(57)【要約】      （修正有）【課題】磁気共鳴血管造影法に於いて、信号を増幅する造影剤を使用して血管系を動的に調べる装置を提供する。【解決手段】非選択的ＲＦ励起パルスを使用する３Ｄファスト勾配−リコール・エコー・パルス・シーケンスを使用して被験者の動的ＭＲＡ調査が行なわれる。再構築された画像のシリーズのフレームレートはｋスペースの周縁領域より高い速度でｋスペースの中央領域をサンプリングすることで増加される。その取得内容は心臓トリガー信号を使用してゲート化処理され、ｋスペースの中央領域は心臓拡張中に取得され、ｋスペースの周縁領域は心臓収縮中に取得される。画像フレームは周縁ｋスペース領域からの時間的に最も近いサンプルを使用して中央ｋスペース領域の各サンプリングにおいて再構築される。画像フレームの２つの画像フレームを減算してＭＲ血管造影を形成する。【選択図】図６
2005185853.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者からＮＭＲデータを取得して、選択されたｋスペースから、被験者の動的調査中に、サンプルを繰り返し取得することにより一連のフレーム画像を形成する装置であって、
前記被験者の心拍サイクルを示す信号を発生させ、各心拍サイクルにおいて心臓収縮取得ウインドウと心臓拡張取得ウインドウとを定める手段と、
複数の心拍サイクルを通して前記選択されたｋスペースの中央領域をある選択された時間速度で繰り返しサンプリングし、前記の中央領域のサンプリングが前記心臓拡張取得ウインドウ中に実行される手段と、
複数の心拍サイクルを通して前記選択されたｋスペースの周縁領域をより低い時間速度で繰り返しサンプリングし、前記の周縁領域のサンプリングが前記心臓収縮取得ウインドウ中に実行される手段と、
前記中央領域ｋスペース・サンプルと前記周縁ｋスペース領域の時間的に隣接するサンプリングから得られたサンプルとを含む中央領域ｋスペース・サンプルの各セットのデータ・セットを形成する手段と、
前記データ・セットからフレーム画像を再構築する手段
を含んでなる装置。
【請求項２】
前記ＮＭＲデータは被験者の３次元領域から取得する請求項１記載の装置。
【請求項３】
前記フレーム画像が３次元フレーム画像である請求項２記載の装置。
【請求項４】
前記３次元フレーム画像を投影することにより２次元画像を形成する請求項３記載の装置。
【請求項５】
複数個の３次元フレーム画像が前記形成されたデータ・セットから再構築され、かつ、別の３次元画像が前記３次元フレーム画像の１つを前記３次元フレーム画像の他の１つから減算することにより形成される請求項３記載の装置。
【請求項６】
前記別の３次元画像を投影することにより２次元画像を形成する請求項５記載の装置。
【請求項７】
前記選択されたｋスペースの前記中央領域がサブ領域に分割され、前記サブ領域の少なくとも１つが各連続する心拍サイクルの前記心臓拡張取得ウインドウ中でサンプリングされる請求項１記載の装置。
【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血管造影法（「ＭＲＡ」）であり、更に詳細には、ＮＭＲ信号を増幅する造影剤を使用してヒトの血管系を動的に調べることにある。
【０００２】
ヒトの血管系の診断研究には多数の医療的な適用例がある。心臓とそれに関連する血管とを含む心臓血管系の画像化において、ディジタル減算血管造影（「ＤＳＡ」）等のＸ線画像化法に広範囲の用途が見い出されている。腎臓の動脈内と静脈内の血液の循環を示す画像及び頚と頭部の頚動脈内と頚静脈内の血液の循環を示す画像は広範囲な診断用途を有している。しかしながら、不運なことに、これらのＸ線法は被験者を潜在的に有害なイオン化放射に晒し、かつ、身体に入れられるカテーテルを使用して、血管系を画像化するために造影剤を注入することが必要であることが多い。
【０００３】
これらＸ線技術の諸利点の１つは、造影剤の注入中に一連の画像を得ることが出来るよう高速（即ち、高い時間的(temporal)解像度）で画像データを取得出来る点にある。かかる「動的な調査」により造影剤が対象となる血管系を塊となって流れている画像を選択することが出来る。順序が初めの方の画像では被験者の疑いのある血管系内に十分なコントラストを得ることが出来ず、又、後の方の画像は造影剤が静脈に到達してその周りの組織内に拡散することから、解釈が困難になる。かかる画像の診断の有用性を著しく高める目的から、「リアル・タイム・ディジタルＸ線減算画像法」と題する米国特許第４，２０４，２２５号に開示された減算法が使用可能である。
【０００４】
磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）では、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を使用してヒトの血管系の画像を形成している。ヒトの組織等の物質が均一な磁場（分極極場Ｂ0）に晒されると、その組織内のスピンの個々の磁気モーメントはこの分極極場と整合するようになるが、その特性的なラーマ周波数においてはランダムな順序でその周りを前進運動する。物質又は組織がｘ−ｙ面内にあり且つラーマ周波数付近にある磁場（励起場Ｂ1）に晒されると、ネットの整合したモーメントＭzが回転し、即ち「チップ」処理されてｘ−ｙ面内に入れられ、ネットの横方向の磁気モーメントＭtを発生する。信号がその励起されたスピンにより出力され、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出来る。
【０００５】
