(57)【要約】  関心のある組織内の造影剤の到達時刻を示す画像の作成方法を提供する。具体的には、一連の時系列の磁気共鳴（ＭＲ）画像内の各ボクセル位置について、到達時刻が計算される。到達時刻の正確な提示の改善は、ＭＲ画像取得の基礎が一貫性を有し、ｋ空間中央部のサンプリングが密であり、画像毎の時間的フットプリントが最小であり、そしてアーチファクトが無視できる程度である時に達成される。さらに、例えば閾値を用いて背景組織からの信号を抑制したり到達時刻情報をカラースケールに変換したりすることにより、到達時刻の提示がさらに改善される。
2012505708.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象内の関心組織内における造影剤の通過を示す画像を作成するための磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムの作動方法において、
ａ）前記ＭＲＩシステムを介して、前記関心組織内を前記造影剤が通過する間に一連の時系列画像データを取得するステップと、
ｂ）前記一連の時系列画像データから一連の時系列画像フレームを再構成するステップと、
ｃ）前記再構成された一連の時系列画像フレームから、該再構成された一連の時系列画像フレームに共通な視野内の各ボクセル位置における前記関心組織内の前記造影剤の到達時刻を決定するステップと、
ｄ）各ボクセル位置についての前記決定された到達時刻に対応する画像強度値を、各ボクセル位置に割り当てることにより、画像を作成するステップと、
を含む
ことを特徴とするＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項２】
前記ステップｃ）が、前記視野内の各ボクセル位置について、前記一連の時系列画像フレームの各画像フレームにおける該ボクセル位置の画像強度値をつなぎ合わせることにより、前記各ボクセル位置に対応するボクセルベクトルを作成することを含むことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項３】
前記ステップｃ）が、画像強度閾値を選択し、該選択された画像強度閾値を用いて各ボクセルベクトルを解析することをさらに含むことを特徴とする請求項２に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項４】
前記ステップｃ）が、前記一連の時系列画像フレームについて時点を決定することをさらに含み、前記時点が、選択されたボクセル位置における前記画像強度が前記選択された画像強度閾値よりも大きくなった時の時点であることを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項５】
前記ステップｃ）が、前記一連の時系列画像フレームについて時点を決定することをさらに含み、前記時点が、選択されたボクセル位置における前記画像強度が前記選択された画像強度閾値と同じである時の時点であることを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項６】
前記ステップｄ）が、カラースケールを前記画像強度値にマッピングすることを含むことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項７】
前記カラースケールが、グレースケール並びに赤及び青カラースケールのうちの少なくとも一つを含むことを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項８】
前記ステップａ）が、セントリックオーダーを用いてｋ空間の中央部をサンプリングすることを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項９】
前記セントリックオーダーが楕円セントリックオーダーであることを特徴とする請求項８に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項１０】
前記ステップｄ）が時間ウィンドウを選択することを含み、
前記選択された時間ウィンドウ内で生じた到達時刻を有するボクセル位置にのみ画像強度値としてゼロでない値を割り当てるとともに前記選択された時間ウィンドウ外で生じた到達時刻を有するボクセル位置にのみ画像強度値としてゼロを割り当てることにより、前記画像を作成する
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項１１】
前記ＭＲＩシステムを介して、前記関心組織を前記造影剤が通過する前に、一連の時系列プリコントラスト画像データを取得するステップと、
前記一連の時系列プリコントラスト画像データから一連の時系列プリコントラスト画像フレームを再構成するステップと、
をさらに含む
ことを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項１２】
前記一連の時系列画像フレーム及び前記一連のプリコントラスト画像フレームを差し引くことにより、一連の時系列画像を作成するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項１３】
前記ステップｃ）が、前記一連の差分画像に共通な視野内の各ボクセル位置における前記関心組織内の前記造影剤の前記到達時刻を決定することを含むことを特徴とする請求項１２に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【請求項１４】
前記ステップａ）が実施される前に、前記一連の時系列プリコントラスト画像データを取得することを特徴とする請求項１１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願との相互参照
