(57)【要約】３Ｄ投影再構成パルスシーケンスを用いて、被験者がＭＲＩシステムの撮像領域を通過して連続的に移動させられるにつれてＣＥＭＲＡデータが取得される。取得されたｋ空間データはテーブル移動を相殺するために位相補正され、そして補正されたデータを使用してＭＲＩシステムの撮像領域のサイズをはるかに超える撮像領域にわたる１枚の画像が再構成される。一つの実施態様では、画像は単一画像を作成するために連結される１セットの解剖学的小領域画像として形成され、そしてまた別の実施態様では造影剤の動的流入を描出するために各解剖学的小領域の一連の画像が作成される。
2005503874.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの静的撮像領域をはるかに超える撮像領域にわたって該ＭＲＩシステムを用いて被検者の画像を作成する方法であって、
ａ）該被検者を該ＭＲＩシステムの静的撮像領域に通過させて移動させるステップ；
ｂ）ｋ空間の中央から外向きに延びるｋ空間サンプルの線から成る投影ビューを取得する投影再構成パルスシーケンスを使用してステップａ）が実施されるにつれて、該ＭＲＩシステムを用いて連続的にｋ空間データを取得するステップ；及び
ｃ）当該小領域と関連するｋ空間データのセクションから被検者の複数の小領域画像を再構成するステップであって、該関連するｋ空間データのセクションの各々はその関連小領域が該ＭＲＩシステムの静的撮像領域内にある間に取得されるステップ
を含み、
このとき該小領域画像が該被検者の撮像領域を描出する方法。
【請求項２】
該被検者の単一画像を形成するために該小領域画像を連結するステップ
を含む請求項１に記載の方法。
【請求項３】
該投影再構成パルスシーケンスが、ｋ空間サンプルの線が三次元にあるｋ空間の中央から外向きに伸びる三次元投影再構成パルスシーケンスである請求項１に記載の方法。
【請求項４】
各小領域の再構成が、
ｋ空間サンプルの三次元アレイを形成するためにその対応するセクションにおけるｋ空間サンプルの線を再グリッディングするステップ；及び
ｋ空間サンプルのアレイの三次元フーリエ変換を実行するステップ
を含む請求項１に記載の方法。
【請求項５】
小領域に関連するｋ空間データの各セクションが投影ビューの複数のインターリーブセットとして取得され、インターリーブされた投影ビューの各セットが該関連小領域の画像を再構成するために十分なｋ空間データを取得する請求項１に記載の方法。
【請求項６】
ステップｃ）が、
ｉ）小領域と関連するｋ空間のセクションにおけるインターリーブされた投影ビューの全セットからのｋ空間データを結合するステップ；及び
ｉｉ）結合されたｋ空間データから小領域画像を再構成するステップ
を含む請求項５に記載の方法。
【請求項７】
ステップｉ）が、
インターリーブされた投影ビューのセットの一つを選択するステップ；
インターリーブされた投影ビューの選択された一つのセットによって取得されたすべてのｋ空間データを結合するステップ；及び
小領域に関連するｋ空間のセクションにおけるインターリーブされた投影ビューのセットの他の一つからの周縁ｋ空間データを結合するステップ
によって実施される請求項６に記載の方法。
【請求項８】
インターリーブされた投影ビューの選択された一つのセットによって取得されたｋ空間データと結合されるインターリーブされた投影ビューの別の一つのセット毎によって取得された周縁ｋ空間データの量は、インターリーブされた投影ビューの選択された一つのセットへの時間的近似性の関数として変動する請求項７に記載の方法。
【請求項９】
ステップｃ）が、
データ取得中に該被検者が移動する作用を相殺するためにステップｂ）で取得されたｋ空間データを位相補正するステップ
を含む請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
ｉ）各投影ビューが取得されるにつれて移動軸に沿って該被検者の位置を示すデータを保存するステップ；
ｉｉ）再構成されるべき各小領域画像についての被検者基準位置を確定するステップ；及び
ｉｉｉ）該小領域に対する被検者基準位置とｋ空間データが取得された時点の被検者の位置を示す保存されたデータとを使用して各小領域画像を再構成するために使用されるｋ空間データを位相補正するステップ
を含む請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
ステップｉｉｉ）における位相補正が、
【数１】
2005503874.tif 000012
である請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの静的撮像領域をはるかに超える撮像領域にわたって該ＭＲＩシステムを用いて被検者の画像を作成する方法であって、
ａ）該被検者を該ＭＲＩシステムの静的撮像領域に通過させて移動させるステップ；
ｂ）ｋ空間の中央から外向きに延びるｋ空間サンプルの線から成る投影ビューを取得する投影再構成パルスシーケンスを使用してステップａ）が実施されるにつれて、該ＭＲＩシステムを用いて連続的にｋ空間データを取得するステップ；
ｃ）各投影ビューが取得されるにつれて移動軸に沿った該被検者の位置を示すデータを保存するステップ；
ｄ）被検者基準位置を確定するステップ；
ｅ）該被検者基準位置と該ｋ空間データが取得された時点の被検者の位置を示す保存されたデータとを使用して取得されたｋ空間データを位相補正するステップ；及び
ｆ）位相補正されたｋ空間データを使用して画像を再構成するステップ
を含む方法。
【請求項１３】
ステップｉｉｉ）における位相補正が、
【数２】
2005503874.tif 000013
である請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
ｉ）ステップｂ）で取得されたｋ空間データを、複数の解剖学的小領域に対応する取得されたｋ空間データの複数のグループに分類するステップ；
ｉｉ）取得されたｋ空間データの各グループに対して被検者基準位置を確定するステップ；
ｉｉｉ）当該グループに対する被検者基準位置を使用して各グループにおいて取得されるｋ空間データを位相補正するステップ
を含む請求項１２に記載の方法。
【請求項１５】
ステップｅ）が、
ｉｖ）対応するグループにおける位相補正されたｋ空間データから小領域画像を再構成するステップ；及び
ｖ）該小領域画像を連結するステップ
によって実行される請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
ステップｆ）が、
ｉ）ｋ空間サンプルの三次元アレイを形成するためにｋ空間サンプルの線を再グリッディングするステップ；及び
ｉｉ）ｋ空間サンプルの該アレイの三次元フーリエ変換を実行するステップ
を含む請求項１２に記載の方法。
【請求項１７】
ｇ）該被検者内に造影剤を注入するステップ；
ｈ）コントラスト増幅画像を作成するためにステップａ）〜ｈ）を繰返すステップ；及び
ｉ）コントラスト増幅画像から該画像を減じるステップ
を含む請求項１２に記載の方法。
【請求項１８】
ステップｂ）が、該被検者における小領域が該ＭＲＩシステムの静的撮像領域を通過して移動するにつれて一連のインターリーブされた投影ビューのセットを取得するステップによって実行される請求項１２に記載の方法。
【請求項１９】
各インターリーブされた投影ビューのセットから１枚の画像を再構成するステップを含む請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
ステップａ）を実行する前に該被検者に造影剤を注入するステップ
を含む請求項１９に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【発明の背景】
【０００１】
本発明の分野は、磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）であり、詳しくは、ＭＲＩシステムの静的撮像領域より大きい撮像領域に及ぶ研究である。そのような研究の一つは、造影剤を使用したヒト脈管系の磁気共鳴血管造影法である。
