(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのＭＲＩシステムであって、
ａ）患者の関心領域に流入する造影剤を患者に注入する手段、
ｂ）当該造影剤が該関心領域にある患者の動脈中を最初に通過する間であって、検査の時間分解位相中に、一連のＮＭＲ時間経過画像に対するＮＭＲ画像データを取得する手段、
ｃ）前記ＮＭＲ時間経過画像から、該時間分解位相中における動脈描写画像ボクセルの該信号レベルの増幅を示す動脈増幅対照標準曲線を作成する手段、
ｄ）当該時間分解位相に続くその検査の定常状態位相中にＮＭＲ画像データを取得する手段、
ｅ）当該検査中に取得されたＮＭＲデータから画像を再構成する手段、及び
ｆ）前記検査の後、前記動脈増幅対照標準曲線を用いて、手段ｅ）で再構成された該画像をセグメント化することにより当該磁気共鳴血管造影図を作成する手段
を含んでなる、患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのＭＲＩシステム。
【請求項２】
当該セグメンテーションが、動脈を描写しない該画像におけるボクセルの輝度を低減させる手段を含んでなる請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項３】
それらのＮＭＲ時間経過画像から、その検査の該時間分解位相中における静脈描写画像ボクセルの該信号レベルの増幅を示す静脈増幅対照標準曲線を作成する手段を含んでなり、そして、手段ｆ）における当該セグメント化がその静脈増幅対照標準曲線を使用する請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項４】
手段ｆ）における当該セグメント化が、その検査の該時間分解位相中における各画像ボクセルの輝度レベルを該動脈増幅対照標準曲線における対応するポイントと比較する手段と、当該磁気共鳴血管造影図におけるそのボクセルの該輝度をこの比較の関数として改変する手段とを含んでなる請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項５】
手段ｆ）における当該セグメント化が、
該ＮＭＲ時間経過画像における各ボクセルの信号レベルの増幅を該動脈増幅対照標準曲線と比較する手段、及びそのような各ボクセルに対する相関値ＳＳＤＡを生成する手段、
該ＮＭＲ時間経過画像から、その検査の該時間分解位相中における静脈描写画像ボクセルの該信号レベルの増幅を示す静脈増幅対照標準曲線を作成する手段、
該ＮＭＲ時間経過画像における各ボクセルの信号レベルの増幅を該静脈増幅対照標準曲線と比較する手段、及びそのような各ボクセルに対する相関値ＳＳＤＶを生成する手段、及び
該再構成画像における各対応するボクセルを、それらの相関値ＳＳＤＡ及びＳＳＤＶを評価することにより特性付けする手段
を含んでなる請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項６】
一連の該ＮＭＲ時間経過画像におけるボクセルの当該信号レベルを該動脈増幅対照標準曲線と比較して動脈描写画像ボクセルを動脈ボクセルとして特性付けし、そして、手段ｅ）で再構成された画像の当該セグメント化が、そのうちの動脈ボクセルに対応するそれらの画像ボクセルを該磁気共鳴血管造影図に包含させるために選定する手段を含む請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項７】
手段ｅ）で再構成された該画像の当該セグメント化が、そのうちの動脈ボクセルとして特性付けられていないボクセルの該信号レベルを抑制する手段を含む請求項６に記載のＭＲＩシステム。
【請求項８】
手段ｅ）で再構成された当該画像が、その検査の該時間分解位相中及び該定常状態位相中に取得されたＮＭＲ画像データを用いて形成される請求項１に記載のＭＲＩシステム。
【請求項９】
患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのＭＲＩシステムであって、
ａ）患者の関心領域に流入する造影剤を患者に注入する手段、
ｂ）当該造影剤が該関心領域にある患者の動脈中を最初に通過する間であって、検査の時間分解位相中に、一連のＮＭＲ時間経過画像に対するＮＭＲ中央ｋ空間データを取得する手段、
ｃ）当該時間分解位相に続くその検査の定常状態位相中にＮＭＲ・ｋ空間データを取得する手段、
ｄ）該造影剤がもたらす各ボクセルの該信号レベルの増幅を前記ＮＭＲ時間経過画像から生成された動脈増幅対照標準曲線の信号レベルと比較し、かつ、該時間分解位相中における動脈描写画像ボクセルの該信号レベルの増幅を示すことにより、動脈を描写する当該ＮＭＲ時間経過画像におけるそれらのボクセルを特性付けする手段、
ｅ）その検査の該定常状態位相中に取得されたＮＭＲ・ｋ空間データを用いて画像を再構成する手段、及び
ｆ）動脈として特性付けられなかったボクセルからの信号を抑制することにより、該再構成された画像をセグメント化する手段、
を含んでなる、患者の磁気共鳴血管造影図を作成するためのＭＲＩシステム。
【請求項１０】
その検査の該定常状態位相中にＮＭＲ・ｋ空間データを繰り返し取得して多数のｋ空間サンプルを生成し、当該多数のｋ空間サンプルを組み合わせて平均ｋ空間サンプルを形成する請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１１】
当該多数のｋ空間サンプルを組み合わせて加重平均ｋ空間サンプルを形成する請求項１０に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１２】
手段ｂ）が、
ＮＭＲ中央ｋ空間データを取得する第一のＮＭＲパルスシーケンスを反復的に実行することにより実施され、
そして、手段ｃ）が、
そのデータから高分解能画像を再構成し得るＮＭＲ・ｋ空間データを取得する第二のＮＭＲパルスシーケンスを反復的に実行することにより実施される
請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１３】
該第一のＮＭＲパルスシーケンスが、スパイラル軌道におけるｋ空間の抽出を含む請求項１２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１４】
該第一のＮＭＲパルスシーケンスが、ある投影角からのｋ空間の抽出を含み、そして、当該投影角が、該第一のＮＭＲパルスシーケンスの繰り返し毎に変更される請求項１２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１５】
