(57)【要約】  本発明は、拡大視野上の被写体を撮像するMRI装置を提供するものである。本発明は、被写体が静止している時に加速データ取得、及び、被写体がMRI装置を移動中に従来のデータ取得、の双方を使用する。この方法で、従来の拡大視野撮像技術に比べて、空間分解能及び時間効率に改善をもたらす。
2012505709.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
拡大視野より小さい所定視野を有する磁気共鳴画像(MRI)装置で拡大視野の画像を生成する方法が、
ａ）前記拡大視野上の被写体を撮像する１組の撮像ステーションを決定する工程と、
ｂ）プリスキャンのデータセットを取得するために、受信コイル素子を使用して前記１組の撮像ステーションでプリスキャンを実施する工程と、
ｃ）前記プリスキャンのデータセットから前記１組の各々の撮像ステーションで、前記受信コイル素子の感度特性を決定する工程と、
ｄ）前記被写体を前記１組の撮像ステーションの第１ステーションに移動する工程と、
ｅ）前記ｃ）で決定した前記感度特性を使用し、前記被写体から第１組のNMRデータを取得するために、前記被写体を前記第１のステーションにしておき、静止したパラレル画像取得を実施する工程と、
ｆ）前記被写体を前記撮像ステーションの１組の第２ステーションに向けて移動する工程と、
ｇ）第２組のNMRデータを取得するために、前記被写体を前記１組の撮像ステーション内の前記第２ステーションに向けて移動する時に、中間画像取得を実行する工程と、
ｈ）前記１組の撮像ステーションの各ステーションでの前記被写体から一連のNMRデータを取得するために前記工程ｄ）からｇ）を繰り返す工程と、
ｉ）前記拡大視野上の前記被写体の画像を生成するために、前記一連のNMRデータを再構成及び処理をする工程と、からなることを特徴とする方法。
【請求項２】
前記工程ｇ）が、加速せずに前記中間画像の取得を実行することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記工程ｈ）が、前記撮像ステーションで変化する加速の度合いで、静止かつパラレルの画像取得を実施することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記工程ｈ）が、選択された追跡特性を確定する実時間画像の分析で、実時間画像を再構成すること、及び、移動中の前記被写体のタイミングと速度を観察すること、を特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項５】
前記工程ｈ）が、前記第１組及び前記第２組のNMRデータから前記実時間画像を再構成することを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項６】
前記追跡特性が、前記所定視野の先端部に近づく前記被写体に投与された造影剤ボーラスの先端縁を含んでいることを特徴とする請求項４記載の方法。
【請求項７】
前記工程ｉ）が、前記中間の画像取得中で空間分解能を増すために、前記一連のNMRデータを登録することを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項８】
前記工程ｆ）が、連続して移動するテーブル(CMT)技術に基づいて実施されることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項９】
拡大視野より小さい所定視野を有する磁気共鳴画像(MRI)装置で拡大視野(FOV)の画像を生成する方法が、
ａ）被写体を撮像する拡大視野内で複数の撮像ステーションを決定する工程と、
ｂ）プリスキャンのデータセットを取得するために、複数の素子を有する受信コイルを使用し、前記複数の撮像ステーションの各々でプリスキャンを実施する工程と、
ｃ）前記プリスキャンのデータセットから前記複数の撮像ステーションの各々で、前記受信コイルの感度特性を決定する工程と、
ｄ）前記被写体を前記複数の撮像ステーションの各々に順次移動させる工程と、
ｅ）前記複数の撮像ステーションの各々において、第１の加速画像データセットを取得するために、前記工程ｃ）で決定された前記感度特性を使用し、静止かつパラレルの画像取得を実施する工程と、
ｆ）前記複数の撮像ステーションの各々の間において、第２の加速しない画像データセットを取得するために、前記被写体の移動中に、中間の画像取得を実施する工程と、
ｇ）前記拡大視野上の前記被写体の画像を形成するために、前記第１の加速画像データセットと前記第２の加速しない画像データセットを再構成する工程と、からなることを特徴とする方法。
【請求項１０】