【０００２】
磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用してヒトの脈管系の画像を作成する。ヒト組織等の物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ0）に晒されると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場によって整列しようとするが、その周囲ではそれらの固有のラーモア周波数で、でたらめな順序に歳差運動を行う。この物質すなわちこの組織が、ｘ−ｙ平面にあり、かつ、ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1）に晒されると、ネット整列モーメントＭzは、そのｘ−ｙ平面に対して回転し、あるいは「傾いて」、ネット横磁気モーメントＭtを作り出す。信号がその励起されたスピンによって出力され、励起信号Ｂ1が終了した後で、この信号が受信及び処理されて画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を作成する際、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、及びＧz）が用いられる。典型的には、撮像すべき領域は、使用される特定の位置決定法に従ってこれらの勾配が変動する連続的な測定サイクルにより走査される。当業界では各測定を「ビュー（view）」と呼び、このビューの個数がその画像の分解能を決定する。結果として生じる受信ＮＭＲ信号またはビューまたはｋ空間サンプル数のセットはディジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の一つを用いて画像が再構成される。従来の技術では、合計走査時間は、一部には、一つの画像に対して取得される測定サイクル数またはビューの個数により決定されるため、取得するビューの個数を少なくして画像の分解能を犠牲にすることにより短縮することができる。
【０００４】
画像を再構成できるＮＭＲデータセットを取得するための最も一般的な方法は、「フーリエ変換」イメージング技術または「スピン−ワープ」技術と呼ばれるものである。この技術は、Ｗ．Ａ．エーデルスタインらによる「スピン−ワープＮＭＲイメージング法、及び、ヒト全身イメージングへの適用例（Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging）」（Physics in Medicine and Biology、Vol.25、p.751-756(1980)）と題する論文で検討されている。その方法は、ＮＭＲ信号を取得する前に、可変式振幅位相エンコード磁場勾配パルスを使用し、この勾配方向における空間情報を位相エンコードする。二次元的な実施態様（２ＤＦＴ）では、例えば、一つの方向に沿った位相エンコード勾配（Ｇy）を適用することにより、空間情報がその方向においてエンコードされ、その後、この位相エンコード方向に直交した一つの方向における読み出し(readout)磁場勾配（Ｇx）の存在下において信号が取得される。スピン−エコーの取得中に存在するこの読み出し勾配が、その直交方向における空間情報をエンコードする。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、走査中に取得される一連のビューで増分（ΔＧy）的に増加される。三次元的な実施態様（３ＤＦＴ）では、各信号読み出しの前に、第三の勾配（Ｇz）が適用され、その第三の軸に沿ってエンコードが為される。この第二の位相エンコード勾配パルスＧzの大きさも、走査中の値を通じて段階的に変えられる。これらの２ＤＦＴ法及び３ＤＦＴ法は、直線（rectilinear）パターンでｋ空間をサンプリングする。
【０００５】
ＭＲＡの診断能力を高めるため、ＭＲＡ走査に先立ってガドリニウム等の造影剤を患者に注入することができる。米国特許第5,417,213号明細書に記載されているように、このコントラスト増幅（ＣＥ）ＭＲＡ法を用いる手法は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている時に中央ｋ空間ビューを取得するためのものである。ＣＥＭＲＡ検査を成功させるためには、ピーク動脈増幅中におけるｋ空間の中央線の収集が重要である。造影剤が到達する前にｋ空間の中央線を取得した場合には、苛酷な画像アーチファクトが当該画像の診断情報を制限する可能性がある。その一方で、ピーク動脈造影剤の通過後に取得された動脈画像は、静脈の増幅により不明瞭になる。頸動脈や腎動脈等の多くの解剖学的部位では、動脈増幅と静脈増幅との間の分離が６秒ほどの短時間である場合がある。
【０００６】
これまでの説明で指摘されているように、ＭＲＡデータの取得は、造影剤ボーラスが関心動脈に到達したときにｋ空間の中央領域が取得されるように時間合わせされる。造影剤の到達を計時する能力はかなり変動し、動脈と静脈の分離増幅を描写する動的研究として参照される一連のＭＲＡ画像を取得することが、多くの適用例で有用である。また、そのような動的研究からの時間的な一連の画像は、疾患によりもたらされる遅延した血管充填パターンを観測する上でも有用である。この要件は、コロセック  Ｆ．、フレイン  Ｒ．、グリスト  Ｔ．、ミストレッタ  Ｃ．による「時間分解コントラスト増幅３Ｄ  ＭＲ血管造影法（Time-Resolved Contrast-Enhanced 3D MR Angiography）」（Magn. Reson. Med. 1996; 36: 345-351）及び米国特許第5,713,358号明細書に記載されているように、３Ｄ「フーリエ」取得法を用いて一連の時間分解画像を取得することにより部分的に取り組まれている。しかし、この方法の場合、ｋ空間の中央の高められたサンプリング速度は、一連の当該時間分解画像における個々の画像の空間分解能を、造影剤の通過中に単一定時画像（single timed image）が取得されるときに得られる分解能の約７５％に低減する。
【０００７】
最近では、ＭＲＡデータを取得するために投影再構成法を用いる研究が行われている。投影再構成法は、磁気共鳴イメージング法の開始以来知られている。投影再構成法は、フーリエ・イメージング法で為されるような図２に示されている如き直線走査パターンでｋ空間をサンプリングするのではなく、図３に示されている如く、ｋ空間の中央から外向きに伸びる半径方向の線をサンプリングする一連のビューを伴ってｋ空間をサンプリングする。ｋ空間をサンプリングするのに必要なビューの個数は、その走査の長さを決定し、もし不十分な個数のビューが取得された場合には、その再構成画像にストリーク・アーチファクトが作成される。
【０００８】
アンダーサンプリングされた（undersampled）投影再構成スキャニング法を用いて、より短い走査時間でＣＥＭＲＡ画像を取得するための努力が為されている。２のファクターによって３Ｄ取得における投影数を低減するための方法が、Ｆ．ボーダ、Ｊ．クリステンセン、Ｊ．ギレン、及びＫ．サルボーンによる「投影数を半分にした状態での三次元投影イメージング法（Three-Dimentional Projection Imaging With Half The Number Of Projections）」（MRM）37:470-477(1997)）で報告されている。その他の方法は、2001年1月23日に出願され「アンダーサンプリングされた３Ｄ投影イメージング法を用いる磁気共鳴血管造影法（Magnetic Resonance Angiography Using Undersampled 3D Projection Imaging）」と題された出願中の米国特許出願第09/767,757号明細書に記載されている。
【０００９】
