(57)【要約】磁気共鳴撮像システム（３０）及び方法は、撮像されるべき領域におけるピーク造影剤濃度を検出又は予測するために信号強度を監視する。望ましい実施例では、造影剤がないときの及び造影剤の存在をシミュレートする参照画像（５８，６４）はｋ空間信号強度と造影剤濃度の間の相関を与える。更に、又はその代わりに、ｋ空間信号強度はピーク又は平坦域について監視される。捕捉されたｋ空間データ（５４）の監視された信号強度が撮像された領域中のピーク造影剤濃度を示す場合、シーケンス制御器（４６）は、ゼロ又は中央位相エンコードでのｋ空間データが直ぐに捕捉されるよう位相エンコードを調整する。
2004518480.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査領域に磁場を発生する手段と、
無線周波共鳴信号が発生されるよう検査領域中の双極子を共鳴状態にさせる無線周波パルス制御手段及び送信手段と、
検査領域を横切る互いに直交する方向に少なくとも位相及び読み出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを行う傾斜磁場コイル及び傾斜磁場制御手段と、
無線周波磁気共鳴信号を受信及び復調する受信器と、
画像表現を再構成する画像処理システムとを有する、
磁気共鳴撮像システムであって、
造影剤がないときの関心領域の基準画像表現を格納するメモリと、
関心領域内にあり造影剤があるときに増加された画像強度を受ける関心サブ領域の空間的な位置を確認し、サブ領域が人工的に増加されている関心領域のシミュレートされた画像表現を発生し格納する第１の処理手段と、
基準画像とシミュレートされた画像の間の差に基づいて関心サブ領域に対する周波数領域スペクトルを計算し格納する第２の処理手段と、
撮像されるべき対象に造影剤が投与された後に受信されたｋ空間信号強度を監視することにより関心領域中のピーク造影剤濃度を検出する第３の処理手段と、
中央位相エンコードでｋ空間データラインを収集するためにパルスシーケンスを動的に調整することによってピーク造影剤濃度の検出に応答する傾斜磁場制御手段と、
磁気共鳴信号から画像表現を発生する再構成処理手段とを含む撮像システム。
【請求項２】
ピーク造影剤濃度は、
受信されたｋ空間信号強度を前記周波数領域スペクトルと比較すること、及び、
受信されたｋ空間信号強度の変化率を監視すること、
のうちのいずれか又は両方によって検出される、請求項１記載の撮像システム。
【請求項３】
画像表現を人間に見える画像へ変換するディスプレイ手段を更に含む、請求項１又は２記載の撮像システム。
【請求項４】
心電図センサを更に含む、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の撮像システム。
【請求項５】
第３の処理手段は、
基準画像表現及びシミュレートされた画像表現の夫々を画像領域から周波数領域へフーリエ変換し、
周波数領域において、各シミュレートされた画像の夫々から基準画像を減算すること、
によって周波数領域スペクトルを計算する、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の撮像システム。
【請求項６】
基準画像表現は、飛行時間磁気共鳴血管造影技術及び位相コントラスト磁気共鳴血管造影技術のいずれかによって発生される、請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の撮像システム。
【請求項７】
傾斜磁場制御手段は、ピーク造影剤濃度の検出の前の高周波数データライン及び中間周波数データラインから選択されるデータビューのみを発生する、請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の撮像システム。
【請求項８】
傾斜磁場制御手段は、ピーク造影剤濃度の検出の前の中間周波数データライン又は低周波数データラインのいずれか又は両方から選択されるデータビューのみを発生する、請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の撮像システム。
