(57)【要約】  マスク図は、動的造影ＭＲＡ研究の際に造影剤が到達する前に得られる。造影剤が到達してから、各複数の時間フレームに対しアンダーサンプリングされた造影投影図が取得される。造影投影図から対応するマスク投影図を差し引いて、疎造影投影図セットを提供する。興味を持つ部位（領域）の位相差スキャンは、造影剤の到達前後に行われる。位相差画像は、疎投影図セットのＨＹＰＲ再構成の際に合成画像として使用されて、初回造影画像を作成する。繰り返すＨＹＰＲ再構成は、再構成された画像から静脈に関する情報を取り除くため行われ得る。
2010523166.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴画像診断システム（以下、「ＭＲＩシステム」という。）の視界（以下、「ＦＯＶ」という。）に位置付けられた被験者の造影画像を形成する方法であって、
ａ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記ＦＯＶに位置付けられた前記被験者の位相差図セットを取得するステップと、
ｂ）前記ＦＯＶに位置付けられた前記被験者の各合成画像ピクセルにおいてモーション値を示す前記位相差図から位相差合成画像を再構成するステップと、
ｃ）前記ＭＲＩシステムを用いて、マスク図セットを取得するステップと、
ｄ）前記ＭＲＩシステムを用いて、造影剤の到達後の、前記ＦＯＶに位置付けられた前記被験者のアンダーサンプリングされた造影図セットを含む時間フレームデータセットを取得するステップと、
ｅ）前記ステップｄ）を繰り返し行って、前記ＦＯＶに前記造影剤が流入する間に複数の時間フレームデータセットを取得するステップと、
ｆ）前記造影図から前記マスク図を差し引いて、各時間フレームに対する疎造影図を取得するステップと、
ｇ）ＨＹＰＲ再構成を行って、前記時間フレームに対する前記疎造影図及び前記位相差合成画像を用いて、各時間フレームに対する前記被験者の造影画像を生じさせるステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項２】
前記ステップｃ）及び前記ステップｄ）において取得された前記図が、投影図であり、そして、前記ステップｇ）が、ｇ−ｉ）前記セットにおける各疎造影投影図を前記ＦＯＶに逆投影し、且つ、前記各画像ピクセルに逆投影された値に、前記位相差合成画像における対応するピクセルの値によって重みをつけるステップと、ｇ−ｉｉ）各画像ピクセルの対する前記逆投影された値の合計を求めるステップと、を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記方法が、ｉ）前記時間フレームに対し再構成された造影画像を用いて、各時間フレームに対する更新された合成画像を作成するステップと、ｊ）ＨＹＰＲ再構成を行って、前記時間フレームに対する前記疎造影投影図と、前記時間フレームに対する前記更新された合成画像とを用いて、各時間フレームに対して前記被験者の別の造影画像を作成するステップと、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記ステップｇ）が、ｇ−ｉ）前記疎造影図から作成された画像フレームをフィルタリングし、それを、フィルタリングされた位相差合成画像で割る（以下、「除算」という。）ことによって、正規化された重み付け画像を生じさせるステップと、ｇ−ｉｉ）前記正規化された重み付け画像に前記位相差合成画像を乗じるステップと、を含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記ステップａ）及び前記ステップｂ）を、前記ステップｄ）及び前記ステップｅ）の前に行うことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記ステップａ）及び前記ステップｂ）を、前記ステップｄ）及び前記ステップｅ）の後に行うことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記ステップｃ）及び前記ステップｄ）において取得された図が、対応する視角において取得された放射状の投影図であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記画像フレーム及び前記位相差合成画像を、前記除算の前にフィルタリングすることを特徴とする請求項４に記載の方法。
【請求項９】
前記画像フレーム及び前記位相差合成画像を、前記除算の後にフィルタリングすることを特徴とする請求項４に記載の方法。
【請求項１０】
磁気共鳴画像診断システム（以下、「ＭＲＩシステム」という。）を用いて、造影磁気共鳴血管造影（以下、「ＣＥＭＲＡ」という。）用の画像を再構成する方法であって、
ａ）前記ＭＲＩシステムを用いて、各画像ピクセルにおけるスピンモーションの量を示す被験者のモーションコード化合成画像を取得するステップと、
ｂ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記被験者のマスク図セットを取得するステップと、
ｃ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記被験者の複数の造影図セットを取得するステップと、
ｄ）各造影図から、前記同じ図において取得したマスク図を差し引いて、疎造影図セットを形成するステップと、
ｅ）疎造影図セットにおける情報、及び、ＨＹＰＲ再構成における前記モーションコード化合成画像における情報を用いて、ＣＥＭＲＡ画像を再構成するステップと、
を含むことを特徴とする方法。
【請求項１１】
前記方法が、ｆ）前記ステップｃ）において取得された複数の造影図セットを用いてＣＥＭＲＡ合成画像を再構成するステップと、ｇ）前記疎造影図セット及び前記ＣＥＭＲＡ合成画像における情報を用いてＨＹＰＲ再構成を行って、前記ステップｅ）に使用された疎造影図セットにおける情報を生じさせるステップと、を含むことを特徴とする請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記ステップｇ）が、ｇ−ｉ）各疎造影図を、視界（ＦＯＶ）に逆投影し、かつ、各画像ピクセルに逆投影された値に、前記ＣＥＭＲＡ合成画像における対応するピクセル値によって重みをつけるステップと、ｇ−ｉｉ）各画像ピクセルに対する前記逆投影された値の合計を求めるステップと、を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記ステップｅ）が、ｅ−ｉ）前記疎造影図セットにおける情報、及び、前記モーションコード化合成画像における情報からフィルタリングされた重み付け画像を生じさせるステップと、ｅ−ｉｉ）前記フィルタリングされた重み付け画像に前記モーションコード化合成画像を乗じるステップと、を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記ステップｄ）及び前記ステップｅ）を繰り返し行って、複数のＣＥＭＲＡ画像を再構成するステップと、前記残留するＣＥＭＲＡ画像から前記ＣＥＭＲＡ画像のうち１つを差し引いて、前記画像に存在する背景信号を抑制することを特徴とする請求項１０に記載の方法。
【請求項１５】
前記方法が、ｈ）前記ステップｇ）において生じた造影画像から、前記ステップｄ）において取得した最初の時間フレームに対する造影画像を差し引くステップを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、２００７年１月２日に提出された米国仮出願６０／８８３，０９９号（発明の名称：位相差合成画像を用いた高度に制約された逆投影再構成法を利用した造影ＭＲＡ）に基づく優先権主張を伴う出願である。
【０００２】
本発明は、政府の支援を受けてなされたものである。政府（ＵＳ）はこの発明について一定の権利を有する。
【０００３】
本発明は、造影磁気共鳴血管造影法（contrast enhanced magnetic response angiography; "CEMRA"）に関し、特に、及び、高度にアンダーサンプリングされた（undersampled）ＭＲデータからＣＥＭＲＡ画像を再構成する方法に関する。
【背景技術】
【０００４】
磁気共鳴画像診断装置（ＭＲＩ）は、画像を作成するために、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を用いる。ヒトの組織のような物質を均一な磁気場（分極場ＢＱ）に置くと、組織におけるスピンの個々の磁気モーメントが分極場（polarizing field；Ｂ0）に合わせられるが、その特徴的なラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数においてランダムに行われる。この物質又は組織を、ｘ−ｙ平面内に存在し、かつ、ラーモア周波数に近い磁気場（励起場Ｂ1）に置くと、純配列モーメント（net aligned moment）Ｍｚは回転されるか、又は、ｘ−ｙ平面内に傾けられて、トラバース磁気モーメントＭｔを生成する。信号は、励起されたスピンによって発され、そして、励起信号Ｂが終了した後、この信号は受信・処理されて、画像を形成する。
