(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
仕立てられた信号励起モジュールを使ったＭＲＩスキャン中の時間上の複数点におけるＭＲＩデータの高速取得のための方法であって、
（ａ）１つ以上の磁場勾配との組み合わせでＲＦ励起パルスを使うことによって仕立てられた信号励起モジュールを得るステップと、
（ｂ）区別されたｋ空間点をタグしてオーバーラップさせる、前記得られた仕立てられた信号励起モジュールを採用するパルスシーケンスを使って時間上の一点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するステップと、
（ｃ）加速されたｋ−ｔデータセットを得るためにオーバーラップしたｋ空間点を時間の関数としてタギングしながら、スキャン中の複数時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するためにステップ（ａ）と（ｂ）を繰り返すステップと、
（ｄ）取得されたｋ空間データセット中のｋ空間エイリアシングを、それらを時間軸に沿ってフーリエ変換し、続いてオーバーラップした点を分離するためにフィルター処理することによって、解くステップと、
（ｅ）データが取得されたところの異なる時間点についての画像フレームを生成するために、エイリアスでないｋ空間データセットの1つ以上の軸に沿ってフーリエ変換を行うステップと、
を含む方法。
【請求項２】
仕立てられた信号励起モジュールを得るステップ（ａ）が、少なくとも1つの空間的次元において直接的に対象物をサンプリングするステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項３】
仕立てられた信号励起モジュールを得るステップ（ａ）が、以下の式：
【数１】
0005882469.tif 000015
によって与えられたＲＦ励起パルスを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項４】
加速されたｋ−ｔデータセットを得るステップ（ｃ）が、以下の式：
【数２】
0005882469.tif 000016
によって与えられたオーバーラップしたｋ空間点における信号を得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項５】
ステップ（ｄ）が、オーバーラップしたｋ空間点を分離し完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するために、前記加速されたｋ−ｔデータセットの時間的周波数スペクトルをフィルタリングするステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項６】
ステップ（ｃ）が、完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するためにオーバーラップしたｋ空間点を分離するように、タギング係数の振幅と位相を変動させるステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項７】
ステップ（ｃ）が、選択されたｋ空間軸に沿った加速のステップを含み、前記加速の軸は、位相エンコード軸である、請求項1記載の方法。
【請求項８】
ステップ（ａ）が、ｋ空間中の複数のライン上に横たわるｋ空間点のオーバーラップが１つのｋ空間軸に沿って間を空けられることを引き起こす、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項９】
ステップ（ａ）が、２Ｄまたは３Ｄのｋ空間エイリアシングを実効化するように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項１０】
ステップ（ａ）が、カルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項１１】
ステップ（ａ）が、ノンカルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項１２】
ステップ（ｃ）が、作成されたｋ−ｔデータセットから一連の画像フレームを再構成するステップを含む、請求項１記載の方法。
【請求項１３】
ステップ（ａ）が、対応する複数の加速されたｋ空間データセットを作成するように複数の受信機コイルを使って仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含み、ステップ（ｃ）が、ＭＲＩスキャンを加速するためのＰＭＲＩ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項１４】
ステップ（ａ）が、対応する複数のｋ空間データセットを作成するように仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含み、ステップ（ｃ）が、ＭＲＩスキャンを加速するためのＣＳ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するステップを含む、請求項1記載の方法。
【請求項１５】
対応する複数のｋ空間データセットと、複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットが、以前の参照ＭＲＩスキャンから取得された画像および／またはｋ空間情報を使って処理される、請求項1記載の方法。
【請求項１６】
仕立てられた信号励起モジュールを使ったＭＲＩスキャン中の時間上の複数点におけるＭＲＩデータの高速取得のためのシステムであって、
（ａ）１つ以上の磁場勾配と共にＲＦ励起パルスを使うことによって仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたＭＲＩ信号励起手段と、
（ｂ）区別されたｋ空間点をタグしてオーバーラップさせる、前記得られた仕立てられた信号励起モジュールを採用するパルスシーケンスを使って1つの時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するように適応され、更に加速されたｋ−ｔデータセットを得るためにオーバーラップしたｋ空間点を時間の関数としてタギングしながら、スキャン中の複数時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するステップを繰り返すように適応されたエイリアシング手段と、
（ｃ）取得されたｋ空間データセットを時間軸に沿ってフーリエ変換し、続いてオーバーラップしたｋ空間点を分離するためにフィルター処理することによって、取得されたｋ空間データセット中のｋ空間エイリアシングを解くように適応された第１のフーリエ変換手段と、
（ｄ）データが取得されたところの複数時間点について、エイリアスでないｋ空間データセットから、画像フレームを生成するように適応された第２のフーリエ変換手段と、
を含むシステム。
【請求項１７】
前記励起手段が、少なくとも1つの空間的次元において直接的に対象物をサンプリングするように適応されたサンプリング手段を含む、請求項1６記載のシステム。
【請求項１８】
前記励起手段が、以下の式：
【数３】
0005882469.tif 000017
によって与えられたＲＦ励起パルスを得るように適応されたＲＦ励起パルス取得手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項１９】
前記励起手段が、以下の式：
【数４】
0005882469.tif 000018
によって与えられたオーバーラップしたｋ空間点における信号を得るように適応された信号取得手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２０】
前記システムが、オーバーラップしたｋ空間点を分離し完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するために、前記加速されたｋ−ｔデータセットの時間的周波数スペクトルをフィルタリングするためにフィルタリング手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２１】
前記システムが、完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するためにオーバーラップしたｋ空間点を分離するように、タギング係数の振幅と位相をそれぞれ変動させるように適応された振幅変動手段および位相変動手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２２】
