(57)【要約】ＣＥＭＲＡ画像を取得すべく、３Ｄ投影再構成パルスシーケンスが使用される。本発明の一つの適用例においては、単回の息止め期間内に、アンダーサンプリングされた高分解能の腹部ＣＥＭＲＡ画像が取得される。本発明の別の適用例では、ＣＥＭＲＡ動的研究中に、一連のアンダーサンプリングされた画像フレームが取得される。各画像は、隣接した画像フレームからの周縁ｋ空間データを、取得された画像フレームの中央及び周縁ｋ空間データと組み合わせることにより作成される。
2004524079.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムを用いて患者の磁気共鳴画像を作成するための方法であって、そのステップが、
ａ）半径Ｒを有するｋ空間体積全体にわたってｋ空間をサンプリングすべく反復される三次元投影再構成パルスシーケンスを用いて、ｋ空間画像データセットを取得すべく前記ＭＲＩシステムを操作するステップであって、ここで、前記三次元投影再構成パルスシーケンスが、前記半径Ｒよりも実質的に小さな半径ｒを有するｋ空間の中央領域をＮｙｑｕｉｓｔ条件に従ってサンプリングするのに充分な回数ではあるが、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件に従ってｋ空間の周縁領域をサンプリングするには充分でない回数繰り返される、ＭＲＩシステムの操作ステップ；及び
ｂ）実質的に全体のアンダーサンプリングされた取得ｋ空間画像データセットを用いて画像を再構成するステップ
を含み、そして
ここで、前記三次元投影再構成パルスシーケンスの繰り返し回数が、実質的に、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件に従って前記ｋ空間体積全体を完全にサンプリングするのに必要な繰り返し回数の半分未満である、磁気共鳴画像の作成方法。
【請求項２】
ステップｂ）が、
ｉ）前記取得されたｋ空間データセットを再グリッディングすることにより三次元アレイのｋ空間データを作成するステップ；及び
ｉｉ）前記三次元アレイのｋ空間データで三次元フーリエ変換を実施するステップ
を含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記再構成画像の分解能が等方性である、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
前記パルスシーケンスが、
ｉ）前記再構成画像のフィールド・オブ・ビュー全体にわたって位置付けられた複数のスピンにおける横磁化をもたらすｒｆ励起パルスを生成するステップ；及び
ｉｉ）前記サンプリングされるｋ空間体積の外側境界上の一つのポイントから始まり、前記ｋ空間の中央を通過し、そして、前記サンプリングされるｋ空間体積の前記外側境界上の別のポイントへ伸び広がる軌道においてｋ空間をサンプリングするための読取り勾配の存在下においてＮＭＲ信号を取得するステップ
により実行される、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記サンプリング軌道が直線である、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記パルスシーケンスが：
ｉ）前記再構成画像のフィールド・オブ・ビュー全体にわたって位置付けられた複数のスピンにおける横磁化をもたらすｒｆ励起パルスを生成するステップ；
ｉｉ）前記ｋ空間体積の外側境界上の一つのポイントから伸び、そして、前記ｋ空間の中央を通じて伸びる軌道においてｋ空間をサンプリングするための読取り勾配の存在下においてＮＭＲ信号を取得するステップ
により実行され、そして
当該方法が、更に、ステップｉｉ）で取得された前記ｋ空間サンプルから、前記ｋ空間体積の前記外側境界上の別のポイントへ前記軌道を伸ばす更なるｋ空間サンプルを合成するステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項７】
ステップｂ）が、前記ｋ空間画像データセットを用いて、濾波された後方投影画像再構成を実施するステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
磁気共鳴撮像システム（ＭＲＩ）システムを用いて、患者における選定された脈管系の磁気共鳴血管造影図を作成するための方法であって、そのステップが：
ａ）前記選定された脈管系に流入する造影剤を前記患者に注入するステップ；
ｂ）三次元投影再構成パルスシーケンスを果たすべく、前記ＭＲＩシステムを操作するステップ；
ｃ）前記ｋ空間の中央から実質的に半径方向に伸びる軌道に沿ってｋ空間をサンプリングすべく、前記選定された脈管系における複数のスピンにより生成されたＮＭＲ信号を取得するステップ；
ｄ）前記ｋ空間の中央から実質的に半径方向に伸びる異なる軌道に沿ってｋ空間をサンプリングすべく、前記三次元投影再構成パルスシーケンスにおいて、異なる読取り勾配を用いてステップｂ）及びｃ）を繰り返すステップ；
ｅ）軌道間に実質的に一様な間隔を有し、且つ、前記サンプリングされるｋ空間体積の周縁における隣接した軌道から取得されるｋ空間サンプル間の間隔が、実質的に、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件を満たすのに必要な間隔の２倍より大きな状態で、三次元ｋ空間体積全体にわたってｋ空間をサンプリングすべくステップｄ）を繰り返すことにより、画像データセットを生成するステップ；及び
ｆ）前記取得された画像データセットにおける実質的にすべての前記ｋ空間サンプルを用いて、当該選定された脈管系の画像を再構成するステップ
を含む、磁気共鳴血管造影図の作成方法。
【請求項９】
ステップｆ）が：
ｉ）前記取得されたｋ空間サンプルを再グリッディングすることにより三次元アレイのｋ空間データを作成するステップ；及び
ｉｉ）前記三次元アレイのｋ空間データで三次元フーリエ変換を実施するステップ
を含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記再構成画像の分解能が当該選定された脈管系全体にわたって等方性である、請求項８に記載の方法。
【請求項１１】