【０００５】
これらの信号を用いて画像を生成する際に、磁気場の勾配（Ｇｘ、Ｇｙ、及び、Ｇｚ）が用いられる。通常、測定サイクルの順番に沿って結像すべき領域をスキャンする。この測定サイクルにおいて、使用される特定の局所診断法（局所確認法）に基づいて勾配は異なってくる。この分野の技術において、各々の測定を“ビュー（view）”と呼び、そのビューの数によって画像の分解能（解像度）及びＳＮＲといったファクタが決められる。その結果得た（受信）ＮＭＲ信号、ビュー、又は、ｋ−空間サンプルはデジタル化され、いずれかの周知の再構成技術を用いて画像を再構成できるように処理される。総スキャン時間は、ビュー、または、測定サイクルの数（これらは画像に対して獲得されたものである）によって部分的に決められるので、画像の解像度（分解能）及び画像の信号−対−ノイズの比率（ＳＮＲ）が悪くなることを甘受すれば、獲得されたビューの数を減らすことによって、スキャン時間を短縮することができる。
【０００６】
ＭＲＡ（Magnetic resonance angiography）では、ヒトの血管の画像を作成するために核磁気共鳴現象が用いられる。基礎をなす２つのＭＲＡ技術が提案されている。その一つは、ＴＯＦ法（time-of-flight technique）であり、これは、流れる血液と動かない（固定された）組織間に存在する信号飽和における差異を活用するものである。励起セクションを通って移動する血液（移動性）は、より少ない励起パルスに露出されたスピンによって常に置き換えられるので、飽和度が低い。患者に造影剤を注射し、造影剤ボーラス（contrast bolus）が目的とする動脈を通して流れるときを獲得タイミングにすることで、その効果を増大させる。それによって、高信号血液と低信号（静止）組織間の所定の画像コントラスト（image contrast）を得ることができる。
【０００７】
ＭＲ法は、米国特許３２７０１号に記載されたように、モーションを取得された信号相にコード化することから開発された。これらは、もう一つのＭＲＡ法をなすが、それは位相差（ＰＣ）法として知られている。現時点において、ほとんどのＰＣ  ＭＲＡ法は２つの画像を得ているが、各影像は、同一速度成分ｔに対し異なる感度を有する。一対の速度コード化画像間に複雑な差異又は位相差のいずれかを形成することによって、血管造影用画像が得られる。位相差ＭＲＡ技術は、３つの直交方向における速度成分に感度が高いことから、広く使われるようになったが、更なるデータ収集が必要となる。
【０００８】
画像を再構成することができるＮＭＲデータセットを獲得するための最も一般的な方法は、“フーリエ変換（Fourier transform）”結像法、又は、“スピンウォープ（spin−warp）”法と呼ばれるものである。この技術は、例えば、文献［"Spin-Warp  NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging", by W.A. Edelstein et al., Physics in Medicine and Biology, Vol. 25, p. 751-756 (1980)］に記載されている。これは、ＮＭＲ信号対位相コード化空間情報（勾配方向）を獲得する前に、磁気場勾配パルスをコード化する可変振幅位相（variable amplitude phase）を用いる。２次元装置（２ＤＦＴ）において、例えば、空間情報は、一方の方向に沿って位相コード化勾配（Ｇｙ）を適用することによって、前記方向にコード化され、その後、この相コード化方向に直交する方向において読出し磁気場勾配（Ｇｘ）の存在下で信号が得られる。このスピン−エコー獲得の際に存在する読出し勾配（readout gradient）は、直交方向における空間情報をコード化する。典型的な２ＤＦＴパルス系列（2DFT pulse sequence）では、パルスコード化勾配パルスＧｙが、スキャンの際に獲得されるビューの順に沿って増加される。３次元装置（３ＤＦＴ）において、第３の勾配（Ｇｚ）は、それぞれの信号読出しの前に、第３の軸に沿った位相コード化に適用される。この第２の位相コード化勾配パルス（Ｇｚ）もまた、スキャン時の値（value）を通じて進む。これらの２ＤＦＴ及び３ＤＦＴ法は、直線パターンのｋ−空間のサンプルを抽出し（図２Ａ参照）、ｋ−空間を適切にサンプリングするために、相当のスキャン時間を要する。
【０００９】
最近の研究では、結像スキャン時間を短くするために複数の受信機コイルアレイが広く使われるようになった。ＳＭＡＳＨ技術については、文献［Griswold, et al., "Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics (S MASH)" Magnetic Resonance In Medicine 1999, Jun; 41 (6): 1235-45］を参照することができる。この文献によれば、複数のコイルをいずれか１つのフーリエ位相コード化方向に注意深く配置する。コイル感度に関する知識に基づいて、非獲得位相コード化が合成され、それにより、所定の解像度（分解能）を有する画像が得られる速度を上げることができるか、又は、同一速度で獲得される画像の解像度（分解能）を上げることができる。ＳＥＮＳＥ技術については、例えば、文献［Pruessmann et al., "Coil Sensitivity Encoding for Fast MRI", MRM 42:< 52-962 (1999)］に記載されているが、それは、スキャン時間を減らすための別の同様の複数の受信チャネルアプローチである。ＳＭＡＳＨ及びＳＥＮＳＥ法は、ファクタ“Ｒ”を特徴とするが、この“Ｒ”は、所定の解像度（分解能）のために、従来の方法に対し２〜３倍速い速度を表す。これらは、ファクタ“ｇ”（１〜１．２）を特徴とするが、それは、所定の結像時間に対し予想以上にノイズが増加されたことを表す。
【００１０】
米国特許第６，４８５、４３５号には、ＭＲＩデータを獲得するための投影再構成法（projection reconstruction method）を用いた最近の研究が記載されている。投影再構成方法は、磁気共鳴影像が発端となって知られてきたものである。投影再構成法は、図２に示したフーリエ影像化において行われたような直線スキャンパターンでのｋ−空間サンプリングではなく、図２Ｂに示したように、ｋ−空間の中央から外方向に伸びる放射状の線をサンプリングする一連のビューまたは“投影”を持ってｋ−空間をサンプリングするものである。ｋ−空間をサンプリングするために必要とされるビューの数によって、不十分な数のビューが得られたときの、スキャンの長さが決められる。すると、再構成画像においてストリーク・アーチファクト（人為的な結果）が生じる。米国特許６，４８７，４３５号に記載された技術は、交互的ビュー（interleaved view）をもって連続的なアンダーサンプリングされた画像を獲得し、連続的な画像フレーム間に周辺的なｋ−空間データを共有することによって、前述したストリーキング（streaking）を減らすことに関するものである。獲得された周辺的なｋ−空間データを共有することに関するこの方法は、当業者にとって“ＴＲＩＣＫＳ”として知られている。
【００１１】
例えば、米国特許第６，７１０、６８６号によれば、獲得された一組のｋ−空間投影図（k-space projection view）からが画像を再構成するには、二通りある。最も一般的な方法は、放射状サンプリング位相軌道におけるそれらの位置からデカルト格子（Cartesian grid）にｋ−空間サンプルを再度並べること（regrid）である。その後、前記画像は、そのように再度並べられたｋ−空間サンプルの２Ｄ又は３Ｄフーリエ変換（Fourier trasformation）を行うことによって再構成される。
【００１２】
画像を再構成する第２の方法は、各投影図をフーリエ変換させることによって、放射状のｋ−空間投影図をラドン空間（Radon space）に変換させることである。画像は、これらの信号投影図（signal projection）をフィルタリングして視界（field of view；ＦＯＶ）に逆投影することによって、前記信号投影図から再構成される。当業者によく知られているように、獲得された信号投影図が、ナイキスト（Nyquist）サンプリング定理（Nyquist sampling theorem）を満たすほど（十分な数が）得られなかった場合、再構成された画像にはストリーク・アーチファクトが生じる。
【００１３】
標準逆投影法が図３に示されている。各ラドン空間信号投影プロファイル１１は、プロファイル１１において、矢印１７に示した投影経路（投射経路）に沿ってＦＯＶ１３を通って各信号サンプル１５を投影することによって、視界１３に逆投影される。ＦＯＶ１３において各信号サンプル１５を投影するに当たり、いかなる先験的知識も存在しない状況の中で、我々は、ＦＯＶ１３におけるＮＭＲ信号が同質（homogeneous）であり、且つ、各ピクセル（投影経路はこのピクセルを通る。）において信号サンプル１５が同等に分布されているという仮定を立てた。例えば、投影経路８は、それがＦＯＶ１３におけるＮピクセルを通るときに、１つの信号投影プロファイル１１における１つの信号サンプル１５に対して、図３に示されている。この信号サンプル１５の信号値（Ｐ）は、従来の逆投影法（以下参照）によれば、これらのＮピクセル間に同等に分配される。
