(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
取得された画像フレームデータセットの高度に限定された再構成方法であって、
前記取得された画像フレームデータセットから画像フレームを再構成するステップと、
前記画像フレームを複数のセグメントに分割するステップと、
前記複数のセグメントの各セグメントを再投影して、対応する複数のセグメント投影ビューデータセットを生成するステップと、
前記取得された画像フレームデータセットから再構成されて画像化される前記対象に関する先験的情報を含む合成画像によって、高度に限定された逆投影プロセスにおいて対応する前記セグメント投影ビューデータセットを用いて最終画像フレームセグメントを再構成するステップと、を含む
高度に限定された再構成方法。
【請求項２】
前記最終画像フレームセグメントを結合して最終画像フレームを生成する、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
最終画像セグメントが選択的に表示される、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記合成画像は、他の取得された画像データと結合された前記取得された画像フレームデータセットを用いて再構成される、請求項１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、２００７年２月１９日付で出願された、発明の名称が「局所化および高度に限定された画像再構成法(Localized  and  Highly  constrained  Image  Reconstruction  Method)」の米国特許仮出願第６０／９０１，７２８号に基づく。
【０００２】
（連邦政府の委託研究の記載）
本発明は、米国国立衛生研究所によって認められた認可番号第ＨＬ７２２６０に基づいて、政府の支援でなされた。米国政府は、本発明に一定の権利を有する。
【０００３】
（発明の背景）
本発明の分野は、医用イメージング法であり、特に取得画像データから画像を再構成する方法である。
【背景技術】
【０００４】
磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して画像を作成する。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。
【０００５】
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品質を決定する。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。合計走査時間は、一部には、各測定サイクルの長さすなわち「パルスシーケンス」により、また一部には、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。所定の分解能とＳＮＲのイメージに対する合計走査時間が重要である臨床用途は数多くあり、その結果、この目的を考慮に入れて多くの改良がなされてきた。
【０００６】
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おり、この方法は、米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されているように再び使用されている。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２Ａに示されている如き直線（デカルト）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２Ｂ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(streak)・アーチファクトが作成される。米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されている技術は、連続的にアンダーサンプリングされた画像を、インタリーブビュー(interleaved  view)で取得し、周囲のｋ空間データを連続画像間で共有することによって、このようなストリーキング(streaking)を低減している。
【０００７】
コンピュータ断層撮影（「ＣＴ」）システムでは、Ｘ線源が扇形ビームを投影し、そのビームが、「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ平面の内部に位置するように平行化（コリメート）される。このＸ線ビームは、医療患者のような撮像対象を透過して放射線検出器アレイに衝突する。透過放射線の強度はその対象によるＸ線ビームの減衰量に依存し、また、それぞれの検出器は、ビーム減衰量の測定値である個別電気信号を作成する。全ての検出器からの減衰量測定値は、いわゆる「透過プロファイル」を作成するために個別に取得される。
【０００８】
従来のＣＴシステムにおけるＸ線源および検出器アレイは、Ｘ線ビームがその対象に交差する角度が常に変化するように、撮像平面の内部および対象の周りにおいてガントリーの上を回転する。所与角度における検出器アレイからの透過プロファイルは、対象の「ビュー(view)」および「走査(scan)」と呼ばれており、Ｘ線源および検出器の一回転の間における相異なる角度方位で作られた１セットのビューを含んでなる。２次元走査では、データはその対象を通して得られた２次元スライスに対応する画像を構成するように処理される。
【０００９】
ＭＲＩと同様に、走査時間が重要であるＸ線ＣＴに対する多くの臨床用途がある。例えば、時間分解血管造影法においては、造影剤が関心領域に流れ込むときに一連の画像フレーム（イメージフレーム）が取得される。各画像は、造影剤の流入を描写するスナップショットを得るために可能な限り高速で取得される。この臨床用途は、モーションアーチファクトを抑制するために心拍ゲーティングを必要とする冠動脈または他の血管を画像化する際に、特に能力が試される。
【００１０】
例えば、米国特許第６，７１０，６８６号明細書で説明されているとおり、取得されたｋ空間投影ビューのセットから画像を再構成するのに用いられる２つの方法がある。ＭＲＩにおいて、最も一般的な方法は、半径方向にサンプリングした軌跡上の位置からデカルト格子へ、ｋ空間サンプルを格子変え(regrid)するものである。その後、画像は、格子変えされたｋ空間サンプルを２Ｄまたは３Ｄフーリエ変換することによって再構成される。ＭＲ画像を再構成する第２の方法は、各投影ビューを第１フーリエ変換することによって、半径方向のｋ空間投影ビューをラドン空間へ変換することである。画像は、これらの信号投影ビューをフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）へフィルタリングおよび逆投影することによって、それら投影ビューから再構成される。当分野でよく知られているとおり、取得された信号投影がナイキストのサンプリング定理を満たすのに数が不足している場合、その再構成画像にはストリーク・アーチファクトが発生する。
【００１１】
２次元Ｘ線ＣＴデータからの画像を再構成するために広く行われている方法は、当分野ではフィルタ補正逆投影技法と呼ばれている。この逆投影プロセスは、上述したＭＲ画像再構成で用いられたものと実質的に同様であり、このプロセスによれば、走査中に取得された減衰信号測定値が、ディスプレイにおける対応画素の輝度を制御するために利用される「ＣＴ値」あるいは「ハンスフィールド値」と称される整数に変換される。
【００１２】
ＭＲＩ及びＸ線ＣＴの両方に使用される標準的な逆投影方法が図３に示されている。各取得信号投影プロファイル１０が、プロファイル１０内で、ＦＯＶ１２を通って、矢印１６で示された投影経路に沿って各信号サンプル１４を投影することによって、ＦＯＶ１２上に逆投影される。ＦＯＶ１２への各信号サンプル１４を投影する際に、画像化される対象に関する先験的な情報は何ら使用されず、ＦＯＶ１２内の信号が均質であり、信号サンプル１４は、投影経路が通る各画素に均等に分布していると仮定する。例えば、図３では、投影経路８がＦＯＶ１２内のＮ個の画素を通るときの、単一の投影プロファイル１０における単一の信号サンプル１４についての投影経路８が示されている。この信号サンプル１４の信号値（Ｐ）は、これらのＮ個の画素の間で均等に分割される。
