. ＤＣの各々の側に１つの位相エンコードラインが追加される請求項６に記載の方法。
8. ステップｅ）から生じる補正された第２のデータセットを第１のデータセットとして指定すること、およびステップｃ）からステップｅ）を繰り返すことを含むステップを含む請求項１から７のいずれか一項に記載の方法。
9. ステップｂ）の第１のデータセットは最初、単一の位相エンコードラインである請求項８に記載の方法。
10. 単一の位相エンコードラインがＤＣにある請求項９に記載の方法。
11. 第１の画像と前記第２の画像とを比較するステップが、第１の画像の位相を使用して第２の画像の位相を補正しおよびいかなる動きの程度も決定するために位相補正された第２の画像を分析するステップを含む請求項１から１０のいずれか一項に記載の方法。
12. 第２の画像の位相が、それを第１の画像の位相で除算することによって補正される請求項１１に記載の方法。
13. 位相補正された第２の画像の分析が、その虚成分の程度を決定することを含む請求項１１または請求項１２に記載の方法。
14. 位相補正された第１の画像が位相補正された第２の画像から差し引かれてハイパス画像を形成し、ハイパス画像の特徴が動きの程度を決定するために使用される請求項１２または請求項１３に記載の方法。
15. ハイパス画像の特徴が、その特徴の虚成分の程度である請求項１４に記載の方法。
16. ハイパス画像が第２の画像から第１の画像を差し引くことによって形成され、ハイパス画像の特徴がいかなる動きの程度も決定するために使用される請求項１から１１のいずれかに記載の方法。
17. 物体の動きの判定が、考えられる物体の動きを推定し、考えられる物体の動きについて追加データポイントを補正し、かつ補正されたデータポイントがさらに焦点の合った画像を与えるかどうかを決定することによって実行される請求項１から１６のいずれか一項に記載の方法。
18. 焦点判定基準が、補正されたデータポイントがさらに焦点の合った画像を与えるかどうかを決定するために使用される請求項１７に記載の方法。
19. 磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の走査中の物体の望ましくない動きによって導入されるアーチファクトを補正された、走査された前記物体の画像を作成する磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システムであって、
    ａ）データポイントを生成するために物体の走査を行うＭＲＩ画像手段と、
    ｂ）ｉ）物体の走査から得られるいくつかのデータポイントを含むｋ空間の画像データセットをとり、
    ｉｉ）ｋ空間の画像データポイントのいくつかから第１のデータセットを形成し、
    ｉｉｉ）第１のデータセットに少なくとも１つの追加データポイントを加えて第２のデータセットを形成し、
    ｉｖ）物体のいかなる動きもあったかどうかを決定するために第１のデータセットから作成された第１の画像を第２のデータセットから作成された第２の画像と比較し、
    ｖ）物体の動きがあったことが決定された場合に物体の動きを補償するために前記少なくとも１つの追加データポイントを補正するようにプログラムされたコンピュータ手段とを含む磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
20. 第１の画像および第２の画像は、それぞれ、位相を有し、物体のいかなる動きもあったかどうかを決定するために、一方の位相が他方の位相と比較される請求項１９に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
21. 第１のデータセットがいくつかの位相エンコードラインを含む請求項１９または請求項２０に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
22. 第１のデータセットの位相エンコードラインが対称的にＤＣにまたがる請求項２１に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
23. 第２のデータセットを形成するために第１のデータセットに追加されるデータポイントは、いくつかの位相エンコードラインを含む請求項１９から２２のいずれか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
24. 追加される位相エンコードラインの数は、２である請求項２３に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
25. ＤＣの各々の側に１つの位相エンコードラインが追加される請求項２４に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
26. コンピュータ手段は、ｖｉ）前記ｂ）の前記ｖ）から生じる補正された第２のデータセットを第１のデータセットとして指定することと、前記ｂ）の前記ｉｉｉ）から前記ｂ）の前記ｖ）を繰り返すこととを含む追加の処理を実行することによって繰り返して動作するようにプログラムされる請求項１９から２５のいずれか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
27. 前記ｂの前記ｉｉ）の第１のデータセットは最初、単一の位相エンコードラインである請求項２６に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
28. 単一の位相エンコードラインがＤＣにある請求項２７に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
29. コンピュータ手段は、第１の画像の位相を使用して第２の画像の位相を補正すること、およびいかなる動きの程度も決定するために位相補正された第２の画像を分析することによって、第１の画像と第２の画像とを比較するようにプログラムされる請求項１９から２８のいずれか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
30. コンピュータ手段は、第２の画像の位相を第１の画像の位相で除算することによって第２の画像を補正するようにプログラムされる請求項２９に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
31. コンピュータ手段は、位相補正された第２の画像をその虚成分の程度を決定することによって分析するようにプログラムされる請求項２９または請求項３０に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
32. コンピュータ手段は、ハイパス画像を形成するために、位相補正された第１の画像を位相補正された第２の画像から差し引くようにプログラムされ、ハイパス画像の特徴が動きの程度を決定するために使用される請求項２９から３１のいずれか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
33. ハイパス画像の特徴が、その特徴の虚成分の程度である請求項３２に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
34. コンピュータ手段は、第２の画像から第１の画像を差し引くことによってハイパス画像を形成するようにプログラムされ、またいかなる動きの程度も決定するためにハイパス画像の特徴を使用するようにプログラムされる請求項１９から２８のいずれかに記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
35. コンピュータ手段は、考えられる物体の動きを推定し、考えられる物体の動きについて追加データポイントを補正し、かつ補正されたデータポイントがさらに焦点の合った画像を与えるかどうかを決定することによって、物体の動きを判定するようにプログラムされる請求項１９から３４のいずれか一項に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。
36. 焦点判定基準が、補正されたデータポイントがさらに焦点の合った画像を与えるかどうかを決定するために使用される請求項３５に記載の磁気共鳴映像（ＭＲＩ）システム。

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