本願は、「磁気共鳴イメージング法における到達時刻マッピング法」と称する２００８年１０月１４日出願の米国特許仮出願第６１／１９５，９７４号の利益を主張する。
【０００２】
連邦政府による資金提供を受けた研究開発の記載
本発明は、国立衛生研究所（ＮＩＨ  ＥＢ０００２１２）により認められた米国政府の支援のもとで行われ、米国政府は本発明に対し一定の権利を有する。
【０００３】
本発明は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）の方法及びシステムに関し、特にコントラストが強調されたＭＲＩに関する。
【背景技術】
【０００４】
人体組織などの物質が均一磁場（分極磁場Ｂ0）にさらされると、該組織内の核の個別の磁気モーメントはこの分極磁場に沿って整列しようとして該組織固有のラーモア周波数で分極磁場の周りをランダムに歳差運動する。この物質又は組織がｘｙ平面内にあるラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ1）にさらされると、整列後の正味モーメントＭzはｘｙ平面内で回転し又はｘｙ平面内に向かって「傾き(tipped)」正味横磁気モーメントＭxyが生成される。励起信号Ｂ1が停止すると励起された核又は「スピン」により信号が放出され、この信号を受信し処理することで画像が形成される。
【０００５】
上記の「ＭＲ」信号を利用して画像を形成する際には磁場勾配（Ｇx、Ｇy及びＧz）が用いられる。通常、画像化しようとする領域は使用される位置特定方法に応じて勾配が変化するような一連の測定サイクルを用いてスキャンされる。受信された「ＭＲ」信号のセットはデジタル化されて処理され種々の周知の再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００６】
各ＭＲ信号を取得するために用いられる測定サイクルは、パルスシーケンサにより生成されるパルスシーケンスの指示に基づいて実施される。臨床的に利用可能なＭＲＩシステムは、種々の臨床応用の要求を満たすよう構成されるパルスシーケンスのライブラリを格納する。検査用ＭＲＩシステムは、臨床実績のあるパルスシーケンスのライブラリを有するとともに新たなパルスシーケンスの発展を可能とする。
【０００７】
ＭＲＩシステムを用いて取得されたＭＲ信号は、フーリエ空間又は「ｋ空間」と呼ばれる空間内の検査中の対象の信号サンプルである。各ＭＲ測定サイクル又はパルスシーケンスは、通常、そのパルスシーケンスに特有のサンプリングトラジェクトリに沿ってｋ空間の一部をサンプリングする。パルスシーケンスの多くは、「スピンワープ」スキャン、「フーリエ」スキャン、「直線」スキャン又は「カーテシアン」スキャンとも呼ばれる、ラスタースキャンのようなパターンでｋ空間をサンプリングする。スピンワープスキャン技法では、ＮＭＲスピンエコー信号の取得の前に、可変振幅の位相エンコード用磁場勾配パルスを利用し、空間情報をこの勾配方向に位相エンコードしている。例えば、２次元での実施（２ＤＦＴ）では、１つの方向に沿って位相エンコード勾配Ｇyを印加することにより該方向で空間情報がエンコードされ、次いで位相エンコード方向に直交する方向にあるリードアウト磁場勾配Ｇxの存在下でＮＭＲ信号が取得される。スピンエコー取得中に存在するリードアウト磁場勾配は直交方向で空間情報をエンコードする。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスでは、一連の測定サイクル又は全体画像が再構成されるＮＭＲデータのセットを作成するためにスキャン時に取得される一連の「ビュー」において、位相エンコード勾配パルスＧyの大きさがΔＧyだけ増加する。
【０００８】
ＭＲＩシステムに用いられるｋ空間のサンプリングパターンはその他にも多く存在する。例として「ラジアル」スキャン又は「投影再構成」スキャンがあり、これらのスキャンではｋ空間中央からのびる放射線状のサンプリングトラジェクトリのセットとしてｋ空間がサンプリングされる。ラジアルスキャン用パルスシーケンスの特徴は、位相エンコード勾配が無いこと及び一つのパルスシーケンスのビューから次のパルスシーケンスのビューへと方向を変化させるリードアウト勾配が存在することである。また、ラジアルスキャンと密接に関係するｋ空間サンプリング法も存在し、この方法では直線的な放射線状トラジェクトリよりもむしろ屈曲したｋ空間サンプリングトラジェクトリに沿ってサンプリングを行う。
【０００９】
磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は、磁気共鳴現象を利用して人間の血管系の画像を作成する。ＭＲＡの診断能力を高めるためにＭＲＡスキャン前にガドリニウムなどの造影剤が患者に導入される。このようなコントラストが改善されたコントラスト強調（ＣＥ（contrast enhanced））ＭＲＡ法では、造影剤のボーラスが関心のある血管系を通って流れる瞬間に中央のｋ空間ビューが取得される。動脈のコントラストが強調されるピークでのｋ空間の中央線の収集は、ＣＥ−ＭＲＡ検査を成功させるために非常に重要である。造影剤が到達する前にｋ空間の中央線が取得された場合には顕著な画像アーチファクトが生じ画像の診断情報が制限されてしまう。あるいは、動脈のコントラストが強調されるピークを過ぎた後に取得された動脈の画像は、静脈が強調されてしまうことがあり不鮮明となる。頸動脈や腎臓動脈などを含む多くの解剖学的領域においては、動脈の強調と静脈の強調との間の分離を６秒という短い時間とすることができる。
【００１０】