ＭＲＡは非侵襲性であるため、ＭＲＡは心血管疾患のための貴重なスクリーニング用ツールである。スクリーニングを行うには、典型的には血管を大きな容積で描出する必要がある。これは特に、下肢の流出血管における疾患に当てはまる。ＭＲイメージングにおける撮像領域（ＦＯＶ）は、Ｂ0磁場均一性の体積及び受信機のコイルサイズ（典型的には、現在市販されているＭＲスキャナ上でＦＯＶ＜４８ｃｍ）によって限定される。下肢における解剖学的関心領域は、例えば約１００ｃｍであり、完全な試験を行うためには、幾つかのスキャナＦＯＶ、もしくはステーションが必要になる。このためには、患者をマグネットのボアの内側へ再位置合わせし、患者に再び標識付けし、調査画像を取得し、そして各ＦＯＶに対して準備走査を実施することが必要になる。これらの追加のステップすべてに時間がかかるので、このため費用が高くつく。コントラスト増幅ＭＲＡが実施される場合は、再位置合わせを行うにはさらに追加の造影剤注入も必要になる。
【００１０】
近年、この困難を克服するガドリニウム増幅ボーラスチェイス（gadolinium-enhanced bolus chase）法が報告されている（Ｋ．Ｙ．ホー、Ｔ．ライナー、Ｍ．Ｈ．デハン、Ｊ．Ｍ．Ａ．ファン・エングルスホーフェンによる「ガドリニウム最適化トラッキング法：ガドリニウムの１ボーラスを使用して大動脈から足までの末梢血管樹を画像描出するための新規ＭＲＡ法（概要）（Gadolinium optimized tracking technique: a new MRA technique for imaging the peripheral vascular tree from aorta to the foot using one bolus of gadolinium (abs)）」、（Proc. 5th Meeting of ISMRM, p203, 1997）を参照）。米国特許第5,924,987号及び第5,928,148号明細書に記載されているように、ＭＲＡデータは、走査中に患者テーブルを複数の様々な位置へ自動的に移動させ、そして各ステーションで画像を取得することによって大きな撮像領域から取得される。テーブルの移動は、各ステーションでピークコントラストが達成されるように、脈管系を通過する造影剤ボーラスを追跡するようにタイミングを合わせることができる。
【００１１】
以前のテーブルを移動させる方法は、各連続ステーションへ迅速に移動させ、画像を取得するために停止させ、そして次のステーションへ移動させることによって、造影剤ボーラスが脈管系を通過して移動するにつれて造影剤ボーラスに追いつこうと努める。結果として生じる取得された複数の画像はその後、単一画像を形成するために一緒に綴じあわされる。しかし典型的には、このストップ・アンド・ゴー型イメージングは移動するボーラスには追いつけないので、検査終了時近くに取得される画像は最適コントラスト増幅条件下では取得されない。
【００１２】
本発明はＣＥＭＲＡに対して特別の臨床的用途を有するが、画像データが拡大撮像領域にわたり取得される他の研究が知られており、類似の問題を提示する。バークハウゼンらが「リアルタイムＴｒｕｅ  Ｆｉｓｐ法及び連続回転式テーブルプラットフォームを用いた３０秒間での全身ＭＲイメージング：実現可能性研究（Whole Body MR Imaging In 30 Seconds With Real Time True Fisp and A Continuously Rolling Table Platform: Feasibility Study）」、Radiology 2001:220:252-256において開示しているように、腫瘍の位置を決定するために、テーブルを移動させることによってヒト被検者を拡大撮像領域にわたり走査することができる。
【発明の要約】
【００１３】
本発明は、被検者がＭＲＩシステムの撮像領域（ＦＯＶ）を通過して移動させられるにつれて、投影再構成取得法を使用して連続的にｋ空間データを取得する改良されたＭＲＩもしくはＭＲＡ法である。運動方向に沿った被検者における小領域(subregion)及び各小領域がＭＲＩシステムＦＯＶ内にある間に取得される関連ｋ空間データは基準位置に対して位相補正され、そして関連位相補正ｋ空間データを使用して各小領域に対して１枚の画像が再構成される。
【００１４】
本発明の一般的な目的は、ＭＲＩシステムを用いて、該ＭＲＩシステムの静的撮像領域に被検者を通過させて連続的に移動させることにより高分解能画像を取得することである。連続的に取得されたデータはセクションに分割され、各セクション内のビューはテーブル移動の影響を相殺するために位相補正される。被検者内の小領域は、取得されたデータの位相補正セクションから再構成された画像で描出される。
【００１５】
本発明の一つの目的は、造影剤ボーラスが被検者の脈管系を通過して移動するにつれて最適条件下で取得されるＣＥＭＲＡ画像を作成することである。移動する造影剤ボーラスと実質的に同一の速度で患者テーブルを連続的に移動させることによって、ｋ空間データは検査の始めから終わりまで最適コントラストで取得される。テーブル移動を停止及び再開させる際に時間のロスは生じず、投影再構成取得を実施することによってより高分解能のデータを取得することができる。
【００１６】
本発明のさらにまた別の目的は、被検者の脈管系を通して造影剤ボーラスを追跡する間により高い時間及び空間分解能画像を入手することである。画像データを取得するために投影再構成法を使用することによって、画像品質を重大に犠牲にすることなく、より高い時間分解能を達成できる。これにより、各小領域における最適のコントラスト増幅を備えるＣＥＭＲＡ画像の再構成が可能になる。
【００１７】
本発明のまた別の目的は、ＭＲＩシステムＦＯＶより実質的に大きな規定ＦＯＶの画像を作成することである。被検者における規定ＦＯＶは、ＭＲＩシステムＦＯＶを通過して移動させられ、結果として生じる小領域画像は規定ＦＯＶに広がる単一画像を形成するために連結される。
【００１８】
本発明のさらにまた別の態様は、小領域内の造影剤の流れの動態を研究するために各解剖学的小領域(anatomic subregion)の時間的に一連の画像を提供することである。これは、各解剖学的小領域についてのｋ空間データを、インターリーブされた投影ビューのサブセットとして取得し、各インターリーブから１枚の画像を再構成することによって達成される。
【００１９】
本発明における前記及び他の目的並びに利点は、以下の説明から明らかとなる。その説明では、本明細書の一部を形成し、且つ、例証として本発明の一つの好適な実施態様が示されている添付図面が参照される。しかし、そのような実施態様は必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、従って、本発明の範囲を解釈するためには、本明細書の特許請求の範囲を参照すべきである。
【発明の一般的な説明】
【００２０】
本発明は、被検者を使用されているＭＲＩシステムの静的撮像領域（ＦＯＶ）より何倍も大きい可能性がある規定ＦＯＶにわたり画像描出することを可能にする。図４を参照すると、本発明は、ＣＥＭＲＡ画像が破線１０で表示されたスキャナＦＯＶより大きい規定ＦＯＶにわたって取得される際の問題を取り扱う。スキャナＦＯＶ１０のサイズは使用されている特定ＭＲＩシステムに依存しており、例えばテーブルの軸ｚに沿って長さが２０〜５０ｃｍである可能性がある。下肢のＣＥＭＲＡのための規定ＦＯＶは、例えば、３０〜１５０ｃｍに及ぶ可能性があり、この大きなＦＯＶからｋ空間ＮＭＲデータを取得するためには、患者を移動させなければならない。
【００２１】
本発明の一つの好適な実施態様を実施するため、ＮＭＲデータが、図６に示されているように、ｋz−軸からの角度θとｋy−軸からの角度φにより定義される読み出し勾配方向を用いて、３Ｄ球形ｋ空間座標系において取得される。このサンプリング方法は、すべての投影がｋ空間の中央を通過する状態で均等に間隔を置いた一連の投影を含む。その最大ｋ空間半径値（ｋmax）は、結果として生じる画像の３つすべての空間方向における分解能を決定する。また、その半径方向サンプル間隔（Δｋr）は、そのときの任意の点で再構成画像の全撮像領域（ＦＯＶ）の直径（Ｄ）を決定する。Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされ、Δｋθ、Δｋφ≦Δｋrの場合には、アーチファクトを伴うことなく、全ＦＯＶ画像を再構成することができる。しかし、この条件が満たされない場合には、全ＦＯＶ（Ｄ）よりも小さな低減された直径（ｄ）内に尚もエイリアスの無い再構成が生じる。それらの投影が均等に間隔を置いて取得されると仮定すれば（Δｋθ＝Δｋφ＝Δｋr）、一つの投影に関わるｋmaxでの表面積Ａは、