該第一のＮＭＲパルスシーケンスが、当該第一のＮＭＲパルスシーケンスが繰り返されるときに中心的な順番でｋ空間を抽出する位相コード化勾配の適用を含む請求項１２に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１６】
ｇ）該セグメント化再構成画像からのデータを複数の該ＮＭＲ時間経過画像のそれぞれと組み合わせて、増幅されたＮＭＲ時間経過画像を作成する手段
を含んでなる請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１７】
手段ｇ）が、
ｉ）該セグメント化再構成画像をフーリエ変換してセグメント化されたｋ空間データセットを生成する手段、
ｉｉ）該セグメント化されたｋ空間データセットからの周縁ｋ空間データを手段ｂ）で取得された該ＮＭＲ中央ｋ空間データと組み合わせる手段、及び
ｉｉｉ）手段ｉｉ）で組み合わされた当該ｋ空間データから該複数のＮＭＲ時間経過画像を再構成する手段
を含む請求項１６に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１８】
該造影剤が、該患者の脈管系における当該ＮＭＲ信号を増幅する脈管内材料である請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項１９】
ｈ）該造影剤によりもたらされる各ボクセルの該信号レベルの増幅を分析することにより、静脈を描写する該ＮＭＲ時間経過画像におけるボクセルを特性付けする手段
を含んでなる請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２０】
手段ｄ）における該比較が、
各ボクセルの信号レベルの増幅を該動脈増幅対照標準曲線と相関して、各ボクセルに対する相関値ＳＳＤＡを生成する手段
を含んでなり、そして、手段ｈ）における該分析が、
該ＮＭＲ時間経過画像から、その検査の該時間分解位相中における静脈描写画像ボクセルの該信号レベルの増幅を示す静脈増幅対照標準曲線を作成する手段、
各ボクセルの信号レベルの増幅を該静脈増幅対照標準曲線と相関して、各ボクセルに対する相関値ＳＳＤＶを生成する手段、及び
それらの相関値ＳＳＤＡ及びＳＳＤＶを評価することにより、各ボクセルを特性付けする手段
を含んでなる請求項１９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２１】
動脈として特性付けされた他のボクセルと比べて当該ボクセルの空間的位置を評価する手段
を含んでなる請求項２０に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２２】
周囲のボクセルの信号レベルと比べて当該ボクセルの信号レベルを評価する手段
を含んでなる請求項２０に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２３】
手段ｆ）が、
ｉ）動脈を描写するものとして特性付けされた当該ボクセルを示すバイナリーマスクを作成する手段、及び
ｉｉ）当該バイナリーマスクを該再構成画像と組み合わせて非動脈ボクセルからの信号を抑制する手段
を含んでなる請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２４】
該非動脈ボクセルの信号がゼロに設定される請求項２３に記載のＭＲＩシステム。
【請求項２５】
手段ｄ）が該ＮＭＲ時間経過画像における各ボクセルに対して重み付け因子を算出する手段を含んでなり、そして、手段ｆ）が各ボクセルにその対応する重み付け因子を掛算する手段を含んでなる請求項９に記載のＭＲＩシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
関連出願に関する相互参照
本出願は、１９９９年１月８日出願の米国仮出願第６０／１１５，２５９号の利益を主張するものである。
【０００２】
発明の背景
本発明の分野は、磁気共鳴血管造影法（「ＭＲＡ」）であり、詳しくは、ＮＭＲ信号を増幅する造影剤を使用するヒトの脈管系の研究である。
【０００３】
ヒトの脈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循環系の視覚化において、ディジタル減算血管造影法（「ＤＳＡ」）等のＸ線造影法は、広範な用途が見出されている。腎臓の動脈や静脈、及び頸部や頭部の頸動脈及び頸静脈における血液の循環を示す画像には、計り知れない診断上の有用性がある。しかしながら、都合の悪いことには、これらのＸ線法は、潜在的に有害な電離放射線に患者がさらされるうえ、撮像すべき脈管系内に造影剤を注入するために侵入性カテーテルの使用がしばしば必要になる。
【０００４】
これらＸ線技術の利点の一つは、画像データを高速度（即ち、高い時間分解能）で取得できるため、造影剤の注入中に連続的な画像を取得できることである。そのような「動的研究」は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている画像の選択を可能にする。それらの連続的な画像のうちの早発的な画像は、その疑わしき脈管系に十分なコントラストを有していない可能性があり、そして、後発的な画像は、造影剤が静脈に達して周囲の組織に拡散するため、解釈するのが難しくなる可能性がある。そのような画像の診断上の有用性を有意に増幅するため、「リアルタイムディジタルＸ線減算イメージング法（Real-Time Digital X-ray Subtraction Imaging）」と題する米国特許第４，２０４，２２５号に開示されているもの等の減影法を使用することができる。
【０００５】
磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用してヒトの脈管系の画像を作成する。ヒト組織等の物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ０）に晒されると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場によって整列しようとするが、その周囲ではそれらの固有のラーモア周波数で、でたらめな順序に歳差運動を行う。この物質すなわちこの組織が、ｘ−ｙ平面にあり、かつ、ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ１）に晒されると、ネット整列モーメントＭｚは、そのｘ−ｙ平面に対して回転し、あるいは「傾いて」、ネット横磁気モーメントＭｔを作り出す。信号がその励起されたスピンによって出力され、励起信号Ｂ１が終了した後で、この信号が受信及び処理されて画像を形成することができる。