前記システムが、選択されたｋ空間軸に沿って加速されたｋ−ｔ空間データセットを得るための加速手段を含み、前記加速の軸は、位相エンコード軸である、請求項１６記載のシステム。
【請求項２３】
前記システムが、ｋ空間中の複数のライン上に横たわるｋ空間点のオーバーラップが１つのｋ空間軸に沿って間を空けられることを引き起こす、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたＭＲＩ信号励起手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２４】
前記ＭＲＩ信号励起手段が、２Ｄまたは３Ｄのｋ空間エイリアシングをそれぞれ実効化するように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応された２ＤＭＲＩ信号励起手段または３ＤＭＲＩ信号励起手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２５】
前記ＭＲＩ信号励起手段が、カルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたカルテジアンＭＲＩ信号励起手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２６】
前記ＭＲＩ信号励起手段が、ノンカルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたノンカルテジアンＭＲＩ信号励起手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２７】
前記システムが、作成されたｋ−ｔデータセットから一連の画像フレームを再構成するように適応された画像フレーム再構成手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２８】
前記システムが、対応する複数のｋ空間データセットを作成するために仕立てられた信号励起モジュールを得るための複数の受信機コイルを含み、更に、ＭＲＩスキャンを加速するためのＰＭＲＩ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するように適応されたＰＭＲＩ手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項２９】
前記システムが、対応する複数のｋ空間データセットを作成するために仕立てられた信号励起モジュールを得るための複数の受信機コイルを含み、更に、ＭＲＩスキャンを加速するためのＣＳ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するように適応されたＣＳ手段を含む、請求項１６記載のシステム。
【請求項３０】
前記システムが処理手段を含み、そこでは対応する複数のｋ空間データセットと複数の画像フレームデータセットが以前の参照ＭＲＩスキャンから取得された画像および／またはｋ空間情報を使って処理される、請求項１６記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この出願は、２０１１年9月9日に出願されたインド特許出願番号2547/MUM/2011からの優先権を主張する。
【０００２】
この発明は、撮像の分野に関する。
【０００３】
特定には、この発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）の方法とシステムに関する。
【０００４】
より特定には、この発明は、従来の撮像スキャン中のＭＲデータの取得速度を増加させるための方法とシステムに関する。
【０００５】
もっと特定には、この発明は、仕立てられた信号励起モジュールを使った高速ＭＲＩ取得（ＲＡＴＥ）のための方法とシステムに関する。
【背景技術】
【０００６】
人間の組織のような物質が一様な磁場（分極場Ｂ０）に曝されると、組織中の励起された核の個別の磁気モーメントはこの分極場と揃おうとするが、それらの特有のラーマ−周波数でランダムな順番にその周りを歳差運動する。もし物質、または組織が、ｘ−ｙ平面中にありラーマ−周波数に近い磁場（励起場Ｂ１）に曝されると、正味の揃えられたモーメントＭｚが、正味の横方向磁気モーメントＭｔを生成するように、x−ｙ平面中に回転され得る、または「傾けられ」得る。励起信号Ｂ１が終了された後に、励起された核または「スピン」によって信号が放出され、この信号は、画像を形成するように受信されて処理され得る。
【０００７】
画像を生成するためにこれらの「ＭＲ」信号を利用する時、磁場勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）が採用される。典型的には、撮像されるべき領域が、それらの勾配が使われている特定の局所化方法に従って変動される測定サイクルのシーケンスによってスキャンされる。結果として得られる受信されたＭＲ信号のセットは、多くの周知の再構成技術の１つを使って画像を再構成するようにデジタル化されて処理される。
【０００８】
各ＭＲ信号を取得するのに使われる測定サイクルは、パルスシーケンサーによって作成されたパルスシーケンスの指示の下に行われる。臨床的に利用可能なＭＲＩシステムは、多くの異なる臨床的な応用の必要に合致するように処方されることができるそのようなパルスシーケンスのライブラリーを格納する。研究用ＭＲＩシステムは、臨床的に立証されたパルスシーケンスのライブラリーを含み、それらはまた新しいパルスシーケンスの開発を可能とする。
【０００９】
ＭＲＩシステムで取得されたＭＲ信号は、フーリエ空間、または当該技術分野において「ｋ空間」としばしば呼ばれるもの、における検査対象の信号サンプルである。各ＭＲ測定サイクル、またはパルスシーケンスは、典型的にはそのパルスシーケンスに特有のサンプリング軌跡に沿ってｋ空間の一部をサンプリングする。多くのパルスシーケンスは、時々「スピンワープ」、「フーリエ」、「レクティリニア」または「カルテジアン」スキャンと呼ばれる、ロースタースキャン状のパターンでｋ空間をサンプリングする。スピンワープスキャン技術は、従来技術文献 ‘Edelstein W A, Hutchison J M S, Johnson G, Redpath T. K-space substitution: Spin-Warp MR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging. Physics in Medicine and Biology 1980; 25:751-756’ に論じられている。スピンワープ撮像と呼ばれる方法は、ＭＲスピンエコー信号の取得に先立って可変な振幅位相エンコード磁場勾配パルスを採用して、この勾配の方向において空間的情報を位相エンコードする。２次元実装（２ＤＦＴ）では、例えば、空間的情報は、その方向に沿って位相エンコード勾配（Ｇｙ）を印加することによって１つの方向にエンコードされ、それから位相エンコード方向と直交する方向における読み出し磁場勾配（Ｇｘ）が存在する中でスピンエコー信号が取得される。スピンエコー取得中に存在する読み出し勾配は、空間的情報を直交する方向においてエンコードする。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスでは、位相エンコード勾配パルスＧｙの大きさは、測定サイクルのシーケンス、またはそれから全体画像が再構成されることができるところのｋ空間ＭＲデータのセットを生成するためにスキャン中に取得された「視野」、においてインクリメントされる（ΔＧｙ）。
【００１０】
ＭＲＩの基本的な制約は、ｋ空間における「視野」の順次取得のみが可能であるということである。そのようなｋ空間データの順次取得は、ＭＲＩで達成することができる最大撮像速度に制限を課す。顕著な進歩にも拘わらず、物理的および生理学的制約が、磁場勾配を使ったデータ取得におけるあらゆる更なる増加を妨げている。視野の順次取得のみが可能であるので、ダイナミックなＭＲＩ取得における空間的および時間的解像度の競合する要求を満たすことに、基本的な制約が課せられる。
【００１１】
ＭＲＩの１つの特定の応用は、時間におけるｋ空間の高速取得を通した関心のある信号の時間発展を捕捉することである。この目的のために時間において取得されたｋ空間データは、当該技術分野において「ｋ−ｔ空間」と呼ばれる。長年に渡り、ダイナミックなＭＲＩスキャンにおけるｋ−ｔ空間の高速取得のためにいくつかの方法が提案されている。それらの方法のいくつかは、撮像された対象物および／または関心のある時間的信号について或る種の仮定をする一方で、その他の技術は同じものとは独立に動作する。