【請求項９】
造影剤がないときの関心領域の基準磁気共鳴画像を捕捉する段階と、
関心領域内にあり造影剤があるときに増加された画像強度を受ける関心サブ領域の画像強度の増加をシミュレートする段階と、
磁気共鳴ｋ空間信号強度をサブ領域中の造影剤濃度と相関させる段階と、
対象に造影剤を投与する段階と、
関心領域についてのｋ空間データを捕捉する段階と、
造影剤濃度情報を導出するためにｋ空間データ信号強度を監視する段階と、
監視されたｋ空間データ信号強度からピーク造影剤濃度を検出する段階と、
ピーク造影剤濃度が検出された後に、ゼロの位相エンコードでのｋ空間データが捕捉されるよう、直ぐに位相エンコードを調整する段階とを含む、
磁気共鳴撮像方法。
【請求項１０】
サブ領域は血管であり、更に造影剤は対象に注入される、請求項９記載の方法。
【請求項１１】
ｋ空間データを画像表現へ変換する段階を更に含む、請求項９又は１０記載の方法。
【請求項１２】
磁気共鳴ｋ空間信号強度を造影剤濃度と相関させる段階は、
血管をセグメント化し、
複数の濃度で造影剤の存在による血管についての強度の変化をシミュレートし、
複数の濃度の夫々に対する血管についてのシミュレートされた周波数領域スペクトルを計算することを含む、請求項９乃至１１のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１３】
周波数領域スペクトルは、
血管に対応する空間的な位置に人工的に増加された画素強度を有する画像を発生すること、
各基準画像及び前記発生された画像を画像領域から周波数領域へフーリエ変換すること、及び、
周波数領域において、前記発生された画像の夫々から基準画像を差し引くことによって計算される、請求項１２記載の方法。
【請求項１４】
ｋ空間信号強度を監視する段階は、
捕捉されたｋ空間データをシミュレートされた周波数領域スペクトルと比較する段階、及び、
時間の関数としてのｋ空間信号強度の変化率の変化を検出するために捕捉されたｋ空間データを以前に捕捉されたｋ空間データと比較する段階のいずれか又は両方を含む、請求項９乃至１３のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１５】
基準画像表現は、飛行時間磁気共鳴血管造影技術及び位相コントラスト磁気共鳴血管造影技術から選択される磁気共鳴血管造影技術によって発生される、請求項９乃至１４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１６】
関心領域からのｋ空間データの捕捉中、監視された生理的な動きに従って前記データの捕捉を制御する段階を更に含む、請求項９乃至１５のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１７】
関心領域からのｋ空間データの捕捉中、心周期に従って前記データの捕捉を制御する段階を更に含む、請求項９乃至１６のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１８】
基準画像は自動的にセグメント化される、請求項９乃至１７のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１９】
基準画像は手動でセグメント化される、請求項９乃至１７のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２０】
前記ｋ空間データの捕捉段階は、
ピーク造影剤濃度が検出される前にゼロ位相エンコードを含む中間周波数位相エンコード又は低周波数位相エンコードでｋ空間データを捕捉する段階と、
ピーク造影剤濃度が検出される前に捕捉されたゼロ位相エンコードでのｋ空間データをピーク造影剤濃度が検出された後に捕捉されたゼロ位相エンコードでのｋ空間データで置き換える段階とを含む、請求項９乃至１９のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２１】
前記ｋ空間捕捉段階は、
