(57)【要約】連続的な磁気共鳴画像は、特定された変化の尤度の分布及び随意的に静的な基準画像に基づいて動的な系列の対応する磁気共鳴信号のセットから再構成される。前記磁気共鳴信号は、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって、アンダーサンプリングの様式で収集され、前記連続的な磁気共鳴画像は、随意的に前記空間感度プロファイルにも基づいて再構成される。
2005525184.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
連続的な磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング方法であって、
磁気共鳴信号の連続的なセットが、
連続的なスキャンがｋ空間のサンプリングを構築し、
前記連続的なスキャンが、完全なサンプリング密度でｋ空間の所定の部分をより高い頻度でカバーする
ようにｋ空間における対応する点のセットを連続的にスキャンすることにより収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、前記磁気共鳴信号の連続的なセットから再構成される
磁気共鳴イメージング方法。
【請求項２】
磁気共鳴信号のトレーニングセットの連続的な更新が、ｋ空間の所定の部分を連続的にスキャンした前記磁気共鳴信号から形成され、
磁気共鳴信号のアンダーサンプリングされたセットの連続的な更新が、ｋ空間全体をアンダーサンプリングの様式で連続的にスキャンした前記磁気共鳴信号から形成され、
静的な基準画像が、前記トレーニングデータ及び／又はアンダーサンプリングされたデータから、又はほとんど若しくは全く運動の無い時間期間の間に別に収集されたデータから随意的に再構成され、
前記連続的な磁気共鳴画像における変化の尤度の分布が、幾何学的空間単独により又は幾何学的空間及び時間周波数により張られる空間において前記静的な基準画像及び／又は前記トレーニングデータから特定され、
連続的な磁気共鳴画像が、特定された前記変化の尤度の分布及び随意的に前記静的な基準画像に基づいて対応する前記磁気共鳴信号のアンダーサンプリングされたセットから再構成される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング方法。
【請求項３】
前記磁気共鳴信号が、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって収集され、
前記空間感度プロファイルが、時間平均化後に前記トレーニングデータ及び／又はアンダーサンプリングされたデータから、又は別に収集されたデータから得られ、
前記連続的な磁気共鳴画像が、前記空間感度プロファイルにも基づいて再構成される、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング方法。
【請求項４】
前記磁気共鳴信号が、空間感度を持つレシーバアンテナシステムによって収集され、
前記磁気共鳴信号が、複数の信号チャネルに沿って収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、各信号チャネルに対して別々に且つ独立して再構成され、
前記複数の信号チャネルからの前記連続的な磁気共鳴画像が、前記空間感度プロファイルの情報無しで、それぞれのボクセルに基づいて信号強度の２乗平均平方根を計算することにより結合される、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング方法。
【請求項５】
連続的な磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング方法であって、
磁気共鳴信号のトレーニングセットが収集され、
磁気共鳴信号のセットの動的な系列が、アンダーサンプリングの様式で収集され、
静的な基準画像があり、
前記連続的な磁気共鳴画像における変化の尤度の分布が、幾何学的空間単独により、又は幾何学的空間及び時間周波数により張られる空間において、前記静的な基準画像及び／又は前記トレーニングデータから特定される、
磁気共鳴イメージング方法において、
前記磁気共鳴信号が、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって且つアンダーサンプリングの様式で収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、随意的に前記空間感度プロファイルにも基づいて再構成される、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
【請求項６】
磁気共鳴信号のトレーニングセットを収集し、
アンダーサンプリングの様式で磁気共鳴信号のセットの動的な系列を収集し、
随意的に前記トレーニングデータ及び／又はアンダーサンプリングされたデータから、又はほとんど若しくは全く運動の無い時間期間の間に別に収集されたデータから静的な基準画像を再構成し、
幾何学的空間単独により又は幾何学的空間及び時間周波数により張られる空間において、前記静的な基準画像及び／又は前記トレーニングデータから前記連続的な磁気共鳴画像における変化の尤度の分布を特定し、
特定された前記変化の尤度の分布及び随意的に前記静的な基準画像に基づいて前記動的な系列の対応する前記磁気共鳴信号のセットから前記連続的な磁気共鳴画像を再構成する、