前記工程ｅ）が、前記複数の撮像ステーションの各々で変化する加速の度合いで、静止かつパラレルの画像取得を実行することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１１】
前記工程ｄ）〜ｆ）が、選択された追跡特性を確定するために、実時間画像を再構成し、前記実時間画像の分析で、移動中の前記被写体のタイミングと速度を観察することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１２】
前記工程ｄ）〜ｆ）が、前記第１の加速画像データセットと、前記第２の加速しない画像データセットとを再構成することを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
前記追跡特性が、前記所定視野の先端部に近づく前記被写体に投与した造影剤ボーラスの先端縁を含んでいることを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項１４】
前記工程ｇ）が、前記中間の画像取得中の空間分解能を増すために、前記第１の加速画像データセットと前記第２の加速しない画像データセットを登録することを特徴とする請求項９記載の方法。
【請求項１５】
前記工程ｄ）が、撮像ステーション間で連続移動テーブル (CMT) 技術を、撮像ステーションで静止技術を実施することを特徴とする請求項９記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
発明の分野は、磁気共鳴画像(MRI)方法及び装置である。本発明は、特に、改良された時間効率をもたらす加速撮像技術を使用し、MRI装置の所定視野(FOV)を超える拡大視野(extended field-of-view: FOV)を有する被写体の撮像に関する。
【背景技術】
【０００２】
本願は、米国暫定特許出願(出願番号61/105,312、出願日2008年10月14日、名称SYSTEM AND METHOD FOR MOVING TABLE MRI)に基づいて有利を主張し、全体を引用している。本発明は、米国政府支援(National Institutes of Health EB000212)で成されたもので、所定の権利は米国政府に属する。
【０００３】
ヒト組織のような物質が、均一な磁場(分極場B0)を受けると、ヒト組織内の励起核の磁気モーメントの各々は、この分極場に揃うが、固有のラーモア周波数でランダムに歳差運動をする。物質又は組織が、x-y面内でラーモア周波数近傍の磁場(励起磁場B1)を受けると、正味の揃ったモーメントMzが、x-y面内で回転又は傾き、正味の横磁気モーメントMtを引き起こす。励起核又はスピンで信号が放射され、励起信号B1の停止後、信号が受信され画像形成の処理がされる。
【０００４】
画像形成にMR信号を利用する際に、磁場勾配(Gx、Gy、Gz)が必要となる。通常、画像化する領域を連続した測定サイクルでスキャンする。このサイクルで、この傾斜が、使用される特定の局在方法により変化する。受信したMR信号の１組をデジタル化及び処理し、多くの既知の再構成技術の１つを使用して、画像を再構成する。
【０００５】
各MR信号の取得に使用する測定サイクルは、パルスシーケンサーで発生されるパルス系列の指示で実施される。臨床用MRI装置は、パルス系列の情報源を記憶し、多くの異なる臨床用途の要求に適合させる。研究用MRI装置は、臨床実績のパルス系列の情報源を含んでおり、新規のパルス系列の開発を可能にする。
【０００６】
MRI装置で取得されるMR信号は、検査している被写体のフーリエ空間での信号サンプルで、多くの場合、「k空間」と呼称されている。各MR測定サイクル又はパルス系列は、一般的には、そのパルス系列に特有のサンプリング軌跡に沿うk空間の部分をサンプリングする。殆どのパルス系列は、スピンワープ、フーリエ、直線、又は、直交スキャンと呼称されているラスタスキャン様のパターンのk空間をサンプリングしている。スピンワープスキャン技術は、「"Spin-Warp MR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging" by W.A. Edelstein et al., Physics in Medicine and Biology, Vol. 25, pp. 751-756 (1980).」の文献で議論されている。この方法は、勾配方向での空間情報の位相エンコードにMRスピンエコー信号の取得前に、可変振幅位相エンコードの磁場勾配パルスを利用している。2次元処理(2DFT:2次元フーリエ変換)の場合、例えば、空間情報は、その方向に位相エンコード磁場勾配(Gy)を加え、一方向でエンコードされる。次に、スピンエコー信号が、位相エンコード方向と交差する方向での読み出し磁場勾配(Gx)の存在で取得される。スピンエコー取得中の読み出し勾配は、交差する方向での空間情報をエンコードする。典型的な2次元フーリエ変換のパルス系列の場合、位相エンコード勾配パルスGyの大きさを測定サイクル又はビューの系列で増加させる(ΔGy)。走査中に測定サイクル又はビューの系列を取得し、１組のk空間MRデータを形成し、全体画像を再構成する。