ピーク造影剤濃度が検出される前の高周波数データライン及び中間周波数データラインのうちのいずれか又は両方から選択されるデータビューのみを捕捉する段階を含む、請求項９乃至１９のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２２】
高周波数位相エンコード及び中間周波数位相エンコードで複数のデータラインを発生する段階と、
各データラインの周波数スペクトルを関心領域中の造影剤ピークの存在を示す参照周波数スペクトルと比較する段階と、
比較に応じて、造影剤ピークの存在を決定し、中央に位相エンコードされたデータラインを発生する段階とを含む、磁気共鳴撮像方法。
【請求項２３】
関心領域を含む画像を発生し、
関心領域の少なくとも１つのサブ領域中の造影剤ピークの存在を数値的にシミュレートし、
発生された画像と数値的にシミュレートされた造影剤ピークとの間の周波数スペクトルの差を決定することによって、
参照周波数スペクトルを発生する段階を更に含む、請求項２２記載の方法。
【請求項２４】
前記決定段階は、
発生された画像及び数値的にシミュレートされた造影剤ピークを有する画像の少なくとも対応する部分を周波数空間へ変換する段階と、
周波数空間中の２つの画像の周波数スペクトルを比較する段階とを含む、請求項２３記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
［発明の背景］
本発明は、概して診断用の撮像の技術に関連する。本発明は特に、コントラスト強調（ｃｏｎｔｒａｓｔ−ｅｎｈａｎｃｅｄ）磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）及び動的造影剤取り込み調査に適用される。本発明について主に磁気共鳴血管造影法を参照して図示及び説明するが、本発明は他の磁気共鳴撮像技術及び人体以外の対象にも適用されうることが理解されよう。
【０００２】
一般的に、ＭＲＩでは、撮像又は検査されるべき対象が配置される検査領域中に略均一な時間的に一定の磁場（Ｂ０）が作られる。磁気共鳴無線周波（ＲＦ）の励起及び操作により、それまでは主磁場と整列していた選択された磁気双極子は傾斜され磁気共鳴を励起する。共鳴は、一般的には対象の選択された領域から検出可能な磁気共鳴エコーを生じさせるよう操作される。撮像において、エコーは主磁場の中に作られた傾斜磁場を介して空間的にエンコードされる。ＭＲＩスキャナからの生データは一般的にｋ空間として知られるマトリックスに収集される。逆フーリエ変換、２次元フーリエ変換、３次元フーリエ変換又は他の公知の変換を用いることにより、ｋ空間データから対象の画像表現が再構成される。
【０００３】
脈管系は流れている血液、即ち動く実体、を含むため、脈管系を撮像するために多くの磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）技術が開発されてきた。飛行時間（ＴＯＦ）技術は、動いているスピンと静止しているスピンを区別するために、スピンの横方向の励起と結果として得られる磁気共鳴信号の捕捉との間の時間間隔に依存する。時間間隔中、磁気共鳴信号が捕捉されるべき領域に新しいスピンに入り、励起されたスピンは領域から出る。これと対照的に、静止しているスピンは、ＲＦ励起とデータ捕捉の間の間隔中は固定されたままであり、結果として、静止したスピンによって生成される磁気共鳴信号は動いているスピンによって生成されるものとは大きさにかなりの差がある。このような磁気共鳴信号から画像が再構成されると、動いているスピンに対応する画素は、静止しているスピンに対応する画素よりも、シーケンスに依存して明るくなるかはるかに暗くなる。このようにして、動く血液を運ぶ脈管系は、結果として得られる画像中の周辺の静止している組織又はゆっくりと動いている組織よりも明るく又は暗く見えるようにされる。
【０００４】