これらの信号を利用して画像を形成する場合、磁場勾配（Ｇx Ｇy 及びＧz）を採用する。典型的には、画像形成される領域は一連の測定サイクルで走査され、その場合、これらの勾配は使用されている特定の分極化法に従って変化する。それにより得られる受信されたＮＭＲ信号のセットはディジタル化され、処理されて、多数の周知の再構築法の１つを使用することにより画像の再構築を行う。
【０００６】
医療画像を形成する目的で現在使用されている大部分のＮＭＲ走査では、必要なデータの取得に多数の時間（分）かかる。この走査時間を数分よりむしろ数秒に低減することはＭＲＩ法を使用する臨床的な動的調査を実施するに際して大きな障害となっている。ＭＲＡに適用可能なパルス・シーケンスを使用してＭＲＩ走査の時間的解像度を高める方法が多数開発されている。「ＭＲ透視検査方法」として当技術で公知であり、米国特許第４，８３０，０１２号に説明されている方法においては、被験者は完全な画像に対して必要とされるＮ相コード化画面を連続的且つ繰り返し取得することにより走査される。しかしながら、次の画像の再構築前にＮ個の画面の全体的に新しいセットを待つより、画像が大部分の最新のＮ画面を使用して更に高速で再構築される。つまり、動的調査において前の画像の再構築に使用された画面と同様に新しく取得された画面から画像が再構築される。ＭＲ透視検査方法で極めて高い時間速度(temporal rate)が達成されるが、全体の画像コントラストを有するｋスペース内の中央画面はそれより遅い固有の走査速度（即ちＮｘＴＲ）で更新されることから、画像コントラストはＭＲＡに対しては十分ではない。
【０００７】
ＭＲＩ画像の時間解像度を高める他の方法は「キーホール」画像化法として当技術で言及されている。例えば、「Ｋスペース代替を使用してラット内の局部的な脳阻血の動的コントラストが増幅したＮＭＲ拡散画像化」、ＳＭＲ第１１回年次会議、１９９２ abs. １１３８にＲ．Ａ．ジョーンズ等により説明されたように、一連の画像は造影剤が被験者内に注入される動的調査中に取得される。順序が最初の画像は基準画像であり、当該画像においては全ての位相コード化画面（例えば、１２８個の画面）が取得される。しかしながら、中央画面（例えば、中央の３２個の画面）のみを得ることで後続の画像が形成される。これらのキーホール走査は明らかに完全な走査より更に迅速に取得可能であり、時間速度はそれと比例的に増加する。キーホール画像は基準走査からの外側周縁ｋスペース画面と組み合わされた最も最近の中央ｋスペース画面を使用して再構築される。不運なことに、再構築画面内の空間的周波数変化が低くて動的調査の展開をとらまえないような場合においては、ｋスペース・キーホール画像化は適していない。これは狭い領域内でのコントラストの変化を調査すべき場合には問題となり、かかる調査においては取得される中央画面の個数は時間解像度の利得が失われる点迄増加されねばならない。
【０００８】
ｋスペース・キーホール画像化法には当技術において画像（「ＦＯＶ」）動的画像化の限定された分野として知られている方法が関係している。例えば、Magnetic Resonance in Medicine、第３１巻、６９１−６９４頁、１９９４年により発行されフーとパーリッシュにより説明されたように、またフレデリックソンとペルクにより、３rd ＳＭＲ、１、１９７．１９９５で説明されたように、この方法は画像の変化する部分が完全なＦＯＶの半分未満を占拠する動的調査に適用される。画像の静的部分を表す基準画像がこの調査の開始時に形成され、画像の動的中央部分のみを包含する一連の画像が位相コード化画面の枚数の半分を使用して形成される。これらの動的画像は、（奇数又は偶数の図面のいずれかの）画面の個数の半分のみが取得上必要とされるので、高い時間速度で取得可能である。画像の動的及び静的部分は完全なＦＯＶ画像の対応するシリーズを形成すべく組合わされる。勿論、画像の静的部分内に変更が生じると、これらの領域から得られた情報は最早その小さいＦＯＶ内に別に入れられたアーティファクトを正確には除去しない。
【０００９】
ＭＲ血管造影法（ＭＲＡ）は研究の活発な分野である。２つの基本的な技術が提案され、評価されている。最初のクラスはタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）技法であり、これは周りの組織に対する血液の運動を使用する方法からなる。最も普通の方法は流れる血液と静止状態にある組織の間に存在する信号飽和の差を利用することである。これは流れ関連の増幅として知られているが、血液と組織のコントラストにおける改善が実際は多くの励起パルスを経験して飽和状態となる静止した組織に起因することから、この効果は間違った名称が付けられている。励起された部分を通る流れている血液は励起パルスの影響が少ないスピンにより連続的にリフレッシュされ、従って、飽和されることは少ない。その結果が高信号血液と低信号静止組織の間の所望の画像コントラストである。
【００１０】
米国再発行特許第３２，７０１号に開示されたように、運動を所要の取得信号の位相にコード化するＭＲ法も開発されている。これらの方法はＭＲＡ技法の第２クラスを形成しており、位相コントラスト（ＰＣ）法として知られている。最近、大部分のＰＣ  ＭＲＡ技法は２つの画像を取得しており、各画像は同じ速度成分に対して異なる感度を有している。従って、一対の速度コード化された画像の間の位相差又は複合差のいずれかを形成することにより造影血管画像が得られる。３つの対角線方向全てにおける速度成分に対して感応性があるよう位相コントラストＭＲＡ技法が拡張されている。
【００１１】