【０００６】
これらの信号を利用して画像を作成する際、磁場勾配（Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ）が用いられる。典型的には、撮像すべき領域は、使用される特定の位置決定法に従ってこれらの勾配が変動する連続的な測定サイクルにより走査される。当業界では各測定を「ビュー（view）」と呼び、このビューの個数がその画像の分解能を決定する。結果として生じる受信ＮＭＲ信号またはビューのセットはディジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の一つを用いて画像が再構成される。合計走査時間は、一部には、一つの画像に対して取得される測定サイクル数またはビューの個数により決定されるため、取得するビューの個数を少なくして画像の分解能を犠牲にすることにより短縮することができる。
【０００７】
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唱され、評価されてきた。第一クラスのタイム・オブ・フライト（ＴＯＦ）技術は、ＮＭＲ信号の振幅を識別するための手段として周囲組織に対する血液の運動を使用する方法からなる。その最も一般的な手法は、流動する血液と静止した組織との間に存在する信号飽和度の差異を利用することである。励起領域を通って移動している流動血液は、ＲＦ励起パルスをほとんど受けていないスピンで連続的にリフレッシュされており、それゆえ、ほとんど飽和しない。その結果として、高信号の血液と低信号の静止組織との間に所望の画像コントラストが得られる。
【０００８】
また、米国再発行特許第３２，７０１号に開示されているように、取得されたＮＭＲ信号の位相に運動をコード化するＭＲ法も開発されている。これらは第二クラスのＭＲＡ技術を形成し、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技術は、それぞれの画像が同一のスピン運動に対して異なる感度を有する２つの画像を取得する。その後、一対の速度コード化画像の間における位相差または複素差のいずれかを形成することにより、血管造影画像が得られる。位相コントラストＭＲＡ技術は、３つの直交方向すべてにおける速度成分に対して感度を有するように拡張されている。
【０００９】
ＭＲＡの診断能力を高めるため、ＭＲＡ走査に先立ってガドリニウム等の造影剤を患者に注入することができる。米国特許第５，４１７，２１３号に記載されているように、このコントラスト増幅（ＣＥ）ＭＲＡ法を用いる手法は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている時に中央ｋ空間ビューを取得するためのものである。ＣＥ−ＭＲＡ検査を成功させるためには、ピーク動脈増幅中におけるｋ空間の中央線の収集が重要である。造影剤が到達する前にｋ空間の中央線を取得した場合には、苛酷な画像アーチファクトが当該画像の診断情報を制限する可能性がある。その一方で、ピーク動脈造影剤の通過後に取得された動脈画像は、静脈の増幅により不明瞭になる。頸動脈や腎動脈等の多くの解剖学的部位では、動脈増幅と静脈増幅との間の分離が６秒ほどの短時間である場合がある。
【００１０】
動脈増幅と静脈増幅との間の短い分離時間は、低い空間分解能か非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）かのいずれかの取得シーケンスの使用を課している。短いＴＲ取得シーケンスは、長めのＴＲが可能な検査の場合と比較して、取得された画像の信号−雑音比（ＳＮＲ）を厳しく制限する。従って、第一通過ＣＥ−ＭＲＡ法で要求される迅速な取得は、空間分解能または時間分解能のいずれかに上限をもたらす。造影剤ボーラスの最初の通過を迅速に画像形成する方法の別の有害な影響は、造影剤ボーラスの形状に由来するｋ空間データのスプリアス変調である。現行のＣＥ−ＭＲＡ検査は計り知れない臨床的有用性を有しているが、その時間的−空間的制限のため、現在の「金字塔的基準」であるＸ線ＤＳＡにはまだ及ばない。
【００１１】
理想的には、血管造影図は、造影剤ボーラスの最初の通過後に長めの走査時間を許容する技術を用いて取得すべきである。例えば、脈管内造影剤は１時間以上の間、当該血液プールの有意な信号増幅を提供することができる。当該検査のいわゆる「定常状態」部分における造影剤の最初の通過後に取得される画像は、患者の動きによってのみ制限されるＳＮＲと分解能の増大を提供するという利点を有している。血漿Ｔ１短縮の弱い崩壊を示すにすぎない現在入手可能な脈管外造影剤を用いて取得した画像でさえ、当該ボーラスの最初の通過後に取得される長期的な取得により改善することができるであろう。定常状態の画像は、静脈の増幅が動脈視覚化再投影画像を厳しく制限するが、優れた血管描写を可能にする。
【００１２】
第一通過ＣＥ−ＭＲＡで見られる優れた動脈−静脈分離と、定常状態で取得される高分解能、高ＳＮＲ画像とを兼ね備えた取得法が望ましいことは明らかである。一つの方策は、静脈の増幅にかまわずに血管造影図を取得した後、後処理ステップで当該静脈信号を除去することである。血管「セグメンテーション」と呼ばれるこれらの静脈除去技術が、多くの研究者らにより試されてきた。しかし、現行の血管セグメンテーション方法は、どのボクセルが動脈でどれが静脈であるかを当該血管の空間的／幾何学的分析またはそれらの信号強度の分析のみに基づいて決定することが難しいため、部分的に有用性に制限があることが証明されている。
【００１３】
発明の概要
本発明は、関心領域（「ＲＯＩ」）を通じる造影剤ボーラスの最初の通過中に取得されるＮＭＲデータを用いて動脈、静脈、及び非増幅背景組織を識別し、そして、その時間分解情報を用いて、当該検査の定常状態部分において引き続き取得されるＮＭＲ画像データをセグメント化することを特徴とする改良ＣＥ−ＭＲＡ法である。本方法は、造影剤ボーラスの最初の通過中に取得される一連の時間分解画像を用いて動脈及び静脈のコントラスト増幅対照標準曲線を算出する。これらの曲線を用いて、画像中のどのボクセルが動脈を含み、どのボクセルが静脈を含んでいるかを決定すると共に、非増幅の背景組織または雑音を表すボクセルを決定する。次いで、その動脈／静脈決定を用いて、高分解能の動脈画像における静脈及び背景信号が抑制される。
