JP2002325744A - 可変サンプリングを用いた高速／息止め３ｄｍｒデータ獲得方法と装置 - Google Patents
可変サンプリングを用いた高速／息止め３ｄｍｒデータ獲得方法と装置Info
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【解決手段】 ＭＲデータの獲得は、少なくとも低い空
間周波数のビューと高い空間周波数のビューにパーティ
ションされ、また、心拍周期の各位相から、低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューに対する複数の
区画のＭＲデータを獲得できるように、各パーティショ
ン内で区画化される。低い空間周波数のビューのＭＲデ
ータの獲得は、高い空間周波数のビューのＭＲデータの
獲得よりも比較的頻繁に実行される。ＭＲ画像は可変時
間／空間サンプリング技術を用いて再生され、心臓のボ
リューム画像が一回の息止め（２００）で生成される。 【効果】心拍周期の拡張期と収縮期の両方で画像を獲得
することが可能であって、心室容積と心室の拍出部位の
計測にそれを利用できる。一相のボリューム獲得を実施
して、心筋梗塞を判断することもできる。
間周波数のビューと高い空間周波数のビューにパーティ
ションされ、また、心拍周期の各位相から、低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューに対する複数の
区画のＭＲデータを獲得できるように、各パーティショ
ン内で区画化される。低い空間周波数のビューのＭＲデ
ータの獲得は、高い空間周波数のビューのＭＲデータの
獲得よりも比較的頻繁に実行される。ＭＲ画像は可変時
間／空間サンプリング技術を用いて再生され、心臓のボ
リューム画像が一回の息止め（２００）で生成される。 【効果】心拍周期の拡張期と収縮期の両方で画像を獲得
することが可能であって、心室容積と心室の拍出部位の
計測にそれを利用できる。一相のボリューム獲得を実施
して、心筋梗塞を判断することもできる。
Description
【０００１】
【発明の背景】本発明は一般的に、磁気共鳴撮影（ＭＲ
Ｉ）に関し、特に、ほとんど一回の息止めで心拍同期画
像を獲得する方法と装置に関する。
Ｉ）に関し、特に、ほとんど一回の息止めで心拍同期画
像を獲得する方法と装置に関する。
【０００２】例えば人体組織などの物体が均一な磁場
（偏向場Ｂ0）にさらされると、組織内のスピンの各磁
気モーメントは偏向場に整列しようとするが、その回り
でその特有なラーモア周波数でランダムな歳差運動を行
う。もしその物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内でラーモ
ア周波数に近い磁場（励磁場Ｂ1）にさらされると、整
列したネットモーメント、即ち、「縦方向の磁化」であ
るＭzは、ｘ−ｙ平面の方へ回転させられ、即ち、「傾
けられ」、横方向の磁気ネットモーメントＭ1が生成さ
れる。励磁信号Ｂ1の後に、励磁されたスピンによって
信号が出されるので、この信号を受け取って処理して画
像を形成する。
（偏向場Ｂ0）にさらされると、組織内のスピンの各磁
気モーメントは偏向場に整列しようとするが、その回り
でその特有なラーモア周波数でランダムな歳差運動を行
う。もしその物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内でラーモ
ア周波数に近い磁場（励磁場Ｂ1）にさらされると、整
列したネットモーメント、即ち、「縦方向の磁化」であ
るＭzは、ｘ−ｙ平面の方へ回転させられ、即ち、「傾
けられ」、横方向の磁気ネットモーメントＭ1が生成さ
れる。励磁信号Ｂ1の後に、励磁されたスピンによって
信号が出されるので、この信号を受け取って処理して画
像を形成する。
【０００３】この信号を利用して画像を生成するときに
は、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、Ｇz）が使われる。一般的
に、撮像領域を一連の測定サイクルでスキャンするが、
このとき、使われる特定の局在化法によってこれらの勾
配を変化させる。その結果受け取られる一連のＮＭＲ信
号はデジタル化されて処理され、多くの周知の再生技術
のうちの１つを用いて画像が再生される。
は、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、Ｇz）が使われる。一般的
に、撮像領域を一連の測定サイクルでスキャンするが、
このとき、使われる特定の局在化法によってこれらの勾
配を変化させる。その結果受け取られる一連のＮＭＲ信
号はデジタル化されて処理され、多くの周知の再生技術
のうちの１つを用いて画像が再生される。
【０００４】心臓を撮像する際には、呼吸の運動と心臓
の運動の両方に対処する必要があり、前者は、息を止め
る方法で、もしくは、呼吸に関する補正方法を利用する
ことによって最もうまく制御される。エコープラナー撮
像（Echo Planar Imaging,ＥＰＩ）技術を用いるシング
ルショット磁気共鳴撮影法では、５０−１００ｍ秒で画
像を獲得することができるので、心臓の動きアーチファ
クトを排除することができるが、空間解像度が低く画像
のＳ／Ｎ比が小さくなってしまう。その上、本技術では
周知のことであるが、（シングルショットスパイラル(s
ingle shot spiral)獲得法を含む）シングルショットＥ
ＰＩ獲得法では、（直線的な読み出し法rectilinear re
ad-outでの）空間的な歪み、もしくは、（スパイラル獲
得法での）空間的なボケのいずれか一方によって明らか
になるオフレゾナンス効果に悩まされる。
の運動の両方に対処する必要があり、前者は、息を止め
る方法で、もしくは、呼吸に関する補正方法を利用する
ことによって最もうまく制御される。エコープラナー撮
像（Echo Planar Imaging,ＥＰＩ）技術を用いるシング
ルショット磁気共鳴撮影法では、５０−１００ｍ秒で画
像を獲得することができるので、心臓の動きアーチファ
クトを排除することができるが、空間解像度が低く画像
のＳ／Ｎ比が小さくなってしまう。その上、本技術では
周知のことであるが、（シングルショットスパイラル(s
ingle shot spiral)獲得法を含む）シングルショットＥ
ＰＩ獲得法では、（直線的な読み出し法rectilinear re
ad-outでの）空間的な歪み、もしくは、（スパイラル獲
得法での）空間的なボケのいずれか一方によって明らか
になるオフレゾナンス効果に悩まされる。
【０００５】空間解像度と画像の信号対ノイズ（Ｓ／
Ｎ）比は、複数の心拍周期での獲得を区画化することに
よって回復する。複数の心拍周期で心臓が運動するため
に生じる画像のボケを最小にするために、獲得を区画化
する方法では、データ獲得を同期化することによって、
所望の画像データを各心拍周期内の小さな時間ウィンド
ーで獲得することができ、また、次の獲得での心拍周期
の同じ位相でその獲得が起こるように同期が取られる。
複数の心拍周期でのデータ獲得を区切る、即ち、区画化
することは、もっぱら区画化ｋ空間獲得法と呼ばれる。
Ｎ）比は、複数の心拍周期での獲得を区画化することに
よって回復する。複数の心拍周期で心臓が運動するため
に生じる画像のボケを最小にするために、獲得を区画化
する方法では、データ獲得を同期化することによって、
所望の画像データを各心拍周期内の小さな時間ウィンド
ーで獲得することができ、また、次の獲得での心拍周期
の同じ位相でその獲得が起こるように同期が取られる。
複数の心拍周期でのデータ獲得を区切る、即ち、区画化
することは、もっぱら区画化ｋ空間獲得法と呼ばれる。
【０００６】この獲得技術によって、画像の信号対ノイ
ズ比と空間解像度の高い画像が生成される。各心拍周期
内のデータ獲得ウィンドーを短くすることによって、こ
の時間ウィンドーでの心臓の運動によるボケは最小にな