位相コントラスト（ＰＣ）技術は、動いているスピンによって生ずる磁気共鳴信号の位相が静止しているスピン又はゆっくりと動いているスピンによって生ずる磁気共鳴信号の位相とは異なるという事実に依存する。位相コントラスト法は、結果として得られる磁気共鳴信号の位相をスピン速度の関数として変調させる傾斜磁場を磁気共鳴パルスシーケンス中に使用する。従って、磁気共鳴信号の位相は、再構成された画像中の画素のコントラスト即ち輝度を制御するために使用されうる。血液は比較的速く動くため、脈管系は結果として得られる画像中でより明るく又はより暗く現れる。
【０００５】
上述のＴＯＦ技術及びＰＣ技術は、不利な点や欠点があるため、ＭＲＡの診断上の可能性を高めるためにコントラスト強調ＭＲＡ技術が開発されている。コントラスト強調ＭＲＡでは、スキャンの前に、ガドリニウムといった造影剤が患者に注入される。一般的には、画像コントラスト解像度を決定するｋ空間の中心線が、ピークの動脈強調中に、即ち関心となる脈管構造中で造影剤の濃度がピーク又は平坦域に達するときに捕捉されるよう、注意深く時間が選ばれる。同様に、動的取り込み調査では、体の１つ以上の特定の器官又は組織を目標とする造影剤が患者に投与され、造影剤が関心となる器官又は組織に取り込まれる速度を測定するために磁気共鳴スキャナ中で関心領域が撮像される。
【０００６】
現在、データの捕捉をＭＲＡ中のボーラスの到着と一致させるための時間を選ぶために２つの方法、即ち、中央位相エンコードとコントラスト動力学の時間分解撮像法（ＴＲＩＣＫＳ： ｔｉｍｅ−ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｋｉｎｅｔｉｃｓ）が広く用いられている。中央位相エンコード法は、平坦域の投影中心において最も重要な低周波数エンコードデータを収集する。ＴＲＩＣＫＳ法は、中央で位相エンコードされたデータが平坦域と共に発生される可能性を高めるために、ｋ空間の中央領域をｋ空間の他の領域よりも頻繁にサンプリングする。
【０００７】
中央位相エンコード法の主な欠点は、ボーラスの想定される到着特徴、即ちボーラスの到着の「最善の推測（ｂｅｓｔ ｇｕｅｓｓ）」に基づくものであることである。中央位相エンコードが成功するか否かは、ボーラス検出の信頼性、即ちどの位相でトリガされるかに依存する。図１Ａは、関心領域中のボーラス濃度を時間の関数として示すグラフであり、濃度曲線１０のピーク又は平坦域を捕らえる中央位相エンコードデータ収集期間１２を結果として与える正しいボーラス検出時間ｔＤを示す。しかしながら、想定される到着特徴が実際の曲線１０とは異なり、検出された時点ｔＤが平坦域期間に十分に近くなければ、かなりの画像アーティファクトが生ずるか、最悪の場合には画像は臨床的に役に立たないものとなりうる。図１Ｂは、実際の曲線１０と想定される曲線２０との間のこのような不一致の影響を示す。図示する例では、想定される曲線２０は早い検出時間ｔＤを生じさせ、結果として平坦域期間を捕らえない中央位相エンコード２２を生じさせる。
【０００８】
ＴＲＩＣＫ法は、ボーラスの想定される到着特徴に依存しない。より高い周波数でｋ空間の中心をサンプリングすることにより、平坦域期間を捕らえる確率は高くなる。しかしながら、この方法は、ｋ空間の中心の「ブラインド」オーバーサンプリングと理解されえ、確実な正確さに欠ける。ＴＲＩＣＫＳでは捕捉をトリガするために時間を選択することは必要でなく、この方法が成功するか否かは、位相エンコードシーケンスの配置又はストラテジー（ｋ空間のための異なる重み係数）と、平坦域期間が中央位相エンコードセグメント中に実際に捕捉されるかに主に依存する。ＴＲＩＣＫＳの１つの欠点は、ｋ空間の中央（コントラストが支配する）部分がより多くサンプリングされると、ｋ空間の他の（空間解像度が支配する）部分はあまり多くサンプリングされず、従って高い及び中位の周波数空間情報が失われ、画像のぼけを潜在的に生じさせる。図２Ａは、高コントラスト解像度（Ｃ．ＰＥ）データ線がｋ空間の中央に配置され、高周波数データ線（Ｈ．ＰＥ）がｋ空間の周囲に配置される、理想化されたｋ空間セグメント化方法を示す。図２Ａ中、各セグメントＨ．ＰＥ（高周波数位相エンコード）、Ｍ．ＰＥ（中央周波数位相エンコード）、及びＣ．ＰＥ（中央又は低周波数位相エンコード）は、期間Ｔｉｍａｇｉｎｇ中に１回だけサンプリングされる。