近年における多大の発展にも係わらず、多くの臨床現場ではＭＲＡが研究ツールとして依然考えられており、実際の臨床現場ではルーチン的には使用されていない。ＴＯＦ又はＰＣ技法の更に広範囲な適用は、病理学をマスクし、ある場合には偽り得る各種の有害な画像アーティファクトの存在により妨害されている。これらのアーティファクトは結果的に全体的に妥協的な感度と低い特異性をもたらす。
【００１２】
ＭＲＡの診断能力を高めるため、ガドリニウム等の造影剤をＭＲＡ走査前に被験者内に注入することが出来る。米国特許第５，４１７，２１３号で説明されたように、その特徴は造影剤の塊が対象となる血管系を流れる時点での中央ｋスペース画像を取得することにある。これはルーチン的な臨床的方法の一部として達成される簡単なタイミングではない。
【００１３】
大動脈、腎臓動脈及び肺動脈等の血管を画像化すべき場合には他の挑戦が呈示されている。これらの血管は血流の速度を変える結果として心拍サイクル中に著しく移動する。かかる運動によって生じるゴースト化と曖昧さを最小限にするため、ＥＣＧ信号を使用してデータ取得をゲート化することが普通に行われている。ＥＣＧゲート化を使用する場合、ＮＭＲデータの取得は心拍サイクルの心臓拡張相中にのみ生じるようタイミング合わせされる。その結果、時間の少なくとも１／３の間はデータは取得されず、走査を完了させる全体の時間は典型的には５０％増加する。動的な調査においては、この状態はフレームレートの対応する減少となり、最大画像コントラストを達成するためにこの方法をタイミング合わせすることが出来る確率が低減することになる。
【発明の要約】
【００１４】
本発明は、ゲート化された動的調査中にＭＲＩ画像を取得することが出来る時間速度を増加させる方法である。更に詳細には、本方法は、被験者の心拍サイクルに同期して動的調査中に選択されたｋスペースから繰り返しサンプルを取得し、各心拍サイクルの心臓拡張部分中にその選択されたｋスペースの中央領域をサンプリングし、各心拍サイクルの心臓収縮部分中に周縁ｋスペース領域をサンプリングし、中央領域ｋスペース・サンプルと周縁ｋスペース領域の時間的に隣接するサンプリングから得られたサンプルとを含む中央領域ｋスペース・サンプルの各セットに対するデータ・セットを形成し、高速時間速度で一連の画像を形成すべく各データ・セットからＭＲＩ画像を再構築することを含む。周縁ｋスペース領域に対する各データ・セット内のサンプルは、中央領域ｋスペース・サンプルの取得に時間的に最も近くで取得された対応するｋスペース・サンプルを単に選択することで得ることができ、またはこれらのサンプルは、中央領域ｋスペース・サンプルの取得の前後で取得される対応するｋスペース・サンプルの間を補間することで得ることが出来る。
【００１５】
本発明の一般的な目的は、診断価値を下げることなく、心臓のゲート化された動的調査中にＭＲＩ画像を形成出来る時間速度を増加させることにある。心拍サイクルの心臓拡張部分中に且つ高い時間速度で中央ｋスペース領域をサンプリングすることにより、被験者のより大きい対象物のコントラストにおける動的変化がより一層正確に表され、より一層精細に解像処理される。周縁ｋスペース領域の場合により遅いサンプリング速度を使用することにより、再構築された画像の診断価値を著しく下げることなく画像フレームあたりの取得すべきデータの量が実質的に低減する。その上、心臓収縮中に周縁ｋスペース・サンプルを取得することにより、データが全体の心拍サイクル中に取得され、それにより、ｋスペースがサンプリングされる速度をさらに増加させる。それらの利点は３Ｄ取得について特に言えることである。
【００１６】
本発明の他の目的は選択的励起パルスを無くすことにより時間速度を更に増加出来るような方法を提供することにある。動的調査中に異なる時点で取得された２つのデータ・セットを減算することにより最終的な血管造影が形成される。この減算法は通常３Ｄ画像に関連する障害となるアーティファクトを除去する。その結果、かかるアーティファクトを除去するのに通常使用されるスラブ選択ＲＦ励起パルスは必要とされず、更に短い非選択性ＲＦ励起パルスが使用可能である。これにより、パルス・シーケンスは短くすることが出来、逆にこれはフレームレートを更に増加させることが出来る。
【００１７】
本発明の他の目的は連続するデータ・セットの間を補間することにより時間速度を増加させることが出来る方法を提供することにある。基本的なフレームレートは中央ｋスペース領域がサンプリングされる速度で決定される。これは中央ｋスペース領域の連続するサンプルの間を補間することにより増加し、付加的な画像フレームを形成することができる。
【００１８】
本発明の前掲の及び他の目的と利点については以下の説明から明らかとなるであろう。以下の説明では、本発明の一部をなし、例示的なものとして本発明の好ましい実施態様を示す添付図面を参照する。しかしながら、かかる実施態様は必ずしも本発明の全ての範囲を表すものではなく、従って、本発明の範囲の解釈にあたっては添付の請求の範囲を参照すべきものである。
【好ましい実施態様の説明】
【００１９】