る。しかしながら、ここでのトレードオフは、獲得ウィ
ンドーが小さいほど区画化が多くなるというものであ
り、画像再生のために必要な全データはさらに多くの数
の心拍周期にまで広がるので、息止め期間（スキャン時
間）が長くなる。同期化／区画化ｋ空間技法を用いた２
次元画像の獲得では、１２−２０秒のスキャン時間に対
して５０−１００ｍｓｅｃの獲得ウィンドーが用いられ
る。
ズ比と空間解像度の高い画像が生成される。各心拍周期
内のデータ獲得ウィンドーを短くすることによって、こ
の時間ウィンドーでの心臓の運動によるボケは最小にな
る。しかしながら、ここでのトレードオフは、獲得ウィ
ンドーが小さいほど区画化が多くなるというものであ
り、画像再生のために必要な全データはさらに多くの数
の心拍周期にまで広がるので、息止め期間（スキャン時
間）が長くなる。同期化／区画化ｋ空間技法を用いた２
次元画像の獲得では、１２−２０秒のスキャン時間に対
して５０−１００ｍｓｅｃの獲得ウィンドーが用いられ
る。
【０００７】３次元撮像では、第３のスライス方向での
空間コード化が明らかに必要なのでデータ量は実質的に
増加する。従って、２次元の獲得と同じ平面内／空間解
像度の画像に対するスキャンの合計時間は、３次元ボリ
ュームのスライスパーティション数に等しい因子分長く
なる。その結果、３次元の獲得でのスキャン時間は、２
次元の獲得の場合と同じ獲得パラメータを用いると、心
肺血管疾患に苦しむ一般的な一患者の一回の息止め期間
を超えてしまう。
空間コード化が明らかに必要なのでデータ量は実質的に
増加する。従って、２次元の獲得と同じ平面内／空間解
像度の画像に対するスキャンの合計時間は、３次元ボリ
ュームのスライスパーティション数に等しい因子分長く
なる。その結果、３次元の獲得でのスキャン時間は、２
次元の獲得の場合と同じ獲得パラメータを用いると、心
肺血管疾患に苦しむ一般的な一患者の一回の息止め期間
を超えてしまう。
【０００８】その長いスキャン時間が原因で、現在の３
次元心臓撮像では、区画化エコープラナー撮像法（ＥＰ
Ｉ）を用いて、呼吸同期法か、もしくは、息止め法のど
ちらか一方でデータ獲得が行われる。呼吸同期法の場合
は、３ＤＣＩＮＥ画像は数分間で獲得され、そのデータ
獲得の質は、患者が６−１０分間に渡って比較的安定し
た呼吸パターンを維持できるかどうかにかかっている。
現在の息止めによる最先端の３Ｄ獲得技術は、もっぱら
空間解像度が低いことが特徴であって、単一位相の心拍
周期だけが得られる。獲得時間は２０秒から４０秒の間
であると報告されている。容積測定用の撮像は、数回の
異なる息止め期間でデータを獲得して、そのデータ獲得
結果を組み合わせることによって実現される。しかしな
がら、異なる息止め期間で獲得されたデータを使って画
像再生すると、時間的／空間的に不一致で不正確となる
可能性があるので、うまく規定されない画像やぼやけた
画像が得られる。さらに、短いスキャン時間を達成する
ために、現在の３Ｄの獲得での獲得ウィンドーはもっぱ
ら長くなる。このように、より短い息止め期間に順応さ
せる必要性から、各心拍周期内のより大きなデータ獲得
ウィンドーによる直接的な効果として心臓の運動による
空間的なボケが大きくなる。
次元心臓撮像では、区画化エコープラナー撮像法（ＥＰ
Ｉ）を用いて、呼吸同期法か、もしくは、息止め法のど
ちらか一方でデータ獲得が行われる。呼吸同期法の場合
は、３ＤＣＩＮＥ画像は数分間で獲得され、そのデータ
獲得の質は、患者が６−１０分間に渡って比較的安定し
た呼吸パターンを維持できるかどうかにかかっている。
現在の息止めによる最先端の３Ｄ獲得技術は、もっぱら
空間解像度が低いことが特徴であって、単一位相の心拍
周期だけが得られる。獲得時間は２０秒から４０秒の間
であると報告されている。容積測定用の撮像は、数回の
異なる息止め期間でデータを獲得して、そのデータ獲得
結果を組み合わせることによって実現される。しかしな
がら、異なる息止め期間で獲得されたデータを使って画
像再生すると、時間的／空間的に不一致で不正確となる
可能性があるので、うまく規定されない画像やぼやけた
画像が得られる。さらに、短いスキャン時間を達成する
ために、現在の３Ｄの獲得での獲得ウィンドーはもっぱ
ら長くなる。このように、より短い息止め期間に順応さ
せる必要性から、各心拍周期内のより大きなデータ獲得
ウィンドーによる直接的な効果として心臓の運動による
空間的なボケが大きくなる。
【０００９】その上、各心拍インターバル内で個別のパ
ルスシーケンス区間が終わって、横隔膜の変位情報を得
る必要があるが、呼吸運動を監視するためにナビゲータ
エコーを用いる呼吸同期技術はマルチ位相、即ち、シネ
の獲得には役に立たない。さらに、様々な心拍位相のデ
ータの獲得処理は必ずしも同じ呼吸位相で行われなくて
もよいので、ナビゲータエコー区画の実施時点に近い位
相の画像の一部の画質は時間的に離れた画像よりも良い
という雑多な画質が得られる。
ルスシーケンス区間が終わって、横隔膜の変位情報を得
る必要があるが、呼吸運動を監視するためにナビゲータ
エコーを用いる呼吸同期技術はマルチ位相、即ち、シネ
の獲得には役に立たない。さらに、様々な心拍位相のデ
ータの獲得処理は必ずしも同じ呼吸位相で行われなくて
もよいので、ナビゲータエコー区画の実施時点に近い位
相の画像の一部の画質は時間的に離れた画像よりも良い
という雑多な画質が得られる。
【００１０】同期獲得には、心臓壁の塊と心室の拍出部
位を計測する際での用途がある。現状の２次元の獲得ス
キームでは心臓を含む複数の２次元並列獲得が行われ
る。単純な統合スキーム（例えば、シンプソンの法則Si
mpson's rule）を用いて、このデータ集合から３次元容
積測定データが計算される。また、２次元の獲得技術で
は、各スライスを１回の息止めで獲得することが求めら
れる。従って、短アクセスビューで心臓全体を網羅する
ためには、８−１２回の息止めが必要となる。ＥＰＩを
利用したさらに高速な２Ｄ技術では、獲得時間は長くな
るが画質が損なわれる。また、獲得の度に患者が様々な
息止め状態に置かれることによって、最終的な計測値に
誤差を生じる可能性がある。
位を計測する際での用途がある。現状の２次元の獲得ス
キームでは心臓を含む複数の２次元並列獲得が行われ
る。単純な統合スキーム（例えば、シンプソンの法則Si
mpson's rule）を用いて、このデータ集合から３次元容
積測定データが計算される。また、２次元の獲得技術で
は、各スライスを１回の息止めで獲得することが求めら
れる。従って、短アクセスビューで心臓全体を網羅する
ためには、８−１２回の息止めが必要となる。ＥＰＩを
利用したさらに高速な２Ｄ技術では、獲得時間は長くな
るが画質が損なわれる。また、獲得の度に患者が様々な
息止め状態に置かれることによって、最終的な計測値に
誤差を生じる可能性がある。
【００１１】従って、高速な３Ｄ獲得を１回の息止めで
達成できる技術を備えることはメリットがある。
達成できる技術を備えることはメリットがある。
【００１２】
【発明の簡潔な概要】本発明は、前述した問題を解決す
る可変時間／ｋ空間サンプリング(variabletemporal k-
space sampling)技術を用いて、少なくとも一般的な一
回の息止めに等しい時間で心臓のＭＲ画像を獲得する技
術に関する。この一回の息止めによる高速な３Ｄ獲得
は、心臓壁運動の異常診断や、心室の拡張末期の容積と
収縮末期の容積を求めるためのシネ（マルチ位相）獲得
で利用されるだけでなく、心筋梗塞を判定するために
（反転回復ｒｆパルス(inversion recovery rf pulse)
等で）磁化させる一相モードでも、また、冠動脈の血管
造影でも利用される。
る可変時間／ｋ空間サンプリング(variabletemporal k-
space sampling)技術を用いて、少なくとも一般的な一
回の息止めに等しい時間で心臓のＭＲ画像を獲得する技
