JP2001309903A - Ｍｒ投影画像の自動修正 - Google Patents
Ｍｒ投影画像の自動修正Info
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】自動修正処理を施して、取得されたＭＲＩデー
タから得られる画像を修正するための手段を提供する。 【解決手段】ＭＲＡ画像は、自動修正処理を繰り返し使
用することによって、運動アーティファクトが修正され
る。自動修正処理では、修正が行われて、結果として生
じた再構築画像の画質が測定される。取得された３次元
データに修正が施される一方で、画質を測定する測定基
準法が２次元投影画像に対して適用される。
タから得られる画像を修正するための手段を提供する。 【解決手段】ＭＲＡ画像は、自動修正処理を繰り返し使
用することによって、運動アーティファクトが修正され
る。自動修正処理では、修正が行われて、結果として生
じた再構築画像の画質が測定される。取得された３次元
データに修正が施される一方で、画質を測定する測定基
準法が２次元投影画像に対して適用される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】関連特許出願この出願は、２
０００年３月３０日に出願された仮出願第６０／１９
３，１１９号の利益を主張している。
０００年３月３０日に出願された仮出願第６０／１９
３，１１９号の利益を主張している。
【０００２】本発明の技術分野は、核磁気共鳴イメージ
ング法及びシステムである。特に、本発明は、ＭＲ画像
における運動アーティファクト（人為構造物）の修正に
関する。
ング法及びシステムである。特に、本発明は、ＭＲ画像
における運動アーティファクト（人為構造物）の修正に
関する。
【０００３】
【発明の背景】人体組織のような物質が均一な磁場（分
極磁場Ｂ0）に晒されると、組織内のスピンの各磁気モ
ーメントは、この分極磁場と一直線になろうとするが、
それ特有のラーモア周波数で任意の順序により磁場の周
りで歳差運動を行なう。物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内
で且つラーモア周波数の近傍にある磁場（励起磁場
Ｂ1）に晒された場合には、整列された正味のモーメン
トＭzが回転したりｘ−ｙ平面内に「傾いたり」して、
正味の直交磁気モーメントＭtが形成される。励起信号
Ｂ1が終わった後、励起されたスピンから信号が発せら
れ、この信号は、画像を形成するために受信されて処理
されることがある。
極磁場Ｂ0）に晒されると、組織内のスピンの各磁気モ
ーメントは、この分極磁場と一直線になろうとするが、
それ特有のラーモア周波数で任意の順序により磁場の周
りで歳差運動を行なう。物質又は組織が、ｘ−ｙ平面内
で且つラーモア周波数の近傍にある磁場（励起磁場
Ｂ1）に晒された場合には、整列された正味のモーメン
トＭzが回転したりｘ−ｙ平面内に「傾いたり」して、
正味の直交磁気モーメントＭtが形成される。励起信号
Ｂ1が終わった後、励起されたスピンから信号が発せら
れ、この信号は、画像を形成するために受信されて処理
されることがある。
【０００４】これらの信号を利用して画像を形成する場
合には、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、及びＧz）が使用され
る。一般に、画像化される領域は、使用される特定の定
位法にしたがってこれらの磁場勾配が変化する測定サイ
クルのシーケンスによって走査される。その結果として
受信されたＮＭＲ信号セットは、良く知られた数多くの
再構築技術のうちの１つを使用して画像を再構築するた
めに、デジタル化されて処理される。
合には、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、及びＧz）が使用され
る。一般に、画像化される領域は、使用される特定の定
位法にしたがってこれらの磁場勾配が変化する測定サイ
クルのシーケンスによって走査される。その結果として
受信されたＮＭＲ信号セットは、良く知られた数多くの
再構築技術のうちの１つを使用して画像を再構築するた
めに、デジタル化されて処理される。
【０００５】ＮＭＲ画像データの取得中の対象物の動き
は、位相コード化方向に、不鮮明像及び「二重画像（ゴ
ースト）」を形成する。動きが周期的もしくはほぼ周期
的である場合には、ゴーストが特に明確になる。大抵の
生理的動きに関しては、取得ウインドウ中において、対
象物が静止しているとみなすことができる十分短い期間
に、ＮＭＲ信号の各視野図（ｖｉｅｗ）が取得される。
そのような場合、不鮮明像及びゴーストは、対象物にお
ける視野図から視野図に至る一貫性のない外観に起因し
ている。患者の動きや呼吸もしくは心臓周期あるいは蠕
動によって生じる視野図間の外観を変化させる動きを、
以下、「視野図対視野図（ｖｉｅｗ−ｔｏ−ｖｉｅｗ）
動き」と称する。また、パルスシーケンス中に動きが進
行すると、動きによってＮＭＲ信号の振幅及び位相が変
化することがある。そのような動きを、以下、「視野図
内（ｉｎ−ｖｉｅｗ）動き」と称する。
は、位相コード化方向に、不鮮明像及び「二重画像（ゴ
ースト）」を形成する。動きが周期的もしくはほぼ周期
的である場合には、ゴーストが特に明確になる。大抵の
生理的動きに関しては、取得ウインドウ中において、対
象物が静止しているとみなすことができる十分短い期間
に、ＮＭＲ信号の各視野図（ｖｉｅｗ）が取得される。
そのような場合、不鮮明像及びゴーストは、対象物にお
ける視野図から視野図に至る一貫性のない外観に起因し
ている。患者の動きや呼吸もしくは心臓周期あるいは蠕
動によって生じる視野図間の外観を変化させる動きを、
以下、「視野図対視野図（ｖｉｅｗ−ｔｏ−ｖｉｅｗ）
動き」と称する。また、パルスシーケンス中に動きが進
行すると、動きによってＮＭＲ信号の振幅及び位相が変
化することがある。そのような動きを、以下、「視野図
内（ｉｎ−ｖｉｅｗ）動き」と称する。
【０００６】データの取得を対象物の機能（ｆｕｎｃｔ
ｉｏｎａｌ）サイクルと同調させて視野図対視野図動き
を減少させれば、不鮮明像及びゴ−ストの両者を減少さ
せることができる。このような方法はゲートＮＭＲ走査
として知られており、その目的は、対象物が各視野図内
で同一に「見える」ように、連続する機能サイクル中に
おいてＮＭＲデータを同じ点で取得することである。ゲ
ートすることの欠点は、対象物の機能サイクルの僅かな
間だけしかＮＭＲデータを取得することができず、しか
も、条件に合った最も短いパルスシーケンスが使用され
た時にしか、ゲート技術によりデータ取得時間を意義あ
るだけ長くすることができないという点である。
ｉｏｎａｌ）サイクルと同調させて視野図対視野図動き
を減少させれば、不鮮明像及びゴ−ストの両者を減少さ
せることができる。このような方法はゲートＮＭＲ走査
として知られており、その目的は、対象物が各視野図内
で同一に「見える」ように、連続する機能サイクル中に
おいてＮＭＲデータを同じ点で取得することである。ゲ
ートすることの欠点は、対象物の機能サイクルの僅かな
間だけしかＮＭＲデータを取得することができず、しか
も、条件に合った最も短いパルスシーケンスが使用され
た時にしか、ゲート技術によりデータ取得時間を意義あ
るだけ長くすることができないという点である。
【０００７】ゴーストアーティファクトを排除するため
の他の提案された方法は、１９８６年２月４日に発行さ
れた米国特許第４，５６７，８９３号に開示されてい
る。この従来の特許は、ＮＭＲパルスシーケンス繰り返
し時間が、周期的な信号の変化の持続時間の１／４の奇
数倍である時に、画像内におけるゴーストと画像化対象
物との間の距離が最大になることを教示している。これ
は、呼吸動きに起因するゴ−ストを軽減するために使用
できる。この方法は、確かに画質を向上させるが、ＮＭ
Ｒパルスシーケンス繰り返し時間に制約を課すととも
に、全走査時間を長くする場合がある。また、この方法
は、動きが周期的であることを前提としている。
の他の提案された方法は、１９８６年２月４日に発行さ
れた米国特許第４，５６７，８９３号に開示されてい
る。この従来の特許は、ＮＭＲパルスシーケンス繰り返
し時間が、周期的な信号の変化の持続時間の１／４の奇
数倍である時に、画像内におけるゴーストと画像化対象
物との間の距離が最大になることを教示している。これ
は、呼吸動きに起因するゴ−ストを軽減するために使用
できる。この方法は、確かに画質を向上させるが、ＮＭ
Ｒパルスシーケンス繰り返し時間に制約を課すととも
に、全走査時間を長くする場合がある。また、この方法
は、動きが周期的であることを前提としている。