最初に図１を参照すると、本発明を導入した好ましいＭＲＩシステムの主要構成要素が示されている。このシステムの動作はキーボード、制御盤１０２及び表示装置１０４を含むオペレーター・コンソール１００で制御される。オペレーター・コンソール１００はスクリーン１０４上で画像の形成と表示をオペレーターが制御出来るようにする別のコンピューター・システム１０７とリンク１１６を介して通信する。コンピューター・システム１０７にはバックプレーンを介して相互に通信する多数のモジュールが含まれている。これは画像処理装置モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、及び当技術において画像データアレイを記憶するフレーム・バッフアーとして公知のメモリー・モジュール１１３を含む。コンピューター・システム１０７は画像データとプログラムを記憶するディスク記憶装置１１１とテープ駆動装置１１２に接続されており、このコンピューター・システムは高速シリアル・リンク１１５を介して別のシステム制御装置１２２と通信する。
【００２０】
システム制御装置１２２にはバックプレーンにより共に接続されるモジュールのセットが含まれている。これはＣＰＵモジュール１１９、シリアル・リンク１２５を介してオペレーター・コンソール１００に接続するパルス発生器モジュール１２１を含む。実施すべき走査手順を示すオペレーターからのコマンドをシステム制御装置１２２が受け取るのはこのリンク１２５を介してである。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走査手順を実施する。このモジュール１２１は、発生させるＲＦパルスのタイミング、強度及び形状を示すデータ、並びにデータ取得ウインドウのタイミング及び長さを発生する。パルス発生器モジュール１２１は走査中に発生させる勾配パルスのタイミングと形状を示すよう１組の勾配増幅器１２７に接続する。パルス発生器モジュール１２１は又、生理的取得コントローラー１２９から被験者に関するデータを受け取る。コントローラー１２９は電極からのＥＣＧ信号又はベローズからの呼吸信号等の被験者に接続されている多数の異なるセンサーから信号を受信する。更に、最後に、パルス発生器モジュール１２１は被験者の状態と関連している各種センサー及び磁石システムから信号を受信する走査室インターフエイス回路１３３に接続する。被験者位置決めシステム１３４が被験者を走査のため所望の位置に移動させるコマンドを受信するのは、この走査室インターフエイス回路１３３を介してでもある。
【００２１】
パルス発生器モジュール１２１で発生される勾配波形はＧX、ＧY、及びＧZ増幅器からなる勾配増幅器システム１２７に印加される。各勾配増幅器は全体的に１３９で表されたアッセンブリ内の対応する勾配コイルを励磁して、取得した信号を位置コード化するために使用される磁場勾配を形成する。勾配コイル・アッセンブリ１３９は分極化磁石１４０及び全体ＲＦコイル１５２を含む磁石アッセンブリ１４１の一部を形成する。システム制御装置１２２内のトランシーバー・モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１で増幅されて送受信スイッチ１５４でＲＦコイル１５２に接続されるパルスを発生する。患者の体内で励起された核の放射により生じる信号は同じＲＦコイル１５２により検出され、送受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に接続される。増幅したＮＭＲ信号は復調され、フィルター処理され、トランシーバー１５０の受信器部分でディタル化される。送受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号で制御され、送信モード中にＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、また受信モード中に前置増幅器１５３に接続する。送受信スイッチ１５４はまた別のＲＦコイル（例えば、ヘッド・コイル又は表面コイル）を送信モード又は受信モードのいずれかで使用可能とする。
【００２２】
ＲＦコイル１５２でピック・アップされたＮＭＲ信号はトランシーバー・モジュール１５０でディジタル化され、システム制御装置１２２内のメモリー・モジュール１６０へ送信される。走査が完了し、データの全体のアレイがメモリー・モジュール１６０内で取得されると、アレイ処理装置１６１はそのデータを画像データのアレイにフーリエ変換するよう動作する。この画像データはシリアル・リンク１１５を介してコンピューター・システム１０７に搬送され、そこでディスク・メモリー１１１内に記憶される。オペレーター・コンソール１００から受信した命令に応答して、この画像データはテープ駆動装置１１２上で記録可能とされるか、又は更に画像処理装置１０６で処理可能とされ、オペレーター・コンソール１００に搬送され、表示装置１０４に表される。
【００２３】
特に図１及び図２を参照すると、トランシーバー１５０はＲＦ励起フィールドＢ１をコイル１５２Ａに電力増幅器１５１を介して発生させ、コイル１５２Ｂ内に誘因された結果的に生じる信号を受信する。前述のように、コイル１５２Ａ及び１５２Ｂは図２に示されたように分離状態に出来るが、またそれらは図１に示した単一の全体型コイルにすることが出来る。ＲＦ励起フィールドのベース又はキャリア周波数は、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１からの一組ディジタル信号を受信する周波数合成器２００の制御の下に発生する。これらのディジタル信号は出力２０１の箇所で発生させたＲＦキャリア信号の周波数と位相を示す。コマンドを受けたＲＦキャリアは変調器とアップ変換器２０２に印加され、そこでその振幅は、パルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。信号Ｒ（ｔ）は発生させるＲＦ励起パルスの包絡線を定め、且つ一連の記憶されたディジタル値を連続的に読み出すことによりモジュール１２１内で発生する。これらの記憶されたディジタル値は、順に、所望のＲＦパルス包絡線を発生出来るようオペレーター・コンソール１００から変えることが出来る。
