(57)【要約】  走査中、特に磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）の走査時に物体の動きを補償するための方法が提供される。本方法は、第１の焦点の合った画像に対応する第１のデータセットをとり、そしていくつかのデータポイントを追加してわずかに高い解像度の画像を形成することを含む。そして、次のデータポイントとなるであろうものを予測するために第１のデータセットが使用される。その予測はｋ空間内、画像空間内またはハイブリッド空間内で実行されることが可能である。そして、予測されたデータポイントはあらゆる移動の決定の平均として得られた実際のデータポイントと比較される。それらの移動は実際および予測のデータポイントの位相を比較することによって決定され、ｋ空間のデータは検出されたどのような動きも補償するように補正される。
2005511224.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
走査中の物体の望ましくない動きによって導入されるアーチファクトを補正された走査された前記物体の画像を作成する方法であって、物体の走査から得られるいくつかのデータポイントを含むｋ空間の画像データセットをとるステップ、ｋ空間の画像データポイントのいくつかから第１のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットに少なくとも１つの追加データポイントを加えて第２のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットから少なくとも１つの追加データポイントを予測するステップ、少なくとも１つの追加データポイントを予測された少なくとも１つの追加データポイントと比較していかなる動きの程度を決定するステップ、およびいかなる検出された動きを補償するために少なくとも１つの追加データポイントを補正するステップとを含む方法。
【請求項２】
予測が、生のｋ空間の第１のデータセットを使用して実行される請求項１に記載の方法。
【請求項３】
予測が、第１のデータセットから形成された画像を使用して画像空間内で実行される請求項１に記載の方法。
【請求項４】
予測がハイブリッド空間内で実行される請求項１に記載の方法。
【請求項５】
ハイブリッド空間が、周波数エンコード方向でｋ空間の一次元のフーリエ変換を実行することによって形成される請求項４に記載の方法。
【請求項６】
第１のセットの位相が追加データの位相を予測するために使用される請求項１から５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項７】
予測された位相が追加された少なくとも１つの追加データポイントの実際の位相を備えており、それらの間の差がいかなる動きの程度も決定するために使用される請求項６に記載の方法。
【請求項８】
周波数エンコード方向と位相エンコード方向のうちの一方の中の移動が、他方の方向の中のいかなる移動を決定する前に決定される請求項１から７のいずれか一項に記載の方法。
【請求項９】
一方の方向での移動が、他方の方向でのいかなる移動の程度が決定される前に補償される請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
別の繰り返しの中の前記第１のデータセットとして使用される補正されたデータセットで帰納的に使用される請求項１から９のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１１】
第１のデータセットがいくつかの位相エンコードラインを含む請求項１から１０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１２】
第２のデータセットを形成するために第１のデータセットに追加されるデータポイントは、いくつかの位相エンコードラインを含む請求項１から１１のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１３】
第２のデータセットを形成するために第１のデータセットに追加される位相エンコードラインの数が１である請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
繰り返して実行され、かつ出発時の第１のデータセットが、前に焦点合わせされている複数の位相エンコードラインを含む請求項１から１３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１５】
周波数エンコード方向での移動が、ハイブリッド空間のデータセットを形成するために第１のｋ空間のデータセットを周波数エンコード方向に沿って１Ｄフーリエ変換を行うステップ、ハイブリッド空間データの次のラインを予測するためにハイブリッド空間のデータセットを分析するステップ、ｋ空間内に予測されたラインを供給するためにハイブリッド空間データと予測されたラインをｋ空間内に変換するステップ、追加された実際のｋ空間ラインに対する前記予測されたｋ空間ラインの点毎の比を形成するステップおよび、実際と予測のライン間の線形位相変化の量をＦＥ方向での移動の推定値として決定するステップによって決定される請求項１から１４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１６】
物体の走査が磁気共鳴映像装置で実行される請求項１から１５のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１７】