前記取得されるＮＭＲ信号が当該選定された脈管系への造影剤の到達により増幅されるように、ステップｂ）からステップｅ）までの実施を時間調節するステップを含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１２】
前記造影剤が当該選定された脈管系に流入するときの付加的な画像データセットを取得すべくステップｂ）からステップｅ）までを繰り返すステップを含み、そして、ステップｆ）が、複数の取得された画像データセットからｋ空間サンプルを組み合わせるステップ、及び、それらの組み合わされたｋ空間サンプルを用いて前記画像を再構成するステップを含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１３】
連続的に取得される画像データセットがｋ空間における異なる位置をサンプリングし、そして、連続的な画像データセットからのｋ空間サンプルが組み合わされ、且つ、前記画像を再構成するために使用される、請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
一つの取得された画像データセットからの前記ｋ空間サンプルが、連続的に取得された画像データセットからの周縁領域ｋ空間サンプルと組み合わされる、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
ｋ空間における３つの異なるインターリーブされた位置からの画像データセットが連続的且つ反復的に取得され、そして、３つの連続的な画像データセットからのｋ空間サンプルが組み合わされ、且つ、前記画像を再構成するために使用される、請求項１３に記載の方法。
【請求項１６】
前記３つの連続的な画像データセットのうちの二番目のデータセットからのすべてのｋ空間サンプルが、前記３つの連続的な画像データセットのうちの一番目及び三番目からの周縁領域ｋ空間サンプルと組み合わされる、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
各画像データセットの中央領域におけるｋ空間サンプル間の間隔がＮｙｑｕｉｓｔ条件を満たす、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記三次元投影再構成パルスシーケンスが速度コード化勾配をもたらし；
連続的に取得される画像データセットが、異なる軸に沿ったスピン運動に対して速度コード化され；そして
連続的に取得される画像データセットからのｋ空間サンプルが組み合わされ、且つ、前記画像を再構成するために使用される、請求項１２に記載の方法。
【請求項１９】
３つの異なる速度コード化方向での画像データセットが連続的に取得され、そして、３つの連続的な画像データセットからのｋ空間サンプルが組み合わされ、且つ、前記画像を再構成するために使用される、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
異なる画像データセットの半径方向ｋ空間サンプリング軌道がインターリーブされる、請求項１３に記載の方法。
【請求項２１】
ステップｃ）において取得されるｋ空間サンプリング軌道が、そこから実質的に反対方向におけるｋ空間の中央から伸び、そして、前記サンプリングされるｋ空間体積の外側境界上の実質的に反対側のポイントへ伸びる、請求項８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【関連出願の相互参照】
【０００１】
本出願は、１９９８年４月１０日付けで先に出願された米国仮出願第60/081,409号の利益を有する、１９９８年１２月１１日に出願されたＰＣＴ出願第ＵＳ98/26523号のナショナルフェーズ（national phase）である、２０００年７月１４日に出願された米国出願第09/600,433号の一部係属出願である。
【発明の背景】
【０００２】
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号明細書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信号またはビューまたはｋ空間サンプル数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】
画像を再構成できるＮＭＲデータセットを取得するための最も一般的な方法は、「フーリエ変換」イメージング技術または「スピン−ワープ」技術と呼ばれるものである。この技術は、W.A.Edelsteinらによる「スピン−ワープＮＭＲイメージング法、及び、ヒト全身イメージングへの適用例（Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging）」（Physics in Medicine and Biology、Vol.25、p.751-756(1980)）と題する論文で検討されている。その方法は、ＮＭＲ信号を取得する前に、可変式振幅位相コード化磁場勾配パルスを使用し、この勾配方向における空間情報を位相コード化する。二次元的な実施態様（２ＤＦＴ）では、例えば、一つの方向に沿った位相コード化勾配（Ｇy）を適用することにより、空間情報がその方向においてコード化され、その後、この位相コード化方向に直交した一つの方向における読取り磁場勾配（Ｇx）の存在下において信号が取得される。スピン−エコーの取得中に存在するこの読取り勾配が、その直交方向における空間情報をコード化する。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスでは、位相コード化勾配パルスＧyの大きさは、走査中に取得される一連のビューで増分（ΔＧy）的に増加される。三次元的な実施態様（３ＤＦＴ）では、各信号読取りの前に、第三の勾配（Ｇz）が適用され、その第三の軸に沿ってコード化が為される。この第二の位相コード化勾配パルスＧzの大きさも、走査中の値を通じて段階的に変えられる。これらの２ＤＦＴ法及び３ＤＦＴ法は、直線（rectilinear）パターンでｋ空間をサンプリングする。
【０００８】
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号明細書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。ＣＥＭＲＡ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。