術に関する。この一回の息止めによる高速な３Ｄ獲得
は、心臓壁運動の異常診断や、心室の拡張末期の容積と
収縮末期の容積を求めるためのシネ（マルチ位相）獲得
で利用されるだけでなく、心筋梗塞を判定するために
（反転回復ｒｆパルス(inversion recovery rf pulse)
等で）磁化させる一相モードでも、また、冠動脈の血管
造影でも利用される。
【００１３】本発明は、３Ｄｋ空間の可変時間サンプリ
ングを用いた３次元獲得技術を含み、適正な息止め期間
で心臓のボリューム画像を作成する。高速磁場勾配反転
エコー(fast gradient-recalled echo)（ＧＲＥ）、も
しくは、定常自由歳差運動(steady-state free-precess
ion)（ＳＳＦＰ−ＦＩＥＳＴＡ）のパルスシーケンスを
用いて、心臓のＥＣＧ同期の３Ｄ一相獲得処理若しくは
複相獲得処理（３ＤＣＩＮＥ）を実行することによっ
て、数回の異なる息止め期間で獲得される画像と比べ
て、適正な１回の息止め期間に等しい時間で時間的／空
間的な不一致や不正確さが最小になる容積測定用画像を
生成することができる。
ングを用いた３次元獲得技術を含み、適正な息止め期間
で心臓のボリューム画像を作成する。高速磁場勾配反転
エコー(fast gradient-recalled echo)（ＧＲＥ）、も
しくは、定常自由歳差運動(steady-state free-precess
ion)（ＳＳＦＰ−ＦＩＥＳＴＡ）のパルスシーケンスを
用いて、心臓のＥＣＧ同期の３Ｄ一相獲得処理若しくは
複相獲得処理（３ＤＣＩＮＥ）を実行することによっ
て、数回の異なる息止め期間で獲得される画像と比べ
て、適正な１回の息止め期間に等しい時間で時間的／空
間的な不一致や不正確さが最小になる容積測定用画像を
生成することができる。
【００１４】本発明の一態様に基づいてＭＲ画像を獲得
する方法は、ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティショ
ンに分けて、各パーティションでＭＲデータの獲得を区
画化することを含む。本方法は、低い空間周波数のビュ
ーのパーティションでは心拍周期の各位相から複数パー
ティションのＭＲデータを獲得し、高い空間周波数のビ
ューのパーティションでは心拍周期の各位相から複数の
区画のＭＲデータを獲得することを含む。低い空間周波
数のビューのパーティションでのＭＲデータの獲得は、
高い空間周波数のビューのパーティションでのＭＲデー
タの獲得と比べて比較的頻繁に実施されることが好まし
い。このことによって、低い空間周波数データの獲得の
際は小さい獲得ウィンドーを使って、心臓運動によるボ
ケのアーチファクトを最小にすることができる。その結
果、低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビュー
の各パーティションから時間的／空間的な不正確さを低
減して獲得されたＭＲデータを使って、ＭＲ画像が再生
される。
する方法は、ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティショ
ンに分けて、各パーティションでＭＲデータの獲得を区
画化することを含む。本方法は、低い空間周波数のビュ
ーのパーティションでは心拍周期の各位相から複数パー
ティションのＭＲデータを獲得し、高い空間周波数のビ
ューのパーティションでは心拍周期の各位相から複数の
区画のＭＲデータを獲得することを含む。低い空間周波
数のビューのパーティションでのＭＲデータの獲得は、
高い空間周波数のビューのパーティションでのＭＲデー
タの獲得と比べて比較的頻繁に実施されることが好まし
い。このことによって、低い空間周波数データの獲得の
際は小さい獲得ウィンドーを使って、心臓運動によるボ
ケのアーチファクトを最小にすることができる。その結
果、低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビュー
の各パーティションから時間的／空間的な不正確さを低
減して獲得されたＭＲデータを使って、ＭＲ画像が再生
される。
【００１５】本発明の他の態様によれば、データと画像
を獲得する撮像装置と共に用いられるコンピュータシス
テムとコンピュータプログラムが開示される。データの
獲得は、少なくとも低い空間周波数のビューと高い空間
周波数のビューのパーティションに分けられ、オプショ
ンとして、さらに中間の空間周波数のパーティションに
も分けられる。空間周波数データは、位相コード化
（ky）方向に沿ってか、もしくは、位相コード化（ky）
とスライスコード化（kz）の両方の方向に沿って区分す
ることができる。後者の場合、区画化はky−kz平面のラ
ジアル空間周波数で行われる。各パーティションでＭＲ
データの獲得が区画化されることによって、低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティショ
ンでは、一心拍周期の各位相で複数の区画のデータが獲
得される。低い空間周波数のビューと高い空間周波数の
ビューの各パーティションから獲得されたＭＲデータを
使って、ＭＲ画像が再生される。
を獲得する撮像装置と共に用いられるコンピュータシス
テムとコンピュータプログラムが開示される。データの
獲得は、少なくとも低い空間周波数のビューと高い空間
周波数のビューのパーティションに分けられ、オプショ
ンとして、さらに中間の空間周波数のパーティションに
も分けられる。空間周波数データは、位相コード化
（ky）方向に沿ってか、もしくは、位相コード化（ky）
とスライスコード化（kz）の両方の方向に沿って区分す
ることができる。後者の場合、区画化はky−kz平面のラ
ジアル空間周波数で行われる。各パーティションでＭＲ
データの獲得が区画化されることによって、低い空間周
波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティショ
ンでは、一心拍周期の各位相で複数の区画のデータが獲
得される。低い空間周波数のビューと高い空間周波数の
ビューの各パーティションから獲得されたＭＲデータを
使って、ＭＲ画像が再生される。
【００１６】可変時間／空間サンプリング技術を用いる
ことによって、この同期式３Ｄ獲得法で、適正な息止め
期間内で心臓の容積測定用画像を生成することができ
る。心臓画像は、拡張期と収縮期の両方で獲得できるの
で、数回の異なる息止め期間で画像を獲得するときに一
般的に引き起こされる不一致や不正確さなしで心室の容
積や心室の拍出部位の計測するための高速な一回の息止
め技術を促進することができる。
ことによって、この同期式３Ｄ獲得法で、適正な息止め
期間内で心臓の容積測定用画像を生成することができ
る。心臓画像は、拡張期と収縮期の両方で獲得できるの
で、数回の異なる息止め期間で画像を獲得するときに一
般的に引き起こされる不一致や不正確さなしで心室の容
積や心室の拍出部位の計測するための高速な一回の息止
め技術を促進することができる。
【００１７】本発明のその他の様々な特徴と目的とメリ
ットは、以下の詳細な説明と図面から明らかにされる。
ットは、以下の詳細な説明と図面から明らかにされる。
【００１８】
【発明の実施の形態】図１を参照すると、本発明を組み
込んだ好適なＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示さ
れている。システムの動作は、キーボードやその他の入
力デバイス１３とコントロールパネル１４とディスプレ
イ１６を含むオペレータコンソール１２から制御され
る。コンソール１２は、リンク１８を介して、オペレー
タがスクリーン１６上で画像の生成と表示の制御が可能
な独立したコンピュータシステム２０と通信する。コン
ピュータ２０には、バックプレーン２０ａを介して互い
に通信する複数のモジュールが含まれる。このモジュー
ルには、画像プロセッサモジュール２２とＣＰＵモジュ