請求項１から１６のいずれか一項に記載の方法を実行するためのプログラムを含む、ＭＲＩ画像の自動焦点合わせのための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、画像中の物体の動きの影響を減少させる方法、特に、磁気共鳴映像法で被写体の動きの影響を減少させる方法に関する。本発明は特に、焦点の合った画像を作り出すために患者の動きを補償する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴映像法もしくはＭＲＩは、よく知られている医学的映像技術である。本質的にこの技術は、印加される磁場に対する或る核の磁気モーメントの反応に頼る。核の基本的な構成要素である陽子と中性子は、磁気双極子モーメントを有する。偶数の陽子と偶数の中性子を備えた核では、正味量の影響で残留磁気モーメントは存在しない。しかしながら偶数ではない原子番号（偶数ではない原子量）を備えた核は、正味量の磁気双極子を有し、それゆえに磁気モーメントを有する。室温で外部磁場が存在しない場合、媒質中では磁気モーメントの無秩序の配向を見出すことが予期される。
【０００３】
ＭＲＩ映像システムでは、強い磁場が画像化される領域に印加される。この磁場は習慣的にｚ方向と称される１つの方向に印加される。印加磁場の影響は画像化される物体内の磁気双極子を整列させることである。しかしながら、双極子が全部正確に同じ方向に整列するわけではない。双極子は平行性と称される磁場と同じ方向に整列した配向、または双極子が磁場方向と反対に整列する逆行性の配向のいずれかを取り入れる傾向がある。室温では、平行の状態がエネルギーの点でわずかに有利であるせいで、核は逆行性の配位よりもわずかに平行性の配位を取り入れる傾向がある。これは結果として印加磁場と平行な媒質の全体的正味量の磁気モーメントにつながる。
【０００４】
核の磁気モーメントと印加磁場の結合効果が、核のモーメントと印加磁場の確実な整列を引き起こすわけではない。その代わりに、磁気モーメントが印加磁場の周りで歳差運動する。ラーモア周波数と呼ばれる歳差運動の周波数は印加磁場の強さに比例する。印加磁場が強くなるにつれて歳差運動の速度も速くなる。
【０００５】
事実上、核の双極子モーメントはそのように整列しており、モーメントの或る成分はｚ方向にあり、或る成分はラーモア周波数でｘ−ｙ平面で回転していると考えることが可能である。述べたように、画像化される物体全体を通してｚ方向に対して逆行性よりも平行性の多くの成分が存在し、それゆえに物体に関する正味量のモーメントが存在する。しかしながら、単一磁場の存在下ではｘ−ｙ平面の成分はまだ無秩序に配列し、それゆえにｘ−ｙ平面で正味量のモーメントは存在しない。
【０００６】
印加磁場に直交してラーモア周波数でＲＦ磁場を印加することが双極子を横切る、もしくはｘ−ｙ平面に傾ける原因となる。それはまた、双極子の整列も生じさせる。したがって、最終的な結果はラーモア周波数で回転するｘ−ｙ平面内の正味量の磁気モーメントとなる。
【０００７】
ＲＦ磁場が取り除かれるとき、受信コイル内に生じるインダクタンスのせいでこの正味量の磁気モーメントが測定されることが可能である。もちろん、いったんＲＦ磁場が取り除かれると核の磁気モーメントが再びｚ方向に整列し始めるので、画像化される物体の正味量の磁化はそれがかつてあった状態に戻り始めるであろう。
【０００８】
生じる２つの別の減衰過程が存在する。第１は全体的磁気モーメントのｚ方向成分の増加である。これは、ときには縦もしくはスピン軸の緩和と称され、励起された核と格子、もしくは近接マクロ分子の間のエネルギーの転移に起因する。第１とは無関係の第２の過程は、直交ｒｆ磁場によって同相に至っていた核のモーメントの歳差運動が位相分散を生じ始めてｘ−ｙ成分を減少させることである。横緩和もしくはスピン−スピン相互作用として知られている位相分散の過程は、異なる状態の核の間のエネルギー転移に起因し、磁場の不均質性からもまた由来する。両方の減衰過程で、物体に存在する異なるタイプの物質、すなわち患者の中の異なるタイプの組織が、緩和過程に影響を与えるであろう。それゆえに、異なるタイプの組織が受ける信号の強度を違えて測定することが画像のコントラストを明瞭にするであろう。
【０００９】
画像を形成するために、磁化の後に核によって発射され、それら核の空間位置に関する情報を有するように信号の双極子を符号化することが必要である。画像化処理は、普通、以下の項目で説明されることが可能である。先ず最初は、画像スライス、すなわち画像化されるべき小さい体積を選択し、その後、そのスライスから発散される磁気共鳴信号を空間的に符号化する工程である。これに関する根拠は、核が共鳴する周波数であるラーモア周波数が、それが所在する静磁場の強度の関数であるということである。したがって、位置の関数として磁場の強度を変化させる、すなわち磁場の勾配を導入することによって、ラーモア周波数もまた位置の関数として変わるであろう。
【００１０】
したがって、通常、位置と共に直線的に変化する弱い磁場が主静磁場に重畳されることでｚ方向に沿った磁場勾配が作り出される。その後、周波数範囲の狭いＲＦパルスが横断方向で印加される。そのラーモア周波数が印加ＲＦパルスと一致する核だけが、実際にＲＦエネルギーを吸収し、上述した傾きと整列を受けるであろう。したがって、ＲＦ周波数を慎重に選択することによって、画像化される物体の狭いバンドもしくはスライスだけが励起されるであろう。
【００１１】
画像化される物体のスライスを選択的に励起するために、スライス内で空間的分解能を確立することが必要である。１次元、すなわちｘ方向の空間的分解能は、周波数エンコード磁場勾配の使用を通じて確立されることが可能である。ＲＦ励起パルスの直後に、選択されたスライス内の関心対象の核のすべてのスピンは同じ周波数で歳差運動するであろう。ｚ方向に直交する追加的な勾配の適用が、１次元の空間的分解能を与える。周波数エンコード磁場勾配として知られるこの追加的な勾配は、スライスを横切ってスピンの歳差運動のラーモア周波数を変化させ、空間的分解能を可能にするであろう。
【００１２】