【００１４】
【数１】
2010523166.tif 000003
（ここで、Snは、ＦＯＶ１３を通じてＮ個のピクセルを有する投影経路においてｎ番目のピクセルに分布されたＮＭＲ信号である。）
【００１５】
確かに、ＦＯＶ１３におけるＮＭＲ信号が同質（均一）であるという仮定は間違っていない。しかしながら、当業者に知られている通り、各信号プロファイル１１に所定の補正がされ、且つ、対応するプロファイル角度数において十分な数のプロファルが獲得されるとするならば、このような不完全な仮定によるエラーは最小化されるとともに、そのアーチファクトも抑制される。通常の再構成された画像のフィルタ逆影像法では、２５６×２５６ピクセルの２Ｄ画像に対しては４００個の投影が、そして、２５６×２５６×２５６ピクセルの３Ｄ画像に対しては２０３，０００個の投影が必要となる。前述の米国特許第６，４８７、４３５号に記載された方法が採用されるならば、これらの同様の画像に要求される投影図の数を、１００（２Ｄ）〜２０００（３Ｄ）に減らすことができる。
【００１６】
文献［Tsao J., Besinger P. and Pruessman KP, "kt-Blast and k-t Sense: Dynamic MRI with High Frame Rate Exploiting Spatiotemporal Correlations", Magn. Reson. Med. 2003 Nov.; 50(5):1031-43, Hansen MS., Tsao J., Kozerke S., and Eggers H., "k-t Blast Reconstruction From Arbitrary k-t Sampling: Application to Dynamic Radial Imaging", Abstract 684, 2005 ISMRM, Miami Florida］に記載されたｋｔ−ブラスト法によれば、獲得された一連の時間において、獲得された時間フレームセットと、かかるｋ−空間データとの間に大きい相関性があることが認められる。放射状の獲得（radial acquisition）に適用されてきたｋｔ−ブラスト法では、空間及び時間領域にアンダーサンプリングが行われるときに起こるアイリアシング（aliasing）を除去するために、低空間周波数訓練データセット（training data set）が獲得される。繰り返す画像再構成を用いて、必要とされるデータを有意に減少させることができる。
【００１７】
数対の直交２Ｄ投影画像を用いた画像の再構成をガイドするために訓練データセットの概念を導入している血管造影術については、例えば、文献［Huang Y., Gurr D., and Wright G., "Time-Resolved 3D MR Angiography By Interleaved Biplane Projections", Abstract 1707, ISMRM 2005, Miami Florida］を参照することができる。この方法において、獲得された全ての直交２Ｄ投影画像からなる訓練データセットから、データの相関性分析を通じて、繰り返す画像再構成が導かれる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１８】
【特許文献１】米国特許第６，７１０、６８６号
【特許文献２】米国特許第６，４８５、４３５号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
本発明は、高度に制約された逆投影再構成法（highly constrained backprojection reconstruction；ＨＹＰＲ）において、合成画像（composite image）として取得された位相差画像を用いる造影磁気共鳴血管造影法（contrast enhanced magnetic response angiography; "CEMRA"）を再構成する新規な方法を提供する。ここで、ＨＹＰＲは、この明細書においてＨＹＰＲ処理（HYPR processing）又はＨＹＰＲ再構成（HYPR reconstruction）とも呼ぶ。造影（コントラスト注入）スキャンのＨＹＰＲ処理の際に、位相差スキャン（phase contrast scan）は、約５分程度で、高品質の合成画像（又は重ね合わせ像；composite image）として使用される位相差画像を作成する。再構成された初回通過造影画像は、造影剤の流入力学を示し、そして、位相差合成画像は、短い初回造影スキャンの結果通常得られるものに対し、かつてはない空間分解能（spatial resolution）及びＳＮＲを可能にする。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
ＨＹＰＲ再構成に関する具体例（２Ｄ）が図４に示されている。一般的に、合成画像は、そのような再構成に関する先験的な知識を提供する。図４を参照すると、例えば、視界１３における信号輪郭（signal contour）が、血管１９及び２１のような構造物を含むことは知られうる。そういう訳で、逆投影経路（backprojection path）８がこれらの構造を通過するときに、このピクセル一における周知の信号輪郭の関数として分布に重みをつけることによって、各ピクセルにおける信号サンプル１５のより精密な（正確な）分布を実現することができる。このような重み付けをもって、大部分の信号サンプル１５は、周知の構造物１９及び２１と交差するピクセルに分布される。Ｎ個のピクセルを有する逆投影経路８のために、この高度に制約された逆投影図は、次の通り表され得る：
【００２１】
【数２】
2010523166.tif 000004
（ここで、Snは、再構成される画像フレームにおけるピクセルｎにおいて逆投影された信号の大きさ（強度）であり；Ｐは、逆投影される投影プロファイルにおける信号サンプルの値であり、そしてCnは、逆投影経路に沿ったｎ番目のピクセルにおける先験的（priori）合成画像の信号値である。）
【００２２】
前記［数２］における分子は、前記構成画像における対応する信号値を用いて、各ピクセルに重みを加える。その分母は、全ての逆投影された信号サンプルが画像フレームに対する投影合計を反映するとともに、合成画像の合計を乗じないように、前記値を正規化する。逆投影が終った後に、各ピクセルに対しそれぞれ正規化が行われても良いが、多くの臨床の症例において、前記逆投影の前に前記投影図Ｐを正規化することが最も便利である。この場合、投影図Ｐは、同一の視野角の合成画像を通る投影図における対応する値Pcで割ることによって、正規化される。この正規化された投影図P/Pcは、その後、逆投影され、それにより得られた画像に前記合成画像を乗じる。
【００２３】
高度に制約された逆投影再構成の具体例（３Ｄ）は、視野角θ及びφを特徴とする単一の３Ｄ投影図として、図５に示されている。この投影図は、軸１７に沿って逆投影され、且つ、逆投影軸１７に沿って一定の距離ｒにあるラドン面２５に広がる。フィルタ逆投影法（投影信号値がフィルタリングされ、且つ、連続的なラドン平面に軸１７に沿って均一に分布される。）に代えて、投影信号値（projection signal value）は、合成画像における情報を用いて、ラドン面２５に分布される。この図５の実施例における合成画像は、血管１９及び２１を含む。この重み付き信号輪郭値は、合成画像における対応する位置ｘ、ｙ、ｚにおける強度に基づいて、ラドン面２５における画像位置ｘ、ｙ、ｚに配される。これは、単に逆投影された信号プロファイルに、それに対応する合成画像のピクセル値を乗じることである。その後、その数値（産物）を、合成画像から形成されたそれに対応する空間投影プロファイルからの投影プロファイル値（projection profile value）で割ることによって、（前記数値を）正規化する。３Ｄの高度に制約された再構成のための数式は、以下の通りである。
【００２４】
【数３】
2010523166.tif 000005
（ここで、合計は、再構成される画像フレームにおける全ての投影図にわたるものである。特定のラドン平面におけるｘ、ｙ、ｚ値は、その平面に適したr、θ、φにおける投影プロファイル値Ｐ（r、θ、φ）を用いて計算される。Pc（r、θ、φ）は、合成画像からの対応する投影プロファイル値であり、Ｃ(x,y,z)r,θ,φは（r、θ、φ）における合成画像値である。）
【発明の効果】
【００２５】
本発明の重要な特徴は、ＨＹＰＲ再構成において高品質の合成画像（即ち、高ＳＮＲの高度にサンプリングされた合成画像）を用いることで、ＨＹＰＲ再構成された造影画像の画質を向上させることができる点にある。したがって、造影スキャンの前後に位相差スキャンを行うことで、従来の造影スキャンに存在していた厳しい時間制限（tight time constraint）を外すことができ、かつ、所定の高ＳＮＲが得られるように、より長い時間にわたって多くの位相差ビュー（phase contrast view）を得ることができる。