【００１２】
撮像された対象物および／または関心のある時間的信号について或る種の仮定をする方法は、以下の従来技術文献 Jones R A et al; K-space substitution: A novel dynamic imaging technique. Magn Reson Med 1993; 29:830-834, Van Vaals J J et al; "Keyhole" method for accelerating imaging of contrast agent uptake. J Magn Reson Imaging 1993; 3:671-675, Suga M et al Keyhole method for high-speed human cardiac cine MR imaging. J Magn Reson Imaging 1999; 10:778-783; Doyle M et al; Block Regional Interpolation scheme for k-space (BRISK): A rapid cardiac imaging technique, Magn Reson Med 1995; 33:163-170; Doyle M et al; Block Rapid cardiac imaging with turbo BRISK. Magn Reson Med 1995; 37:410-417, Korosec F R et al; Time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography; Magn Reson Med 1996; 36:345-351, Tsao J et al; k-t Blast and k-t SENSE: Dynamic MRI with High Frame Rate Exploiting SpatioTemporal Correlations; Magn Reson Med 2003; 50:1031-1042, Hu X et al Reduction of field of view for dynamic imaging; Magn Reson Med 1994; 31:691-694, Parrish T G et al; Hybrid technique for dynamic imaging. Magn Reson Med 2000; 44:51-55, Fredrickson J O et al; Temporal resolution improvement in dynamic imaging; Magn Reson Med 1996; 35:691-694, Scheffler K et al; Reduced circular field-of-view imaging; Magn Reson Med 1998; 40:474-480, Madore B et al; Unaliasing by Fourier-encoding the overlaps using the temporal dimension (UNFOLD), applied to cardiac imaging and fMRI; Magn Reson Med 1999; 42:813-828, Oesterle C et al; Improvement of spatial resolution of keyhole effect images; Magn Reson Med 1998; 39:244-250, Liang Z P et al; An efficient method for dynamic magnetic resonance imaging; IEEE Trans Med Imaging 1994; 13:677-686, Webb A G et al; Applications of reduced encoding MR imaging with generalized-series reconstruction (RIGR); J Magn Reson Imaging 1999; 17:109-119 に見られる。
【００１３】
仮定とは独立に動作する方法は、以下の従来技術文献 Sodickson DK et al; Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): fast imaging with radiofrequency coil arrays; Magn Reson Med 1997; 38:591-603, Pruessmann KP et al; SENSE: sensitivity encoding for fast MRI. Magn Reson Med 1999; 42:952-962, Pruessmann KP et al; Advances in sensitivity encoding with arbitrary k-space trajectories; Magn Reson Med 2001; 46:638-651, Griswold MA et al; Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA); Magn Reson Med 2002; 47:1202-1210, Lustig M et al; Sparse MRI: The application of compressed sensing for Rapid MR Imaging; Magn Reson Med 2007; 58:1182-1195 に見られる。
【００１４】
仮定は、なされた時には、典型的には取得されるべきデータ中に存在し得るあらゆる空間的および／または時間的な冗長性を活用すべく、なされている。
【００１５】
撮像された対象物および／または時間的情報について仮定をする様々なダイナミックなＭＲＩ方法の内、いくつかは発明が与えられると特に興味深いものである。それらは、Madore B et al; Unaliasing by Fourier-encoding the overlaps using the temporal dimension (UNFOLD), applied to cardiac imaging and fMRI. Magn Reson Med 1999; 42:813-828 に開示されたＵＮＦＯＬＤのような技術と、文献 Hu X et al; Reduction of field of view for dynamic imaging; Magn Reson Med 1994; 31:691-694, Parrish T G et al; Hybrid technique for dynamic imaging; Magn Reson Med 2000; 44:51-55, Fredrickson J O et al; Temporal resolution improvement in dynamic imaging; Magn Reson Med 1996; 35:691-694, Scheffler K et al; Reduced circular field-of-view imaging; Magn Reson Med 1998; 40:474-480 に開示されたような削減ＦＯＶアプローチである。それらは、ダイナミックな情報は大半が撮像された対象物の一部に制限されているという仮定と、文献 Jones R A et al; K-space substitution: A novel dynamic imaging technique; Magn Reson Med 1993; 29:830-834, Van Vaals J J et al; “Keyhole” method for accelerating imaging of contrast agent uptake; J Magn Reson Imaging 1993; 3:671-675, Suga M et al; Keyhole method for high-speed human cardiac cine MR imaging, J Magn Reson et al; Imaging 1999; 10:778-783, Doyle M et al; Block Regional Interpolation scheme for k-space (BRISK): A rapid cardiac imaging technique; Magn Reson Med 1995; 33:163-170, Doyle M et al; Block Rapid cardiac imaging with turbo BRISK. Magn Reson Med 1995; 37:410-417 にあるようなキーホール撮像のような方法で、動作する。