ように構成された磁気共鳴イメージングシステムにおいて、
前記磁気共鳴信号が、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって、且つアンダーサンプリングの様式で収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、随意的に前記空間感度プロファイルにも基づいて再構成される、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージングシステム。
【請求項７】
磁気共鳴信号のトレーニングセットを収集する命令と、
アンダーサンプリングの様式で磁気共鳴信号のセットの動的な系列を収集する命令と、
随意的に前記トレーニングデータ及び／又はアンダーサンプリングされたデータから、又はほとんど若しくは全く運動の無い時間期間の間に別に収集されたデータから静的な基準画像を再構成する命令と、
幾何学的空間単独により又は幾何学的空間及び時間周波数により張られる空間において、前記静的な基準画像及び／又は前記トレーニングデータから前記連続的な磁気共鳴画像の変化の尤度の分布を特定する命令と、
特定された前記変化の尤度の分布及び随意的に前記静的な基準画像に基づいて前記動的な系列の対応する前記磁気共鳴信号のセットから前記連続的な磁気共鳴画像を再構成する命令と、
を有するコンピュータプログラムにおいて、
前記磁気共鳴信号が、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって、且つアンダーサンプリングの様式で収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、随意的に前記空間感度プロファイルにも基づいて再構成される、
ことを特徴とするコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、連続的な磁気共鳴画像を生成する磁気共鳴イメージング方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
このような磁気共鳴イメージング方法は、論文‘Unifying linear prior-information-driven methods for accelerated image acquisition’ by J. Tsao et al. in MRM46(2001)652-660から既知である。
【０００３】
既知の磁気共鳴イメージング方法は、より速い画像収集を目的とする収集及び再構成ストラテジに関する。前記既知の磁気共鳴イメージング方法は、磁気共鳴イメージングの技術分野においてブロード−ユーズ・リニア・アクイジション・スピードアップ・テクニック（ＢＬＡＳＴ）として知られている。前記既知の方法において、静的な基準画像は、磁気共鳴信号のトレーニングセットから再構成され、
連続的な磁気共鳴画像の変化の尤度の分布が、前記静的な基準画像から特定され、
磁気共鳴信号のセットの動的な系列が収集され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、前記静的な基準画像及び特定された前記変化の尤度の分布に基づいて前記動的な系列の対応する前記磁気共鳴信号のセットから再構成される。
【０００４】
前記既知の方法によると、前記磁気共鳴信号のセットの動的な系列のサンプリングは、収集を加速するために減少される。磁気共鳴信号のサンプリングは、再構成を変化が起こりうる領域に抑制することによりかなり効果的にされる。前記連続的な磁気共鳴画像は、後で収集された前記磁気共鳴信号のセットの動的な系列と一緒に前記静的な基準画像に基づいて再構成され、この動的な系列は、前記静的な基準画像を生じる前記磁気共鳴信号のトレーニングセットの収集後に生じる変化を十分に考慮に入れる。
【０００５】
前記既知の方法は、信号収集時間をうまく減少するが、幾つかの既知の制限を持つ。第一に、これは、対象がほとんど又は全く運動を示さない場合の静的な基準画像の収集を必要とする。これは、心臓のイメージングのように連続的な運動が係る場合の適用が可能ではないかもしれない。第二に、前記既知の方法は、前記変化の尤度の空間的分布が既知であると仮定するが、これを推定する手法を記述しない。従って、前記既知の方法は、このような空間的分布が他の手段により得られることができる応用に制限される。従って、速い連続的な対象の運動をより良く処理し、更に画像アーチファクトを減少するために信号収集時間を短縮する現行の要望があると思われる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明の目的は、既知の方法と比べて同じ又は更に短い信号収集時間を要するが、関連した制限無しで減少された画像アーチファクト及び結果として向上された画質を達成する磁気共鳴イメージング方法を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
この目的は、本発明により達成され、ここで磁気共鳴信号の連続的なセットは、
連続的なスキャンがｋ空間のサンプリングを構築し、
前記連続的なスキャンが、完全なサンプリング密度でｋ空間の所定の部分をより高い頻度でカバーし、
ようにｋ空間における対応する点のセットを連続的にスキャンすることにより収集さ、
連続的な磁気共鳴画像が、前記磁気共鳴信号の連続的なセットから再構成される。
【０００８】