【００２６】
本発明の別の特徴は、位相差合成画像が、視界における動脈流および静脈流についての望ましい先験的知識を提供することができる点である。この位相差画像は、視界（ＦＯＶ）におけるスピンモーションに敏感であるモーションコード化パルス系列（motion encoded pulse sequence）を用いて取得される。
【００２７】
本発明の別の実施例によれば、位相差投影図は、動的ＣＥＭＲＡスキャンの際に、造影剤が到達する前に得られる。この位相差投影図は、比較的長時間にわたって得られ、かつ、動脈及び静脈の血流を示す高品質の位相差画像を再構成するのに使われる。マスク投影図は、造影剤が到達する前に得られ、かつ、これらの投影図は、視界における動かない（固定された）構造に関する情報を含む。造影剤が次第に興味を持つ血管に流入すると、複数の時間フレームそれぞれに対し高度にアンダーサンプリングされた（undersampled）造影投影図セットが得られる。これは、向上された血液信号とともに、視界における動かない組織に関する信号を含む。造影投影図から対応するマスク投影図を差し引いて、向上されていない動かない組織からの信号をゼロにし、各時間フレームに対し一組の疎（sparse；「わずかな」又は「薄い」とも呼ぶ。）造影投影図セットを提供する。この再構成された位相差画像は、後ほど、それぞれの疎造影投影図セットの高度に制約された逆投影再構成用の合成画像として用いられる。言い換えれば、位相差合成画像は、HYPR処理に対する先験的情報を提供して、疎造影投影図セットから各画像フレームを再構成する。この実施例を変形して、残留造影像が依然として血管に存在するように、造影図を得た後に、位相差図を取得することも可能である。
【００２８】
本発明によれば、繰り返すHYPR再構成は、再構成された画像から静脈に関する情報を除去するために行われ得る。繰り返すHYPR法では、最初に再構成された造影画像フレームが、更新された合成画像として用いられ、疎造影投影データセットがこれらの更新された合成画像を用いたHYPR再構成を再度受ける。これは、静脈に関する情報が十分に抑制されるまで繰り返し行われ得る。
【００２９】
本発明の一般的な目的は、動的研究の際に得たCEMRR画像の質を向上させることである。性能指数（figure of merit）Fは、加速獲得（accelerated acquisition）について、画像ボリューム、k−空間ボリューム、及び、全ての空間周波数にわたって求めた平均瞬間インパルス応答（temporal impulse response）の半値全幅（full-width half-maximum）で割ったSNRとして定義され得る。本発明の方法を用いた場合に８５の性能指数が得られた。そこで、標準取得（standard acquisition）は１とみなされた。
【００３０】
本発明の別の特徴は、取得された位相差投影図から流れ方向に関する情報を容易に得て、かつ、造影画像フレームの再構成の際に、その流れ方向に関する情報を用いることである。そのような流れ方向に関する情報は、通常CEMRA又はDSAスキャンによって得られないものであったが、前述したモーションコード化図（motion encoded view）から形成された合成画像における先験的情報の一部をなす。
【００３１】
本発明の前述した目的及び利点、及びその他の目的及び利点は、後述する発明を実施するための形態の項から明らかになるだろう。明細書において、符号は、添付した図面（専ら本発明の好ましい実施例を説明するために設けられた。）に基づいて付されたものである。そのような実施例（具体例）が必ずしも本発明の技術的範囲を代表するものではない。本発明の技術的範囲は専ら特許請求の範囲によって定められる。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】図１は、本発明を採用したＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】図２Ａは、図１のＭＲＩシステムを用いて通常のフーリエ、又は、スピンーワープ（spin-warp）画像を取得する際に、k−空間がどのようにサンプリングされるのかを示す図面であり、そして、図２Ｂは、通常の投影再構成画像を取得する際に、k−空間がどのようにサンプリングされるのかを説明する図面である。
【図３】図３は、画像再構成法における従来技術の逆投影ステップを示す図面である。
【図４】図４は、高度に制約された逆投影再構成の２Ｄ具体例を示す図面である。
【図５】図５は、高度に制約された逆投影再構成の３Ｄ具体例を示す図面である。
【図６】図６Ａは、３Ｄ放射状の投影図を取得するために図１のＭＲＩシステムを指令する好ましいパルス系列を示す図面である。図６Ｂは、本発明を実施するのに用いられる別の好ましいパルス系列を示す図面である。図６Ｃは、図６Ｂのパルス系列を用いて行われるk−空間サンプリングパターンを示す図面である。
【図７】図７は、NR撮像応用に本発明を採用するための好ましい方法を示す流れ図である。
【図８】図８は、別の好ましい具体例を示す流れ図である。
【図９】図９は、再構成のためのHYPR法を示す流れ図である。
【図１０】図１０は、再構成のためのHYPR法を示す流れ図である。
【図１１】図１１は、再構成のためのHYPR法を示す流れ図である。
【図１２】図１２は、再構成のための別のHYPR法を示す流れ図である。
【図１３】図１３は、静脈構造を除去する好ましい方法を示す流れ図である。
【図１４】図14は、MR撮像応用（MR imaging application）に本発明を採用するための別の好ましい方法を示す流れ図である。
【発明を実施するための形態】
【００３３】
図１を参照すると、ＭＲＩシステムに本発明の好ましい実施例が採用されている。このＭＲＩシステムは、ディスプレイ１１２と、キーボード１１４と、を有するワークステーション１１０を含む。この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動かせる市販のプログラム可能な機械であるプロセッサ１１６を含む。このワークステーション１１０は、スキャン指示（scan prescription）がＭＲＩシステムの中に入るようにするオペレーター・インターフェースを提供する。
【００３４】
このワークステーション１１０は、４つのサーバ、即ち、パルス系列サーバ（pulse sequence server）１１８、データ取得サーバ（data acquisition server）１２０、データ処理サーバ（data processing server）１１２、及び、データ保存サーバ（data store server）２３につながっている。好ましい具体例によれば、データ保存サーバ１２３は、ワークステーションプロセッサ１１６、及び、それにかかわるディスクドライブインター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、１２２は、単一の格納装置（enclosure）内に設けられ、且つ、６４ビットのバックプレイン・バス（backplane bus）を用いて相互に接続された別のプロセッサによって実行される。このパルス系列サーバ１１８は、市販のマイクロプロセッサと、市販のクワッド・コミュニケーション制御装置（quad communication controller）とを採用する。データ獲得サーバ１２０、及び、データ処理サーバ１２２の両方は、同一の市販のマイクロプロセッサを採用し、そして、データ処理サーバ１２２は、市販の並列ベクトルプロセッサ（parallel vector processor）に基づく１以上のアレイ・プロセッサ（array processors）更に含む。
【００３５】
ワークステーション１１０、及び、サーバの各プロセッサ１８、２０、２２は、シリアル通信ネットワーク（serial communication network）に接続されている。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運び、かつ、サーバ間、及び、ワークステーションとサーバ間に交信されるタグデータ（tag data）を運ぶ。また、データ処理サーバ１２２とワークステーション１１０との間に高速データリンクが設けられ、それにより、データ保存セーバ１２３に画像データを運ぶことができる。
【００３６】
パルス系列サーバ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（program element）に応答して、勾配システム（gradient system）１２４と、ＲＦシステム１２６とを動かせる機能をする。所定のスキャンを行うために必要とされる勾配波形（gradient waveform）が形成されて、勾配システム１２４に適用される。ここで、勾配システム１２４は、アセンブリ１２８において勾配コイル（gradient coil）を励起させて、ＮＭＲ信号の位置コード化に使用される磁場勾配（magnetic field gradient：または傾斜磁場とも呼ぶ。）、Ｇｘ，Ｇｙ，及び、Ｇｚを生じさせる。この勾配コイルアセンブリ１２８は、分極（偏光）磁石１３２と、全身（whole−body）ＲＦコイル１３４とを含む磁石アセンブリ１３０を部分的に形成する。