動脈の強調及び静脈の強調間の短い分離時間に基づいて、低空間分解能の取得シーケンス又は非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）の取得シーケンスのいずれかの使用が決定される。短ＴＲ取得シーケンスの場合、取得される画像の信号ノイズ比（ＳＮＲ）は長ＴＲ取得シーケンスが用いられる検査に比べてかなり制限される。したがって、初回通過ＣＥ−ＭＲＡ法が要求する高速の取得によって空間分解能又は時間分解能のいずれかに上限が課せられる。
【００１１】
上記したように、ＭＲＡデータの取得は、造影剤のボーラスが関心のある動脈に到達したときにｋ空間の中央域が取得されるようなタイミングで行われる。多くの応用では、造影剤の到達時刻を決定する能力が大幅に異なりまた適切な時刻決定も困難であることから、動的検査において動脈及び静脈の分離が強調された一連のＭＲＡ画像フレームを取得することが非常に有用である。そのような一連の時系列画像フレームは病気が原因で生じる遅延血管流入障害の観測にも有用である。このような要求に対して、３次元「フーリエ」取得を用いて一連の時間分解画像を取得することで部分的に対処されてきた。この３次元「フーリエ」取得は、Ｆ．Ｋｏｒｏｓｅｃら著「時間分解コントラスト強調３ＤＭＲ血管造影法」（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．、１９９６年、３６巻３４５−３５１頁））及び米国特許第５，７１３，３５８号に記載されている。動的検査の場合、各画像フレームに対してｋ空間データがどの程度高速で取得されるかにより時間分解能が決定する。しかしながら、アーチファクトをアンダーサンプリングせずに所定分解能を有する画像フレームの作成に必要とされる全ｋ空間データを取得する場合、この時間分解能の目標はしばしば低下する。
【００１２】
したがって、動脈及び静脈間の識別をより明確にする、対象の血管系の画像を作成するための方法を提供することが所望される。そのような方法は、動脈及び静脈の両方を示す画像、動脈のみを示す画像、及び静脈のみを示す画像の全てを、同一の取得画像データから生成することが所望される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
本発明は、上記した問題を解決することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本願発明は、関心のある組織内の造影剤の到達時刻を示す画像を作成するための方法を提供する。詳細には、一連の時系列磁気共鳴（ＭＲ）画像内の各ボクセルについて該到達時刻が計算される。提示される到達時刻の精度を向上させるには、ＭＲ画像取得の基礎が一貫性を有し、ｋ空間中央域のサンプリングが密であり、画像毎の時間的フットプリントが最小であり、またアーチファクトが無視できる程度でなければならない。例えば閾値を用いて背景組織からの信号を抑制又は到達時刻情報をカラースケールに変換することにより、提示される到達時刻の精度がさらに向上する。
【００１５】
本発明の上記及びその他の利点について以下に記載するが、以下の記載は本明細書に添付した図面を参照して本発明の好ましい実施形態を説明するものである。記載される実施形態は本発明の全範囲を表わすものではなく、本発明の範囲は特許請求の範囲の項に記載される。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明を用いる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを示すブロック図である。
【図２】対象内の造影剤の到達時刻のマップ作成方法の一実施例の中で図１のＭＲＩシステムにより用いられるパルスシーケンスの例を示す図である。
【図３】造影剤が特定のボクセル位置を通過中の該ボクセル位置における信号強度の変化をプロットした図である。
【図４】楕円セントリックオーダー(elliptical centric view order)を用いるｋ空間サンプリングパターンの例を表わす図である。
【図５】対象の関心組織に造影剤が到達した時刻を示す到達時刻マップを作成する方法に含まれるステップのフローチャートである。
【図６】時系列画像内のボクセル位置の関心組織を通過する造影剤の到達時刻を決定する方法の一例に含まれるステップのフローチャートである。
【図７】時系列画像内のボクセル位置の関心組織を通過する造影剤の到達時刻を決定する方法の別の例に含まれるステップのフローチャートである。
【図８】対象の関心組織を通過する造影剤の信号強度の時間変化を動脈及び静脈についてプロットした図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
図１には、好ましい実施形態に基づく本発明を用いた磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムが示されている。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１１２及びキーボード１１４を有するワークステーション１１０を備える。ワークステーション１１０は、市販の動作システムを走らせるようプログラム可能な市販のプロセッサ１１６を備える。ワークステーション１１０はＭＲＩシステムにスキャン指示を入力するオペレータインターフェースである。ワークステーション１１０は、パルスシーケンスサーバ１１８、データ取得サーバ１２０、データ処理サーバ１２２及びデータ格納サーバ１２３の４つのサーバと接続する。ワークステーション１１０と各サーバ１１８、１２０、１２２及び１２３とは互いに通信するよう接続されている。
【００１８】
パルスシーケンスサーバ１１８は、ワークステーション１１０からダウンロードされた命令に応じて機能し勾配システム１２４及び高周波（ＲＦ）システム１２６を作動させる。規定のスキャンを実行するために必要な勾配波形が作成され、これがアセンブリ１２８内の磁場勾配コイルを励起する勾配システム１２４に印加されて、位置エンコードＭＲ信号に用いられる磁場勾配Ｇx、Ｇy及びＧzが生成される。磁場勾配コイルアセンブリ１２８は分極用磁石１３２及び全身ＲＦコイル１３４を有する磁石アセンブリ１３０の一部を形成する。