【００１４】
動脈信号と静脈信号の最も強力な識別は、本質的に時間的であることが発見された。静脈注射の場合、造影剤は、当該静脈系を通過する前に、撮像される動脈脈管系をボーラスとして通過するであろう。更に、造影剤ボーラスがそれらの動脈から静脈へ至る際にそのボーラスの形状がゆがみ、当該静脈のコントラスト増幅曲線は当該動脈の増幅曲線よりも「平坦」になる。信号対時間のコントラスト増幅対照標準曲線は、当該時間分解画像における関心領域（ＲＯＩ）の分析から得られる。これらの対照標準曲線の時間経過を、一連の同じ時間分解画像における各ボクセル強度の時間経過と比較する。その比較結果に基づいて各ボクセルに数値または重みが割り当てられる。それらの重みは、当該ボクセル強度の時間経過が動脈及び静脈の対照標準曲線の時間経過と類似する程度に比例する。これらの重みを用いて、当該走査の定常状態位相中に取得された画像をセグメント化することができる。
【００１５】
本発明の一つの目的は、ヒト脈管系の高分解能、高ＳＮＲ画像を提供することである。当該走査の定常状態位相中にＮＭＲデータを取得し、そのデータから高分解能で且つ高ＳＮＲの画像を再構成することができる。これらの画像中のボクセルに対し、背景組織を抑制し、そして、静脈か動脈かのいずれかの信号を抑制するようなセグメント化または重み付けをして、所望の臨床画像をもたらすことができる。
【００１６】
本発明の別の目的は、コントラスト増幅脈管画像の一連の高分解能時間経過を提供することである。定常状態位相中で取得された周縁ｋ空間データをセグメント化し、そのセグメント化されたデータを、当該走査の時間分解位相中で取得された中央ｋ空間データと組み合わせる。それらの組み合わされたｋ空間データから一連の高分解能時間分解画像が再構成される。造影剤ボーラスの最初の通過中に取得された中央ｋ空間データが用いられるので、それらの一連の画像は、造影剤の流入を描写しており、一方、血管の端部の描写は当該セグメント化された周縁ｋ空間データによりもたらされる。
【００１７】
本発明における前記の及び他の目的と利点は、以下の説明から明らかとなる。説明では、本明細書の一部を形成し、実例として本発明の好ましい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、本明細書中の請求の範囲を参照すべきである。
【００１８】
好ましい実施態様の説明
最初に図１を参照すると、本発明を取り入れた好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータコンソール１００から制御される。オペレータコンソール１００には、キーボード付きコントロールパネル１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リンク１１６を通じて別のコンピュータシステム１０７とコミュニケートするため、オペレータはスクリーン１０４上でイメージの作成と表示を制御することができる。コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを通じて互いにコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらのモジュールには、イメージプロセッサモジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、メモリモジュール１１３などが含まれる。メモリモジュール１１３は、当該技術ではイメージデータアレイを格納するためのフレームバッファとして知られる。コンピュータシステム１０７は、イメージデータとプログラムを保存するためのディスク記憶装置１１１とテープドライブ１１２にリンクされており、高速シリアルリンク１１５を通じて別のシステムコントロール１２２とコミュニケートする。
【００１９】
システムコントロール１２２には、バックプレーンによって一緒に接続される一連のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１２５を通じてオペレータコンソール１００と接続する。システムコントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャンシーケンスを示すコマンドを、このリンク１２５を通じて受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスのタイミング、強度、および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、一連の勾配増幅器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示す。さらに、パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続されたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極からのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発生器モジュール１２１は、スキャンルームインタフェース回路１３３と接続する。スキャンルームインタフェース回路１３３は、患者および磁気システムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシステム１３４がスキャンのために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するのも、スキャンルームインタフェース回路１３３からである。
【００２０】
パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、増幅器Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、取得された信号の位置コード化に使用する磁場勾配を生成する。階調度コイルアセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネットアセンブリ１４１の一部を形成する。システムコントロール１２２にあるトランシーバーモジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によってプリアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー１５０の受信機部分で復調、濾波、およびディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプリアンプ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコイル（例えば、ヘッドコイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モードのいずれかで使用できるようにする。