【数１】
0005737725.tif 000002
（ここで、Ｓnは、Ｎ個の画素を有する投影経路内のｎ番目の画素に分配される信号値である。）
【００１３】
明らかに、ＦＯＶ１２の逆投影信号は均等であるという仮定は正しくない。しかし、当分野でよく知られているとおり、各信号プロファイル１０に対してある一定の補正がなされ、十分な個数のプロファイルが対応する個数の投影角で取得されるならば、この誤った仮定により生じる誤差が最小限になり、画像アーチファクトが抑制される。画像再構成の典型的なフィルタ補正逆投影法では、２５６×２５６画素の２Ｄ画像に対しては４００個の投影が必要であり、２５６×２５６×２５６画素の３Ｄ画像に対しては２０３，０００個の投影が必要となる。
【００１４】
最近、当技術分野では「ＨＹＰＲ」として知られ、および同時係属中の米国特許出願第１１／４８２，３７２号（２００６年７月７日出願の、発明の名称「高度に限定された画像再構成法(Highly  Constrained  Image  Reconstruction  Method)」に記載された新しい画像再構成法が開示された。上記特許出願の内容は参照により本明細書に組み込まれる。ＨＹＰＲ法によって、画像化される対象の先験的情報を提供するために、合成画像が取得データから再構成される。次に、この合成画像は、画像再構成プロセスを高度に限定するために用いられる。ＨＹＰＲは、磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）、Ｘ線コンピュータ断層撮像法（ＣＴ）、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）、単光子放出コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）およびデジタル式トモシンセシス（ＤＴＳ）を含む多数の異なる画像診断法において用いることができる。
【００１５】
図１に示すように、例えば、一連の時間分解画像２が動的研究で取得されるとき、各画像フレーム２は、極めて限定された取得ビューのセットを用いて再構成できる。しかし、このような各ビューセットは、他の画像フレーム２に対して取得されたビューでインターリーブされ、多数の画像フレームが取得された後、十分な数の異なったビューを利用して、ＨＹＰＲ法に従って使用するための高品質の合成画像３を再構成できる。インターリーブされた投影全てを用いることによって生成された合成画像３は、かなり高画質であり、本発明の高度に限定された画像再構成法４を用いることによって、この高画質が画像フレームに伝達される。画像フレーム２はまた、線量（例えばＸ線）または照射時間（例えば、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ）が各画像フレームに対して減少する動的試験で取得できる。この場合、合成画像は、一連の取得画像フレームからの測定値を集積または平均化することによって生成される。各画像フレーム２の高度に限定された再構成４は、この合成画像の高いＳＮＲは結果として得られる再構成後の画像に伝達される。
【００１６】
ＨＹＰＲ法の発見は、ＦＯＶ１２内の信号輪郭の先験的な情報が再構成プロセスで用いられるならば、大幅に少ない投影信号プロファイルを用いて良質の画像を生成できることである。例えば、図４を参照すると、ＦＯＶ１２の信号輪郭は、血管１８及び２０などの構造体を含むことが分かる。実際には、逆投影経路８がこれらの構造体を貫通するとき、信号サンプル１４の各画素へのより正確な分配が、その画素位置で既知の信号輪郭の関数として分配に重み付けすることによって達成される。その結果、大多数の信号サンプル１４が、図４の例において、構造体１８及び２０と交差する逆投影画素で分配される。Ｎ個の画素を有する逆投影経路８については、この高度に限定的な逆投影は、以下のように表すことができる。
【数２】
0005737725.tif 000003
（ここで、Ｓnは、再構成されている画像フレーム内の画素ｎにおける逆投影された信号の大きさであり、Ｐは、逆投影されている投影プロファイルにおける信号サンプル値であり、Ｃnは、逆投影経路に沿ったｎ番目の画素における先験的な合成画像の信号値である。）
合成画像は、走査中に取得されたデータから再構成され、フィールド・オブ・ビューで構造体を表す、他の取得画像データだけでなく画像フレームを再構成するために用いられる合成画像を含んでもよい。数式（２）の分子は、合成画像において、対応する信号値を用いた各画素に重み付けし、分母は、全逆投影信号サンプルが、画像フレームに対する投影総和を反映し、合成画像の総和により乗算されないように、その値を正規化している。
【００１７】
この正規化は、逆投影後に各画素で別個に行われることができるが、多くの臨床使用では、逆投影の前に投影Ｐを正規化する方がはるかに容易であることに留意すべきである。この場合、投影Ｐは、同じビュー角での合成画像を通した投影において対応する値ＰCで割ることによって正規化される。次に、正規化された投影Ｐ／ＰCは逆投影され、次に、結果として得た画像は合成画像を乗算される。
【００１８】
高度に限定的な逆投影の３Ｄの実施態様が、ビュー角θとφで特徴付けられる単一の３Ｄ投影ビューに対して、図５に示されている。この投影ビューは、軸１６に沿って逆投影され、逆投影軸１６に沿った距離ｒにおいてラドン平面２１に広がる。投影信号値がフィルタ処理され、連続したラドン平面に、軸１６に沿って均等に分配されるフィルタ処理される逆投影の代わりに、投影信号値が、合成画像内の情報を用いて、ラドン平面２１に分配される。図５の例における合成画像は、血管１８及び２０を含む。重み付けされた信号輪郭値が、合成画像内の対応する位置ｘ、ｙ、ｚでの強度に基づいて、ラドン平面２１内の画像位置ｘ、ｙ、ｚで置かれる。これは、対応する合成画像のボクセル値と逆投影された信号プロファイル値Ｐとの簡単な乗算である。次に、この積は、合成画像から形成された対応画像空間投影プロファイルからの投影プロファイル値でこの積を割ることによって正規化される。３Ｄ再構成に対する式は以下になる。
【数３】
0005737725.tif 000004
（ここで、総和（Σ）は、再構成される画像フレーム内の全投影であり、特定のラドン平面内のｘ、ｙ、ｚ値は、その平面に対する適正なｒ、θ、φ値における投影プロファイル値Ｐ（ｒ，θ，φ）を用いて算出される。Ｐc（ｒ，θ，φ）は、合成画像からの対応投影プロファイル値であり、Ｃ（ｘ，ｙ，ｚ）r,θ,φは、（ｒ，θ，φ）での合成画像値である。）
【００１９】
ＨＹＰＲ法は特定の状況下で良好に機能する。第１にＨＹＰＲは、視野内の関心対象が画像空間の小部分を占めるような、「疎（sparse：スパース）データセットで最も良く機能する。極めて疎画像または完全な時空相関を有する画像の範囲内で、ＨＹＰＲ再構成法は略正確な再構成を提供する。疎な時空相関が減少すると、ＨＹＰＲ再構成の精度は低下し、異なる時間挙動を有する視野内の別の場所の信号の影響により、局所信号は変化することができる。
【００２０】
（発明の要約）
本発明は医用画像を生成するための新しい方法であり、特に、ＨＹＰＲ再構成法を用いて画像を生成するための改良された方法である。限定されたデータから得られる初期フレームは正規化重み付け画像を生成するのに使用され、この正規化重み付け画像は高品質の合成画像と乗算されて、高品質画像フレームを生成する。正規化重み付け画像は、初期画像フレームをフィルタを用いて平滑化し、およびこの平滑化画像フレームを合成画像の同様な平滑化バージョンで割算することにより生成される。初期画像フレームがアンダーサンプリングにより制限される場合、正規化重み付け画像を生成するのに使用される合成画像のバージョンは、初期画像フレームに組み込まれた同一のアンダーサンプルされたビューに「限定」される。
