(57)【要約】  ＭＲＩ誘導治療の前及び最中に３次元モーション見積りを提供するためのシステム及び方法を記載する。概して、これらのシステム及び方法は、同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）、合成体積イメージング（「ＳＶＩ」）、自己ナビゲート位相分解４Ｄ  ＭＲＩ、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ及びこれらの組み合わせを含むことができる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いて磁気共鳴データを取得する方法において、
（ａ）前記ＭＲＩシステムを用いてパルスシーケンスを実行するステップと、
ここで前記パルスシーケンスは、
第１スライス内のスピンを励起する第１無線周波数（ＲＦ）励起パルスと、
第１軸に沿って生成されるとともに、前記第１スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第１ＲＦ励起パルスと同時に生成される第１スライスエンコード傾斜磁場と、
前記第１スライスに直交する第２スライス内のスピンを励起する第２ＲＦ励起パルスと、
前記第１軸に直交する第２軸に沿って生成されるとともに、前記第２スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第２ＲＦ励起パルスと同時に生成される第２スライスエンコード傾斜磁場と、
前記第２スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第１軸に沿って生成される第１位相エンコード傾斜磁場と、
前記第１スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第２軸に沿って生成される第２位相エンコード傾斜磁場と、
前記第１軸及び前記第２軸に直交する第３軸に沿って生成されるとともに、前記第１スライス内のスピンに関連する第１エコー信号を第１エコー時間で形成し、前記第２スライス内のスピンに関連する第２エコー信号を第２エコー時間で形成する周波数エンコード傾斜磁場と、を含み、
（ｂ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第１エコー信号から、前記第１スライスに関連する第１データを取得するステップと、
（ｃ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第２エコー信号から、前記第２スライスに関連する第２データを取得するステップと、を含む
ことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記第１エコーが前記第２エコーの前に生じることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記第１エコーが前記第２エコーの後に生じることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記第１エコー時間と前記第２エコー時間は等しいことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記第１エコー時間と前記第２エコー時間は等しくないことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記第１ＲＦ励起パルスは、各々が前記第２スライスに直交する複数の平行な第１スライス内のスピンを同時に励起するマルチバンドＲＦパルスであり、
前記第１スライスエンコード傾斜磁場は、前記複数の平行な第１スライス内のスピンのスライスエンコードを提供し、
前記第２位相エンコード傾斜磁場は、前記複数の平行な第１スライス内のスピンの位相エンコードを提供し、
前記第１データは前記複数の平行な第１スライスに関連する
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記第２ＲＦ励起パルスは、各々が前記複数の平行な第１スライスに直交する複数の平行な第２スライス内のスピンを同時に励起するマルチバンドＲＦパルスであり、
前記第２スライスエンコード傾斜磁場は、前記複数の平行な第２スライス内のスピンのスライスエンコードを提供し、
前記第１位相エンコード傾斜磁場は、前記複数の平行な第２スライス内のスピンの位相エンコードを提供し、
前記第２データは前記複数の平行な第２スライスに関連する
ことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記方法が、前記第１データから複数の第１画像を再構成し、前記第２データから複数の第２画像を再構成するステップをさらに含み、
前記複数の第１画像の各々が、前記複数の平行な第１スライスのうちの異なるスライスを描写し、前記複数の第２画像の各々が、前記複数の平行な第２スライスのうちの異なるスライスを描写する
ことを特徴とする請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記方法が、前記第１データから複数の第１画像を再構成し、前記第２データから第２画像を再構成するステップをさらに有し、
前記複数の第１画像の各々が、前記複数の平行な第１スライスのうちの異なるスライスを描写、前記第２画像が、前記第２スライスを描写する
ことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項１０】
前記第１データから前記複数の第１画像を再構成するステップが、
前記第１データからリファレンスデータを形成することと、
前記複数の第１画像を再構成するために再構成カーネルを見積もるために前記リファレンスデータを用いることを含み、
前記リファレンスデータは、継続的な繰り返し期間からｋ空間の中心領域をサンプリングするｋ空間データを選択的に結合することによって形成される
ことを特徴とする請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
前記継続的な繰り返し期間からｋ空間の中心領域をサンプリングするｋ空間データを選択的に結合するステップが、アダマールエンコードを用いて前記ｋ空間データを足し合わせる及び差し引くことを含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記方法が、前記第１データから第１画像を再構成し、前記第２データから第２画像を再構成する工程をさらに含み、
前記第１画像は前記第１スライスを描写し、前記第２画像は前記第２スライスを描写する
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記パルスシーケンスは、
前記第１スライス及び前記第２スライスに直交する第３スライス内のスピンを励起する第３ＲＦ励起パルスと、
第３軸に沿って生成されるとともに、前記第３スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第３ＲＦ励起パルスと同時に生成される第３スライスエンコード傾斜磁場と、
前記第３スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第３軸に沿って生成される第３位相エンコード傾斜磁場と、
前記第３スライス内のスピンと関連する第３エコー信号を第３エコー時間で形成するために前記２軸に沿って生成される第２周波数エンコード傾斜磁場と、をさらに含み、
前記方法が、前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第３エコー信号から、前記第３スライスと関連する第３データを取得するステップをさらに含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
前記方法が、コンピュータシステムを用いて前記第１データ及び前記第２データからｋ−ｔ空間重みを見積もるステップと、
磁気共鳴データがアンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間を表すように２つの異なる直交イメージング面間のインターリーブデータ取得によって取得された前記磁気共鳴データを前記コンピュータシステムに提供するステップと、
前記ｋ−ｔ空間重みを前記磁気共鳴データに加える再構成カーネルを用いて、前記磁気共鳴データから画像を再構成するステップと、をさらに含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
前記磁気共鳴データはＴ１重み付けされていないデータであることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記２つの異なる直交イメージング面間で励起とデータ取得を交互に実施する平衡定常状態自由歳差運動（ｂＳＳＦＰ）パルスシーケンスを用いて、他の磁気共鳴データが取得されることを特徴とする請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記磁気共鳴データが、前記第１データ及び前記第２データとは異なるｋ空間トラジェクトリでｋ空間をサンプリングすることを特徴とする請求項１４に記載の方法。
【請求項１８】
前記第１データ及び前記第２データはカーテシアントラジェクトリを用いてｋ空間をサンプリングし、前記磁気共鳴データはラジアルトラジェクトリ又はスパイラルトラジェクトリを用いてｋ空間をサンプリングすることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記第１データ及び前記第２データは、拡張読み出し傾斜磁場を用いて取得されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２０】
前記第１データ及び前記第２データは、同時画像リフォーカシングを用いて取得されることを特徴とする請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記第１データ及び前記第２データは、前記第１エコー信号及び前記第２エコー信号を結合エコー信号として形成する読み出し傾斜磁場を用いて取得されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２２】
前記パルスシーケンスが、
前記第１スライス及び前記第２スライスの両方に対し自由誘導減衰経路をクラッシュさせるために、前記周波数エンコード傾斜磁場の前に前記第３軸に沿って印加されるクラッシャー傾斜磁場をさらに含む
ことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２３】
前記パルスシーケンスが、前記第１データ及び前記第２データがＴ１で重み付けされたデータとなるよう、スポイル傾斜磁場（ＳＰＧＲ）パルスシーケンスを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２４】
前記パルスシーケンスが、前記第１データ及び前記第２データがＴ２で重み付けされたデータとなるよう、定常状態歳差運動を伴う時間反転高速イメージング（ＦＩＳＰ）パルスシーケンスを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項２５】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いて低レイテンシー３次元体積を生成する方法であって、
（ａ）ＭＲＩシステムを用いて、対象内の複数の異なるスライスからｋ空間データを取得するステップと、
（ｂ）ｋ空間の中心からの閾距離内でサンプリングされた前記ステップ（ａ）で取得された前記ｋ空間データから、モーションサロゲート信号を見積もるステップと、