【００２４】
出力２０５で発生したＲＦ励起パルスの大きさはバックプレーン１１８からディジタル・コマンドを受け取る励起減衰回路２０６により減衰される。減衰されたＲＦ励起パルスはＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１に印加される。トランシーバー１２２のこの部分については、米国特許第４，９５２，８７７号に詳細に説明されている。
【００２５】
なお、図１及び図２を参照すると、被験者により発生した信号は受信コイル１５２Ｂでピック・アップされ、前置増幅器１５３を介して受信減衰器２０７の入力部に印加される。受信減衰器２０７は、バックプレーン１１８から受信したディジタル減衰信号により決定される量だけ信号を更に増幅する。
【００２６】
受信信号はラーマ周波数又はその近似値にあり、この高周波信号はダウン変換器２０８により２段階処理で下方向に変換され、この変換器は最初ＮＭＲ信号をライン２０１上のキャリア信号とミキシングし、次に結果的に生じる差信号をライン２０４上の２．５ＭＨｚ基準信号とミキシングする。ダウン変換されたＮＭＲ信号はアナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力に印加され、この変換器はアナログ信号をサンプリングしてディジタル化し、その信号をディジタル検出器と受信信号に応答して１６ビット同位相(in-phase)（Ｉ）値及び１６ビット直角位相(quadrature)（Ｑ）値を発生する信号処理装置２１０とに印加する。受信信号のディジタル化されたＩ及びＱ値の結果的に生じる流れはバックプレーン１１８を介してメモリー・モジュール１６０に出力され、そこで画像を再構築する目的に使用される。
【００２７】
２５０ｋＨｚサンプリング信号と５、１０及び６０ＭＨｚ基準信号と同様に２．５ＭＨｚ基準信号は、通常の２０ＭＨｚマスター・クロック信号から基準周波数発生器２０３で発生させる。この受信装置の更に詳細な説明については、米国特許第４，９９２，７３６号を参照のこと。
【００２８】
本発明は多数の異なるパルス・シーケンスにより使用可能であるが、本発明の好ましい実施態様では図３に表された３Ｄ勾配リコール・エコー・パルス・シーケンスを使用している。改定レベル５．５システム・ソフトウエアの商標名「ＳＩＧＮＡ」の下に販売されているジェネラル・エレクトリック社の１．５テスラＭＲ走査装置で利用可能なパルス・シーケンス「３ dfgre」を使用した。これは以下に説明されるように、非選択性ＲＦパルスを使用するよう改変され、又、本発明で開示されたｋスペース・サンプリング・パターンを実行出来るよう単一ボリュームから多数回にわたりデータを収集すべく改変された。
【００２９】
特に、図３を参照すると、６０°のフリップ角度を有する非選択性ＲＦ励起パルス２２０が印加して、横方向の磁化を発生する。これにｚ軸に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２４とｙ軸に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２６が引き続く。ｘ軸に沿って向けられた読出し勾配パルス２２８が続き、部分的なエコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が先に説明したように取得され、ディジタル化される。取得後に、米国特許第４，６６５，３６５号で開示されたように、リワインダー勾配パルス２３２、２３４がパルス・シーケンスの繰り返し前に磁化を再位相化する。
【００３０】
本発明の一態様は、選択性ＲＦ励起パルス及びそれに関連するスラブ選択性勾配が要求されない点にある。従って、最後まで実行するのにより長い時間のかかる選択性ＲＦパルスを使用する代わりに、更に短い非選択性パルスを使用出来る。これはパルス・シーケンスにおけるＴＲの短縮になり、これはＴＲの短縮に対応した全体の走査時間を短縮化し、そしてフレームレートを高くすることとなる。
【００３１】
当技術で周知のように、図３におけるパルス・シーケンスが繰り返され、位相コード化パルス２２４、２２６が図５に示された３Ｄ  ｋスペースをサンプリングすべく一連の値を介してステップ処理される。好ましい実施態様においては、８個の位相コード化をｚ軸に沿って使用し、１２８個の位相コード化をｙ軸に沿って使用している。従って、各特定のｙ位相コード化の場合、８個の異なるｚ位相コード化での８個の取得が完全にｋz軸に沿ってサンプリングすべく行われる。これはｋy軸に沿って完全にサンプリングすべく１２８個の異なるｙ位相コード化により１２８回繰り返される。以下に示す説明から明らかとなるように、このサンプリングが実施される順序は本発明の重要な様相である。
【００３２】
ｋx軸に沿ったサンプリングは、各パルス・シーケンス中における読み出し勾配パルス２２８の存在下においてエコー信号２３０をサンプリングすることで行われる。ｋx軸に沿った部分サンプリングのみが行われ、失われたデータはホモダイン再構築法又はゼロ充填法により演算されることが当業者には理解されよう。これにより、エコー時間（ＴＥ）とパルス繰り返し速度（ＴＲ）の両方を短縮化出来る。好ましい実施態様においては、部分的なエコー２３０の３１２個のサンプルがｋxに沿って得られる。
【００３３】