【０００９】
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ＣＥＭＲＡ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。
【００１０】
腹部のＣＥＭＲＡを成功裏に行うためには、呼吸性のアーチファクトを制限するため、単回の息止め期間（breath-hold）中に走査を果たすことが必要である。従来の「フーリエ」イメージング法の場合、読取り勾配方向においては高分解能で且つ大きなフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）の画像を迅速に取得することができるが、他の２つの次元方向における空間分解能及びＦＯＶは、取得される位相コード化されたビューの個数に比例する。腹部の臨床ＭＲＡは、その後に異方性分解能を伴って取得される非常に限定された関心領域を適切に識別するための偵察（scout）走査に頼っている。この方法は、検査を実行するのに必要な時間と技量を増大させる。加えて、それらの取得される画像の異方性分解能と制限されたＦＯＶも、そのデータセットの後処理に対する可能性を制限する場合がある。
【００１１】
これまでの説明で指摘されているように、ＭＲＡデータの取得は、造影剤ボーラスが関心動脈に到達したときにｋ空間の中央領域が取得されるように時間合わせされる。造影剤の到達を計時する能力はかなり変動し、動脈と静脈の分離増幅を描写する動的研究の場合、多くの適用例では、一連のＭＲＡ画像を取得することが有用である。また、時間的な一連の画像は、疾患によりもたらされる遅延した血管充填パターンを観測する上でも有用である。この要件は、Korosec F.、Frayne R、Grist T.、Mistretta C.による「時間分解コントラスト増幅３Ｄ  ＭＲ血管造影法（Time-Resolved Contrast-Enhanced 3D MR Angiography）」（Magn. Reson. Med. 1996; 36: 345-351）及び米国特許第５，７１３，３５８号明細書に記載されているように、３Ｄ「フーリエ」取得法を用いて一連の時間分解画像を取得することにより部分的に取り組まれている。しかし、この方法の場合、ｋ空間の中央の高められたサンプリング速度は、一連の当該時間分解画像における個々の画像の空間分解能を、造影剤の通過中に単一定時画像（single timed image）が取得されるときに得られる分解能の約７５％に低減する。
【００１２】
近年、撮像速度を高めるべく多数のレシーバーコイルアレイを用いる研究が広範に行われている。Griswoldらによる「空間高調波の同時取得（Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics)(SMASH)」（Magnetic Resonance In Medicine1999、Jun; 41(6): 1235-45）に記載されているＳＭＡＳＨ技術では、多数のコイルがフーリエ位相コード化方向のうちの１つに慎重に位置付けられる。それらのコイル感度に関する知識を用いて複数の非取得性（non-acquired）位相コード化を合成することができ、これにより、ある与えられた分解能の画像を取得し得る速度を高めることが可能となり、あるいは、同一速度において取得される画像の分解能を高めることが可能となる。
【００１３】
複数のレシーバーコイルの任意な相対的配置を利用し得る別の技術は、Pruessmannらによる「高速ＭＲＩのためのコイル感度コード化（Coil Sensitivity Encoding For Fast MRI）」（MRM 42: 952-962(1999)）に記載されているＳＥＮＳＥ技術である。この技術は、大きなＦＯＶを撮像しながら、小さなＦＯＶイメージング法の便益性を利用するための方法として見ることができる。基本的に、小さなＦＯＶに対応する大きな位相コード化ステップが使用される。これは、当該被支持（supported）ＦＯＶの外側からその小さな被支持ＦＯＶ内への信号のエイリアシング（aliasing）をもたらす。当該画像のエイリアシングされた（aliased）重複ボクセルに対応するそれぞれのレシーバーコイルにより受信される信号は、それぞれのボクセルに対するコイル感度を掛け算したこれらのボクセルから生じる信号の線形和である。ｎ個のレシーバーコイルによりもたらされるそれらの線形方程式を解くことにより、ｎ個の重複ボクセルを分離することができ、ｎのファクターによって速度における最大ゲインがもたらされる。実際には、速度におけるゲインは、コイルの感度プロフィールと雑音の斟酌により設定される制限のため、通常は２ないし３のファクターに制限される。
【００１４】
上述のＳＭＡＳＨ法とＳＥＮＳＥ法は、ある与えられた分解能に対して２ないし３のオーダーの速度増加を表すファクターＲと、ある与えられた撮像時間で想定される量を越えた雑音の増加を表す１−１．２のオーダーのファクターｇとにより特徴付けられる。
【００１５】
また、最近では、ＭＲＡデータを取得するために投影（projection）再構成法を用いる研究も行われている。投影再構成法は、磁気共鳴イメージング法の開始以来知られている。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２に示されている如き直線走査パターンでｋ空間をサンプリングするのではなく、図３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・アーチファクトが作成される。
【００１６】