【００３７】
ＲＦ励起波形（excitation waveform）は、ＲＦシステム１２６によってＲＦコイル１３４に適用され、所定の磁気共鳴パルス系列（magnetic resonance pulse sequence）を行う。ＲＦコイル１３４によって検出された反応性ＮＭＲ信号は、ＲＦシステム１２６によって受信され、パルス系列サーバ１１８により発された命令（指令）に基づいて、増幅され、フィルタリングされ、復調され、そして、デジタル化される。このＲＦシステム１２６は、ＭＲパルス系列に用いられる様々なＲＦパルスを生じさせるＲＦ送信機を含む。このＲＦ送信機は、パルス系列サーバ１１８からのスキャン指示（取得）及び命令に応答して、所定の周波数、位相、及び、パルス振幅波形を有するＲＦパルスを生じさせる。このように生じたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル１３４に適用されるか、または、１以上の局所コイルまたはコイルのアレイに適用され得る。
【００３８】
ＲＦシステム１２６は、１以上のＲＦ受信機チャネルを含む。各ＲＦ受信機チャネルは、コイルによって受信されたＮＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器と、直交検出器（quadrature detector）とを含む。ここで、前記コイルは、ＲＦ増幅器に接続されている。直交検出器は、受信されたＮＭＲ信号のＩ及びＱ直角分（quadrature component）を検出するとともに、それをデジタル化する。したがって、受信されたＮＭＲ信号の強度（大きさ）は、以下の通り、Ｉ及びＱ成分の二乗の合計の平方根によって、任意のサンプリングされた点において決められ得る。
【００３９】
【数４】
2010523166.tif 000006
【００４０】
また、受信されたＮＭＲ信号の位相は、次のとおり決定され得る。
【００４１】
【数５】
2010523166.tif 000007
【００４２】
パルス系列サーバ１１８は、生理学的取得制御装置（physiological acquisition controller）１３６から随意に患者のデータを受信する。この制御装置１３６は、患者に接続された多くの異なるセンサから信号を受信するが、例えば、電極からＥＣＧ信号、または、泣き声（bellow）から呼吸信号を受信する。このような信号は、通常、パルス系列サーバ１１８によって用いられて、スキャンの性能（performance）を被検者の呼吸または心音に同調させるか、または、被検者の呼吸または心音を用いてスキャンの性能をコントロール（gate；開閉する）する。
【００４３】
パルス系列サーバ１１８は、スキャンルームインターフェース回路（scan room interface circuit）１３８につながり、その回路は、患者の病態（状態）及び磁石システムに係わる様々なセンサからの信号を受信する。このスキャンルームインターフェース回路１３８を通じて、患者位置決めシステム（patient positioning system）１４０が命令（指令）を受信して、スキャンの際に患者を所定の位置に動かせる。
【００４４】
パルス系列サーバ１１８が、スキャンの際にＭＲＩシステム要素（system element）をリアルタイムで制御できることは明らかである。その結果、そのハードウェア要素は、ランタイムプログラム（run time program）でタイミング良く実行されるプログラム命令によって実行されるものでなければならない。スキャン命令（scan prescription）に対する記述成分（description component）は、ワークステーション１１０から物体（被写体）の形態でダウンロードされる。このパルス系列サーバ１１８は、これらの物体を受信して、それらをランタイムプログラムに用いられる物体に転換させるプログラムを含む。
【００４５】
ＲＦシステム１２６によって生じたデジタル化されたＮＭＲ信号サンプルは、データ取得サーバ１２０に受信される。このデータ取得サーバ１２０は、ワークステーション１１０からダウンロードされた記述成分に応答して動作し、リアルタイムＮＭＲデータを受信するとともに、データ・オーバーランによっていかなるデータも喪失されないように、バッファ記憶装置（buffer storage）を提供する。一部のスキャンにおいては、データ取得サーバ１２０は、取得されたNMRデータをデータ処理サーバ１２２の方に流せる役割しか果たさない。しかしながら、スキャンの更なる性能を制御するために取得されたＮＭＲデータから誘導された情報を必要とするようなスキャンの場合、データ取得サーバ１２０は、そのような情報を生じさせ、かつ、それをパルス系列サーバ１１８の方に運ぶようにプログラム化されている。例えば、プリスキャン（prescan）の際に、ＮＭＲデータは、取得され、且つ、パルス系列サーバ１１８によって実行されたパルス系列を較正するのに用いられる。また、ナビゲータ信号が、スキャンの際に取得され、且つ、ＲＦまたは勾配システム作動パラメタを調整し、または、ｋ−空間がサンプリングされるビュー命令（view order）を制御するために用いられる。また、データ取得サーバ１２０は、ＭＲＡスキャンにおいて造影剤の到達を検出するために用いられるＮＭＲ信号を処理する際に使用され得る。これらの例において、データ取得サーバ１２０は、ＮＭＲデータを取得するとともに、それをリアルタイムで処理して、スキャンを制御するのに用いられる情報を生じさせる。
【００４６】
データ処理サーバ１２２は、データ取得セーバ１２０からＮＭＲデータを受信するとともに、ワークステーション１１０からダウンロードされた記述成分に基づいてそれを処理する。かかる処理（段階）は、例えば、粗ｋ−空間ＮＭＲデータのフーリエ変換を通じて２または３次元画像を形成し；再構成された画像にフィルタリングを適用し；取得されたＮＭＲデータの逆投影画像を再構成し；機能的（作用的）ＭＲ画像を計算し；血流画像または動きを計算することを含む。前述したとおり、本発明は、データ処理サーバ１２２によって実行されるプログラムに応答して、ＮＭＲシステムによって実施される。
【００４７】
データ処理サーバ１２２によって再構成された画像は、逆にワークステーション１１０の方に運ばれる。そのワークステーション１１０において、画像が保存される。リアルタイム画像は、データベース・メモリーキャッシュ（memory cache）（図示しない）に保存されるが、そこから前記画像が、操作者のディスプレイ１２２、または、参加する医者さんの使用に供される磁石アセンブリ１３０の近くに配置されたディスプレイ１４２の方に出力され得る。バッチモード画像（batch mode image）または選択されたリアルタイム画像は、ディスク記憶装置１４４上のホストデータベースに保存される。このような画像が再構成され、記憶装置に移されると、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の方に知らせる。ワークステーション１１０は、操作者によって使用されて、画像を保管し、フィルムを形成し、または、ネットワークを経由してその他の設備の方に画像を送ることができる。
【００４８】
本発明に係る幾つかの好ましい具体例を実施するために、ＮＭＲデータは３Ｄ球状のｋ−空間座標システム（k-space coordinate system）において取得される。ここで、読出し勾配方向（readout gradient direction）は、ｋ−軸からの角度θ、及び、ｋ−軸からの角度θによって定まる。サンプリング法は、全等間隔の一連の投影図（投影物）（ここで、全ての投影図がｋ−空間の中心を通る。）からなる。ｋ空間半径値の最大値（maximum k-space radius value：kmax）によって、得られた画像の３次元空間方向における解像度（分解能）が決められる。この半径方向のサンプルの間隔（radial sample spacing：Δkr）によって、再構成された画像の全視界（ＦＯＣ）の直径（Ｄ）が決定される。この全視界（full field of view）は、ナイキスト条件が満たされれば、アーチファクトなしに再構成され得る。
【００４９】
３Ｄ放射投影（3D radial projection）としてデータを取得するに用いられるパルス系列は、図６Ａに示されている。この系列は、高性能勾配サブシステム（high-performance gradient subsystem）（４０ｍＴ／ｍの最大振幅、及び、１５０Ｔ／ｍ／秒の最大スルーイング速度）を備えた前述したＭＲＩシステム上で実施される。データ取得ウィンドウ２００の際に、フールエコー（full-echo readout）または部分エコー読出し（partial-echo readout）を行うことができる。部分エコーが選択された場合、ｋ−空間（kz < 0）の下半分（bottom half）は単に部分的に取得される。全方向における大きいＦＯＶに起因して、画像ＦＯＶを通じてのトラバース磁化（traverse magnetization）を生じさせるために非選択的ラジオ周波数（ＲＦ）パルス２０２が使用される。