【００１６】
Korosec F R et al; Time-resolved contrast-enhanced 3D MR angiography; Magn Reson Med 1996; 36:345-351 に開示された従来技術は、撮像された対象物のｋ空間表現の同様の仮定をする。
【００１７】
それらの仮定が成り立つとすれば、それらの方法は、効率良く情報を捕捉するようにｋ−ｔデータの取得を仕立てることができる。例えば、ＵＮＦＯＬＤでは、空間的に区別されたボクセルが、ｋ空間をアンダーサンプリングすることによって意図的にオーバーラップされると同時に、オーバーラップされたボクセルが位相機能で時間においてタギングされる。ｋ−ｔ空間の時間軸に沿ったフーリエ変換がそれから、エイリアスなボクセルを解消することができる。キーホール撮像等のような方法では、全ての時間フレームで中央ｋ空間が取得される一方で、高次の空間的周波数はダイナミックな情報を殆どか全く含んでいないと仮定し、従ってより低い頻度で取得される。文献 Oesterle C et al; Improvement of spatial resolution of keyhole effect images; Magn Reson Med 1998; 39:244-250, Liang Z P et al; An efficient method for dynamic magnetic resonance imaging; IEEE Trans Med Imaging 1994; 13:677-686, Webb A G et al; Applications of reduced encoding MR imaging with generalized-series reconstruction (RIGR); J Magn Reson Imaging 1999; 17:109-119 にあるような先験的な情報を利用する、フーリエ内挿、重み付き代入のような技術と、スライディングウィンドウ再構成が、取得されていないデータポイントを推定するのにそれから使われる。仮定とは関係なく、それら全てのアプローチでは、ｋ−ｔ空間の取得は、空間的および時間的解像度についての競合する要求を満たそうとして変えられている。
【００１８】
それとは別に、文献 Sodickson DK et al; Manning WJ. Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): fast imaging with radiofrequency coil arrays; Magn Reson Med 1997; 38:591-603, Pruessmann KP et al; SENSE: sensitivity encoding for fast MRI; Magn Reson Med 1999; 42:952-962, Pruessmann KP et al; Advances in sensitivity encoding with arbitrary k-space trajectories; Magn Reson Med 2001; 46:638-651, and Griswold MA et al; Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA); Magn Reson Med 2002; 47:1202-1210 にあるような平行撮像（ＰＭＲＩ）と文献Lustig M et al; Sparse MRI: The application of compressed sensing for Rapid MR Imaging; Magn Reson Med 2007; 58:1182-1195 にあるような圧縮感知（ＣＳ）のカテゴリーに入る画像加速化技術もまた、ダイナミックなＭＲＩスキャンの空間的および／または時間的解像度を増加するために採用されている。ＰＭＲＩ法がＭＲＩ勾配エンコードプロセスを補足するために複数のＲＦコイルによって提供された空間的エンコードに頼る一方で、ＣＳ法は、ＭＲＩ画像または変換ドメインにおけるその表現のまばらさと関係する或る種の条件が満たされる時に適用可能である。それらの技術は、ダイナミックなＭＲＩスキャンを加速するために、独立でかまたは前述した方法のいずれかとの協働のどちらかで採用されることができる。進歩にも拘わらず、介入性撮像、コントラスト強調ＭＲアンギオグラフィー、心機能の評価および腹部撮像のような応用は、常により大きな加速要因から恩恵を得ることができる。それらおよびその他のダイナミックな撮像応用における基本的な制約は、空間的および時間的解像度との間のトレードオフであり続けている。
【発明の概要】
【００１９】
発明の目的は、ダイナミックなＭＲＩスキャンの持続時間の大幅な削減を可能とすると共に再構成された画像のより良い品質を確かなものとするＭＲＩの装置と方法を提供することである。
【００２０】
この発明によると、仕立てられた信号励起モジュールを使ったＭＲＩスキャン中の時間上の複数点におけるＭＲＩデータの高速取得のための方法であって、
（ａ）１つ以上の磁場勾配との組み合わせでＲＦ励起パルスを使うことによって仕立てられた信号励起モジュールを得るステップと、
（ｂ）区別されたｋ空間点をタグしてオーバーラップさせる、前記得られた仕立てられた信号励起モジュールを採用するパルスシーケンスを使って時間上の一点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するステップと、
（ｃ）加速されたｋ−ｔデータセットを得るためにオーバーラップしたｋ空間点を時間の関数としてタギングしながら、スキャン中の複数時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するためにステップ（ａ）と（ｂ）を繰り返すステップと、
（ｄ）取得されたｋ空間データセット中のｋ空間エイリアシングを、それらを時間軸に沿ってフーリエ変換し、続いてオーバーラップした点を分離するためにフィルター処理することによって、解くステップと、
（ｅ）データが取得されたところの異なる時間点についての画像フレームを生成するために、エイリアスでないｋ空間データセットの1つ以上の軸に沿ってフーリエ変換を行うステップと、
を含む方法、が提供される。
【００２１】
発明は、区別されたｋ空間点を意図的にオーバーラップさせるためにＲＦ励起パルス（Ｂ１パルス）と勾配波形の組み合わせを利用する。ボクセルをタグしてオーバーラップさせるためのＲＦ励起パルスと磁場勾配の使用は、以前に米国特許出願シリアル番号61/142,987に提案されているが、この発明では、ＲＦ励起パルスと磁場勾配は、ｋ空間データ点をタグしてオーバーラップさせるように設計されている。
【００２２】
区別されたｋ空間点をオーバーラップさせることに加えて、発明は、オーバーラップしたｋ空間点をタグするためにＲＦ励起パルスの振幅と位相を使用する。完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するためにオーバーラップしたｋ空間点を分離するように、タギング係数の振幅と位相をそれぞれ変動させるように適応された振幅変動手段および位相変動手段が提供される。
【００２３】
取得されたデータの時間軸に沿ったフーリエ変換がそれから、オーバーラップしたｋ空間点を解消することができる。もしｋ空間中のダイナミックな情報が小さな領域、例えばその中央、に制限されたまま残っていれば、ここまでに記載されたプロセスで充分である。この仮定が成り立たない時には、発明のプロセスは、あらゆる残留する、補正されていないｋ空間エイリアシングによって生じ得るあらゆる画像ドメインアーチファクトを緩和するために、ＲＦ励起パルスの位相および／または振幅を変動させることができる。このやり方でのｋ−ｔデータの取得は、空間的および／または時間的解像度および／または空間的収束における改善に結果としてなる。
【００２４】
この発明の別の側面は、追加の加速を達成するためのＰＭＲＩ法およびＣＳ法の利用である。この発明における、ＰＭＲＩ法およびＣＳ法を利用することによって達成される総加速は、エイリアスなｋ空間データの取得によって提供される加速と、それぞれＰＭＲＩおよび／またはＣＳ技術によって提供されるそれとの積である。