【００２１】
ＲＦコイル１５２によって受信されるＮＭＲ信号は、トランシーバーモジュール１５０によってディジタル化され、システムコントロール１２２内のメモリモジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリモジュール１６０でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイプロセッサ１６１が作動してデータをイメージデータアレイにフーリエ変換する。このイメージデータは、シリアルリンク１１５を通じてコンピュータシステム１０７に伝達され、そこでディスクメモリ１１１に格納される。オペレータコンソール１００から受信されたコマンドに対応して、このイメージデータをテープドライブ１１２に格納したり、またはイメージプロセッサ１０６によってさらに処理して、オペレータコンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に提示することもできる。
【００２２】
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２に描かれている３Ｄ勾配リコールエコーパルスシーケンスを用いる。「ＳＩＧＮＡ」という商標で販売されている、改訂レベル５．５システムソフトウェアのジェネラル・エレクトリック社の１．５テスラＭＲスキャナーで利用可能なパルスシーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を使用した。これは以下で説明されるｋ空間抽出パターンを実行できるように、多数ボリュームからデータを収集すべく改変された。
【００２３】
特に図２を参照すると、スラブ選択勾配パルス２２２の存在下において６０゜のフリップ角を有するＲＦ励起パルス２２０が生成し、米国特許第４，４３１，９６８号で開示されたように、関心３Ｄ体積における横磁化が発生する。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勾配パルス２２８が続き、部分エコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が以上で説明されているように取得され、ディジタル化される。取得後、米国特許第４，６６５，３６５号で開示されたように、当該パルスシーケンスが繰り返される前にリワインダー勾配パルス２３２及び２３４がその磁化をリフェーズする。
【００２４】
当業界で周知のように、パルスシーケンスが繰り返され、位相コード化パルス２２４及び２２６が一連の値を通じてステップ処理され、図３に描かれている３Ｄ・ｋ空間の抽出が行われる。好ましい実施態様においては、ｚ軸に沿って１６個の位相コード化が用いられ、ｙ軸に沿って１２８個の位相コード化が用いられる。従って、ｋｚ軸に沿って完全に抽出するためには、各特定のｙ位相コード化に対して１６個の異なるｚ位相コード化を用いて１６個の取得が実施される。また、ｋｙ軸に沿って完全に抽出するためには、１２８個の異なるｙ位相コード化を用いてこれが１２８回繰り返される。以下の検討内容から明らかになるように、この抽出が実施される順番が重要である。
【００２５】
ｋｘ軸に沿った抽出は、各パルスシーケンス中に、読出勾配パルス２２８の存在下においてＮＭＲエコー信号２３０を抽出することにより実施される。当業者であれば、ｋｘ軸に沿った部分的な抽出のみが実施され、欠落データは、ホモダイン再構成を用いるかもしくはゼロ充填により計算されることが理解されよう。これにより、当該パルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）を１．８〜２．０ミリ秒未満まで短縮することができ、そして、当該パルス繰り返し速度（ＴＲ）を１０．０ミリ秒未満まで短縮することができる。
【００２６】
本発明の実行は、画像の取得、ボクセルの特性付け、及び画像の再構成という３つの部分に分類することができる。次に、各部分について検討する。
【００２７】
画像の取得
当該画像取得ステップは、１９９８年２月３日に発行された「造影剤の最初の通過中に一連の時間分解３Ｄ磁気共鳴血管造影図を作成する方法（Method for Producing A Time-Resolved Series of 3D Magnetic Resonance Angiograms During the First Passage of Contrast Agent）」と題する米国特許第５，７１３，３５８号に記載された３Ｄ  ＭＲＡの動的研究に変更を加えたものである。本方法は、当該取得の一つの位相である「時間分解位相」において高い時間分解能でデータを取得し、当該取得の別の「定常状態位相」において高い空間分解能でデータを取得することにより、通常の空間的−時間的束縛を回避する。
【００２８】
造影剤が患者に注入されると、そのボーラスが撮像されるＲＯＩ内に流入し、図５の曲線２８０で示されているように、先ず動脈血の信号が急峻に増幅される。その後まもなく、曲線２８２で示されているように静脈血が増幅され、次いで、動脈血および静脈血からの信号は共に、比較的長時間の間、中度の増幅の定常状態に滞留する。本発明によるＮＭＲデータの取得は、低度〜中度の分解能を有する画像が高い画像フレーム速度で取得される「時間分解位相」と、高分解能で低雑音の画像データが取得される「定常状態位相」との２つの位相に分けられる。
【００２９】
特に図３を参照すると、この取得法を成し遂げるため、抽出されるべきｋ空間が「Ａ〜Ｆ」として指定される６つのセグメントまたは領域に分割される。これらの領域の境界線はｋｚ−ｋｙ空間の始点の周りで同心的であり、中央領域「Ａ」が中央ｋ空間領域を占める。当業界において周知のように、ｋ空間の「中央」サンプルが全体的な画像のコントラストを決定する殆どの情報を含んでおり、一方、「周縁」ｋ空間サンプルは、血管の端部等の再構成される画像の細部に寄与している。