【０００８】周期的な信号変動に起因する望ましくない
効果を減少するための他の方法は、「ＮＭＲイメージン
グにおける周期的変動に起因する画像アーティファクト
を減少させる方法」と題されて１９８７年１１月１０日
に発行された米国特許第４，７０６，０２６号に開示さ
れている。この方法の一実施態様においては、信号変動
周期（例えば、患者の呼吸に起因する）に前提が与えら
れており、また、視野図の順序は、普通に単調増加する
位相コード化勾配から、予め選択された順序へと変更さ
れる。与えられた信号変動周期に関して、視野図の順序
は、ＮＭＲ信号変動が位相コード化振幅の関数として所
望の周波数となるように選択される。一実施態様におい
て、視野図の順序は、変動周期が全ＮＭＲ走査時間と等
しくなって（低周波）ゴーストアーティファクトが画像
化対象物に可能な限り接近するように選択される。他の
実施態様（高周波）において、視野図の順序は、変動周
期を可能な限り短くしてゴーストアーティファクトを可
能な限り対象物から押し離すように選択される。
効果を減少するための他の方法は、「ＮＭＲイメージン
グにおける周期的変動に起因する画像アーティファクト
を減少させる方法」と題されて１９８７年１１月１０日
に発行された米国特許第４，７０６，０２６号に開示さ
れている。この方法の一実施態様においては、信号変動
周期（例えば、患者の呼吸に起因する）に前提が与えら
れており、また、視野図の順序は、普通に単調増加する
位相コード化勾配から、予め選択された順序へと変更さ
れる。与えられた信号変動周期に関して、視野図の順序
は、ＮＭＲ信号変動が位相コード化振幅の関数として所
望の周波数となるように選択される。一実施態様におい
て、視野図の順序は、変動周期が全ＮＭＲ走査時間と等
しくなって（低周波）ゴーストアーティファクトが画像
化対象物に可能な限り接近するように選択される。他の
実施態様（高周波）において、視野図の順序は、変動周
期を可能な限り短くしてゴーストアーティファクトを可
能な限り対象物から押し離すように選択される。
【０００９】この従来の方法は、アーティファクトを減
少する場合に有効であり、変動が規則的で既知の周波数
である場合には、ある意味で理想的である。一方、この
方法は、動きの一時的な周期について与えられた前提が
保たれない場合（例えば、患者の呼吸パターンが変化し
たり不規則になったりするため）には、あまり役に立た
ない。このようなことが生じた場合、対象物に可能な限
り接近し或いは対象物から可能な限り離れているゴース
トの合焦が不鮮明になるため、この方法は、その有効性
の幾つかを失う。この問題の解決策は、「ＮＭＲイメー
ジングにおける周期的信号変動に起因する画像アーティ
ファクトを減少させる方法」と題された米国特許第４，
６６３，５９１号に開示されている。この方法におい
て、単調でない視野図の順序は、走査が実行される時に
決定され、信号変動と勾配パラメータとの間に所望の関
係（低周波もしくは高周波）が形成されるように周期変
動に応答する。無論、この方法の有効性は、患者の動き
を検出するために使用される手段の精度、特に患者の動
きの周期変動に依存している。
少する場合に有効であり、変動が規則的で既知の周波数
である場合には、ある意味で理想的である。一方、この
方法は、動きの一時的な周期について与えられた前提が
保たれない場合（例えば、患者の呼吸パターンが変化し
たり不規則になったりするため）には、あまり役に立た
ない。このようなことが生じた場合、対象物に可能な限
り接近し或いは対象物から可能な限り離れているゴース
トの合焦が不鮮明になるため、この方法は、その有効性
の幾つかを失う。この問題の解決策は、「ＮＭＲイメー
ジングにおける周期的信号変動に起因する画像アーティ
ファクトを減少させる方法」と題された米国特許第４，
６６３，５９１号に開示されている。この方法におい
て、単調でない視野図の順序は、走査が実行される時に
決定され、信号変動と勾配パラメータとの間に所望の関
係（低周波もしくは高周波）が形成されるように周期変
動に応答する。無論、この方法の有効性は、患者の動き
を検出するために使用される手段の精度、特に患者の動
きの周期変動に依存している。
【００１０】ＮＭＲ画像の運動アーティファクトを減少
する他の方法は、この技術分野で「勾配モーメント無効
（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎ
ｇ）」と称されている。この方法では、位置コード化の
ために使用される勾配中で運動するスピンによって引き
起こされるＮＭＲ信号の位相への作用を取り消すまたは
無効にする勾配パルスのパルスシーケンスへの追加を必
要とする。そのような解決策は、例えば、「勾配モーメ
ント無効によってフローイング核に起因するＮＭＲ画像
アーティファクトを減少する方法」と題された米国特許
第４，７３１，５８３号に開示されている。
する他の方法は、この技術分野で「勾配モーメント無効
（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｍｏｍｅｎｔ ｎｕｌｌｉｎ
ｇ）」と称されている。この方法では、位置コード化の
ために使用される勾配中で運動するスピンによって引き
起こされるＮＭＲ信号の位相への作用を取り消すまたは
無効にする勾配パルスのパルスシーケンスへの追加を必
要とする。そのような解決策は、例えば、「勾配モーメ
ント無効によってフローイング核に起因するＮＭＲ画像
アーティファクトを減少する方法」と題された米国特許
第４，７３１，５８３号に開示されている。
【００１１】ＭＲ画像の運動アーティファクトを修正す
るための最も有効な方法は、走査中に取得されるナビゲ
ータ信号を使用する。米国特許第４，９３７，５２６号
に開示されているように、そのようなナビゲータ信号は
走査中に周期的に取得され、これらの信号情報は、患者
の動きに関する画像データを修正するために使用でき
る。しかし残念ながら、ナビゲータ信号の取得によって
走査時間が長くなってしまう。
るための最も有効な方法は、走査中に取得されるナビゲ
ータ信号を使用する。米国特許第４，９３７，５２６号
に開示されているように、そのようなナビゲータ信号は
走査中に周期的に取得され、これらの信号情報は、患者
の動きに関する画像データを修正するために使用でき
る。しかし残念ながら、ナビゲータ信号の取得によって
走査時間が長くなってしまう。
【００１２】１９９７年にディー．アトキンソン（Ｄ．
Ａｔｋｉｎｓｏｎ）等によって書かれた「医学画像の情
報処理（Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎ
ｇｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ）」のＰ．３
４１−３５４には、自動修正法が提案されている。この
自動修正法では、再構築画像のエントロピが焦点基準と
して検査され、これによって、動き評価が繰り返し調整
される。この従来の方法は、エントロピの特性に起因し
て、暗い領域をできる限り暗く形成することによって主
に機能するが（その結果、ゴーストが除去される）、画
像の明るい領域からの情報をあまり使用していない。こ
の方法は簡単なテスト画像においてはうまく機能する
が、臨床ＭＲ画像が本来の鮮明度をもって得られない場
合がしばしばであり、処理時間も非常に長くなることが
ある。
Ａｔｋｉｎｓｏｎ）等によって書かれた「医学画像の情
報処理（Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎ
ｇｉｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ）」のＰ．３
４１−３５４には、自動修正法が提案されている。この
自動修正法では、再構築画像のエントロピが焦点基準と
して検査され、これによって、動き評価が繰り返し調整
される。この従来の方法は、エントロピの特性に起因し
て、暗い領域をできる限り暗く形成することによって主
に機能するが（その結果、ゴーストが除去される）、画
像の明るい領域からの情報をあまり使用していない。こ
の方法は簡単なテスト画像においてはうまく機能する
が、臨床ＭＲ画像が本来の鮮明度をもって得られない場
合がしばしばであり、処理時間も非常に長くなることが
ある。
【００１３】１９９９年４月１４日に出願されて「運動
アーティファクトのためのＭＲ画像の自動修正」と題さ
れた同時係属のＰＣＴ出願である出願番号ＰＣＴ／ＵＳ
９９／０８１２３号に開示されているように、自動修正
処理は、医学画像を修正する臨床的に有用な方法となる
ように改善されている。この自動修正法は繰り返し処理