【００１９】
ＲＦシステム１２６によってＲＦ励起波形がＲＦコイル１３４に印加されることで規定の磁気共鳴パルスシーケンスが実行される。ＲＦコイル１３４又は別個の局所コイル（図示せず）により検出された応答ＭＲ信号は、ＲＦシステム１２６により受信され、増幅され、復調され、フィルターをかけられ、そしてデジタル化され、これはパルスシーケンスサーバ１１８からの命令に基づいて行われる。ＲＦシステム１２６はＭＲパルシーケンスに用いられる様々なＲＦパルスを作成するためのＲＦトランスミッタを有する。ＲＦトランスミッタは、スキャン指示及びパルスシーケンスサーバ１１８からの命令に応じて、所望の周波数、位相及びパルス振幅を有する波形のＲＦパルスを生成する。発生したＲＦパルスは全身ＲＦコイル１３４又は一以上の局所コイル又はコイルアレイ（図示せず）に印加される。
【００２０】
ＲＦシステム１２６は一以上のＲＦ受信チャンネルをさらに有する。各ＲＦ受信チャンネルは、コイルに接続しかつ該コイルを介して受信されるＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器と、受信されたＭＲ信号のＩ及びＱ直交成分を検出及びデジタル化する検出器と、を有する。したがって、受信されるＭＲ信号の大きさはサンプリングされた任意のポイントにおいてＩ及びＱ成分の二乗の和の二乗根で決定され、下式のとおりとなる。
【００２１】
【数１】
2012505708.tif 000003
【００２２】
また、受信されたＭＲ信号の位相も下式で表わされるように決定される。
【００２３】
【数２】
2012505708.tif 000004
【００２４】
パルスシーケンスサーバ１１８もまた、任意的に、生理学的取得コントローラ１３６から患者データを受信する。コントローラ１３６は、患者に接続された多数の異なるセンサから信号を受信し、例えば電極からＥＣＧ信号を受信したりベローズから呼吸信号を受信したりする。そのような信号は通常パルスシーケンスサーバ１１８により用いられ、これによりスキャンの実行を対象の呼吸又は心拍と同期又は「ゲート」させる。
【００２５】
パルスシーケンスサーバ１１８はスキャンルームインターフェース回路１３８にも接続され、該スキャンルームインターフェース回路１３８は患者の状態に関連する様々なセンサ及び磁石システムから信号を受信する。患者位置決めシステム１４０はスキャンルームインターフェース回路１３８を介して命令を受信してスキャン中に患者を所望の位置に移動させる。
【００２６】
ＲＦシステム１２６により生成されたデジタル化されたＭＲ信号のサンプリングは、データ取得サーバ１２０により受信される。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命令に応じて動作し、リアルタイムＭＲデータを受信してこれをデータのオーバーランによりデータが失われないようバッファー記憶装置に提供する。いくつかのスキャンでは、データ取得サーバ１２０は取得されたＭＲデータをデータプロセッササーバ１２２へ送る程度の機能しか果たさない。しかしながら、スキャンの更なる実行を制御するために取得されたＭＲデータから得られた情報が必要となるスキャンにおいては、データ取得サーバ１２０はそのような情報を作成して該情報をパルスシーケンスサーバ１１８に伝えるようプログラムされている。例えば、プリスキャン中にＭＲデータを取得し、これがパルスシーケンスサーバ１１８により実行されるパルスシーケンスを較正するために用いられる。また、スキャン中にナビゲータ信号を取得して、これをＲＦ又は勾配システム動作パラメータを調整したりｋ空間をサンプリングする順番を制御したりするために用いてもよい。これらの全ての例において、データ取得サーバ１２０はＭＲデータを取得するとともにこれをリアルタイムで処理してスキャンを制御するための情報が作成される。
【００２７】
データ処理サーバ１２２はデータ取得サーバ１２０からＭＲデータを受信してこれをワークステーション１１０からダウンロードされた命令に基づいて処理する。そのような処理は、例えば、生のｋ空間ＭＲデータをフーリエ変換して二次元又は三次元画像を作成する処理、再構成画像にフィルターをかける処理、取得されたＭＲデータの逆投影画像再構成の実行、機能的ＭＲ画像の計算及びモーション又はフロー画像の計算などを含んでもよい。
【００２８】
データ処理サーバ１２２により再構成された画像はワークステーション１１０に戻されてそこに格納される。リアルタイム画像は、データベースメモリキャッシュ（図示せず）に格納され、そこから磁石アセンブリ１３０の近くに位置する医師などが使用するオペレータディスプレイ１１２又はディスプレイ１４２に出力される。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像はディスクストレージ１４４のホストデータベース内に格納される。そのような画像が再構成されてストレージに送られると、データ処理サーバ１２２はワークステーション１１０のデータ格納サーバ１２３に通知する。ワークステーション１１０はオペレータにより用いられてもよくこれにより画像がアーカイブに保管され、フィルムが作成され、又は画像がネットワークを介してその他の施設に送られる。
【００２９】
図２には、３ＤＦＴＮＭＲスキャンを実施するパルスシーケンスの例が示されている。例えばｚ軸方向に沿うスラブ選択勾配Ｇzパルス２０２の存在下でＲＦ励起パルス２００を用いて関心領域全体を選択的に励起にすることで、パルスシーケンスが開始する。励起パルス２００の周波数及びスラブ選択Ｇzパルス２０２の大きさが選択されて、３Ｄスキャンの対象である領域内に横方向磁化が生成される。その後、負のＧzパルス２０４が生成されて位相エンコード及びリードアウトに備えてスピンがリフェーズされる。