【０００７】
MRI装置で使用されるk空間サンプリングのパターンは他にも多く有る。「ラジアル」又は「投影再構成」スキャンの場合、例えば米国特許6,954,067に記載されているが、k空間の中心から拡がる１組の径方向サンプリング軌跡をk空間として抽出する。ラジアルスキャンのパルス系列は、位相エンコード勾配の不足及び読み出し勾配の存在が特徴である。読み出し勾配は、１つのパルス系列ビューから次のビューに方向を変更する。他にも多くのk空間サンプリング方法がある。これらは、ラジアルスキャンに密接に関連しており、直線のラジアル軌跡よりも曲線のk空間サンプリング軌跡に沿ってデータを抽出する。このパルス系列は、例えば、「Fast Three Dimensional Sodium Imaging", MRM, 37:706-715, 1997 by F. E. Boada, et al.」、「Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging", Proc. Intl. Soc. Magn. Reson. Med. 13 (2005) by K. V. Koladia et al.」、「Spiral Projection Imaging: a new fast 3D trajectory", Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 13 (2005) by J. G. Pipe and Koladia」に記載されている。
【０００８】
画像の再構成は、取得されたk空間データから、k空間データセットを画像空間のデータセットに変換して行なう。この作業を実行する方法には多数の異なる方法があり、使用される方法は、しばしば、k空間データを取得する技術で決定される。2次元又は3次元スピンワープ取得からのk空間データの直交座標の場合、例えば、使用される最も一般の再構成方法は、デーセットの2又は3軸の各軸に沿う逆フーリエ変換(2DFT又は3DFT)である。ラジアルk空間データセット及びその変形の場合、最も一般的な再構成方法は、k空間サンプルの「再格子(regridding)」を含む。この再構成で、k空間サンプルの直交座標格子を形成し、再格子されたk空間データセットに2次元又は2次元フーリエ変換を行なう。別の方法として、ラジアルk空間データセットをラドン空間に変換することも出来る。その変換は、各ラジアル投影図の1次元フーリエ変換を行ない、次に、フィルタ補正逆投影法を行ない、ラドン空間データセットを画像空間に変換する。
【０００９】
磁気共鳴血管造影(MRA)は、磁気共鳴現象を利用して、ヒト脈管構造の画像を形成する。MRAの診断性能を高めるために、ガドリニウム等の造影剤を、MRAスキャン前に、患者に投与する。コントラストを増した(CE)MRA方法の利点は、造影剤のボーラスが対象となる脈管構造を流れる時に、中心のk空間像が取得できることである。ピーク動脈強化でのk空間の中心線の収集が、CEMRA検査の成功の鍵となる。k空間の中心線が造影の到達以前に取得されると、厳しい画像アーチファクトが、画像内の診断情報を制限してしまう。ピーク動脈造影の通過後に取得される動脈画像は、時折、静脈が強化されで不明瞭になる。多くの解剖学の領域(頚動脈又は腎臓動脈)では、動脈と静脈の強化間の分離は短くなる(例として、6秒)。
【００１０】
動脈と静脈の強化間の短い分離時間は、低い空間分解能又は非常に短い繰返し時間(TR)の何れかの取得系列の使用を支配する。短いTR取得系列は、長いTRの場合での検査に比べて、取得される画像の信号対ノイズ比(SNR)を厳しく制限する。第１の通過のCEMRA法で要求される迅速な取得は、空間又は一時的な分解能に上限を課する。これらの短い動脈/静脈画像窓を解決する方法は、楕円中心ビューの順序の使用である。この場合、全体の画像外観を支配するk空間の原点近くのk空間サンプルが、ピーク動脈及びピーク静脈の相で取得される。
【００１１】