【００２５】
典型的には、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップ（ａ）が、少なくとも1つの空間的次元において直接的に対象物をサンプリングするステップを含む。
【００２６】
典型的には、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップ（ａ）が、以下の式：
【００２７】
【数１】
0005882469.tif 000002
によって与えられたＲＦ励起パルスを得るステップを含む。
【００２８】
典型的には、加速されたｋ−ｔデータセットを得るステップ（ｃ）が、以下の式：
【００２９】
【数２】
0005882469.tif 000003
によって与えられたオーバーラップしたｋ空間点における信号を得るステップを含む。
【００３０】
典型的には、ステップ（ｄ）が、オーバーラップしたｋ空間点を分離し完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するために、前記加速されたｋ−ｔデータセットの時間的周波数スペクトルをフィルタリングするステップを含む。
【００３１】
典型的には、ステップ（ｃ）が、完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するためにオーバーラップしたｋ空間点を分離するように、タギング係数の振幅と位相を変動させるステップを含む。好ましくは、ステップ（ｃ）が、選択されたｋ空間軸に沿った加速のステップを含み、前記加速の軸は、位相エンコード軸である。
【００３２】
典型的には、ステップ（ａ）が、ｋ空間中の複数のライン上に横たわるｋ空間点のオーバーラップが１つのｋ空間軸に沿って間を空けられることを引き起こす、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む。
【００３３】
典型的には、ステップ（ａ）が、２Ｄまたは３Ｄのｋ空間エイリアシングを実効化するように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む。
【００３４】
代替的に、ステップ（ａ）が、カルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む。
【００３５】
代替的に、ステップ（ａ）が、ノンカルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含む、請求項1記載の方法。
【００３６】
典型的には、ステップ（ｃ）が、作成されたｋ−ｔデータセットから一連の画像フレームを再構成するステップを含む。
【００３７】
一実施形態では、ステップ（ａ）が、対応する複数の加速されたｋ空間データセットを作成するように複数の受信機コイルを使って仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含み、ステップ（ｃ）が、ＭＲＩスキャンを加速するためのＰＭＲＩ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するステップを含む。
【００３８】
別の実施形態では、ステップ（ａ）が、対応する複数のｋ空間データセットを作成するように仕立てられた信号励起モジュールを得るステップを含み、ステップ（ｃ）が、ＭＲＩスキャンを加速するためのＣＳ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するステップを含む。
【００３９】
代替的に、対応する複数のｋ空間データセットと、複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットが、以前の参照ＭＲＩスキャンから取得された画像および／またはｋ空間情報を使って処理される。
【００４０】
この発明によると、仕立てられた信号励起モジュールを使ったＭＲＩスキャン中の時間上の複数点におけるＭＲＩデータの高速取得のためのシステムであって、
（ａ）１つ以上の磁場勾配と共にＲＦ励起パルスを使うことによって仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたＭＲＩ信号励起手段と、
（ｂ）区別されたｋ空間点をタグしてオーバーラップさせる、前記得られた仕立てられた信号励起モジュールを採用するパルスシーケンスを使って1つの時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するように適応され、更に加速されたｋ−ｔデータセットを得るためにオーバーラップしたｋ空間点を時間の関数としてタギングしながら、スキャン中の複数時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するステップを繰り返すように適応されたエイリアシング手段と、
（ｃ）取得されたｋ空間データセットを時間軸に沿ってフーリエ変換し、続いてオーバーラップしたｋ空間点を分離するためにフィルター処理することによって、取得されたｋ空間データセット中のｋ空間エイリアシングを解くように適応された第１のフーリエ変換手段と、
（ｄ）データが取得されたところの複数時間点について、エイリアスでないｋ空間データセットから、画像フレームを生成するように適応された第２のフーリエ変換手段と、
を含むシステム、も提供される。
【００４１】
典型的には、前記励起手段が、少なくとも1つの空間的次元において直接的に対象物をサンプリングするように適応されたサンプリング手段を含む。
【００４２】
典型的には、前記励起手段が、以下の式：
【００４３】
【数３】
0005882469.tif 000004
によって与えられたＲＦ励起パルスを得るように適応されたＲＦ励起パルス取得手段を含む。
【００４４】
典型的には、前記励起手段が、以下の式：
【００４５】
【数４】
0005882469.tif 000005
によって与えられたオーバーラップしたｋ空間点における信号を得るように適応された信号取得手段を含む。
【００４６】
典型的には、前記システムが、オーバーラップしたｋ空間点を分離し完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するために、前記加速されたｋ−ｔデータセットの時間的周波数スペクトルをフィルタリングするためにフィルタリング手段を含む。
【００４７】
典型的には、前記システムが、完全にエイリアスでないｋ−ｔ空間データセットを作成するためにオーバーラップしたｋ空間点を分離するように、タギング係数の振幅と位相をそれぞれ変動させるように適応された振幅変動手段および位相変動手段を含む。
【００４８】
典型的には、前記システムが、選択されたｋ空間軸に沿って加速されたｋ−ｔ空間データセットを得るための加速手段を含み、前記加速の軸は、位相エンコード軸である。
【００４９】
典型的には、前記システムが、ｋ空間中の複数のライン上に横たわるｋ空間点のオーバーラップが１つのｋ空間軸に沿って間を空けられることを引き起こす、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたＭＲＩ信号励起手段を含む。
【００５０】
代替的に、前記ＭＲＩ信号励起手段が、２Ｄまたは３Ｄのｋ空間エイリアシングをそれぞれ実効化するように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応された２ＤＭＲＩ信号励起手段または３ＤＭＲＩ信号励起手段を含む。
【００５１】
代替的に、前記ＭＲＩ信号励起手段が、カルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたカルテジアンＭＲＩ信号励起手段を含む。
【００５２】
代替的に、前記ＭＲＩ信号励起手段が、ノンカルテジアンｋ空間サンプリング軌跡上で間を空けられた複数のｋ空間点をオーバーラップさせるように設計された、仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたノンカルテジアンＭＲＩ信号励起手段を含む。
【００５３】
代替的に、前記システムが、作成されたｋ−ｔデータセットから一連の画像フレームを再構成するように適応された画像フレーム再構成手段を含む。
【００５４】
一実施形態では、前記システムが、対応する複数のｋ空間データセットを作成するために仕立てられた信号励起モジュールを得るための複数の受信機コイルを含み、更に、ＭＲＩスキャンを加速するためのＰＭＲＩ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するように適応されたＰＭＲＩ手段を含む。