アンダーサンプリングされた（undersampled）投影再構成スキャニング法を用いて、より短い走査時間でＣＥＭＲＡ画像を取得するための努力が為されている。２のファクターによって３Ｄ取得における投影数を低減するための方法が、F.Boada、J.Christensen、J.Gillen、及びK.Thulbornによる「投影数を半分にした状態での三次元投影イメージング法（Three-Dimentional Projection Imaging With Half The Number Of Projections）」（MRM）37:470-477(1997)）で報告されている。この方法の場合、その取得は、部分的なエコーを用いて、球の上側半分及び下側半分で起こるように考慮されている。その球の下側半分に関連したそれらの投影は、上側半分の投影間の中間的な角度に位置設定される。ハーフ・フーリエ・アルゴリズムを用いて各エコーの抜けた部分からデータを合成し、このようにして、各半球における中間データに埋め込みする。この技術は実際にはアンダーサンプリング（undersampling）ではないが、その代わりに、抜けたエコーデータの正当な合成を通じて、その抜けたデータを提供する。しかし、それは、すべての投影角度において全体のエコーを使用する３Ｄ投影再構成シーケンスに比べ、スキャニング速度における２のファクターの増加をもたらすこととなる。
【発明の概要】
【００１７】
本発明は、ｋ空間をサンプリングするために三次元投影再構成法を用いる、改善されたＣＥＭＲＡ法である。ＣＥＭＲＡデータを取得するために３Ｄ投影再構成技術を用いれば、ｋ空間の周縁を実質的にアンダーサンプリングできることが発見された。再構成画像で当然の如く予想されるアーチファクトは、短めの走査時間での臨床的に有用な画像の取得における２を遙かに超えたファクターの結果により、驚くべき程に控えめで、且つ、アンダーサンプリング状態にある。
【００１８】
本発明の別の態様は、動的ＣＥＭＲＡ研究における一連の画像の取得での３Ｄ投影再構成取得法の使用である。それらの一連の画像における各画像フレームの取得は、ｋ空間の周縁をアンダーサンプリングすることにより短縮することができる。このアンダーサンプリングは、画像分解能における損失を伴うことなく、当該動的研究の時間分解能を増大させる。
【００１９】
本発明の更に別の態様は、アンダーサンプリングされた３Ｄ投影再構成取得を用いて、動的ＣＥＭＲＡ研究で取得された画像からアーチファクトを除去するための方法である。この動的研究における連続的な画像フレームは、異なるセットの投影角度またはビューで取得される。ｋ空間を完全にサンプリングする画像データセットを形成すべく、これらが組み合わされる。各セットの投影ビューはｋ空間の周縁領域をアンダーサンプリングするが、隣接した画像フレームの間に取得された周縁ｋ空間データを、当該研究中の所望の時間における中央領域及び周縁領域ｋ空間サンプルと組み合わせることにより、完全な画像データセットを形成することができる。
【００２０】
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形態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。
【好ましい実施態様の説明】
【００２１】
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、イメージデータアレイを格納するためのメモリモジュール１１３などが含まれる。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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
本発明の一つの好適な実施形態を実施するため、ＮＭＲデータが、図４に示されているように、ｋz−軸からの角度θとｋy−軸からの角度φにより定義される読取り勾配方向を用いて、３Ｄ球形ｋ空間座標系において取得される。このサンプリング方法は、すべての投影がｋ空間の中央を通過する状態で均等に間隔を置いた一連の投影を含む。その最大ｋ空間半径値（ｋmax）は、結果として生じる画像の３つすべての空間方向における分解能を決定する。また、その半径方向サンプル間隔（Δｋr）は、再構成画像の全フィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）の直径（Ｄ）を決定する。Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされ、Δｋθ、Δｋφ≦Δｋrの場合には、アーチファクトを伴うことなく、全ＦＯＶ画像を再構成することができる。しかし、この条件が満たされない場合には、全ＦＯＶ（Ｄ）よりも小さな低減された直径（ｄ）内に尚もエイリアスの無い再構成が生じる。それらの投影が均等に間隔を置いて取得されると仮定すれば（Δｋθ＝Δｋφ＝Δｋr）、一つの投影に関わるｋmaxでの表面積Ａは
【００２６】
【数１】
2004524079.tif 000003
【００２７】
であり、ここで、Ｎpは、取得されたビューまたは投影の個数である。式（１）はΔｋを決定し、これにより、角度間隔による低減されたＦＯＶの直径（ｄ）を、以下の如く、
【００２８】
【数２】
2004524079.tif 000004
【００２９】
全ＦＯＶの直径Ｄと関連付けることができ、ここで、ＮRは、そのＦＯＶを横切るマトリックスのサイズ（即ち、信号読取り中のサンプルの個数）である。画像ドメインでは、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされていない場合であっても、良好に構成された低減ＦＯＶが各対象物（object）を中心として現れる。しかし、外側からの半径方向ストリークアーチファクトがそのローカルＦＯＶに入る可能性がある。ｋ空間が完全にサンプリングされる状態、即ちｄ＝Ｄの状態は、サンプリングされる投影の個数が、
【００３０】
【数３】
2004524079.tif 000005
【００３１】
であることを要求する。
【００３２】
例えば、各取得ＮＭＲ信号の読取り中にＮR＝２５６サンプルが取得される場合、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件を満たすために必要な投影数Ｎpは約１０３，０００個である。
【００３３】
３Ｄ投影としてデータを取得するために使用されるパルスシーケンスが図５に示されている。このシーケンスは、高性能勾配サブシステム（４０ｍＴ／ｍの最大振幅、及び、１５０Ｔ／ｍ／秒の最大追従速度（slew rate））を備えた上述のＭＲＩシステムで実行される。データ取得ウィンドウ２００の間に全エコー読取りか部分エコー読取りかのいずれかを果たすことができる。部分エコーを選んだ場合には、ｋ空間の底部側半分（ｋz＜０）のみが部分的に取得される。すべての方向における大きなＦＯＶのため、非選択的な２００μｓの無線周波数（ＲＦ）パルス２０２を用いて、画像ＦＯＶ全体にわたる横磁化を生成することができる。スラブ選択性励起に比べ、このスキームは、その体積を横切る一様性の高いフリップ角度をもたらし、要求されるＲＦパワーが低く、そして、患者に入れられるエネルギーが少なくて済む。