特に、図５を参照すると、本発明による動的調査を行う目的で、サンプリングされるｋスペースが多数の領域に分割されている。好ましい実施態様において、３Ｄ  ｋスペースは２つの領域、即ち、中央領域２３５と２３６、２３７で示された周縁領域に分割される。これらの各領域は順に２５個のサブ領域に分割される。中央領域２３５はＡ、Ｂ1、Ｃ1、Ｄ1、Ｂ2、Ｃ2及びＤ2でラベル付けされた７個のサブ領域を含み、各サブ領域は６４個の別の取得（即ち、８個の異なるｋy位相コード化で８個のｋz位相コード化で）を必要とする。２３６及び２３７で示されたｋスペースの周縁領域はＲ１乃至Ｚ１及びＲ２乃至Ｚ２のラベルが付けられた１８個の周縁サブ領域を含む。これら周縁サブ領域はそれぞれ３２個の別の取得（即ち、４個の異なるｋy位相コード化において８個のｋz位相コード化）を必要とする。当技術で周知のように、ｋスペースの中央領域からのサンプルは、再構築された画像内の全体のコントラストを決定する情報の大部分を含む。以下に説明されるように、動的調査中にこれらｋスペースの中央領域はより頻繁に取得され、且つこれら中央領域は心拍サイクルの心臓拡張中に取得されることが本発明の開示内容である。動的調査における各フレーム画像に対しての基礎を成し且つ最終的なフレームレートを決定するのは中央のｋスペース・サブ領域Ａである。
【００３４】
本発明を実施するため、このｋスペースを他の方法で小分け出来ることが当業者には理解されよう。例えば、サブ領域の個数を変えることが出来、サブ領域の個数はその境界部がスライス選択ｋz軸に沿って配設されるよう向けることが出来る。又、ｋスペースは中央環状領域と周りの環状型周縁領域に分割出来る。
【００３５】
特に図４を参照すると、心拍サイクル中に心臓により発生する血流速度はグラフ２４０で表される。ＥＣＧ信号２４１は各心拍サイクルの開始時に発生し、先に述べたように、ＭＲＩシステムのパルス発生器モジュール１２１に印加される。ＥＣＧトリガー信号２４１の間のインターバルＴcardは患者の心拍速度により決定され、相当変動することになる。しかしながら、心拍速度とは無関係に、心拍サイクルの最初の３００ミリ秒は画像処理されている血管の最も迅速な動きを造り出す血流のパルスを特徴としている。心拍サイクルのこの「心臓収縮相」は本発明で開発された心臓収縮取得ウインドウＴsysを定める。この心臓収縮取得ウインドウは図４の２４２で示され、過剰運動によりこの期間Ｔsys中にデータ取得を停止させることが心拍ゲート化を使用する際の通常の方法である。
【００３６】
心拍サイクルの残りの部分は「心臓拡張相」２４３と称し、血管運動の劇的な変化が少ないことを特徴としている。血管は比較的静止状態にあるので、ＮＭＲデータが通常得られるのはこの心拍位相中である。心臓拡張相２４３の持続時間は心臓の心拍速度と共に変化するが、好ましい実施態様においては毎分８０回の心拍数速度が仮定され（Ｔcard＝７５０ｍｓ）、取得ウインドウＴdiasが定められる。健康な人にとってこの毎分８０回の心拍は早いが、呼吸器系疾患又は心臓疾患のいずれかがある患者の典型的な数値である。
【００３７】
心臓収縮取得ウインドウＴsys中に、ｋスペースの周縁部における画面を取得することが本発明の開示内容である。血液の脈打ちと心臓の運動が最低になる心臓拡張取得ウインドウＴdias中にｋスペースの中心が収集される。この取得方法は画像コントラストがｋスペース・データの中心により抑制されること、及び従ってこれらのデータが心臓拡張中に集められれば、比較的運動−アーティファクトの無い画像を収集出来るという仮説に基付いている。図５に示すように、７個の中央ｋスペース・サブ領域Ａ、Ｂ1、Ｃ1、Ｄ1、Ｂ2、Ｃ2及びＤ2が取得ウインドウＴdias中に取得され、残りの１８個の周縁ｋスペース領域が取得ウインドウＴsys中に取得される。図３のパルス・シーケンス（ＴＲ＝７ｍｓ）及び毎分８０回の心拍数という仮定を使用すると、それぞれ心臓収縮２４２及び心臓拡張２４３の心拍相中に３２と６４個の別々の取得又は画面を得ることが出来る。
【００３８】
動的調査中に使用される好ましい取得方法を表す図６を参照する。曲線２４５は被験者に造影剤を注入することで達成されるコントラスト増幅作用を表している。１２個の心臓拍動サイクルが示してあり、心臓トリガー信号２４１により示されている。従って、１２個の間に介在する心臓収縮取得ウインドウ２４２と心臓拡張取得ウインドウ２４３が表される。
【００３９】
「Ａ」ｋスペース・サブ領域は心臓拡張取得ウインドウ２４３中に各第３番目の心拍毎に収集される。各１２番目の心拍毎に取得される残りの中央サブ領域Ｃ1、Ｃ2、Ｄ1及びＤ2の場合と同様、Ｂ1及びＢ2 ｋスペース・サブ領域も各６番目の心拍毎に心臓拡張中に取得される。
【００４０】
心臓収縮取得ウインドウ２４３中に、周縁ｋスペース・サブ領域Ｒ1-Ｕ1、及びＲ2−Ｕ2が各１６番目の心拍毎に取得され、ｋスペース・サブ領域Ｖ1-Ｚ1及びＶ2−Ｚ2が各２０番目の心拍毎に取得される。
【００４１】
動的調査中に取得したデータは、動的調査中に発生するコントラストの変化を表す一連のフレーム画像Ｆ1−Ｆnを再構築する目的で多数の方法で使用可能である。図６に示す実施態様においては、Ｆ1〜Ｆ4で表された画像フレームは各中央のｋスペース・サブ領域Ａ取得から得られたデータを使用して再構築される。これは、中央ｋスペース・サブ領域Ａデータを使用してフレーム画像を再構築するのに十分なデ−タ・セットを形成し、そのデータ・セットを周りの中央サブ領域Ｂ−Ｄ及び周囲のｋスペース領域Ｒ−Ｚから時間的に隣接するデータを組み合わせることにより達成される。結果的に生じる各画像フレーム・データ・セット２５１−２５４は被験者の中央画面が得られた時間に拠り決定されるように動的調査中における特定の時点における被験者を表している。