（ｃ）前記対象に関連する平均呼吸波形を提供するステップと、
（ｄ）前記モーションサロゲート信号と前記平均呼吸波形との関係に基づき低レイテンシー３次元体積を生成するステップと、を含む
ことを特徴とする方法。
【請求項２６】
前記ステップ（ｃ）が、
前記見積もられたモーションサロゲート信号を用いて前記ｋ空間データを呼吸位相に遡及的にビン分けするステップと、
より高い時間分解能を得るよう前記呼吸位相ビンにわたって平均モーションサロゲート信号値を補間することによって、前記平均呼吸波形を算出するステップと、を含む
ことを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項２７】
前記ステップ（ｄ）が、
前記モーションサロゲート信号と前記平均呼吸波形との間の最大関係値を決定するステップと、
低レイテンシー３次元体積を生成するために、前記最大関係値と、前記最大関係値と関連する前記呼吸位相ビンと、を用いるステップと、を含む
ことを特徴とする請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記最大関係値は最大相関値であることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
所定の時点について生成された前記低レイテンシー３次元体積は、以下の式、
【数１】
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により生成され、
式中、Ｉiは、前記所定の時点ｉについて生成された前記低レイテンシー３次元体積であり、Ｃmaxは、前記最大相関値であり、Ｂｉｎmaxは、前記最大関係値と関連する前記呼吸位相ビンであり、Ｉi-1は、前回の時点ｉ−１について生成された低レイテンシー３次元体積である
ことを特徴とする請求項２８に記載の方法。
【請求項３０】
前記ｋ空間データは、ラジアルスポークｋ空間トラジェクトリに沿って前記複数の異なるスライスからｋ空間データを同時に取得するラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ法を用いて取得されることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項３１】
前記モーションサロゲート信号は、前記ラジアルスポークｋ空間トラジェクトリによって前記ｋ空間データの中心でサンプリングされた前記ｋ空間データから見積もられることを特徴とする請求項３０に記載の方法。
【請求項３２】
前記複数の異なるスライスは、第１画像面を描写する第１スライスと、前記第１画像面に直交する第２画像面を描写する第２スライスと、を少なくとも含み、
第１軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第１画像面内のスピンをスライスエンコードすること、及び、前記第１軸に直交する第２軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第１画像面内の前記スピンを位相エンコードすること、そして同時に、前記第２軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第２画像面内のスピンをスライスエンコードすること、及び、前記第１軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第２画像面内の前記スピンを位相エンコードすることによって、前記第１画像面及び前記第２画像面からｋ空間データを取得することで、前記ｋ空間データが取得される
ことを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項３３】
前記ｋ空間の中心から前記閾距離内にあるサンプリングされた前記ｋ空間データから疑似投影を生成し、前記疑似投影から抽出されたある期間にわたる波形から前記モーションサロゲート信号を生成するにより、前記モーションサロゲート信号が見積もられることを特徴とする請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記ステップ（ｄ）は、相関関係、二乗平均平方根及び回帰法のうちの少なくとも１つに基づき、前記モーションサロゲート信号と前記平均呼吸波形との前記関係を決定することを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項３５】
生成された前記低レイテンシー３次元体積に少なくとも部分的に基づき、累積線量を計算するステップをさらに備えることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項３６】
放射線治療計画のリアルタイム適応を提供するために、生成された前記低レイテンシー３次元体積を放射線治療計画システムに提供するステップをさらに備えることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
＜関連出願の相互参照＞
本出願は、２０１６年４月１に出願された「磁気共鳴イメージング誘導治療におけるモーションマネジメントのためのシステム及び方法」と称する米国仮出願番号第６２／３１７，０３６号の利益を主張する。
【０００２】
磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）は、ＭＲＩ誘導放射線治療（「ＭＲＩ−ｇＲＴ」）及びＭＲＩ誘導高密度焦点式超音波治療（「ＭＲＩ−ｇＨＩＦＵ」）を含む介入手順及び治療を誘導するために用いることができる。統合ＭＲＩ−ｇＲＴシステムは、放射線治療を、一連の治療準備、計画及びデリバリ工程から、患者の治療前、治療中及び治療後における毎回の治療照射間（ｉｎｔｅｒ−ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ）及び治療照射中（ｉｎｔｒａ−ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ）の変化に適応する連続サイクルに変換する可能性を有する。放射線治療の成功率はターゲットに対する照射野のアライメントに大きく依存する。治療中のモーション（動き）は、準周期的（例えば呼吸、蠕動、心臓性）及び／又は非周期的（例えば咳、くしゃみ、バルク的動作）モーションから生じ得る。放射線治療におけるモーションマネジメントは、（１）治療計画で用いられる呼吸モーションモデルと共に得られるターゲット及びリスク臓器の高忠実度静止画像の生成、並びに（２）治療デリバリ中の例外ゲーティング、追跡、オンライン適応再計画及び線量累積のためのリアルタイム体内治療照射中モーションモニタリングに関連する。パラレルイメージング、マルチバンド励起及び圧縮センシングを含む最新のＭＲＩ技術にも多くの課題が残っている。
【発明の概要】
【０００３】
本開示は、ＭＲＩ誘導治療の前及び最中に３次元モーション見積りを提供するためのシステム及び方法を提供することにより、上述の問題に対処する。
【０００４】
本開示の一側面は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いてパルスシーケンスを実行することにより、ＭＲＩシステムを用いて磁気共鳴データを取得する方法を提供する。前記パルスシーケンスは、第１スライス内のスピンを励起する第１無線周波数（ＲＦ）励起パルスと、第１軸に沿って生成されるとともに、前記第１スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第１ＲＦ励起パルスと同時に生成される第１スライスエンコード傾斜磁場と、前記第１スライスに直交する第２スライス内のスピンを励起する第２ＲＦ励起パルスと、前記第１軸に直交する第２軸に沿って生成されるとともに、前記第２スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第２ＲＦ励起パルスと同時に生成される第２スライスエンコード傾斜磁場と、を含む。パルスシーケンスはさらに、前記第２スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第１軸に沿って生成される第１位相エンコード傾斜磁場と、前記第１スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第２軸に沿って生成される第２位相エンコード傾斜磁場と、前記第１軸及び前記第２軸に直交する第３軸に沿って生成されるとともに、前記第１スライス内のスピンに関連する第１エコー信号を第１エコー時間で形成し、前記第２スライス内のスピンに関連する第２エコー信号を第２エコー時間で形成する周波数エンコード傾斜磁場と、を含む。前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第１エコー信号から、前記第１スライスに関連する第１データが取得され、前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第２エコー信号から、前記第２スライスに関連する第２データが取得される。
【０００５】
本開示の別の側面によれば、パルスシーケンスは、第１スライス、第２スライス又はその両方に平行な複数のスライス内のスピンを同時に励起するマルチバンドＲＦ励起パルスを実施する。
【０００６】
本開示の別の側面によれば、パルスシーケンスは、前記第１スライス及び前記第２スライスに直交する第３スライス内のスピンを励起する第３ＲＦ励起パルスと、第３軸に沿って生成されるとともに、前記第３スライス内の前記スピンのスライスエンコードを提供するために前記第３ＲＦ励起パルスと同時に生成される第３スライスエンコード傾斜磁場と、前記第３スライス内のスピンの位相エンコードを提供するために前記第３軸に沿って生成される第３位相エンコード傾斜磁場と、前記第３スライス内のスピンと関連する第３エコー信号を第３エコー時間で形成するために前記２軸に沿って生成される第２周波数エンコード傾斜磁場と、をさらに含むことができる。前記ＭＲＩシステムを用いて、前記第３エコー信号から、前記第３スライスと関連する第３データが取得される。
【０００７】
本開示の別の側面によれば、前記第１データ及び前記第２データを処理してｋ−ｔ空間重みを見積もることができる。これらのｋ−ｔ空間重みを用いて、磁気共鳴データがアンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間を表すように２つの異なる直交イメージング面間のインターリーブデータ取得によって取得された前記磁気共鳴データを再構成することができる。そのようなデータは、前記２つの異なる直交イメージング面間で励起とデータ取得を交互に実施する平衡定常状態自由歳差運動（「ｂＳＳＦＰ」）パルスシーケンスにより取得されるデータなどのＴ１重み付けされていないデータでもよい。
【０００８】
本開示の別の側面は、ＭＲＩシステムを用いて低レイテンシー３次元体積を生成する方法を提供する。ＭＲＩシステムは、対象内の複数の異なるスライスからｋ空間データを取得するために作動され、ｋ空間の中心からの閾距離内でサンプリングされたｋ空間データからモーションサロゲート信号が見積もられる。前記対象に関連する平均呼吸波形が提供され、前記モーションサロゲート信号と前記平均呼吸波形との関係に基づき低レイテンシー３次元体積が生成される。
【０００９】
本開示の別の側面によれば、前記見積もられたモーションサロゲート信号を用いて前記ｋ空間データを呼吸位相に遡及的にビン分けし、より高い時間分解能を得るよう前記呼吸位相ビンにわたって平均モーションサロゲート信号値を補間することにより前記平均呼吸波形を算出することによって、平均呼吸波形を提供することができる。
【００１０】