【００５５】
別の実施形態では、前記システムが、対応する複数のｋ空間データセットを作成するために仕立てられた信号励起モジュールを得るための複数の受信機コイルを含み、更に、ＭＲＩスキャンを加速するためのＣＳ法を使って複数の画像フレームおよび／またはｋ空間データセットを処理するように適応されたＣＳ手段を含む。
【００５６】
典型的には、前記システムが処理手段を含み、そこでは対応する複数のｋ空間データセットと複数の画像フレームデータセットが以前の参照ＭＲＩスキャンから取得された画像および／またはｋ空間情報を使って処理される。
【００５７】
発明がここで、添付の図面との関係で記載される。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１ａ】図１ａは、Ｎ＝２であるＲＦ励起パルス取得手段によって取得されたＲＦパルスを描く。
【図１ｂ】図１ｂは、一次位相エンコード方向において振幅Ｇｐｅ１とＧｐｅ２をもった勾配ブリップを描く。
【図１ｃ】図１ｃは、それらの勾配ブリップの面積が、一定であることができるかまたは１つのＴＲから次のもので変動されることができるかのどちらかであることを描き、Ａはそれぞれのスライス選択勾配とリワインダーローブの面積を表記する。
【図２】図２は、フィルタリング手段を使って今度は分離されることができる２つのスペクトルを描く。
【図３】図３は、２つのオーバーラップした点の時間的スペクトルを描き、そこではｋ１（ｆ）とｋ２（ｆ）が等しくダイナミックである。
【図４】図４は、Ｎ＝５についてのオーバーラップした領域を描き、そこではｋエイリアシングによる最小の変造を確かなものとするために、ｋ２（ｆ）とｋ４（ｆ）がｋ３（ｆ）から更に遠くに離されて置かれている。
【図５】図５は、ＭＲＩシステム中で採用されたＲＡＴＥ発明を描く。
【図６】図６は、信号励起と受信のためのＭＲＩスキャナー中で使われるＲＦシステムを描く。
【発明を実施するための形態】
【００５９】
この発明によると、仕立てられた信号励起モジュールを使ったＭＲＩスキャン中の時間上の複数点におけるＭＲＩデータの高速取得のための方法とシステムが提供される。
【００６０】
発明は、仕立てられた信号励起モジュールを使った高速ＭＲＩ取得（ＲＡＴＥ）のための方法として記載されることができる。
【００６１】
システムは、ＲＡＴＥで使われるＲＦ励起パルスＰｒｆ（ｔ）を得るように適応されたＲＦ励起パルス取得手段を含み、そのパルスは以下の式：
【００６２】
【数５】
0005882469.tif 000006
によって与えられる。ここで、Ｐｎ（ｔ）は個々のＲＦパルスエンベロープを表し、ａｎはタギング係数であり、Δｔはあらゆる２つのＲＦパルスエンベロープ間の遅延である。同じものの例が、２Ｄ軸性撮像プロセスについて図１に与えられている。
【００６３】
図１ａは、ＲＦ励起パルス取得手段によって得られたＲＦパルスを描いており、ここでは上の式（１）においてＮ＝２である。ＲＦパルスＰ１（ｔ）とＰ２（ｔ）はスライス選択的であり、両パルスのフリップ角はθに等しい。Ｐ１（ｔ）とＰ２（ｔ）は同じスライスを励起し、（図１ｂに見られるような）一次位相エンコード方向において振幅Ｇｐｅ１とＧｐｅ２をもった勾配ブリップを伴っている。それらの勾配ブリップの面積は、一定であることができるかまたは１つのＴＲから次のもので変動されることができるかのどちらかである。（図１ｃ中の）参照符号「Ａ」は、それぞれのスライス選択勾配とリワインダーローブの面積を表記する。
【００６４】
仕立てられた信号励起モジュールを得るように適応されたＭＲＩ信号励起手段が設けられている。
【００６５】
勾配とＲＦパルスのこの組み合わせから結果として得られる総信号は、以下の式：
【００６６】
【数６】
0005882469.tif 000007
によって与えられる。ここで、ｋ１＝γ（Ｇｐｅ１＋Ｇｐｅ２）ｙｔｐ、ｋ２＝γＧｐｅ２ｙｔｐ
であり、ｔｐは勾配ブリップの持続時間、Ｏ（ｘ，ｙ）は撮像された対象物の２Ｄスライス、ａ１、ａ２は、定常状態縦方向磁気とフリップ角θに依存したタギング係数である。示されていないが、式（２）は、Ｓ（ｔ）を取得するために読み出し勾配が図１のパルスに続くことを仮定している。式（２）から明らかなように、サンプリングされた信号Ｓ（ｔ）は、２つの区別された位相エンコードｋ１とｋ２の線形組み合わせである。区別された位相エンコードがこのやり方でオーバーラップすることを引き起こすＲＦと勾配パルスのブロックは、これ以降はＲＡＴＥモジュールと呼ばれ、式（１）中のパラメータＮはｋエイリアシングファクターと呼ばれる。
【００６７】
もし図１のＲＡＴＥモジュールが、追加の位相エンコード勾配パルスを含む２Ｄ撮像シーケンス中に挿入されれば、信号式は以下のもの：
【００６８】
【数７】
0005882469.tif 000008
となる。ここで、ｋｙは、追加の位相エンコード勾配振幅とそれらの持続時間にそれぞれ依存したパラメータである。
【００６９】
図１中のパルスのブロックは、２Ｄ撮像のためのＲＡＴＥモジュールの一例である。それらのモジュールは、異なるシナリオのために設計され、選ばれたあらゆるパルスシーケンス中に挿入されることができる。例えば、３Ｄ取得のために設計されたＲＡＴＥモジュールは、図１に示された全てのパルスに加えて、また二次位相エンコード次元に沿った勾配ブリップからなる。
【００７０】
別の潜在的な応用は、ｋエイリアシングモジュールが好ましい軌跡を通過するように同時にいくつかまたは全ての勾配軸に沿った勾配波形を利用することができる、ノンカルテジアン取得が関与する。
【００７１】
オーバーラップした位相エンコードをタギングするステップと、区別されたｋ空間点をタグしてオーバーラップさせる、前記得られた仕立てられた信号励起モジュールを採用するパルスシーケンスを使って1つの時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するように適応され、更に加速されたｋ−ｔデータセットを得るためにオーバーラップしたｋ空間点を時間の関数としてタギングしながら、スキャン中の複数時間点におけるエイリアスなｋ空間データセットを取得するステップを繰り返すように適応されたエイリアシング手段と、が設けられる。システムは更に、選択されたｋ空間軸に沿って加速されたｋ−ｔ空間データセットを得るための加速手段を含み、前記加速の軸は、位相エンコード軸である。
【００７２】
式（３）中のタギング係数は、ユーザ定義されたものである。それらの係数の大きさと位相は、Ｐｒｆ（ｔ）を構成する個々のＲＦパルスエンベロープのフリップ角と位相に依存する。従って、
【００７３】
【数８】
0005882469.tif 000009
であり、ここでＡｎはＰｒｆ（ｔ）中のいくつか／全てのＲＦパルスのフリップ角によって決定され、ΦｎはＰｒｆ（ｔ）中のｎ番目のＲＦパルスエンベロープの初期位相である。式（３）中の２つのオーバーラップする位相エンコードは、係数ａ１とａ２によって重み付けされているので、それらは同じものによって「タグされ」ていると言われ、係数自体はタギング係数と呼ばれる。タギング係数のユーザ制御は、ｋエイリアシングプロセスにおける柔軟性を提供する。例えば、式（２）中の２つのオーバーラップした位相エンコードが与えられると、タギング係数ａ１とａ２の位相Φ１とΦ２は、ｋ空間エイリアシングが後処理プロセスを通して補正されることができるように、予め決められたやり方で１つの時間フレームから次のもので変動されることができる。これが次に記載される。
【００７４】
ｋ空間アンエイリアシングのステップと、取得されたｋ空間データセットを時間軸に沿ってフーリエ変換し、続いてオーバーラップしたｋ空間点を分離するためにフィルター処理することによって、取得されたｋ空間データセット中のｋ空間エイリアシングを解くように適応された第１のフーリエ変換手段と、が更に設けられる。
【００７５】
２つのエンコードｋ１とｋ２が単一のｋ空間点ｋａｌｉａｓ＝ｋ１＋ｋ２上にオーバーラップするような、Ｎ＝２，Ａ１＝Ａ２＝１、Φ１＝Φ２＝０である第１の取得を考える。ここで、πに設定されるΦ２以外の全てのパラメータが同じままである第２のシナリオを考える。オーバーラップした点ｋａｌｉａｓはここではｋ１−ｋ２である。ここで、全ての偶数時間フレームについてＡ１＝Ａ２＝１、Φ１＝Φ２＝０であり、全ての奇数時間フレームについて
Ａ１＝Ａ２＝１、Φ１＝０、Φ２＝πである撮像の時間系列の取得を考える。するとオーバーラップした点ｋａｌｉａｓは、以下の式：
【００７６】
【数９】
0005882469.tif 000010