【００３４】
勾配喚起（gradient-recalled）ＮＭＲエコー信号２０３は、その励起されたＦＯＶ内のスピンにより生成され、３つの読取り勾配２０６、２０８、及び２１０の存在下において取得される。スラブ選択勾配を必要としないため、読取り勾配波形Ｇx、Ｇy、及びＧzは同様な形態を持つ。この対称性は、そのシーケンスをスポイルする必要性によってのみ妨げられ、その妨害は、脱整相化（dephasing）勾配ローブ２０４を作用させる（playing）ことにより達成される。脱整相化ローブ２０４の面積は、次の条件
【００３５】
【数４】
2004524079.tif 000006
【００３６】
を満たすべく算出され、ここで、ｎはｎ≧２の整数である。Ｇz読取り勾配２０６は論理ｚ−軸で常に正であるため、スポイル化勾配２０４に必要な時間は、Ｇzでのみ脱整相化ローブ２０４を作用させることにより最小化される。Ｇx及びＧy読取り勾配２０８及び２１０は、定常状態を達成すべく、それぞれの勾配パルス２１２及び２１４により巻き戻される（rewound）。
【００３７】
読取り勾配波形Ｇx、Ｇy、及びＧzは、異なる角度θ及び角度φにおける半径方向軌道をサンプリングすべく走査中に変調される。θ及びφの角度間隔は、サンプリングされるｋ空間球の周縁境界（ｋmax）でｋ空間サンプルポイントの一様な分布が生じるように選ばれる。その分布を計算する幾つかの方法が知られているが、経路速度及び表面積カバー率（coverage）が一定という条件で螺旋軌道によって球面をサンプリングすることによりそれらの投影を均等に分配する方法が使用される。また、この解決法は、連続的なサンプル経路を発生させるという利点も有しており、これは、勾配切り替え及び渦電流を低減する。N個の合計投影の場合、投影番号ｎの関数としての勾配振幅に対する式は、
【００３８】
【数５】
2004524079.tif 000007
【００３９】
である。
【００４０】
完全にサンプリングされた画像取得を果たす必要がある場合には、式（２）において上で定義されている通り、ＮがＮpに設定され、一連のＮ＝Ｎp個のパルスシーケンスが実行される。この一連のパルスシーケンスにおけるｎ番目のパルスシーケンスに対する読取り勾配振幅は、式（４）、（５）、及び（６）により与えられる。ｎは、走査中に単調な順番で１からＮまでの番号を付けることができるが、他の種々の順番も可能であることが分かる。
【００４１】
走査が完了すると、そのデータは、生ｋ空間画像データセットにセーブされる。この好適な画像再構成法では、再グリッディング（regridding）法が用いられ、その取得されたデータセットが３Ｄ  Ｃａｒｔｅｓｉａｎグリッドに置かれる。そのような再グリッディング法は当分野では広く知られており、例えば、J.Jacksonらによる「グリッディングを用いるフーリエ反転のためのたたみこみ関数の選択（Selection Of Convolution Function For Fourier Inversion Using Gridding）」（IEEE Trans. Med. Imaging、10、473-478、1991）に記載されている。結果として生じるｋ空間データの３Ｄアレイは、ρ2フィルターで補償された密度であり、ここで、ρは、補償されているデータポイントのｋ空間半径である。ρ＝０のポイントは、２Ｄ投影フィルターに対して提唱されている補正と同様、それがサンプリングする有限の体積球により重み付けされる。再グリッディングプロセスで使用される核（kernel）は、演算的に非常に速い単純な三角関数か、もしくは、その再グリッディングプロセスからエイリアシングされたエネルギーを低減するという利点を有するＫａｉｓｅｒ−Ｂｅｓｓｅｌ関数かのいずれかである。
【００４２】
その後、このデータは、３つすべての方向において画像空間にフーリエ変換される。取得で部分エコーを使用した場合、その抜けたデータは、Noll及びNishimuraによる「磁気共鳴イメージング法におけるホモダイン検出（Homodyne Detection In Magnetic Resonance Imaging）」（IEEE Transactions on Medical Imaging、Vol. 10、No. 2、June 1991）及び米国特許第5,243,284号に記載されているもの等の３Ｄホモダインプロセスを用いて合成される。その最終的な画像は、再グリッディングプロセスによる低周波数画像強度変動を補正するため、上述のたたみこみ核のフーリエ変換で割られる。
【００４３】
ｋ空間周縁境界上の一点からｋ空間の中央を通って当該ｋ空間周縁境界上の反対側のポイントへ伸びる上述の好適な直線軌道以外の種々のサンプリング軌道を用い得ることは、当業者にとって明らかであろう。上で述べられているように、一つの変形態様は、サンプリングされるｋ空間体積の全範囲にわたっては伸びていない軌道に沿ってサンプリングする、部分ＮＭＲエコー信号２０３を取得することである。それらの抜けたサンプルは、上述のホモダイン再構成により合成される。直線投影再構成パルスシーケンスと同等な別の変形態様は、直線ではなく、湾曲した経路に沿ってサンプリングすることである。そのようなパルスシーケンスは、例えば、F.E.Boadaらによる「高速三次元ナトリウムイメージング法（Fast Three Dimentional Sodium Imaging）」（MRM、37:706-715、1997）に記載されている。
【００４４】
また、取得された３Ｄ  ｋ空間画像データセットから３Ｄ画像を再構成するための種々の代替的な方法もある。一つの代替的な方法は、F.Nattererによる「コンピューター断層撮影法の数学（The Mathmatics of Computerized Tomography）」（Teubner、Stuttgart、1986）に記載されている方法等の濾波後方投影（backprojection）法である。これは、一般的にＸ線ＣＴ画像を再構成するために使用される方法である。
【００４５】