【００５０】
勾配によってリコールされた（回収された）ＮＭＲエコー信号２０３は、励起されたＦＯＶにおけるスピンによって生じ、かつ、３つの読出し勾配２０６、２０８、及び、２１０の存在下に取得される。スラブ選択勾配（slab−select gradient）が必要でないために、読出し勾配波形Ｇｘ，Ｇｙ，及びＧｚは類似した形態を有する。この対称性は、専らこの系列を崩す必要によってのみ妨げられる。ここで、系列は、離調勾配ローブ（dephasing gradient lobe）２０４をプレーイすることによって得られる。Ｇｘ及びＧｙ読出し勾配２０８及び１２０は、それぞれの勾配パルス２１２及び２１４によって巻き戻されて、定常状態に到達する。
【００５１】
スキャンの際に読出し勾配波形Ｇｘ，Ｇｙ，及びＧｚは、調整されて、異なる角度において放射状の軌道（radial trajectory）をサンプリングする。この角度間隔（angular spacing）は、サンプリングされた周境界（peripheral boundary）（kmax）において、ｋ−空間サンプルポイント（sampling point）の均一な分布がなされるように、選択される。幾つかの分布の計算法が知られているが、一定の経路速度、及び、表面積（surface area coverage）の条件の下、らせん状の軌道を有する球面をサンプリングすることによって軌道を均一に分布させる方法が採用された。この手段をとることによって、連続的なサンプル経路を生じさせることができるという利点があるが、それにより、勾配切り替え（gradient switching）及び過電流（eddy current）を減らすことができる。合計Ｎ個の軌道に対し、軌道数ｎの関数としての勾配振幅の方程式は、次の通りである。
【００５２】
【数６】
2010523166.tif 000008
【００５３】
【数７】
2010523166.tif 000009
【００５４】
【数８】
2010523166.tif 000010
【００５５】
これらのシリーズにおけるｎ番目のパルス系列に対する読出し勾配振幅は、［数６］、［数７］、及び［数８］によって定められる。スキャンの際にｎには１〜Ｎまでの単調順に（monotonic oreder）インデックスが設けられているが、当然のことながらそれ以外の順も可能である。後述するように、本発明は、遥かに少ない投影図を用いて球状のk−空間をサンプリングすることを可能にし、それにより、スキャン時間を短縮する。
【００５６】
本発明に係る数多くの具体例を実施するのに使用される別のパルス系列が図６Ｂに示されている。これは、選択的、非対照的先端を切り取ったサインｒｆ励起パルス（selective, asymmetrically truncated sine rf excitation pulse）２１８が、スラブ‐セレクト勾配（slab-select gradient）２３２の存在下で生成されるファスト勾配−リコールエコーパルス（fast gradient-recalled echo pulse）である。ｒｆパルス２１８のフリップ角（flip angle）は、通常３０〜４０°であるＴ１短縮血液（shortened blood）に対するＥｒｎｓｔ角（Ernst angle）に近接するように設定される。
【００５７】
このパルス系列は、単一のｋ−空間円状スライスにおけるサンプリングによって、単一の２Ｄスライスを獲得するのに用いられ得る。或いは、このパルス系列は、図６Ｃの２３４、２３６、及び、２３８に示したような複数の円状のｋ−空間スライスをサンプリングするのに用いられ得る。多重の２Ｄスライスが得られた場合に、軸の勾配は、スラブセレクト勾配２３２が生成され、続いて、位相コード化勾配ローブ（phase encoding gradient lobe）２４０、及び、反対の極性を有する巻き戻し勾配ローブ（rewinder gradient lobe）２４２が生成される。この軸位相コード化勾配（axial phase encoding gradient）２４０は、スキャンの際の数値を通じて進められて、各２Ｄｋ−空間スライス２３２、２３６、及び２３８をサンプリングする。対応する数の異なる軸位相コード化を適用することによって、このパルス系列を用いて任意の数の２Ｄｋ−空間スライスをサンプリングすることができる。
【００５８】
２つの面内読出し勾配（in-plane readout gradient）２２４及び２２６は、ＮＭＲエコー信号２２８の取得の際にプレーアウト（play out）されて、放射状の軌道に沿って２Ｄ平面２３４、２３６、または、２３８におけるｋ−空間をサンプリングする。これらの面内勾配２２４、及び２２６は、軸勾配に垂直であり、そして、それらは、相互に垂直である。スキャンの際に、これらは、一連の数値（value）を通じて進められ、放射状のサンプリング軌道の視野角（view angle）を回転する。面内読み出し勾配のそれぞれは、離調勾配ローブ２２０及び２２２により先導され、且つ、その後を巻き戻し勾配ローブ２２４及び２２６が続く。各軸位相コード化２４０に対し、２Ｄｋ−空間スライスをサンプリングするために完全なセットの放射状の投影図が取得される。本発明は、これらの２Ｄｋ−空間スライスが、より少ない放射状の投影図を用いてサンプリングされることを可能にする。その結果、より短いスキャン時間が実現される。それに関しては、後述する。
【００５９】
スキャン時間をさらに短くするために、各２Ｄまたは３Ｄパルス系列を実行する際に、１以上の放射状の軌道を獲得することができる。かかる方法は、例えば、米国特許第７，１４８，６８５号、及び、米国特許第６，７９４，８６７号などに記載されている。この特許文献によれば、読出し勾配波形が形成され、単一のパルス系列の際に２〜４つの異なる放射状の軌道に沿ってサンプリングするようになる。別の選択肢としては、放射状のスキャン軌道を短くすることによって、各画像フレームに対するスキャン時間をさらに減らすことである。これにより、獲得された画像フレームの解像度（分解能）が低下されるにもかかわらず、その解像度（分解能）は、ＨＹＰＲ再構成法によって復元できる。このＨＹＰＲ再構成法に関しては、高解像度（高分解能）位相差合成画像を挙げて後述する。
【００６０】
ｋ−空間の中心からｋ−空間の周境界（peripheral boundary）上の反対側にある点を通じて、ｋ−空間周境界（peripheral boundary）にある１つの点から延びる直線放射状の軌道（straight line radial trajectory）以外のサンプリング用の軌道を用いることは、当業者に知られている。前述の通り、一つ異なる点は、サンプリングされたｋ−空間体積の全範囲には及ばない軌道に沿ってサンプリングを行う部分ＮＭＲエコー信号２２８を獲得することである。直線投影再構成パルス系列（straight line projection reconstruction pulse sequence）に等しい一つの変化は、直線でない曲線軌道（curved path）に沿ってサンプリングを行うということである。このようなパルス系列については、たとえば、文献［"Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM, 37:706- 715, 1997 by F. E. Boada, et al.］、文献［"Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005) by K.V. Koladia et al］、及び、文献［"Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005) by J. G. Pipe and Koladia.］等に記載されている。本発明が、これらのサンプリング方法の２Ｄだけでなく３Ｄバージョンで実施されても良い。本明細書に使用された用語「ピクセル」（後述する）は、２Ｄまたは３Ｄ画像のいずれかにおける位置を指すものである。また、その他のｋ−空間サンプリング用の軌道、例えば、デカルト（Cartesian）、プロペラ（PROPELLER）、及びシェル（Shell） 軌道などが用いられる。処理の観点からすると、合成画像及び造影画像フレームの両方に対しｋ−空間サンプリング軌道を用いることがさらに便利であろう。しかしながら、それは、必修ではない。造影画像フレームに用いられたものに対応するｋ−空間サンプルが合成画像から得られる限り、それは有効である。
【００６１】
本発明は、造影画像を再構成する改良された方法である。この方法は、造影画像が獲得される時点（時間）に先たって、ＦＯＶの合成画像を取得することを必要とする。この合成画像を獲得し且つ使用する方法については、後述する。
【００６２】