であり、取得されたＮＭＲデータに対して位相修正が施
され、修正されたデータによって画像が再構築されて、
選択された測定基準を使用して画質が評価される。この
処理は、修正によって画質が所定のレベルに向上するま
で繰り返される。
アーティファクトのためのＭＲ画像の自動修正」と題さ
れた同時係属のＰＣＴ出願である出願番号ＰＣＴ／ＵＳ
９９／０８１２３号に開示されているように、自動修正
処理は、医学画像を修正する臨床的に有用な方法となる
ように改善されている。この自動修正法は繰り返し処理
であり、取得されたＮＭＲデータに対して位相修正が施
され、修正されたデータによって画像が再構築されて、
選択された測定基準を使用して画質が評価される。この
処理は、修正によって画質が所定のレベルに向上するま
で繰り返される。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の一般的な目的
は、自動修正処理を施して、取得されたＭＲＩデータか
ら得られる画像を修正することである。再構築されたＭ
Ｒ画像から臨床的に有用な画像を形成するには、取得さ
れたＭＲ画像に対して線形もしくは非線形な微分画像に
する処理がさらに必要である。最後に得られた画像を評
価するために、自動修正処理を施すことができることを
見い出した。
は、自動修正処理を施して、取得されたＭＲＩデータか
ら得られる画像を修正することである。再構築されたＭ
Ｒ画像から臨床的に有用な画像を形成するには、取得さ
れたＭＲ画像に対して線形もしくは非線形な微分画像に
する処理がさらに必要である。最後に得られた画像を評
価するために、自動修正処理を施すことができることを
見い出した。
【００１５】本発明の更なる特定の目的は、取得された
３次元ＭＲデータから形成された２次元投影画像を修正
することである。投影処理を行なうことにより、取得さ
れたＭＲデータに対して非線形な２次元画像が形成され
る。それにもかかわらず、本発明に係る自動修正処理に
よって、運動アーティファクトが実質的に減少した画像
に収束する。
３次元ＭＲデータから形成された２次元投影画像を修正
することである。投影処理を行なうことにより、取得さ
れたＭＲデータに対して非線形な２次元画像が形成され
る。それにもかかわらず、本発明に係る自動修正処理に
よって、運動アーティファクトが実質的に減少した画像
に収束する。
【００１６】以下の説明によって、本発明の前記のおよ
び他の目的と利点が明らかになる。説明においては、本
書の一部を形成する添付図面が参照されており、この図
面には、本発明の好ましい一実施態様が例示のために示
されている。ただし、このような実施態様は、本発明の
全範囲を必ずしも示しておらず、本発明の範囲を解釈す
るためには、特許請求の範囲を参照しなければならな
い。
び他の目的と利点が明らかになる。説明においては、本
書の一部を形成する添付図面が参照されており、この図
面には、本発明の好ましい一実施態様が例示のために示
されている。ただし、このような実施態様は、本発明の
全範囲を必ずしも示しておらず、本発明の範囲を解釈す
るためには、特許請求の範囲を参照しなければならな
い。
【００１７】
【課題を解決するための手段】本発明は、ＭＲＩシステ
ムを用いて取得された画像データから得られた画像を修
正して、ｋスペース画像データセットを形成し；ｋスペ
ース画像データセットによって画像を再構築し；再構築
された画像を処理することによって微分画像を形成し；
微分画像に基づいてコスト関数を計算することによっ
て、微分画像の画質を評価し；ｋスペース視野図を修正
して工程を繰り返すことによってコスト関数を最小化す
る方法である。
ムを用いて取得された画像データから得られた画像を修
正して、ｋスペース画像データセットを形成し；ｋスペ
ース画像データセットによって画像を再構築し；再構築
された画像を処理することによって微分画像を形成し；
微分画像に基づいてコスト関数を計算することによっ
て、微分画像の画質を評価し；ｋスペース視野図を修正
して工程を繰り返すことによってコスト関数を最小化す
る方法である。
【００１８】
【発明の実施の形態】最初に図１を参照すると、本発明
が適用された好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素
が示されている。システムの動作は、キーボード及びコ
ントロールパネル１０２とディスプレイ１０４とを有す
るオペレータ・コンソール１００によって制御される。
コンソール１００は、リンク１１６を介して、別のコン
ピュータシステム１０７に接続されており、このコンピ
ュータシステム１０７によって、オペレータは、スクリ
ーン１０４上における画像形成及び画像表示を制御する
ことができる。コンピュータシステム１０７は、バック
プレーンを介して互いに接続する多数のモジュールを有
している。これらは、イメージプロセッサモジュール１
０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、この技術分野では
フレーム・バッファとして知られる画像データアロイを
記憶するためのメモリモジュール１１３とを含んでい
る。コンピュータシステム１０７は、画像データ及びプ
ログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及び
テープドライブ１１２に接続されているとともに、高速
シリアル・リンク１１５を介して別のシステムコントロ
ール１２２に接続されている。
が適用された好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素
が示されている。システムの動作は、キーボード及びコ
ントロールパネル１０２とディスプレイ１０４とを有す
るオペレータ・コンソール１００によって制御される。
コンソール１００は、リンク１１６を介して、別のコン
ピュータシステム１０７に接続されており、このコンピ
ュータシステム１０７によって、オペレータは、スクリ
ーン１０４上における画像形成及び画像表示を制御する
ことができる。コンピュータシステム１０７は、バック
プレーンを介して互いに接続する多数のモジュールを有
している。これらは、イメージプロセッサモジュール１
０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、この技術分野では
フレーム・バッファとして知られる画像データアロイを
記憶するためのメモリモジュール１１３とを含んでい
る。コンピュータシステム１０７は、画像データ及びプ
ログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及び
テープドライブ１１２に接続されているとともに、高速
シリアル・リンク１１５を介して別のシステムコントロ
ール１２２に接続されている。
【００１９】システムコントロール１２２は、バックプ
レーンによって互いに接続された一組のモジュールを有
している。これらは、ＣＰＵモジュール１１９と、シリ
アル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１
００に接続されたパルス発生器モジュール１２１とを含
んでいる。このリンク１２５を介して、システムコント
ロール１２２は、行なうべき走査シーケンスを示すコマ
ンドをオペレータから受ける。パルス発生器モジュール
１２１は、所望の走査シーケンスを実行するために、シ
ステムの構成要素を操作する。また、パルス発生器モジ
ュール１２１は、生成すべきＲＦパルスのタイミング、
強度、及び形状もしくはデータ取得ウインドウのタイミ
ングや長さを示すデータを形成する。また、パルス発生
器モジュール１２１は、走査中に形成される勾配パルス
のタイミング及び形状を指示するために、一連の勾配増
幅器１２７に接続している。また、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
データを受け、生理的取得コントローラ１２９は、患者
に接続された多数の異なるセンサから信号を受ける。例
えば、生理的取得コントローラ１２９は、電極からＥＣ
Ｇ信号を受け、あるいは、ベローズから呼吸信号を受け
る。更に、パルス発生器モジュール１２１は、患者の状
態に関連する様々なセンサ及び電磁システムから信号を
受けるスキャン・ルーム・インターフェース回路１３３
に接続している。また、スキャン・ルーム・インターフ
ェース回路１３３を介して、患者位置合わせシステム１
３４は、患者を所望の走査位置に移動させるコマンドを
受ける。
レーンによって互いに接続された一組のモジュールを有
している。これらは、ＣＰＵモジュール１１９と、シリ