１２ｃｍのＦＯＶを占めるべく配置された１つのヘッドコイルと水及びガドリニウムが充填された２つの頸動脈ファントムを用いて、この３Ｄ投影再構成取得法によりファントム研究を実施した。一つの頸動脈ファントムは、その分岐部に７０パーセントの狭窄を有した。アンダーサンプリングから生じるアーチファクトは対象物依存性であるので、コントラスト増幅血管造影検査を模するべくこの配列を設計した。アンダーサンプリングでのＳＮＲの振る舞いを確証すべく試験を行った。複数の同一体積を規定し、３０°のＲＦフリップ角度、３２ｋＨｚでの読取り、２８ｃｍのＦＯＶ、及び全エコーでの２５６サンプル読取りでスキャニングを行った。そのファントムは上下方向において上述の体積を満たしたが、スキャンプレーンの４０％にすぎなかった。取得された投影の個数（Ｎ）は、２４，０００から下って１，５００まで様々であった。その２４，０００投影画像は一つの信号平均値で取得され、そして、他のスキャンでは、すべての取得における合計励起数が２４，０００に等しくなるように信号平均値の個数を調節した。
【００４６】
異なる量のアンダーサンプリングで取得された画像データセットは、それぞれ別々に再構成された。各画像に対して平均信号レベルを算出した。投影アーチファクトに関わりのない雑音の見積もり値を得るため、２つの２４，０００投影スキャンを引き算した。０．６６５σとしてガウス分布雑音の標準偏差と関わるレイリー分布雑音σを決定するため、それらの非減算画像において、頸動脈ファントムから得られた明るい信号の外側の領域の標準偏差を測定した。その後、減算されたデータセットの雑音に対する相対的な各スキャンの雑音を算出し、プロットした。
【００４７】
再構成画像に対する雑音の測定値が、投影角度（十字記号）の個数（Ｎ）の関数として図６にプロットされている。また、破線２２０で指示された曲線ａ／Ｎbpも示されており、その最良適合値（best fit values）はａ＝５１８及びｂ＝０．６２であることが決定されている。期待通り、各データセットに対する測定された信号の平均値は、励起数が投影角度の個数とは無関係であったため、一定であった。更に、それらの画像における測定された雑音は、投影アーチファクトにより、期待通り、Ｎが減少するに連れて増大した。ＳＮＲにおけるこの減少は、ボクセルのサイズや合計データ取得時間等、信号に影響を及ぼし得る他のファクターとは無関係である。
【００４８】
この曲線２２０から驚くべきことは、アーチファクト雑音が有意になる前に、投影取得の個数（Ｎ）を実質的にＮｙｑｕｉｓｔ条件（Ｎp）以下に低減し得ることである。この再構成画像の雑音は、投影の個数が５，０００ないし１０，０００以下になるまで、ベースレベル上で有意に増大しない。これは、１０ないし２０のアンダーサンプリングファクターである。
【００４９】
単回の息止め期間内にこのアンダーサンプリングされた３Ｄ投影再構成法を用いて、腹部画像を取得することができる。信号を受信するために前後方向整相化（phased）アレイ胴表面コイルが使用され、腹部を覆うように配置される。図５のパルスシーケンスが使用され、そして、結果的に、それぞれ、３．９ｍｓ及び１．３ｍｓのＴR及びＴEをもたらす全エコー取得を使用する。サンプリングバンド幅は±６２．５ｋＨｚであって、３０°のＲＦフリップ角度が使用される。スキャンは９，０００個の投影を使用し、２５６サンプル読取りマトリックス（ＮR）で３８×３８×３８ｃｍの体積をサンプリングする。造影剤の合計使用量は、体重１キログラム当たり０．３ｍｍｏｌのガドペンテテン酸ジメグルミン（Magnevist: Schering AG, Berlin, Germany）である。２．０ｍｌ／秒で注入される２ｍｌの造影剤を用いて、用量タイミング（dose-timing）スキャンが行われる。その後、単回の３５秒間の息止め期間中にプレコントラストマスク（pre-contrast mask）が取得され、続いて、自動注入装置（Spectris; Medrad, Pittsburg, PA）を用いて注入される残りの造影剤の注入による息止めコントラスト増幅取得が行われる。注入速度は、スキャン期間中に比較的一定したボーラスを創出すべく、２．０ｍｌ／秒である。上述のプレコントラストマスクがｋ空間におけるコントラスト増幅取得から引き算され、結果として生じる画像データセットが上述の如く再構成される。
【００５０】
単回の息止め期間中に、広いフィールド・オブ・ビューカバー率で高分解能のＴ１−加重コントラスト増幅腹部ＭＲＡ画像を得ることができる。合理的な個数の投影（Ｎ）がサンプリングされる限り、ｋ空間をアンダーサンプリングすることによるアーチファクト及び雑音のペナルティーは、高ＳＮＲ適用にとって制限的なものではない。この３Ｄ投影再構成取得では、ストリークアーチファクトは、非常に干渉性が高く、長くて鋭いエッジを有する対象物からのみ見られる。それよりむしろ、アンダーサンプリングされたエネルギーは、その画像にわたって広がる拡散雑音として現れる。Ｐａｒｓｅｖａｌの定理により、非測定データは、アンダーサンプリングされたエネルギーに比例した画像におけるエラーをもたらす。我々は、投影数Ｎpの約１０〜１５パーセントがサンプリングされる限り、腹部コントラスト増幅適用にとって、ＳＮＲペナルティーは制限的でないことを見いだした。本技術の利点は、何ら特殊なコイルまたはレシーバーを必要とせず、スキャンの設定及び取得が通常のフーリエ取得と非常に類似していることである。
【００５１】
本３Ｄ投影再構成法で取得された画像の分解能は、読取り分解能によって決定される。本例の腹部画像では、３．４ｍｍ3のボクセルサイズに対して１．５×１．５×１．５ｍｍの分解能が達成される。結果として得られる３Ｄ画像の等方性分解能は数多くの利点をもたらす。これらの利点は、分解能の損失を伴うことなく、その画像をあらゆる角度から見られる能力、あるいは、その画像をあらゆる平面を通じて見られる能力を含む。これは、腹部コントラスト増幅３Ｄ血管造影法の感度及び特異性が、その取得された平面におけるＭＩＰを見ることに加え、多平面リフォーマット（multi-planar reformat）を見ることによって大幅に改善されることが示されているため、有意である。本３Ｄ投影再構成取得の場合、優先的なスキャン平面はなく、大きなＦＯＶがあり、従って、放射線専門医は、あらゆる斜め平面を回顧的に選ぶことができ、且つ、同一の分解能を得ることができる。