本開示の別の側面によれば、低レイテンシー３次元体積を生成するステップは、前記モーションサロゲート信号と前記平均呼吸波形との間の最大関係値を決定するステップと、低レイテンシー３次元体積を生成するために、前記最大関係値と、前記最大関係値と関連する前記呼吸位相ビンと、を用いるステップを含んでもよい。前記最大関係値は最大相関値であってもよい。
【００１１】
本開示の別の側面によれば、ｋ空間データは、ラジアルスポークｋ空間トラジェクトリに沿って複数の異なるスライスからｋ空間データを同時に取得するラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ法を用いて取得することができる。
【００１２】
本開示の別の側面によれば、前記複数の異なるスライスは、第１画像面を描写する第１スライスと、前記第１画像面に直交する第２画像面を描写する第２スライスと、を少なくとも含んでもよい。第１軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第１画像面内のスピンをスライスエンコードすること、及び、前記第１軸に直交する第２軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第１画像面内の前記スピンを位相エンコードすること、そして同時に、前記第２軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第２画像面内のスピンをスライスエンコードすること、及び、前記第１軸に沿って印加される傾斜磁場を用いて前記第２画像面内の前記スピンを位相エンコードすることによって、前記第１画像面及び前記第２画像面からｋ空間データを取得することで、ｋ空間データを取得することができる。前記ｋ空間の中心から前記閾距離内にあるサンプリングされた前記ｋ空間データから疑似投影を生成し、前記疑似投影から抽出されたある期間にわたる波形から前記モーションサロゲート信号を生成するにより、前記モーションサロゲート信号を見積もることができる。
【００１３】
本開示の上記の及びその他の側面及び利点は以下の記載から明らかとなる。本明細書は、その一部を構成するとともに本発明の好ましい実施形態を例示する添付の図面を参照して記載されている。そのような実施形態は、必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、したがって本発明の範囲は、特許請求の範囲及び本明細書の記載に基づいて解釈されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】単一取得において２つの直交スライスからデータが取得される例示的な同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）取得スキームの説明図である。
【図２】単一取得において２つの直交軸に沿う複数のスライスからデータが同時に取得される例示的な多重ＳＯＰＩ（「ｍＳＯＰＩ」）取得スキームの説明図である。
【図３】非同一エコー時間（「ｎＥＴＥ」）を伴う同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）パルスシーケンスの例を示す。
【図４】同一エコー時間（「ｎＥＴＥ」）を伴う同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）パルスシーケンスの例を示す。
【図５】多重ＳＯＰＩ取得を用いてデータを取得し、取得されたデータから画像を再構成するための例示的な方法のステップを説明するフローチャートである。
【図６】Ｔ１重み付けＳＯＰＩ取得を較正データとして用いて直交スライスを描写するＴ２重み付け画像を取得及び再構成するための例示的な方法のステップを説明するフローチャートである。
【図７】直交スライス間の交互データ取得から得られるアンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間を説明する図である。
【図８】ＳＯＰＩ較正データからのｋ−ｔ重み付けの較正及びアンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間データの再構成のためのこれらの重み付けの適用を説明する図である。
【図９】合成体積イメージング（「ＳＶＩ」）処理法の例示的なワークフローを説明する図である。
【図１０】ハイブリッド３Ｄ黄金角ラジアルスタックオブスターｋ空間トラジェクトリを示す図である。
【図１１】自己ナビゲート位相分解４Ｄ−ＭＲＩ再構成の例示的なワークフローを説明する図である。
【図１２】ｋ空間分布に対する入れ替えの効果を描写する図である。入れ替えの結果１ビン当たりのスポークス数が増加した。
【図１３Ａ】異なるコントラストモード及びタイミングを利用した例示的な４Ｄ−ＭＲＩ取得ストラテジーを示す。
【図１３Ｂ】異なるコントラストモード及びタイミングを利用した例示的な４Ｄ−ＭＲＩ取得ストラテジーを示す。
【図１３Ｃ】異なるコントラストモード及びタイミングを利用した例示的な４Ｄ−ＭＲＩ取得ストラテジーを示す。
【図１３Ｄ】異なるコントラストモード及びタイミングを利用した例示的な４Ｄ−ＭＲＩ取得ストラテジーを示す。
【図１４Ａ】ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得のために実行可能なラジアルｋ空間トラジェクトリの例を示す図である。
【図１４Ｂ】図１４Ａのラジアルｋ空間トラジェクトリに従うデータの取得に用いられるマルチバンドＲＦパルスについての例示的な大きさ及び位相プロファイルを示す。
【図１５】本開示に記載の方法を実行可能な例示的な磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システムのブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
ＭＲＩ誘導治療の前及び最中に３次元モーション見積りを提供するためのシステム及び方法について記載する。概して、これらのシステム及び方法は、同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）、合成体積イメージング(synthetic volumetric imaging)（「ＳＶＩ」）、自己ナビゲート位相分解４Ｄ−ＭＲＩ、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ及びこれらの組み合わせを含んでもよい。
【００１６】
以下に、同時直交面イメージング（「ＳＯＰＩ」）の方法について説明する。ＳＯＰＩは、２つの直交スライスからデータを取得するように構成された任意の数のパルスシーケンスを含むことができる。これらを実施することで、動いているターゲットを、２つの直交平面において同時に素早く画像化することができる。このイメージング手法を用いることにより、画像化される対象についてより多くの空間情報を単一取得で得ることができ、下層にある対象のモーション（動き）を３つの直交方向の全てに沿った平面においてとらえることができ、そして、スライス内モーションアーチファクトの無い画像を再構成することができる。ターゲット及び付近の構造をより見やすくすることによって、照射時のモーションモニタリングを助けることができるとともに、線量照射の精度を高めることができる。
【００１７】
放射線治療の一回の治療照射（ｆｒａｃｔｉｏｎ）中の呼吸モーションの予測及び測定は、意図した照射を行うために不可欠である。同時直交スライスイメージングはこのモーションのリアルタイム測定を助けるとともに、インターリーブ直交平面シネ取得にみられるスライス間モーションを除去することによって照射精度を高める。
【００１８】
ゲーティング及び追跡に使用されるモーション予測アルゴリズムは、極低レイテンシー情報の恩恵を受ける。ＳＯＰＩ画像は適切なフレームレートで取得されるが、一方でＭＲＩシーケンスに伴う高時間分解モーションサロゲートが望まれる。したがって、モーションサロゲート信号を提供するために疑似投影ナビゲーションをＳＯＰＩシーケンスとともに用いることができる。この手法において、ｋ空間中心近くの所定領域内の位相エンコードラインが、フィルタ処理され、動いている生体構造の１Ｄ投影の生成に用いられる。
【００１９】
放射線治療だけでなく、高密度焦点式超音波治療（「ＨＩＦＵ」）、小線源治療又は術中ＭＲＩのような他のＭＲＩ誘導治療又は介入もまた、腹部内の動いている構造をターゲットとしたときにリアルタイムＳＯＰＩイメージングの恩恵を受けると考えられる。例えば、直交スライスからのデータの同時取得により、動いている構造におけるプロトン共鳴周波数シフト温度測定マップを作成することが可能となる。そのような温度マップは、例えば異なるエコー時間で取得された画像間の位相差から作成することができる。
【００２０】
ＳＯＰＩは、心臓イメージング分野においても有用である。複数の平面において造影剤の摂取をみるために、かん流イメージング中に長軸及び短軸心臓画像が取得されることが多い。心同期ＳＯＰＩスキャンにより、長軸及び短軸の直交画像を心周期内の同じ時点で取得することが可能になると考えられる。
【００２１】
２Ｄカーテシアン勾配エコーシーケンスでは、エコー時間は、励起（ｔISO）と、周波数エンコード方向に沿ったゼロ番目の勾配モーメント（ｍFE）がゼロの時と、間の時間差として定義される。受信した信号を最大化するために、スライス選択方向（ｍSS）に沿ったゼロ番目の勾配モーメントは読み出し傾斜磁場の持続期間中常にゼロであるべきである。また、画像を空間エンコードするために、位相エンコード方向（ｍPE）に沿ったゼロ番目の勾配モーメントは所定の位相エンコードライン（Ｐ）に必要なモーメントであるべきである。ゼロ番目の勾配モーメント（ｍ0）は数学的に以下のように記述できる。
【００２２】
【数１】
2019511312.tif 000003
【００２３】
この原理に基づき、直交スライスが同時にエンコードされるデータ取得スキームを設計することができる。そのような取得においては、１つのスライスについてのスライス選択方向は対応する直交スライスの位相エンコード軸となるよう選択され、逆の場合も同じである。直交スライスは周波数エンコード方向をシェアする。
【００２４】
図１に、２つの直交スライス１０４，１０６において対象が同時に画像化されるようなＳＯＰＩ取得スキームの例を示す。この例では、第１スライス１０４が、ｚ方向に沿ったスライスエンコード、ｙ方向に沿った位相エンコード及びｘ方向に沿った周波数エンコードを用いて空間エンコードされる。次に、第２スライス１０６が、ｙ方向に沿ったスライスエンコード、ｚ方向に沿った位相エンコード及びｘ方向に沿った周波数エンコードを用いて空間エンコードされる。当然ながら、この例におけるスライス、位相及び周波数エンコードに関連する方向は、例示を目的として選択されたものでしかなく、各種エンコード方向は３つの任意の直交方向に合わせることができる。したがって、これらの方向は、より一般的に、第２位相エンコード方向（ＰＥ２）でもある第１スライスエンコード方向（ＳＳ１）、第２スライスエンコード方向（ＳＳ２）でもある第１位相エンコード方向（ＰＥ１）、及び周波数エンコード方向（ＦＥ）と称することができる。
【００２５】
一般に、ＳＯＰＩパルスシーケンスは、各直交軸上の二以上のスライスを同時に励起するためにシングルバンドＲＦパルスをマルチバンドＲＦパルスで置き換えることにより、同時マルチスライスイメージングに適応させることができる。ＳＯＰＩのそのような実施は多重ＳＯＰＩ（「ｍＳＯＰＩ」）と称される場合もある。図２は、多重ＳＯＰＩ取得スキームの例を示し、この例では、対象２０２が、第１スライス２０４及び第１スライス２０４に平行な第２スライス２０６と、第３スライス２０８及び第３スライス２０８に平行な第４スライス２１０と、において同時に画像化される。第３スライス２０８及び第４スライス２１０は両方とも第１スライス２０４及び第２スライス２０６に直交する。図２に示す例では２つのスライスが所定の直交軸（即ちＳＳ１又はＳＳ２）に沿って同時に励起されることを示しているが、当然ながら、適切なマルチバンドＲＦパルスを用いれば３つ以上のスライスを所定の直交軸に沿って励起することもできる。