【００２１】
本発明の一般目的は、限定されたデータを用いて生成された画像フレームの品質を改良することである。データは、低い信号対雑音比（「ＳＮＲ」）を有する画像フレームが生成される意味において限定され、および／またはデータが取得空間（例えば、ｋ空間またはラドン空間）をアンダーサンプルするビューから生成されている意味において限定される。いずれにせよ、合成画像の高品質は本発明により画像フレームに組み込まれている。
【００２２】
本発明の別の一般目的は、非疎データセットが取得されるときのＨＹＰＲ再構成法の性能を改良することである。ＨＹＰＲ法を用いて再構成される画像の視野（ＦＯＶ）内の距離信号の影響を低減するために、視野は個別に再構成されるより小さいセグメントに分割される。再構成される小さいセグメントを通して前方投影する投影ビューのそれらの部分だけが、そのセグメントのＨＹＰＲ再構成に使用される。次に、再構成された小さい画像セグメントは結合されて、ＦＯＶ全体の再構成された画像を提供する。これは図１９に示されており、図では、投影Ｐ１，Ｐ２．．．ＰｎはＦＯＶ全体５の限定されたセグメントＳ（ｘ，ｙ）上に逆投影される。各セグメントＳ（ｘ，ｙ）のサイズが減少し、セグメントの数が増加するに伴い、「局所化」ＨＹＰＲ再構成は、各画像ピクセルＩ（ｘ，ｙ）を囲む小領域への分割として見ることができる。強度Ｉ（ｘ，ｙ）に対する値は、セグメントＳ（ｘ，ｙ）内の逆投影された値Ｐ１limからＰｎlimの全てを合計することにより得られる。
【数４】
0005737725.tif 000005
各ピクセルの強度Ｉ（ｘ，ｙ）は、均等に限定されたカーネルを有するＩ（ｘ，ｙ）のコンボリューションであるピクセルｘ，ｙの最近傍の総和になる。これは再構成された画像フレームのローパスフィルタ・バージョンと等価である。さらに詳細には、画像フレームのローパスフィルタ・バージョンは、合成画像のローパスフィルタ・バージョンで割算されることにより正規化され、次に、結果として得られた正規化重み付け画像は最高解像度の合成画像と乗算される。ローパスフィルタリング演算はラドン空間またはｋ空間内で実行でき、または画像空間内で実行できる。この局所化ＨＹＰＲ再構成は、局所ボリューム、またはセグメント、周囲の各ピクセル内の各信号を使用し、視野内の他の場所で生成された信号のクロストークが除去される。
【００２３】
本発明の別の目的はラドン変換または逆投影演算の必要を回避することである。局所化ＨＹＰＲ再構成は一連のローパスフィルタリング演算、割算演算および乗算演算を用いて実行できる。これらの演算は取得空間（例えば、ラドン空間またはｋ空間）または画像空間内で実行できる。
【００２４】
本発明の別の目的は、多くの異なるイメージングモダリティによって取得されたデータおよび多くの異なるサンプリングパターンにおいて使用できるＨＹＰＲ再構成法を提供することである。この方法は、ＭＲＩシステム、Ｘ線ＣＴシステム、ＰＥＴスキャナまたはＳＰＥＣＴスキャナによって取得されたデータから画像を再構成するのに使用できる。ＭＲＩシステムにおいて使用されるとき、ｋ空間データは任意のサンプリング軌跡を用いて取得できる。この方法はまた、Ｘ線撮影像を強調するのに使用できる。
【００２５】
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になろう。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。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
（好ましい実施態様の詳細な説明）
本発明は、多くの異なる医用イメージングモダリティ、および多くの異なる臨床用途に適用することができる。以下に述べられる好ましい実施態様では、ＭＲＩシステムを利用して画像化される対象の投影ビューを取得しているが、他のイメージングモダリティにおいて本発明を利用することもでき、放射投影ビュー以外のサンプリング軌跡を取得してもよい。
【００２７】
特に図６を参照すると、本発明の好ましい実施態様がＭＲＩシステムに採用される。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１１２及びキーボード１１４を有するワークステーション１１０を備える。ワークステーション１１０は、市販のオペレーティングシステムを走らせている市販のプログラマブルマシンであるプロセッサ１１６を備える。ワークステーション１１０は、スキャン指示をＭＲＩシステムに入力できるようにするオペレータインタフェースを提供する。
【００２８】
ワークステーション１１０は４つのサーバ、すなわちパルスシーケンスサーバ１１８、データ取得サーバ１２０、データ処理サーバ１２２、及びデータ記憶サーバ２３に結合される。好ましい実施態様では、データ記憶サーバ１２３は、ワークステーションプロセッサ１１６及び関連するディスクドライブインタフェース回路によって実行される。残りの３つのサーバ１１８、１２０及び１２２は、単一のエンクロージャに搭載され、且つ６４ビットバックプレーンバスを使用して相互接続された別個のプロセッサによって実行される。パルスシーケンスサーバ１１８は、市販のマイクロプロセッサ及び市販の４通信コントローラを採用する。データ取得サーバ１２０及びデータ処理サーバ１２２は両方とも、同じ市販のマイクロプロセッサを採用し、データ処理サーバ１２２は、市販のパラレルベクトルプロセッサに基づいた１つ又は複数のアレイプロセッサをさらに備える。
【００２９】
ワークステーション１１０及びサーバ１８、２０及び２２の各プロセッサは、シリアル通信ネットワークに接続される。このシリアルネットワークは、ワークステーション１１０からサーバ１１８、１２０及び１２２にダウンロードされたデータを伝達するとともに、サーバ間及びワークステーションとサーバの間で通信されるタグデータを伝達する。これに加えて、高速データリンクがデータ処理サーバ１２２とワークステーション１１０の間に設けられて、画像データをデータ記憶サーバ１２３に伝達する。
【００３０】
パルスシーケンスサーバ１１８は、ワークステーション１１０からダウンロードされたプログラム要素に応答して、勾配システム１２４及びＲＦシステム１２６を動作させるように機能する。指定されたスキャンを実行するために必要な勾配波形が生成されて勾配システム１２４に与えられ、勾配システム１２４はアセンブリ１２８内の勾配コイルを励起して、ＮＭＲ信号の位置エンコーディングに使用される磁場勾配Ｇx、Ｇy、及びＧzを生成する。勾配コイルアセンブリ１２８は、分極マグネット１３２及び全身ＲＦコイル１３４を備えるマグネットアセンブリ１３０の一部を成す。
【００３１】
ＲＦ励起波形が、ＲＦシステム１２６によりＲＦコイル１３４に与えられて、指定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行する。ＲＦコイル１３４により検出される応答性ＮＭＲ信号はＲＦシステム１２６により受信され、パルスシーケンスサーバ１１８により生成されるコマンドの命令の下で増幅され、復調され、濾波され、デジタル化される。ＲＦシステム１２６は、ＭＲパルスシーケンスに使用される広範なＲＦパルスを生成するＲＦトランスミッタを備える。ＲＦトランスミッタは、スキャン指示及びパルスシーケンスサーバ１１８からの命令に応答して、所望の周波数、位相、及びパルス振幅波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル１３４に与えることができ、１つ又は複数のローカルコイル又はコイルアレイに与えることができる。
【００３２】
ＲＦシステム１２６は、１つ又は複数のＲＦレシーバチャネルも備える。各ＲＦレシーバチャネルは、接続されているコイルが受け取ったＮＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器、及び受信したＮＭＲ信号のＩ及びＱ直角位相成分を検出しデジタル化する直角位相検出器を備える。受信したＮＭＲ信号の大きさはこうして、Ｉ成分及びＱ成分の二乗和の平方根によりいずれのサンプリングポイントでも求めることができ、