【０００９】
図２Ｂ及び図２ＣのＴＲＩＣＫＳ実施では、低周波数中央セグメント（Ｃ．ＰＥ）は他のセグメントよりも多くサンプリングされる。これは、中央位相エンコード中に平坦域を捕らえる可能性を高めるが、かならずしもそうする必要はない。図２Ｂは、Ｃ．ＰＥセグメントのうちの１つが平坦域期間を捕らえるのに成功した理想的なＴＲＩＣＫＳ実施を示す。しかしながら、図２ＣのＴＲＩＣＫＳ実施では、どのＣ．ＰＥセグメントも平坦域を理想的に捕らえていない。
【００１０】
従って、本発明は、位相エンコードステップが時間で変化する情報に従って動的に調整され、上述の問題や他の問題を克服する新規な改善されたコントラスト強調ＭＲＡ装置及び方法を提供することを目的とする。
【００１１】
［発明の概要］
本発明の１つの面によれば、磁気共鳴撮像システムは、検査領域に磁場を発生する手段と、無線周波共鳴信号が発生されるよう検査領域中の双極子を共鳴状態にさせる無線周波パルス制御手段及び送信手段と、検査領域を横切る互いに直交する方向に少なくとも位相及び読み出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスを行う傾斜磁場コイル及び傾斜磁場制御手段と、無線周波磁気共鳴信号を受信及び復調する受信器と、画像表現を再構成する画像処理システムとを有する。画像処理システムは、造影剤がないときの関心領域の基準画像表現を格納するメモリと、関心領域内にあり造影剤があるときに増加された画像強度を受ける関心サブ領域の空間的な位置を確認し、サブ領域が人工的に増加されている関心領域のシミュレートされた画像表現を発生し格納する第１の処理手段とを含む。第２の処理手段は、基準画像とシミュレートされた画像の間の差に基づいて関心サブ領域に対する周波数領域スペクトルを計算し格納する。第３の処理手段は、撮像されるべき対象に造影剤が投与された後に受信されたｋ空間信号強度を監視することにより関心領域中のピーク造影剤濃度を検出する。傾斜磁場制御手段は、中央位相エンコードでｋ空間データラインを収集するためにパルスシーケンスを動的に調整することによってピーク造影剤濃度の検出に応答し、再構成処理手段は磁気共鳴信号から画像表現を発生する。
【００１２】
本発明の他の面によれば、磁気共鳴撮像方法は、造影剤がないときの関心領域の基準磁気共鳴画像を捕捉する段階と、関心領域内にあり造影剤があるときに増加された画像強度を受ける関心サブ領域の画像強度の増加をシミュレートする段階とを含む。磁気共鳴ｋ空間信号強度はサブ領域中の造影剤濃度と相関され、対象に造影剤が投与される。関心領域についてのｋ空間データが捕捉されると、造影剤濃度情報を導出するためにｋ空間データ信号強度が監視される。監視されたｋ空間データ信号強度からピーク造影剤濃度が検出されると、ゼロの位相エンコードでｋ空間データの低周波数部分が捕捉されるよう位相エンコードが調整される。
【００１３】
本発明の他の面によれば、磁気共鳴撮像方法は、高周波数位相エンコード及び中間周波数位相エンコードで複数のデータラインを発生する段階と、各データラインの周波数スペクトルを関心領域中の造影剤ピークの存在を示す参照周波数スペクトルと比較する段階とを含む。造影剤ピーク濃度の存在を検出したのに応じて、中央に位相エンコードされたデータラインが発生される。
【００１４】
本発明の１つの利点は、血管中を進むボーラスの時間変化注入効果を捕らえるため、例えばナビゲータエコーを用いる場合のように余分に時間がかかることなくデータ収集中の位相エンコード段階を適当的に一致させることである。
【００１５】
他の利点は、ボーラス特徴の推測又は経験的な推定に依存することもボーラス検出時点の正確さに依存することもないということである。
【００１６】
本発明の他の利点は、アンダーサンプリングとその結果としての高周波数情報及び中間周波数情報の損失に依存しないためデータが効率的に収集されることである。
【００１７】
本発明の他の利点は、ボーラス濃度の変化の追跡及び予測を可能とすることである。
【００１８】