【００２６】
図２に示す例では、第１スライス２０４及び第２スライス２０６は、第１スライスエンコード軸ＳＳ１に沿ったスライスエンコード、第１位相エンコード軸ＰＥ１に沿った位相エンコード及び周波数エンコード軸ＦＥに沿った周波数エンコードを用いて、空間エンコードされる。第３スライス２０８及び第４スライス２１０は、第１位相エンコード軸ＰＥ１と同じである第２スライスエンコード軸ＳＳ２に沿ったスライスエンコード、第１スライスエンコード軸ＳＳ１と同じである第２位相エンコード軸ＰＥ２に沿った位相エンコード並びに第１スライス２０４及び第２スライス２０６と同じ周波数エンコード軸ＦＥに沿った周波数エンコードを用いて、空間エンコードされる。
【００２７】
本開示に記載のＳＯＰＩパルスシーケンスは、２つの直交イメージング面内で画像を取得するが、第３直交イメージング面で画像を取得するように構成されてもよい。これらの例では、別個の読み出し傾斜磁場を、他の２つの直交スライスグループのうちの１つのスライス選択軸に沿って印加してもよい。したがって、例えば、第１及び第２直交イメージング面についての空間エンコードは上記したものと同じであるが、第３直交イメージング面についての空間エンコードは、周波数エンコード方向（ＦＥ）に沿ったスライスエンコードと、ＳＳ１／ＰＥ２又はＳＳ２／ＰＥ１方向の何れかに沿った位相エンコードと、この場合ＳＳ２／ＰＥ１又はＳＳ１／ＰＥ２方向の何れかに沿った周波数エンコードと、を用いて実施してもよい。
【００２８】
２つの例示的なＳＯＰＩパルスシーケンスについて以下に説明する。これらの例に示されるローブ(lobes）のゼロ番目の勾配モーメントの式も導出される。以下に記載のパルシーケンスはｋ空間のカーテシアンサンプリングを実施するものであるが、スライス内モーションアーチファクトに追加のロバスト性を与えるためにＳＯＰＩパルスシーケンスをラジアル又はスパイラルの読み出しトラジェクトリに適応させることもできる。
【００２９】
本開示に記載の例示的なＳＯＰＩパルスシーケンスは、非等価エコー時間（ｎＥＴＥ）スポイル勾配（ＳＰＧＲ）ＳＯＰＩパルスシーケンスである。図３にこの例示的実例におけるパルスシーケンス図を示す。このパルシーケンスでは、スライスは直交軸上で順に励起される。各スライスは、他のスライスのスライス選択軸に沿って位相エンコードされる。拡張読み出し傾斜磁場は、励起とは逆の順序で、各スライスについての別個の勾配エコーをリフォーカス（refocus）させ、結果としてスライス間のエコー時間が等しくなくなる。位相リワインダ及び読み出しスポイル傾斜磁場を、読み出しプラトーが終わった後に用いることができる。
【００３０】
図３に示すパルスシーケンスでは、勾配モーメントＡ１及びＡ２が、第１ＲＦパルス３０４のアイソセンターによって分けられる第１スライス選択傾斜磁場３０２の勾配ローブ領域（ランプを含む）として画定される。勾配ローブＤ１及びＤ２も同様に、第２ＲＦパルス３０８のアイソセンターによって分けられる第２スライス選択傾斜磁場３０６の勾配ローブ領域である。簡素化のために、両方の直交スライスが同じ勾配モーメントＰを用いて位相エンコードされるものとするが、同じ繰り返し時間（ＴＲ）期間内に両方のスライスに対して異なる位相エンコードラインをサンプルすることもできる。勾配ローブＢ及びＣの勾配モーメントは現在のｋ空間ラインに依存する。
【００３１】
ＳＳ１／ＰＥ２軸に沿った第１スライスの合計傾斜磁場誘発位相蓄積は、読み出し傾斜磁場３１０の始まりまでにゼロとなる必要がある。第２スライスもまた読み出し傾斜磁場３１０の開始までにＰの勾配モーメントを蓄積していなければならないことから、勾配ローブＢにおけるゼロ番目の勾配モーメントについて以下の式が与えられる。
【００３２】
【数２】
2019511312.tif 000004
【００３３】
第２ＲＦパルスアイソセンターの後で第２スライス内で蓄積された位相は、読み出しの前にリワインドされるべきである。したがって、以下の式が得られる。
【００３４】
【数３】
2019511312.tif 000005
【００３５】
また、ＳＳ２／ＰＥ１軸に沿った第１スライスのモーメントは、読み出し開始前に位相エンコードモーメントＰとなるべきである。この制限により、勾配ローブＣにおけるゼロ番目の勾配モーメントは以下の式で表すことができる。
【００３６】
【数４】
2019511312.tif 000006
【００３７】
同時画像収集（ＳＩＲ）読み出しを用いて、勾配エコー信号Ｓ１及びＳ２が、バンド幅及びフィールドオブビュー（ＦＯＶ）に基づき算出される大きさの読み出し傾斜磁場３１０の重なっていない部分で取得される。ＳＩＲ読み出しを用いるＳＯＰＩシーケンスは、第１スライスの勾配エコーより前に第２スライスの勾配エコーが生じるときに最速となる。このタイプの読み出しには以下の予備位相調整（prephaser）勾配モーメントが用いられる。
【００３８】
【数５】
2019511312.tif 000007
【００３９】
これらの周波数エンコード予備位相調整勾配（３１２，３１４）によって、２つのスライス間のエコー時間が等しくなくなる。より高速の取得が望まれる場合、直交スライスからの勾配エコーを、非拡張読み出し傾斜磁場の同じ部分の間に、エイリアス状態（例えばエコー同士が組み合わさった状態）で取得してもよい。この場合、第２励起３０８後の予備位相調整勾配ローブ３１４のみを適用すればよく、結果として以下の勾配ローブ領域が得られる。
【００４０】
【数６】
2019511312.tif 000008
【００４１】
上述のようなエイリアシングを生じる読み出しを用いるＳＯＰＩパルスシーケンスにおいては、直交スライスが再構成画像に重ね合わされる。直交スライスの重なり合ったボクセルのコイル感度の差は平行スライスの重なり合ったピクセルのコイル感度の差よりもかなり大きいものの、重ね合わされたボクセルの数を減らすためにＦＯＶ内でスライスのうちの１つを他の１つに対してシフトさせるＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ ＲＦパルスサイクルパターンを適用することで、画質を向上させることができる。
【００４２】
ｎＥＴＥ  ＳＯＰＩ取得のいくつかの実施例では、（エコー時間の異なる）直交画像同士のコントラスト対ノイズ比が所定のＴＲにおいてより似たものとなるように、２つのＲＦパルスのフリップ角を調整することができる。
【００４３】
ｎＥＴＥ  ＳＯＰＩ取得を用いた場合の直交スライスグループが励起される順序は、１つの繰り返し毎に交換することができる。この実施例において、各直交スライスグループのエコー時間は繰り返しの間で変化する。
【００４４】
いくつかの実施形態では、読み出し傾斜磁場の印加前に、読み出し軸に沿ってクラッシャー傾斜磁場を印加することによって、両方の直交スライス又はスライスグループに対して自由誘導信号経路をクラッシュさせることができる。
【００４５】
上記の例ではＳＰＧＲパルスシーケンスを実施しているが、当業者にとって当然のことながら、他のパルスシーケンスをＳＯＰＩ取得において適用して実施してもよい。例えば、定常状態歳差運動における反転高速イメージング（反転ＦＩＳＰ又はＰＳＩＦ）パルスシーケンスを実施することもできる。上記のＳＰＧＲパルスシーケンスのように、ＳＯＰＩに適用されるＰＳＩＦパルスシーケンスでは、スライスが直交軸上で順に励起され、各スライスは他のスライスのスライス選択軸に沿って位相エンコードされる。
【００４６】
本開示に記載された別の例示的なＳＯＰＩパルスシーケンスは、等価エコー時間（ＥＴＥ）ＳＰＧＲ  ＳＯＰＩパルスシーケンスである。図４に、この実施例におけるパルスシーケンスの図を示す。このパルスシーケンスにおいては、スライス選択及び位相エンコードが、上記のｎＥＴＥ  ＳＰＧＲ  ＳＯＰＩシーケンスの場合のように実施される。周波数エンコード予備位相調整勾配（Ｆ及びＧ）及び読み出しバンド幅は、各スライスについての勾配エコーが励起時と同じ順序かつ同じエコー時間で生じるようにするために調整される。
【００４７】
勾配エコー間の時間がＲＦパルスのアイソセンター間の時間（ΔＴＲＦ）に等しくなるように予備位相調整振幅及び読み出しバンド幅を調整することによって、ＥＴＥ  ＳＯＰＩパルスシーケンスを設計してもよい。
【００４８】
【数７】
2019511312.tif 000009
【００４９】
式中、Ｎは周波数エンコード方向のピクセルの数である。これらのパラメータを用いて、直交スライスが、励起された順序でリフェーズ（位相が整った状態にする）され、調整されたバンド幅によって各スライスのエコー時間が同一となることが保証される。位相エンコード及びスライス選択リワインド傾斜磁場はｎＥＴＥ  ＳＰＧＲ  ＳＯＰＩシーケンスと変わらない。
【００５０】
スポイル傾斜磁場リコールエコーシーケンス（例えばＳＰＧＲ，ＦＬＡＳＨ）では、位相リワインド勾配ローブが読み出しのすぐ後に実施される。ＳＰＧＲ  ＳＯＰＩシーケンスでは、これらの傾斜磁場（−Ｐ）はＳＳ１／ＰＥ２及びＳＳ２／ＰＥ１軸上で生じる。読み出し傾斜磁場の極性が同じであるスポイル傾斜磁場（ＳＰ）もまた同時に生じる。
【００５１】
ターゲット内におけるスライス同士が交差する領域は、対応する直交スライスのスライスプロファイルを表す周波数エンコード方向に沿って走る飽和領域である。飽和信号の領域がより小さいことが望まれる場合（例えば膵臓のようなより小さいターゲットの場合）、取得速度がトレードオフとなる。より薄いスライスを励起するにはより大きい傾斜磁場振幅が必要であり、したがってより大きいスライスリワインダ傾斜磁場が必要となる。これにより２つのＲＦパルス間の期間が効率的に増大し、最低限達成可能なＴＥ及びＴＲがのばされる。
【００５２】
本開示に記載のＳＯＰＩパルスシーケンスにおいて脂肪抑制を実施することができる。この脂肪抑制によって画像コントラスト及びターゲット描写がさらに向上する。
【００５３】
本開示に記載のＳＯＰＩパルスシーケンスを、短い持続期間とスライスプロファイルを維持可能な極低バンド幅とを有するＲＦパルスの実施のために適用することができる。この実施により、２つのＲＦパルス間の時間が減少し、よって最小ＴＥ及びＴＲがより短くなるとともにフレームレートが大きくなる。
【００５４】
上記の例ではＳＰＧＲパルスシーケンスを実施するが、当業者にとって当然ながら、他のパルスシーケンスをＳＯＰＩ取得に適用して実施することもできる。例えば、定常状態歳差運動における反転高速イメージング（反転ＦＩＳＰ又はＰＳＩＦ）パルスシーケンスを実施することもできる。上記のＳＰＧＲパルスシーケンスのように、ＳＯＰＩに適用されるＰＳＩＦパルスシーケンスでは、スライスが直交軸上で順に励起され、各スライスは他のスライスのスライス選択軸に沿って位相エンコードされる。
【００５５】
一般に、各直交軸上の二以上のスライスを同時に励起するためにシングルバンドＲＦパルスをマルチバンドＲＦパルスで置き換えることにより、ＳＯＰＩパルスシーケンスを同時マルチスライスイメージングに適応させることができる。ＳＯＰＩのそのような実施は多重ＳＯＰＩ（ｍＳＯＰＩ）と称される場合がある。コイル感度プロファイルのバリエーションを利用することで、各直交軸に沿ったエイリアスが生じた平行スライスを分離することができる。各直交軸上の少なくとも１つのスライスのＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ位相変調を用いてスライス同士の分離を向上させることができる。
【００５６】