【００４２】
かかる各画像フレーム・データ・セットを形成する１つの方法は、中央のｋスペース・サブ領域Ａの取得に時間的に最も近い周縁領域から取得したデータを使用する方法である。画像フレームに対して時間的に最も近いデータを選択するこの方法は本明細書では「最近似(nearest neighbor)」法と称している。ｋスペースの周縁領域に対して最も近いデータは、時々、そのフレーム時間に近いものであり、他の場合、そのフレーム時間は２つのサンプル期間の中間になっていることが理解出来る。
【００４３】
各フレームＦ1乃至Ｆ4においてデータ・セットを形成する他の方法は、２つの隣接するサブ領域からのデータ間を補間することである。例えば、フレームＦ2において、サブ領域Ｂ1に対するｋスペース・データは、第２及び第８の心拍サイクルの間中に取得したＢ1データ間を補間することにより演算可能である。好ましい実施態様においてはリニア補間が使用されるが、非リニア補間も使用可能である。例えば、コントラスト曲線２４５を示す関数が公知であれば、その関数は調査中に異なる時点で行われたサンプリングを重み付けする目的に使用可能である。
【００４４】
画像フレームを再構築することが出来る元になったデータ・セットを形成する先に説明した方法においては、ｋスペースの中央サブ領域Ａの各サンプリングに対して１つのデータ・セットが形成される。しかしながら、取得したデータの更なる補間によりその動的調査についての時間解像度をさらに増加させるべく付加的な画像フレームを再構築することが出来る。１つの方法は、線対線の考え方で前述のように形成された完全なデータ・セット２５１−２５４の間を単純に補間する方法である。
【００４５】
データ・セットがどの様に形成されるかとは無関係に、画像フレーム・データ・セット２５１−２５４は、図７に示された３Ｄフレーム画像２５１’−２５４’の対応するセットを再構築するために使用される。好ましい実施態様においては、各３Ｄフレーム画像２５１’−２５４’を再構築する目的で３次元フーリエ変換法が使用される。
【００４６】
これらのフレーム画像データ・セット２５１’−２５４’から有用な診断画像を形成する多数の異なる方法を使用することが出来る。３Ｄデータアレイ２５１’−２５４’の１つを介して横断面内に位置決められた１組のデータ点を単に選択することにより画像を形成出来る。しかしながら、血管は通常単一面内には存在せず、また、かかる横断面画像は或る選択された面をたまたま通過する多くの血管の短い部片又は横断面のみを示すので、かかる画像は限定された診断価値を有している。かかる画像は特定の血管内における特定の箇所を診断すべき場合には有用であるが、疾患のあるかもしれない血管系とその指摘されている領域の健康状態を調べる手段としては余り役立たない。
【００４７】
血管の全体の構造とその健康状態を評価するには、血管系の造影画像様の画像を形成するためＮＭＲデータの３Ｄアレイを単一の２Ｄ投影画像に投影することがｙより一層有用である。これを行う最も普通に使用されている方法は投影画像の各画素から光線をそのデータ点の３Ｄアレイを介して投影し、最大値を有するデータ点を選択する方法である。各光線について選択された値は投影画像内での対応する画素の明るさを制御する目的に使用される。以後「最大画素技法」と称するこの方法は実施が極めて容易であり、審美的にも快適な画像をもたらす。これが現時点では好ましい方法である。
【００４８】
投影画像を形成する目的に使用され且つ利用可能な情報の多くを保持する他の方法は本明細書で以後「集積法」と称する。この投影法については「適応型ＮＭＲ造影投影法」と題する米国特許第５，２０４，６２７号に説明がされており、これが使用される。この方法の場合、各投影画像画素の明るさは投影光線に沿ったデータ点全ての合計値により決定される。
【００４９】
投影画像を形成する目的に使用される更に他の技法では３Ｄ「領域成長」法を使用している。成長する３Ｄデータ・セット内の領域の原点はオペレーターが決定する。次にその成長した領域は鈍くされ、領域成長過程で省略されたかもしれない血管縁部の丁度外側にボクセル(voxels)を含むマスクを形成するよう閾値処理される。この方法は、血管の縁部が保持されて血管の重なりが描画プロセスに含まれる目視的な指示体の使用により推量することが出来る血管系を極めて円滑に表す。
【００５０】
各３Ｄ画像フレーム・データ・セット２５１’−２５４’から得られた２Ｄ投影画像を２６１乃至２６４で図７に示す。これらの画像は直接見ることが出来、動的調査中における時間の流れにわたり、被験者の血管系内にいたる造影剤の流れを観察する目的に使用可能である。ある場合、２Ｄ投影画像２６１−２６４の１個以上の画像で診断を行うのに十分である。
【００５１】
的確な診断を２Ｄ投影画像２６１−２６４から形成することが出来ない場合、「差」投影画像を形成して、更なる診断情報を提供することができる。図７に示されるように、これは３Ｄ画像フレーム・データ・セット２５１’−２５４’の２つを選択し、それらの対応する画素値の間の差を演算することにより達成される。３Ｄ差画像はデータ・セット２７０で示されるように形成され、これは次に先に述べたものと同じ投影法を使用して２Ｄ差投影画像２７２を形成する目的に使用される。２つの３Ｄ画像フレーム・データ・セット２５１’−２５４’の選択は、対象となる血管系内での画像コントラストを増幅する目的で診断士によりなされる。被験者の血管系を介してピーク値の造影剤の流れが何時生じるかを正確に予測することは困難であるので、３Ｄ画像フレームの一連の内容はこの事象が生じるその時間範囲を提供する。