本発明の他の利点は、信号クリッピング等の対象の動的な変化に関連するアーティファクトを防止することである。
【００１９】
本発明の更なる利点及び利益は、望ましい実施例の以下の詳細な説明を読み理解することによって当業者によって明らかとなろう。
【００２０】
［望ましい実施例の詳細な説明］
本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置の形、並びに、段階の配置を取りうる。図面は望ましい実施例を図示するためだけのものであって、本発明を制限するものと考えられてはならない。
【００２１】
図３を参照するに、磁気共鳴撮像システム３０は、検査領域３６を通って略均一な時間的に一定な磁場Ｂ０を形成する超伝導性磁石、永久磁石、又は抵抗磁石３４を制御する主磁場制御部３２を含む。図３ではボアタイプ磁石系が示されているが、本発明は例えばオープン磁石系を用いる他の公知の種類のＭＲＩスキャナに同様に適用可能である。一連の傾斜コイル３８は傾斜増幅器４０と共に、検査領域３６に亘って傾斜磁場を発生する。傾斜増幅器は、一般的に、スラブ又はスライス選択、位相エンコード、及び読み出し又は周波数エンコードのためのｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った対応する傾斜磁場パルスを生じさせる電流パルスを発生する。無線周波コイル４２及び無線周波送信器４４は、検査領域３６の選択された部分において飽和し、磁気共鳴を励起し、磁化を反転させ、共鳴をリフォーカスし、又は磁気共鳴を操作するＲＦパルスを発生する。シーケンス制御プロセッサ４６は、例えば２次元技術、３次元技術、動的方法、ゲーテッド捕捉、単一又は多数エコー捕捉等を含む多数の従来のスキャンシーケンスのいずれでもよい適当なＲＦ及び傾斜パルスシーケンスを発生するために制御パルス増幅器４０及び送信器４４を制御する。シーケンスは、一般的には、例えばシーケンス制御器４６のシーケンス制御メモリに格納されたユーザ選択可能な予めプログラムされた複数の撮像シーケンスのうちの１つである。
【００２２】
幾つかの実施例では、心電図ゲーティングが用いられる。任意の心電図（ＥＣＧ）センサ（図示せず）は、対象４８に取り付けられ、患者の電気ＥＣＧ信号をＥＣＧゲートパルス発生器へ出力し、ＥＣＧゲートパルス発生器はシーケンス制御器４６へのＥＣＧゲーティング信号としてのゲートパルスを出力する。ゲートパルスは、ＥＣＧ信号のＲ波のピーク値と同期する非常に小さいパルス幅を有する。ゲートパルスは、例えば当業者によって理解されるようにＲ波に対する開始時間及び他のシーケンススキャンパラメータを制御することによりＥＣＧゲーテッドスキャンを生じさせるためにＥＣＧゲーティング信号として用いられる。
【００２３】
無線周波コイル４２、或いは表面コイルアレイ（図示せず）は、結果として得られる共鳴信号を復調するために受信器３２に接続される。信号は受信器３２によって増幅及び復調され、ｋ空間データメモリへサンプリングされる。第１のｋ空間データメモリ５２は、造影剤がない場合には撮像される領域のための参照スキャンデータを受信し、第２のｋ空間データメモリ５４はコントラスト強調データ、即ち造影剤が対象に注入された後に捕捉されるデータ、を受信する。参照スキャンデータは、造影剤の注入の前に捕捉される。この事前情報は、造影剤濃度が平坦域に達したときにｋ空間の中央領域を捕捉するため、また必要であれば再捕捉するために、本発明により位相エンコードを動的に調整するために使用される。
【００２４】
第１の再構成プロセッサ５６は、第１の参照画像メモリ５８中に格納された第１の参照画像画像表現を形成するために参照スキャンデータ５２を再構成する。第１の参照又は基準画像は、血管に関する空間的な情報を含む関心領域の、又は薬物又は薬剤が取り込まれる他の領域の任意のコントラスト強調されていない磁気共鳴画像でありうる。第１の参照画像は、望ましくは、飛行時間技術又は位相コントラスト技術で捕捉された最大強度投影画像といった血管造影画像である。参照画像は、望ましくはコントラスト強調された捕捉の直前に捕捉されたものであり、一般的には造影剤の注入の前に撮影されたマスク画像や位置確認用の画像等の種類の任意の造影剤投与前画像でありうる。以前に捕捉され格納された画像を使用することも考えられる。