本発明によると、ｋ空間の完全なサンプリングは、時間の各瞬間における磁気共鳴信号の個別のセットがアンダーサンプリングされることができる場合に、前記磁気共鳴信号の連続的なセットから構築される。従って、サンプリングは、時間内に構築され、完全なサンプリングでさえも、ますます多くの磁気共鳴信号の連続的なセットが収集されて達成されることができる。更に、ｋ空間の所定の部分は、ｋ空間全体の完全なサンプリングより早い前記所定の部分の完全なサンプリングを達成するために繰り返し再訪される。ｋ空間のこの完全にサンプリングされた所定の部分は、トレーニングデータセットとして採用され、これに基づいて折り返しアーチファクト（aliasing artefact）が、前記磁気共鳴信号の個別のセットにおけるアンダーサンプリングにより生じた。好ましくは、繰り返し再訪されるｋ空間の前記所定の部分は、ｋz＝０又はｋy＝０のまわりに配置されたｋy−ｋz面における１つ又は複数の帯域幅のようなｋ空間の中心領域に関する。
【０００９】
本発明は、磁気共鳴信号が一般的にはｋ空間の中心部分に集中しるという洞察に依存している。この故に、異なる瞬間におけるｋ空間の中心部分の異なる位置の連続的なサンプリングにより、前記変化の尤度の分布は、前記トレーニングデータから特定されることができる。この分布は、幾何学的空間（geometrical space）単独により又は幾何学的空間及び時間周波数（temporal frequency）により張られる空間で特定される。
【００１０】
本発明は更に、定義により前記静的な基準画像が時間に対して変化しないという洞察に依存する。この故に、異なる瞬間におけるｋ空間の異なる位置の連続的なサンプリングにより、ｋ空間の完全なサンプリング密度でのサンプリングが得られ、従って完全にサンプリングされた画像を生じ、これは、静的な基準画像を得るために随意的に使用されることができる。この場合、ｋ空間の周辺領域に対して、又はｋ空間全体に対して、もし前記トレーニングデータが異なるスキャンで収集されるならば、磁気共鳴信号のサブサンプリングされたセットのみが収集されることができる。これは、ｋ空間の周辺をスキャンするのに要する時間を減少するか、又は事前に設定された利用可能な時間内に、ｋ空間の周辺は、より大きな範囲まで外側にスキャンされることができる。ｋ空間のサブサンプリングされた部分からの前記磁気共鳴信号に含まれる重なり（fold-over）又は折り返しは、特定された前記変化の尤度の分布及び随意的に前記静的な基準画像に基づいて取り除かれる（lifted）。これに対する完全なサンプリングは、逆空間の（reciprocal）‘視野（field-of-view）’より少ない波数ステップでのサンプリング密度を示す。サブサンプリングは、完全なサンプリング密度より少ないサンプリング密度でのｋ空間のサンプリングを含む。
【００１１】
本発明の磁気共鳴イメージング方法の好適実施例は、連続的な磁気共鳴画像を生成するように構成され、
連続的な磁気共鳴信号の２つのセットは、
第１のセットは、前記磁気共鳴信号が連続的なトレーニングデータを生じるために集中していると知られているｋ空間の中心部分又は他の部分を連続的にスキャンし、
第２のセットは、連続的なアンダーサンプリングされたデータの動的な系列を生じるためにアンダーサンプリングの様式でｋ空間の対応する点のセットを連続的にスキャンする
ようにｋ空間における対応する点のセットを連続的にスキャンすることにより異なるスキャン又は同じスキャンで収集され、
静的な基準画像が、磁気共鳴信号のトレーニングセットから随意的に形成され、
前記連続的な磁気共鳴画像における変化の尤度の分布が、幾何学的空間単独により又は幾何学的空間及び時間周波数により張られる空間において、前記静的な基準画像及び／又は前記トレーニングデータから特定され、
前記連続的な磁気共鳴画像が、特定された前記変化の尤度の分布及び利用可能であれば前記静的な基準画像に基づいて前記動的な系列の前記磁気共鳴信号の対応するセットから再構成される。前記変化の尤度は、本発明の方法が前記変化の尤度の時間的な変化を考慮に入れるために時点から時点へ更新される。
【００１２】
好適実施例において、ｋ空間の前記中心部分は、ｋ空間の前記周辺領域より高いサンプリングで、例えば完全なサンプリング密度で連続的にサンプリングされる。収集されたデータは、この場合、再構成に対する磁気共鳴信号の２つのセット、即ちトレーニングデータ及びサブサンプリングされたデータに分離されることができる。これらのデータの２つのセットは、幾つかの共通のデータポイントを共有してもよい。前記トレーニングデータは、前記変化の尤度の分布を特定するために使用されるが、前記サブサンプリングされたデータは、前記静的な基準画像を決定するために随意的に使用される。前記静的な基準画像は、前記トレーニングデータ及び／又はアンダーサンプリングされたデータから、又はほとんど若しくは全く運動の無い時間期間の間に別に収集されたデータから随意的に再構成される。
【００１３】
この場合、前記連続的な磁気共鳴画像は、特定された前記変化の尤度の分布及び利用可能であれば前記静的な基準画像に基づいてサブサンプリングされた磁気共鳴信号から再構成される。従って、ｋ空間の前記中心部分からのトレーニングデータの低分解能のサンプリング、及びまばらな（sparse）即ちサブサンプリングされたサンプリングは、単一のスキャンに組み入れられる。
【００１４】