医学的なＭＲＩに関すると、関心対象の核が殆ど排他的に水素の核であることに留意すべきである。しかしながら或る種の応用では他の核の種が関心対象である可能性がある。スライスを横切って二次元の解像度を得るために、位相符号化工程を同様に使用することが必要である。ここでは、ＲＦ励起パルスに続いて、位相エンコード磁場勾配が短時間についてｙ方向に加えられる。ＲＦ励起パルスの直後に、選択されたスライスのすべてのスピンが同相であり、同じ周波数で歳差運動することを想起されたい。位相エンコード磁場勾配がｙ方向に加えられた場合には、スピンはそれらの共鳴周波数を有し、それゆえに歳差運動の速度は、ｙ方向に沿ったそれらの位置に従って変化するであろう。位相エンコード磁場勾配が取り除かれると、スライス内のすべての核は再び同じ静磁場強度に晒され、それゆえにスピンは再び同じ周波数で歳差運動を始めるであろう。位相エンコード磁場勾配の影響は、スピンの位相をｙ軸に沿ったそれらの位置に従って知られている方式で変えているであろう。その後、周波数エンコード磁場勾配が再び加えられることが可能である。
【００１３】
特定の周波数（およびそれゆえにｘ軸に沿った位置）で測定された信号は、ｙ方向のスピンの行からの全ベクトルの寄与の合計である。もちろん測定された実際の信号はｘ軸に沿った全周波数成分の合成である。
【００１４】
周波数エンコード磁場勾配が加えられている時間に画像を作り出すために、信号がＮｘ回サンプリングされ、Ｎｘ個の点を有するデータのベクトルもしくは線である「ｐｅライン」を生じる。その測定をｙ磁場勾配の値を違えてＮｙ回測定を繰り返し、Ｎｘ×Ｎｙの振幅の点のマトリックスを生じる。概して、Ｎ×Ｎ画素の最終画像を作り出すために、位相エンコード工程は位相エンコード磁場勾配の異なる値でＮ回繰り返されねばならない。
【００１５】
スライスもしくは体積の画像化のための他の収集の仕組みが存在し、それは異なる方式でデータを収集するが、しかしながら基本原理は同じままである。応用可能ないくつかの異なる画像化シーケンスもやはり存在する。しかしながら、すべてのケースで、収集される生データはｋ空間と呼ばれるものの中にある。
【００１６】
画像を得るために、ｘおよびｙ軸の両方に沿ってフーリエ変換が実施され、それによってその強度が画像化スライス内の信号分布を表わすデータポイントの２Ｄスペクトルを作り出す。
【００１７】
ＭＲＩ画像の収集時の患者の動きは、結果的に画像の劣化につながり、それは診断関連の情報を不明瞭にする可能性がある。各々の読み出し時間、すなわち（位相エンコードラインとして知られている）一連のＮｘ個のデータポイントの読み出しは、数ミリ秒を要するだけであるが、それに対して読み出し間の時間間隔、すなわち位相エンコード磁場勾配の次の値、は１００と４０００ｍｓの間である可能性がある。患者の動きによって引き起こされる大部分のぼやけとゴーストアーチファクトは、単一の読み出しの間の動きではなく、ｋ空間内のライン間での動きに起因する。
【００１８】
動きはｋ空間のライン間でのエラーにつながり、それは、結果的に得られる画像内で、ぼやけおよびゴーストとして現れ、それは位相エンコード（ｐｅ）および周波数エンコード（ｆｅ）の方向である可能性がある。これらのエラーはｐｅおよびｆｅ方向の並進の動き、および回転の動きからもやはり結果的に生じる可能性がある。読み出し方向で患者が並進することは、ｋ空間の各ラインで、周波数依存性の位相シフトの結果となる。空間領域での回転は、やはりｋ空間での回転でもあり、ｋ空間内の位置のさらに複雑な関数である、ｋ空間の変化の結果的となる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
動きを通じて画像内に導入される画像のアーチファクトを補正する試みのために様々な技術が使用されてきた。しかしながら、患者の動きを補正するための知られている技術の大部分は追加的な走査あるいは追加的な機器すら含む可能性のある改造された信号収集技術を含む。
【００２０】
国際特許出願ＷＯ９８／０１８２８号は、純粋にデータ収集後の信号処理の効果を使用して画像内に導入される動きのアーチファクトの影響を低減させるための技術を開示している。そこに述べられている技術では、データは、アーチファクトを誘導する可能な動きの影響を打ち消すように操作され、操作されたデータが、画像品質が改善されるかどうかを調べるために焦点条件を使用して比較される。この技術は、動きのパラメータの空間内の高次元の探査を実施する必要性に起因して多量の処理を含む可能性がある。さらに、この方法は動きのパラメータをさらに正確に決定するためにｋ空間のラインのグループ化を含むが、しかしながらこのグループ化は見受けられた動きのその時間の解像度を低下させる可能性がある。
【００２１】
動きで誘導される画像のアーチファクトを補正する別の方法はＨｅｄｌｅｙ  Ｍ、Ｈｏｎｇ  ＹとＲｏｓｅｎｆｅｌｄ  ＤのＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ  ｏｎｔｏ  Ｃｏｍｐｌｅｘ  Ｓｅｔｓ（ＰＯＣＳ）法、「Ｍｏｔｉｏｎ  Ａｒｔｉｆａｃｔ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ  ｉｎ  ＭＲＩ  ｕｓｉｎｇ  ｇｅｎｅｒａｌｉｚｅｄ  Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｓ」、ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇ．，１０巻、４０〜４６頁、１９９１年である。これはバイナリマスクを形成するために良質の画像が使用される方法である。このマスクは、組織と大気の境界を規定する、すなわちマスクの外側で信号は存在しないはずである。得られる画像内で動きにより誘導されるアーチファクトは、大気中に明らかな信号を生じさせる。ＰＯＣＳ法は、得られる画像内でマスクの外側すべてを暗黒に設定する。その後、画像データはｋ空間へとフーリエ変換される。測定されたデータのモジュラスおよび前段から得られる推定値の位相から新たな複素ｋ空間が形成される。この新たなｋ空間が画像領域へとフーリエ変換され、そしてこの処理が反復する。しかしながら、この方法は、処理が反復するので、多量のフーリエ変換を含み、それゆえに多量の計算労力および時間を含む。さらに、この方法は、処理の前にバイナリマスクと得られる画像の空間的位置合わせを必要とし、それは常に達成することが可能であるわけではない。