ール２４と、画像データアレイを記憶するフレームバッ
ファとして本技術では周知のメモリモジュール２６が含
まれる。コンピュータシステム２０は、画像データとプ
ログラムを記憶するディスク記憶装置２８とテープドラ
イブ３０に接続され、高速シリアルリンク３４を介して
独立したシステム制御部３２と通信する。入力デバイス
１３は、マウスやジョイスティックやキーボードやトラ
ックボールやタッチスクリーンやペン型光スキャナや音
声制御部やそれと同様のデバイスを備えることができ、
対話的にジオメトリを指示するために使うことができ
る。
込んだ好適なＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示さ
れている。システムの動作は、キーボードやその他の入
力デバイス１３とコントロールパネル１４とディスプレ
イ１６を含むオペレータコンソール１２から制御され
る。コンソール１２は、リンク１８を介して、オペレー
タがスクリーン１６上で画像の生成と表示の制御が可能
な独立したコンピュータシステム２０と通信する。コン
ピュータ２０には、バックプレーン２０ａを介して互い
に通信する複数のモジュールが含まれる。このモジュー
ルには、画像プロセッサモジュール２２とＣＰＵモジュ
ール２４と、画像データアレイを記憶するフレームバッ
ファとして本技術では周知のメモリモジュール２６が含
まれる。コンピュータシステム２０は、画像データとプ
ログラムを記憶するディスク記憶装置２８とテープドラ
イブ３０に接続され、高速シリアルリンク３４を介して
独立したシステム制御部３２と通信する。入力デバイス
１３は、マウスやジョイスティックやキーボードやトラ
ックボールやタッチスクリーンやペン型光スキャナや音
声制御部やそれと同様のデバイスを備えることができ、
対話的にジオメトリを指示するために使うことができ
る。
【００１９】システム制御部３２には、バックプレーン
３２ａによって相互接続されるモジュール集合が含まれ
る。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６
と、シリアルリンク４０を介してオペレータコンソール
１２に接続するパルス発生器モジュール３８が含まれ
る。システム制御部３２は、リンク４０を介して、実行
されるスキャンシーケンスを指示するコマンドをオペレ
ータから受け取る。パルス発生器モジュール３８は、所
望のスキャンシーケンスを実行するシステム要素を操作
して、生成されるＲＦパルスのタイミング／強さ／形状
やデータ獲得ウィンドーのタイミング／長さを指示する
ためのデータを生成する。パルス発生器モジュール３８
は一連の勾配増幅器４２に接続しており、スキャン中に
生成される勾配パルスのタイミングと形状を指示する。
また、パルス発生器モジュール３８は、患者に接続され
た複数の異なるセンサからの信号、例えば、患者に付け
られた電極からのＥＣＧ信号を受信する生理学的獲得コ
ントローラ４４から患者のデータを受け取る。そして最
終的に、パルス発生器モジュール３８は、患者や磁石シ
ステムの状態に関する様々なセンサから信号を受け取る
スキャンルームインターフェース回路４６に接続され
る。患者位置決めシステム４８がコマンドを受け取っ
て、所望のスキャン位置へ患者を移動させることも、ス
キャンルームインターフェース回路４６を介して行われ
る。
３２ａによって相互接続されるモジュール集合が含まれ
る。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６
と、シリアルリンク４０を介してオペレータコンソール
１２に接続するパルス発生器モジュール３８が含まれ
る。システム制御部３２は、リンク４０を介して、実行
されるスキャンシーケンスを指示するコマンドをオペレ
ータから受け取る。パルス発生器モジュール３８は、所
望のスキャンシーケンスを実行するシステム要素を操作
して、生成されるＲＦパルスのタイミング／強さ／形状
やデータ獲得ウィンドーのタイミング／長さを指示する
ためのデータを生成する。パルス発生器モジュール３８
は一連の勾配増幅器４２に接続しており、スキャン中に
生成される勾配パルスのタイミングと形状を指示する。
また、パルス発生器モジュール３８は、患者に接続され
た複数の異なるセンサからの信号、例えば、患者に付け
られた電極からのＥＣＧ信号を受信する生理学的獲得コ
ントローラ４４から患者のデータを受け取る。そして最
終的に、パルス発生器モジュール３８は、患者や磁石シ
ステムの状態に関する様々なセンサから信号を受け取る
スキャンルームインターフェース回路４６に接続され
る。患者位置決めシステム４８がコマンドを受け取っ
て、所望のスキャン位置へ患者を移動させることも、ス
キャンルームインターフェース回路４６を介して行われ
る。
【００２０】パルス発生器モジュール３８によって生成
される勾配波形は、Ｇx／Ｇy／Ｇz増幅器を有する勾配
増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、５
０で一般的に示されたアセンブリ内で対応する実際の勾
配磁場コイルを励磁させることによって、獲得された信
号を空間コード化するために用いられる磁場勾配が生成
される。勾配コイルアセンブリ５０は、偏向磁石５４と
全身ＲＦコイル５６を含む磁石アセンブリ５２の一部を
構成する。システム制御部３２の送信器モジュール５８
はパルスを生成するが、このパルスは、ＲＦ増幅器６０
によって増幅されて送信／受信スイッチ６２によってＲ
Ｆコイル５６に送られる。励磁された患者の原子核から
発せられる信号は、同じＲＦコイル５６によって感知さ
れて、送信／受信スイッチ６２を介してプリアンプ６４
に送られる。増幅されたＭＲ信号は、送信器５８の受信
部で復調され濾波されデジタル化される。送信／受信ス
イッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号
によって制御され、送信モードではＲＦ増幅器６０をコ
イル５６に電気的に接続し、受信モードではプリアンプ
６４に接続する。また、送信／受信スイッチ６２によっ
て、送信モードかもしくは受信モードのいずれか一方
で、個別のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使うこ
とができる。
される勾配波形は、Ｇx／Ｇy／Ｇz増幅器を有する勾配
増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、５
０で一般的に示されたアセンブリ内で対応する実際の勾
配磁場コイルを励磁させることによって、獲得された信
号を空間コード化するために用いられる磁場勾配が生成
される。勾配コイルアセンブリ５０は、偏向磁石５４と
全身ＲＦコイル５６を含む磁石アセンブリ５２の一部を
構成する。システム制御部３２の送信器モジュール５８
はパルスを生成するが、このパルスは、ＲＦ増幅器６０
によって増幅されて送信／受信スイッチ６２によってＲ
Ｆコイル５６に送られる。励磁された患者の原子核から
発せられる信号は、同じＲＦコイル５６によって感知さ
れて、送信／受信スイッチ６２を介してプリアンプ６４
に送られる。増幅されたＭＲ信号は、送信器５８の受信
部で復調され濾波されデジタル化される。送信／受信ス
イッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号
によって制御され、送信モードではＲＦ増幅器６０をコ
イル５６に電気的に接続し、受信モードではプリアンプ
６４に接続する。また、送信／受信スイッチ６２によっ
て、送信モードかもしくは受信モードのいずれか一方
で、個別のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使うこ
とができる。
【００２１】ＲＦコイル５６で受け取られるＭＲ信号
は、システム制御部３２の送信器モジュール５８によっ