多くの応用において、動脈及び静脈の分離強化を支配する動的検査での一連のMRA画像フレームを、適切なタイミングで取得するのは困難である。この一時的な一連の画像フレームは、病気で引き起こされた遅延脈管充填パターンの観察にも有用である。この要求は、部分的には、3次元フーリエ取得を使用する一連の時間分解画像の取得で解決される。この方法は、「Korosec F., Frayne R, Grist T, Mistretta C, "Time-Resolved Contrast-Enhanced 3D MR Angiography", Maqn. Reson. Med. 1996; 36:345-351 and in U.S. Pat. No. 5,713,358.」に記載されている。動的観察が実施されると、観察の時間分解能は、各画像フレームに対し、k空間データの取得される速さで決定される。この時間分解能の目的は、しばしば、サンプリング不足によるアーチファクト無しに、所定分解能の画像フレームの形成に要する全てのk空間データの取得から成る。空間分解能を維持しながら、時間分解系列のフレーム速度を増す特に有効な技術は、「Riederer in U.S. Patent No. 4,830,012」に記載されている視野共有法である。
【００１２】
不十分なサンプリングの投影再構成スキャン法を使用する短いスキャン時間のCEMRA画像の取得に努力がなされている。米国特許6,487,435が記載するように、k空間のサンプリング不足による画像のアーチファクトは、ラジアル取得の使用で、空間に分布し、少しは改善される。これは、特にCEMRA画像フレームの場合に該当する。その場合、予備コントラストマスク画像は、各々取得された画像フレームから差し引いている。
【００１３】
使用する技術に応じて、医療画像を形成するのに現在使用されている多くのMRスキャンは、必要なデータの取得に多くの時間(分)を必要とする。このスキャン時間を低減することは、重要な問題である。スキャン時間の低減は、患者の処理数を増し、患者の安らぎを改善し、動きによるアーチファクトの低減で画像の品質を改善する。スキャン時間を短くするために、多くの異なる方策が開発されてきた。
【００１４】
「パラレル撮像」として一般に呼ばれているものがある。パラレル撮像技術は、RF受信コイルの列からの空間情報を使用し、エンコードに置き換える。エンコードしない場合、RFパルス及び磁場勾配(例、位相及び周波数エンコード)を使用する逐次的な方法で得られる。配列した空間的に独立している受信コイルは、各々、特定の空間情報を伝え、異なる感度特性を有している。この情報を利用し、個別コイルから受け取る同時に取得されたデータを組合せ、受信MR信号の完全な位置エンコードを実行する。特に、パラレル撮像技術は、取得する位相エンコードk空間サンプリング線の数を低減し、k空間のサンプリングを少なくする。しかし、k空間内の最大限の広さを維持している。個別の受信コイルで形成される個別MR信号の組合せは、所定画像に要する取得時間の低減を可能にする。従来のk空間データ取得に比較すれば、最も好適な場合、受信コイルの数に等しい分程に低減できる。従って、複数の受信コイルの使用は、勾配の切換速度又はRF電力を増加せずに撮像速度を増加させる。
【００１５】
これ迄に開発され、生体内撮像に適用されているパラレル撮像技術の２つの分類には、SENSE(SENSitivity Encoding)及びSMASH(SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics)がある。SENSEの場合、最初に、少なくサンプリングしたk空間データをフーリエ変換し、各コイルからのエイリアス画像を形成する。次に、エイリアス画像信号を、重ね合わせた画素値の線形変換で展開する。SENSEは、3DFT取得の使用時には、２つの位相エンコード方向に沿うパラレル取得に更に拡張される。SMASHの場合、フーリエ変換前に、除外したk空間ラインは、異なる受信コイルで取得される隣接ラインの加重組合せの構成で、充填又は再構成される。SMASHに必要な点は、コイルの空間感度の決定と、可変密度k空間サンプリングの使用を伴う「自動較正」が唯一必要とする。
【００１６】
自動較正を使用するSMASH技術の直近の進歩は、Griswold等で導入された GRAPPA(GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions)である。この技術は、米国特許6,841,998に記載されている。文献「"Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions (GRAPPA)," by Griswold et al. and published in Magnetic Resonance in Medicine 47:1202-1210 (2002).」にも記載されている。GRAPPA技術の使用は、k空間の縁にある大きく間隔の開いたラインに比較して、k空間の中心近傍ラインは、ナイキスト周波数でサンプリングされる。これらの自動較正信号(ACS)ラインは、消失しているk空間ラインの再構成に使用される加重計数の決定に使用される。特に、個別コイルデータの線形組合せは、k空間の消失ラインの作り出しに使用される。組合せの計数は、取得されたデータを、k空間の中心近傍の緊密にサンプリングされたデータに適合させて確定される。