【００５２】
画像減算が有用である理由はいくつか存在する。最初の理由は、図３に示すシーケンスでの非選択性ＲＦ励起パルスの使用の結果生じるいかなる画像のアーティファクトも、２つの選択された３Ｄ画像データ・セット内のものと実質的に同じことによる。従って、１つの画像データ・セットを他の画像データ・セットから差し引いて差の画像を形成することはこれらの画像アーティファクトを実質的に除去することになる。この減算法は又、造影剤の注入が多数回なされる場合も特に有益である。これは非血管性のバックグランドを調査上、後で極めて明るい状態にし、血管をバックグランドコントラストに下げることになる。血管系の透明化の前に先のフレームを減算することでバックグランド信号が除去される。この減算は又、静脈と動脈の表示が別々になされる画像を得る付加的な機会を作り出す上でも有用である。しばしば静脈のみを含む後のフレームは、アーティファクトの信号が静脈の信号に重ねられるような先のフレームから減算出来る。この差画像はアーティファクトの画像である。
【００５３】
時間的な一連の画像が利用可能な場合は、各種の合致したフィルターとアイゲン(Eigen)フィルターを印加出来る。合致するフィルターは一連の画像内に多数の画像を組み合わせて、改善された信号対雑音比を含む画像を得る。その画像はＳＮＲを最大にするようその合致フィルター合計値内で重み付けされる。静脈信号がその合計された画像から除去されるようアイゲン・フィルターでは重み付け係数の特定のセットを使用する。この方法では所要の係数を決定するため静脈ＲＯＩ内における信号の測定を要求する。
【００５４】
前述したように、心拍サイクルは心臓収縮期間２４２と心臓拡張期間２４３に分割される。前述したように、心臓収縮期間は固定され、好ましい実施態様においてはこの収縮期間は３００ミリ秒に固定される。しかしながら、心臓収縮期間の持続時間は心拍速度に応じて患者毎に著しく変化し、動的調査中でさえも著しく変化することがある。これを処理する１つの方法は最悪の場合における心臓拡張期間を仮定し、そのインターバルの或る割合（例えば９０％）でＴdiasを固定することである。かかる方法ではデータが全て先に述べたシーケンス内で得られることが確実になるが、最悪の場合の条件が存在しないような状況下では相当の時間が未使用状態である。
【００５５】
本発明の２つの別の実施態様では、いく人かの患者によって呈示された長時間の心臓拡張期間を使用している。その第１の別の例においては、固定された心臓拡張期間Ｔdias後に第３の時間期間Ｔextが確立される。この第３の時間期間Ｔextは次の心臓トリガー信号２４１が発生する迄延び、その持続時間は変動可能である。この可変時間期間Ｔext中に、中央のｋスペースの一部分が取得可能である。例えば、中央領域ＡがＴdias中に取得される心拍においては、いずれか一方の領域Ｂ1又はＢ2から取得されたデータがその延長時間期間Ｔext中に取得することが出来る。中央領域Ｂ1又はＢ2又はＣ1又はＣ2が時間期間Ｔdias中に取得される心拍中に、中央領域ＡからのデータはＴextで取得可能である。心拍が相当一定になっている個人に対しては、この取得策によりｋスペースの中央領域（Ａ）は各心拍毎に更新可能とされる。前記別の例において、この伸長した時間期間Ｔextは、通常「０充填(zero-filled)」であるｋスペースの領域からデータを得る目的に使用可能である。
【００５６】
本発明の第２の別の実施態様では、心臓拡張時間期間中に適応型取得を必要とする。データは図６に示された順番で取得する。心臓収縮期間Ｔsysは固定されるが、心臓拡張期間Ｔdiasは次の心臓トリガー信号２４１が発生する迄続行可能とされる。データは心臓拡張期間中に連続的に取得され、そのシーケンスは前の心拍サイクル中に何が取得されたかを回顧的に決定することにより各心拍サイクル毎に適応される。例えば、心拍が著しく低減されてＡ領域におけるデータの７５％のみが収集された場合は、次の心拍の心臓拡張取得ウインドウ中に、領域Ａの残りの部分は次の領域（例えば、図６の取得スキームの場合のＢ1）を収集する前に得られることになろう。
【図面の簡単な説明】
【００５７】
【図１】図１は本発明を採用するＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】図２は図１のＭＲＩシステムの一部分を形成するトランシーバーの電気的ブロック図である。
【図３】図３は本発明の好ましい実施態様に採用するパルス・シーケンスをグラフ的に表した図である。
【図４】図４はデータ取得が被験者の心拍サイクルとどの様に同期するかをグラフ的に表した図である。
【図５】図５は本発明の好ましい実施態様を実施する際にデータをサンプルとして採る３次元ｋスペースを模式的に表した図である。
【図６】図６は動的調査中に図５の３次元ｋスペースがサンプルされる順序をグラフ的に表した図である。
【図７】図７は図６の動的調査中における各画像フレームに対するデータ・セット及びこれらのデータ・セットがＭＲＩ画像形成するのにどの様に組み合わされるかを描画的に表したものである。
【図１】
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【図２】
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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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