てデジタル化され、メモリモジュール６６に転送され
る。スキャン完了時には、未処理の一連のｋ空間データ
がメモリモジュール６６に格納されている。以下で詳述
するが、この未処理のｋ空間データが、再生される各画
像に対する個別のｋ空間データアレイに再構成された
後、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像デ
ータアレイを生成するように動作するアレイプロセッサ
６８に入力する。この画像データはシリアルリンク３４
を介してコンピュータシステム２０に伝達され、ここで
それはディスクメモリ２８に記憶される。オペレータコ
ンソール１２から受信されるコマンドに応じて、この画
像データをテープドライブ３０に記憶させるか、もしく
は、画像プロセッサ２２でさらに処理した後で、それを
オペレータコンソール１２に送ってディスプレイ１６に
表示してもよい。
は、システム制御部３２の送信器モジュール５８によっ
てデジタル化され、メモリモジュール６６に転送され
る。スキャン完了時には、未処理の一連のｋ空間データ
がメモリモジュール６６に格納されている。以下で詳述
するが、この未処理のｋ空間データが、再生される各画
像に対する個別のｋ空間データアレイに再構成された
後、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像デ
ータアレイを生成するように動作するアレイプロセッサ
６８に入力する。この画像データはシリアルリンク３４
を介してコンピュータシステム２０に伝達され、ここで
それはディスクメモリ２８に記憶される。オペレータコ
ンソール１２から受信されるコマンドに応じて、この画
像データをテープドライブ３０に記憶させるか、もしく
は、画像プロセッサ２２でさらに処理した後で、それを
オペレータコンソール１２に送ってディスプレイ１６に
表示してもよい。
【００２２】本発明は、上で言及したＮＭＲシステムと
共に使用するのに適した方法とシステム、もしくは、Ｍ
Ｒ画像を得る同様か等価なシステムを含む。
共に使用するのに適した方法とシステム、もしくは、Ｍ
Ｒ画像を得る同様か等価なシステムを含む。
【００２３】心臓の動きによるボケを最小にするために
も、ゲーティングによる３Ｄボリューム獲得処理を行う
ときは、短い獲得ウィンドーを各心拍周期内に維持する
ことは有利である。加えて、適正な息止め期間を考慮し
て、合計スキャン時間は短くなくてはならない。例え
ば、一般的な１６枚のスライス部分(slice partitions)
の２５６×１９２の部分的なフーリエ獲得を行う場合
は、ビューを含む１６枚のスライスの全てが各Ｒ−Ｒ心
拍インターバルで獲得されると仮定すれば、約１１２回
の心拍分の合計スキャン時間が必要となる。即ち、各心
拍インターバルでは、個別のデータの獲得処理が小さな
時間ウィンドー内で１６回起こり、個別のデータ獲得処
理の各々は、同じ値の位相コード化値（phase encoding
value ky）で、異なる値のスライスコード化値（kz）
で行われる。次の心拍インターバルで位相コード化値
（ky）をインクリメントすることによって、データの獲
得処理は全てのスライスコード化値（kz）に対して繰り
返される。これは、必要な全データが獲得されるまで続
けられる。本発明では、このような獲得時間を、１回の
息止めとして耐えられる時間である約１６−２６回の鼓
動回数分にまで短縮するために、可変時間／ｋ空間サン
プリング法(variable temporal k-space samplingschem
e)を利用する。合計スキャン時間は、高いky空間周波数
のビューよりも、低いky空間周波数のビューをより頻繁
に獲得することによって短縮される。
も、ゲーティングによる３Ｄボリューム獲得処理を行う
ときは、短い獲得ウィンドーを各心拍周期内に維持する
ことは有利である。加えて、適正な息止め期間を考慮し
て、合計スキャン時間は短くなくてはならない。例え
ば、一般的な１６枚のスライス部分(slice partitions)
の２５６×１９２の部分的なフーリエ獲得を行う場合
は、ビューを含む１６枚のスライスの全てが各Ｒ−Ｒ心
拍インターバルで獲得されると仮定すれば、約１１２回
の心拍分の合計スキャン時間が必要となる。即ち、各心
拍インターバルでは、個別のデータの獲得処理が小さな
時間ウィンドー内で１６回起こり、個別のデータ獲得処
理の各々は、同じ値の位相コード化値（phase encoding
value ky）で、異なる値のスライスコード化値（kz）
で行われる。次の心拍インターバルで位相コード化値
（ky）をインクリメントすることによって、データの獲
得処理は全てのスライスコード化値（kz）に対して繰り
返される。これは、必要な全データが獲得されるまで続
けられる。本発明では、このような獲得時間を、１回の
息止めとして耐えられる時間である約１６−２６回の鼓
動回数分にまで短縮するために、可変時間／ｋ空間サン
プリング法(variable temporal k-space samplingschem
e)を利用する。合計スキャン時間は、高いky空間周波数
のビューよりも、低いky空間周波数のビューをより頻繁
に獲得することによって短縮される。
【００２４】本技術には、低いky空間周波数のビューに
は短い獲得ウィンドーを利用し、高いky空間周波数のビ
ューにはもっとより長い獲得ウィンドーを利用すること
が含まれる。
は短い獲得ウィンドーを利用し、高いky空間周波数のビ
ューにはもっとより長い獲得ウィンドーを利用すること
が含まれる。
【００２５】図２と図３は、一相の３ＤＣＩＮＥに、本
発明の可変時間／ｋ空間サンプリング法を実施する様子
を示す。図示されているように、図２は低いky空間周波
数のビューの獲得処理を示し、図３は高いky空間周波数
のビューの獲得処理を示す。この方法では、ＭＲデータ
の獲得処理は、少なくとも低い空間周波数のビューの部
分と高い空間周波数のビューの部分に分けられる。図２
は、低いky空間周波数のビューのための小さな獲得ウィ
ンドー１００を実施した様子を示す。尚、各データ獲得
区画１０２は、獲得時間が繰り返し時間（ＴＲ）のｎz
倍に等しくなるように、関連する一相のコード化値とｎ
zスライスコード化値を備える。小さな獲得ウィンドー
１００の前と後には、一連のダミーのｒｆ励磁区間１０
４がある。図３は、高い空間周波数データの獲得処理を
示す。尚、その高い空間周波数データは後で、図２の低
い空間周波数データと組み合わされて画像が再生され
る。図３は、高いky空間周波数のビューのための非常に
大きな獲得ウィンドーを示す。図２、図３で示されるよ
うに、好適な一実施形態では、低い空間周波数のビュー
の獲得中に、１２−１６個のパーティションの２−３の
全Ｚスライスコード化ループの各々が心拍インターバル
で獲得される。より高いｋ空間のビューに対しては、４
−５個の全Ｚスライスコード化ループが得られる。カッ
トオフされるものが中央の３２枚のkyコード化ビューで
あると仮定すると、心拍数に関して与えられる合計スキ
ャン時間は、 T_scan = ((pe_lim/pe_acq1) + (yres*NEX−(pe_lim/2))/pe_acq2) …式１ で表される。ここで、pe_acq１とpe_acq２はそれぞれ、
Ｒ−Ｒインターバル毎の低い空間周波数のビューと高い
空間周波数のビューに対して得られるＺループの数であ
って、pe_limは、低い空間周波数領域内にあると仮定さ
れるkyビューの数である。式１は部分的フーリエ獲得処
理を仮定していることに注意されたい。例えば、２５６
×１９２の部分的フーリエ獲得処理では、Ｒ−Ｒインタ
ーバル毎にpe_acq1=2とpe_acq2=2（pe_lim3=2）で合計
スキャン時間は、３６鼓動分である。ＴＲ時間が３．４
ｍｓｅｃであって、１２個のスライスパーティションが
あると仮定すると、低いｋ空間ビューに対する獲得ウィ
ンドーは約８０ｍｓ（pe_acq1 = 2）であって、高いｋ