【００３０】
位相エンコードは二つの軸に沿って実施される。具体的には、上記の軸の慣例に基づき、これらはｚ軸及びｙ軸である。Ｇz位相エンコードパルス２０６を印加することによりｚ軸エンコードが達成され、そしてＧy位相エンコードパルス２０８を印加することによりｙ軸エンコードが達成される。当業者にとって周知であるように、位相エンコードパルス２０６及び２０８の大きさは、スキャン中、正負の一連の値にわたって段階的に変化し(stepped)、各々は各パルスシーケンスについて一つの値に設定される。以下に詳細に記載するように、本発明において特徴的なのは、これらの位相エンコードパルス２０６及び２０８がそれらの値のセットにわたって段階的に変化する順番である。当該分野で周知のように、位相エンコード勾配パルスの大きさは、該パルスの期間にわたる該パルスの振幅の積分、即ち該パルスの面積により決定される。周知のパルスシーケンスにおいて、前記期間は一定に保たれ、位相エンコードパルスの振幅を変えることにより該パルスの大きさが該パルスの値にわたって段階的に変化する。
【００３１】
横方向磁化が位相エンコードされた後、Ｇxリードアウト勾配２１２の存在下でＮＭＲ信号２１０がリードアウトされる。このリードアウトは負のＧx勾配パルス２１４により先導され、これにより通常の方法で勾配リフォーカスＮＭＲエコー信号２１０が作成される。その後、直後に続く次のパルスシーケンスについての磁化の準備ために大きなＧxスポイラ勾配パルス２１６及びＧyリワインダ勾配パルス２１８が印加されて３ＤＦＴパルスシーケンスが終了する。当業者にとって周知のように、スポイラパルス２１６は横方向磁化をデフェーズし、リワインダパルス２１８は次のパルスシーケンスの準備をするために横方向磁化をｙ軸に沿ってリフォーカスする。リワインダパルス２１８はＧy位相エンコードパルス２０８と同じ大きさでかつ極性が反対である。あるいは、当業者にとって明らかなように、ＲＦ励起パルス２００の位相を一つのサイクル又は繰り返し時間から次のサイクル又は繰り返し時間に調整することにより残留横方向磁化をばらばらにしてもよい。
【００３２】
３ＤＦＴにおけるデータ取得は、三次元「ｋ空間」のサンプリングとして考えることができる。二つの次元即ち上の例においてのｋy及びｋzが、スキャンの各パルスシーケンス中に異なる位相エンコード勾配Ｇy及びＧzを印加することによりサンプリングされ、取得されたＮＭＲ信号は各々ｋx方向の線に沿う２５６個のサンプリングを含む。パルスシーケンスは、所望されるｋy及びｋz値の全てをサンプリングするのに必要な数だけ繰り返される。例えば、ｋyは１２８個の異なる値でありｋzは６４個の異なる値であるとしてもよい。この場合、図２のパルスシーケンスの繰り返しの数は１２８×６４即ち８１９２となる。
【００３３】
従来の３ＤＦＴスキャンでは、ｋy及びｋzの所望の値は二つのループの群を用いてサンプリングされる。例えば、内側ループはｋyをその１２８個の値を用いて増分し、与えられたｋzの値についてそのようなサンプリングが終わると、外側ループがｋzを増分させる。このプロセスはｋyの１２８個の値全てがｋzの６４個の値のそれぞれについてサンプリングされるまで続く。
【００３４】
一般的に、到達時刻マップを作成するには、３Ｄ関心体積内のボクセル位置ｒが分析される。特に、造影剤が関心体積の外側で静脈内投与された場合、その体積内の各ボクセルの信号強度値は、最初、平均的なベースラインに相当する。しかしながら、造影剤がボクセル位置ｒに到達すると、そのボクセル位置ｒにおける信号は造影剤の通過に従って時間と共に変化する。この情報は、そのボクセル位置ｒについての造影剤の「到達時刻」を割り当てる(assign)ために利用される。このプロセスは体積内の全てのボクセル位置ｒについて別々に繰り返される。
【００３５】
このプロセスについて図３を参照しながらさらに説明する。図３は、３Ｄ体積内の仮想ボクセル位置ｒにおける信号強度３００を時間に対してプロットした例である。ここで、画像フレーム間の時間はΔＴである。最初のいくつかの画像フレームについては、信号強度３００は符号３０２で示すようにベースライン付近にある。このベースラインの値からのズレは統計的不確定性即ち測定における雑音に起因するものである。信号強度３００は符号３０４で示すように次第に増加し始め、符号３０６で示す最大値に最終的に到達するまで増加し続ける。その後、信号強度３００は符号３０８で示すように徐々に減少し始める。
【００３６】
例えば図３に示されるような信号強度のセットに一つの到達時刻を割り当てる方法はいくつか存在する。そのような到達時刻を選択する方法の一つは、測定された信号強度３００が初めて特定の閾値ＴＨよりも大きくなった時の画像フレーム又は該画像フレームが取得された時点を選択する方法である。例えば、図３に示す閾値ＴＨを用いてボクセル位置ｒについての到達時刻が時点Ｔ1（ポイント３１０）として選択される。あるいは、最初にボクセル位置ｒで得られた信号強度３００の最大値３０６が決定され、その後、信号強度３００が最大値３０６又は最大値３０６のあるパーセンテージ値、例えば７０パーセント、の値となる時点Ｔ2が到達時刻として定義される。無論、異なるパーセンテージ値を用いてもよいことは当業者にとって明らかである。通常は、この特定のパーセンテージ最大値は実際に測定される時点と厳密には対応しない。したがって、まず７０パーセント最大値の信号強度の値を挟む信号強度の値それぞれにおける時点が選択され、そしてこれらの時点間の直線補間を用いて到達時刻が計算される。この補間された時刻は補間ポイント３１２として示され、これが時点Ｔ3に対応する。到達時刻を決定するためのその他の定義及び方法が用いられてもよいことは当業者にとって明らかである。