【数１】
2005503874.tif 000003
であり、ここで、Ｎpは、取得されたビューまたは投影の個数である。式（２）はΔｋを決定し、これにより、角度間隔による低減されたＦＯＶの直径（ｄ）を、以下：
【数２】
2005503874.tif 000004
の如く、全ＦＯＶの直径Ｄと関連付けることができ、ここで、ＮRは、そのＦＯＶを横切るマトリックスのサイズ（即ち、信号読み出し中の取得されたサンプルの個数）である。このｋ空間データから再構成された画像では、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされていない場合であっても、良好に構成された低減ＦＯＶが画像中の各対象物(object)を中心として現れる。しかし、外側からの半径方向ストリークアーチファクトがそのローカルＦＯＶに入る可能性がある。ｋ空間が全ＦＯＶに渡って完全にサンプリングされる状態、即ちｄ＝Ｄの状態は、サンプリングされる投影の個数が、
【数３】
2005503874.tif 000005
であることを要求する。
【００２２】
例えば、各取得ＮＭＲ信号の読み出し中にＮR＝２５６サンプルが取得される場合、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件を完全に満たすために必要な投影ビュー数Ｎpは約１０３，０００個である。幸いにも、アンダーサンプリングにより生成する画像アーチファクトはほとんどの用途において臨床的に重要ではなく、投影ビューの個数はこのＮｙｑｕｉｓｔ数より下へ大きく低減させることができる。本出願人らは、臨床的に有用な画像を１，０００回という少ない数の３ＤＰＲパルスシーケンス繰返しで作成できることを見いだした。
【００２３】
本発明は、規定ＦＯＶの全体にわたってｋ空間ＮＭＲデータを取得するために、患者がスキャナＦＯＶ１０を通過して連続的に移動するにつれて連続的に実施される投影再構成（「ＰＲ」）パルスシーケンスを使用する。以下に記載する好適な実施態様では、ｋ空間サンプルの半径の線(radial line)が各ＴＲ中に取得され、そして図６に示されているようにｋ空間の球形体積の全体にわたってサンプリングするために連続的繰返し中に１セットの値を通じてイメージング勾配が段階的に変えられる３ＤＰＲパルスシーケンスが使用される。ｋ空間の球形体積がサンプリングされると、サイクルは別の球形ｋ空間体積をサンプリングすることを繰り返す。このサイクルは、ｋ空間データの１連続セットを作成するために全走査中継続する。
【００２４】
画像描出される被検者(subject)は、小領域に分割される。重大な画像アーチファクトを生じることなく規定分解能の画像を作成するためには、該被検者内の小領域がスキャナＦＯＶ１０内にある間に、十分なｋ空間サンプリングが実施されなければならない。当該の小領域一つ一つに対してここでは「セクション」と呼ばれる対応するｋ空間データのセットがあり、当該ｋ空間データの各セクションは、それに対応する小領域の画像を作成するために以下に記載するように処理される。
【００２５】
テーブル１１は、ｋ空間データの一連のセクションの取得中に一定速度Ｖzで移動させられる。このプロセスは、全規定ＦＯＶがスキャナＦＯＶ１０を通過して移動するまで継続する。テーブルは、各解剖学的小領域内のスピンが事前に選択された数の投影（すなわち、ｋ空間セクション）の取得中はスキャナＦＯＶ１０内にとどまっているように速度Ｖzで移動させられる。各解剖学的小領域に対して取得される投影数（すなわち、セクションのサイズ）は、特定の臨床適用例のために容認できる角度アンダーサンプリングアーチファクトの程度に基づいて選択される。造影剤が注入されると、テーブル速度Ｖzは、通例は造影剤ボーラスが規定撮像領域を横断する速度に適応するように選択される。この場合、ｋ空間ＮＭＲデータの完全セクションに対するビューＮの最大個数は、小領域スピンがスキャナＦＯＶ内にある間に全ビューが取得されるように設定される。
【００２６】
ｋ空間データの取得中にテーブルが移動するため、各ｋ空間サンプルに対して位相補正が為されなければならない。勾配とｋ空間サンプル位置との関係はｋi＝γＧiｔRで与えられるが、ここでｉはｘ、ｙ、またはｚであり、ｔRは読み出し中の時間である。被検者が位置ｚにあるときに取得された信号サンプルは以下のように表すことができる：
【数４】
2005503874.tif 000006
【００２７】
患者内で固定されるｘ、ｙ、及びｚ座標について検討してみよう。この患者座標系とスキャナ座標系ｘ’、ｙ’及びｚ’が一致する任意の位置を想定されたい。対象物がｚ方向に動いている場合、患者内のポイントｚにある対象物はスキャナ基準フレーム内にあるポイントｚ’＝ｚ＋Δｚへ再配置させられ、そしてｚ軸勾配に沿った様々な位置にあるために様々な周波数を用いて処理されるであろう。この新規位置での投影読み出し中の信号読取りは
【数５】
2005503874.tif 000007
となるであろう。患者を位置ｚ＋Δｚに配置して取得されたｋ空間データは、フーリエシフト法則によって患者位置ｚで取得されたであろうデータへ転換することができる。つまり、
【数６】
2005503874.tif 000008
である。
【００２８】
このため、テーブルが移動して各セクションに対して投影ビューが取得される間に、取得されたｋ空間サンプルは、ｚ勾配内の位置における変化に対して式（１）によって位相補正される。以下で説明されるように、好適な実施態様では、テーブル位置は各ビュー取得中に取得されたＮＭＲデータと一緒に記録される。このため、特定ビューに対するΔｚの値は、記録された特定ビューのテーブル位置から記録された基準ビューのテーブル位置を減じることによって容易に計算される。
【００２９】
ｋ空間ＮＭＲデータのすべてがその取得時点でのｚ軸位置に基づいて位相補正された後、データはｋ空間サンプルデータの３Ｄ  Ｃａｒｔｅｓｉａｎアレイを作成するために再グリッディング(regrid)される。その後、小領域画像は、小領域がＭＲＩシステムの静的ＦＯＶ内にある間に取得されたｋ空間データの対応するセクションの三次元フーリエ変換を実行することによって通例の方法で再構成することができる。こうして連続する対応するｋ空間セクションから一連の小領域画像が形成され、そしてこれらは全規定撮像領域をカバーする１枚の長い画像を作成するために連結させられる。以下で説明するように、各小領域に対して一連の時間分解能画像を作成することもでき、または小領域画像の選択した画像を連結することもできる。
【００３０】
テーブルの速度がｚ軸に沿って流れるボーラスの速度に適合し、そしてボーラスが到着すると同時に手技が開始される場合は、本発明の上述の実施態様は全画像脈管系の最適なコントラスト増幅を備える単一画像を作成する。
【００３１】
本発明のまた別の態様は、小領域がＭＲＩシステムの静的ＦＯＶ内にある間に取得されるｋ空間データの完全セクションのインターリーブされたサブセットを取得する能力である。これらのインターリーブされたサブセットは、解剖学的小領域内の造影剤の流れの動態の研究を可能にするために時間的な一連の画像を再構成することを可能にする。特に図５を参照すると、Ｎ個のｋ空間ビューの全セクションを単調な順番で取得するよりも、むしろｋ空間セクションをインターリーブされたビューセットに分割することができる。以下に記載する好適な実施態様では、各セクションは１０個のインターリーブに分割され、そして全ｋ空間セクションの取得には３０秒間を要するのに、各インターリーブの取得には３秒間しか要しない。この３０秒間中に造影剤ボーラスがｋ空間セクションに対応する小領域に進入する場合は、コントラスト増幅が重大に変化する可能性がある。図５にコントラスト増幅曲線１２によって例示されているように、３０秒間間隔で初期に取得されたインターリーブ１〜４は血管コントラスト増幅をほとんど示さないが、他方インターリーブ８〜１０は実質的コントラスト増幅を示す可能性がある。インターリーブ画像は、関連小領域内への動的流れを研究するために順々に描出することができる。