例えば、ＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得では、傾斜ｍCAIPI（ここでは単位をラジアン毎ＰＥラインとする）及び切片(intercept)ｂCAIPIを用いて、ＲＦ位相ランプを位相エンコード（ＰＥ）方向に沿って適用してもよい。例示的なｍＳＯＰＩパルスシーケンスにおいては、各直交軸上の１つのスライスは、ｍCAIPI＝０ｒａｄ／ＰＥ及びｂCAIPI＝０ｒａｄを用いて選択することができる。次に、各直交軸上の第２のスライスを、フィールドオブビューの割合、フィールドオブビューの半分（つまりＦＯＶ／２）など、の分だけシフトさせることができ、ｍCAIPI＝πｒａｄ／ＰＥ及びｂCAIPI＝π／２ｒａｄを用いて第１のスライスに対してクワドラチャ(quadrature)で取得することができる。継続的な繰り返しにおいて、シフトしたスライス上のｂCAIPIはπラジアンずつインクリメントさせることができる（即ち、シフトしたスライス上のｂCAIPIは、＋π／２，−π／２，＋π／２，．．．のように交代する）。
【００５７】
具体的な例として、ＳＰＧＲ及びＳＩＲ読み出しを用いる多重化ＳＯＰＩシーケンスが設計され、実施された。同時に取得されるべき直交スライスを関心生体構造上に図を用いて規定した。ＥＴＥ又はｎＥＴＥ取得を選択するためにフラッグが追加された。スキャン時間を減少させるために、面内ＧＲＡＰＰＡ加速が実施された。ＧＲＡＰＰＡ及び部分フーリエ取得機能の両方がシーケンスに追加された。これらの非限定的な例示のＳＯＰＩパルスシーケンスにおいて、長さが０．６ｍｓでスライスバンド幅が２ｋＨｚの外部ロード１バンド及び２バンド位相制御Ｓｈｉｎｎａｒ−Ｌｅ  Ｒｏｕｘ  ＲＦパルスが用いられた。ファントム／対象の周囲にフレキシブルなコイルが巻きつけられ、テーブル内に組み込まれた脊椎アレイの構成要素が用いられた。合計数が１８から２４個の受信コイルが画像化実験に用いられた。
【００５８】
ＳＯＰＩパルスシーケンスを動いている生体構造の画像化に用いた場合、シングルリファレンススキャンの使用はエイリアススライスを分離するための較正データを得るのに十分でない場合がある。その場合には、自動較正取得及び位相制約２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＡ再構成プロセスをｍＳＯＰＩにおいて実施することができる。
【００５９】
図５を参照すると、多重化ＳＯＰＩパルスシーケンスを用いてデータを取得するため及びそのデータから画像を再構成するための例示的な方法のステップを規定するフロー図が示されている。
【００６０】
多重化ＳＯＰＩ取得を用いて対象からデータが取得される。例えば上記のような多重化ＳＯＰＩ取得を用いてデータを取得することができる。面内加速をエンコードする部分フーリエ（ＰＦ）の使用（例えば位相エンコードラインをスキップする）などの追加の加速手法を実施してもよい。上記の取得を用いることによって、ＲＦ位相ランプは、ＦＯＶ内で各軸に沿って１つのスライス分シフトする。この位相ランプの切片ｂCAIPIは、継続的な繰り返しの中でπラジアンずつインクリメントさせることができる。継続的な繰り返しからｋ空間の中心にあるフルサンプリングされた領域は、次に、各スライスについてのリファレンスデータを得るために足し合わされる及び差し引かれる。例えば、アダマールエンコードを用いて各直交軸上の平行スライスについて取得されたｋ空間データを分離することができる。
【００６１】
各直交スライスパケットの一対のスライスがクワドラチャ励起されると、単一繰り返しからエイリアススライスを分離するために、アダマールエンコーディングから分離された各スライスについてのリファレンスデータを用いて位相制約２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＰＡ重みを計算することができる。例えば、各直交スライスグループについてアダマール分離されたｋ空間のフルサンプリングされた領域のみからの画像の複素共役をとることによって、仮想コイルリファレンス画像を作成することができる。仮想コイルリファレンス画像は現実のコイル画像に添付される。
【００６２】
リファレンス画像は読み出し方向に沿って連結され、ｋ空間にもってこられ、そして、スライス内及び面内方向の単一繰り返しについて同時にエイリアスを無くす(unalias)ために、２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＰＡカーネル（例えば４×４  ２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＰＡカーネル）によるフィッティングが行われる。図５に示す例示的なカーネル幾何学では、黒で塗りつぶされた丸はソースポイントを表し、灰色のポイントはターゲットポイントを表し、塗りつぶされていない丸は取得されていないポイントを表す。
【００６３】
得られる重みは単一繰り返しからのエイリアスデータに適用することができ（現実及び仮想のコイル）、これによりアンダーサンプリングされた位相及び周波数エンコード方向の欠けているポイントが埋められる。部分フーリエサンプリングを説明すると、現実のコイルにおいて２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＰＡ後に依然として欠けている位相エンコードラインを、背景位相補正後にｋ空間内の共役対称を実行することで埋めることができる。その後、逆フーリエ変換及び二乗和コイル組み合わせを用いてエイリアスのない画像を作成することができる。個々のスライスは、読み出し拡張ＦＯＶ画像をセグメント化することによって得られる。このプロセスはスライスＳ３及びＳ４を分離するために繰り返される。
【００６４】
上記の非限定的な例では、ＳＩＲ読み出しを用いて直交スライスパケットを分離することができるとともに、自動較正位相制約２Ｄ−ＳＥＮＳＥ−ＧＲＡＰＰＡ再構成を用いて各軸に沿う重なり合った平行スライスを分離することができる。ｍＳＯＰＩシーケンスにより、フレームレートを非多重化ＳＯＰＩのように高く維持しつつ、スライス範囲（カバレージ）を向上させることができる。部分フーリエ取得により、所定のフレームレートについてサンプリングされるｋ空間中心付近のフルサンプリングＡＣＳ領域をより大きくすることができる。
【００６５】
上記のＳＯＰＩパルスシーケンスはＳＰＧＲ取得を用いてＴ１で重み付けされたコントラストを実施する。しかしながら、他の実施形態において、Ｔ１重み付けとは異なるコントラスト重み付けを用いてデータを取得するパルスシーケンスを、少なくとも部分的にＳＯＰＩを用いて取得することもできる。一例として、Ｔ２／Ｔ１が混ざった平衡定常状態自由歳差運動（「ｂＳＳＦＰ」）シーケンスを実施することができる。
【００６６】
対象がデータ取得中に動いていると、取得されたｋ空間データにおいて時空間相関関係が生じる。この相関関係は、交互の直交スライスの非Ｔ１重み付け取得のアンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間を補間するために、ｋ−ｔ  ＧＲＡＰＰＡを用いて活用することができる。ｋ−ｔ  ＧＲＡＰＰＡでは、コイルｊ、時点ｔについての信号を、Ｎk個の近隣ｋ空間位置、Ｎt個の近隣時間フレーム及び全てのＮc個の受信コイルからの信号の線形結合として記述することができる。
【００６７】
【数８】
2019511312.tif 000010
【００６８】
ｋ−ｔ相関関係は画像コントラストとは無関係であるため、ｋ−ｔ  ＧＲＡＰＰＡ重みをフルサンプリングされたＴ１重み付けＳＯＰＩデータから計算し、アンダーサンプリングされたＴ１重み付けがされていない（非Ｔ１重み付け）画像に適用してもよい。さらに、カーテシアンＳＯＰＩ較正取得を採用したとしても、交互非Ｔ１重み付けスキャンを任意のｋ空間トラジェクトリで実行してもよい。
【００６９】
図６を参照すると、単一取得で取得された直交スライスにおけるＴ１重み付け以外のコントラスト重み付けを用いて画像を作成する例示的な方法のステップを説明するフローチャートが示されている。この方法は、ステップ６０２に示されるようにＳＯＰＩパルスシーケンスを用いて対象から較正データを取得することを含む。これらの較正データはＴ１重み付けを用いて取得される。較正データはｋ空間をフルサンプリングすることが好ましいが、いくつかの実施例では較正データはｋ空間の中央部分のみサンプリングしてもよい。
【００７０】
次に、ステップ６０４に示すように、非Ｔ１重み付けデータが、較正データを用いてサンプリングされたように、同じ直交スライスにおいて対象から取得される。較正データとは異なり、非Ｔ１重み付けデータは、ＳＯＰＩ取得スキームを用いてデータを同時に取得されるのではなく、２つの直交イメージング面の間でデータ取得を交互に行うことで直交スライスから取得される。これらのスライスからデータを交互に高速で取得することによって、図７に示すように、データを、アンダーサンプリングされたｋ−ｔ空間として表すことができる。一例として、非Ｔ１重み付け画像はｂＳＳＦＰパルスシーケンスを用いて取得することができる。非Ｔ１重み付け画像は、ｋ空間のカーテシアンサンプリング又は任意のｋ空間トラジェクトリ（例えばラジアル、スパイラル）を用いて取得することができる。即ち、較正データ及び非Ｔ１重み付けデータは同じｋ空間トラジェクトリを用いて取得する必要はない。例えばラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得を用いることができる。そのような取得では、各軸に沿ったスライス同士を、印加されたＲＦ位相パターンの複素共役により径方向データの位相を変調することによって分離することができる。
【００７１】
ステップ６０６に示すように、較正データから、直交スライスを描写するＴ１重み付け画像を再構成することができる。また、較正データは、ステップ６０８に示すように、ｋ−ｔ空間重み付けを見積もるために処理される。例えば、ｋ−ｔ  ＧＲＡＰＰＡアルゴリズムをカーネルを用いて較正データ上で構成することができる。非限定的な例として、カーネル寸法を３つの時点掛ける１６個のコイルとすることができる。次に、ステップ６１０に示すように、見積もられたｋ−ｔ空間重み付けを用いて、Ｔ２重み付けデータから直交スライスのＴ２重み付け画像を再構成することができる。例えば、ｋ−ｔ  ＧＲＡＰＰＡ再構成アルゴリズムにおいてｋ−ｔ空間重み付けを用いることができる。このアプローチにより、得られるＴ２重み付け画像は、較正データからｋ−ｔ空間重み付けを見積もらずに達成されるものよりも高い時間的フレームレートを有する直交スライスを描写する時系列の画像フレームを表す。図８に、較正及び再構成ステップを概略的に示す。直交スライスの画像を用いて、呼吸運動などの対象のモーションをモニタリングすることができる。例えば、各スライスを介する投影を時間にわたってプロットして呼吸運動を決定することができる。
【００７２】
ＭＲ誘導放射線治療（「ＭＲ−ｇＲＴ」）システムによって得られた連続適用治療サイクルにより、生体構造の測定毎に放射線治療再計画が可能となる。再計画を治療照射中にリアルタイムで行うことが好ましい。あるいは、再計画を治療照射と治療照射の間に行ってもよい。
【００７３】
治療照射中のあらゆるポイントでの生体構造のフル３Ｄ体積が既知であれば、その治療照射において実際に照射された線量を、計算し、累積し、そして次の治療照射を順応的に再計画するために使用することができる。３Ｄ体積見積りは非常に高い時間分解能で得るべきである。
【００７４】
３Ｄモーションをリアルタイムで見積るために提案された解決手段の１つは、４Ｄ  ＭＲＩのフェーズに対しリアルタイム２Ｄインターリーブ直交画像の非剛体レジストレーションを用いるというものである。リアルタイム取得中にＰＣＡベースのモーションモデルが構築され、更新される。この手法により得られる結果は有望ではあるが、ＤＩＲアルゴリズムは腹部において信頼性が低い場合があるので、より低いレイテンシーのモーション見積り及びより小さい非剛体画像レジストレーション（「ＤＩＲ」）依存性が有用である。