【００３７】
到達時刻を決定する特定の方法が選択されると、この方法が３Ｄ体積内の全てのボクセル位置について適用される。その結果、各ボクセルに割り当てられた値がそのボクセル位置ｒについての到達時刻に対応するような単一３Ｄ画像が得られる。この３Ｄ画像はその後臨床医などが用いる種々の手段に表示される。
【００３８】
描写された到達時刻が各ボクセル内の造影剤の実際の到達時刻を有意に表現するような到達時刻マップを作成するためには、画像データ取得のストラテジーが一貫しているべきであり、ｋ空間の中央域が密にサンプリングされるべきであり、「時間的フットプリント」とも呼ばれる画像毎の取得期間が最小化されるべきであり、そしてイメージングアーチファクトがほぼ最小化されるべきである。これらのそれぞれの条件を満たす方法を以下に記載する。
【００３９】
まず、画像データ取得のストラテジーに一貫性を持たせるためには、データ取得時間内でｋ空間をサンプリングするときの時間順序が、一連の時系列画像フレームの全てについて実質的に同じとなるように選択される。すなわち、ある最初の画像についてｋ空間の中央部が取得時間の初期にサンプリングされた場合、後続の全ての画像についてもｋ空間の中央部は同じ相対的時間的位置でサンプリングされるべきである。これにより、確実に、例えば直線速度で移動する対象を得られた時系列ＭＲ画像フレームでそのように描写することができる。一貫性に関するコンセプトは、例えばＣ．Ｒ．Ｈａｉｄｅｒら著の「能全体の３Ｄ高時間及び空間分解能コントラスト強調ＭＲ血管造影法」、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ，２００８年、６０巻、７４９−７６０頁に詳細に記載されている。一般的に、３Ｄ時系列で再構成されるどの画像も、与えられた期間にわたって取得されたｋ空間サンプルのセットから形成される。そのような時系列画像内の画像が一貫性を有しているということは、対応する画像データが取得される期間中に時系列内にあるどの画像もほぼ同じｋ空間サンプル分布を有しているこということである。例えば、時系列内の第一の画像に用いられる中央ｋ空間サンプルが、該第一の画像を形成するのに用いられるデータのうちの時間期間内の終盤段階に取得されたものである場合、全画像の各々の中央ｋ空間サンプルも、これら全画像を形成するためのデータ収集にかかる各時間期間内の同段階に取得されたものであるべきである。
【００４０】
ｋ空間の中央部を密にサンプリングするためには、該ｋ空間の中央部のサンプリングをできるだけ短時間で行う。３ＤＦＴ取得法では、全ての中央ｋ空間エンコードが時間的に継続して測定される楕円セントリックオーダーが用いられる。楕円セントリックオーダー方法の例は、例えばＡ．Ｈ．Ｗｉｌｍａｎら著の「楕円セントリックオーダーを用いるＸ線誘発コントラスト強調三次元ＭＲ血管造影法、腎動脈への応用」、Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ，１９９７年、２０５巻、１３７−１４６頁に記載されている。
【００４１】
セントリックオーダーは、ほとんどの対象において信号強度の大部分が（ｋy，ｋz）空間の原点付近で得られたサンプル内に含まれ、そしてこれらのサンプルこそが再構成された画像の見た目に非常に大きく寄与するものである、との認識に基づいている。このことは、スキャン中に取得されたＮＭＲ信号がｋx、ｋy及びｋz方向に沿ってフーリエ変換されて実空間の画像の強度値が作成される、との事実に由来する。上記フーリエ変換の本質は、原点（ｋy＝０，ｋz＝０）付近のサンプルが再構成された画像の信号強度に不均衡な配分を与えることである。したがって、セントリックオーダーの基本的な考えとは、できるだけ短時間で且つできるだけスキャンの開始近くで最大の信号強度を含む（ｋy，ｋz）の点をサンプリングするというものである。このことは、（ｋy，ｋz）空間のサンプリングに用いるトラジェクトリを修正することにより達成される。例えば図４に示す楕円螺旋状（ｋy，ｋz）トラジェクトリが用いられる。スキャンは、（ｋy，ｋz）空間の原点で又はその付近で開始し、螺旋状に外側に向けて進行する。図４には８ｘ８配列のｋ空間サンプルが示されるが、これは概略図であり、実際にはこれよりも多くのサンプルが取得されて適切な分解能で視野がカバーされる。例えば米国特許第５，１２２，７４７号には、螺旋状トラジェクトリスキャンを達成するためにＧy及びＧz位相エンコード勾配の値が段階的に変化する様子が記載される。
【００４２】
あるいは、いわゆる投影再構成（ＰＲ）取得法を用いて画像データを取得することもでき、この方法ではｋ空間の中央から外側に延びる一連の放射投影を用いてｋ空間がサンプリングされる。しかしながら、ＰＲ取得法に基づくデータ取得スキームは各放射投影を用いてｋ空間の中央部をサンプリングする。したがって、３ＤＦＴ取得におけるセントリックオーダーのように取得時間内の固定持続期間内で対象の動き又は状態を止めるよりもむしろ、ＰＲデータ取得法での上記効果は、画像内の対象の状態を、全体の画像取得時間を代表するぼやけたバージョンとする。一つの画像の取得時間中における造影剤ボーラスの進展に起因するぼやけを最小化するためには、画像取得時間を最小化しなければならない。これは２ＤＳＥＮＳＥ法などの様々な加速技法を用いて達成することができる。
【００４３】