【数５】
0005737725.tif 000006
また、受信したＮＭＲ信号の位相も求めることができる。
【数６】
0005737725.tif 000007
【００３３】
パルスシーケンスサーバ１１８は任意的に、生理的取得コントローラ１３６から患者データを受信する。コントローラ１３６は、電極からのＥＣＧ信号又はベローズからの呼吸信号等、患者に接続されたいくつかの異なるセンサから信号を受信する。パルスシーケンスサーバ１１８は通常、このような信号を使用して、スキャンのパフォーマンスを患者の呼吸又は心拍に同期又は「ゲート」させる。
【００３４】
パルスシーケンスサーバ１１８は、患者及びマグネットシステムの状態に関連する各種センサから信号を受信するスキャンルームインタフェース回路１３８にも接続する。患者位置合わせシステム１４０がスキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信することもスキャンルームインタフェース回路１３８を通してである。
【００３５】
パルスシーケンスサーバ１１８が、スキャン中にＭＲＩシステム要素のリアルタイム制御を行うことが明らかであるべきである。その結果、そのハードウェア要素がランタイムプログラムにより適時に実行されるプログラム命令で動作することが必要である。スキャン指示の指令構成要素は、ワークステーション１１０からオブジェクトの形でダウンロードされる。パルスシーケンスサーバ１１８は、これらオブジェクトを受け取るプログラムを含み、これらオブジェクトをランタイムプログラムに採用されるオブジェクトに変換する。
【００３６】
ＲＦシステム１２６により生成される、デジタル化されたＮＭＲ信号サンプルをデータ取得サーバ１２０が受け取る。データ取得サーバ１２０は、ワークステーション１１０からダウンロードされる指令構成要素に応答して動作し、リアルタイムＮＭＲデータを受け取り、データがデータオーバーランにより失われないようにバッファストレージを提供する。スキャンによっては、データ取得サーバ１２０は、取得されたＮＭＲデータをデータプロセッササーバ１２２に渡すにすぎない。しかし、取得されたＮＭＲデータから導出された情報をスキャンのさらなるパフォーマンスの制御に必要とするスキャンでは、データ取得サーバ１２０は、このような情報を生成してパルスシーケンスサーバ１１８に伝達するようにプログラムされる。たとえば、プレスキャン中、ＮＭＲデータを取得し、これを使用してパルスシーケンスサーバ１１８により行われるパルスシーケンスを較正する。また、ナビゲータ信号をスキャン中に取得し、これを使用して、ＲＦシステム又は勾配システムの動作パラメータを調整し、又はｋ空間がサンプリングされるビュー順序(view  order)を制御することができる。また、データ取得サーバ１２０を採用して、ＭＲＡスキャン中に造影剤の到着を検出するために使用されるＮＭＲ信号を処理することができる。これら例のすべてにおいて、データ取得サーバ１２０はＮＭＲデータを取得し、リアルタイムで処理して、スキャンの制御に使用される情報を生成する。
【００３７】
データ処理サーバ１２２は、ＮＭＲデータをデータ取得サーバ１２０から受け取り、ワークステーション１１０からダウンロードされた指令構成要素に従って処理する。このような処理には、たとえば、未処理のｋ空間ＮＭＲデータをフーリエ変換して２次元画像又は３次元画像を生成すること、再構成された画像にフィルタを適用すること、取得されたＮＭＲデータの逆投影画像再構成を行うこと、機能ＭＲ画像を算出すること、動き又は流れの画像を算出すること等を含むことができる。以下に更に詳細に説明するように、本発明は、データ処理サーバ１２２によって実行されたプログラムに応答し、ＭＲＩシステムにより実行される。
【００３８】
データ処理サーバ１２２により再構成される画像は再びワークステーション１１０に伝達されて記憶される。リアルタイム画像はデータベースメモリキャッシュ（図示せず）に記憶され、ここから画像を、マグネットアセンブリ１３０付近に配置され担当医師により使用されるオペレータディスプレイ１１２又はディスプレイ１４２に出力することができる。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ１４４上のホストデータベースに記憶される。このような画像が再構成されストレージに転送されるとき、データ処理サーバ１２２はワークステーション１１０上のデータ記憶サーバ１２３に通知する。オペレータがワークステーション１１０を使用して、画像の保存、フィルムの生成、又はネットワークを介しての他の施設への画像の送信を行うことができる。
【００３９】
本発明の好適な実施態様を実施するため、ＮＭＲデータが、投影再構成、またはラジアル(radial)な、図７に示すようなパルスシーケンスを用いて取得される。これは、選択的、非対称的に切り取られたｓｉｎｃ  ｒｆ励起パルス２００がスライス選択勾配２０２の存在下で生成される高速グラジエント・リコールド・エコーパルスシーケンスである。このパルスシーケンスは、単一のｋ空間の円スライスでサンプリングすることによって単一の２Ｄスライスを得るために用いるか、または、このパルスシーケンスは、図８中の２０４、２０６及び２０８で示されているとおり、複数の円形ｋ空間平面をサンプリングするために用いることができる。複数の２Ｄスライスが取得されるとき、勾配２０２は、位相コード化勾配ローブ２１０および逆極性の巻き戻し(rewinder)勾配ローブ２１２に続く選択勾配である。この軸方向位相コード化勾配２１０は、２Ｄのｋ空間スライス２０４、２０６及び２０８のそれぞれからサンプリングするために、走査中に値を通して段差をつけられる。
【００４０】
ＮＭＲエコー信号２１８の取得の間に２つの面内読出し勾配２１４及び２１６を実行して、２Ｄ平面２０４、２０６または２０８内で半径方向軌跡に沿ってｋ空間をサンプリングする。これらの面内勾配２１４及び２１６は、軸方向勾配に対して垂直であり、それらは相互に直交している。以下により詳細に述べるように、走査の間、これらの面内勾配は、半径方向サンプリング軌跡のビュー角を回転させるために、一連の値を通して段差をつけられる。各面内読取り勾配は、プリフェージング勾配ローブ２２０及び２２２に先行し、巻き戻し勾配ローブ２２４及び２２６が続く。
【００４１】
本発明の別の好ましい実施態様を実現するために、図１２に示される３Ｄ放射投影としてデータを取得するパルスシーケンスが使用される。このシーケンスは、高速勾配サブシステム（４０ｍＴ／ｍ最大振幅および１５０Ｔ／ｍ／ｓｅｃ最大スルーレート）を装備した上述のＭＲＩシステム上で実行される。フルエコーまたは部分エコー読出しは、データ取得ウィンドウ１９９の間に実行できる。部分エコーが選択されるとき、ｋ空間の下部半分（ｋz＜０）は部分的に取得されるだけである。全方向における大きいＦＯＶのために、非選択性の無線周波数（ＲＦ）パルス２０９を用いて、画像ＦＯＶ全体にわたって横方向磁化を生成できる。
【００４２】
グラジエント・リコールドＮＭＲエコー信号２０３は、励起されたＦＯＶ内のスピンによって生成され、３つの読出し勾配２０１、２１１および２０７の存在下で取得される。スラブ選択勾配が必要とされないため、読出し勾配波形Ｇx、ＧyおよびＧzは類似形を有する。この対称性は、シーケンスを無効にする必要によってだけ破壊され、離調勾配ローブ２０５を実行することによって達成される。Ｇx、ＧyおよびＧz読出し勾配２０１および２１１はそれぞれの勾配パルス２１３および２１５によって巻き戻されて、安定状態を実現する。
【００４３】
読出し勾配波形Ｇx、ＧyおよびＧzはスキャンの間に変調され、種々の角度における放射軌跡をサンプリングする。角度空間は、ｋ空間のサンプルポイントの均等分布がサンプリングされたｋ空間球の周辺境界（ｋmax）で発生するように選択される。分布を算出するいくつかの方法が知られているが、球面を螺旋軌跡で、一定の経路速度および表面面積範囲の条件でサンプリングすることによって投影を均一に分散する方法が用いられる。この解決法はまた、連続サンプル経路を生成して、勾配切換えおよび渦電流を減少する利点を有する。全体でＮ個の投影について、投影数ｎの関数としての勾配振幅の式は以下になる。