他の好適実施例において、前記磁気共鳴信号は、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムによって収集される。前記アンテナシステムは表面コイルのような対応するレシーバアンテナからの磁気共鳴信号を処理する複数の信号チャネルを含む。しばしば、前記空間感度プロファイルは、非常に遅い時間的変化のみを示すか、又は前記空間感度プロファイルは、時間と共に変化しない。このような遅い変化は、レシーバアンテナとして採用され且つ検査されるべき患者の体の上に配置された表面コイルのわずかな移動により生じうる。このようなわずかな移動は、前記検査されるべき患者の呼吸運動により生じうる。前記レシーバアンテナシステムの前記空間感度プロファイルは、前記静的な基準画像又は前記サブサンプリングされた磁気共鳴信号から構築された時間平均画像から得られる。このような画像を構築する時間平均化は、ｋ空間、少なくとも前記中心部分が完全にサンプリングされているように十分に長くあるべきである。前記連続的な磁気共鳴画像は、前記レシーバアンテナシステムの得られた前記空間感度にも基づいて前記サブサンプリングされた磁気共鳴信号から再構成される。
【００１５】
前記信号チャネルは、表面コイルのような対応するレシーバアンテナからの磁気共鳴信号を処理する。各信号チャネルに対して、磁気共鳴信号の連続的なセットは、前記トレーニングデータ及び随意的に前記静的な基準画像に基づいて別々に且つ独立に収集及び再構成され、前記トレーニングデータ及び前記静的な基準画像は、両方とも同じ信号チャネルからの前記データから得られる。これは、各信号チャネルに対して連続的な磁気共鳴画像の異なる系列を生じる。前記複数の信号チャネルからの前記連続的な磁気共鳴画像は、それぞれのボクセルに基づいて画像強度の２乗平均平方根（root mean square）を計算することによりコイル感度プロファイルの明示的な先験的情報を用いずに結合される。
【００１６】
本発明は、特に定常自由処理イメージング（steady-state free processing imaging）（ＳＳＦＰ）に有利に採用される。パワーディポジション（power deposition）は、特に、３Ｔ又はそれ以上、例えば７Ｔの高い静磁場である。本発明は、データ収集の実質的な減少を可能にし、実質的に減少されたパワーディポジションを可能にする。
【００１７】
更に、本発明は、ＣＳＰＡＭＭのようなタギング（tagging）手法と共に採用される場合に特に有利に動作すると思われる。ＣＳＰＡＭＭは、関心領域、例えば前記患者の心臓を含む領域にタギングパターンを生成する。このようなタギング手法は、例えば心臓の動力学の理解を伸ばすのに非常に有益であることが証明されている。ＣＳＰＡＭＭタギングは、３次元のタギングパターンを生成するために採用されることができる。好ましくは、本発明が前記中心領域においてタギング手法と共に適用される場合に、ｋy−ｋz空間の１つ以上の中心帯域は完全にサンプリングされ、前記低分解能トレーニングデータを提供し、外側の領域は、ｋ−ｔ空間におけるせん断グリッドパターン（sheared grid pattern）に沿ってサブサンプリングされる。完全なサンプリングと比べて正味２.５倍のスキャン時間の減少が達成される。
【００１８】
本発明によると、前記磁気共鳴画像の信号収集及び再構成に対する並列イメージング手法は、ｋ−ｔ空間即ち前記磁気共鳴信号の波数ベクトル即ちｋ空間及び時間により張られる空間に拡張された既知のＢＬＡＳＴモデルに組み込まれる。ＳＥＮＳＥ法及びＳＭＡＳＨ法のような前記並列イメージング手法は、アンダーサンプリングの様式での前記磁気共鳴信号の受信を含み、これにより受信された前記磁気共鳴信号は、‘視野’の整数番号だけ離れた空間的位置からの重ねられた寄与を含む。この重ね合わせは、この場合、前記変化の尤度の分布並びに随意的に前記静的な基準画像及び前記レシーバアンテナシステムの前記空間感度プロファイルに基づいて異なる空間的位置に対する寄与に分解される。好ましくは、表面コイルのセットは、レシーバアンテナシステムに採用される。
【００１９】
前記磁気共鳴信号のトレーニングセットの収集に対して、前記収集ストラテジは、非常に幅広い種類の中から選択されることができる。ある程度のアンダーサンプリングは、前記トレーニングセットに対する収集時間を減少するために使用されてもよい。前記トレーニングセットが１回だけ収集されるか、あるいは少数回リフレッシュされるので、相対的に少ない時間が、前記トレーニングセットをアンダーサンプリングすることにより増される。より好ましくは、前記トレーニングセットは、前記静的な基準画像が高い空間分解能を持ち、非常に少ない数のアーチファクトを持つように収集される。これは特に、前記トレーニングセットが高いｋ空間サンプリング密度で収集されるか、又はある程度のアンダーサンプリングが採用される場合に、折り返しアーチファクトのアンフォールディング（unfolding）が、前記レシーバアンテナシステムの非常に正確に決定された空間感度プロファイルに基づいて取り消される（undone）ことにより達成される。
【００２０】
前記磁気共鳴（ＭＲ）信号の収集に要する時間は、前記ＭＲ信号のサブサンプリングを採用することにより減少される。このようなサブサンプリングは、様々な様式で達成されることができるサンプリングされた点の数のｋ空間における減少を含む。特に、前記ＭＲ信号は、レシーバコイル、好ましくは表面コイルのような複数のレシーバアンテナに関する信号チャネルを通って獲得される。複数の信号チャネルを通した収集は、信号の並列収集を可能にし、これにより更に信号収集時間を減少する。