【００２５】
セグメント化プロセッサ６０は、血管の空間的情報のみを含むか又は他の方法で血管の画素を識別するセグメント化された画像を発生するために関心となる血管を分離させる。画像セグメント化は、予めプログラムされた制御下で自動的に実行されえ、又は、例えばディスプレイ８６といったディスプレイ上で参照画像を見つつ画面上のポインティングデバイスを操作することにより操作者によって手動で行われうる。コントラストシミュレーションプロセッサ６２は、造影剤が存在したならば予想される強度を近似又は推定するためにセグメント化された画素の強度を人工的に増加させる。血管のためのシミュレートされた強度は、一般的に造影剤取り込み曲線に沿って及び／又は確立した理論によって見つけられる強度に基づくものでありうる。もちろん、利用可能であるならば、例えば患者に特定的な又は血管に特定的な血流速度情報といった以前に捕捉されたタイミング情報もまた、シミュレートされた強度を発生するために使用されうる。第１の参照画像のセグメント化された領域は、造影剤の存在をシミュレートしメモリ６４に格納される第２の参照画像を発生するために、シミュレートされた画素強度で置き換えられる。望ましくは２つ以上の、更に望ましくは３つ以上のシミュレートされた参照画像は、多数の時点で投影された強度を発生するために造影剤取り込み曲線に沿って多数の時点を用いて発生される。
【００２６】
第１のフーリエ変換プロセッサ６６は、メモリ６４中に格納された各シミュレートされた参照画像に対してフーリエ変換を行い、第２のフーリエ変換プロセッサ６８はメモリ５８に格納された参照画像を画像領域から周波数領域へ変換する。図示の簡単化のため２つのフーリエ変換プロセッサを示すが、単一のプロセッサが使用されうることが認識されるべきである。フーリエ空間では、参照画像５８は、数値的に増加された強度を有する各シミュレートされた画像から減算プロセッサ７０によって減算され、造影剤を含む血管のスペクトルが発生され、これはメモリ７２に格納される。空間的に分解された情報は処理中に変化しないため、符号化された時間領域信号の唯一の変化は強度の変化である。即ち、所与の空間情報即ち血管の位置があるとき、ボーラスの到着により変化する大きさ以外はスペクトルパターンは変化しない。このようにして、周波数領域の血管スペクトルは、造影剤の取り込み又は到着の動力学をシミュレートする。図４は、造影剤取り込み曲線に沿った３つの時点について画素強度を画素数に対して示す画像領域のグラフと、それらの対応する周波数領域の変換を示す図である。このようにして、投影されたｋ空間信号強度は、取り込み曲線に沿った点のために投影されうる。
【００２７】
再び図３を参照するに、投影された血管のスペクトルが捕捉された後、患者に造影剤が注入され、シーケンスコントローラ４６によって撮像シーケンスが開始される。データ捕捉は造影剤の到着又は薬物取り込みの始まりを決定する従来技術のうちの１つに基づいて開始される。データラインは、任意の予め選択された又は従来の位相エンコード法を用いてメモリ５４中へ集められる。比較器又は他の処理ロジック７４は、収集されたｋ空間信号強度をメモリ７２中に格納された様々な周波数スペクトルと比較する。プロセッサ７６は、周波数スペクトルに基づいてボーラス濃度情報を導出するか、他の方法で取り込み曲線に沿った進行を監視する。造影剤の平坦域は次の２つの方法、即ち、（１）シミュレートされたスペクトルと捕捉されたｋ空間データとの比較に基づいて、捕捉された信号の強度が取り込み曲線の予想されるピークを示すシミュレートされたスペクトルと一致するか、及び（２）スペクトルの強度の変化の速度が平坦域に達していることを示しているか、のうちの１つを用いて検出される。平坦域に達していることを検出すると、シーケンスコントローラはシーケンスを中央位相エンコードビューへジャンプさせこれを収集させるよう調整する。典型的な実施例では、ピーク信号がパルスサイクルＴＲ（ｎ）で検出されると、位相エンコードは、ゼロ位相エンコード（ｋ＝０）が例えばＴＲ（ｎ＋１）又はＴＲ（ｎ＋２）といった幾つかのパルスサイクル中で捕捉されるよう調整される。中央位相エンコードビューの収集の後、シーケンスは全ての残るデータラインを収集するために戻る。元のシーケンスに基づいて、平坦域が検出される前に全ての中央位相エンコードビューが収集されると、シーケンスコントローラは平坦域期間が検出された後にこれらのビューを再捕捉するためにシーケンスを動的に調整する。このようにして、取り込み曲線の中心平坦域は中央位相エンコードビューと動的に相関される。