図７を参照すると、第１の好ましい実施例はＣＥＭＦｉＡ画像化に適用され得る。このＣＥＭＦｉＡ画像化では、時間分解された（time-resolved）一連の画像がほぼリアルタイムで得られる。この方法における第１ステップは、プロセスブロック３００に示したように、複数の位相差投影図を獲得して、所定の視界（prescribed field of view）を通じて対象物の位相差合成画像を再構成することである。この位相差投影図は、ＣＥＭＲＡスキャンの一部として造影剤を注入する前に獲得され、そして、ｋ−空間投影図は、比較的長時間（約５分程度）に亘って獲得される。位相差スキャンの持続時間はそれほど重要ではないために、多くの投影図が獲得される。好ましくは、ナイキスト基準を満たす十分なデータが獲得され、そして、有意なストリーク・アーチファクトなく、所定の解像度（分解能）を有する画像を生成する。
【００６３】
好ましい具体例において、ＰＣ  ＶＩＰＲとして知られているパルス系列（米国特許６，９５４、０６７号に記載されている。この特許文献は、参考までに本明細書に含まれる。）は、３Ｄ放射状のｋ−空間投影図を獲得するために用いられる。別の位相差系列は、別のｋ−空間形状（例えば、図５に示したいわゆる２．５Ｄ形状、または、図２Ｂ及び米国特許第６，１８８，９２２号に記載した２Ｄ放射状の形状など）における投影図を獲得するのに用いられる。心臓周期又は呼吸に基づく被検者の動きが気になる場合には、位相差投影図の獲得をゲートする（即ち、開閉する）ことができる。このゲーティング（gating）は、呼吸ゲーティング信号または心臓ゲーティング信号、または、検査すべき被検者に依存して、前記両方の信号によって、誘発される。
【００６４】
ＨＹＰＲ再構成における合成画像として用いられるべき位相差画像の再構成は、米国特許第６，９５４，０６７、及び、第６，１８８，９２２号に記載された方法を用いて行うことができる。この再構成された位相差画像は、２Ｄまたは３ＤＦＯＶを通じて各画像ピクセルにおけるスピン速度を示し、且つ、動脈及び静脈の流れ（血流）を示す。この位相差画像は、スキャンの被検者に関する先験的情報（事前情報；priori information）を提供する。３つのｘ、ｙ、ｚ軸（または任意の軸）のいずれかにおけるスピン速度のマップを作成することができる。スピン速度の位相差画像は、移動する血液に基づいて、被検者の血管に関する精密な描写を提供する。
【００６５】
プロセスブロック３０４に示したとおり、マスク画像は、ＦＯＶに造影剤が到達する前に獲得される。マスク投影図は、位相差投影図及びその後に得られた造影投影図として、同じ放射状のスキャン形状（scan geometry）を用いて獲得される。好ましい実施例において、３Ｄｋ−空間を均一に放射状にサンプリングするマスク投影図は、図６Ａに示したようなパルス系列を用いて獲得される。また、マスク投影図（mask projection view）は、その後獲得されたアンダーサンプリングされた造影スキャンに使用されたそれぞれの投影角において獲得されたものである。このマスク投影図は、視界において固定された（動かない）組織の解剖構造上の情報を提供する。
【００６６】
プロセスブロック３０８に示したとおり、造影剤は、被検者に注入される。これらのステップが、造影剤がFOV内に流入する前に行われる限り、必ず、前述したように、全ての位相差及びマスク投影図が得られてからこのような注入が行われる必要はない。造影剤が、目的とする血管内に流入すると、複数の時間フレームそれぞれに対する高度にアンダーサンプリングされた造影投影図セットが得られる（符号３１０参照）。各造影投影図セットは、それぞれプロセスブロック３１２に示したように、可能な限り速く獲得され、そして、時間フレームは、初回通過（first pass）の際に獲得されるのが好ましい。ここで、「初回通過」は、造影剤が、静脈構造物に流入する前の動脈構造物内に存在するときをいう。一つの具体例において、各時間フレームに対し８〜１２個の投影図（projection）が獲得され、３Dに関する具体例においては、１１０〜１６０個の投影図が得られる。この投影図セットは、決定ブロック316に示したとおり、最後の画像時間フレームが獲得されるまでに、プロセスブロック318に示したように、得られる。これらの投影図データセットは、視野において動かない組織だけでなく、造影血液の流れに関する情報をも提供する。
【００６７】
マスク投影図を獲得するのに使用されるものと類似したパルス系列は、造影投影図を獲得するときに用いられる。好ましい具体例によれば、前述し、かつ、図６Aに示したようなパルス系列を用いる放射状の３D軌道を使用して、k−空間をサンプリングする。獲得されたマスク投影図の角度及び数は、造影画像フレーム獲得の際に獲得されたものに相当する。また、異なる時間フレームに対して獲得された造影投影図は、k−空間を通じて均一に分布され、かつ、交互配置されている。言い換えれば、各時間フレームは、マスク投影図を獲得するのに用いられた視野角のサブセットにおいて獲得された投影図を含み、そして、視野角は、時間フレーム毎に異なることになる。合成画像を獲得する際にゲーティングが使用されれば、造影投影図を獲得するのに同一のゲーティング手法が使用される。
【００６８】
プロセスブロック３１４に示したように、その後、造影投影図からマスク投影図を差し引く。造影投影図からなる各時間フレームセットに対し、造影投影図から、同一の視野角において得られた対応するマスク投影図を差し引いて、疎（sparse）造影投影図画像フレームデータセットを生じさせる。これは、非血管の動かない組織に関するデータが除去されるように行われる。その後、高品質位相差合成画像とともに、その結果得られた疎投影図データセットを用いて、プロセスブロック３２０に示したように、HYPR画像再構成を行う。
【００６９】
図９に関連して、画像フレームは、米国特許出願第６０／９０１，７２８号（出願日：２００７年２月１９日；発明の名称：局所化されかつ高度に制約された画像再構成方法）の明細書に記載された“局所”バージョンのHYPRを用いて再構成される。この特許文献に記載された内容は、参考までに本明細書に含まれる。このステップを行うための数多くの方法がある。好ましい方法については図９に示した。より具体的に、合成画像は、プロセスブロック４０６に示したように、フィルタリングによってぼやけさせることができる。フィルタリングは、合成画像アレイが、フィルタカーネルで畳み込まれる畳み込み工程（convolution process）である。カーネル（kernel）サイズは、ぼやけが行われるときに、カーネルが目的とする対象物（例えば、血管）の外部からの情報を多く含まないように、選択されるべきである。フィルタカーネルが目的とする対象物よりはるかに大きい場合には、そこの信号の大きさの平均値を求めてもよい。しかしながら、その形状に変わりはない。一方で、フィルタカーネルが、対象物より小さい場合には、その形状又はプロフィルをぼやけさせても良い。現時点の画像フレーム（current image frame）を再構成し、かつ、プロセスブロック４０８に示したようにぼやけさせ、又は、フィルタリングする。言い換えれば、再構成された画像フレームアレイをフィルタカーネルで畳み込み、低域（low-pass）のフィルタリング機能を遂行する。プロセスブロック４１０に示したように、フィルタリングされた現時点における画像フレーム（T）におけるピクセル値を、フィルタリングされた合成画像（Ct）における対応するピクセル値で割って、正規化された重み付け画像（Tw）を求める。この具体例において、各画像フレームは、フィルタ逆投影法（filtered back projection）といった従来の方法によって、疎造影投影図画像フレームデータセットから再構成される。
【００７０】
プロセスブロック４１２に示したように、その後、高度に制約された（HYPR;highly contrained）画像フレームが生じる。その画像フレームは、合成画像に正規化された重み付け画像アレイ（Tw）を乗じることによって得ることができる。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。その結果得られたHYPR画像は、保存され、そして、このシステムは、プロセスブロック４１４に示したとおり、元に戻って（loop back）次の画像フレームを獲得し、それを処理する。この手順が終わったら、決定ブロック４１６において決定されたとおり、HYPR再構成手順３２０が完了する。
【００７１】
正規化された重み付け画像（Wy）を生成するいくつかの別の方法がある。これらの方法のうち１つは、図１０及び１１に示した方法である。図１０を参照すると、選択肢（方法）のひとつは、獲得された画像フレームアレイを、合成画像で割る（即ち、分割する）というプロセスブロック４１８に示した第１のステップを含む。これは、獲得された画像フレームアレイにおける各ピクセル値を、合成画像アレイにおける対応するピクセル値で割ることである。その結果得られた画像フレームを、プロセスブロック４２０に示したように、ぼやけさせるか、又は、フィルタリングすることで、正規化された重み付け画像（Tw）を生じさせる。このフィルタリング作業は、プロセスブロック４０６及び４０８に関連して前述した畳み込み工程と同様のものである。
【００７２】