【００３０】
本発明の好ましい実施態様におけるｋ空間を抽出する順番を図４に示す。取得の第一の位相はセグメント１〜８を生成し、これらのセグメントは、適当な補間方式及び高速フーリエ変換を用いて再構成され、画像の一連の時間経過における画像フレーム３０１〜３０８を形成する。それらの画像３０１〜３０８は最終的な画像よりも分解能が低いが、それらが高い時間分解能を有していることにより、以下で説明される如く、動脈及び静脈における信号対時間のコントラスト増幅対照標準曲線２８０及び２８２を作成することが可能になる。
【００３１】
造影剤ボーラスの最初の通過後、当該取得の定常状態位相中において周縁ｋ空間セグメントが取得される。血液中に存在している造影剤は時間の経過と共に非常にゆっくり変化するので、ボーラスが最初に通過する動力で許容されるよりもずっと長い時間走査することが可能である。それ故、当該取得の高分解能定常状態位相では、ｋ空間Ａ〜Ｆのすべてのセグメントが多数回取得される。これらの多数回取得された領域を平均することにより、そのＳＮＲが
【００３２】
【外１】
0004484371.tif 000002
【００３３】
（式中、Ｎは、ある与えられたセグメントが平均される回数である）の割合で増大する。当該定常状態での取得は時間分解される必要がなく、その代わりに、動脈と静脈の両者の不透明化を犠牲にして、高い分解能及び一層高いＳＮＲを有している。
【００３４】
以上に記述された好ましいデータ取得手順から多くの変形態様が可能である。当該時間分解位相中に他の低分解能高速ＮＭＲパルスシーケンスを使用することができ、当該定常状態位相中に異なるＮＭＲパルスシーケンスを用いることができる。例えば、当該時間分解位相中に、米国特許第４，７４８，４１０号に記載されているもの等のスパイラルパルスシーケンスと、出願日が の「インターリービング投影データを用いる位相コントラスト画像形成（Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data）」と題する同時係属米国特許出願第 号に記載されているもの等の投影取得を使用することができる。パルスシーケンスを当該定常状態位相中において別のパルスシーケンスに切り替えてもよいし、あるいは、同じパルスシーケンスを改変された形態で使用してもよい。例えば、ＴＲ時間を短縮し、これにより時間分解能を更に高めるため、読出勾配軸に沿ったｋ空間の抽出を当該時間分解位相中においてｋ空間の中央領域に限定してもよい。画像の分解能を改善するため、その読出勾配軸に沿って抽出するｋ空間の範囲をより広げた状態で、この同じパルスシーケンスを定常状態位相中において用いてもよい。
【００３５】
ｋ空間のセグメンテーション並びにそれらのセグメントを取得する順番についても様々な変形が可能である。例えば、一つの代替的な実施態様では、中央セグメントＡが、当該時間分解位相中にそのＡセグメントのみの取得が必要となるような大きさに設定される。そのような「キーホール」から取得される画像は、必要な時間分解能及び空間分解能をもって、そこに含まれる各ボクセルに対するコントラスト増幅曲線を作成するのに十分な分解能を有していなければならない。
【００３６】
また、本発明は、より広範囲の造影剤の使用をも可能にする。当該動脈を通じる最初の通過後に続く延長された信号増幅をもたらす脈管内造影剤を使用することができる。
【００３７】
ボクセルの特性付け
当該取得の定常状態位相中に取得される高分解能データを使用するためには、動脈と静脈を相互に識別できるようにすると共に、動脈と静脈を背景組織から識別できるようにするため、再構成される画像のボクセルをセグメント化しなければならない。これは、当該取得の時間分解位相中の各ボクセルにおける信号を動脈及び静脈のコントラスト増幅対照標準曲線と比較することにより行われる。それらのコントラスト増幅対照標準曲線は、当該時間分解画像３０１〜３０８から選定されたボクセルを用いて作成される。これは、個々の画像において、動脈内にあるボクセルと静脈内にあるボクセルを手動で選定することにより達成される。コントラスト増幅対照標準曲線２８０及び２８２は、連続的な時間経過画像３０１〜３０８におけるそれらの選定された動脈及び静脈のボクセルの輝度値を平均することにより作成される。これらのコントラスト増幅対照標準曲線２８０及び２８２は注入速度、投与容量、解剖学的部位、及び患者の健康状態に依存すると考えられるので、各検査毎に決定されなければならない。その好ましい履行は、一連の時間における関心領域（ＲＯＩ）の分析に基づいて、２つの信号対時間のコントラスト増幅対照標準曲線（１つは動脈用で、もう１つは静脈用）を作成することである。
【００３８】
当該時間分解画像３０１〜３０８における各ボクセルでの信号変化をそれらのコントラスト増幅対照標準曲線３８０及び３８２と比較して、それが動脈を描いているのか、静脈を描いているのか、あるいは、背景組織を描いているのかを決定する。当該動脈の対照標準曲線２８０にきっちり従うボクセルの信号は「動脈」を示し、そして、当該静脈の対照標準信号２８２とよく相関するボクセルの信号は「静脈」を示す。
【００３９】
この比較の方法は、二乗偏差の総和（Sum of Squared Deviations）法（ＳＳＤ）である。ＳＳＤは、当該検査の時間分解位相中に取得されたすべてのタイムフレーム３０１〜３０８にわたって、対照標準曲線とボクセルの輝度値との差の二乗を総和する。ある与えられたボクセルに対して、
【００４０】
【数１】
0004484371.tif 000003
【００４１】
で表される［式中、ＲＥＦ（フレーム）は、ある与えられた画像フレームに対する対照標準曲線の値であり、Ｖｏｘｅｌ（フレーム）は、同じ画像フレームに対するそのボクセルの信号強度である］。ＳＳＤ値の大きさは、そのボクセルが対照標準曲線とどの程度適合しているかを反映する。対照標準曲線としっかり適合するボクセルは非常に小さなＳＳＤ値を持つ。より大きなＳＳＤ値は、時間経過の輝度が当該曲線に適合しないボクセルを表す。そのようなボクセルは背景組織部分を形成する。
【００４２】