アル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１
００に接続されたパルス発生器モジュール１２１とを含
んでいる。このリンク１２５を介して、システムコント
ロール１２２は、行なうべき走査シーケンスを示すコマ
ンドをオペレータから受ける。パルス発生器モジュール
１２１は、所望の走査シーケンスを実行するために、シ
ステムの構成要素を操作する。また、パルス発生器モジ
ュール１２１は、生成すべきＲＦパルスのタイミング、
強度、及び形状もしくはデータ取得ウインドウのタイミ
ングや長さを示すデータを形成する。また、パルス発生
器モジュール１２１は、走査中に形成される勾配パルス
のタイミング及び形状を指示するために、一連の勾配増
幅器１２７に接続している。また、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
データを受け、生理的取得コントローラ１２９は、患者
に接続された多数の異なるセンサから信号を受ける。例
えば、生理的取得コントローラ１２９は、電極からＥＣ
Ｇ信号を受け、あるいは、ベローズから呼吸信号を受け
る。更に、パルス発生器モジュール１２１は、患者の状
態に関連する様々なセンサ及び電磁システムから信号を
受けるスキャン・ルーム・インターフェース回路１３３
に接続している。また、スキャン・ルーム・インターフ
ェース回路１３３を介して、患者位置合わせシステム１
３４は、患者を所望の走査位置に移動させるコマンドを
受ける。
【００２０】パルス発生器モジュール１２１によって形
成される勾配波形は、Ｇx、Ｇy、Ｇ z増幅器から成る勾
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で示されるアッセンブリ内の対応する
勾配コイルを励磁して、取得された信号をコード化する
位置で使用される磁場勾配を形成する。勾配コイルアッ
センブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコ
イル１５２とを有するマグネットアッセンブリ１４１の
一部を形成している。システムコントロール１２２内の
トランシーバ・モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１
によって増幅され且つ送受信スイッチ１５４を介してＲ
Ｆコイル１５２に送られるパルスを形成する。励起され
た患者の核によって発せられた信号は、同じＲＦコイル
１５２によって検出されるとともに、送受信スイッチ１
５４を介してプリアンプ１５３に送られる。増幅された
ＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信部において、
復調されて、フィルタがかけられ、デジタル化される。
送受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２
１からの信号によって制御され、送信モード中にＲＦ増
幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続するととも
に、受信モード中にプリアンプ１５３をコイル１５２に
電気的に接続する。また、この送受信スイッチ１５４に
より、送信モードもしくは受信モードのいずれかにおい
て、別のＲＦコイル（例えば、ヘッドコイル、表面コイ
ル）を使用することができる。
成される勾配波形は、Ｇx、Ｇy、Ｇ z増幅器から成る勾
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で示されるアッセンブリ内の対応する
勾配コイルを励磁して、取得された信号をコード化する
位置で使用される磁場勾配を形成する。勾配コイルアッ
センブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコ
イル１５２とを有するマグネットアッセンブリ１４１の
一部を形成している。システムコントロール１２２内の
トランシーバ・モジュール１５０は、ＲＦ増幅器１５１
によって増幅され且つ送受信スイッチ１５４を介してＲ
Ｆコイル１５２に送られるパルスを形成する。励起され
た患者の核によって発せられた信号は、同じＲＦコイル
１５２によって検出されるとともに、送受信スイッチ１
５４を介してプリアンプ１５３に送られる。増幅された
ＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信部において、
復調されて、フィルタがかけられ、デジタル化される。
送受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２
１からの信号によって制御され、送信モード中にＲＦ増
幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続するととも
に、受信モード中にプリアンプ１５３をコイル１５２に
電気的に接続する。また、この送受信スイッチ１５４に
より、送信モードもしくは受信モードのいずれかにおい
て、別のＲＦコイル（例えば、ヘッドコイル、表面コイ
ル）を使用することができる。
【００２１】ＲＦコイル１５２によって受信されたＮＭ
Ｒ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデ
ジタル化されるとともに、システムコントロール１２２
内のメモリ・モジュール１６０へと送られる。走査が終
了して、全てのデータアレイがメモリ・モジュール１６
０によって取得されたら、アレー・プロセッサ１６１が
動作してデータを画像データアレイにフーリエ変換す
る。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介し
てコンピュータシステム１０７に送られ、ディスクメモ
リ１１１内に記憶される。オペレータ・コンソール１０
０から受けたコマンドに応じて、この画像データをテー
プドライブ１１２に保存することができ、又は、画像デ
ータをイメージプロセッサ１０６によって処理するとと
もにオペレータ・コンソール１００に送ってディスプレ
イ１０４上に表示することもできる。
Ｒ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってデ
ジタル化されるとともに、システムコントロール１２２
内のメモリ・モジュール１６０へと送られる。走査が終
了して、全てのデータアレイがメモリ・モジュール１６
０によって取得されたら、アレー・プロセッサ１６１が
動作してデータを画像データアレイにフーリエ変換す
る。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介し
てコンピュータシステム１０７に送られ、ディスクメモ
リ１１１内に記憶される。オペレータ・コンソール１０
０から受けたコマンドに応じて、この画像データをテー
プドライブ１１２に保存することができ、又は、画像デ
ータをイメージプロセッサ１０６によって処理するとと
もにオペレータ・コンソール１００に送ってディスプレ
イ１０４上に表示することもできる。
【００２２】トランシーバ１５０に関する詳細な説明
は、米国特許第４，９５２，８７７号及び米国特許第
４，９９２，７３６号に記載されており、これらを参照
して本明細書の記載の一部とする。
は、米国特許第４，９５２，８７７号及び米国特許第
４，９９２，７３６号に記載されており、これらを参照
して本明細書の記載の一部とする。
【００２３】本発明は、多くの異なるタイプの画像診断
に使用することができるが、ＭＲ血管造影法に適用する
ことが望ましい。本発明の好ましい実施態様では、図３
に示される３Ｄ勾配リコールエコーパルスシーケンスが
使用されている。登録商標「ＳＩＧＮＡ」で販売されて
いるジェネラル・エレクトリック１．５テスラＭＲスキ
ャナで利用可能なパルスシーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を
使用した。
に使用することができるが、ＭＲ血管造影法に適用する
ことが望ましい。本発明の好ましい実施態様では、図３
に示される３Ｄ勾配リコールエコーパルスシーケンスが
使用されている。登録商標「ＳＩＧＮＡ」で販売されて
いるジェネラル・エレクトリック１．５テスラＭＲスキ
ャナで利用可能なパルスシーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を
使用した。
【００２４】特に図３に示されるように、６０°のフリ
ップ角を有するＲＦ励磁パルス２２０は、平らな選択勾
配パルス２２２の存在下で形成され、米国特許第４，４
３１，９６８号に教示されているように、対象となる３