【００３２】
小領域画像は１０個のｋ空間インターリーブのいずれか１個から再構成でき、画像アーチファクトは他のｋ空間インターリーブからの周縁ｋ空間データを使用することによって低減することができる。３個のインターリーブについてのサンプリングパターンを例示している図６を参照されたい。この実施例では、半径Ｒに対するｋ空間球形体積を完全にサンプリングするために必要とされるＮ個の投影ビューが３セットのインターリーブ投影ビューに分割される。第一セットの投影ビューのサンプリング軌道は点線２３０によって示され、第二セットは破線２３２によって示され、そして第三セットは線２３４によって示されている。それらは他のセットを用いてインターリーブされており、ｋ空間の中央の周囲で均等に間隔を置いているので、各セットの投影２３０、２３２及び２３４はより小さな半径ｒで完全にサンプリングされる画像データセットを取得する。これを言い換えると、各セットのインターリーブ２３０、２３２及び２３４はｋ空間の中央領域を完全にサンプリングするが、ｋ空間の周縁領域をアンダーサンプリングする。
【００３３】
再び図５を参照すると、ＣＥＭＲＡにおける画像コントラストは主として中央ｋ空間データによって決定されるが、１０個のインターリーブ中で選択された１個から再構成された小領域画像は、ｋ空間の中央が完全にサンプリングされるためにこのコントラストを正確に示すであろう。ｋ空間の周縁領域をアンダーサンプリングすることによって生じたアーチファクトがｋ空間セクションにおける残り９個のインターリーブからの周縁ｋ空間データを使用することによって大きく抑制できることは本発明の教示である。これは、所望のｋ空間インターリーブを最初に選択し、その中の１個のビュー取得での基準時間を確定することによって実施される。上述の式（１）及びこの選択した基準時間を使用して、ｋ空間セクション中に取得された全ｋ空間データに対して位相補正が行われる。全インターリーブからのｋ空間データは、選択したｋ空間インターリーブからの中央ｋ空間データと結合される。その結果として、結合されたｋ空間データセットは全３０秒間に渡って取得されたデータを伴う外径Ｒへ完全にサンプリングされるが、他方完全にサンプリングされた中央領域は短い３秒間の時間間隔へ時間的に集中している。結合されたｋ空間データセットはその後上述のように再グリッディングされ、規定ＦＯＶの一つの小領域の１個のＣＥＭＲＡ画像を作成するためにフーリエ変換される。
【００３４】
この再構成法を使用すると、各小領域の動態研究を実現することができる。解剖学的小領域が静的ＦＯＶ内にある間に１０個のインターリーブが取得される場合は、その小領域の一連の１０個の時間分解能画像を作成できる。これらの時間分解能画像各々について、現在インターリーブの中央ｋ空間部分は残りのインターリーブからの周縁ｋ空間データと結合させられる。ｋ空間の中央に近づくにつれて投影取得を用いて取得されるサンプル数がより少なくなるという事実を利用して、このｋ空間データを結合するための多数の方法がある。
【好ましい実施態様の説明】
【００３５】
最初に図１を参照すると、本発明を取り入れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータコンソール１００から制御される。オペレータコンソール１００には、キーボード付きコントロールパネル１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リンク１１６を通じて別のコンピュータシステム１０７とコミュニケートするため、オペレータはスクリーン１０４上でイメージの作成と表示を制御することができる。コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを通じて互いにコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらのモジュールには、イメージプロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、イメージデータアレイを格納するためのメモリモジュール１１３などが含まれる。コンピュータシステム１０７は、イメージデータとプログラムを保存するためのディスク記憶装置１１１とテープドライブ１１２にリンクされており、高速シリアルリンク１１５を通じて別のシステムコントロール１２２とコミュニケートする。
【００３６】
システムコントロール１２２には、バックプレーンによって一緒に接続される一連のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１２５を通じてオペレータコンソール１００と接続する。システムコントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャンシーケンスを示すコマンドを、このリンク１２５を通じて受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスのタイミング、強度、および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、一連の勾配増幅器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示す。さらに、パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続されたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極からのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発生器モジュール１２１は、スキャンルームインタフェース回路１３３と接続する。スキャンルームインタフェース回路１３３は、患者および磁気システムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。
【００３７】
さらにまたスキャンルームインターフェース回路１３３を通して、患者位置合わせシステム１３４は、本発明によって走査を実行するためにスキャナを通過して患者を移動させるためにパルス発生器モジュール１２１からのコマンドを受け取る。走査中のいずれかの時点のテーブルの現在位置はシステムコントロール１２２内へ読み取られ、それを使用して、以下でより詳細に説明されるように取得されたＮＭＲデータが位相補正される。オペレータは、キーボード及びコントロールパネル１０２を通じて患者位置合わせシステム１３４の作動をコントロールすることができる。
【００３８】
パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、増幅器Ｇx、Ｇy、Ｇzから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、取得された信号の位置エンコードに使用する磁場勾配を生成する。階調度コイルアセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネットアセンブリ１４１の一部を形成する。システムコントロール１２２にあるトランシーバーモジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によってプリアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー１５０の受信機部分で復調、濾波、およびディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプリアンプ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を送信モードまたは受信モードのいずれかで使用できるようにする。