ＳＳＤ値の単一の測定を用いる場合の問題は、いくつかの静脈ボクセルが真の動脈ボクセルよりももっと動脈ボクセルらしい値を持ち、また、その逆も起こり得ることである。この問題は、各画像ボクセルを動脈及び静脈の両コントラスト増幅対照標準曲線２８０及び２８２と比較して、各画像ボクセルに対して２つのＳＳＤ値（ＳＳＤＡ及びＳＳＤＶ）を得ることにより処理される。ボクセルの信号曲線の形状は、あらゆるボクセルで測定される絶対的な信号レベルに対しても感受性を有している。その絶対的な信号は、中でもとりわけコイルの感度と血管の大きさの影響を受ける。これらの差異を斟酌するため、ボクセル信号対時間曲線の基準化バージョンが使用される。ボクセル値の基準化はＳＳＤを最小化し、従って、最適なＳＳＤ値を提供する。
【００４３】
取得された画像における各ボクセルの性状は、算出されたＳＳＤＡ値とＳＳＤＶ値を用いて特性付けすることができる。予め設定された量よりも低く且つそれらのＳＳＤＶ値よりも低いＳＳＤＡ値を有する画像ボクセルは、動脈として特性付けすることができる。同様に、予め設定された量よりも低く且つそれらのＳＳＤＡ値よりも低いＳＳＤＶ値を有するボクセルは、静脈として特性付けすることができる。他のボクセルはすべて背景組織として特性付けすることができる。
【００４４】
動脈及び／又は静脈のＭＲＡ画像から背景を単に取り除く（この場合、当該画像に人為的な様相を与える）よりむしろ０〜１の範囲の重み付け因子により、不要な背景ボクセルの信号値を抑制することができる。これは、当該画像にずっと美的な様相を与える。これらの重みを算出するのにＳＳＤＡ値とＳＳＤＶ値が使用される。好ましい実施態様は、当該検査に対する最小算出ＳＳＤＡ値及びＳＳＤＶ値から２Ｄ（ＳＳＤＡ、ＳＳＤＶ）平面におけるそのボクセルの「距離」に基づき加重因子を決定する：
【００４５】
【数２】
0004484371.tif 000004
【００４６】
［式中：ＳＳＤＡ（ボクセル）＝対象ボクセルに対するＳＳＤＡ、
ＳＳＤＶ（ボクセル）＝対象ボクセルに対するＳＳＤＶ、
ＳＳＤＡ（ＭＩＮ）＝画像３０１〜３０８におけるいずれかのボクセルの最低のＳＳＤＡ、
ＳＳＤＶ（ＭＩＮ）＝画像３０１〜３０８におけるいずれかのボクセルの最低のＳＳＤＶ］。
【００４７】
次いで、その距離（Ｄ）を用いて各画像ボクセルに対する重みを定義する。その重みは、各検査に対して分析的に算出されるか、あるいは、予め算出された値のルックアップ表を用いて迅速に決定される。
【００４８】
本発明の時間分解セグメンテーション法は、他のセグメンテーション法と組み合わせて使用することにより、不明瞭な画像ボクセルを更に特性付けすることができる。好ましい実施態様では、これらの他の方法は、信号分析法の他、空間的／幾何学的セグメンテーション法を含む。空間的／幾何学的セグメンテーション法は、上述の時間分解セグメンテーション法を用いて脈管ボクセルが存在することが確認された画像を使用する。不明瞭なボクセルの位置を用いて、それらが血管部分であるかどうかを決定する。もし、その不明瞭なボクセルの位置がある確認された血管に隣接している場合には、その信号レベルがしきい値レベルを越えていれば、そのボクセルは血管部分として特性付けされる。もしそれがどの血管からも離れて位置しているときには、そのボクセルは雑音または背景組織として特性付けされる。この方法は、確認された血管とつながるボクセルに関して不明瞭性を解明する。
【００４９】
その連接性方法で特性付けすることができない不明瞭なボクセルに対しては、信号分析法を用いてセグメンテーションを更に微細化することができる。不明瞭なボクセルを取り囲むある領域のボクセル（例えば、１０×１０のボクセル）を選定し、ピーク動脈コントラスト増幅を有する当該時間分解画像におけるそれらの信号レベルのヒストグラムを作成する。図６に示されているように、そのヒストグラムは、起こり得る各信号レベルでのボクセルの個数を示し、実質的に同じ信号レベルの多くのボクセルがその領域に存在するときにピークが生じる。破線２８６で示されているように、ボクセル数のしきい値を、ピークボクセル数の２０％に設定する。もしも不明瞭なボクセルの信号振幅が、２８８で示されているように、このピークの２０％以上の範囲に入っている場合、そのボクセルは血管として特性付けされる。
【００５０】
画像の再構成
取得されたＮＭＲデータとボクセルの特性情報から、多くの異なる画像を再構成することができる。ここでは２つの好ましい画像再構成方法について説明するが、他の再構成方法も可能である。第一の好ましい実施態様は、選ばれた脈管系（即ち、動脈、静脈、または動脈と静脈の両方）の高分解能で低雑音の単一画像を再構成する方法である。第二の好ましい実施態様は、対象脈管系への造影剤ボーラスの到着を描写する増幅された時間経過画像フレームのセットを再構成する方法である。
【００５１】
単一画像
この方法の目的は、当該走査の２つの位相中に取得されたＮＭＲデータのすべてを組み合わせることにより、高画質の単一画像を作成することである。特に図７を参照すると、その第一ステップは、プロセスブロック３１６で示されているように、取得されたすべてのｋ空間データセグメントを組み合わせて単一の３Ｄ・ｋ空間データセットにすることである。この組み合わせは、対応するセグメントＡ〜Ｆにおける各ｋ空間サンプルの平均値と同様に簡単に行うことができる。この平均操作でのｋ空間サンプルの個数が多ければ多いほど、再構成される画像のＳＮＲが高くなる。
【００５２】
取得された各セグメントからのｋ空間サンプルを加重平均で組み合わせることもできる。データの取得中に、様々なｋ空間セグメントが、それらの取得時におけるコントラストの存在により重み付けされる。例えば、Ａ、Ｂ、及びＣが３つの取得ｋ空間セグメントであるとする。例証のため、ｉＡセグメント、ｊＢセグメント、及びｋＣセグメントの合計が取得され、再構成の前にそれらの様々なＡ、Ｂ、及びＣセグメントを別々に平均することにより、その最も単純な複合画像が形成されるものと仮定する。より良好な方法は、各セグメントがその検出された信号に比例して重み付けされる整合フィルターを形成することである。検出された各Ａセグメントが、Ａｉ＝ｃｉＡ’［式中、添え字は、様々な取得Ａセグメントの時間的順番を表している］の関係式により、実際のｋ空間セグメントＡに関連付けされる。その整合フィルターは、ｃｉにより各Ａセグメントを更に重み付けするであろう。重み付けされたＡセグメントの総和が、使用された加重係数の総和で割算することにより正規化されよう。その全体的な整合フィルターの総和は、次式：
【００５３】
【数３】
0004484371.tif 000005
【００５４】
で与えられるであろう。高空間周波数雑音が増大しかねないことを犠牲にして空間分解能を高めるため、当該コントラスト曲線に起因するｋ空間フィルターを取り除いて、再加重画像を生成することもできる。この再加重画像は、各ｋ空間セグメントに対する整合フィルターの総和にある適当な因子を掛算することにより形成される。上記の等式から、例えば、当該整合フィルターの総和におけるｋ空間のＡ’部分が