【００５２】
本発明は、ＭＲ血管造影データの臨床的な取得及び評価を有意に変えることができる。この技術を使用する腹部の検査は４つのスキャンのみを必要とし、それらの４つのスキャンは、
（１）そこから用量タイミングスキャンが定められる２Ｄローカライザー（localizer）、
（２）２Ｄ用量タイミングスキャン、
（３）３Ｄ投影マスク取得、及び
（４）３Ｄ投影コントラスト増幅取得
である。
【００５３】
本３Ｄ投影取得のための撮像体積の配置で必要なことは、単にその体積がＲＦコイル感度領域内の中央にくるように合わせるだけである。上述のＭＲＩシステムでのスキャンの長さは、ローカライザーでは２０秒であり、用量タイミングスキャンでは１分であり、３Ｄマスク取得及び３Ｄコントラスト増幅取得では、それぞれ、３５秒である。自動ボーラス検出の付加を伴う場合には、上述の第二スキャンを省くことができよう。当該スキャンにおけるどんなポイントにおいても細かなスキャン体積の配置を必要としないため、この技術は、腹部コントラスト増幅ＭＲ研究を非常に短時間で行うことを可能にする。
【００５４】
本３Ｄ投影再構成法が動的研究中に使用されるときには、３Ｄ投影再構成ＣＥＭＲＡ検査中の直送（straught forward）アンダーサンプリングに加え、更なるアンダーサンプリングを果たすことができる。米国特許第５，７１３，３５８号に記載されているように、そのＣＥＭＲＡ動的研究の方策は、撮像される脈管系内への造影剤の到達を精確に時間合わせするのではなく、造影剤の投与中に一連の画像を取得することである。従って、医師は、一連の画像のうちで関心脈管系をを最良に描いている画像を選択することができる。画像の質及び分解能に加え、ＣＥＭＲＡ動的研究における重要な評価基準は、それらの画像を取得できる速度である。これは時間分解能と呼ばれ、そして、時間分解能が高ければ高いほどその研究は、当該関心脈管系におけるピークコントラストを伴った画像を取得する確率が高くなる。
【００５５】
本３Ｄ投影再構成取得は、画像分解能を低下させることなく、且つ、画像の質に及ぼす影響を最小限に留めた状態で、ＣＥＭＲＡ動的研究の時間分解能を高めるべく使用することができる。先ず図７を参照すると、半径Ｒを有するｋ空間体積を完全にサンプリングするために必要なＮ個の投影が、３セットのインターリーブされた（interleaved）投影ビューに分割されている。第一セットの投影ビューのサンプリング軌道は点線２３０で指示されており、第二セットは破線２３２で指示されており、そして、第三セットは実線２３４で指示されている。それらは、他のセットとインターリーブされており、且つ、ｋ空間の中央の周りで均等に間隔を置かれているため、各セットの投影２３０、２３２、及び２３４は、小さい方の半径ｒで完全にサンプリングされる画像データセットを取得する。別な言葉で表現すれば、各セットの投影ビュー２３０、２３２、及び２３４は、ｋ空間の中央領域を完全にサンプリングするが、ｋ空間の周縁領域をアンダーサンプリングする。
【００５６】
本３Ｄ投影再構成法を利用するＣＥＭＲＡ動的研究が図８に描かれており、ここで、曲線２４０は、時間ｔ0で造影剤が注入された後の関心脈管系におけるコントラスト増幅を示している。図５のパルスシーケンスが、造影剤到着前のある時間に始まって、信号コントラストにおけるピークを充分に越えるある期間にわたって持続して、反復的に実施される。それらの読取り勾配は、図８における「０」で指示された第一セットのビュー２３０、その後、図８における「＋」で指示された第二セットのビュー２３２、続いて、図８における「−」で指示された第三セットのビュー２３４を逐次的に取得するため、上述の如く、値を通じて段階的に変えられる。当該動的研究全体を通じてこのスキャンシーケンスが繰り返される。各ビューセット２３０、２３２、及び２３４の時間分解能が、３つすべてのビューセットからなる完全な充分にサンプリングされた取得の時間分解能の３倍であることは明らかであろう。
【００５７】
当該動的研究中に取得されたすべてのｋ空間データセットが記憶される。典型的には、マスク画像は、造影剤の到着前に取得された３つのビューセット２３０、２３２、及び２３４からのｋ空間サンプルを組み合わせ、上述の如く画像を再構成することにより作成される。コントラスト増幅画像からそのマスク画像を減算し、非脈管構造を取り除くことができる。
【００５８】
特に図８及び９を参照すると、コントラスト増幅画像は、当該動的研究中に取得されたデータセットに沿ったいずれかのポイント（ｍ）へデータウィンドウ２４２を先ずスライドさせることにより作成されてよい。図８に示されているように、データウィンドウ２４２は、例えば、動脈増幅におけるピークと整列させられていてよいが、そのウィンドウの位置ｍは、当該動的研究中に取得されたあらゆるセットのビューの中央に置かれてよいことが認識されよう。
【００５９】
このデータウィンドウ２４２内の３セットのビュー２３０、２３２、及び２３４からのｋ空間データを組み合わせることにより、画像が再構成される。これは、ビューセットｍの中央におけるすべてのｋ空間データと、隣接したビューセットｍ−１及びｍ＋１からの周縁ｋ空間データとを用いることにより果たされる。ビューセットｍの中央領域は完全にサンプリングされ、それは、当該研究中のそれの取得時間に生じるその画像増幅を正確に描写する。その中央部を取り巻くアンダーサンプリングされた周縁領域は、隣接したｍ−１及びｍ＋１におけるビューセットからの周縁データで補充される。その結果として、当該動的研究中の時間ｍにおける関心脈管系を描写する、完全にサンプリングされた画像データセット２４４が形成される。
【００６０】
上で指示されている如く、当該動的研究全体を通じて取得されるデータセット２３０、２３２、及び２３４から多くの異なる画像を生成することができる。上で説明されているように、単一の画像を当該研究中の選定された時間ｍにおいて生成することもできるし、あるいは、データウィンドウ２４２を連続的なデータセットへスライドさせることにより、一連の画像を生成することもできる。マスク画像を減算することができ、結果として生じるその３Ｄの差画像から１つもしくはそれ以上の２Ｄ投影画像を作成することができる。本方法の一つの利点は、画像分解能が３つの軸すべてに沿って同一であり、従って、医師により選定されたあらゆる方向において投影を作成し得ることである。