によって与えられる。ここで、ｔは時間フレーム番号である。もしオーバーラップした位相エンコードがダイナミックな情報を含んでいれば、式（４）は、以下のもの：
【００７７】
【数１０】
0005882469.tif 000011
になる。
【００７８】
時間におけるフーリエ変換が、ｋ（ｔ）ａｌｉａｓの時間的周波数スペクトルを与える。このスペクトルは、ＤＣにおいて中心をもったｋ１（ｔ）のスペクトルと、ナイキスト周波数において中心をもったｋ２（ｔ）のものからなる。オーバーラップした点の時間的周波数スペクトルは、タギング係数、Ａ１＝Ａ２＝１の振幅によって尺度付けされる。図２に示されるように、２つのスペクトルはここでは、フェルミフィルターのようなフィルタリング手段を使って分離されることができる。
【００７９】
図２では、２つのオーバーラップした点の時間的スペクトルが示され、そこではｋ１（ｆ）がｋ２（ｆ）よりももっとダイナミックである。ｋ１（ｆ）を抽出するのに使われるフェルミフィルターは、ｋ２（ｆ）を抽出するのに使われるフィルターと比較してより大きな帯域幅を有する。
【００８０】
任意のｋエイリアシングファクターＮについて、オーバーラップしたｋ空間点における信号は、：
【００８１】
【数１１】
0005882469.tif 000012
によって与えられる。
【００８２】
図２では、ｋ１（ｔ）がｋ２（ｔ）よりももっとダイナミックであることが仮定されている。この条件が満たされる時には、ｋ２（ｔ）のスペクトルの崩落テールは、通常ｋ１（ｔ）のものに対して無視し得る。これは、時間的スペクトルドメインにおいてオーバーラップしたスペクトルを分離するための理想的な条件である。但し、この条件が破られる時には、分離は不完全であり、残留ｋエイリアシングが残って、画像アーチファクトに結果としてなる。例えば、もしオーバーラップする点ｋ１（ｔ）とｋ２（ｔ）が等しくダイナミックであれば、フーリエ変換後の２点のスペクトルにおけるシフトにも拘わらず、２つのスペクトルの崩落テールの有意なオーバーラップがあるであろう。
【００８３】
１つのオプションは、画像アーチファクトを最小化するためにタギング係数の振幅を使用することである。例えば、もしこのデータが振幅Ａ１＝１とＡ２＝０．２５をもったタギング係数を使って取得されるべきものであったとすると、ＤＣにおいて中心をもったスペクトル上のオーバーラップのインパクトは、タギング係数の振幅における差のために、１２ＤＢによって最小化される。もしＤＣスペクトルが中央ｋ空間からの位相エンコードのものであれば、その復元は画像アーチファクトを顕著に最小化する。ナイキストにおいて中心をもったスペクトルは、変造されたまま残り、変造されたデータ点を除外するより小さな帯域幅をもったフィルターを使って抽出されることができる。このプロセスを通して、実効的には、時間的スペクトルのより大きな部分がそれからＤＣスペクトルに割り当てられる一方で、ナイキストスペクトルはより小さな部分を占有することに終わる。ナイキストスペクトルに割り当てられたより小さな帯域幅は、その時間的情報のいくらかの損失に結果としてなる。これが図３に描かれている。
【００８４】
図３は、２つのオーバーラップした点の時間的スペクトルを描き、そこではｋ１（ｆ）とｋ２（ｆ）が等しくダイナミックである。ｋ１（ｆ）を抽出するのに使われるフェルミフィルターのようなフィルタリング手段は、ｋ２（ｆ）を抽出するのに使われるフィルターと比較してより大きな帯域幅を有し、ＲＡＴＥは画像アーチファクトを抑制するためにオーバーラップした点の大きさにおける相対的な差に頼っている。点線のスペクトルは、相対的な振幅差を導入するようにそのタギング係数が変形された後のｋ２（ｆ）のものである。
【００８５】
別のオプションは、生来のｋ空間特性に頼ることであり、そこではより低い空間的周波数を表している係数の大きさが通常、より高い空間的周波数のものよりも大きい。この特性を活用するために、タギング係数の位相Φｎは、図４に示されるように、より大きな大きさをもったオーバーラップする点のスペクトルがｋａｌｉａｓの時間的スペクトルにおいてお互いからより遠くに離れて置かれることに終わるように、選ばれる。
【００８６】
図４は、Ｎ＝５についてのオーバーラップした領域を描き、そこではｋエイリアシングによる最小の変造を確かなものとするために、ｋ２（ｆ）とｋ４（ｆ）がｋ３（ｆ）から更に遠くに離されて置かれている。ｋ１（ｆ）とｋ５（ｆ）のスペクトルが、ｋエイリアシングによって最もインパクトを受けている。
【００８７】
このステップを通して、より大きなｋ空間係数のスペクトルはお互いとオーバーラップせず、ｋ空間係数の大きさにおける生来の変動が画像アーチファクトを最小化する。再度、変動する帯域幅をもったフィルターがここでは、様々なオーバーラップする点の時間的情報を抽出するのに使われることができるので、ｋエイリアシングによって変造された点の殆どが避けられる。
【００８８】
ＲＡＴＥモジュールは、利用可能なＳＮＲとその他の関係のあるスキャンパラメータを念頭に置きながら、あらゆる加速要因のために設計されることができる。潜在的に強力なオプションは、ＲＡＴＥをＰＭＲＩ／ＣＳ法との組み合わせで使用することである。このやり方で使われた時、総加速は、Ｎ*ＡＰＭＲＩ／ＣＳであり、ここでＡＰＭＲＩ／ＣＳはＰＲＭＩ／ＣＳプロセスによる加速である。例えば、もしＮ＝３およびＡＰＭＲＩ／ＣＳ＝３であれば、そのような組み合わされたプロセスの総加速は９である。
【００８９】
Ｘ−ｆ空間（ｆはここでは時間的周波数を表記し、Ｘは空間的座標を表記する）におけるオーバーラップした成分を解消するために先験的な情報を使うことの有用性は、従来技術文献において以前に報告されている。同様のアプローチがＲＡＴＥにおいて利用されることができ、そこでは先験的な情報は、ＲＡＴＥ取得プロセスを更に加速するために参照スキャンからの画像および／またはｋ空間ドメインから取得されることができる。
【００９０】
図５を参照すると、ＲＡＴＥ発明がＭＲＩシステム中で採用されている。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１２とキーボード１４を有するワークステーション１０を含む。ワークステーション１０は、商業的に入手可能なオペレーティングシステムを実行している商業的に入手可能なプログラム可能なマシンであるプロセッサ１６を含む。ワークステーション１０は、スキャン処方がＭＲＩシステム中に入れられることを可能とするオペレーターインターフェースを提供する。ワークステーション１０は、パルスシーケンスサーバー１８、データ取得サーバー２０、データ処理サーバー２２およびデータ格納サーバー２３を含んだ４つのサーバーに結合されている。ワークステーション１０と各サーバー１８、２０、２２および２３は、お互いと通信するように接続されている。
【００９１】
パルスシーケンスサーバー１８は、勾配システム２４とＲＦシステム２６を操作するためにワークステーション１０からダウンロードされた命令に応答して機能する。処方されたスキャンを行うのに必要な勾配波形が作成され、位置エンコード用ＭＲ信号のために使われる磁場勾配Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚを作成するためにアッセンブリー２８中の勾配コイルを励起する勾配システム２４に印加される。勾配コイルアッセンブリー２８は、分極用磁石３２と全身ＲＦコイル３４を含む磁石アッセンブリー３０の一部を形成する。ＲＡＴＥでは、処方された磁気共鳴パルスシーケンスを行うために、Ｂ１励起パルスがＲＦシステム２６によってＲＦコイル３４に印加される。ＲＦコイル３４または別の局所コイル（図１には図示せず）によって検出された応答するＭＲ信号は、パルスシーケンスサーバー１８によって作成されたコマンドの指示の下で、ＲＦシステム２６によって受信され、増幅され、復調され、フィルタリングされ、デジタル化される。ＲＦシステム２６は、ＭＲパルスシーケンスで使われる幅広い種類のＲＦパルスを作成するためのＲＦ送信機を含む。ＲＦ送信機は、望ましい周波数、位相およびパルス振幅波形のＲＦパルスを作成するために、パルスシーケンスサーバー１８からのスキャン処方と指示に応答的である。ＲＡＴＥでは、ＲＦ励起パルスは、全身ＲＦコイル３４にかまたは１つ以上の局所コイルまたはコイルアレイ（図１では図示せず）に印加され得る。ＲＦシステム２６はまた、１つ以上のＲＦ受信機チャネルを含む。各ＲＦ受信機チャネルは、それが接続されているコイルによって受信されたＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器と、受信されたＭＲ信号のＩおよびＱ直交成分を検出してデジタル化する検出器を含む。受信されたＭＲ信号の大きさはよって、ＩおよびＱ成分の二乗和平方根：