【００２１】
前記サブサンプリングのため、サンプリングされたデータは、撮像されている対象の複数の位置からの寄与を含む。前記磁気共鳴画像は、前記変化の尤度の分布並びに随意的に前記静的な基準画像及び前記信号チャネルに関連した感度プロファイルに基づいてサブサンプリングされた前記ＭＲ信号から再構成される。特に、前記感度プロファイルは、例えばレシーバコイルのような前記レシーバアンテナの前記空間感度プロファイルである。好ましくは、表面コイルが前記レシーバアンテナとして採用される。再構成された前記磁気共鳴画像は、対応する波長での輝度／コントラスト変化に関連した多数の空間的調和成分からなると見なされることができる。前記磁気共鳴画像の分解能は、最小波長、即ち最高波数（ｋ値）により決定される。関連する最大波長、即ち最小波数は、前記磁気共鳴画像の視野（ＦＯＶ）である。前記分解能は、前記視野とサンプル数との比により決定される。
【００２２】
前記サブサンプリングは、対応する前記レシーバアンテナが、ｋ空間における分解能が前記磁気共鳴画像の分解能に対して必要とされる分解能より粗くなるようにＭＲ信号を収集することにより達成されうる。サンプリングされた最小波数、即ち、ｋ空間における最小ステップサイズは増加されるのに対し、サンプリングされる最大波数は維持される。この故に、サブサンプリングを使用する場合に画像分解能は変化しないが、最小のｋ空間ステップは増加し、即ち前記ＦＯＶは減少する。前記サブサンプリングは、例えば、前記磁気共鳴画像の分解能に必要とされるより幅広く分離されたｋ空間におけるラインがスキャンされるように、ｋ空間のスキャンにおいてラインをスキップすることによるｋ空間における前記サンプル密度の減少により達成されることができる。前記サブサンプリングは、最大のｋ値を維持しながら前記視野を減少することにより達成されてもよく、これに応じてサンプリングされた点の数が減少される。減少された前記視野のために、サンプリングされたデータは、前記撮像されている対象の複数の位置からの寄与を含む。
【００２３】
特に、レシーバコイル画像が、対応するレシーバコイルからのサブサンプリングされたＭＲ信号から再構成される場合、このようなレシーバコイル画像は、減少された前記視野により生じた折り返しアーチファクトを含む。前記レシーバコイル画像及び前記感度プロファイルから、前記画像の異なる位置からの前記レシーバコイル画像の個別の位置における寄与は分離され、前記磁気共鳴画像が再構成される。このＭＲイメージング方法は、アクロニムＳＥＮＳＥ法の下でこのようなものとして既知である。このＳＥＮＳＥ法は、国際出願番号WO99/54746A1の公開公報においてより詳細に記載される。
【００２４】
代替的に、前記サブサンプリングされたＭＲ信号は、完全な視野に対応するｋ空間のサンプリングを与える結合されたＭＲ信号に結合されることができる。特に、いわゆるＳＭＡＳＨ法によると、サブサンプリングされたＭＲ信号は、前記感度プロファイルに従って結合される低次の球面調和関数を近似する。前記ＳＭＡＳＨ法は、国際出願番号WO98/21600の公開公報からこのようなものとして既知である。
【００２５】
サブサンプリングは、空間的にも実行されうる。この場合、前記ＭＲ信号の空間分解能は、前記磁気共鳴画像の分解能より低く、前記磁気共鳴画像の完全な分解能に対応するＭＲ信号は、前記感度プロファイルに基づいて形成される。空間的なサブサンプリングは、特に、例えば個別のレシーバコイルからの、別の信号チャネルのＭＲ信号が前記対象の複数の部分からの寄与の結合を形成することにより達成される。このような部分は、例えば同時に励起されたスライスである。しばしば各信号チャネルにおける前記ＭＲ信号は、複数の部分、例えばスライスからの寄与の線形結合を形成する。この線形結合は、前記信号チャネルに関連した、即ち前記レシーバコイルの前記感度プロファイルを含む。従って、対応する前記信号チャネルの前記ＭＲ信号及び対応する部分（スライス）の前記ＭＲ信号は、前記感度プロファイルによって前記対応する信号チャネルにおける前記対象の複数の部分の寄与の重みを表す感度行列により関係付けられる。前記感度行列の転置により、前記対象の対応する部分に関するＭＲ信号が得られる。特に対応するスライスからのＭＲ信号が得られ、これらのスライスの磁気共鳴画像が再構成される。
【００２６】
本発明は、磁気共鳴イメージングシステムにも関する。本発明の目的は、本発明による前記磁気共鳴イメージング方法を実行する磁気共鳴イメージングシステムを提供することである。この種の磁気共鳴イメージングシステムは、独立請求項６で定められる。本発明による磁気共鳴イメージングシステムの機能は、好ましくは、適切にプログラムされたコンピュータ若しくは（マイクロ）プロセッサを使用して、又は本発明による前記磁気共鳴イメージング方法の１つ以上の実行のために特別に設計された一体化された電子若しくは光電子回路を備えた特殊用途プロセッサを使用して実行される。
【００２７】