【数７】
0005737725.tif 000008
【００４４】
この一連の投影における第ｎのパルスシーケンスに対する読出し勾配振幅は、式（５）、（６）および（７）で与えられる。ｎはスキャンの間において１〜Ｎの単調順で索引付けできるが、他の順序も可能であることは理解されるべきである。以下に述べるとおり、本発明により、球状ｋ空間は大幅に少ない投影ビューでサンプリングでき、結果的にスキャン時間が短くなる。
【００４５】
ｋ空間の周辺境界上の一点から、ｋ空間の中心を通ってｋ空間の周辺境界上の反対側の点まで延びる好ましい直線軌跡以外のサンプリング軌跡が用いられてもよいことが、当業者には理解されるべきである。上述のとおり、１つの変形形態は、サンプリングされたｋ空間容積の全範囲にわたっては延びていない軌跡に沿ってサンプリングする、部分的なＮＭＲエコー信号２０３を取得することである。直線投影再構成パルスシーケンスと等価である別の変形形態は、直線ではなく曲線経路に沿ってサンプリングすることである。このようなパルスシーケンスは、例えば、Ｆ．Ｅ．Ｂｏａｄａらによる「高速３次元ナトリウムイメージング法(Fast  Three  Dimensional  Sodium  Imaging)」（ＭＲＭ，３７：７０６−７１５，１９９７）および、Ｋ．Ｖ．Ｋｏｌａｄｉａらによる「螺旋投影イメージング法を用いた高速３Ｄ  ＰＣ−ＭＲＡ(Rapid  3D  PC-MRA  Using  Spiral  Projection  Imaging)」（Ｐｒｏｃ．Ｉｎｔｌ．Ｓｏｃ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１３（２００５））および、Ｊ．Ｇ．ＰｉｐｅとＫｏｌａｄｉａによる「螺旋投影イメージング法：新しい高速３Ｄ軌跡(Spiral  Projection  Imaging：a  new  fast  3D  trajectory)」（Ｐｒｏｃ．Ｉｎｔｌ．Ｓｏｃ．Ｍａｇ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１３（２００５））において述べられている。本発明は、これらのサンプリング方法の２Ｄバージョンだけでなく３Ｄバージョンで利用可能であり、本明細書において用いられる用語の「画素」の使用は、２Ｄまたは３Ｄ画像のいずれかにおける位置を指すことを意図されている、ことも理解されるべきである。
【００４６】
上述のＭＲＩシステムは、１つまたは複数の画像を再構成するために用いられる２Ｄまたは３Ｄの投影ビューセットを取得するための広範囲の臨床用途で用いることができる。本発明の画像再構成法は、１つまたは複数の画像フレームが、全取得投影ビューよりも少ない投影ビューを用いて再構成されるスキャンにおいて、特に有用である。この用途では、アンダーサンプリングに起因して通常は発生する画像アーチファクトは、除去されるかまたは抑制される。
【００４７】
画像再構成法の第１実施態様は、２次元の投影ビューを取得し、ある期間にわたって対象を描写する一連の画像フレームを再構成するためのＭＲＩシステムに関する。詳細には図９を参照すると、プロセスブロック２２５で示されているように、投影ビューセットが取得され、そこから一連の画像フレームが再構成される。各セットにおける投影ビューの数は少なく（例えば１０個のビュー）、図２で示されているとおり、できる限り均一にｋ空間をサンプリングするように均等に分配されている。取得される投影ビューの数が少ないので、この画像フレームは、極めて短い走査時間で取得することができるが、ｋ空間が高度にアンダーサンプリングされているため、従来の方法を用いて再構成された任意の画像では、ストリーク（ｓｔｒｅａｋ）・アーチファクトが生じるであろう。
【００４８】
プロセスブロック２２７で示される次のステップは、試験の対象から取得された投影ビューを結合し、合成画像を再構成することである。これは一般に、現在の画像フレームの取得ビューを囲む時間ウィンドウ内で取得され、および現在の画像フレームのビューでインターリーブされている投影ビューを含む。合成画像投影は、画像フレームのデータセットより大幅に大きい数であり、合成画像のデータセットはより完全なｋ空間のサンプリングを提供する。結果的に、再構成された合成画像は高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を有し、縞模様のアーチファクトは抑制される。好ましい実施態様では、この再構成は結合されたｋ空間投影データをデカルト座標に格子変えし、次に、逆２次元フーリエ変換（２ＤＦＴ）を実行して、合成画像を生成することを含む。
【００４９】
プロセスブロック２２９で示されるとおり、次のステップでは、本発明の局所化方法に従ってＨＹＰＲ画像フレームを再構成する。これを達成するための多数の異なる方法が存在し、それらは図１０および１１を参照して以下に詳細に説明される。
【００５０】
ＨＹＰＲ画像フレームが再構成された後、決定ブロック２４３においてテストがなされ、追加の画像フレームを生成すべきかどうかを決定する。生成する必要がある場合、システムはプロセスブロック２４１を通してループバックして、プロセスブロック２７７で示されるとおり、別の合成画像を再構成する。対象の動的試験では、例えば、一連の画像フレームが取得され、再構成されて、対象のある時間的変化法を表示する。この試験の間に取得された投影ビューは相互にインターリーブされ、これにより、これら投影ビューはｋ空間の異なる部分のサンプルとなり、合成画像は、再構成されたＨＹＰＲ画像フレームに中心を有する時間ウィンドウ内で取得された投影ビューを結合することによって生成される。この時間ウィンドウの幅は、縞模様アーチファクトが抑制され、および高いＳＮＲが維持されるようにｋ空間を適切にサンプリングするのに十分な投影ビューを含むが、画像フレームの時間解像度を大幅に低下させる多数の投影ビューを含まないように設定される。
【００５１】
プロセスブロック２４５で示されるとおり、決定ブロック２４３において決定されるように最後の画像フレームが再構成されたとき、この再構成された画像フレームは格納される。格納された画像フレームは一度に１つ表示でき、または連続的に表示して、動的試験の間における対象の変化法を示すことができる。
【００５２】
再構成された各画像フレームのＳＮＲが合成画像のＳＮＲによって決定されることを実証することができる。ＳＮＲは、オブジェクト内の騒音標準偏差に対するオブジェクト信号レベルの比として算出され、ＣＮＲは、背景雑音の標準偏差で割算されたオブジェクト信号レベルと背景信号レベルとの間の差として算出される。ＳＮＲおよびＣＮＲは、全体的に、確率的雑音とストリーク・アーチファクトによる雑音との組合せによって制限される。本発明の高度に限定された逆投影再構成におけるＳＮＲの確率的成分は、以下の式で与えられる。
【数８】
0005737725.tif 000009
（ここで、ＳＮＲcompositeは合成画像におけるＳＮＲであり、Ｎfは時系列の画像フレームの数であり、Ｎvは投影の際のオブジェクト画素数であり、Ｎpixは投影の際の画素数（例えば、２Ｄでは２５６個、または３Ｄでは２５６×２５６個）、Ｎpは画像フレームごとの投影数である。）。Ｎpが１０のオーダーである場合、再構成されたＨＹＰＲ画像フレームのＳＮＲは、ＳＮＲcompositeによって決定される。
【００５３】
合成画像は臨床用途に応じて多数の異なる方法で取得または再構成されてもよい。本発明の上述の実施態様においては、最初の合成画像は、再構成される画像フレームの取得時間近くに中心を有する時間ウィンドウ内で取得されたインターリーブビューから再構成される。これは特に、動的試験の間における対象の運動または対象における実質的な変化が存在する状態において適用できる。図９のプロセスブロック２４７に示されるとおり、他の臨床用途では、最初の合成画像はまた、時間制約されていない、およびｋ空間が完全にサンプリングされる個別のスキャンの間に取得されてもよい。これにより、対象の高解像度で、高いＳＮＲの解剖学的画像を取得し、合成画像として使用できる。