【００２２】
本発明は、画像内で動きにより誘導されるアーチファクトを補正するための別の選択肢の方法を提供することを探求する。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
したがって本発明に従って、走査中の物体の望ましくない動きによって導入されるアーチファクトを補正された、走査された前記被写体の画像を作成する方法であって、物体の走査から得られるいくつかのデータポイントを含むｋ空間の画像データセットをとるステップ、ｋ空間の画像データポイントのいくつかから第１のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットに少なくとも１つの追加データポイントを加えて第２のデータセットを形成するステップ、第１のデータセットから少なくとも１つの追加データポイントを予測するステップ、少なくとも１つの追加データポイントを予測された少なくとも１つのデータポイントと比較していかなる動きの程度を決定するステップ、およびいかなる検出された動きを補償するために少なくとも１つの追加データポイントを補正するステップを含む、方法が提供される。
【００２４】
上記で検討したＭＲＩ画像は、一般的に、ｋ空間内のデータポイントのアレーとして収集される。各々のｋ空間データポイントが全体的画像に寄与する。したがって、アンダーサンプリングされず、かつゼロの空間周波数を含むｋ空間データポイントのいかなるセットも画像を形成するために使用される可能性がある。画像の解像度は、画像を形成するのに使用されるｋ空間データポイントの数が増加するにつれて増大する。
【００２５】
本発明は、ｋ空間のデータポイントのサブセットによって形成される低い解像度の画像が、次のデータポイントもしくは複数ポイントのセットとなるものを予測するために使用されることが可能であるという事実にある。データポイントもしくは複数データポイントのセットは、便宜的にデータベクトルと称されることが可能である。したがって、本発明に従った方法は、直接的焦点合わせ法と称されることが可能なものであり、いかなる動きの程度も計算を通じて直接的に決定される。これは、多数の高次の調査が動きのパラメータ空間内で実行されることを必要とする焦点判定基準を使用する焦点合わせ法と比較すると、大幅に処理の量を削減する。これは速度に利点を提供するだけでなく、焦点判定基準を使用する焦点合わせ法が全体の最小ではなく局所に集中する可能性があって、したがって動きの低質な評価を与える焦点合わせ法に大幅な頑強性の程度を提供する。
【００２６】
予測は生のｋ空間の第１のデータセットを使用して実行される可能性がある。代わりに、予測は第１のデータセットから形成される画像を使用して画像空間内で実行される可能性がある。ここで、画像という用語はｋ空間のデータセット上に二次元フーリエ変換（ＦＴ）を行なうことによって得られる複素データセットに関して使用されることを書き留めておく。使用される実際の可視画像はこの画像の実部の振幅によって得られる。
【００２７】
さらなる別の選択肢として、予測はハイブリッド空間で実行される可能性がある。ハイブリッド空間はｋ空間のデータセットを一方向でのみフーリエ変換することによって得られる。周波数エンコード（ＦＥ）方向または位相エンコード（ＰＥ）方向のいずれかでＦＴを実行することによって異なるハイブリッド空間が得られる。ＦＥで変換されたハイブリッド空間が使用され得ることが好都合である。
【００２８】
生のｋ空間データに関して予測を実行することは、実行されるべきいかなるフーリエ変換の必要性も取り除き、かつ最速の処理を提供する。しかしながら、ｋ空間データは画像空間またはハイブリッド空間よりも大きな量で変化するので正確な予測は一層困難である。複素画像空間が使用されることが可能であるが、しかしハイブリッド空間の使用は過度の処理の要求を伴なわずに優れた予測可能性を提供することが可能である。
【００２９】
本発明は、ｋ空間データにデータポイントを追加することによって画像の解像度が増加するので、新たなデータが追加された間で患者の動きが生じなかったと仮定すると、追加されるこれらの新たなデータポイントは、新たなデータの追加前に存在するデータセットから大部分が予測可能であるという事実に基づいている。
【００３０】
位相エンコードデータの新たなラインの収集時に生じる患者の動きは、そのｐｅライン上の位相のランプへと変わり、それはｋ空間またはハイブリッド空間内の画像またはデータの中で目に見える可能性がある。予測された追加の複素データが、追加データの実際の位相と比較され、それらの間の差がいかなる動きの程度も決定するために使用されることが好ましい。周波数エンコード方向に存在するいかなる移動も、いかなる位相エンコード方向の移動を決定するよりも前に判定される可能性がある。その後、一方の方向の移動が他方の方向のいかなる移動の程度の決定よりも前に補償されることが可能であることが好都合である。
【００３１】
本発明は帰納的に使用されることが好ましい。焦点合わせされた低解像度の画像が、第１のデータセットとして使用され、それにデータポイントが追加されて第２のデータセットを形成する。検出されたいかなる移動も補償するためにいったん追加データポイントが補正されると、焦点合わせされた第２のデータセットが出発点、すなわち次の反復での第１のデータセットとして使用されることが可能である。本発明の或る利点は、第１のデータセットの焦点が合っているので、それら追加の点に付随する移動のみが考慮される必要があることである。
【００３２】