本発明は、磁気共鳴イメージング方法を実行する命令を有するコンピュータプログラムにも関する。本発明の他の目的は、本発明による前記磁気共鳴イメージング方法の１つ以上が実行されることができるコンピュータプログラムを提供することである。本発明によるコンピュータプログラムは、独立請求項７で定められる。本発明によるこのようなコンピュータプログラムが磁気共鳴イメージングシステムのコンピュータにロードされる場合、前記磁気共鳴イメージングシステムは、本発明による１つ以上の磁気共鳴イメージング方法を実行することができるだろう。例えば、本発明による磁気共鳴イメージングシステムは、コンピュータに本発明によるコンピュータプログラムがロードされた磁気共鳴イメージングシステムである。このようなコンピュータプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭのような担体上に記憶されることができる。前記コンピュータプログラムは、この場合、例えばＣＤ−ＲＯＭプレーヤを使用して、前記担体から前記コンピュータプログラムを読み出すことにより、及び前記磁気共鳴イメージングシステムの前記コンピュータのメモリに前記コンピュータプログラムを記憶することにより前記コンピュータにロードされる。
【００２８】
本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施例を参照して、及び添付図面を参照して説明されるだろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
速い動的イメージングは、ｋ−ｔ空間、即ち前記磁気共鳴信号の波数ベクトル、即ちｋ空間及び時間により張られる空間の効率的なサンプリングを要する。既存のｋ−ｔ空間イメージング方法は、逆ｘ−ｆ空間、即ち幾何学的（実）空間及び周波数における画像信号に折り返しが起こることを防ぐ適切なサンプリングパターンを使用する（又は探す）。従って、原理的な制限は、ｘ−ｆ空間信号の最大充填（maximum packing）にある。本発明において、前記折り返しが重み付けされた最小２乗の様式で部分的に除かれる（resolved）ことを可能にするＢＬＡＳＴ法の空間拡張が、提案される。前記折り返しを更に除くのを助けるこの定式化（formulation）は、例えば並列イメージングから、複数のコイルの使用まで拡張する。
【００３０】
序文
動的イメージングにおいて、データは、時間と共にｋ空間の離散的位置において収集される。フーリエ変換の性質から、ｋ−ｔ空間（１）におけるサンプリングは、逆ｘ−ｆ空間における前記画像信号と点広がり関数との畳み込みを生じる。もし前記ｋ−ｔ空間サンプリングパターンがグリッドのようなパターン（即ち格子（２））であるならば、結果として生じる点広がり関数は、前記ｘ−ｆ空間信号の周期的な繰り返しを生じるだろう（図１）。従って、もし前記サンプリング格子が、前記ｘ−ｆ空間信号の繰り返しが大きく重ならない（即ち折り返し（alias）が無い）ように調整されることができるならば、ほとんどエラー無しの再構成が、収集されたｋ−ｔ空間データ（１−６）から得られることができる。しかしながら、大きな折り返しを防止する必要性は、ｘ−ｆ空間（２，３，６）における画像信号の幾何学的充填に関するので、前記サンプリングパターンに厳しい要求をする。
【００３１】
もし幾らかの折り返しがｘ−ｆ空間の特定部分において許容されるならば、更なる効率性が、前記ｋ−ｔ空間サンプリングパターンにおいて得られることができる。結果として生じる折り返しは、もし前記信号の推定値が入手可能であれば、依然として重み付けされた最小２乗の様式で部分的に除かれることができる。このアプローチは、前記ＢＬＡＳＴ（Broad-use Linear Acquisition Speed-up Technique）法のｋ−ｔ空間への拡張であり、前記折り返しを部分的に除くために前情報として基準画像を使用する。もし異なる感度を持つ複数のレシーバコイルが、例えばＳＥＮＳＥ（SENSitivity Encoding）法（８）において利用可能であるならば、追加のデータは、この定式化の複数コイルのバージョンにおいて前記折り返しを更に除くために使用されることができる。
方法
【００３２】
ＢＬＡＳＴ法において、前記再構成画像は、以下の線形系（データの整合性の拘束条件）に対する解として決定される。
【数１】
2005525184.tif 000003
ここでＦＴ{・}は、フーリエ変換を示し、
【数２】
2005525184.tif 000004
はｌ番目のｋ空間位置における測定データである。ＢＬＡＳＴ法は、
【数３】
2005525184.tif 000005
を以下のノルムを最小化する式[１]の可能解として決定する。
【数４】
2005525184.tif 000006
ここで
【数５】
2005525184.tif 000007
は基準信号（baseline signals）を示す前記静的な基準画像であり、
【数６】
2005525184.tif 000008
は動的な基準画像であり、基準からの変化の起こりうる領域を強調し、λは前記線形系の条件を改良するために正規化するスカラ値である。ｋ−ｔ空間の定式化において、
【数７】
2005525184.tif 000009
は空間座標及び時間周波数を示し、
【数８】
2005525184.tif 000010
はｋ空間位置及び時間を示す。式[２]の複数コイルのバージョンは、
【数９】
2005525184.tif 000011
であり、ここで
【数１０】
2005525184.tif 000012
及び
【数１１】
2005525184.tif 000013
は、それぞれｊ番目のコイルから測定された感度マップ（sensitivity map）及びデータを示す。
【００３３】
実施することが容易な提案された方法のバージョンは、（他の方式も可能であるが）前記収集をトレーニング段階及び収集段階に分割することである（図２）。前記トレーニング段階において、完全な視野であるが低い空間分解能（９）でｋ空間をサンプリングすることにより