【００５４】
特に図１０を参照すると、ＨＹＰＲ画像フレームを再構成する際の第１ステップは、プロセスブロック２５０に示されるとおり、現在の画像フレームに対する合成画像から合成データセットＣtを再投影することである。現在の画像フレームは選択されたビュー角度において取得された少数の投影ビューから構成され、再投影される合成データセットＣtは、これらの同一ビュー角度において合成画像を再投影することによって生成される。
【００５５】
プロセスブロック２５２で示される次のステップでは、合成データセットＣtを平滑化する。これは、データセットＣt内の各投影ビューをフーリエ変換し、次に、結果として得たｋ空間投影に、以下に詳細に説明されるフーリエ変換フィルタカーネルを乗算することにより達成される。
【００５６】
プロセスブロック２５４で示されるとおり、次に、合成画像Ｃtは平滑化データセットＣtから再構成される。これは、例えば、放射ｋ空間データをデカルト座標に格子変えし、その後逆フーリエ変換するなどのような、従来の画像再構成である。結果として得られる限定された合成画像Ｃtは、アンダーサンプリングに起因する縞模様のアーチファクトを含むが、これらの縞模様のアーチファクトは、同一ビュー角度がそれぞれ内に含まれるために、次の画像フレーム内のアーチファクトと実質的に同一である。
【００５７】
プロセスブロック２５６で示されるとおり、現在の画像フレームに対するｋ空間投影ビューはまた、フーリエ変換フィルタカーネルを用いて平滑化される。これは合成データセットＣtに関して上に説明されたのと同一フィルタを使用して、各ｋ空間投影ビューを乗算することによって達成される。次に、平滑化された現在の画像フレームＴは、プロセスブロック２５８で示されるとおり、フィルタリングされたｋ空間データセットを用いて再構成される。平滑化合成画像Ｃtにおけるのと同様に、これは標準画像再構成であり、縞模様はアンダーサンプリングにより発生する。
【００５８】
プロセスブロック２６０に示されるとおり、次に、現在の平滑化画像フレームＴを現在の平滑化合成画像Ｃtで割算することによって、正規化重み付け画像Ｔwが生成される。これは、ゼロであるフィルタリングされた合成画像Ｃt内のピクセルが最初に小さい値に設定されることを除いて、ピクセル間の直接割算である。複素ピクセル値の実部および虚部成分に関してこの割算演算を個別に実行することによって、位相情報は維持される。プロセスブロック２６２に示されるとおり、次に、完全な合成画像Ｃと正規化重み付け画像Ｔwを乗算することによって、ＨＹＰＲ画像フレームＴHが生成される。これは、２つの画像内の対応するピクセルのピクセル間の直接乗算である。
【００５９】
本発明のこの実施態様においては、正規化重み付け画像は、乗算演算によってｋ空間内で「平滑化」にされる。次に説明される第２実施態様においては、この平滑化はフィルタリング演算によって画像空間内で実行される。いずれにせよ、高いＳＮＲの合成画像は、正規化重み付け画像Ｔwによって変更され、現在の画像フレームデータが取得されたスキャンの間の時点における対象を表示する。合成画像の高いＳＮＲは現在の画像フレームに関する時間依存情報と共に維持される。
【００６０】
特に図１１を参照すると、本発明の第２実施態様においては、「平滑化」は上述のｋ空間でなく、画像空間内で実行される。本発明の第２実施態様における第１ステップは、プロセスブロック２７０において示された、現在の画像フレームに対する合成データセットＣtを再生成することである。これは、プロセスブロック２５０における上述のような同一のステップである。プロセスブロック２７２に示されるとおり、次に、「限定された」合成画像が、従来の画像再構成法を用いて、合成データセットＣtから再生成される。
【００６１】
プロセスブロック２７４に示されるとおり、次に、この限定された合成画像Ｃtはフィルタリングによって平滑化される。さらに詳細には、平滑化は画像空間内のコンボリューションプロセスであり、限定された合成画像Ｃtは、以下により詳細に説明されるフィルタカーネルでコンボリューションされる。
【００６２】
プロセスブロック２７６に示されるとおり、次に、スキャンの間の現時点について取得された限定された投影ビューから、画像フレームが再構成される。これは従来の画像再構成であり、結果的に、アンダーサンプリングに起因する縞模様が結果として得られた画像フレームＴ内に現れ、比較的低いＳＮＲを有することになる。プロセスブロック２７８に示されるとおり、画像フレームはフィルタリングすることによって平滑化される。フィルタリングは、上述と同一のコンボリューションプロセスによって、同一フィルタカーネルを使用して、限定された合成画像Ｃtに対して画像空間内で実行される。
【００６３】
プロセスブロック２７９に示されるとおり、次に、フィルタリングされた画像フレームＴをフィルタリングされた合成画像Ｃtで割算することによって、正規化重み付け画像Ｔwが生成される。これは、フィルタリングされた画像フレームＴ内の各ピクセル値をフィルタリングされた合成画像Ｃt内の対応するピクセル値で割算する従来の割算演算である。次に、プロセスブロック２８０に示されるとおり、この正規化重み付け画像Ｔwに完全な合成画像Ｃを乗算することにより、最終のＨＹＰＲ画像フレームＴHを生成する。
【００６４】
上述の最初の２つの実施態様では、フィルタカーネルまたはこのカーネルのフーリエ変換を用いて、画像空間またはｋ空間内の画像を平滑化する。好ましい実施態様では、画像空間内で７×７正方形のフィルタカーネルを用いて２次元画像を平滑化し、このカーネルのフーリエ変換ｓｉｎｃ関数を用いてｋ空間画像データを平滑化する。３Ｄ画像を再構成するとき、カーネル全体にわたり等しい重み付けを有する９×９×９立方体のフィルタカーネルまたは球カーネルが画像空間内で使用され、このカーネルのフーリエ変換を用いてｋ空間内で平滑化する。カーネルサイズは、平滑化が実行されるとき、カーネルが関心対象（例えば、血管）の外側からの情報を多量に含まないように、選択されるべきである。カーネルサイズは、試験される物体の寸法と同程度、または若干小さくすべきであるが、その正確な形状は重要ではない。ガウスまたは他のスムースカーネルもまた使用されてもよく、実行される結果としての関数はローパスフィルタリングである。「いずれかまたは全ての情報、または本発明において使用できるフィルタカーネルに関して得た教示を追加すべきである。」
【００６５】
最初の２つの実施態様では、フィルタリングは、限定された合成データまたは画像Ｃtおよび現在の画像フレームデータまたは画像に関して個別に実行される。最初にｋ空間または画像空間内で割算演算を実行し、その後、ｋ空間内（乗算）または画像空間内（コンボリューション）のいずれか内で、その結果に関して平滑化関数を実行することも可能である。割算演算後に発生するすべての縞模様は、この実施態様が採用されると、平滑化される。
【００６６】
本発明の上述の実施態様では、平滑化、またはフィルタリング、演算はｋ空間データまたは画像空間データに関して実行される。同一結果を達成するための同等の、しかしあまり望ましくない方法は、画像空間視野をより小さいセグメントに分割し、各小さいセグメントをＨＹＰＲ法を用いて個別に再構成することである。その後、セグメントは結合されて、完全な再構成画像が生成される。上述のとおり、この方法は上述の平滑化方法と同等である。なぜなら、セグメントサイズが１ピクセルにまで減少する場合、結果が理論的に同一であるからである。次に、この等価「セグメント化」ＨＹＰＲ法の好ましい実施態様は以下に説明される。
【００６７】
特に図１３を参照すると、上記パルスシーケンスのいずれかを用いて、プロセスブロック３２５に示されるとおり、一連の画像フレームを取得してもよい。例えば、これらの画像は、造影剤ボーラスが視野に入るときに、一連の画像フレームが血管系から取得される、ＣＥＭＲＡ動的試験の一部として取得されてもよい。各画像フレームは、試験の時間解像度を増加するために高度にアンダーサンプリングされ、および各アンダーサンプリングされた画像フレームの取得された投影ビューは、他の画像フレームの取得された投影ビューでインターリーブされる。