第１のデータセットは、いくつかの位相エンコードラインを含むことが好ましい。位相エンコードラインは、特定の位相エンコード磁場勾配が印加された後にとられる一連のデータポイントを表わす。位相エンコードラインを構成するデータポイントは典型的には一瞬のうちにとられるので、物体の動きに起因するライン内部の有意の歪みは普通は存在しないであろう。したがって、つながった位相エンコードライン間の動きの増分に純粋に集中することが可能であり、それはライン全体について殆ど一定であると想定されることが可能である。
【００３３】
第２のデータセットを形成するために第１のデータセットに追加されるデータポイントもやはりいくつかの位相エンコードラインで構成されることが好都合である。上述したように、位相エンコードラインはライン内部に最小の動きの影響を有すると見なされることが可能である。したがって、或るｐｅライン全体または一度に複数のラインに追加することが、最大解像度まで画像を構築する便利な方式である。しかしながら、画像の全空間周波数を網羅する位相エンコードラインの完全なセットは、集めるのに何十秒もかかり、それはライン間で物体の動きについて補償を行なう必要性につながる結果となる可能性がある。しかしながら、データポイントの小さいグループを追加することは可能であり、所望であれば一度に１データポイントですら可能である。
【００３４】
容易に予測を行い、かつ精度を最大にするために、位相エンコードラインは一度に１つ追加されることが好ましい。
【００３５】
第１のデータセットが極めて少ない位相エンコードラインしか含まないとき、予測のための情報が殆ど無いので追加されたデータがいずれであるかを予測することは一層困難である。したがって、或る数の位相エンコードライン、言わば８または１０を含む第１のデータセットが出発時の第１のデータセットとしてとられ、かつ位相エンコードラインが一度に１つ、またはＤＣについて対称的に対で追加されて最大解像度まで画像を構築する可能性がある。この出発時の第１のデータセットの画像は、焦点判定基準のような何らかの他の手段を使用して初期に焦点合わせされる可能性がある。出発時の第１のデータセットはＤＣについて対称的であるように選択されることが好ましい。その後、追加の位相エンコードラインがＤＣの両側に交互に順番に追加されることが可能である。ＤＣは位相エンコード磁場勾配が印加されておらず、かつ周波数エンコード磁場勾配の無い点、すなわちｋ空間のゼロもしくは中心点である。それは生データ空間のＰＥおよびＦＥ方向でゼロの空間周波数に相当する。位相エンコードラインが時間的に順々に取得されている必要がないことはもちろん気付かれるはずである。しかしながら、ｋ空間のラインの観点から画像がｋ空間のブロック内で「穴」として順々に構築される場合には、ラインはアンダーサンプリングされているデータセットと同様であり、かつ画像内のアーチファクトの結果となる可能性があることが最善である。
【００３６】
ここでは、位相エンコードラインという用語は限定として見られるべきではない。本方法論が、極形式の収集で集めれれるような非デカルトのデータセットにも適用可能であることは当業者にとって明らかであろう。特定の位相エンコード磁場勾配の値でとられたデータポイントのセットが、位相エンコードラインという用語によって単純に意味される。
【００３７】
周波数エンコード方向の移動を判定する１つの方式は、ｋ空間のデータセット上で周波数エンコード方向に沿って１Ｄのフーリエ変換を実施してハイブリッド空間のデータセットを形成することである。その後、ハイブリッド空間のデータが、ハイブリッド空間のデータの次のラインとなるものを予測するために、分析される。その後、予測されたデータと共にハイブリッドのデータセットは、ｋ空間へと戻る方向に変換されてｋ空間内の予測されたラインを供給する。その後、実際のｋ空間の追加ラインに対する予測されたｋ空間のラインの点毎の比が形成され、直線的位相変化の量がＦＥ方向での移動の推定値として使用される。その後、決定されたＦＥ移動を補償するために追加データが補正される。代わりに、予測されたｋ空間のラインと実際の追加ラインのベクトル比がフーリエ変換され、ＤＣに関してスペクトル最大値をエンコードする周波数の位置が使用されてＦＥ方向の移動の推定値を与える。
【００３８】
その後、ＰＥ方向のいかなる移動も補償するために、ＤＣに関してスペクトル最大値をエンコードする周波数の位相がＰＥ方向の移動の推定値として使用される。
【００３９】
物体の走査は磁気共鳴映像装置で実行されることが好ましい。
【００４０】
本発明の方法は、ＭＲＩ画像の自動の焦点合わせのためのコンピュータプログラムとして導入されることが好都合である。
【００４１】
ここで添付の図面を参照しながら単なる範例に過ぎない方式で本発明が述べられるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４２】
図１を参照すると、磁気共鳴映像システム１０の概略図が示されている。システム１０は従来のタイプの磁気共鳴映像スキャナ１２を組み入れている。スキャナ１２は超伝導または抵抗型の主マグネット２０を有し、これが患者の内部で原子核の磁場方向に沿った正味の整列を生じさせるのに充分な強さの磁場を発生する。スキャナ１２はまた、主マグネット２０の磁場の望ましくない不均質性を補正するためにシムコイル２２も含む。シムコイル２２によって発生される磁場は、シムコイル電力供給ユニット２４によって制御される。
【００４３】
特定の原子核の共鳴周波数は、原子核と印加磁場の強度の特性である。空間情報を供給するために、磁場勾配はコイル２６のような傾斜磁場コイルによって発生される。傾斜磁場コイルは、しばしば３つの直交方向で傾斜磁場を作り出すように配置される。傾斜磁場コイルによって作り出される磁場は、傾斜磁場コイル電力供給ユニット２８によって制御される。患者の原子核から信号を生じさせるために、送信コイル３０によって無線周波数の磁気パルスが作り出される。このパルスが、患者の或るスライスの体積の中の核スピンの角度を「切り換える」。そして、これらの励起されたスピンまたは磁化が、送信コイル３０と同じコイルであることも可能な受信コイル内に電流を誘導する。コイル３０は送信ユニット３２と受信ユニット３４に接続され、それらの各々がやはり周波数源３６から信号を受信する。