空間ビューに対する獲得ウィンドーは約１６０ｍｓ（pe
_acq2=4）であった。もしさらに大きな獲得ウィンドー
を用いれば、スキャン時間を大きく短縮できる。
発明の可変時間／ｋ空間サンプリング法を実施する様子
を示す。図示されているように、図２は低いky空間周波
数のビューの獲得処理を示し、図３は高いky空間周波数
のビューの獲得処理を示す。この方法では、ＭＲデータ
の獲得処理は、少なくとも低い空間周波数のビューの部
分と高い空間周波数のビューの部分に分けられる。図２
は、低いky空間周波数のビューのための小さな獲得ウィ
ンドー１００を実施した様子を示す。尚、各データ獲得
区画１０２は、獲得時間が繰り返し時間（ＴＲ）のｎz
倍に等しくなるように、関連する一相のコード化値とｎ
zスライスコード化値を備える。小さな獲得ウィンドー
１００の前と後には、一連のダミーのｒｆ励磁区間１０
４がある。図３は、高い空間周波数データの獲得処理を
示す。尚、その高い空間周波数データは後で、図２の低
い空間周波数データと組み合わされて画像が再生され
る。図３は、高いky空間周波数のビューのための非常に
大きな獲得ウィンドーを示す。図２、図３で示されるよ
うに、好適な一実施形態では、低い空間周波数のビュー
の獲得中に、１２−１６個のパーティションの２−３の
全Ｚスライスコード化ループの各々が心拍インターバル
で獲得される。より高いｋ空間のビューに対しては、４
−５個の全Ｚスライスコード化ループが得られる。カッ
トオフされるものが中央の３２枚のkyコード化ビューで
あると仮定すると、心拍数に関して与えられる合計スキ
ャン時間は、 T_scan = ((pe_lim/pe_acq1) + (yres*NEX−(pe_lim/2))/pe_acq2) …式１ で表される。ここで、pe_acq１とpe_acq２はそれぞれ、
Ｒ−Ｒインターバル毎の低い空間周波数のビューと高い
空間周波数のビューに対して得られるＺループの数であ
って、pe_limは、低い空間周波数領域内にあると仮定さ
れるkyビューの数である。式１は部分的フーリエ獲得処
理を仮定していることに注意されたい。例えば、２５６
×１９２の部分的フーリエ獲得処理では、Ｒ−Ｒインタ
ーバル毎にpe_acq1=2とpe_acq2=2（pe_lim3=2）で合計
スキャン時間は、３６鼓動分である。ＴＲ時間が３．４
ｍｓｅｃであって、１２個のスライスパーティションが
あると仮定すると、低いｋ空間ビューに対する獲得ウィ
ンドーは約８０ｍｓ（pe_acq1 = 2）であって、高いｋ
空間ビューに対する獲得ウィンドーは約１６０ｍｓ（pe
_acq2=4）であった。もしさらに大きな獲得ウィンドー
を用いれば、スキャン時間を大きく短縮できる。
【００２６】図４と図５は、本発明をマルチ位相(multi
-phase)／息止め／３Ｄシネ獲得処理に適用する場合を
示す。図４に示すように、好適な一実施形態では、低い
空間周波数のビューに対して、２つのky位相コード化値
１１０からのデータが獲得され、図５に示すように、高
い空間周波数のビューに対して、４つのky位相コード化
値１１２からのデータが獲得される。図２と図３を参照
して説明したように、各データ獲得区画の獲得時間１１
４は、繰り返し時間ＴＲとｎzスライスコード化値の積
である。一旦データが獲得されると、既知の方法で過去
に遡ってそのデータが補間されて、心拍周期の複数の時
点で画像が生成されて、数回の異なる息止め期間で獲得
される画像と比較して画像のボケと獲得時間が最小にさ
れた画像が再生される。
-phase)／息止め／３Ｄシネ獲得処理に適用する場合を
示す。図４に示すように、好適な一実施形態では、低い
空間周波数のビューに対して、２つのky位相コード化値
１１０からのデータが獲得され、図５に示すように、高
い空間周波数のビューに対して、４つのky位相コード化
値１１２からのデータが獲得される。図２と図３を参照
して説明したように、各データ獲得区画の獲得時間１１
４は、繰り返し時間ＴＲとｎzスライスコード化値の積
である。一旦データが獲得されると、既知の方法で過去
に遡ってそのデータが補間されて、心拍周期の複数の時
点で画像が生成されて、数回の異なる息止め期間で獲得
される画像と比較して画像のボケと獲得時間が最小にさ
れた画像が再生される。
【００２７】本発明は、可変サンプリング法を使って高
速な３Ｄ獲得処理を行うことを含む。このことは、複数
の異なる技術を用いて達成することができるが、そのう
ちの２つについて詳述する。
速な３Ｄ獲得処理を行うことを含む。このことは、複数
の異なる技術を用いて達成することができるが、そのう
ちの２つについて詳述する。
【００２８】かつて、この技術にはＢＲＩＳＫ技術を拡
張／発展したものが含まれていた。このことについては
以下に記述されている：Block Regional Interpolation
Scheme for k-Space (BRISK): A Rapid Cardiac Imagi
ng Technique; Doyle, M. etal., Magnetic Resonance
Medicine 1995; 33: 163-170; and Rapid CardiacImag
ing With Turbo BRISK.; Doyle, M. et al., Magnetic
Resonance Medicine 1997; 37: 410-7。しかしなが
ら、本発明は、ＢＲＩＳＫ技術とは異なり、高い空間周
波数は固定的であるという仮定に依存しないことによっ
て、データにゼロを充填し、ｋ空間にフーリエ変換した
後で、データを時間領域で再サンプリングする必要がな
い。また、本来のＢＲＩＳＫ技術は、２Ｄ獲得法に限定
されていたことにも注意されたい。
張／発展したものが含まれていた。このことについては
以下に記述されている：Block Regional Interpolation
Scheme for k-Space (BRISK): A Rapid Cardiac Imagi
ng Technique; Doyle, M. etal., Magnetic Resonance
Medicine 1995; 33: 163-170; and Rapid CardiacImag
ing With Turbo BRISK.; Doyle, M. et al., Magnetic
Resonance Medicine 1997; 37: 410-7。しかしなが
ら、本発明は、ＢＲＩＳＫ技術とは異なり、高い空間周
波数は固定的であるという仮定に依存しないことによっ
て、データにゼロを充填し、ｋ空間にフーリエ変換した
後で、データを時間領域で再サンプリングする必要がな
い。また、本来のＢＲＩＳＫ技術は、２Ｄ獲得法に限定
されていたことにも注意されたい。
【００２９】図６は、本発明の３Ｄ息止め／シネ獲得法
の別の一実施形態を示しているが、ＭＲデータの獲得
は、低いky空間周波数のビューと、中間のky空間周波数
のビューと、高いky空間周波数のビューに分けられる。
この例では、kyの直線的サンプリング法が示されてい
る。各kyブロックでは、ｎz個のスライスコード化値の
全てが獲得される。低いky空間周波数のビューの場合
は、中間のky空間周波数のビューの場合よりも頻繁にＲ
−Ｒインターバルがサンプリングされ、中間のky空間周
波数のビューは、高いky空間周波数のビューよりも頻繁
にサンプリングされる。そして、画像の再生前に、破線
で示される同じ時間的な位置で全区画からのデータが補
間される。この特定の例では、低い空間周波数のビュー
に対して２つのkyビュー１２０が獲得され、中間の空間
周波数のビューに対しては４つのkyビュー１２２が獲得
され、高い空間周波数のビューに対しては６つのkyビュ
ー１２４が獲得される。即ち、本発明には、ＭＲデータ
の獲得を低い空間周波数のビューと中間の空間周波数の
ビューと高い空間周波数のビューに分けた後に、各パー