【００１７】
MRI装置の縦方向視野(FOV)を越える被写体領域上でのMRIの実施が多くの場合望ましい。例えば、末梢血管構造のCEMRA検査は、通常、100cmを越える縦方向視野を有している。静脈内に投与した造影剤が、腎動脈から脚に到る脈管構造を通過する際に撮像される。
【００１８】
拡大視野上のMRI検査を実施する一般的な技術は、マルチステーション撮像である。この方法は、MRI装置の患者テーブルに被写体を配置し、患者テーブルを移動し、複数の位置又はステーションでの被写体からNMRデータを取得する。例えば、被写体の末梢血管構造を3ステーションCEMRAで検査する場合、ステーションは、通常、大腿動脈の撮像では、腎動脈原点の位置、大腿部の位置、そして膝窩動脈及びそれらの三分岐の撮像では、下腿部の位置にする。完全な画像は、各ステーションで取得されるが、テーブルをステーションからステーションに移動する時は、データ取得は実施されない。
【００１９】
拡大視野MRIを実施する他の方法は、連続移動テーブル技術(CMT)である。この技術は、撮像中に連続してテーブルを移動させ、取得されたNMRデータを縫い合わせ、拡大視野の被写体の単独の複合画像を形成する。CMT技術は、時間分解撮像、可変テーブル速度、可調空間分解の使用で更に強化できる。
【００２０】
マルチステーション及びCMT取得技術は、重大な欠点を有している。例えば、マルチステーション取得の場合、患者テーブルをステーション間の移動中、データ取得が出来ない期間がある。両方の技術では、取得されるMR画像の空間分解能が、制限された時間フレームで限定される。時間フレーム(通常20秒程度)中で、所定の縦方向レベルが、進行している視野内に含まれる。この課題が、マルチステーション取得に対処されてきた。加速データ撮像(例えばSENSE又はGRAPPA)が、データ取得時間を約10分の1に低減するのに使用されている。しかし、受信コイルの感度特性の測定及び画像諧調の非線形マッピングの要求が、CMT取得中での加速撮像の効率的な使用を阻害している。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２１】
従って、拡大視野MRIを実施する装置及び方法の開発が望ましい。本発明の拡大視野MRIは、データ取得に改良された時間効率と加速撮像の実施を生み出す。
【課題を解決するための手段】
【００２２】
本発明は、前述の欠点を克服するもので、所定視野(FOV) を有する磁気共鳴画像(MRI)装置を利用し、拡大視野上の撮像を実施する方法を提供するものである。本発明は、マルチステーションとCMT技術とに交互配置するのが有利で、正確なボーラス追跡を可能にし、加速撮像の効率的な適用の機会を提供する。
【００２３】
本発明の一つの特徴として、MRI装置の使用で被写体を撮像する方法を開示している。方法は、拡大視野上の被写体を撮像する一組の位置又はステーションを決定し、所定のステーションでプリスキャンを実施し、各所定のステーションで作動する受信コイル素子の感度特性を決定する、ものである。方法は、被写体を第１の所定のステーションに移動させ、所定ステーションでの被写体からNMRデータを取得する静止スキャンを実施することも含んでいる。静止スキャンは、加速されたデータ取得の実施に、前もって取得した感度特性を使用する。更に、本発明は、中間スキャンの実施を含んでいる。中間スキャンで、被写体の次の所定ステーションの移動中に、被写体からNMRデータを取得する。本発明は、被写体からのNMRデータが、全ての所定ステーションで取得されるまで、静止及び中間スキャンの工程を繰り返し、取得されたNMRデータの再構成及び処理を行なう。
【００２４】
本発明では、中間スキャンが、加速されたデータ取得を採用していないのが特徴である。中間スキャン中に、特定の位相エンコードの採用することで説明できる。
【００２５】
本発明は、再構成及び処理が、各静止及び中間スキャン中に取得されるデータを登録することが特徴である。登録されたデータは、中間スキャン中に取得される画像に改良された空間分解能を与えるのに使用され、又は、幾つかのタイムフレームの画像生成を可能にする。
【００２６】
本発明の多様な特徴は、以下の詳細な説明と図面で明確にしている。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明が採用しているMRI装置のブロック図である。