【数１２】
2005525184.tif 000014
を構築するために前情報を得る。前記トレーニング段階から収集された画像と前記収集段階から収集された画像との間の（例えばコントラストの）類似性に依存して、
【数１３】
2005525184.tif 000015
は、複数の可能な選択に対して設定されることができ、
１．ｘ−ｆ空間における前記トレーニングデータのフーリエ再構成された大きさと、
２．変化の起こりうる領域を強調するためにフーリエ再構成されたトレーニングデータの不鮮明な閾値のバージョンにより乗算されたｘ−ｆ空間における固定された時間周波数フィルタと、
を含む。
【００３４】
【数１４】
2005525184.tif 000016
の何れの選択に対しても、時間周波数ＤＣ（“直流電流”）項はゼロに設定され、前記ＤＣ項は下で別に推定される。
【００３５】
前記収集段階において、ｋ空間はまばらにサンプリングされる。連続したインターリーブパターンは、単純のため図２に示されるが、他のサンプリングも可能である。
【数１５】
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は、前記収集段階における全てのデータの時間平均から決定される時間周波数ＤＣ項を除いてゼロに設定される。画像は、式[１]又は[３]を（式[２]に従って重み付けした）まばらにサンプリングされた前記データに対して最小２乗フィッティングを行うことにより再構成される。もし前記ｋ−ｔ空間サンプリングパターンが周期的であるならば、計算は、デカルト（Cartesian）ＳＥＮＳＥ法（８）又は複数領域（Multiple Region）ＭＲＩ（１０）に対する単純化と同様な様式で大いに単純化する。
【００３６】
結果及び解説
シミュレーション結果は、以前に再構成された心臓画像シーケンス（１１）を使用して示される。４０フレームがトレーニングに対する低分解能（１６位相エンコードライン）で使用され、残りの１６０フレームのデータの２５％のみが再構成に対して使用され、４倍加速をシミュレートした。単一又は６個のレシーバコイルを用いる再構成が、原画像と比較された。エラー値は、相対的な２乗平均平方根（ＲＭＳ）再構成エラー（１００％＝ＲＭＳ原信号強度）を示す。前記エラーは両方の場合で２％より低かった。期待されたように、前記エラーは、追加コイルからのデータのため前記複数コイルの場合により低くなった。
【００３７】
前記結果は、効率的且つ順応的な動的イメージングに対する見込みのある単一／複数コイルのアプローチを示す。増大された加速は、前情報の使用により部分的に除かれることができるｘ−ｆ空間におけるわずかな重なりを許容することにより提供され、前記わずかな重なりは、無視できる再構成エラーを生じる。最後に前記ｋ−ｔ空間サンプリングは、それぞれの特定の場合に対して最適化される必要がなく、図４は、本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。
【００３８】
前記磁気共鳴イメージングシステムは、主コイル１０のセットを含み、これらにより安定した一様な磁場が生成される。前記主コイルは、例えばトンネル形検査スペースを囲むような様式で構築される。前記検査されるべき患者は、このトンネル形検査スペースに滑らされて入れられる。前記磁気共鳴イメージングシステムは、複数の勾配コイル（gradient coils）１１、１２をも含み、これらにより特に個別の方向における一時的な勾配の形式で空間的な変化を示す磁場が、前記一様な磁場の上に重ねられるように生成される。勾配コイル１１、１２は、制御可能な電源供給ユニット２１に接続される。勾配コイル１１、１２は、電源供給ユニット２１を使用して電流を印加することによりエネルギを与えられる。前記勾配の強度、方向及び持続時間は、前記電源供給ユニットの制御により制御される。前記磁気共鳴イメージングシステムは、ＲＦ励起パルスを生成する送信コイル１３、及び磁気共鳴信号を獲得する受信コイル１５をも含む。送信コイル１３は、好ましくはボディコイルとして構築され、これにより検査されるべき対象（の一部）は、囲まれることができる。前記ボディコイルは、通常は、前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置された検査されるべき患者３０がボディコイル１３により囲まれるような様式で前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル１３は、前記ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカシングパルスの送信用の送信アンテナとして動作する。好ましくは、ボディコイル１３は、送信されたＲＦパルスの空間的に一様な強度分布を伴う。受信コイル１５は、好ましくは検査されるべき患者３０の体の上又は近くに配置された表面コイル１５である。このような表面コイル１５は、空間的に非均一である磁気共鳴信号の受信に対して高い感度を持つ。これは、個別の表面コイル１５が主に異なる方向から、即ち前記検査されるべき患者の体の空間の異なる部分から生じる磁気共鳴信号に対して敏感であることを意味する。前記コイル感度プロファイルは、前記表面コイルのセットの空間感度を表す。前記送信コイル、特に表面コイルは、復調器２４に接続され、受信された前記磁気共鳴信号（ＭＳ）は、復調器２４を使用して復調される。