【００６８】
プロセスブロック３２７に示されるとおり、次のステップは、高度に限定された再構成プロセスにおいて使用するために、高品質合成画像を再構成することである。この実施態様では、合成画像は、取得された画像フレームからの全てのインターリーブ投影ビューを結合して単一の高度にサンプリングされたｋ空間データセットとし、結合されたｋ空間データセットを用いて従来の画像再構成を実行することによって、生成される。従来の再構成は、各投影ビューのフーリエ変換後にフィルタリング逆投影を実行するか、または結合されたｋ空間データセット内のｋ空間サンプルをデカルト座標に格子変え後に３次元フーリエ変換を実行してもよい。代替方法では、個別の合成画像が取得され、再構成されてもよい。
【００６９】
さらに図１３を参照すると、次に、画像フレームが再構成されるループに入る。単一画像フレームが再構成されてもよいが、一般には、画像フレーム再構成ループは多数回繰り返され、動的試験の間に取得される全ての画像フレームが再構成される。
【００７０】
プロセスブロック３２９に示されるとおり、このループにおける第１ステップは、取得された高度にアンダーサンプリングされた画像フレームを用いて画像を再構成することである。これは従来の画像再構成であり、取得された画像フレームは高度にアンダーサンプリングされているため、結果として得られる画像は、多くの縞模様および他のアーチファクを含み、これによりその画像診断価値を制限する可能性はある。プロセスブロック３３１に示される次のステップは、この従来の画像フレームをセグメントに分割することである。図１５に示されるとおり、本発明におけるセグメント化は、３ＤのＦＯＶ３００をより小さい３Ｄボリューム、またはセグメント３０２に分割することを意味する。
【００７１】
従来の画像フレームがセグメントに分割された後、各小さいセグメント３０２がラドン空間に再投影されるループに入る。プロセスブロック３３３に示されるとおり、３ＤのＦＯＶ３００内の全てのピクセルは、再投影されたセグメント３０２内のピクセルを除いてゼロに設定される。次に、セグメントは従来の方法により再投影され、図１５のデータブロック３０４に示される投影ビューのセットが形成される。好ましくは、処理時間の観点から実際的である多くの異なるビュー角度に沿って再投影される。この再投影プロセスは、画像フレームの全ての個別のセグメント３０２が、決定ブロック３３５で示されるように再投影され、対応する投影ビューデータブロック３０４を生成するまで続く。
【００７２】
次に、再投影されたセグメントデータセット３０４のそれぞれが、プロセスブロック３３７に示されおよび図１５に表されるとおり、高度に限定された画像再構成法（ＨＹＰＲ）を用いて最終画像セグメント３０６に再構成される。これは上述の同時係属の米国特許出願第１１／４８２，３７２号に記載された方法であり、この方法は図１４に関連して以下により詳細に説明される。注意すべき重要点は、この場合においては、画像フレームセグメント投影データセット３０４が極めて疎であることである。この理由は、再投影されるべき全ての信号が取得されるＦＯＶの１つだけの小さいセグメント３０２からの信号であるためである。決定ブロック３３９に示されるとおり、最終画像フレームセグメント３０２が逆投影されると、プロセスブロック３４１に示されおよび図１５に表されるとおり、全ての小さい再構成された最終セグメント画像３０６が結合され、単一３Ｄ画像フレーム３０８が形成される。これは、各最終セグメント画像３０６を３ＤのＦＯＶ３０８内の正しい位置に置くことに他ならない。
【００７３】
試験の間に取得された各画像はこの方法で再構成されてもよい。決定ブロック３４３に示されるとおり、このプロセスは、最終画像フレームが再構成されたときに終了する。
【００７４】
上述の方法の可能な変形形態は、各再構成された画像フレームの最終画像セグメント３０６を個別に格納することである。これにより、選択されたセグメント３０６を個別に表示して、画像フレームＦＯＶ３０８の小部分上に焦点を当てて診断できる状態にできる。これが特に有用であるのは、例えば、ＭＩＰ画像が生成され、および他の血管が重なり、１つの画像セグメント３０６内の特定の関心血管を覆う場合である。
【００７５】
特に図１４を参照すると、上述の方法における各画像フレームセグメント３０６の高度に限定された再構成が、式（２）に関連して説明され、図４において図表示されている。より詳細には、プロセスブロック２３１に示されるとおり、画像フレームセグメント３０４の投影Ｐが正規化される。各投影Ｐは、この投影を同一ビュー角度における合成画像内の投影Ｐcで割算することによって正規化される。次に、正規化された投影Ｐ／ＰcはＦＯＶに逆投影される。これは標準逆投影であるが、フィルタリングされていない。
【００７６】
プロセスブロック２３３に示されるとおり、結果として得られる逆投影値は再構成される画像フレームセグメント３０６に加えられ、決定ブロック２３５においてテストがなされて、現在の画像フレームセグメント３０４の全ての投影ビューが逆投影されたかどうかを決定する。全ての投影ビューが逆投影され終わっていない場合、プロセスブロック２３７に示されるとおり、現在の画像フレームセグメント３０４内の次の投影ビューが逆投影される。
【００７７】
全ての投影ビューが逆投影され、画像フレームセグメント３０４について合計されると、合計された画像フレームセグメントは、プロセスブロック２３９に示されるとおり、合成画像と乗算され、最終画像フレームセグメント３０６が生成される。これはマトリクス乗算であり、この乗算では、画像フレームセグメント内のピクセル値は合成画像内の対応するピクセルに値と乗算される。この高度に限定された画像フレームセグメント再構成を実行する他の方法は、同時係属中の米国特許出願第１１／４８２，３７２号（２００６年７月７日出願の、発明の名称「高度に限定された画像再構成法(Highly  Constrained  Image  Reconstruction  Method)」に記載されたとおりにして使用できることは明らかである。上記特許出願の内容は参照により本明細書に組み込む。
【００７８】
本発明は、ＭＲＩシステムを用いて取得されるｋ空間投影ビューの２Ｄまたは３Ｄ画像再構成に関連して説明されているが、本発明は、Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴおよびＳＰＥＣＴイメージングシステムなどのラドン空間データを取得する他の医用イメージングシステムにも同様に適用できることは、当業者には明らかであろう。また、本発明は放射投影として取得されるｋ空間データに限定されないが、他のｋ空間サンプリング軌跡に適用することもできる。例えば、インターリーブされた螺旋軌跡またはデカルト軌跡を用いて取得された画像は、格子変えでき、上述と同一演算を施すことができる。
【００７９】
本発明の上述の実施態様の全ては、対象ビューの限定されたセットが医用イメージングシステムを用いて取得され、および画像がこれらのビューから生成される、画像再構成方法として明瞭に特徴付けできる。本発明は画像再構成に限定されないが、既存画像の品質の改良に適用することもできる。より詳細には、有効合成画像の高いＳＮＲは、本発明の高度に限定された画像処理を採用することによって、有効な低品質画像フレームに組み込むことができる。画像フレームは事前に取得され、再構成されていてもよく、有効な高品質合成画像は、画像フレームを結合することにより、あるいは同一のイメージングシステムを用いて高品質画像を取得することにより、あるいは同一または異なるモダリティの異なるイメージングシステムを用いて高品質画像を取得することにより生成されてもよい。
【００８０】