【００３９】
ＲＦコイル１５２によって受信されるＮＭＲ信号は、トランシーバーモジュール１５０によってディジタル化され、システムコントロール１２２内のメモリモジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリモジュール１６０でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイプロセッサ１６１が作動してデータをイメージデータアレイに変換する。このイメージデータは、シリアルリンク１１５を通じてコンピュータシステム１０７に伝達され、そこでディスクメモリ１１１に格納される。オペレータコンソール１００から受信されたコマンドに対応して、このイメージデータをテープドライブ１１２に格納したり、またはイメージプロセッサ１０６によってさらに処理して、オペレータコンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に提示することもできる。
【００４０】
３Ｄ投影としてデータを取得するために使用されるパルスシーケンスが図８に示されている。このシーケンスは、高性能勾配サブシステム（４０ｍＴ／ｍの最大振幅、及び、１５０Ｔ／ｍ／秒の最大追従速度（slew rate））を備えた上述のＭＲＩシステムで実行される。データ取得ウィンドウ２００の間に全エコー読み出しか部分エコー読み出しかのいずれかを果たすことができる。部分エコーを選んだ場合には、ｋ空間の底部側半分（ｋz＜０）のみが部分的に取得される。すべての方向における大きなＦＯＶのため、非選択的な２００μｓの無線周波数（ＲＦ）パルス２０２を用いて、ＭＲＩシステムＦＯＶ全体にわたる横磁化を生成することができる。スラブ選択性励起に比べ、このスキームは、その体積を横切る一様性の高いフリップ角度をもたらし、要求されるＲＦパワーが低く、そして、患者に入れられるエネルギーが少なくて済む。
【００４１】
グラジエント・リコールドＮＭＲエコー信号２０３は、その励起されたＦＯＶ内のスピンにより生成され、３つの読み出し勾配２０６、２０８、及び２１０の存在下において取得される。スラブ選択勾配を必要としないため、読み出し勾配波形Ｇx、Ｇy、及びＧzは同様な形態を持つ。この対称性は、そのシーケンスをスポイルする必要性によってのみ妨げられ、その妨害は、ディフェージング勾配ローブ２０４を作用させる（playing）ことにより達成される。ディフェージング・ローブ２０４の面積は、次の条件
【数７】
2005503874.tif 000009
を満たすべく算出され、ここで、ｎはｎ≧２の整数である。Ｇz読み出し勾配２０６は論理ｚ−軸で常に正であるため、スポイル化勾配２０４に必要な時間は、Ｇzでのみディフェージング・ローブ２０４を作用させることにより最小化される。Ｇx及びＧy読み出し勾配２０８及び２１０は、定常状態を達成すべく、それぞれの勾配パルス２１２及び２１４により巻き戻される（rewound）。
【００４２】
読み出し勾配波形Ｇx、Ｇy、及びＧzは、異なる角度θ及び角度φにおける半径方向軌道をサンプリングすべく走査中に変調される。2001年1月23日に出願され「アンダーサンプリングされた３Ｄ投影イメージング法を用いる磁気共鳴血管造影法」と題された出願中の米国特許出願第09/767,757号明細書に記載されているように、θ及びφの角度間隔は、サンプリングされるｋ空間球の周縁境界（ｋmax）でｋ空間サンプルポイントの一様な分布が生じるように選ばれる。その分布を計算する幾つかの方法が知られているが、経路速度及び表面積カバー率（coverage）が一定という条件で螺旋軌道によって球面をサンプリングすることによりそれらの投影を均等に分配する方法が使用される。また、この解決法は、連続的なサンプル経路を発生させるという利点も有しており、これは、勾配切り替え及び渦電流を低減する。Ｎ個の合計投影の場合、投影ビュー番号ｎの関数としての勾配振幅に対する式は、
【数８】
2005503874.tif 000010
である。
【００４３】
完全にサンプリングされた画像取得を果たす必要がある場合には、Ｎが、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件を満たすある値Ｎpに設定され、一連のＮ＝Ｎp個のパルスシーケンスが実行される。この一連のパルスシーケンスにおけるｎ番目のパルスシーケンスに対する読み出し勾配振幅は、式（５）、（６）、及び（７）により与えられる。ｎは、走査中に単調な順番で１からＮまでの番号を付けることができるが、他の種々の順番も可能であることが分かる。好適な実施態様では、一連のＮシーケンスは、全規定ＦＯＶが取得されるまで患者がスキャナＦＯＶを通過して移動させられる回数にわたり繰り返される。
【００４４】
Ｎ個の投影ビューの各セクションは、被検者の対応する小領域の１枚の画像へ再構成することができる。小領域画像はその後、全規定ＦＯＶをカバーする単一画像を形成するために連結される。この実施態様では、各セクションにおける第一投影ビューが取得されたときのテーブル位置が基準位置として使用され、セクションの全Ｎ個のビューはテーブル移動について修正するために上述のように式（１）を使用して位相補正される。
【００４５】
この好適な画像再構成法では、再グリッディング（regridding）法が用いられ、その位相補正されたデータセットが３Ｄ  Ｃａｒｔｅｓｉａｎグリッドに置かれる。そのような再グリッディング法は当分野では広く知られており、例えば、Ｊ．ジャクソンらによる「グリッディングを用いるフーリエ反転のためのたたみこみ関数の選択（Selection Of Convolution Function For Fourier Inversion Using Gridding）」（IEEE Trans. Med. Imaging、10、473-478、1991）に記載されている。結果として生じるｋ空間データの３Ｄアレイは、ρ2フィルターで補償された密度であり、ここで、ρは、補償されているデータポイントのｋ空間半径である。ρ＝０のポイントは、２Ｄ投影フィルターに対して提唱されている補正と同様、それがサンプリングする有限の体積球により重み付けされる。再グリッディングプロセスで使用される核（kernel）は、演算的に非常に速い単純な三角関数か、もしくは、その再グリッディングプロセスからエイリアシングされたエネルギーを低減するという利点を有するＫａｉｓｅｒ−Ｂｅｓｓｅｌ関数かのいずれかである。
【００４６】
その後、この再グリッディングされたｋ空間データは、３つすべての方向において画像空間にフーリエ変換される。取得で部分エコーを使用した場合、その抜けたデータは、ノール及びニシムラによる「磁気共鳴イメージング法におけるホモダイン検出（Homodyne Detection In Magnetic Resonance Imaging）」（IEEE Transactions on Medical Imaging、Vol. 10、No. 2、June 1991）及び米国特許第5,243,284号明細書に記載されているもの等の３Ｄホモダインプロセスを用いて合成される。その最終的な画像は、再グリッディングプロセスによる低周波数画像強度変動を補正するため、上述の合成核(convolution kernel)のフーリエ変換で割られる。
【００４７】
ｋ空間周縁境界上の一点からｋ空間の中央を通って当該ｋ空間周縁境界上の反対側のポイントへ伸びる上述の好適な直線軌道以外の種々のサンプリング軌道を用い得ることは、当業者にとって明らかであろう。上で述べられているように、一つの変形態様は、サンプリングされるｋ空間体積の全範囲にわたっては伸びていない軌道に沿ってサンプリングする、部分ＮＭＲエコー信号２０３を取得することである。それらの抜けたサンプルは、上述のホモダイン再構成により合成される。直線投影再構成パルスシーケンスと同等な別の変形態様は、直線ではなく、湾曲した経路に沿ってサンプリングすることである。そのようなパルスシーケンスは、例えば、Ｆ．Ｅ．ボーダらによる「高速三次元ナトリウムイメージング法（Fast Three Dimentional Sodium Imaging）」（MRM、37:706-715、1997）に記載されている。