【図２】図１のMRI装置の部分を形成するRF装置のブロック図である。
【図３】図１のMRI装置の使用で実施される本発明による拡大視野MRI技術の工程を説明するフローチャートである。
【図４】本発明の一つの応用で提供されるスキャン範囲を表示している。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
本発明は、MRI装置に使用されている(図１)。MRI装置は、ディスプレイ１２とキーボード１４を有するワークステーション１０を備えている。ワークステーション１０は、市販OSで作動する市販プログラムが可能な機械となるプロセッサ１６を備えている。ワークステーション１０は、スキャン指示をMRI装置に入力するオペレータ・インターフェースを備えている。ワークステーション１０は、パルス系列サーバ１８、データ取得サーバ２０、データ処理サーバ２２、及び、データ記憶サーバ２３の4つのサーバに接続されている。ワークステーション１０と各サーバ１８、２０、２２、２３は、互いに通信接続されている。
【００２９】
パルス系列サーバ１８は、ワークステーション１０からダウンロードされる指示に応じて、勾配装置２４とRF装置２６を作動させる。所定スキャンの実施に要する勾配波形が形成され、勾配装置２４に加えられる。勾配装置２４は、アセンブリ２８の勾配コイルを励起し、位置エンコードMR信号に使用される磁場勾配Gx、Gy、Gzを形成する。勾配コイルアセンブリ２８は、分極磁石３２と全身RFコイル３４を含む磁石アセンブリ３０の部分を形成する。
【００３０】
RF励起波形をRF装置２６でRFコイル３４に加え、所定の磁気共鳴パルス系列を実施する。RFコイル３４又は個別の局在コイル(図１に示さず)で検出される応答MR信号は、RF装置２６で受信され、パルス系列サーバ１８で形成されるコマンドの指示で、増幅、復調、フィルタ、デジタル化される。RF装置２６は、MRパルス系列で使用される多種多様のRFパルス形成のRF送信器を備えている。RF送信器は、パルス系列サーバ１８からのスキャンの命令及び指示に応答し、所望の周波数、位相、及び、パルス振幅波形のRFパルスを形成する。発生させたRFパルスは、全身RFコイル３４、又は、１つ又はそれ以上の局在コイル又はコイルの配列(図１に示さず)に加えられる。
【００３１】
RF装置２６は、１つ又はそれ以上のRF受信チャネルも備えている。各RF受信チャネルは、接続されているコイルで受信されるMR信号を増幅するRF増幅器と、受信されるMR信号のI及びQの直交位相の検出とデジタル化を行なう検出器とを備えている。受信されたMR信号の大きさは、IとQ成分の二乗和の平方根で、何れのサンプリング点で決定される。
M=√(I2+Q2)
受信されたMR信号の位相は、次式で決定される。
φ=tan-1(Q/I) 
【００３２】
パルス系列サーバ１８も、任意に、生理学的取得コントローラ３６から患者データを受け取る。コントローラ３６は、患者に接続されている多数の異なるセンサから信号(例、電極からのECG信号又はベローからの呼吸信号)を受け取る。この信号は、通常、パルス系列サーバ１８で使用され、スキャンの実行を、被写体の呼吸又は心拍に同期又はゲートさせる。
【００３３】
パルス系列サーバ１８は、患者及び磁石装置の状況に関連する種々のセンサからの信号を受信するスキャン室インターフェース回路３８にも繋がっている。スキャン室インターフェース回路３８を経て、患者位置決め装置４０は、パルス系列サーバ１８から、スキャン中、患者テーブル３９を所望の位置に移動させるコマンドを受け取る。
【００３４】
RF装置２６で形成されたデジタル化したMR信号サンプルは、データ取得サーバ２０で受け取られる。データ取得サーバ２０は、ワークステーション１０からダウンロードされる指示に呼応して作動し、実時間のMRデータの受け取り、及び、データのオーバーランによるデータの損失を防ぐバッファ記憶装置を提供する。多くのスキャンで、データ取得サーバ２０は、あまり多くのことをせず、取得されたMRデータをデータ処理サーバ２２に通す。しかし、更なるスキャンの実施の制御に、取得されたMRデータから導かれる情報を必要とするスキャンの場合、データ取得サーバ２０は、プログラムでその情報を形成し、パルス系列サーバ１８に運ぶ。例えば、プリスキャン中、MRデータを取得し、パルス系列サーバ１８で実施されるパルス系列の較正に使用される。同様に、ナビゲータ信号をスキャン中に取得し、RF又は勾配装置の作動変数の調整、又は、k空間がサンプリングされるビューの順序の制御に使用される。同様に、データ取得サーバ２０でMR信号を処理し、MRAスキャンでの造影剤の到達の検出に使用しても良い。全ての実施例で、データ取得サーバ２０は、MRデータの取得、それを実時間で処理し、スキャンの制御に使用される情報を形成する。