【００７５】
低レイテンシーモーションサロゲート信号は、呼吸同期治療及び監視される治療のための予測アルゴリズムに利用される。シネ画像は、呼吸と共に動く腹部腫瘍又は胸部腫瘍の治療中に取得されることが多いことから、既に取得されたイメージングデータからモーションサロゲートを直接得ることが有益である。呼吸ベローズは扱いにくく、一貫性がなく、必ずしも身体構造の動きと相関性があるわけではない。
【００７６】
ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡスキャンでは、モーションサロゲートは、１／ＴＲの時間分解能で全スポークについてサンプリングされるｋ空間中心から直接得ることができる。カーテシアン取得においては、ｋ空間中心は各画像のフレーム毎に１度しかサンプリングされず、したがってカーテシアンｋ空間サンプリングを用いてＳＯＰＩスキャンからＤＣナビゲータを得るということはラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡスキャンの場合ほど簡単ではない。
【００７７】
しかしながら、カーテシアンＳＯＰＩ取得で用いられる位相エンコードサンプリングスキームを、モーションサロゲート信号の生成を可能とするよう、ｋ空間中心付近のラインが頻繁にサンプリングされるように選択することができる。ｋ空間中心の閾値内の各位相エンコードラインのフーリエ変換を実行することによって、疑似投影(pseudo-projection)を計算することができる。いくつかのフィルタ処理の後、ある期間にわたる疑似投影波形をモーションサロゲート信号として使用することができる。この手法は、ｋ空間中心がｋ空間の外側領域よりも密にサンプリングされることから特にＧＲＡＰＰＡ取得に適用できる。
【００７８】
以下に合成体積イメージング（「ＳＶＩ」）法を実施する方法について記載する。ＳＶＩは、モーションサロゲート信号の時間分解能で生体構造の体積画像を作成するために、低レイテンシーモーションサロゲート信号（ＳＯＰＩ、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ又は他の手法により得られる）と平均呼吸波形（治療前４Ｄ−ＭＲＩから得られる）とを関係付ける。これらの２つの信号は、例えば相関関係、二乗平均平方根又は回帰法を用いて関係付けることができる。高速体積画像は、放射線治療照射中に線量を累積するのに必要である。体積画像のレイテンシーを減少させるためにＳＶＩを用いることによって、より正確な照射線量の見積りを計算することができる。ＳＶＩは、リアルタイムイメージングを真の３Ｄ体積に関係付けるモーションモデルを生成するために非剛体画像レジストレーションアルゴリズムへの依存性がない、２Ｄ  ＭＲイメージングデータから得られるモーションサロゲートの時間分解能（例えば５０〜３００Ｈｚ）で体積画像が合成される、ＳＶＩをリアルタイム２Ｄ画像にレジストレーションすることでＳＶＩの品質保証を容易に成し得る及び例外ゲーティング／追跡を３Ｄターゲットセグメンテーションに基づいて実行できる、という利点を有する。
【００７９】
本開示に記載のＳＶＩ手法は、（例えばラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ又はＳＯＰＩイメージングから直接得られる）リアルタイムモーションサロゲート及び呼吸相関４Ｄ  ＭＲＩの再構成中に計算された平均呼吸波形に基づき、極低レイテンシー３Ｄ体積を合成する。図９にＳＶＩアルゴリズムを図で示す。ＳＶＩは、４Ｄ−ＭＲＩの取得から開始される。生ｋ空間データを適切な呼吸位相に遡及的にビン分けする(bin)ために４Ｄ−ＭＲＩ取得に固有のモーションサロゲート信号が用いられる。ビームがオンの間に取得されるリアルタイムナビゲータの時間分解能を得るよう全ビンにわたって平均モーションサロゲート信号値を補間することによって、平均呼吸波形が得られる。リアルタイムナビゲータ波形内のｉ番目の時点で３Ｄ体積を再構成するために、ナビゲータの信号履歴長さ（「Ｔ」）が各ビンからの平均呼吸波形と相互に関連付けられる。その結果、現在の信号が各呼吸ビンにどの程度関係しているかを示す相関係数が得られる。
【００８０】
【数９】
2019511312.tif 000011
【００８１】
最大相関値Ｃmax及び最も相関のあるビンからの対応する３Ｄ体積Ｂｉｎmaxを用いて重み付けられた体積が構成される。最大相関が十分でない場合、合成体積が前回見積りのほうにより重きがおかれたものとなるように補正項が足される。１Ｄサロゲート信号の未来の値、この値は次に予測ＳＶＩ画像を生成するために使用される、を予測するために、カルマンフィルタ法を適用することもできる。
【００８２】
一例として、対象の画像を取得するために自己ナビゲートハイブリッドラジアル／カーテシアンｂＳＳＦＰ  ４Ｄ−ＭＲＩ取得を用いた。１０個の呼吸ビンが遡及的に再構成され、平均呼吸波形が計算された。モーションサロゲート信号を生成するために、軸方向３バンドｂＳＳＦＰラジアルＣＡＩＰＩシネスキャン（ＴＥ／ＴＲ＝１．７／３．４ｍｓ、フリップ角＝６０°、ＦＯＶ＝３００ｍｍ、ベース分解能＝１２８×１２８）からのｋ空間中心の信号が用いられた。モーションサロゲート信号の時間分解能は１／ＴＲ＝２９４Ｈｚであった。リアルタイムナビゲーション信号の各時点において、データの直近５秒間が分析された。現在の呼吸レートは、サロゲート信号の現在のセグメントに正弦関数をフィッティングさせることによって決定された。４Ｄ−ＭＲＩスキャンからの平均呼吸波形は、サロゲート信号から計算された呼吸レートを有するように設定された。次に平均呼吸波形は、ラジアルＣＡＩＰＩナビゲータの時間分解能を得るようローパス補間され、周期的にされた。長さ５秒の平均呼吸波形が４Ｄ  ＭＲＩの各ビンについて生成された。次にこれらの信号の全てがラジアルＣＡＩＰＩナビゲータ信号を用いて相互に関係づけられた。次に現在の時点についての合成体積が式（１４）を用いて算出された。
【００８３】
本開示に記載の方法のいくつかの実施例においては、自己ナビゲート位相分解４Ｄ  ＭＲＩ画像を、ハイブリッド３Ｄラジアルｋ空間トラジェクトリを用いて取得することができ、いくつかの例では３Ｄラジアルスタックオブスタートラジェクトリ(radial stack-of-stars trajectory)を用いて取得することができる。例えば、平均呼吸サイクルの複数の位相において生体構造のフル３Ｄ体積を提供する自己ナビゲートの位相分解４Ｄ−ＭＲＩ法を実施することができる。この手法は、ラジアルｋ空間トラジェクトリの自己ナビゲート特性を用いて位相分解４Ｄ−ＭＲ画像の再構成をガイドする。画像は、切り換え可能ＳＰＧＲ及びｂＳＳＦＰ励起（例えばＴ１又は混合Ｔ２／Ｔ１コントラストモード）を伴うハイブリッド３Ｄラジアルシーケンスを用いて取得することができる。このシーケンスはパーティション方向に沿った体積補間を伴うカーテシアンサンプリング及び面内黄金角ラジアルサンプリング又は３Ｄ黄金角ラジアルサンプリングを使用してもよい。
【００８４】
４Ｄ−ＭＲＩにおいて実施可能なハイブリッドのスラブ選択３Ｄラジアルパルスシーケンスは、切り換え可能傾斜磁場、ＲＦスポイル平衡定常状態自由歳差運動、Ｄｉｘｏｎ法並びにＴ１コントラスト、混合Ｔ２／Ｔ２コントラスト及びＴ２コントラストを生成可能な定常状態歳差運動の反転高速イメージング（反転ＦＩＳＰ又はＰＳＩＦ）モードを含む。全パーティションのカーテシアンエンコードは所定スポーク角でｋz方向に沿って線形に実行され、これによりスポーク面が生成される。図１０に示すように、スポーク面内の全パーティションの取得後にスポーク角が黄金角でインクリメントされて（ｐｉ*黄金比＝１１１．２４５度）、別のスポーク面が取得される。このハイブリッド３Ｄ黄金角ラジアルスタックオブスタートラジェクトリにおいて、スポーク面を画定する全パーティションがスポーク角をインクリメントする前に取得される。このプロセスは全スキャン期間について繰り返される。
【００８５】
自己ナビゲーション信号を抽出するために、各スポーク面の回転軸（ｋｘ＝ｋｙ＝０）に沿ったスペクトルを各受信コイルについて抽出することができ、ｋｚに沿ってゼロパディング（ゼロ埋め）できる。その後、投影を生成するために１Ｄ  ＦＦＴを実行することができる。ｉ番目の投影とリファレンス投影との間の最大空間シフトは、相互相関又は質量中心を用いて決定して時間の関数としてプロットすることができる。各コイル波形にバンドパスフィルタ（例えばパスバンドが０．１〜０．５Ｈｚのフィルタ）を適用してもよい。各コイルからのフィルタ処理された波形を、主成分分析又は他の適宜の処理手法を用いて単一波形に結合することができる。組み合わされた波形は呼吸ベローから生成された信号によく似たものとなる。
【００８６】
呼気の終わりに対応するナビゲータ波形の各呼吸位相のピークは自動検出できる。次に患者特有のノンパラメトリック信頼区間を決定してデータ整合性制約として適用することができる。次に信頼区間の外に外れたピークからのデータ（例えば浅い又は深い呼吸）を再構成においてスキップすることができる。
【００８７】
呼吸サイクル又はデータ整合性制約を免れた呼吸サイクルのみが位相ビン内へと間引かれる。一例として、１０個の位相ビンを用いることができる。取得における全スポーク角についてスポーク角とビンの数を関係付けるルックアップテーブル（ＬＵＴ）を生成することができる。次に、位相ビンの数を含むハイブリッド３Ｄ＋時間ｋ空間を埋めるためにｋ空間トラジェクトリ、密度補償因子及びデータを入れ替えするためにＬＵＴを適用することができる。
【００８８】
図１１に例示的な位相分解４Ｄ−ＭＲＩ再構成を概略的に示す。データをその適切な呼吸位相に入れ替えするために、スラブ選択方向に沿って投影から抽出されたモーションサロゲート信号が用いられる。イレギュラーな呼吸（即ち９５％信頼区間の外側にある呼吸）は再構成から除かれる。入れ替えがされたｋ空間データはハイブリッド空間（ｋｘ，ｋｙ，ｚ）にもちこまれる。各位相についてのデータ及びｋ空間トラジェクトリは、各呼吸位相におけるフル３Ｄ体積を戻すＮＵＦＦＴ、ＣＧ−ＳＥＮＳＥ、ＸＤ−ＧＲＡＳＰ又はＳＰＩＲｉＴ再構成アルゴリズムの何れかに通される。
【００８９】
勾配及び受信連鎖グループ遅延の補正は、反復アプローチを用いて実行することができる。入れ替えの後、呼吸ビン内で全投影をさらに整列させるために位相補正（ＥＰＩリファレンス補正と類似）を実行することもできる。体積補間がｋｚ方向に沿って実行され、その後ｋｚに沿った１Ｄ  ＦＦＴが実行される。ｋ空間のスパース性についての補正を、ｋｘ−ｋｙ次元に沿ってＮＵＦＦＴｓを適用するとともにＳＰＩＲｉＴアルゴリズムを用いることなどによって実施することができる。各ビンについての再構成された３Ｄ体積を、ＤＩＣＯＭ画像としてアウトプットし、スキャナにリロードし、メーカにより提供される３Ｄ歪み補正アルゴリズムを用いて勾配非線形性について補正することができる。
【００９０】
上記の方法は、ｋ空間データの入れ替えを実施する。図１２は、１人の患者の１つの呼吸位相ビンについての取得された及び入れ替えがされたラジアルｋ空間トラジェクトリの例を説明する図である。放射状のｋ空間のラスターは、ｋ空間中心が各スポークでカバーされていることを保証して、入れ替えがされたカーテシアン取得で現れるシェーディングアーチファクトを抑制する。８９個のスポークがｋ空間内にある程度均一に分布しているような取得されたトラジェクトリと比べると、１つの呼吸位相ビンについての入れ替えがされたトラジェクトリは、スポークス数がより多い（本例では２０９個）ものの、ｋ空間スパース性を有する領域がみられる。黄金角放射状ラスターの利点の１つは、上述の整合性制約を満たす全スポークを、重なっているスポークのデータ平均化をせずに用いることができることである。