【００４８】
また、取得された３Ｄ  ｋ空間画像データセットから３Ｄ画像を再構成するための種々の代替的な方法もある。一つの代替的な方法は、Ｆ．ナタラーによる「コンピューター断層撮影法の数学（The Mathmatics of Computerized Tomography）」（Teubner、Stuttgart、1986）に記載されている方法等の濾波後方投影（backprojection）法である。これは、一般的にＸ線ＣＴ画像を再構成するために使用される方法である。
【００４９】
好適な実施態様では、各解剖学的小領域に関連するｋ空間データはＮ個の単調ビューとしては取得されず、その代わりに連続して取得される１０個のインターリーブされたサブセットとして取得される。各インターリーブには、球形ｋ空間体積を一様にサンプリングするＮ／１０個のビューが含まれる。例えば、３ＤＰＲシーケンスのＴＲは３ｍｓである場合、Ｎ＝１０，０００投影のセクションは取得するのに３０秒間を要し、各インターリーブは３秒間を要する。各インターリーブは、全１０個のインターリーブの合計がＮ個のビューを伴う単調取得と同一密度でｋ空間を一様にサンプリングするように、ｋ空間を様々にサンプリングする。重大な差は、完全セクションの１０倍大きい時間的分解能を有するが大きな画像アーチファクト及び低いＳＮＲを有する各インターリーブにおいてＮ／１０個のビューから１枚の画像を再構成できることである。
【００５０】
特に図９を参照すると、本発明の好適な実施態様は患者の下肢のＣＥＭＲＡである。オペレータは、規定ＦＯＶのサイズ及び３ＤＰＲパルスシーケンスの詳細を含む規定走査を開始する。図４を参照すると、この規定はスキャナＦＯＶ１０内の静的ＦＯＶ１４及び開始時テーブル位置を定義する。今度は図９を参照すると、担当医師にはプロセスブロック２５０で患者へ造影剤を注入するように合図が送られる。ＭＲＩシステムは、プロセスブロック２５２に示されたように規定ＦＯＶに進入中の動脈内の信号を連続的に監視し、そして造影剤ボーラスの到着を表示するために、米国特許第6,167,293号明細書に開示されたようなボーラス検出パルスシーケンスを実施する。テーブル移動はその後、プロセスブロック２５４に示されたように一定速度Ｖzで静的ＦＯＶ１４を通過して規定被検者ＦＯＶを移動させるために開始される。Ｖzは規定パラメータから決定される。
【００５１】
例えば、ＭＲＩシステムが静的ＦＯＶ＝２０ｃｍを有し、小領域がｚ軸に沿って距離Ａ＝５ｃｍ伸びると、投影ビューはテーブルをＦＯＶ−Ａ＝２０−５＝１５ｃｍ移動させるために必要な時間に取得されなければならない。１０個のインターリーブが各インターリーブにおいて１，０００個の投影ビューで取得されなければならない場合は、この時間中にＮp＝１０，０００個の投影ビューが取得されなければならない。パルスシーケンスＴＲ＝３ｍｓを用いると、ｋ空間データの完全セクションは３０秒間で取得される。この場合に結果として生じる速度Ｖは０．５ｃｍ／ｓｅｃである：
【数９】
2005503874.tif 000011
【００５２】
テーブル移動が開始されると直ちに、上述のように、そしてプロセスブロック２５６に示されたように、ｋ空間体積をサンプリングするために規定３ＤＰＲパルスシーケンスが実行される。典型的な取得は、３ｍｓのＴＲを用いた３ＤＰＲパルスシーケンスを使用する。ｋ空間の各セクションは１０個のインターリーブを含有しており、各インターリーブには１，０００個の投影ビューが含まれる。１０個のインターリーブのそれぞれは、上述の式（５）、（６）及び（７）（式中、Ｎ＝１０，０００）に記載された値を通してイメージング勾配を段階的に変化させることによって取得される。１０個のインターリーブ各々はｎ＝１〜１０までの様々な数で開始され、ｎは、１，０００個の投影ビューが取得されるまで各投影ビュー取得後に１０ずつ漸増される。このプロセスは、全規定被検者ＦＯＶが取得されるまで、さらにｋ空間のセクションを取得するために繰り返される。
【００５３】
結果として生じるｋ空間データセットは図１０に例示されているが、ここでは各線が、取得されたｋ空間データの１個のインターリーブセットを規定している。１６で示されているように、いずれかの選択した解剖学的小領域に対するｋ空間データは、１０個の連続インターリーブからのｋ空間データを結合することによって作成される。二つの隣接する解剖学的小領域を再構成するためには、同一取得ｋ空間データの一部が両方の再構成に必要となることがある。その結果として、ｋ空間セクション１６、１７及び１８はオーバーラップする。
【００５４】
多数の臨床的に有用な画像は、モード選択決定ブロック２５８で決定されるように、この取得されたｋ空間データセットから再構成できる。「インターリーブ再構成」モードでは、小領域画像は各１，０００個のビューインターリーブから再構成され、そして「セクション再構成」モードでは、小領域画像は１０個の連続インターリーブの全ｋ空間セクション内のデータから再構成される。
【００５５】
プロセスブロック２６０に示されたように、インターリーブモードが選択された場合、各インターリーブはテーブル移動に対して位相補正される。これは上述のように式（１）を使用して実施されるが、この場合はそのインターリーブ内の最後の投影ビューの位置がそのインターリーブに対する基準位置として使用される。プロセスブロック２６２に示されたように、画像再構成の前に、イメージング勾配フィールドにおける非直線性によって惹起される誤差を相殺するためにさらに位相補正が行われる。これは、投影読み出し勾配軸に沿ってスピン信号の空間的分布を入手するために各投影ビューの一次元フーリエ変換を実施することにより遂行される。空間的分布は、「勾配非直線性に起因する画像ひずみを修正する方法（Method For Correcting Image Distortion Due To Gradient Nonuniformity）」と題する米国特許第4,591,789号明細書に記載されたような方法を使用して、この読み出し軸に沿って勾配非直線性に対して修正される。再分布データは、その後ｋ空間へフーリエ変換して戻される。
【００５６】
プロセスブロック２６４に示されたように、各インターリーブについて修正されたｋ空間データはその後、対応する小領域の画像を再構成するために処理される。これは上述のように最初に投影データを再グリッディングし、その後に三次元フーリエ変換を実行することによって遂行される。小領域の外側の構造は不完全な投影データセットを用いて再構成される可能性があるので、画像をその解剖学的小領域へ限定するために追加のマスキングステップが使用される。
【００５７】
その結果として、１セットの１０個のインターリーブ画像は、関連する解剖学的小領域がＭＲＩシステムＦＯＶを通過して横断するにつれて、取得されたｋ空間データの各セクション１６から再構成される。各インターリーブ画像は、連続３秒間間隔で被検者の対応する小領域におけるコントラスト増幅を描出する。典型的には、特定小領域に対する１個のインターリーブ画像におけるコントラスト増幅は、最適な瞬間に造影剤の流入が捕捉されるため、臨床的観点からより優れているであろう。
【００５８】
決定ブロック２６６で決定されるように、医師はプロセスブロック２６８で示されるようなインターリーブ画像の一部もしくはすべてを表示することを選ぶことができ、または医師はプロセスブロック２７０で示されるように連続的な解剖学的小領域から選択したインターリーブ画像を最初に連結することを選ぶことができる。後者の場合、医師は、典型的には各小領域に対して（臨床的観点から）最善のインターリーブ画像を選択し、連続する小領域は全規定ＦＯＶの１個の大きな画像を作成するために連結される。図１０を参照すると、セクション１６、１７及び１８に示されたように、この連結プロセスに役立つようにｋ空間データの連続セクションをオーバーラップさせることが好ましい。再構成される対応する小領域画像３０、３２及び３４もまたオーバーラップしており、そしてオーバーラップ領域にある共通解剖学的構造を使用すると連続小領域を相互に見当合わせすることができる。