特に図１および１６を参照すると、高度に限定された画像処理が一連の画像フレーム２について実行される。プロセスブロック４００で示されるとおりに各画像フレーム２が取得されるにつれて、プロセスブロック４０２で示されとおり、各画像フレームは格納され、コピーを用いて合成画像３を更新する。合成画像３は、事前選択された数の他の取得された画像フレーム２と現在の画像フレーム２と累積である。累積は、累積に寄与する画像フレームの数で割算された２Ｄ画像フレーム２内の対応するピクセルのマトリクス加算である。この結果は、画像フレーム２の事前選択された数に比例する、増加したＳＮＲを有する合成画像３である。例えば、３６個の２Ｄ画像フレーム２が累積される場合、ＳＮＲは単一の２Ｄ画像フレーム２のＳＮＲの６倍になる。合成画像を生成するのに使用される画像フレームの数は、実行される特定の臨床手順に依存する。
【００８１】
全体に４０４で示されるとおり、次のステップは、現在の２Ｄ画像フレーム２と更新された合成画像３とを用いて正規化重み付け画像を生成することである。このステップを実行するための多くの異なる方法が存在するが、図１６に好ましい方法が示されている。より詳細には、更新された合成画像３は、プロセスブロック４０６で示されとおり、フィルタリングによって「平滑化」される。フィルタリングはコンボリューションプロセスであり、このプロセスでは、更新された２Ｄ合成画像アレイ３が、上述のとおり、フィルタカーネルでコンボリューションされる。カーネルサイズの選択は、平滑化が実行されるとき、カーネルが関心対象（例えば、血管）の外側からの情報を多量に含まないように、選択されるべきである。フィルタカーネルが関心対象より大幅に大きい場合、対象内の信号は平均化されるが、その形状は変化しない。一方、フィルタカーネルが関心対象より小さい場合、それの形状、またはプロファイルは平滑化される。
【００８２】
さらに図１６を参照すると、現在の２Ｄ画像フレーム２もまた、プロセスブロック４０８に示されるように、平滑化またはフィルタリングされる。すなわち、２Ｄ画像フレームアレイ２はフィルタカーネルによりコンボリューションされ、ローパスフィルタリング関数を実行する。プロセスブロック４１０に示されるとおり、次に、フィルタリングされた現在の画像フレーム（Ｔ）内のピクセル値をフィルタリングされた合成画像（Ｃt）内の対応するピクセル値で割算することによって、正規化重み付け画像（Ｔw）が生成される。
【００８３】
プロセスブロック４１２に示されるとおり、次に、高度に限定された（ＨＹＰＲ）画像フレーム４が生成される。この画像フレーム４は、更新された合成画像アレイ３と正規化重み付け画像（Ｔw）を乗算することによって生成される。これは、２つの画像における対応するピクセル値の乗算である。次に、プロセスブロック４１４に示されるとおり、結果として得られた２ＤのＨＹＰＲ画像４はディスプレイに出力され、システムはループバックして、次の２Ｄ画像フレーム２を取得し、処理する。この手順が完了すると、決定ブロック４１６で決定されるとおり、プログラムは終了する。
【００８４】
上述のとおり、正規化重み付け画像（Ｔw）を生成するための多くの代替方法が存在する。これらの方法のうちの２つが、図１７および１８に示されている。特に図１７を参照すると、第１代替方法はプロセスブロック４１８で示される第１ステップを含み、このステップでは、取得された２Ｄ画像フレームアレイ２を更新された合成画像３で割算する。これは、取得された２Ｄ画像フレームアレイ２内の各ピクセル値を更新された合成画像アレイ３内の対応するピクセル値で割算することである。次に、割算された結果として得られる２Ｄ画像フレームは、プロセスブロック４２０に示されるとおり、平滑化またはフィルタリングされ、正規化重み付け画像（Ｔw）が生成される。このフィルタリング演算は、プロセスブロック４０６および４０８に関連して上に説明されたのと同一コンボリューションプロセスである。
【００８５】
正規化重み付け画像（Ｔw）を生成するための別の代替方法が図１８に示されている。この方法は、プロセスブロック４２２に示されるとおり、異なるビュー角度からの画像の投影ビューを取り込むことによって、取得された２Ｄ画像フレーム２をラドン空間に変換する。プロセスブロック４２４に示されるとおり、更新された合成画像３はまた、２Ｄ画像フレーム２を変換するのに使用されたのと同一のビュー角度セットにおける投影ビューを算出することによって、ラドン空間に変換される。プロセスブロック４２６に示されるとおり、次に、画像フレーム投影ビューＰは、合成画像投影ビューＰcで割算されることによって、正規化される。これは、同一ビュー角度における投影ＰおよびＰc内の対応する要素の割算である。次に、プロセスブロック４２８において、従来の方法で正規化投影（Ｐ／Ｐc）を逆投影することによって、正規化重み付け画像（Ｔw）が生成される。これはフィルタ処理された逆投影ではなく、直接逆投影である。
【図面の簡単な説明】
【００８６】
【図１】医用イメージング用途への本発明の適用を示した図である。
【図２Ａ】ＭＲＩシステムを用いた典型的なフーリエまたはスピンワープ画像取得において、ｋ空間がサンプリングされる方法の図である。
【図２Ｂ】ＭＲＩシステムを用いた典型的な投影再構成画像取得における、ｋ空間がサンプリングされる方法の図である。
【図３】画像再構成プロセスにおける従来の逆投影ステップの図的表現である。
【図４】本発明にかかる、高度に限定された２Ｄの逆投影ステップの図的表現である。
【図５】本発明にかかる、高度に限定された３Ｄの逆投影の図的表現である。
【図６】本発明を実施するために用いられる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのブロック図である。
【図７】本発明の一実施態様を実現するために、図６のＭＲＩシステムで用いられるパルスシーケンスである。
【図８】図７のパルスシーケンスを用いてサンプリングされたｋ空間データの図的表現である。
【図９】図７のパルスシーケンスを用いて図６のＭＲＩシステムで用いられる、本発明の好ましい実施態様のフローチャートである。
【図１０】図１０は、図９の方法の一部を形成するＨＹＰＲ画像フレームを再構成するための１つの好ましい方法のフローチャートである。
【図１１】図１１は、ＨＹＰＲ画像フレームを再構成するための別の好ましい方法のフローチャートである。
【図１２】図１２は、本発明の別の実施態様を実現するために、図６のＭＲＩシステムにおいて使用されるパルスシーケンスである。
【図１３】図１３は、図６のＭＲＩシステムにおいて使用される本発明の好ましい実施態様のフローチャートである。
【図１４】図１４は、図１３の方法において使用される高度に限定された画像再構成法のフローチャートである。
【図１５】図１５は、図１３に示されるプロセスの図表示である。
【図１６】図１６は、本発明の別の好ましい実施態様のフローチャートである。
【図１７】図１７は、図１６の手順において使用する方法の代替方法のフローチャートである。
【図１８】図１８は、図１６の手順において使用する方法の別の代替方法のフローチャートである。
【図１９】図１９は、ＦＯＶ全体の再構成された画像を示す。
【図１】
0005737725.tif 000010
【図２Ａ】
0005737725.tif 000011
【図２Ｂ】
0005737725.tif 000012
【図３】
0005737725.tif 000013
【図４】
0005737725.tif 000014
【図５】
0005737725.tif 000015
【図６】
0005737725.tif 000016
【図７】
0005737725.tif 000017
【図８】
0005737725.tif 000018
【図９】
0005737725.tif 000019
【図１０】
0005737725.tif 000020
【図１１】
0005737725.tif 000021
【図１２】
0005737725.tif 000022
【図１３】
0005737725.tif 000023
【図１４】
0005737725.tif 000024
【図１５】
0005737725.tif 000025
【図１６】
0005737725.tif 000026
【図１７】
0005737725.tif 000027
【図１８】
0005737725.tif 000028
【図１９】
0005737725.tif 000029