【００９１】
この方法は、位相分解４Ｄ−ＭＲＩ画像を生成するためにラジアルｋ空間トラジェクトリの自己ナビゲート特性を利用する。自己ナビゲート信号を生成する強度の変化は、呼吸中に励起された体積における全信号パワーの変化から生じる。本明細書に記載の方法により、外部呼吸サロゲート（例えばベローズ、反射カメラ、体表面積）が不要となり、画像コントラストが向上し、そして４Ｄ−ＣＴと比べてソートエラーが減少し、これによりイメージング放射線量が除去される。スピン系定常状態は、各ショットで同じスラブを継続的に励起することによって維持され、１Ｄペンシルビーム又は２Ｄ画像ナビゲータを織り交ぜる必要がなくなることで効率が高まる。呼吸ベローズの位置の細かい調整の繰り返しがなくなり、信号飽和及びゲイン再設定が回避され、そして別の処理後の手順（例えば従来の４Ｄ−ＣＴで行われるようなもの）ではなく再構成において入れ替えが実施されることから、本明細書に記載の方法により全体的な臨床効率が高まる。
【００９２】
また、本明細書に記載の方法は、ｋｚ方向に沿った体積補間を利用する。パーティション方向に沿ってアンダーサンプリングを行うことによって、ナビゲータのサンプリング速度が高まる。加えて、ｋｚに沿ってカーテシアンエンコードを用いることにより、３Ｄグリッディング又はＮＵＦＦＴアルゴリズムが不要となり、パラレル再構成が可能となることで、画像再構成時間が短縮される。
【００９３】
ラジアルトラジェクトリは、自己ナビゲート特性だけでなく、エイリアスのない、モーション復元力のある、アンダーサンプリングアーチファクトが比較的穏やかな、小さくなったＦＯＶ画像の取得を含む数々の利点を有する。さらに、ラジアル角を介した黄金角ステッピングを用いることで、線形ステッピングラジアルトラジェクトリよりも渦電流が減少する。
【００９４】
上述のように導出された結合ナビゲータ波形及びそのＦＦＴを調べることにより、ある患者が呼吸同期治療に適合するか否かを評価することができる。適合するのであれば、４Ｄ−ＭＲ画像を用いて、同期治療の実施のために呼吸位相のサブ選択から同期計画ターゲット体積を構成することができる。適合しなければ、非同期放射線照射のための時間平均生体構造を提供する中間位画像を導出することができる。中間位４Ｄ−ＭＲ画像は、４Ｄ−ＣＴから導出された中間位画像と同様に、画像アーチファクト（例えばストリーク）が減少した。モーションモデルを用いてターゲット及びＯＡＲ描写のために（呼吸サイクルの可能性のある異なるポイントで取得された）呼吸誘発／同期及び呼吸停止ＭＲ画像を中間位画像に移すことができる。
【００９５】
４Ｄ−ＭＲＩは、非剛体画像レジストレーションを使用することにより、モーションマネジメントに適した位置（例えば吸気終端呼吸停止）で取得された画像を治療デリバリに適した位置（例えばゲーティングのための呼気終端）に変換する媒体の役割を果たすことができる。
【００９６】
最適な画像コントラスト及び４Ｄ−ＭＲＩのタイミングは疾患特異的である。上記の方法は切り換え可能Ｔ１、混合Ｔ２／Ｔ１及びＴ２コントラストを提供し、これにより、特定の腫瘍又は重要な構造が最も良く可視化されるように４Ｄ−ＭＲＩ取得を調節することが可能となる。さらに、遅い動態（例えばウォッシュアウト）を有する腫瘍及び組織については、ＭＲＩシミュレーションプロトコル内で４Ｄ−ＭＲＩ取得の位置を調整することによってターゲット可視化を向上することができる。例えば、肝細胞がん（ＨＣＣ）及び食道がんの可視化は、４Ｄ−ＭＲＩ画像をｂＳＳＦＰ又はＰＳＩＦモードで取得することで得られたＴ２コントラストの恩恵を受ける。しかしながら、胆管がん及び肝転移の可視化は、造影剤投与後の遅延においてＳＰＧＲモードで４Ｄ−ＭＲ画像を取得することで得られたＴ１コントラストの恩恵を受ける場合がある。肺腫瘍の可視化は、高磁化率の領域内においてｂＳＳＦＰモードに存在するバンディングアーチファクトを除去するためにＳＰＧＲモードの恩恵を受ける場合がある。ｋ空間中心は各スポークで取得されるので、造影剤がウォッシュイン及びウォッシュアウトされるにつれてラジアルラスターは「平均化された」造影剤投与後画像をもたらす。
【００９７】
図１３Ａ〜１３Ｄに、別のコントラストモード及びタイミングを利用する異なる４Ｄ−ＭＲＩ取得ストラテジーの例を示す。肝細胞がん及び食道がんは増大Ｔ２重み付け（図１３Ａ）の恩恵を受ける。膵臓がんはＴ１重み付けイメージング（図１３Ｂ）の恩恵を受ける。胆管がんはＥｏｖｉｓｔ（登録商標）投与後Ｔ１重み付けイメージング（図１３Ｃ）の恩恵を受ける。肝転移は造影剤投与後Ｔ１イメージング（図１３Ｄ）の恩恵を受ける。
【００９８】
４Ｄ−ＭＲＩ作動中又はＭＲＩシミュレーション中に４Ｄ−ＭＲＩモーション見積りを検証するために、２Ｄシネ・イメージング面の自動アライメントを用いることができる。加えて、上記機能を、その日の生体構造及びモーションバリエーションを評価するために、日々のビーム前４Ｄ−ＭＲＩスキャンの後にＭＲＩ−ｇＲＴシステム上でのリアルタイムモーションマネジメントのためのシネ画像を整列させるために実施してもよい。
【００９９】
本明細書に記載の方法は、ｋ空間データを入れ替えるために、制約された位相ベースソーティング手法を利用する。このアプローチは、外れたところにある浅い又は深い呼吸を４Ｄ−ＭＲＩから導出される交絡モーションモデルから除外する。結果として、平均呼吸モーションモデルが得られる。あるいは、従来の位相ベース又は振幅ベースソーティング法を用いることもできる。
【０１００】
４Ｄ−ＭＲＩ画像を再構成するための遡及的アプローチについて記載したが、上記の方法を、例えば、ユーザが患者の呼吸の信頼性を評価できるようナビゲーション波形のほぼリアルタイムのフィードバックを用いて予測取得に拡張することができる。
【０１０１】
本開示に記載の方法のいくつかの実施例においては、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得を実施することができる。ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡは、複数の２Ｄスライスを同時に取得するとともに、画像再構成中にエイリアスがあるスライスを分離する。この手法は、ラジアルｋ空間トラジェクトリとともに位相制御された無線周波数パルスを利用する。図１４Ａは、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得で用いることができるラジアルｋ空間トラジェクトリの例を示しており、２バンド同時マルチスライスイメージングのための交互位相サイクリングが実施されている。図１４Ａの実線は第１位相で取得されたｋ空間ラインを示し、図１４Ａの点線は第１位相とは異なる第２位相で取得されたｋ空間ラインを示す。図１４Ｂはシミュレートされた２バンドスライスプロファイルを説明する図であり、フリップ角が黒（右軸）で示されており、磁化位相が灰色（左軸）で示されている。図１４Ｂの灰色の点線及び実線は、図１４Ａの点線及び実線のスポークの位相をそれぞれ示す。左側のスライスでは位相が一定のままなのに対し、右側のスライスでは交互のスポーク間にπの位相差があることに注目すべきである。
【０１０２】
ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得は、再構成ではエイリアスがあるスライスを高速で分離することができ、追跡アルゴリズムをガイドするために各放射状スポークの中心から極低レイテンシーモーション信号を提供する。スライス選択方向の加速は、１０フレーム／秒に近い有効フレームレートを達成するためにラジアルアンダーサンプリングを介して面内加速と組み合わせることができる。
【０１０３】
各同時励起スライスの位相の正確な制御はいかなるＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得においても必要である。この仕様を満たすために、Ｓｈｉｎｎａｒ−Ｌｅ  Ｒｏｕｘ（ＳＬＲ）ＲＦパルスを実施することができる。ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ応用のためのＲＦパルスの設計のステップは、単一スライスについてのＲＦパルスから開始することができる。このＲＦパルスについての多項式係数のコピーを、各対象ＳＭＳスライス位置について作ることができる。各係数セットの位相を、スライス位置、ＲＦパルス持続期間、アイソセンター遅延及び所望位相タグを説明するために変調することができる。次に、各スライスからの位相変調された係数を足し合わせ、逆ＳＬＲ変換を行うことで、これらをマルチバンドＲＦパルスにマップし戻すことができる。
【０１０４】
以下に説明するように、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得を用いて取得されたデータから画像を再構成することができる。最初に、ラジアルデータに対し、画像のエッジ付近の信号ロールオフを回避するためにタイミングオフセットの補正を行うことができる。この補正は、最大画像強度をもたらした投影領域内の線形位相ランプを算出することにより繰り返し実施することができる。ランプフィルタ（例えばＲａｍ−Ｌａｋフィルタ）を、ラジアルデータの密度補償機能として用いることができる。全スポークにわたりゼロラジアンの一定位相であるスライスの画像を、不均一高速フーリエ変換（ＮＵＦＦＴ）を用いて得ることができる。他のスライスの画像を再構成するために、ＲＦパルスとともに適用された位相共役が最初に各スポークに足される。例えば、図１４Ｂの右側のスライスを再構成するために、図１４Ａの点線のスポークにｅ-iπ/2を掛け、実線のスポークにｅ+iπ/2を掛ける。次にＮＵＦＦＴが位相サイクリングされたスライスを再構成するために用いられる。
【０１０５】
いくつかの実施例においては、連続的な黄金角取得を用いることができる。これらの例では、各シネフレーム内の全スライスが選択された数のｋ空間スポーク（例えば１４４個のスポーク）を用いて再構成されるようにスライディングウィンドウ再構成を選択することができる。したがって近隣の時間フレーム間でｋ空間の半分を共有することができる。
【０１０６】
ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ取得で用いられるラジアルｋ空間トラジェクトリは、各スポークのｋ空間中心をサンプルすることから、本開示内に記載の合成体積イメージング応用などにおいて、２つの同時に励起されたスライスからのｋ空間中心信号をモーションサロゲートとして用いることができる。
【０１０７】
ラジアルｋ空間トラジェクトリは、そのイントラスライスモーションに対するロバスト性、減少したアンダーサンプリングアーチファクト及び固有ナビゲータから、呼吸モーションを有する対象のリアルタイムイメージングにおいて有利である。カーテシアンＣＡＩＰＩと比べて、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡは、ラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡを用いて取得された同時励起スライスの各々の初期画像を得るためにパラレルイメージングアルゴリズムが必要でないという利点を有する。
【０１０８】