【００５９】
インターリーブ再構成モードを使用すると、医師は、各小領域がＭＲＩシステムＦＯＶを通過するにつれてそれらのコントラスト増幅の動的研究を見ることができ、各ｋ空間セクションにおける最適にタイミングがあったインターリーブを同定することができる。しかし、これらのインターリーブ画像は、たった１，０００個の投影ビューだけから再構成されるため、品質が制限される。
【００６０】
再び図９を参照すると、決定ブロック２５８でセクション再構成モードを選択すると、より高品質の画像を作成することができる。典型的には、このモードはｋ空間データの各セクションにおける最適インターリーブが上述の通りに同定された後に開始される。その結果として、取得されたｋ空間データ（例えば、図１０における１６、１７及び１８）の各セクションのテーブル移動に対する位相補正には、プロセスブロック２７２で示されたように最適インターリーブ中のテーブル位置が参照される。一つのセクションにおける全インターリーブにおける投影ビューサンプルのすべてが、選択されたインターリーブにおける基準テーブル位置に対して式（１）によって位相補正される。インターリーブが選択されなかった場合、基準テーブル位置は、そのセクションの最後のインターリーブにおける最後の投影ビューのテーブル位置である。
【００６１】
ｋ空間データは、さらにプロセスブロック２７４で勾配フィールド非直線性について修正され、その後各セクションにおける修正されたインターリーブデータはプロセスブロック２７６で結合される。勾配フィールド位相補正は上述した位相補正と同一であり、データ結合ステップは最適インターリーブが選択されているかどうかに左右される。インターリーブが選択されていない場合は、全１０個のインターリーブに対する修正済みｋ空間データは１０，０００個の相違するサンプル軌道を含有する単一３Ｄｋ空間アレイに単純に結合される。全サンプル軌道は、時間分解能が全セクションを取得するために必要とされる３０秒間隔に渡って広がるように同等に重み付けされる。
【００６２】
最適インターリーブが各セクションについて同定されると、セクションデータの結合は別々に行われる。図１１に示されたように、選択されたインターリーブ２０からの修正されたｋ空間データすべてが、結合されたｋ空間データセットに含まれているが、中央ｋ空間データは同一セクションにおける周囲のインターリーブからはほとんど、または全く使用されない。一つの実施態様では、中央ｋ空間データは、周囲インターリーブから図７を参照しながら上記で検討したｋ空間半径ｒへは全く結合されない。半径ｒの外向きに向かうｋ空間データは、連続的により幅広い時間窓(time window)から半径Ｒでのｋ空間の周縁へ結合される。２２で指示されたこの周縁ｋ空間データは画像アーチファクトを低減させ、画像の３秒間の時間分解能を重大に低減させずに画像ＳＮＲを増加させる。さらにまた別の好適な実施態様では、画像のＳＮＲはさらにまた限定された量の中央ｋ空間データを破線２４によって図１１に示されたように選択されたインターリーブ２０からのｋ空間データと結合することによって改善させられる。この実施態様は、ｋ空間の中央で開始する３秒間から時間窓を半径ｒよりも漸増的に広げることによって再構成画像の時間分解能を低下させるが、それはより高い画像ＳＮＲを生じさせるより多くのｋ空間サンプルを結合する。
【００６３】
再び図９を参照すると、プロセスブロック２７８では小領域画像が、結合されたセクションｋ空間データを使用して再構成される。上述のように、再構成はｋ空間データを再グリッディングし、その後に三次元フーリエ変換を実行することによって実施される。対応する小領域の外側の構造は、結果として生じる小領域画像から隠される(mask out)。プロセスブロック２８０に示されたように、連続する小領域画像は一つに連結され、２８２で全規定被験者撮像領域を含む単一画像として表示される。
【００６４】
３ＤＰＲパルスシーケンスの使用が好ましいが、他の投影再構成パルスシーケンスもまた使用できる。例えば、ビゲン  ＫＫ、ピータース  ＤＣ、グリスト  ＴＭ、ブロック  ＷＦ、ミストレッタ  ＣＡによる「時間分解コントラスト増幅イメージングのためのアンダーサンプリングされた投影再構成イメージング（Undersampled Projection Reconstruction Imaging For Time-Resolved Contrast-Enhanced Imaging）」、Magn. Reson Med. 2000;43:170-176に記載されているような２Ｄ平面で投影が取得され、第三軸に沿って位相エンコードが使用されるハイブリッドＰＲシーケンスを使用できる。さらにまたＤＣ  ピータースら「ＭＲ血管造影に適用されたアンダーサンプリングされた投影再構成法（Undersampled Projection Reconstruction Applied to MR Angiography）」、Magn. Reson. Med. 43(1)91-101(2000)も参照。すべての投影は、位相エンコードを増加させる前に取得でき、または全位相エンコードは投影角度を回転させる前に取得できる。どちらの場合にも、インターリーブは合計数の投影取得角度を上述のような角度のインターリーブセットに分割することによって取得できる。
【００６５】
当業者には造影剤の注入前にマスク画像を取得して、コントラスト増幅画像から減じることができることは明白であろう。このようなマスク画像は、図１０に示されている１アレイのｋ空間データを生成するための上述と同一方法を使用して取得される。このマスクｋ空間データのセクションはコントラスト増幅ｋ空間データの対応するセクションから減じることができ、またはコントラスト増幅及びマスクｋ空間データの両方を、減算を実施する前に上述の通りに画像内へ変換することもできる。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】図１は、本発明を用いるＭＲＩシステムのブロックダイアグラムである。
【図２】図２は、図１のＭＲＩシステムを用いて、典型的なフーリエまたはスピン−ワープ画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。
【図３】図３は、図１のＭＲＩシステムを用いて、典型的な２Ｄ投影再構成画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。
【図４】図４は、図１のＭＲＩシステム内で走査されている被検者の絵画図である。
【図５】図５は、図４における被検者がＭＲＩシステムを通過して移動させられる際のＮＭＲデータの取得をグラフで示した図である。
【図６】図６は、１回の取得内の三次元（３Ｄ）投影に比して走査パラメータを規定する角度をグラフ的に示した図である。
【図７】図７は、インターリーブされたｋ空間のサンプリングの絵画図である。
【図８】図８は、本発明の好適な実施態様を実施するために使用される好適な３Ｄ投影再構成パルスシーケンスをグラフ的に示した図である。
【図９】図９は、本発明の好適な実施態様を実行するために使用されるステップを表示したフローチャートである。
【図１０】図１０は、図８のパルスシーケンスを使用して取得されたｋ空間データの絵画図である。
【図１１】図１１は、図９の方法で実行されるステップにおけるインターリーブデータを結合するために使用される方法の絵画図である。
【図１】
2005503874.tif 000014
【図２】
2005503874.tif 000015
【図３】
2005503874.tif 000016
【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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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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