【００２８】
望ましい実施例では、高周波数位相エンコード及び中間周波数位相エンコードでデータラインがまず収集されるシーケンスが用いられる。捕捉は、次に中央位相エンコードビューを収集するために平坦域期間が検出されるときに動的に調整され、その後シーケンスは高周波数位相エンコードデータライン及び中間周波数位相エンコードデータラインを収集するために戻る。
【００２９】
メモリ５４からのｋ空間データに対して作用する再構成プロセッサ８０は、画像メモリ８２に格納される画像表現を発生するために２次元フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムを実施する。再構成プロセッサ８０は、例えば３次元撮像技術を用いて捕捉された又は多数の連続するスライス又はスラブから構築された体積画像データから２次元画像表現を発生するための最大強度投影アルゴリズムといった投影アルゴリズムを含みうる。再構成プロセッサ８０は、血管造影に適した機能を与える更なるモジュールを任意に含んでもよく、スライス選択、角度選択、再クロップ、背景抑制、補間、再構成グリッド再配置等のためのプロセッサ又はプログラムモジュールを含む。概念的に簡単化するため、２つのプロセッサとして示されているが、プロセッサ５６及び８０は共通のハードウエアを共用しうることが認識されるべきである。格納された画像表現は、人間にとって可視のディスプレイ８６上に表示するために画像データを準備又はフォーマットするビデオプロセッサ８４によってアクセスされる。
【図面の簡単な説明】
【図１Ａ】
中央位相エンコードの捕捉のための理想化されたタイミングウィンドウを示す時間に対するボーラス濃度のグラフである。
【図１Ｂ】
想定されるボーラス到着特徴と実際のボーラス到着特徴の間の差による早期検出の効果を示す時間に対するボーラス濃度のグラフである。
【図２Ａ】
最適コントラスト及び空間解像度のためのｋ空間のセグメント化を用いる理想化された順次捕捉を示す図である。
【図２Ｂ】
成功したＴＲＩＣＫの実施を示す図である。
【図２Ｃ】
成功しなかったＴＲＩＣＫの実施を示す図である。
【図３】
本発明の面による時間的に分解された強度の追跡を含む磁気共鳴撮像スキャナを図式的に示す図である。
【図４】
画像領域中で選択された空間的な位置の画素強度を人工的に増加させ、その結果を周波数領域へ戻るよう変換することにより、コントラスト到着動力学をシミュレートする方法を示す図である。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図２Ｃ】
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【図３】
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【図４】
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【国際公開パンフレット】
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【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
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【国際調査報告】
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