また、シネＭＲＩにおいてもラジアルトラジェクトリはカーテシアントラジェクトリに勝る利点を有する。全スポークを用いてＤＣ信号をサンプリングすることで、心臓などの動きが速い構造においても、ラジアルトラジェクトリにモーションアーチファクトに対する非常に大きな許容範囲をもたせることができる。アンダーサンプリングのラジアルトラジェクトリは信号の回り込みではなくストリーキングの形でエイリアシングを生じさせることから、サンダーサンプルされたラジアル画像は使用可能である。したがって、放射状にサンプリングされたｋ空間をアンダーサンプリングすることができ、パラレル画像再構成手法を用いずに、画質に大きな影響を与えることなく画像を再構成することができる。時間のかかる再構成アルゴリズムを回避することによりレイテンシーを低減することは、ラジアルイメージングの利点である。加えて、フィールドオブビューが減少した画像を、各スポークに沿って受信側のバンド幅を増大させることにより得ることができる。
【０１０９】
全スポークからの中心ｋ空間ポイントの大きさは固有ナビゲータ信号の役割も果たし、これによりサロゲート情報のための呼吸ベローズの使用の必要性が小さくなる。固有ナビゲータを含むＭＲＩパルスシーケンスを選択することで、呼吸ベローズのようなサロゲート信号が不要となる。生体構造的位置及びモーションの低レイテンシー見積りを得るために、２Ｄナビゲータを４Ｄ  ＭＲＩ取得からの補間平均ナビゲータを用いて補正してもよい。シネ画像のリアルタイムのセグメンテーション及びシネ画像の３Ｄリファレンス体積へのレジストレーションにより、ターゲット及びリスク臓器の位置の予測をさらに向上させる及び助けることができる。
【０１１０】
取得、再構成及びセグメンテーションの連鎖におけるレイテンシーを最小化することは、ＭＲＩ誘導放射線治療における正確なターゲット追跡において重要である。本開示に記載のラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ及び他の手法は、極低レイテンシーモーション情報（例えばＴＲ毎に更新される）を、複数の空間位置でサンプリングされたより高いレイテンシー画像を用いて取得することを提供する。低レイテンシーモーション見積りを用いて、より高いレイテンシーのセグメント化されたラジアルＣＡＩＰＩＲＩＮＨＡ画像を用いて生体構造の位置を検証しながら、４Ｄ−ＭＲＩデータに基づきモーション予測アルゴリズムを実行することができる。
【０１１１】
図１５を特に参照すると、本明細書に記載の方法を実施することができるＭＲＩシステム１００の例が示されている。いくつかの構成において、ＭＲＩシステムは放射線治療システムを組み込むことができ、そのようなシステムをＭＲＩ誘導放射線治療（「ＭＲ−ｇＲＴ」）システムと称する。
【０１１２】
ＭＲＩシステム１００は、ディスプレイ１０４、一以上の入力装置１０６（例えばキーボード、マウス）及びプロセッサ１０８を含んでもよいオペレータワークステーション１０２を含む。プロセッサ１０８は、市販のオペレーティングシステムを動作させる市販のプログラム可能装置を含んでもよい。オペレータワークステーション１０２は、ＭＲＩシステム１００へのスキャンパラメータの入力を容易にするオペレータインターフェースを提供する。オペレータワークステーション１０２は、例えばパルスシーケンスサーバ１１０、データ取得サーバ１１２、データ処理サーバ１１４及びデータ保存サーバ１１６を含む別のサーバに接続されてもよい。オペレータワークステーション１０２と、サーバ１１０、１１２、１１４及び１１６とは、有線又は無線ネットワーク接続を含む通信システム１４０を介して接続されてもよい。
【０１１３】
パルスシーケンスサーバ１１０は、傾斜磁場システム１１８及び無線周波数（「ＲＦ」）システム１２０を動作させるためにオペレータワークステーション１０２から与えられる指示に応じて機能する。所定のスキャンを実行するための傾斜磁場波形が生成されて傾斜磁場システム１１８に適用され、次に傾斜磁場システム１１８によってアセンブリ１２２内の傾斜磁場コイルが励起されて、磁気共鳴信号を空間エンコードするために用いられる傾斜磁場Ｇx，Ｇy及びＧzが生成される。傾斜磁場コイルアセンブリ１２２は、分極磁石１２６及び全身コイル１２８を含む磁石アセンブリ１２４の一部を形成する。
【０１１４】
所定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行するために、ＲＦ波形がＲＦシステム１２０によってＲＦコイル１２８又は別個の局所コイルに適用される。ＲＦコイル１２８又は別個の局所コイルによって検出された応答磁気共鳴信号は、ＲＦシステム１２０によって受信される。応答磁気共鳴信号は、パルスシーケンスサーバ１１０により生成されたコマンドの命令にしたがって増幅され、復調され、フィルタ処理され、デジタル化される。ＲＦシステム１２０は、ＭＲＩパルスシーケンスに用いられる幅広いＲＦパルスを生成するＲＦ送信器を含む。ＲＦ送信器は、所望の周波数、位相及びパルス振幅波形を有するＲＦパルスを生成するために、所定のスキャン及びパルスシーケンスサーバ１１０からの命令に対して応答する。生成されたＲＦパルスを、全身ＲＦコイル１２８又は一以上の局所コイル若しくはコイルアレイに適用してもよい。
【０１１５】
ＲＦシステム１２０はまた、一以上のＲＦ受信チャネルを含む。ＲＦ受信チャネルは、ＲＦ受信チャネルに接続されたコイル１２８によって受信された磁気共鳴信号を増幅するＲＦプリアンプと、受信磁気共鳴信号のＩ及びＱ直角分を検出してデジタル化する検出器と、を含む。したがって受信磁気共鳴信号の大きさは、Ｉ及びＱ成分の二乗の和の平方根を取ることで、サンプリングされたポイントにおいて決定することができる。
【０１１６】
【数１０】
2019511312.tif 000012
【０１１７】
また、受信磁気共鳴信号の位相は、以下の関係から決定することができる。
【０１１８】
【数１１】
2019511312.tif 000013
【０１１９】
パルスシーケンスサーバ１１０は、生体取得コントローラ１３０から患者のデータを受信する。一例として、生体取得コントローラ１３０は、患者に接続された複数の異なるセンサから、電極からの心電計（「ＥＣＧ」）信号又は呼吸ベローズ若しくは他の呼吸モニター装置からの呼吸信号を含む信号を受信してもよい。これらの信号は、パルスシーケンスサーバ１１０によって、スキャンの実行を対象の心拍又は呼吸に同期又は「ゲート」させるために用いられてもよい。
【０１２０】
パルスシーケンスサーバ１１０は、患者及び磁石システムの状態に関連した様々なセンサから信号を受信するスキャンルームインターフェース回路１３２にも接続されてもよい。患者位置決めシステム１３４は、スキャンルームインターフェース回路１３２を介して、スキャン中に患者を所望の位置に動かすためのコマンドを受け取ることができる。
【０１２１】
ＲＦシステム１２０によって生成されたデジタル化された磁気共鳴信号のサンプルは、データ取得サーバ１１２によって受信される。データ取得サーバ１１２は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされた指示に応答して動作して、データがデータオーバーランによって失われないようリアルタイム磁気共鳴データを受信してバッファストレージに提供する。いくつかのスキャンにおいては、データ取得サーバ１１２は取得された磁気共鳴データをデータ処理サーバ１１４に渡す。スキャンのさらなる実行を制御するために取得された磁気共鳴データから導出された情報を必要とするスキャンでは、データ取得サーバ１１２がそのような情報を生成してパルスシーケンスサーバ１１０に運ぶようにプログラムされてもよい。例えば、プリスキャン中に、磁気共鳴データを取得して、パルスシーケンスサーバ１１０によって実行されるパルスシーケンスを較正するために使用してもよい。別の例として、ナビゲータ信号を取得して、ＲＦシステム１２０若しくは傾斜磁場システム１１８の動作パラメータを調整するため又はｋ空間をサンプリングするビューの順序を制御するために使用してもよい。さらに別の例では、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴血管造影法（「ＭＲＡ」）スキャンにおいて造影剤の到達の検出に用いられた磁気共鳴信号を処理してもよい。例えば、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴データを取得して、それをスキャンの制御に使用される情報を生成するためにリアルタイムで処理してもよい。
【０１２２】
データ処理サーバ１１４はデータ取得サーバ１１２から磁気共鳴データを受信し、この磁気共鳴データをオペレータワークステーション１０２からの指示に基づき処理する。そのような処理としては、例えば、生ｋ空間データのフーリエ変換を実行することによる２次元又は３次元画像の再構成、他の画像再構成アルゴリズム（例えば反復又は逆投影再構成アルゴリズム）の実行、生空間データ若しくは再構成画像に対するフィルタ処理、機能的磁気共鳴画像の生成又はモーション若しくは血流画像の算出を含んでもよい。
【０１２３】
データ処理サーバ１１４によって再構成された画像はオペレータワークステーション１０２に戻されて保存される。リアルタイム画像をデータベースメモリーキャッシュ内に保存してもよく、ここからそれらのリアルタイム画像をオペレータディスプレイ１０２又はディスプレイ１３６に出力してもよい。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像をディスクストレージ１３８のホストデータベース内に保存してもよい。そのような画像が再構成されてストレージに送られたときに、データ処理サーバ１１４はオペレータワークステーション１０２のデータ保存サーバ１１６に通知をしてもよい。オペレータワークステーション１０２は、画像のアーカイブ、フィルムの作成又はネットワークを介して他の設備へ画像を送信するためにオペレータによって使用されてもよい。
【０１２４】
また、ＭＲＩシステム１００は、一以上のネットワークワークステーション１４２を含んでもよい。例えば、ネットワークワークステーション１４２は、ディスプレイ１４４、一以上の入力装置１４６（例えばキーボード、マウス）及びプロセッサ１４８を含んでもよい。ネットワークワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ設備内又は別の健康管理機関若しくはクリニックなどの別の設備内に配置されてもよい。
【０１２５】
ネットワークワークステーション１４２は、通信システム１４０を介してデータ処理サーバ１１４又はデータ保存サーバ１１６に遠隔操作アクセスできるようにしてもよい。したがって、複数のネットワークワークステーション１４２がデータ処理サーバ１１４及びデータ保存サーバ１１６にアクセスできるようにしてもよい。このようにして、磁気共鳴データ、再構成画像又は他のデータを、ネットワークワークステーション１４２によってこれらのデータ又は画像を遠隔操作で処理できるようデータ処理サーバ１１４又はデータ保存サーバ１１６と、ネットワークワークステーション１４２と、の間で交換できるようにしてもよい。
【０１２６】
本開示において、一以上の好ましい実施形態について記載したが、当然ながら、明記されたもの以外の多くの同等のもの、代替のもの、バリエーション及び修正が可能であるとともに本発明の範囲に含まれる。
【図１】
2019511312.tif 000015
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３Ａ】
2019511312.tif 000027
【図１３Ｂ】
2019511312.tif 000028
【図１３Ｃ】
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【図１３Ｄ】
2019511312.tif 000030
【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５】
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【国際調査報告】
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