【００４４】
システム１０は、制御用コンピュータ３８を含み、それがシステム１０の構成要素の動作を制御する。コンピュータ３８は勾配タイミング、磁場強度および配向の制御の形で傾斜磁場コイル電力供給ユニット２８を制御する。更に、コンピュータは送信器のタイミングと共に受信ユニット３４から信号を受信する。
【００４５】
患者の組織の画像を形成するために、患者がシステム１０内に入れられ、静的および／または変化する傾斜磁場の多様な組み合わせで一連の測定値が取られる。患者の組織から得られる信号は、組織の特性、磁場勾配強度、勾配の配向および、印加される無線周波数パルスに関係するタイミング具によって決まる。変化する勾配は、受信信号の位相、周波数および強度を符号化する。時間の関数として受信された信号は順序化されたセットを形成し、それがその後の処理のためにコンピュータ３８のメモリ内に記憶される。
【００４６】
引き続く信号処理ステージでは、受信された信号の順序化セットにフーリエ変換が実施され、画像を形成するために信号を階調へと割り当てるのに変換のモジュラスが使用される。受信された信号のセットは、ｋ空間に存在すると言われる。
【００４７】
従来式のＭＲＩでは、データ収集の間に患者が動く場合には、受信される信号が影響を受け、ｋ空間の信号の一部が位相誤差によって崩される。画像が再構成される方式が理由で、この動きは全体の画像に影響を及ぼし、最終画像内のぼやけおよび／またはゴースト映像の原因となる。
【００４８】
図３は画像に与える動きの影響を示している。図３ａは最大解像度のＭＲＩ画像を示している。図３ｂは同じ画像であるが処理された変移を伴なった画像を示している。その変移は、ＤＣ＋１８のラインで導入されたものであって、１画素の周波数エンコード変移および−２画素の位相エンコード変移で構成される。この範例では１画素は約２ｍｍである。形成された画像に与える影響は極めて顕著であって、移動を伴なった画像は明らかに、焦点集束および明確さで劣る。したがってそのような画像の診断的価値は、それ相応に下がる。
【００４９】
ここで図２を参照すると、システム１０の動作の機能ブロック図が示されている。コンピュータ３８は、スキャナ１２を制御してそこから情報を受け取り、ディスプレイ５０上で画像を作成するためにこの情報を使用する。この画像は初期に再構成される画像である。初期画像が崩れているとシステム１０の操作者が考える場合には、追加的な信号処理ルーチンが選択される。代わりに、さらなる信号処理が自動的に生じる可能性がある。いずれのケースでも、記憶された画像データは患者の動きの影響を削減するように処理される。
【００５０】
本発明では、焦点合わせは、低い解像度の画像を焦点集束させ、その後、わずかに高い解像度へと進み、追加されるまさに新たなデータポイントに集中するという増加の手順によって実施される。患者の動きの量は、追加されたデータを予測されたデータと比較することによって決定される。
【００５１】
本発明の一実施形態では、わずかに高い解像度の画像は、低い解像度の画像に１つの追加の位相エンコードラインを加えることによって形成される。言い換えると、ＤＣに対称的にまたがる２ｍ＋１の位相エンコードラインが考えられ、ここでｍは小さい正の整数である。これらは位相エンコード空間周波数、またはｋ空間、ラインｋであり、ここで−ｍ≦ｋ≦ｍであり、ｋ＝０でＤＣである。各々の位相エンコード（ＰＥ）ラインはｎｆｅ個のデータポイントで構成され、すなわちそれらデータポイントは周波数エンコード方向で取られる。位相エンコードライン内のｎｆｅ個のデータポイントは数ミリ秒で取得され、それゆえに普通では位相エンコードライン内部で有意の画像歪みが動きの影響から生じることはないであろう。
【００５２】
ｎｆｅ個の点によるこの（２ｍ＋１）の第１のデータセットから、低い解像度の複素ＭＲＩ画像Ｉ２ｍ＋１が普通の方式で二次元フーリエ変換（ＦＴ）によって形成されることが可能である。図４はこの方式で得られる低い解像度の画面の例を示している。図４ａでは画像の焦点は合っており、図４ｂでは画像の焦点は合っていない。本発明に従った方法は帰納的であるので、低い解像度の画像は処理の早いステージで焦点合わせされる。一般的に、何らかの他の手段によって、或る数のＰＥラインを有する低い解像度の画像の焦点を合わせることによって処理に着手し、その後、本発明の方法を使用して一度に１つの位相エンコードラインを追加して画像を構築することが好ましい。
【００５３】
焦点の合ったＩ２ｍ＋１画像から、Ｉ２ｍ＋１よりもわずかに高い解像度の（２ｍ＋１）×ｎＦＥ画像Ｉ２ｍ＋２が形成されることを想定する。この画像はＰＥラインｋから成る生のＫ空間データ上の２ＤのＦＴによって得られ、ここで−ｍ≦ｋ≦ｍ＋１である。特に患者の未補償の動きがラインｋ＝ｍ＋１で生じていた可能性があるので、一般にこの画像は焦点の合っていないものである可能性がある。前の画像の焦点が合っていたので、追加された新たなＰＥラインにのみ集中する必要がある。こうして、低い方の解像度の画像からわずかに高い解像度の画像へと画像が構築され、その目的は、最後の追加ラインについて最初はＫ空間のプラス側、その後マイナス側等々でδｘ（ＦＥ移動）、δｙ（ＦＥ移動）およびδθ（患者の角回転移動）を推定することである。一般則を損なうことなく、それらの移動は、Ｋ空間内のＤＣライン上の患者の何らかの「基準」位置に関すると考えられることが可能である。ＭＲＩ画像の解像度増大として追加された新たなＰＥラインが必ずしも時間的に順番に取得されておらず、これが問題にならないことにやはり留意すべきである。ＰＥラインのどのような通常の収集順序もあるであろう。ここではデカルト収集が記載されるが、しかし当業者によって理解されるであろうが、「ハーフフーリエ」または螺旋タイプの収集法も適切な変更を伴なって同様の方式で含まれることが可能である。