【００９２】
【数１２】
0005882469.tif 000013
によってあらゆるサンプリングされた点において決定されても良く、また受信されたＭＲ信号の位相も、：
【００９３】
【数１３】
0005882469.tif 000014
と決定されても良い。
【００９４】
パルスシーケンスサーバー１８はまた、オプションで、生理学的取得コントローラ３６からの患者データを受け取る。コントローラ３６は、電極からのＥＣＧ信号や蛇腹からの呼吸信号のような、患者に接続された多数の異なるセンサーからの信号を受け取る。そのような信号は、典型的には、スキャンのパフォーマンスを被験者の呼吸または心拍と同期する、または「ゲート」するために、パルスシーケンスサーバー１８によって使われる。
【００９５】
パルスシーケンスサーバー１８はまた、患者および磁石システムの状態と関連付けられた様々なセンサーからの信号を受け取るスキャンルームインターフェース回路３８に接続する。患者配置システム４０がスキャン中に望ましい位置まで患者を動かすためのコマンドを受け取るのも、スキャンルームインターフェース回路３８を通してである。
【００９６】
ＲＦシステム２６によって作成されたデジタル化されたＭＲ信号サンプルは、データ取得サーバー２０によって受け取られる。データ取得サーバー２０は、リアルタイムのＭＲデータを受け取り、データ超過によってデータが失われないようにバッファーストレージを提供するように、ワークステーション１０からダウンロードされた命令に応答して動作する。いくつかのスキャンでは、データ取得サーバー２０は、取得されたＭＲデータをデータ処理サーバー２２に渡す以上のことはしない。但し、スキャンの更なるパフォーマンスを制御するために取得されたＭＲデータから導出された情報を要求するスキャンでは、データ取得サーバー２０は、そのような情報を作成し、それをパルスシーケンスサーバー１８に伝えるようにプログラムされる。例えば、プリスキャン中には、ＭＲデータが取得され、パルスシーケンスサーバー１８によって行われるパルスシーケンスを校正するのに使われる。また、ナビゲーター信号が、スキャン中に取得され、ＲＦまたは勾配システム動作パラメータを調節するかまたはｋ空間がサンプリングされる視野オーダーを制御するのに使われても良い。また、データ取得サーバー２０は、ＭＲＡスキャン中にコントラスト剤の到着を検出するのに使われるＭＲ信号を処理するために採用されても良い。全てのそれらの例において、データ取得サーバー２０は、ＭＲデータを取得し、スキャンを制御するのに使われる情報を作成するためにそれをリアルタイムで処理する。
【００９７】
データ処理サーバー２２は、データ取得サーバー２０からＭＲデータを受け取り、それをワークステーション１０からダウンロードした命令に従って処理する。そのような処理は、例えば、２または３次元の画像を作成するための生のｋ空間ＭＲデータのフーリエ変換、画像を再構成するためのフィルターの適用、取得されたＭＲデータの逆投影画像再構成の実施、機能的ＭＲ画像の計算、動きまたは流れ画像の計算、アンダーサンプリングされたｋ空間データのＰＭＲＩ再構成等、を含んでいても良い。データ処理サーバー２２によって再構成された画像は、ワークステーション１０に伝え戻されて、そこでそれらは格納される。リアルタイム画像は、データベースメモリーキャッシュ（図示せず）中に格納され、そこからそれらは、オペレーターディスプレイ１２または付き添っている医師による使用のために磁石アッセンブリー３０の近くに位置しているディスプレイ４２に出力されても良い。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ４４上のホストデータベース中に格納される。そのような画像が再構成されてストレージに転送された時には、データ処理サーバー２２は、ワークステーション１０上のデータ格納サーバー２３に通知する。ワークステーション１０は、画像を保管する、フィルムを作成する、または画像をその他の施設にネットワークを介して送るために、オペレーターによって使われても良い。
【００９８】
図５に示されるように、ＲＦシステム２６が全身ＲＦコイル３４に接続されても良く、または図６に示されるように、ＲＦシステム２６の送信機セクションが１つのＲＦコイル１５２Ａに接続されても良く、その受信機セクションが別のＲＦ受信コイル１５２Ｂに接続されても良い。しばしば、送信機セクションが全身ＲＦコイル３４に接続され、各受信機セクションが別の局所コイル１５２Ｂに接続される。
【００９９】
特に図６を参照すると、ＲＦシステム２６は、処方されたＲＦ励起場を作成する送信機を含む。このＲＦ励起場のベースまたはキャリア周波数は、パルスシーケンスサーバー１８からデジタル信号のセットを受け取る周波数シンセサイザー２００の制御下で作成される。それらのデジタル信号は、出力２０１において作成されたＲＦキャリア信号の周波数と位相を指し示す。ＲＦキャリアは変調器およびアップコンバーター２０２に印加され、そこでその振幅が、これもまたパルスシーケンスサーバー１８から受け取った信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は、作成されるべきＲＦ励起パルスのエンベロープを規定し、一連の格納されたデジタル値を順次読み出すことによって作成される。それらの格納されたデジタル値は、作成されるべきあらゆる望ましいＲＦパルスエンベロープ、例えばＲＡＴＥのＢ１励起パルス、を可能とするように変更されても良い。
【０１００】
出力２０５において作成されたＲＦ励起パルスの大きさは、パルスシーケンスサーバー１８からのデジタルコマンドを受け取る励起器減衰器回路２０６によって減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動するパワー増幅器１５１に印加される。依然として図６を参照すると、被験者によって生成された信号は、受信機コイル１５２Ｂによって拾い上げられ、受信機減衰器２０７の入力にプリ増幅器１５３を通して印加される。受信機減衰器２０７は、パルスシーケンスサーバー１８から受け取ったデジタル減衰信号によって決定される量で、更に信号を増幅する。受信された信号は、ラーマ−周波数にあるかまたはその周りにあり、この高周波数信号は、最初にライン２０１上でＭＲ信号をキャリア信号と混合し、それからライン２０４上で結果として得られる差分信号を参照信号と混合するダウンコンバーター２０８によって、２段階プロセスでダウンコンバートされる。ダウンコンバートされたＭＲ信号は、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバーター２０９の入力に印加され、それはアナログ信号をサンプリングしてデジタル化して、それをデジタル検出器および信号プロセッサ２０１に印加し、それは受信された信号に対応する１６ビットの同相（Ｉ）値と１６ビットの直交（Ｑ）値を作成する。結果として得られる、受信された信号のデジタル化されたＩおよびＱ値のストリームは、データ取得サーバー２０に出力される。参照信号と、Ａ／Ｄコンバーター２０９に印加されるサンプリング信号は、参照周波数発生器２０３によって生成される。
【０１０１】
発明の好ましい実施形態を実施するには、ＭＲＩデータは、ＲＡＴＥ発明によって要求されたような特別に設計されたＲＡＴＥモジュールを採用するＭＲＩスキャナー上で、パルスシーケンスを使って取得される。データを収集した後、最終的な画像を得るためにＲＡＴＥ再構成アルゴリズムが採用される。再構成プロセスに関与するステップは、利用されているＲＡＴＥの特徴に依存する。スキャンを更に加速するために、ＣＳ、ＰＭＲＩアルゴリズムや、ｋ空間と画像ドメインの両方からの先験的な情報を採用することができる。
【０１０２】
描写の目的で本発明の或る特定の実施形態について詳細な記載が開示されたが、以下の請求項に規定されるような発明の精神と範囲からの逸脱を構成しない様々な変形が当業者には明らかであろう。前述の記載事項は発明の限定としてではなく単なる描写としてだけ解釈されるべきものであることがはっきりと理解されるべきである。
【図１ａ】
0005882469.tif 000019
【図１ｂ】
0005882469.tif 000020
【図１ｃ】
0005882469.tif 000021
【図２】
0005882469.tif 000022
【図３】
0005882469.tif 000023
【図４】
0005882469.tif 000024
【図５】
0005882469.tif 000025
【図６】
0005882469.tif 000026