正規化された重み付け画像（Tw）を形成する別の方法が図１１に示されている。この方法は、プロセスブロック422に示したような疎造影画像フレーム（sparse contrast enhanced image frame projection view）を用いる。プロセスブロック424に示したように、位相差合成画像は、画像フレームに使用される同じ視野角セットで投影図を計算することによって、ラドン空間に変換される。プロセスブロック426に示したように、疎造影画像フレーム投影図Pは、その後、それらを位相差合成画像投影図Pcで割って正規化される。これは、同じ視野角にある投影図P及びPcにおける対応する要素の分割である。その後、従来の方法によって正規化された投影図（P/Pc）を逆投影することによって、プロセスブロック428において正規化された重み付け画像（Tw）が生じる。これは、フィルタ逆投影法（filtered backprojection）ではなく、単純逆投影法（straight forward backprojection）である。
【００７３】
HYPR再構成法に関する別の具体例は、図12に示されている。そこには、それぞれの疎造影投影データセット、及び、位相差合成画像を用いて、各造影画像フレームが再構成される。このように高度に制約された逆投影再構成法は、［数２a］と、図５について前述したとおりである。特に、投影図（projection）は、プロセスブロック332に示したとおり、正規化され、そして、正規化された投影図は、その後FOVに逆投影される。これは標準逆投影法（standard backprojection）であるが、フィルタリングは有しない。プロセスブロック336に示したように、その結果得られた逆投影値を、再構成すべき画像に加える。そして、現時点の画像フレームに対する全ての投影図が、逆投影されているかどうかを決定するために、決定ブロック３４０においてテストを行う。そうでなかったら、プロセスブロック３４８に示すように、次の投影図が逆投影される。全ての投影図が逆投影され、かつ、画像フレームに対し合計されると、プロセスブロック34４に示したように、その合計された画像フレームに位相差合成画像を乗じる。これは、画像フレームにおけるピクセル値に合成画像における対応するピクセル値を乗じるマトリックス乗算（matrix multiplication）である。
【００７４】
高度に制約された画像フレーム再構成を行うための別の方法を用いることができるのは明らかである。例えば、米国特許出願第１１／４８２，３７２号（出願日：２００６年７月日：発明の名称：高度に制約された画像再構成法）、及び、米国特許出願第１１／４８２，８５７号（出願日：２００６年７月７日；発明の名称：アンダーサンプリングされた時間分解ＭＲ画像化のための逆投影再構成法）に記載された方法がある。これらの特許文献の記載内容は、参考までに本明細書に含まれる。すべてのフレームは、同じように再構成される。
【００７５】
上記方法では、疎造影投影図セットから生成された画像フレームで合成画像を登録することを仮定した。必要に応じて、別の登録ステップを行っても良い。２つ画像を登録するための多くの方法が知られており、例えば、文献［ウィスコンシン大学の２００２年PhD論文、タイトル："Novel Acquisition Strategies For Time Resolved 3D, Magnetic Resonance Angiography"］に記載された方法が挙げられる。
【００７６】
図７を参照すると、プロセスブロック３２４に示したように、繰り返すタイプ（iterative type）のHYPR法によって、静脈構造物（venous structure）は、得られたフレームからフィルタ処理され得る。かかる方法の例として、米国仮特許出願第６０／９０１、７２７号（出願日：２００７年２月１７日；発明の名称：繰り返す高度に制約された画像再構成法）に記載された方法がある。図１３を参照すると、プロセスブロック３５２、３５４、及び、３５８によいて、一連のHYPR再構成は、現時点における時間フレーム（current time frame）の疎造影投影図、及び、各HYPR再構成の後に更新される位相差合成画像を用いて行われる。得られた造影投影図に静脈信号が存在しないか、又は、抑制されている場合には、静脈は繰り返されるHYPR画像から消失する。プロセスブロック３６２及び３６６に示したように、全ての投影図セットは、この繰り返す方法によって処理されて、全ての画像フレームを生じさせる。
【００７７】
図７を参照すると、プロセスブロック３２８に示したように、位相差スキャンから発生した流れ方向の画像（image of flow direction）は、再構成さた造影時間フレーム画像において血流（blood flow）方向を指すものとして用いられ得る。例えば、各画像ピクセルにおける血流方向に関する情報を用いて、造影時間フレーム画像における対応するピクセルを色で塗り分ける。別のパラメタに関する情報（たとえば、圧力勾配情報）は、位相差画像データから算出され、かつ、CIEMRA時間フレーム画像上に表示され得る。これらの流れパラメタは、初回通過検査ではこれまで利用できなかったユニークな情報を提供し、逆流（retrograde flow）を評価するに非常に役立つ。例えば、造影画像において同定された狭窄病変の血行動態的意義が、速度情報から算出される。圧力勾配は、ナビエ・ストークス方程式を用いた速度情報から推定することができる。各運動（モーション）コード化方向における血流速度は、それぞれ画像フレームを乗じた対応するマスクを生じさせて、対応するカラー画像を形成するために用いられ得る。その後、２又は３つのカラー画像が合わせられて、各ピクセルの色が流れ方向を指す単一のカラー画像を形成する。
【００７８】
図７に示したようなCEMRA法において、動的研究（dynamic study）が行われる際に、画像フレームは、再構成されて、ほぼリアルタイムで表示される。これが可能であるのは、動的研究の前に合成画像が得られ、かつ、再構成されるからである。別のCEMRA法は、画像再構成が行われる前に全ての画像フレームが得られるものである。
【００７９】
この別の方法が図８に示されている。この別の方法では、画像フレームが取得される動的研究の後に、プロセスブロック３００において、合成画像が取得され、かつ、再構成される。この別の実施例における全てのステップは、動的研究が完了してから、プロセスブロック３２０、３２４、及び３２８における画像再構成および処理が行われなければならない点を除き、図７について説明したものと同様に行われる。しかし、動的研究の後に合成画像を獲得することによって、造影剤が動脈だけでなく、静脈構造物においても見られるようになる。これは、HYPR画像再構成プロセスによって画像フレームに伝えられる合成画像のSNRを更に増加させる。
【００８０】
図７及び図８に示した具体例の変形例では、プロセスブロック３１４において、背景信号（background signal）を差し引くことを扱っている。前述したとおり、マスクビューを差し引いた後に少量の背景信号が残存する場合、その後に取得されるそれぞれの造影画像フレームから、造影剤の投与後に取得された第１の画像フレームを差し引くことが必要な場合もある。あるいは、この背景が、研究の間に次第に造影剤で満たされていくことが確認された場合、この背景における興味を持つ小さな領域が、研究を通してゼ近く維持される背景値を確立するために、同定され、且つ、使用され得る。
【００８１】
本発明の更なる別の具体例が図１４に示されている。これは、図７に示した具体例と実質的に同じものである。そこに含まれたステップには、図７と同じ符号を付した。
【００８２】
プロセスブロック３１５及び３１７に示された相違は、更なるＨＹＰＲ再構成ステップがプロセスに加えられる点にある。より具体的に、ＣＥＭＲＡ合成画像は、図３１５に示したとおり、取得された複数の画像フレームにおける差し引かれた投影図から形成される。通常、このＣＥＭＲＡ合成画像を生成するための用いられる画像フレームは、再構成されるべき現時点における画像フレームと、この現時点における画像フレームを中心とした時間ウィンドウ（time window）の間に取得された画像フレームと、と含む。これは、従来の画像再構成法であり、そして、得られたＣＲＭＲＡ合成画像は、プロセスブロック３１７に示したように、各ＣＥＭＲＡ画像フレームのＨＹＰＲ再構成に用いられる。このステップは、図１２に示したＨＹＰＲ再構成法（前述したとおりである。）を採用する。その後、各ＣＥＭＲＡ画像フレームは、プロセスブロック３２０に示したように、さらなるＨＹＰＲ処理を受けて、最終の画像フレームを形成する。このステップ３２０に使用されたＨＹＰＲ法は、図９に示したもの（前述したとおりである。）であるのが好ましい。この具体例では、背景信号が実質的に抑制された画像フレームを形成するが、そこには静脈構造物が非常に明確に表示されている。
【符号の説明】
【００８３】
１８：パルス系列サーバ
２０：データ取得サーバ
２２：データ処理サーバ
２３：データ保存サーバ
２４：勾配システム
２６：ＲＦシステム
３６：生理学的取得制御装置
３８：スキャンルームインターフェース
４０：患者位置決めシステム
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【国際調査報告】
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