【００３５】
データ処理サーバ２２は、データ取得サーバ２０からMRデータを受け取り、ワークステーション１０からダウンロードされる指示に従ってMRデータを処理する。この処理は、例えば、k空間MRデータのフーリエ変換で2又は3次元画像の形成、再構成された画像にフィルタの適用、取得されたMRデータの逆投影画像再構成の実施、機能的なMR画像の計算、動画等の計算、を含む。
【００３６】
データ処理サーバ２２で再構成された画像は、ワークステーション１０に戻され、そこで記憶される。実時間画像が、データベースメモリキャッシュ(図示せず)に記憶され、そこからオペレータディスプレイ１２又はディスプレイ４２に出力される。ディスプレイは、磁石アセンブリ３０の近くに位置しており、主治医で使用される。バッチモード画像又は選択された実時間画像は、ディスクメモリ４４上のホストデータベースに記憶される。画像が、再構成され、メモリに移管されると、データ処理サーバ２２は、ワークステーション１０のデータ記憶サーバ２３に通知する。ワークステーション１０は、オペレータにより、画像の記録、フィルムの形成、又は、ネットワークを介して画像を他の施設に送ることに使用される。
【００３７】
図１に示すように、RF装置２６は、全身のRFコイル３４に接続、又は、図２に示すように、RF装置２６の送信部を１つのRFコイル１５２Ａに接続し、その受信部を別のRF受信コイル１５２Ｂに接続しても良い。多くの場合、送信部を全身RFコイル３４に接続し、各受信部を別の局在コイル１５２Ｂに接続している。
【００３８】
特に図２を参照すると、RF装置２６は、所定のRF励起場を発生する送信器を備えている。RF励起場の基本又は搬送周波数は、パルス系列サーバ１８からの一組のデジタル信号を受け取る周波数合成器２００の制御で形成される。デジタル信号は、出力２０１で形成されるRF搬送信号の周波数と位相を表示する。RF搬送は、変調器及びアップコンバータ２０２に加えられる。変調器及びアップコンバータにおいて、パルス系列サーバ１８から受け取る信号R(t)に応じ、その振幅を変調する。信号R(t)は、形成するRF励起パルスのエンベロープを決め、記憶された一連のデジタル値の順次読出しで形成される。この記憶されたデジタル値は、任意で所望のRFパルスエンベロープの形成を可能とするように変更される。
【００３９】
出力２０５で形成されるRF励起パルスの大きさは、パルス系列サーバ１８からのデジタルコマンドを受け取る励起減衰回路２０６で減衰される。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に加えられる。
【００４０】
図２を参照すれば、被写体で形成される信号は、受信コイル１５２Ｂで取り上げられ、プリアンプ１５３を経て、受信減衰器２０７の入力に加えられる。受信減衰器２０７は、パルス系列サーバ１８から受け取るデジタル減衰信号で決定される量で、信号の増幅を行なう。この受信される信号は、ラーモア周波数又はその近傍で、ダウンコンバータ２０８により２つの工程処理で、高周波数信号が低周波数に変換される。第１の処理は、MR信号をライン２０１の搬送信号と混合し、次に、得られた差分信号をライン２０４の基準信号と混合する。低周波数に変換されたMR信号は、アナログ/デジタル変換器(A/D)２０９の入力に加えられる。アナログ/デジタル変換器は、アナログ信号をサンプリング及びデジタル化し、デジタル検出器及び信号処理部２１０に加えられる。デジタル検出器及び信号処理部２１０は、受信される信号に対応する16ビット同相(I)値及び16ビット直交位相(Q)値を形成する。得られる受信信号のデジタル化したIとQ値の流れは、データ取得サーバ２０に出力される。A/D変換器２０９に加えられるサンプリング信号並びに基準信号は、基準周波数発生器２０３で形成される。
【００４１】
図１、３を参照すれば、本発明は、図１のMRI装置を使用している。MRI装置は、特に、患者位置決め装置４０と患者テーブル３９で、拡大視野MRIスキャンを実施している。処理が開始し、処理ブロック３０２で一組の特定のテーブル位置、又は、ステーションが決定される。3〜6のステーションで、被写体の末梢血管構造のCEMRA検査を実施する。処理ブロック３０４で、個別の較正スキャンを各ステーションで実施し、スキャンの各位相で作動する受信コイル素子の感度特性を決定する。これらの特性は、加速撮像を使用して取得されるデータの再構成の展開部分に使用される。処理ブロック３０６では、CEMRAの場合、造影剤の投与を受けた被写体を、患者テーブル３９を第１の所定ステーションに移動させる。処理ブロック３０８では、例えば、上記記載のSENSE又はGRAPPA技術を使用した加速撮像の静止スキャンを行なう。静止スキャンは、所定の期間又は選択していた軌跡特性まで実施される。例として、造影剤ボラスの先端が、視野の末端に近づくまで行なう。この場合、選択された特性は、スキャンデータの実時間再構成の生成と解析により確認及び追跡される。