ティションでＭＲデータの獲得処理を区画化することも
含まれる。本発明には、低い空間周波数のビューと中間
の空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパー
ティションで、心拍周期の各位相からの複数の区画のＭ
Ｒデータを取得することが含まれる。そして、同じ時間
的位置で全区画からのデータが補間され、ＭＲ画像が再
生される。
の別の一実施形態を示しているが、ＭＲデータの獲得
は、低いky空間周波数のビューと、中間のky空間周波数
のビューと、高いky空間周波数のビューに分けられる。
この例では、kyの直線的サンプリング法が示されてい
る。各kyブロックでは、ｎz個のスライスコード化値の
全てが獲得される。低いky空間周波数のビューの場合
は、中間のky空間周波数のビューの場合よりも頻繁にＲ
−Ｒインターバルがサンプリングされ、中間のky空間周
波数のビューは、高いky空間周波数のビューよりも頻繁
にサンプリングされる。そして、画像の再生前に、破線
で示される同じ時間的な位置で全区画からのデータが補
間される。この特定の例では、低い空間周波数のビュー
に対して２つのkyビュー１２０が獲得され、中間の空間
周波数のビューに対しては４つのkyビュー１２２が獲得
され、高い空間周波数のビューに対しては６つのkyビュ
ー１２４が獲得される。即ち、本発明には、ＭＲデータ
の獲得を低い空間周波数のビューと中間の空間周波数の
ビューと高い空間周波数のビューに分けた後に、各パー
ティションでＭＲデータの獲得処理を区画化することも
含まれる。本発明には、低い空間周波数のビューと中間
の空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパー
ティションで、心拍周期の各位相からの複数の区画のＭ
Ｒデータを取得することが含まれる。そして、同じ時間
的位置で全区画からのデータが補間され、ＭＲ画像が再
生される。
【００３０】図６の直線的な例で示されるように、中間
の空間周波数と高い空間周波数と比較して、低い空間周
波数kyは頻繁にサンプリングされる。この例では、Ｒ−
Ｒインターバルで、ky＜ky_lim1である２つのkyビュー
の区画が獲得される。尚、ky_ lim1は、低いｋ空間ビュ
ーに対する限界閾値である。ky_lim1≦ ky≦ ky_lim2で
ある中間のｋ空間ビューに対して４本のkyラインが獲得
されるように獲得スキームはさらに区画化される。ここ
で、ky_lim2は、中間のｋ空間ビューの上限であって、
Ｒ−Ｒインターバルでky≦ ky_lim2である６本のkyライ
ンが獲得される。本スキームでは、ｎ本のkyラインの各
区画がＲ−Ｒインターバルで繰り返し獲得されるので、
その獲得の空間周波数に依存する様々なレートで心拍周
期での動きがサンプリングされる。直線的サンプリング
の場合、各kyラインには、全てのkzスライスコード化値
ラインが含まれることに注意されたい。従って、各区画
に対する獲得ウィンドーは、 Tacq = (nz) x (ny_acq) x (TR) … 式２ である。ここで、ｎzはスライスパーティションの数で
あり、ny_acqは区画毎のk yビューの数であって、これは
ky空間周波数の関数であり、ＴＲはシーケンスの繰り返
し時間である。
の空間周波数と高い空間周波数と比較して、低い空間周
波数kyは頻繁にサンプリングされる。この例では、Ｒ−
Ｒインターバルで、ky＜ky_lim1である２つのkyビュー
の区画が獲得される。尚、ky_ lim1は、低いｋ空間ビュ
ーに対する限界閾値である。ky_lim1≦ ky≦ ky_lim2で
ある中間のｋ空間ビューに対して４本のkyラインが獲得
されるように獲得スキームはさらに区画化される。ここ
で、ky_lim2は、中間のｋ空間ビューの上限であって、
Ｒ−Ｒインターバルでky≦ ky_lim2である６本のkyライ
ンが獲得される。本スキームでは、ｎ本のkyラインの各
区画がＲ−Ｒインターバルで繰り返し獲得されるので、
その獲得の空間周波数に依存する様々なレートで心拍周
期での動きがサンプリングされる。直線的サンプリング
の場合、各kyラインには、全てのkzスライスコード化値
ラインが含まれることに注意されたい。従って、各区画
に対する獲得ウィンドーは、 Tacq = (nz) x (ny_acq) x (TR) … 式２ である。ここで、ｎzはスライスパーティションの数で
あり、ny_acqは区画毎のk yビューの数であって、これは
ky空間周波数の関数であり、ＴＲはシーケンスの繰り返
し時間である。
【００３１】データを補間して時間的な３Ｄボリューム
を作ること以外は、従来のシネ獲得と同じように様々な
区画のために可変サンプリングされたデータを補間して
時間的に等しい位相にすることによって、時間的情報が
得られる。さらに、kyの関数である時間的サンプリング
の違いを考慮して、異なったky区画に対して補間のやり
方は異なる。
を作ること以外は、従来のシネ獲得と同じように様々な
区画のために可変サンプリングされたデータを補間して
時間的に等しい位相にすることによって、時間的情報が
得られる。さらに、kyの関数である時間的サンプリング
の違いを考慮して、異なったky区画に対して補間のやり
方は異なる。
【００３２】別の一実施形態では、各区画に対してkyビ
ューの全てを獲得するのではなく、kyとkzの空間コード
化ビューの両方に基づいてデータの獲得とサンプリング
が指示される。従って、様々なデータ獲得時間Tacq
(kr)は、空間周波数の原点からのラジアル距離の関数と
して特定される。データ獲得期間は、低い空間周波数の
ビューに対しては短く、高い空間周波数のビューに対し
ては長くなるが、これは原点からのコード化値のラジア
ル距離（大きさ）に基づいて、 ky = v(k2 y + k2 z) で与えられる。
ューの全てを獲得するのではなく、kyとkzの空間コード
化ビューの両方に基づいてデータの獲得とサンプリング
が指示される。従って、様々なデータ獲得時間Tacq
(kr)は、空間周波数の原点からのラジアル距離の関数と
して特定される。データ獲得期間は、低い空間周波数の
ビューに対しては短く、高い空間周波数のビューに対し
ては長くなるが、これは原点からのコード化値のラジア
ル距離（大きさ）に基づいて、 ky = v(k2 y + k2 z) で与えられる。
【００３３】低い空間周波数と中間の空間周波数と高い
空間周波数の限界値を、直線的サンプリングスキームで
説明したやり方と同様に設定することができる。データ
の時間的補間は、kyとkzのコード化データ点の各々に対
して個別に実行される。補間とは直線的な操作であるた
め、補間順序（即ち、kyが先かkzが先か）を替えること
ができる。
空間周波数の限界値を、直線的サンプリングスキームで
説明したやり方と同様に設定することができる。データ
の時間的補間は、kyとkzのコード化データ点の各々に対
して個別に実行される。補間とは直線的な操作であるた
め、補間順序（即ち、kyが先かkzが先か）を替えること
ができる。
【００３４】ここで図７を参照すると、本技法のフロー
チャートが開示されている。２００から息止めスキャン
を開始し、もし一相の獲得が望まれるなら、一連のｒｆ
励磁のダミーが伝えられて２０２、ＥＣＧトリガが検出
された２０４後に、２０４で検出されたＥＣＧトリガに
基づいて、Ｒ−Ｒインターバルの始めの位相のコード化
値が更新される２０６。次に、この獲得シーケンスに対
して位相コード化値が設定され２０８、ｎz個のスライ
スコード化値を獲得した２１０後に、２１２ではｋ空間
限界値との対比でkyの絶対値をチェックして、低いか、
もしくは、高い空間周波数のビューデータが獲得された
かどうかを判定する。もし低い空間周波数のビューデー
タが獲得２１４されていれば、システムは、低い空間周
波数のビューに対して獲得される位相コード化値の数ｎ