【００６１】
また、本発明は、位相コントラストＭＲＡ画像を作成するために使用することもできる。再び図５を参照すると、位相コントラストＭＲＡ画像を作成するため、取得される各投影は、双極性運動コード化勾配ＧMにより増感された運動である。当分野において広く知られているように、速度コード化勾配ＧMは、サイズが等しく極性が反対の２つの勾配ローブ２２２及び２２４からなっている。この運動コード化勾配ＧMは、あらゆる方向において適用することができ、そして、ＲＦ励起パルス２０２により横磁化が生成された後であって、且つ、ＮＭＲエコー信号２０３が取得される前に作用が完了される（played out）。運動コード化勾配ＧMは、勾配ＧMの方向に移動するスピンにより生成されるＮＭＲ信号に位相シフトを課し、そして、この位相シフトの量は、移動するスピンの速度と運動コード化勾配ＧMの第一モーメントにより決定される。その第一モーメント（Ｍ1）は、勾配パルス２２２または２２４の面積とそれらの間の時間間隔（ｔ）との積に等しい。第一モーメントＭ1は、有意な位相シフトをもたらすが、高いスピン速度においてその位相に重なり（wrap around）を引き起こすほどには大きくないように設定される。
【００６２】
取得されたＮＭＲ信号２０３の位相シフトがスピン運動のみによることを確かめるため、各投影角度並びに各運動コード化勾配値で２つの取得が為される。１つの取得は、図５に示されているように、双極性勾配ＧMで実施され、そして、第二の取得は各勾配ローブ２６０及び２６２の極性を逆転させた状態で為される。両取得に共通するあらゆる位相シフトをゼロにするため、結果として得られた２つの位相画像が減算される。スピン運動によりもたらされた位相シフトは、運動コード化勾配の極性を逆転させたことにより増強される。
【００６３】
上で指示されている如く、運動コード化勾配ＧMは、あらゆる方向において適用することができる。好適な実施形態では、運動コード化勾配ＧMは、合計スピン速度の指標となる画像を生成することができるように、それぞれの勾配軸ｘ、ｙ、及びｚに沿って別々に適用される。即ち、ｚ軸に沿った速度（ｖz）の指標となる画像は、図３に示されているＧz勾配波形に加えられた双極性運動コード化勾配ＧMを用いて画像を取得することにより作成され、第二の速度画像Ｖxは、Ｇx勾配波形に加えられた運動コード化勾配ＧMを用いて取得され、そして、第三の速度画像Ｖyは、Ｇy勾配波形に加えられた運動コード化勾配ＧMを用いて取得される。その後、それらの３つの速度画像における対応するピクセル値を組み合わせることにより、合計スピン速度の指標となる画像が作成される。
【００６４】
【数６】
2004524079.tif 000008
【００６５】
本画像再構成プロセスに関するより詳細な説明については、「インターリーブされた投影データを用いる位相コントラストイメージング法（Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data）」と題する、１９９９年５月１８日に出願された同時係属米国特許出願第09/314,226号への参照が為される。
【００６６】
本発明は、位相コントラストＭＲＡ画像を生成すべく、数多くの異なる方法で使用することができる。例えば、速度画像Ｖxに対するデータは、速度コード化により取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１】図１は、本発明を用いるＭＲＩシステムのブロックダイアグラムである。
【図２】図２は、図１のＭＲＩシステムを用いて、典型的なフーリエまたはスピン−ワープ画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。
【図３】図３は、図１のＭＲＩシステムを用いて、典型的な投影再構成画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。
【図４】図４は、一つの取得における三次元（３Ｄ）投影に関する走査パラメーターを定める角度をグラフ的に示した図である。
【図５】図５は、３Ｄ投影再構成画像を取得すべく図１のＭＲＩシステムを差し向けるための一つの好適なパルスシーケンスをグラフ的に示した図である。
【図６】図６は、図５のパルスシーケンスを用いた走査中のアンダーサンプリングによるＣＥＭＲＡ画像に存在する雑音を示すグラフである。
【図７】図７は、ＣＥＭＲＡ動的研究中の投影再構成取得により生成されるｋ空間サンプリングを絵で表したものである。
【図８】図８は、図７の投影再構成取得を用いるＣＥＭＲＡ動的研究をグラフ的に示したものである。
【図９】図９は、図８のＣＥＭＲＡ動的研究における取得から画像データセットを形成するために使用される本方法を絵で表したものである。
【図１】
2004524079.tif 000009
【図２】
2004524079.tif 000010
【図３】
2004524079.tif 000011
【図４】
2004524079.tif 000012
【図５】
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【図６】
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【図７】
2004524079.tif 000015
【図８】
2004524079.tif 000016
【図９】
2004524079.tif 000017
【国際公開パンフレット】
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2004524079.tif 000052
2004524079.tif 000053
2004524079.tif 000054
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004524079.tif 000055
2004524079.tif 000056
【国際調査報告】
2004524079.tif 000057
2004524079.tif 000058
2004524079.tif 000059
2004524079.tif 000060
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