復調された前記磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニットに印加される。前記再構成ユニットは、前記表面コイルのセットの前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から磁気共鳴画像を再構成する。前記コイル感度プロファイルは、前もって測定され、例えば電子的に、前記再構成ユニットに含まれるメモリユニットに記憶される。前記再構成ユニットは、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ以上の画像信号を得、前記画像信号は、１つ以上の、場合によっては連続的な磁気共鳴画像を表す。これは、このような磁気共鳴画像の前記画像信号の信号レベルが、関連した前記磁気共鳴画像の輝度値を表すことを意味する。実際には再構成ユニット２５は、好ましくは前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号から前記磁気共鳴画像を再構成するためにプログラムされたデジタル画像処理ユニット２５として構築される。デジタル画像処理ユニット２５は、特���いわゆるＳＥＮＳＥ法又はいわゆるＳＭＡＳＨ法に従って再構成を実行するようにプログラムされる。前記再構成ユニットからの前記画像信号は、モニタ２６に印加され、これにより前記モニタは、（複数の）前記磁気共鳴画像の画像情報を表示することができる。更に他の処理、例えばハードコピーの形式での印刷を待つ間、前記画像信号をバッファユニット２７に記憶することも可能である。
【００３９】
前記検査されるべき患者の磁気共鳴画像又は連続した磁気共鳴画像の系列を形成するために、前記患者の体は、前記検査スペース内に広がる磁場にさらされる。この安定した一様な磁場、即ち主磁場は、前記検査されるべき患者の体内の少し過剰な数のスピンを前記主磁場の方向に向ける。これは、前記体内に（小さな）正味の巨視的な磁化を生成する。これらのスピンは、例えば水素原子核（陽子）のような核スピンであるが、電子スピンが関係してもよい。前記磁化は、前記勾配磁場の印加により局所的に影響を受ける。例えば、勾配コイル１２は、前記体の多少薄いスライスを選択するために選択勾配を印加する。この後に、前記送信コイルは、前記検査されるべき患者の撮像されるべき部分が位置する前記検査スペースに前記ＲＦ励起パルスを印加する。前記ＲＦ励起パルスは、選択された前記スライスにおけるスピンを励起し、即ち正味の磁化は、この場合、前記主磁場の方向のまわりの歳差運動を行う。この動作の間に、前記主磁場における前記ＲＦ励起パルスの周波数帯域内にラーモア周波数を持つスピンが励起される。しかしながら、このような薄いスライスより大幅に大きな前記体の一部におけるスピンを励起することも明白に可能であり、例えば、前記スピンは、前記体内の実質的に３つの方向に延在する３次元部分において励起されることができる。ＲＦ励起後に、前記スピンは、ゆっくりと初期状態に戻り、前記巨視的な磁化は、（熱的な）平衡状態に戻る。緩和する前記スピンは、この場合、磁気共鳴信号を発する。読み出し勾配及び位相エンコード勾配の印加のため、前記磁気共鳴信号は、例えば前記選択されたスライスの空間的位置をエンコードする複数の周波数成分を持つ。前記ｋ空間は、前記読み出し勾配及び前記位相エンコード勾配の印加による前記磁気共鳴信号によりスキャンされる。本発明によると、特に前記位相エンコード勾配の印加は、前記磁気共鳴画像の所定の空間分解能に対する前記ｋ空間のサブサンプリングを生じる。例えば、サンプリングの最適化が前記再構成を更に改良するために使用されることができるが、前記磁気共鳴画像の所定の分解能に対して小さすぎるライン数、例えば前記ライン数の半分のみがスキャンされる。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】ｘ−ｆ空間におけるサポートを示す（グレイの形状、左）。ｘ及びｆは、それぞれ空間座標及び時間周波数を示す。サポートは、ｋ−ｔ空間のサンプリング後に点広がり関数と共に畳み込みを行われ、従って潜在的な折り返しを生じる。
【図２】（ａ）空間及び時間において周期的であり、グリッドパターンを形成するｋ−ｔ空間サンプリングパターンを示す。ドットはｋ−ｔ空間のサンプリングされた位置を表す。本例において、８番目ごとの位相エンコードラインが時間フレームｔごとに収集される。（ｂ）前記ｋ−ｔサンプリングパターンを逆フーリエ変換することにより得られた離散的なｘ−ｆ空間における対応する点広がり関数を示す。前記点広がり関数に８つの非ゼロ点のみが存在することに注意する。
【図３】再構成結果を示す。
【図４】本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。
【図１】
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【図２】
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【図４】
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【図３】
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【国際調査報告】
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