信号アーチファクトを生じる信号はＭＲＩ内の考えられるいくつもの信号源に起因する。到達時刻マッピングの精度を高めるためには、脈管に任意の信号を割り当てる（付与する）(assign)際に、造影剤がその脈管にすでに到達した後でのみ割り当てることが望ましい。造影剤が実際に到達する前に脈管に割り当てられた信号は、いわゆる「予期」アーチファクトと呼ばれる。このアーチファクトは、ある時点に帰する画像を作成するのに用いられるｋ空間サンプルが前記時点より後の時刻に測定された場合に生じる。正確な到達時刻マッピングのためには、予期アーチファクトが無いことが望ましい。予期アーチファクトを回避することができない場合、通過する造影剤の先端が加工されて延びないようアーチファクトのレベルを空間的に制限して、到達時刻が実際よりも早く生じたように割り当てられないようにすることが望ましい。与えられた画像フレームについてのデータ取得の時間の終盤にｋ空間の中央部がサンプリングされた場合、予期アーチファクトを大幅に抑制することができる。
【００４４】
血管床を含む典型的な３Ｄ体積においては、ボクセルの大多数が軟組織や脂肪や骨などの血管の無い物質に位置する。これらの構造について造影剤の到達時刻を定義しようとすることは無意味であるし、またこれらの物質について到達時刻を描写しようとすれば、実際の血管構造内の到達時刻の値に関する表現を混乱させてしまう。これを回避するためにはこれらの血管の無い構造については到達時刻を描写しないことが望ましく、それには様々な方法があり、例えば時系列画像フレームを利用して一連の差分画像を作成する方法がある。この方法ではコントラストの推移を描写する画像の各々が、それより前に取得されたコントラストが強調されていない一連の時系列画像フレームから差し引かれる。この場合、背景物質に見られるコントラストの強調はわずかである。そのようなボクセルを取り除いて表示されないようにする簡単な方法の一つは、差分画像に閾値を適用する方法である。特定のボクセルにおける差分信号が閾値を超えなければ、このボクセルについて特定された到達時刻は取り除かれるのでディスプレイ上には描写されない。
【００４５】
図５に、本発明に基づく到達時刻マップの作成方法の一例に含まれるステップを示す。この方法は、ステップ５００において造影剤が対象に導入されることから開始する。ステップ５０２で、造影剤が対象の関心組織を通過するにしたがって一連の時系列画像データが取得される。画像データは、例えば図２に示されるような３ＤＦＴＧＲＥパルスシーケンスを用いて取得される。続いてステップ５０４で、取得された時系列画像データから対応する一連の時系列画像フレームが再構成される。一連の時系列画像フレームは、造影剤が通過する関心組織が含まれる対象内の同じ関心体積を示す複数の画像を含む。この関心体積は、時系列にわたって同じ視野を占めるので、時系列の最初の画像フレーム内のボクセル位置は時系列の任意の後続の画像フレーム内の同じボクセル位置に対応する。これらの画像は、データ取得持続期間にわたって関心組織内の造影剤の通過を描写しているという観点からいうと、時間分解された画像に相当する。
【００４６】
あるいは、造影剤の導入前又は関心体積内に造影剤が到達する前に取得された時系列画像データから一以上の画像フレームが作成される。このような「プリコントラスト(pre-contrast)」画像フレームのうちの一つが、その後造影剤が到達した後(post contrast)の時系列の各画像フレームから差し引かれて、一連の時系列差分画像が作成される。これらの差分画像において、背景組織に対応するボクセル位置の画像強度は大幅に抑制されている。このようにして、血管系に対応しない上記ボクセルが後続の解析により効率的に取り除かれるので、続いて実施する各ボクセル位置の到達時刻の決定がより効率的に行われる。
【００４７】
一連の時系列画像フレームが再構成された後、ステップ５０６でボクセル位置ｒが解析のために選択される。ステップ５０８でこのボクセル位置ｒを用いてボクセルベクトルｘが作成される。このボクセルベクトルｘは、一連の時系列画像フレーム内の同じボクセル位置ｒを有する全ボクセルから作成される。したがって、ボクセルベクトルｘはボクセル位置ｒにおける信号の時間変化を示し、ボクセルベクトルｘの長さはＮである。ここでＮはその時系列内にある時点の数である。ボクセルベクトルは例えば以下の形で表わされる。
【００４８】
【数３】
2012505708.tif 000005
【００４９】
ここで、ｘnは、一連の時系列画像フレーム内のｎ番目の時点におけるボクセルベクトルｘに対応するボクセル位置ｒでの画像強度値である。具体的には、一連の時系列画像フレーム内のｎ番目の「時点」はその時系列内のｎ番目の画像フレームに対応する。ステップ５１０において、このボクセルベルトルｘから、対応するボクセル位置ｒにおいて到達時刻が決定される。到達時刻を決定するための二つの方法の例を以下で詳細に記載する。その後、ステップ５１２で所望のボクセル位置ｒの全てが処理されたか否かが決定される。もし処理されていなければ次のボクセル位置ｒがステップ５１４で選択されて、そのボクセル位置についての到達時刻がステップ５０８及び５１０で記載したように決定される。
【００５０】
画像体積内の各ボクセル位置ｒについて到達時刻が決定された後、ステップ５１６で各ボクセル位置ｒでの造影剤の到達時刻を示す画像が作成される。そのような「到達時刻マップ」は、例えば各決定された到達時刻値をグレースケールで表わされる画像強度値に変換することで作成される。例えば、一番早い到達時刻を黒、一番遅い時刻を白としてエンコードし、中間の値をグレースケールの色スペクトルの適切な濃度の灰色でエンコードする。あるいは、早い到達時刻及び遅い到達時刻をそれぞれ深い赤及び深い青でエンコードし、中間の到達時刻の値を赤から青の色スペクトルでエンコードしてもよい。一般的に、任意の色スペクトルを用いて到達時刻画像強度値を対応する色にマップ化してもよく、これにより到達時刻が適切に表示される。
【００５１】