【００５４】
本方法は、前に焦点合わせされた画像Ｉ２ｍ＋１に関連する画像データから焦点の合った（２ｍ＋２）ラインの画像Ｉ２ｍ＋２への妥当な近似Ｊ２ｍ＋２を予測することが可能であることを基本として進行する。その予測はＩ２ｍ＋１に関連する生のｋ空間データで実行されることが可能である。しかしながら、図３の画像のｋ空間データの振幅と位相のプロットを示す図５から分かるように、生のｋ空間データは急速に変化する構造を有する可能性があり、それは予測を一層困難にする可能性がある。さらにｋ空間内のあらゆる点が画像内のあらゆる点に影響を与える。
【００５５】
本実施形態では、予測はＦＥ変換されたハイブリッド空間、すなわちｋ空間データ上で実行された。ＦＥ変換されたハイブリッド空間Ｈ２ｍ＋１は、ＦＥ方向に沿って生のｋ空間データ上でフーリエ変換を行なうことによって形成された。図６はｍ＝１１の場合にｋ空間データ上で形成されたハイブリッド空間を示している。ハイブリッド空間はｋ空間よりもいくぶん少なく変化し、それゆえに追加ラインを予測することはさらに容易である。さらに、このＦＥ変換されたハイブリッド空間内の所定のＦＥ位置にある更なるラインは、最終画像内の同じＦＥ値にあるラインにマップし、それはハイブリッド空間の変化が二次元的であるよりも一次元的であることを意味し、やはりハイブリッド空間内の予測をさらに容易にする。
【００５６】
追加される次のラインはラインｋ＝ｍ＋１である。ｍ＝１１である図６に示した例については、次のラインはライン＋１２、すなわちＤＣラインの右に１２のＰＥラインである。最も負のライン（ラインｍ＝−１１、ＤＣの左へ１１のライン）を１として数えると、追加される次のラインはライン（２ｍ＋２）＝２４である。このラインを予測するために、すべてのＦＥ値でハイブリッド空間を通る断面が考慮される。図７は、図６に示したハイブリッド空間を通る特定のＦＥ値にある断面の例を示している。図７ａは実部を通る断面を示し、図７ｂは虚部の断面を示している。両方のケースでとられるＦＥ値はＦＥ＝１であって、すなわちＦＥ移動は１画素と仮定された。両方の図中で実線はＩ２ｍ＋２の焦点の合ったバージョンに関する実際の断面である。新たなデータポイントを予測するために、フィッティングアルゴリズムが（既に焦点の合っている）第１のハイブリッドデータセットに関連する最初の２３の点に使用され、２４番目を予測するために伸ばされる。ＡＲＭＡ級数を適合させることによって得られる可能性のある、予測された適合は点線で示される。ここで選択された特定のフィッティングと予測のアルゴリズムは、プロニーアルゴリズムであり、それは本例内の最初の２３の点に自己回帰移動平均（ＡＲＭＡ）級数を適合させ（すなわち線形予測フィルタ）、その後、これを点２４に外挿する。図７で実際の２４番目の点が予測された点と比較するために示されていることに留意すべきである。予測された点が焦点の合った画像の２４番目の点の値にほぼ近似していることを見て取ることが可能である。ここでは特定の線形予測アルゴリズムが指名されているけれども、なおもさらに適している可能性のある他の候補が存在する。さらに、線形のＡＲＭＡタイプの予測よりも優れているなら、非線形の予測器が考えられることすら可能であろう。
【００５７】
最初の２ｍ＋１のＰＥラインから２ｍ＋２番目のラインへと前方に予測されたハイブリッド空間内の２ｍ＋２ラインを作り出すために、この処理はハイブリッド空間を通る各々の断面について異なるＦＥ位置で繰り返される。
【００５８】
そして、「予測された」２ｍ＋２ラインの画像Ｊ２ｍ＋２を作り出すためにＰＥ方向に沿ってフーリエ変換を実行することが可能である。そのような予測された画像は、図８ａに示される実際の焦点の合った画像との比較で図８ｂに示されている。画像はフーリエシフトされており、それゆえに、生およびハイブリッドの空間内で位相変化を最少限にするために、４の４分割として現れることに留意すべきである。画像は、視覚的に非常に近く現れるが、予測されて焦点合わせされた（２ｍ＋２）ラインの画像のＫ空間の位相が、ライン２ｍ＋２上のおそらく焦点の合っていない実際の画像の位相とそれを、意味を持って比較することが可能なように、十分に良好に振舞うことを立証するわけではない。それでもやはり、その位相がそのような比較に適していることはコンピュータシミュレーションによって示されている。
【００５９】
特に、予測されて焦点合わせされた複素画像Ｊ２ｍ＋２は、逆２Ｄ  ＦＴを介して生のｋ空間形式Ｊ２ｍ＋２ｒａｗへと変換される。そして、ｋ空間に追加された焦点の合っていない実際の新たなラインの点毎の比が、断定されたｋ空間データＪ２ｍ＋２ｒａｗ内の対応するラインを伴なって形成される。後者のラインはおそらく焦点の合っていないラインの予測であり、それに対してベクトル比の最初のラインは、ＦＥ移動に起因して直線的な位相変化を有する。したがって、予測が適切な場合には、この線形位相は２つのラインの点毎の比の中で識別可能であろう。実際では、ベクトル比がフーリエ変換される場合には、ｆｅ方向の動きに起因する線形位相は、ライン＋ｍ＋１上で生じる、ｆｅ移動δｘの量を与える（ＤＣに関する）位置でスペクトルの最大値として検出可能であろう。右の場所で生じるそのようなスペクトル最大値の存在は、シミュレーションで検証されており、存在するＰＥ移動の量と独立である。
【００６０】