【００４２】
静止スキャンに続いて即座に、処理ブロック３１２で、患者テーブル３９を次の所定ステーションに向けて移動し、中間スキャンを実施する。患者テーブル３９の正確な位置及び速度は、患者位置決め装置４０で記録されている。加速データ取得技術は、テーブル移動中に実施される中間スキャンでは使用されない。変化する勾配湾曲した磁場に依存するコイル感度特性に伴う上記問題を避けるためである。言い換えれば、単一(1)の加速係数を採用することは、データ取得は、実質的に加速とは無関係である。
【００４３】
加速の不足は、中間スキャン中に、特定の位相エンコードの適用で対応できる。即ち、加速スキャンの場合、位相エンコード順序は、加速していない場合にサンプリングされない位相エンコードビューを必要に応じて読み飛ばしていく。加速スキャンは、テーブルが静止している期間中に使用される。移動期間中、位相エンコード順序は、加速していない場合の位相エンコードに戻す。この場合、実質的には、位相エンコード順序は、逐次、楕円中心又はその代替手段を使用する。
【００４４】
図１、３を参照すると、患者テーブル３９が、次の所定ステーションに達すると、移動を止める。この時点で、中間スキャンを終了し、加速撮像の利用する別の静止スキャンを処理ブロック３０８で実施する。再度、静止スキャンを所定期間又は選択された特徴が視野の末端部に近づくまで続ける。再度、静止スキャンを所定期間又は選択した特徴(造影剤ボラスの先端部)が視野の先端に近づくまで実施する。その後で、テーブルを次の所定ステーションに動かし、もう一つの中間スキャンを処理ブロック３１２でテーブル移動中に実施する。
【００４５】
これらの静止及び中間スキャンの期間は、決定ブロック３１０で、スキャンの完成及びMRデータが所定の全てのステーションで取得されるまで繰返し実施される。データ取得に続いて、MRデータの処理と再構成が行なわれる。特に、各スキャン期間中に取得されたMRデータは、処理ブロック３１４に登録され、中間スキャン中の患者テーブルの加速及び減速で生ずる動きの誤りの訂正を行なう。訂正は、処理ブロック３１６で、患者テーブルの位置及び速度の正確な情報を使用する。
【００４６】
登録は、サブピクセル及び積分ピクセルシフト補正の組合せで行ない、静止スキャン中の取得データの共有及び改良された空間分解能を有する中間スキャンへの提供を可能にする。微細(サブピクセル)及び粗い(多重ピクセル)補正は、テーブル位置の情報に基づいて実施される。加速は、速度を瞬時に変化させないモデル、又は、位置エンコーダを使用するテーブル位置の直接測定、で評価される。これらの技術は、中間スキャン中、いくつかの時間フレームで画像の形成に使用できる。ビュー共有法は、k空間の中心ビューが、周辺のk空間ビューよりも頻繁に測定される場合に使用される。一つの画像から次の画像で、中心ビュー及び周辺ビューの幾つかの部分のみが更新される。
【００４７】
その後、移動テーブルデータの画像再構成が、取得の各反復で異なるテーブル位置によるデータ間のシフトが評価された後、標準のフーリエ変換で処理される。処理ブロック３１８で画像再構成が実施されると、画像は、必要に応じて、追加処理を受ける。
【００４８】
図４は、本発明の目的のスキャン範囲を示している。本発明は、造影剤を投与した被写体の末梢CEMRA検査に設計している。データ取得は、テーブルを固定位置に保持し、比較的に長い(約9秒)静止段階４０２と、テーブルをステーション間で移動中の中間段階４０４との組合せの使用で実施している。加速撮像技術は、所望の取得時間４０６を下げるために実行される。例えば、所望の空間分解能を得るために要する取得時間は、約15秒である。従来技術の使用では、約20〜25秒を要する。前進するボラス４０８の先端縁は、作動視野内に維持されている。即ち、静止及び中間スキャンの視野４０２、４０４は、スキャンの持続のために作動視野内に維持されている。更に、不適切なデータ取得時間及び不適切な空間分解能をもたらす不適切なサンプリング４１０の量は、従来技術に比べて大きく低減される。
【００４９】
本発明を実施形態に準じて記載している。当業者には、実施形態の変形体は、容易に想到できるものであるが、変形体は、本願発明の範囲内のものである。従って、多くの改良は、当業者には出来るものであるが、本願発明が請求する範囲内のものである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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