Ｄ領域内に直交磁場を形成する。その後、ｚ軸に沿って
方向付けられた勾配パルス２２４をコード化するととも
に、ｙ軸に沿って方向付けられた勾配パルス２２６をコ
ード化する処理が行なわれる。その後、ｘ軸に沿って方
向付けられた読み出し勾配パルス２２８が続き、前述し
たように、部分エコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が取
得されてデジタル化される。この取得後、米国特許第
４，６６５，３６５号に教示されているように、パルス
シーケンスが繰り返される前に、リワインダ勾配パルス
２３２、２３４が磁化を再び引き起こす。
ップ角を有するＲＦ励磁パルス２２０は、平らな選択勾
配パルス２２２の存在下で形成され、米国特許第４，４
３１，９６８号に教示されているように、対象となる３
Ｄ領域内に直交磁場を形成する。その後、ｚ軸に沿って
方向付けられた勾配パルス２２４をコード化するととも
に、ｙ軸に沿って方向付けられた勾配パルス２２６をコ
ード化する処理が行なわれる。その後、ｘ軸に沿って方
向付けられた読み出し勾配パルス２２８が続き、前述し
たように、部分エコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が取
得されてデジタル化される。この取得後、米国特許第
４，６６５，３６５号に教示されているように、パルス
シーケンスが繰り返される前に、リワインダ勾配パルス
２３２、２３４が磁化を再び引き起こす。
【００２５】この技術分野で良く知られているように、
パルスシーケンスが繰り返され、位相コード化パルス２
２４、２２６は、３Ｄのｋスペースを抽出するための一
連の値に通される。好ましい実施態様においては、１６
個の位相コード化がｚ軸に沿って行なわれるとともに、
１２８個の位相コード化がｙ軸に沿って行なわれる。し
たがって、特定のｙ位相コード化のそれぞれに関して
は、ｋz軸に沿って完全に抽出するように、１２個の異
なるｚ位相コード化を用いて１６個の取得が成される。
これは、ｋy軸に沿って完全に抽出するために、１２８
個の異なるｙ位相コード化を用いて１２８回繰り返され
る。
パルスシーケンスが繰り返され、位相コード化パルス２
２４、２２６は、３Ｄのｋスペースを抽出するための一
連の値に通される。好ましい実施態様においては、１６
個の位相コード化がｚ軸に沿って行なわれるとともに、
１２８個の位相コード化がｙ軸に沿って行なわれる。し
たがって、特定のｙ位相コード化のそれぞれに関して
は、ｋz軸に沿って完全に抽出するように、１２個の異
なるｚ位相コード化を用いて１６個の取得が成される。
これは、ｋy軸に沿って完全に抽出するために、１２８
個の異なるｙ位相コード化を用いて１２８回繰り返され
る。
【００２６】ｋx軸に沿った抽出は、各パルスシーケン
ス中において、読み出し勾配パルス２２８の存在下で、
エコー信号２３０を抽出することによって行なわれる。
当業者であれば分かるように、ｋx軸に沿った部分抽出
だけが行なわれ、欠測データは、ホモダイン再構築法を
使用して計算され、あるいは、ゼロ充填によって計算さ
れる。これにより、パルスシーケンスのエコー時間（Ｔ
Ｅ）を１．８〜２．０ｍｓよりも短くできるとともに、
パルス繰り返し率（ＴＲ）を１０．０ｍｓｅｃｓよりも
短くできる。
ス中において、読み出し勾配パルス２２８の存在下で、
エコー信号２３０を抽出することによって行なわれる。
当業者であれば分かるように、ｋx軸に沿った部分抽出
だけが行なわれ、欠測データは、ホモダイン再構築法を
使用して計算され、あるいは、ゼロ充填によって計算さ
れる。これにより、パルスシーケンスのエコー時間（Ｔ
Ｅ）を１．８〜２．０ｍｓよりも短くできるとともに、
パルス繰り返し率（ＴＲ）を１０．０ｍｓｅｃｓよりも
短くできる。
【００２７】図１のＭＲＩシステムを用いて取得された
ｋスペース画像データセット内の画像アーティファクト
を減少するために、自動修正法が使用される。特に図２
を参照すると、プロセスブロック２００に示されるよう
に３次元ｋスペース画像データセットが取得された後、
プロセスブロック２０２に示されるように、ｋスペース
の視野図の最初のブロックが修正のために選択される。
好ましい実施態様では、この最初のブロック内で、６４
個の視野図が選択される。その後、プロセスブロック２
０４に示されるように、このブロック内の複数の視野図
は、最初の動き評価に基づいて位相シフトされる。
ｋスペース画像データセット内の画像アーティファクト
を減少するために、自動修正法が使用される。特に図２
を参照すると、プロセスブロック２００に示されるよう
に３次元ｋスペース画像データセットが取得された後、
プロセスブロック２０２に示されるように、ｋスペース
の視野図の最初のブロックが修正のために選択される。
好ましい実施態様では、この最初のブロック内で、６４
個の視野図が選択される。その後、プロセスブロック２
０４に示されるように、このブロック内の複数の視野図
は、最初の動き評価に基づいて位相シフトされる。
【００２８】その後、プロセスブロック２０６に示され
るように、修正された３次元ｋスペースデータセット
は、３次元画像を形成するためにフーリエ変換される。
３Ｄデータアレイ２５０〜２５５のうちの１つを介して
断面内に位置付けられた一連のデータ点を単に選択する
ことによって画像を形成しても良いが、そのような画像
は、限られた診断値を有する。これは、一般に血管が１
つの平面内に存在せず、そのような断面画像は、選択さ
れた平面をたまたま通る多くの血管の短い部分すなわち
断面を示しているにすぎないからである。そのような画
像は、特定の血管内の特定の位置が検査されている場合
において有用であるが、脈管系の健康状態を検査したり
患部領域を確認する手段としては殆ど役に立たない
るように、修正された３次元ｋスペースデータセット
は、３次元画像を形成するためにフーリエ変換される。
３Ｄデータアレイ２５０〜２５５のうちの１つを介して
断面内に位置付けられた一連のデータ点を単に選択する
ことによって画像を形成しても良いが、そのような画像
は、限られた診断値を有する。これは、一般に血管が１
つの平面内に存在せず、そのような断面画像は、選択さ
れた平面をたまたま通る多くの血管の短い部分すなわち
断面を示しているにすぎないからである。そのような画
像は、特定の血管内の特定の位置が検査されている場合
において有用であるが、脈管系の健康状態を検査したり
患部領域を確認する手段としては殆ど役に立たない
【００２９】血管全体の構造及び健康状態を評価する場
合には、ＮＭＲデータの３Ｄアレイを１つの２Ｄ投影画
像に投影して、脈管系の血管造影のような写真を形成す
ることが非常に有益である。これを成すために最も一般
的に使用される技術は、投影画像内の各ピクセルからの
放射線をデータ点のアレイにわたって投影して、最大値
を有するデータ点を選択することである。各放射線毎に
選択された値は、投影画像内の対応するピクセルの輝度
を制御するために使用される。この方法は、以下におい
て「最大ピクセル技術」と称するが、実施が非常に容易
であり、美的に満足する画像を提供する。この最大ピク
セル技術は、現在において、好ましい方法である。
合には、ＮＭＲデータの３Ｄアレイを１つの２Ｄ投影画
像に投影して、脈管系の血管造影のような写真を形成す
ることが非常に有益である。これを成すために最も一般
的に使用される技術は、投影画像内の各ピクセルからの
放射線をデータ点のアレイにわたって投影して、最大値
を有するデータ点を選択することである。各放射線毎に
選択された値は、投影画像内の対応するピクセルの輝度
を制御するために使用される。この方法は、以下におい
て「最大ピクセル技術」と称するが、実施が非常に容易
であり、美的に満足する画像を提供する。この最大ピク
セル技術は、現在において、好ましい方法である。
【００３０】投影画像を形成するために使用可能で且つ
より多くの利用可能な情報を保持する他の技術は、「積
分法」と称されるものである。この投影法は、「適応Ｎ
ＭＲ血管造影投影法（Ａｄａｐｔｉｖｅ ＮＭＲ Ａｎ
ｇｉｏｇｒａｐｈｉｃ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔ
ｈｏｄ）」と題された米国特許第５，２０４，６２７号
に開示されている。この方法を用いて、各投影画像のピ
クセルの輝度は、投影放射線に沿う全データ点の総計に
よって決定される。
より多くの利用可能な情報を保持する他の技術は、「積
分法」と称されるものである。この投影法は、「適応Ｎ
ＭＲ血管造影投影法（Ａｄａｐｔｉｖｅ ＮＭＲ Ａｎ
ｇｉｏｇｒａｐｈｉｃ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔ
ｈｏｄ）」と題された米国特許第５，２０４，６２７号
に開示されている。この方法を用いて、各投影画像のピ
クセルの輝度は、投影放射線に沿う全データ点の総計に
よって決定される。
【００３１】投影画像を形成するために使用される他の
技術は、３Ｄ領域増大法を使用する。増大される３Ｄデ
ータセットの領域の原点は、オペレータによって決定さ
れる。その後、増大された領域は、不鮮明となり、血管
の縁部の直ぐ外側にボクセルを有する１つのマスクを形
成するように、閾値が決められる。なお、前記マスク
は、領域増大処理においては省略されても良い。この方
法は、血管の縁部が保持される脈管構造の非常に滑らか
な表示を与え、レンダリング処理に含まれる画像キュー
を使用することによって、血管の重なり合いを推測する
ことができる。
技術は、３Ｄ領域増大法を使用する。増大される３Ｄデ
ータセットの領域の原点は、オペレータによって決定さ
れる。その後、増大された領域は、不鮮明となり、血管
の縁部の直ぐ外側にボクセルを有する１つのマスクを形
成するように、閾値が決められる。なお、前記マスク
は、領域増大処理においては省略されても良い。この方
法は、血管の縁部が保持される脈管構造の非常に滑らか
な表示を与え、レンダリング処理に含まれる画像キュー
を使用することによって、血管の重なり合いを推測する
ことができる。
【００３２】プロセスブロック２０８に示されるよう
に、その後、この投影画像及び勾配測定基準（距離関
数）Ｆ1のエントロピを使用して、画像測定基準が計算
される。
に、その後、この投影画像及び勾配測定基準（距離関
数）Ｆ1のエントロピを使用して、画像測定基準が計算
される。
【００３３】
【数１】
【００３４】ここで、
【００３５】
【数２】
【００３６】ｇij＝横列ｉ及び縦列ｊで配置された画像
ピクセルの値。
ピクセルの値。
【００３７】決定ブロック２１０で決定されるように、
計算された測定基準Ｆ1が設定許容範囲内である場合に
は、６４個の視野図のブロックが修正されるとともに、
プロセスブロック２１２に示されるように次の６４個の
視野図のブロックが選択され、処理が繰り返される。あ
るいは、このブロックに関する動き評価がプロセスブロ
ック２１４で調整され、調整された対応する位相シフト
を用いて画像測定基準を評価するために、処理が繰り返
される。
計算された測定基準Ｆ1が設定許容範囲内である場合に
は、６４個の視野図のブロックが修正されるとともに、
プロセスブロック２１２に示されるように次の６４個の
視野図のブロックが選択され、処理が繰り返される。あ
るいは、このブロックに関する動き評価がプロセスブロ
ック２１４で調整され、調整された対応する位相シフト
を用いて画像測定基準を評価するために、処理が繰り返
される。
【００３８】ｋスペースの視野図の全てのブロックは、
ｋスペースの中心で始まり且つ外側で働く位相に個別に
調整される。決定ブロック２１６で決定されるように、
最後のブロックが修正されたら、プロセスブロック２１
８に示されるようにブロックのサイズが減少され、シス
テムはプロセスブロック２０２へと戻されるように分岐
して、より小さいブロックサイズに関して工程が繰り返
される。決定ブロック２２０で決定されるように、最小
のブロックサイズに処理されるまで、処理が繰り返され
てブロックサイズが減少される。好ましい実施態様にお
いては、各繰り返しの後に、ブロックサイズが２つに分
割され、最小ブロックサイズが１個の視野図となる。そ
の後、修正されたｋスペースデータセットは、フーリエ
変換されて、プロセスブロック２２２に示されるよう
に、最適な画像を再構築する。
ｋスペースの中心で始まり且つ外側で働く位相に個別に
調整される。決定ブロック２１６で決定されるように、
最後のブロックが修正されたら、プロセスブロック２１
８に示されるようにブロックのサイズが減少され、シス
テムはプロセスブロック２０２へと戻されるように分岐
して、より小さいブロックサイズに関して工程が繰り返
される。決定ブロック２２０で決定されるように、最小
のブロックサイズに処理されるまで、処理が繰り返され
てブロックサイズが減少される。好ましい実施態様にお
いては、各繰り返しの後に、ブロックサイズが２つに分
割され、最小ブロックサイズが１個の視野図となる。そ
の後、修正されたｋスペースデータセットは、フーリエ
変換されて、プロセスブロック２２２に示されるよう
に、最適な画像を再構築する。
【００３９】１つ、２つ或いは３つの動き軸に関して自
動修正法を使用できることは言うまでもない。この方法
を多くの臨床に適用する場合において必要なことは、た
った１つの動き軸を処理することだけである。これによ
って、処理時間がかなり短くなる。例えば、動きが主に
位相コード化方向に沿っている場合には、投影及び自動
修正法が適用される前に、取得されたｋスペース画像デ
ータセットに関して、読み出し勾配方向に沿う１次元Ｆ
ＦＴを１回実行することができる。このハイブリッドス
ペースデータセットに関して処理２０４の位相修正が行
なわれ、処理２０６のフーリエ変換は、位相コード化勾
配方向に沿う１次元ＦＦＴとなり得る。
動修正法を使用できることは言うまでもない。この方法
を多くの臨床に適用する場合において必要なことは、た
った１つの動き軸を処理することだけである。これによ
って、処理時間がかなり短くなる。例えば、動きが主に
位相コード化方向に沿っている場合には、投影及び自動
修正法が適用される前に、取得されたｋスペース画像デ
ータセットに関して、読み出し勾配方向に沿う１次元Ｆ
ＦＴを１回実行することができる。このハイブリッドス
ペースデータセットに関して処理２０４の位相修正が行
なわれ、処理２０６のフーリエ変換は、位相コード化勾
配方向に沿う１次元ＦＦＴとなり得る。
【００４０】また、多くの臨床への適用においては、再
構築された画像の僅かな部分だけが臨床学的に重要であ
る。このような状況においては、選択された対象領域に
おいてのみプロセスブロック２０８の画像測定基準評価
を行なうために、自動修正法を修正しても良い。すなわ
ち、対象領域内のピクセルをオペレータが確認して、こ
れらのピクセルに関してのみ画像測定基準が計算され
る。これによって、処理時間が短くなるとともに、場合
によっては、結果として生じた重要な領域内の画像が向
上する。また、これによって、異なる画像領域内で動き
が異なっている画像の修正が可能となる。このような場
合、自動修正法を用いて、各領域を個別に修正しても良
い。例えば動きが複雑でないＭＲ血管造影法において
は、簡単で全体的ではないこの種の動きを修正すること
ができる。
構築された画像の僅かな部分だけが臨床学的に重要であ
る。このような状況においては、選択された対象領域に
おいてのみプロセスブロック２０８の画像測定基準評価
を行なうために、自動修正法を修正しても良い。すなわ
ち、対象領域内のピクセルをオペレータが確認して、こ
れらのピクセルに関してのみ画像測定基準が計算され
る。これによって、処理時間が短くなるとともに、場合
によっては、結果として生じた重要な領域内の画像が向
上する。また、これによって、異なる画像領域内で動き
が異なっている画像の修正が可能となる。このような場
合、自動修正法を用いて、各領域を個別に修正しても良
い。例えば動きが複雑でないＭＲ血管造影法において
は、簡単で全体的ではないこの種の動きを修正すること
ができる。
【００４１】例えば、完全な画像は、測定基準が計算さ
れる度にフーリエ変換される２５６個のピクセル列を有
していても良い。オペレータによって選択された領域が
６４個のピクセル列のみにわたって広がっている場合に
は、各評価の繰り返し中に、これら６４個のピクセル列
だけをフーリエ変換する必要がある。これによって、処
理時間を１／４まで短くできる。
れる度にフーリエ変換される２５６個のピクセル列を有
していても良い。オペレータによって選択された領域が
６４個のピクセル列のみにわたって広がっている場合に
は、各評価の繰り返し中に、これら６４個のピクセル列
だけをフーリエ変換する必要がある。これによって、処
理時間を１／４まで短くできる。
【００４２】また、本発明は、他のＭＲエラーを修正す
るために使用できる。例えば、エコープラナイメージン
グ（ＥＰＩ）取得において勾配により引き起こされる理
想的でないエラー、すなわち、心臓ゲーティングを使用
して画像化する際にＴＲの変化に起因する飽和変動を修
正できる。
るために使用できる。例えば、エコープラナイメージン
グ（ＥＰＩ）取得において勾配により引き起こされる理
想的でないエラー、すなわち、心臓ゲーティングを使用
して画像化する際にＴＲの変化に起因する飽和変動を修
正できる。