【００５５】
【数４】
0004484371.tif 000006
【００５６】
により重み付けされることが理解されよう。従って、コントラスト加重を完全に取り除くためには、各整合フィルターのセグメント総和をこの因子で割算しなければならない。これは、次式：
【００５７】
【数５】
0004484371.tif 000007
【００５８】
により与えられる、整合され、濾波され、再加重された最終的な画像に帰着する。この等式は、多数のｋ空間セグメントを含めるべく一般化することができる。更に、走査中のコントラスト増幅における変化を斟酌するため、各セグメントＡ〜Ｆに対するその加重平均を、１９９９年３月１６日発行の米国特許第５，８８１，７２８号に記載されているように再加重することもできる。
【００５９】
プロセスブロック３１８で示されているように、次のステップは、その組み合わされたｋ空間データセットから画像を再構成することである。これは、三次元フーリエ変換と、それに続く、その複素Ｉ及びＱ成分からの当該画像における各ボクセルの大きさの計算である。次いで、オペレータは、プロセスブロック３２０で示されているように、この画像に表示すべき対象物、動脈、静脈、またはその両方を選択する。
【００６０】
プロセスブロック３２２で示されているように、次のステップは、その３Ｄ画像をセグメント化することである。これは、上述のボクセル特性情報を用いて達成され、２つの方法で実施することができる。第一に、その画像ボクセルに対応するビットを有するバイナリーマスクを形成することにより、当該画像から不要な構造物を完全に排除することができる。上記ボクセル特性情報を用いて、その対応するボクセルが動脈、静脈、または背景として特性付けられているかどうかにより、それらのマスクビットを「１」または「０」のいずれかに設定する。例えば、動脈を表示させるためには、動脈として特性付けられているそれらのマスクビットを「１」に設定し、残りのビットを「０」に設定する。その組み合わされた３Ｄ画像におけるボクセル値にそれらの対応するマスクビットを掛算することにより、所望のセグメント化された３Ｄ画像が得られる。
【００６１】
背景ボクセルを完全にマスキングする代わりに、その組み合わされた３Ｄ画像において対応するボクセルに上記算出された加重因子（Ｄ）を適用することにより、その画像をセグメント化することもできる。それ故、各背景ボクセルに「０」を掛算してそのボクセルを黒くするよりむしろ、各背景ボクセルは、その加重因子（Ｄ）で決まる量だけ輝度が低減される。
【００６２】
全体的な血管構造及び健康状態を評価するためには、通常は、プロセスブロック３２４で示されているように、その３Ｄアレイの画像データを単一の２Ｄ投影画像に投影するほうがより便利である。これを行うために最も一般的に使用される技術は、その３Ｄアレイの画像データポイントを通じて、各ボクセルから光線を投影画像に投影し、その最大値を有するデータポイントを選定することである。各光線に対して選定された値を用いて、当該２Ｄ投影画像におけるその対応するボクセルの輝度を制御する。「最大ボクセル法」と呼ばれるこの方法は、実行するのが非常に簡単で、美学的に満足のいく画像を与える。
【００６３】
２Ｄ投影画像を形成するのに使用され、そして、更に多くの利用可能な情報を保有する別の技術は、「積分法」と呼ばれるものである。この投影法は、参照として本明細書に組み入れられている「適応ＮＭＲ血管造影像投影法（Adaptive NMR Angiographic Projection Method）」と題する米国特許第５，２０４，６２７号に記載されている。この方法の場合、各投影画像ボクセルの輝度は、その投影光線に沿ったすべてのデータポイントの総和により決定される。
【００６４】
時間経過画像フレーム
当該走査の定常状態位相中に取得されたＮＭＲデータは、その時間分解位相中に取得された画像フレーム３０１〜３０８の画質を改善するためにも使用することができる。これらの増幅された時間経過画像を連続的に検分し、当該脈管系への造影剤ボーラスの到着を観測することができる。
【００６５】
図８を参照すると、その第一ステップは、プロセスブロック３３０で示されているように、当該走査の定常状態位相中に取得されるｋ空間データセグメントのみを用いてセグメント化された画像を作成することである。このセグメント化された画像は、時間分解データセグメントを使用しない点を除き、単一の画像再構成に対して以上で説明されたのと同様に作成される。プロセスブロック３３２で示されているように、このセグメント化された画像がｋ空間へフーリエ逆変換され、そして、プロセスブロック３３４で示されているように、その結果として得られたｋ空間データセットから周縁ｋ空間セグメントが選出され、当該時間分解位相中に取得された中央ｋ空間セグメントと組み合わされる。即ち、周縁セグメントＤ、Ｅ及びＦに対するそれらのセグメント化されたｋ空間データが、当該時間経過ｋ空間データセグメントＡ、Ｂ及びＣと組み合わされる。プロセスブロック３３６で示されているように、３Ｄフーリエ変換を実施することにより、この組み合わされたｋ空間データからそれらの増幅された時間経過画像が再構成される。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明を使用するＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】  図２は、本発明の好ましい実施態様において使用されたパルスシーケンスのグラフ表示である。
【図３】  図３は、本発明の好ましい実施態様を実施する際にデータが抽出されるｋ空間のグラフ表示である。
【図４】  図４は、図３のｋ空間が抽出される順番のグラフ表示である。
【図５】  図５は、本発明を実施する際に作成される代表的な動脈及び静脈の増幅曲線のグラフ表示である。
【図１】
0004484371.tif 000008
【図２】
0004484371.tif 000009
【図３】
0004484371.tif 000010
【図４】
0004484371.tif 000011
【図５】
0004484371.tif 000012
【図６】
0004484371.tif 000013
【図７】
0004484371.tif 000014
【図８】
0004484371.tif 000015