上記の方法で作成された到達時刻マップによって動脈構造及び静脈構造が区別される。上記の方法を用いる到達時刻マップの作成は多くの多用途性を提供する。例えば、到達時刻マップを作成する際、決定された時刻到達値に「時間ウィンドウ」を適用してもよい。この場合、選択された時間ウィンドウの二つの端点の範囲内にある到達時刻のみが到達時刻マップの中でエンコードされ、これらのボクセル位置ｒのうちの対応する到達時間が時間ウィンドウの範囲外にあるボクセル位置が、得られる到達時刻マップにおいてゼロとされ、これにより効率的に非表示にすることができる。そのような時間ウィンドウを用いた到達時刻マップは、動脈血流と静脈血流とを分離するのに有用であり、これにより、それぞれ実質的に動脈又は静脈のみを含む画像が作成される。
【００５２】
図６には、一実施例に基づくボクセルベクトルから造影剤の到達時刻を決定する方法に含まれるステップが示される。この方法において、まずステップ６００で信号強度閾値が選択される。その後ステップ６０２でボクセルベクトルｘ内の画像強度値が閾値に対して解析される。ステップ６０４で、選択された閾値より大きな画像強度値が検出されると、これに対応する「時点」が対応するボクセル値ｒについての到達時刻として記録される。つまり、対応する画像フレームが取得された時点が到達時刻として選択される。この時刻の値は、時刻の値としてゼロが割り当てられている対象への造影剤導入の時刻から測定された値である。
【００５３】
図７には、別の実施例に基づくボクセルベクトルから造影剤の到達時刻を決定する方法に含まれるステップが示される。この方法では、ステップ７００でボクセルベクトルｘがまず解析されてそのボクセルベクトル内の画像強度最大値が決定される。その後ステップ７０２でパーセンテージ値が選択される。ステップ７０４で、上記の選択に続いて、ボクセルベクトルｘ内の画像強度値が画像強度最大値に対するパーセンテージ値（パーセンテージ最大値）に対して再度解析される。パーセンテージ最大値は、選択されたパーセンテージ値を決定された画像強度最大値に適用することにより決定される。パーセンテージ値の例は３０、７０、１００パーセントであるが、任意の適切なパーセンテージ値を同様に用いてもよい。ボクセルベクトルｘ内の二つのエントリー間でパーセンテージ最大値に対応する的確な時点が生じる可能性は低いと考えられる。このような状況では、パーセンテージ最大値を挟む二つの画像強度値間の補間が行われる。これにより、このパーセンテージ最大値に対応する時点がより正確に決定される。ステップ７０６で、上記したボクセルベクトルｘの解析により、対応するボクセルベクトルｘについての到達時刻が決定されて記録される。上記したように、対応する画像フレームが取得された時刻が、到達時刻として選択される。しかしながら、時点間の補間を利用する場合にはこの時刻値が到達時刻として選択される。再度になるが、時刻値は、時刻値がゼロである対象への造影剤導入時点から測定されたものである。
【００５４】
例として、図８を参照すると、対象の動脈内を造影剤が通過することにより動脈曲線８００で示される与えられたボクセルでの信号強度変化が生成される。同様に、対象の静脈内を造影剤が通過することにより静脈曲線８０２で示される異なるボクセル位置での信号強度変化が生成される。これら二つの曲線はある時間期間重なる可能性があることから、従来のコントラスト強調ＭＲ血管造影法により作成された画像内で動脈血管系と静脈血管系とを区別することが困難となる。しかしながら、この問題は上記した本発明に係る方法を用いて到達時刻マップを作成することにより解決する。
【００５５】
さらなる例として、図６を用いて記載した到達時刻を決定する閾値を利用する方法を用いることにより、動脈に対応するボクセル位置の到達時刻が静脈に対応するボクセル位置の到達時刻よりも大幅に早くなる。この点は閾線８０４と動脈曲線８００及び静脈曲線８０２との交差点によりそれぞれ示される。結果として、時刻到達マップを作成する時に対応する到達時刻のエンコードが異なる。例えば、赤から青のエンコードスキームが用いられた場合、到達時刻マップ内で動脈に対応するボクセル位置が赤で示され、一方で静脈に対応するボクセル位置が青で示される。これにより、動脈及び静脈の識別が格段に容易な画像が得られる。さらに、同じ時系列画像及び決定された到達時刻の同じセットを用いることにより、対象の血管系の画像を複数作成することができる。上記したように、後期に生じる到達時刻を取り除く時間ウィンドウを用いて対象の動脈に対応する動脈到達時刻マップの一つを生成することができる。さらに、早期に生じる到達時刻を取り除く時間ウィンドウを用いることにより第二の静脈到達時刻マップを作成することができる。
【００５６】
上記した方法に加えて、到達時刻マップが示すものと同じ関心体積又は視野を示す固定解剖学的情報を含む画像を利用することにより、作成された到達時刻マップをさらに改善することができる。例えば、関心体積内の骨構造の画像を作成して到達時刻マップと結合させてもよい。これにより、血管構造の骨の目印に対する相対的な位置の視覚化が容易になる。そのような画像は手術計画において特に有用である。参照構造の画像は、時刻到達マップの作成に用いられるオリジナルの時系列画像を用いて決定されてもよく、あるいは取得された後に到達時刻マップと共に登録された画像の個別のセットを用いて決定されてもよい。
【００５７】
本発明は一以上の好ましい実施形態として記載されているが、本明細書内で明示的に記載された実施形態とは別に、同等な、代替の及び修正された実施形態も可能であり本発明の範囲内であることは明らかである。
【図１】
2012505708.tif 000006
【図２】
2012505708.tif 000007
【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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【国際調査報告】
2012505708.tif 000014