【００４３】また、本発明によれば、全体画像に対して
広域的ではなく局所的に自動修正法を適用することがで
きる。すなわち、画像内の局所領域を個別に修正して、
処理時間を更に短くすることができるとともに、その領
域の特定の動きを修正することができる。
広域的ではなく局所的に自動修正法を適用することがで
きる。すなわち、画像内の局所領域を個別に修正して、
処理時間を更に短くすることができるとともに、その領
域の特定の動きを修正することができる。
【００４４】本発明は、特に投影ＭＲ血管造影を修正す
るために適用可能であるが、最後の画像が取得された画
像と異なるような他の臨床ＭＲＩにも適用可能である。
例えば、米国特許第５，５９２，０８５号及び５，８２
５，１８６号に開示されているように、取得されたＭＲ
エラストグラフィ画像データから多くの異なる画像を形
成しても良い。米国特許第５，６０３，３２３号に開示
されているように、取得されたＭＲ画像データから実用
的なＭＲ画像を形成しても良く、また、米国特許第４，
６０９，８７２号に開示されているように、取得された
ＭＲ画像データから拡散重み付け画像を形成しても良
い。これらの方法及び他の方法は、取得されたＭＲデー
タから再構築される画像とは異なる最後の画像を形成す
る。また、本発明の教示内容においては、自動修正処理
に使用されるコスト関数がこの最後の画像に基づいて計
算されても良い。このことは、再構築された画像に対し
て最後の画像が非線形である場合にも当てはまる。
るために適用可能であるが、最後の画像が取得された画
像と異なるような他の臨床ＭＲＩにも適用可能である。
例えば、米国特許第５，５９２，０８５号及び５，８２
５，１８６号に開示されているように、取得されたＭＲ
エラストグラフィ画像データから多くの異なる画像を形
成しても良い。米国特許第５，６０３，３２３号に開示
されているように、取得されたＭＲ画像データから実用
的なＭＲ画像を形成しても良く、また、米国特許第４，
６０９，８７２号に開示されているように、取得された
ＭＲ画像データから拡散重み付け画像を形成しても良
い。これらの方法及び他の方法は、取得されたＭＲデー
タから再構築される画像とは異なる最後の画像を形成す
る。また、本発明の教示内容においては、自動修正処理
に使用されるコスト関数がこの最後の画像に基づいて計
算されても良い。このことは、再構築された画像に対し
て最後の画像が非線形である場合にも当てはまる。
【００４５】
【発明の効果】本発明の方法によれば、ＭＲＡ画像に自
動修正処理を繰り返し使用して運動アーティファクトを
修正することにより、再構築されたＭＲ画像から臨床的
に有用な、より画質の向上した画像を形成することが可
能である。
動修正処理を繰り返し使用して運動アーティファクトを
修正することにより、再構築されたＭＲ画像から臨床的
に有用な、より画質の向上した画像を形成することが可
能である。
【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。
ック図である。
【図２】図２は図１のＭＲＩシステムによって使用され
る好ましい自動修正法のフローチャートである。
る好ましい自動修正法のフローチャートである。
【図３】図３は３次元ＭＲＡデータを取得するために図
１のＭＲＩシステムに使用されるパルスシーケンスのグ
ラフ式の模式図である。
１のＭＲＩシステムに使用されるパルスシーケンスのグ
ラフ式の模式図である。
１００ オペレータコンソール １０２ キーボードとコントロールパネル １０４ ディスプレイ １０６ イメージプロセッサモジュール １０７ コンピュータシステム １０８ ＣＰＵモジュール １１１ ディスク記憶装置 １１２ テープドライブ １１３ メモリモジュール １１５ シリアルリンク １１６ リンク １１８ ＣＰＵ １１９ ＣＰＵモジュール １２１ パルス発生器モジュール １２２ システムコントロール １２５ シリアルリンク １２７ 勾配増幅器 １２９ 生理的取得コントローラ １３３ スキャンルームインタフェース回路 １３４ 患者位置合わせシステム １３９ 勾配コイルアセンブリ １４０ 分極マグネット １４１ マグネットアセンブリ １５０ トランシーバ・モジュール １５１ RF増幅器 １５２ 全身RFコイル １５３ プリアンプ １５４ 送信/受信スイッチ １６０ メモリモジュール １６１ アレイプロセッサ ２００ プロセスブロック ２０２ プロセスブロック ２０４ プロセスブロック ２０６ プロセスブロック ２０８ プロセスブロック ２１０ 決定ブロック ２１２ プロセスブロック ２１４ プロセスブロック ２１６ 決定ブロック ２１８ プロセスブロック ２２０ 決定ブロック ２２２ プロセスブロック ２２４ 勾配パルス ２２６ 勾配パルス ２２８ 勾配パルス ２３０ 部分エコー（６０％）ＮＭＲ信号 ２３２ リワインダ勾配パルス ２３４ リワインダ勾配パルス
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フエルムリー， ジヨエル アメリカ合衆国 55902 ミネソタ州， ローチエスター， フアースト ストリー ト， サウスウエスト 728 (72)発明者 イーマン， リチヤード アメリカ合衆国 55902 ミネソタ州， ローチエスター， トランジツト コート サウスウエスト 2212 (72)発明者 マンドウカ， アーマンド アメリカ合衆国 55901 ミネソタ州， ローチエスター， インジゴ コート， サウスウエスト 7023
Claims (12)
- 【請求項１】 アーティファクトのためのＭＲＡ画像を
修正するための方法であって、 ａ）３次元イメージングパルスシーケンスを行なう磁気
共鳴イメージングシステムを用いて一連の視野図を取得
して、３次元画像データセットを形成する工程と、 ｂ）取得された３次元画像データセットから３次元画像
を再構築する工程と、 ｃ）３次元画像を２次元投影面上に投影して、２次元投
影画像を形成する工程と、 ｄ）２次元投影画像に基づいてコスト関数を計算するこ
とによって、再構築された画像の画質を評価する工程
と、 ｅ）３次元画像データセット内の視野図を修正して工程
ｂ）、ｃ）、ｄ）及びｅ）を繰り返すことによって、コ
スト関数を繰り返し最小化する工程とを具備することを
特徴とする方法。 - 【請求項２】 フーリエ変換を行なうことによって、３
次元画像が再構築されることを特徴とする請求項１に記
載の方法。 - 【請求項３】 患者の動きによってアーティファクトが
引き起こされることを特徴とする請求項１に記載の方
法。 - 【請求項４】 修正される画像内の１つの領域を選択し
て、この選択された領域に対して工程ｃ）、ｄ）及び
ｅ）を実行することを含んでなることを特徴とする請求
項１に記載の方法。 - 【請求項５】 前記選択された領域を含む画像部分だけ
が工程ｂ）において再構築されることを特徴とする請求
項４に記載の方法。 - 【請求項６】 修正される画像内で第２の領域を選択し
て、この第２の領域に対して工程ｃ）、ｄ）及びｅ）を
実行することを含んでなることを特徴とする請求項４に
記載の方法。 - 【請求項７】 ２次元投影画像の勾配のエントロピーと
してコスト関数が計算されることを特徴とする請求項１
に記載の方法。 - 【請求項８】 ｉ）視野図の複数のブロックのそれぞれ
を修正して、各ブロックに関してコスト関数が最小化さ
れるまで工程ｂ）、ｃ）及びｄ）を繰り返す工程と、 ｉｉ）各ブロック内の視野図の数を減少して工程ｉ）を
繰り返す工程と、 ｉｉｉ）ブロック内の視野図の数が最小になるまで工程
ｉｉ）を繰り返す工程とによって、工程ｅ）でコスト関
数が繰り返し最小化されることを特徴とする請求項１に
記載の方法。 - 【請求項９】 ブロック毎に１つの視野図が最小である
ことを特徴とする請求項８に記載の方法。 - 【請求項１０】 アーティファクトのための画像を修正
するための方法であって、 ａ）イメージングパルスシーケンスを行なう磁気共鳴イ
メージングシステムを用いて一連の視野図を取得して、
ｋスペース画像データセットを形成する工程と、 ｂ）ｋスペース画像データセットをフーリエ変換するこ
とによって、画像を再構築する工程と、 ｃ）再構築された画像を処理することによって、微分画
像を形成する工程と、 ｄ）微分画像に基づいてコスト関数を計算することによ
って、微分画像の画質を評価する工程と、 ｅ）ｋスペース画像データセット内の視野図を修正して
工程ｂ）、ｃ）、ｄ）及びｅ）を繰り返すことによっ
て、コスト関数を繰り返し最小化する工程とを具備する
ことを特徴とする方法。 - 【請求項１１】 工程ｃ）で形成される微分画像は、再
構築画像に対して非線形であることを特徴とする請求項