いったん周波数エンコード方向のいかなる移動の程度も決定されると、ＰＥ移動の量を直接的に推定することが必要とされる。最初に、ちょうど決定されたいかなるＦＥ移動に関するｋ空間データも補償する。そして、ＤＣ＋ｍ＋１にある新たなｐｅラインで、焦点の合っていない実際の画像Ｉ２ｍ＋２に関するハイブリッド空間の位相を焦点の合った予測された画像の位相と比較する。上述したようなｆｅ移動の決定については、この比較はすべてのｆｅ位置にわたって為される。その結果は複素数のベクトルであり、そしてそれはＰＥ移動δｙに起因する位相オフセットのさらに優れた推定値を与えるために、位相がとられる前に平均化される。当業者によく知られ、かつ容易に導き出されるように、位相オフセットは理論的に２π．δｙ．（ｍ＋１）／ｎＰＥで与えられ、ここでｎＰＥは最大解像度画像のＰＥラインの数であり、δｙはｐｅ移動である。こうして、位相オフセットはＰＥ方向のいかなる移動の程度も与えるために使用されることが可能である。そして、ｋ空間データがいかなるそのような移動について補償されることが可能であり、データセットは、いかなるＰＥもしくはＦＥの平行移動についても焦点合わせされる。
【００６１】
ＰＥ移動を決定するために複素ベクトルを平均化することの代替選択肢として、上述のようにして得られるＦＥスペクトルの最大値の位相が使用される可能性がある。ＰＥの位相に与えるモジュロ２πの影響が高めの空間周波数で生じて存在するときに、これは好ましい可能性がある。
【００６２】
ＰＥとＦＥの移動を決定したとき、画像内の画像の回転を決定することが可能である。回転の量は、予測されたデータラインを使用して形成された画像を実際のデータラインを使用して形成された画像と比較することによって判定されることが好都合である。２つの画像の比較から、追加ライン上の回転の程度が決定されることが可能である。
【００６３】
２ｍ＋２ラインの焦点の合った低解像度の画像に到達したとき、この画像はＤＣの負の側でｋ０＝−ｍ−１でＰＥラインを追加するため、および同様の予測処理をＫ空間の負の側で実行するための出発点と使用される、すなわち新たに焦点合わせした画像を第１のデータセットとして設定することが可能である。このステップに続いて、処理全体が再び繰り返されることが可能であるが、しかし元々の出発点であった２ｍ＋１ラインの焦点の合った画像の代わりにわずかに高い解像度の２ｍ＋３ラインの焦点の合った画像で出発する。したがって、全体の手順は、低い解像度の画像から高い解像度へと徐々に進みながら帰納的に繰り返される。
【００６４】
したがって本発明の一実施形態では、手順は典型的には以下のように進行することが可能である。
ｉ）焦点の合った第１の画像に対応するいくつかの位相エンコードラインの第１のデータセットをとり、
ｉｉ）第１のデータセットの一方の側にラインを追加して第２のデータセットを形成し、
ｉｉｉ）第１のデータセットで１ＤのＦＴを行なってハイブリッド空間の第１のデータセットを形成し、
ｉｖ）ハイブリッド空間の第１のデータセットを通る断面を特定のＦＥの値でとり、追加される次の複素データポイントを予測するためにフィッティングアルゴリズムを使用し、
ｖ）ハイブリッド空間内に予測された追加ラインを形成するためにＦＥのすべての値についてステップ（ｉｖ）を繰り返し、
ｖｉ）ハイブリッド空間の第１のデータセットおよび予測された追加ラインを変換して予測されたｋ空間の追加ラインを形成し、
ｖｉｉ）予測されたｋ空間の追加ラインと実際のｋ空間の追加ラインとの点毎の比を形成し、線形位相シフトを決定し、
ｖｉｉｉ）線形位相シフトを補償するために実際のｋ空間の追加ラインを補正し、
ｉｘ）補正されたｋ空間のデータにＦＴを行ないハイブリッド空間のデータセットを形成し、
ｘ）ハイブリッド空間のデータセットの予測されたラインをハイブリッド空間内の補正された追加ラインと比較し、位相のオフセットを決定し、
ｘｉ）決定された位相オフセットを補正するためにｋ空間データを補正し、
ｘｉｉ）最大の解像度が達成されるまでステップ（ｉ）から（ｘｉ）を繰り返して充分に補正されたｋ空間のデータセットを新たな第１のデータセットとしてとる。
【００６５】
本発明は、或る特定の収集仕組みと予測手段に関連して、以上に説明されてきた。しかしながら、当業者は、本発明の本質から逸脱することなく他の仕組みおよび予測が使用される可能性があることに気付くであろう。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】磁気共鳴映像システムを示す概略図である。
【図２】図１のシステムの動作を示す機能図である。
【図３ａ】最大解像度のＭＲＩ画像上の物体の動きの影響を示す図である。
【図３ｂ】最大解像度のＭＲＩ画像上の物体の動きの影響を示す図である。
【図４ａ】図３に示されたそれよりも低い解像度の画像を示す図である。
【図４ｂ】図３に示されたそれよりも低い解像度の画像を示す図である。
【図５】図３に示した画像について生のｋ空間のデータを示す図である。
【図６ａ】低い解像度の画像についてハイブリッド空間のデータを示す図である。
【図６ｂ】低い解像度の画像についてハイブリッド空間のデータを示す図である。
【図７ａ】図６のハイブリッド空間を通る断面を示す図である。
【図７ｂ】図６のハイブリッド空間を通る断面を示す図である。
【図８ａ】低い解像度の画像のための焦点合わせされ、かつ予測された画像を示す図である。
【図８ｂ】低い解像度の画像のための焦点合わせされ、かつ予測された画像を示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図４ａ】
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【図４ｂ】
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【図５】
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【図６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図８ａ】
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【図８ｂ】
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【国際調査報告】
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