１０に記載の方法。 - 【請求項１２】 再構築された画像が３次元画像であ
り、微分画像が２次元投影画像であることを特徴とする
請求項１０に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US19311900P | 2000-03-30 | 2000-03-30 | |
| US60/193119 | 2000-03-30 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001309903A true JP2001309903A (ja) | 2001-11-06 |
| JP3556176B2 JP3556176B2 (ja) | 2004-08-18 |
Family
ID=22712344
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001101091A Expired - Lifetime JP3556176B2 (ja) | 2000-03-30 | 2001-03-30 | Ｍｒ投影画像の自動修正 |
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| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6647134B1 (ja) |
| EP (1) | EP1148343B1 (ja) |
| JP (1) | JP3556176B2 (ja) |
| DE (1) | DE60122818T2 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| JP2003339667A (ja) * | 2002-05-31 | 2003-12-02 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | 超高速磁気共鳴イメージング装置 |
| DE10227306A1 (de) * | 2002-06-19 | 2004-01-15 | Siemens Ag | Verfahren zur Verbesserung der Kalibrierparameter für 3D-Rekonstruktionen |
| DE102006062763B4 (de) * | 2006-04-13 | 2009-10-22 | Charité - Universitätsmedizin Berlin | Verfahren für die Magnetresonanzelastographie (MRE) |
| DE102006037160B4 (de) * | 2006-04-13 | 2009-10-08 | Charité - Universitätsmedizin Berlin | Vorrichtung für die Magnetresonanzelastographie (MRE) |
| DE102007006142A1 (de) * | 2007-02-07 | 2008-08-14 | Siemens Ag | Verfahren und Vorrichtung zur automatischen Bestimmung eines Flusses von einer Körperflüssigkeit innerhalb von Gefäßen eines Lebewesens |
| US7692423B2 (en) * | 2007-10-08 | 2010-04-06 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Self navigating cartesian trajectory |
| US7595639B2 (en) * | 2008-01-15 | 2009-09-29 | General Electric Company | System and method of angular elliptic centric view ordering for 3D MR acquisitions |
| JP5572151B2 (ja) * | 2008-04-04 | 2014-08-13 | メイヨ フォンデーシヨン フォー メディカル エジュケーション アンド リサーチ | 有限媒質モデルを用いた核磁気共鳴弾性率計測インバージョン法 |
| US8396267B2 (en) * | 2009-11-04 | 2013-03-12 | International Business Machines Corporation | Correcting subject motion in multiple resolutions in magnetic resonance imaging |
| US8639006B2 (en) | 2010-08-12 | 2014-01-28 | Viewray Incorporated | Correction of saturation banding artifacts in magnetic resonance imaging |
| US8306299B2 (en) * | 2011-03-25 | 2012-11-06 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method for reconstructing motion-compensated magnetic resonance images from non-Cartesian k-space data |
| DE102012217997A1 (de) * | 2012-10-02 | 2014-04-03 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur zeitabhängigen Intensitätskorrektur von diffusionsgewichteten MR-Bildern und Magnetresonanz-Anlage |
| US9482732B2 (en) * | 2012-11-08 | 2016-11-01 | Nicolas Chesneau | MRI reconstruction with motion-dependent regularization |
| US9797974B2 (en) * | 2013-01-30 | 2017-10-24 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Nonrigid motion correction in 3D using autofocusing with localized linear translations |
| CN104931903B (zh) * | 2014-03-18 | 2018-02-02 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种磁共振去除运动伪影的方法及装置 |
| WO2018175807A1 (en) | 2017-03-22 | 2018-09-27 | Viewray Technologies, Inc. | Reduction of artifacts in magnetic resonance imaging by creating inhomogeneity in the magnetic field at gradient null position of an mri system |
| CN109214992B (zh) * | 2018-07-27 | 2022-04-05 | 中国科学院深圳先进技术研究院 | Mri图像的伪影去除方法、装置、医疗设备及存储介质 |
| CN110473269B (zh) * | 2019-08-08 | 2023-05-26 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 一种图像重建方法、系统、设备及存储介质 |
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| US4706026A (en) * | 1985-08-16 | 1987-11-10 | General Electric Company | Method for reducing image artifacts due to periodic signal variations in NMR imaging |
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