１が得られたかどうかを確認する２１６。もしそうでな
いならば、kyが次のky値にインクリメントされた後、ｎ
１枚のビューが獲得されるまでこのサブプロセスは続く
２１６、２２０。尚、２２２では、システムはＥＣＧト
リガを確認する。もしＥＣＧトリガが検出されなければ
２２２、２２４、システムは次の時間的位相のデータの
獲得２２６に進む。
チャートが開示されている。２００から息止めスキャン
を開始し、もし一相の獲得が望まれるなら、一連のｒｆ
励磁のダミーが伝えられて２０２、ＥＣＧトリガが検出
された２０４後に、２０４で検出されたＥＣＧトリガに
基づいて、Ｒ−Ｒインターバルの始めの位相のコード化
値が更新される２０６。次に、この獲得シーケンスに対
して位相コード化値が設定され２０８、ｎz個のスライ
スコード化値を獲得した２１０後に、２１２ではｋ空間
限界値との対比でkyの絶対値をチェックして、低いか、
もしくは、高い空間周波数のビューデータが獲得された
かどうかを判定する。もし低い空間周波数のビューデー
タが獲得２１４されていれば、システムは、低い空間周
波数のビューに対して獲得される位相コード化値の数ｎ
１が得られたかどうかを確認する２１６。もしそうでな
いならば、kyが次のky値にインクリメントされた後、ｎ
１枚のビューが獲得されるまでこのサブプロセスは続く
２１６、２２０。尚、２２２では、システムはＥＣＧト
リガを確認する。もしＥＣＧトリガが検出されなければ
２２２、２２４、システムは次の時間的位相のデータの
獲得２２６に進む。
【００３５】もしシステムが高い空間周波数のスライス
コード化値を獲得しようとしていれば２１２、２２８、
システムは、kyがインクリメントされて、高い空間周波
数のビューのために獲得される位相コード化値の数ｎ２
分が完了したことを示しているかどうかをチェックする
２３０。もし完了していなければ２３２、kyが次のky値
にインクリメントされて２３４、ｎz個のスライスコー
ド化値がｎ２回獲得される２１０。高い空間周波数のビ
ューのデータが全て獲得されると２３０、２３６、シス
テムは、ＥＣＧトリガがあるかを確認して２２２、ＥＣ
Ｇトリガが検出されなければ２２２、２３８、次の時間
的位相に対するデータ獲得を続ける２２６。もし、スキ
ャンが完了していなければ２４０、２４２、システム
は、２０６のＲ−Ｒインターバルの始めの位相のコード
化値を更新するところまで戻り、前述したようにデータ
の獲得を続ける。システムは、スキャン終了までループ
を続けて２４０、２４４、本アルゴリズムは完了する２
４６。
コード化値を獲得しようとしていれば２１２、２２８、
システムは、kyがインクリメントされて、高い空間周波
数のビューのために獲得される位相コード化値の数ｎ２
分が完了したことを示しているかどうかをチェックする
２３０。もし完了していなければ２３２、kyが次のky値
にインクリメントされて２３４、ｎz個のスライスコー
ド化値がｎ２回獲得される２１０。高い空間周波数のビ
ューのデータが全て獲得されると２３０、２３６、シス
テムは、ＥＣＧトリガがあるかを確認して２２２、ＥＣ
Ｇトリガが検出されなければ２２２、２３８、次の時間
的位相に対するデータ獲得を続ける２２６。もし、スキ
ャンが完了していなければ２４０、２４２、システム
は、２０６のＲ−Ｒインターバルの始めの位相のコード
化値を更新するところまで戻り、前述したようにデータ
の獲得を続ける。システムは、スキャン終了までループ
を続けて２４０、２４４、本アルゴリズムは完了する２
４６。
【００３６】このようにして、前述の技術は、図１を参
照して説明したように、コンピュータプログラムで実施
され、コンピュータシステムで実行することによって撮
像デバイスが制御される。本発明の装置と方法によっ
て、一連の画像であって、その各々は、高い画像Ｓ／Ｎ
比で一回の息止めで３Ｄボリュームの心拍周期の異なる
位相の画像を得ることができる。
照して説明したように、コンピュータプログラムで実施
され、コンピュータシステムで実行することによって撮
像デバイスが制御される。本発明の装置と方法によっ
て、一連の画像であって、その各々は、高い画像Ｓ／Ｎ
比で一回の息止めで３Ｄボリュームの心拍周期の異なる
位相の画像を得ることができる。
【００３７】好適な実施形態で本発明を説明したが、明
確に説明されたものだけでなく、添付の請求項の範囲内
にある等価なものと代替のものと修正が可能であること
を理解されたい。添付の請求項中の数値は参考としての
ものであって、請求項の範囲を解釈するために用いては
ならない。
確に説明されたものだけでなく、添付の請求項の範囲内
にある等価なものと代替のものと修正が可能であること
を理解されたい。添付の請求項中の数値は参考としての
ものであって、請求項の範囲を解釈するために用いては
ならない。
【図１】図１は、本発明と共に使われるＮＭＲ撮像シス
テムの模式的ブロック図である。
テムの模式的ブロック図である。
【図２】図２は、本発明の一実施形態に基づくデータ獲
得スキームを示す。
得スキームを示す。
【図３】図３は、本発明の一実施形態に基づくデータ獲
得スキームを示す。
得スキームを示す。
【図４】図４は、本発明の別の一実施形態に基づくデー
タ獲得スキームを示す。
タ獲得スキームを示す。
【図５】図５は、本発明の別の一実施形態に基づくデー
タ獲得スキームを示す。
タ獲得スキームを示す。
【図６】図６は、本発明のさらに別の一実施形態に基づ
くデータ獲得スキームを示す。
くデータ獲得スキームを示す。
【図７】図７は、本発明のプロセスに基づいてデータ獲
得処理を記述し、本発明をコンピュータプログラムで実
現するためのフローチャートである。
得処理を記述し、本発明をコンピュータプログラムで実
現するためのフローチャートである。
フロントページの続き (72)発明者 トマス・クウォク−ファ・フー アメリカ合衆国、メリーランド州、ロック ビル、グレート・パインズ・コート、ナン バー10番 Ｆターム(参考） 4C096 AA09 AA10 AB02 AB03 AB12 AC04 AD06 AD12 AD14 AD27 BA06 BA18 BA24 BA41 BA50 DA12 DA18 DC24
Claims (29)
- 【請求項１】 ＭＲデータの獲得を少なくとも低い（１
００）空間周波数のビューと高い（１０６）空間周波数
のビューのパーティションに分ける工程と、 前記パーティションの各々でＭＲデータの獲得を区画化
する（１０２）工程と、 前記低い空間周波数のビューのパーティション（１０
０）で、心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲデータ
（１１０、１１２）を獲得する工程（２１０）と、 前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０
６）において前記心拍周期の各位相からＭＲデータ（１
１０、１１２）の複数の区画を獲得する工程（２１０）
と、 前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波
数のビュー（１０６）のパーティションの各々から獲得
されたＭＲデータ（１１０、１１２）を用いてＭＲ画像
を再生する工程（２４６）を備える方法。 - 【請求項２】 前記複数の区画のＭＲデータ（１１０、
１１２）を獲得する工程（２１０）は、さらに、前記低
い空間周波数のビュー（２１２、２１４）のパーティシ
ョン（１００）において第一の数の区画（１１０）と、
前記高い空間周波数のビュー（２１２、２２８）のパー
ティション（１０６）において第二の数の区画（１１
２）を獲得する工程として定義されることを特徴とする
請求項１の方法。 - 【請求項３】 前記第一の数は、第二の数よりも小さい
（２１２）ことを特徴とする請求項２の方法。 - 【請求項４】 ＭＲデータの獲得を、低い空間周波数の
ビュー（１２０）と中間の空間周波数のビュー（１２
２）と高い空間周波数のビュー（１２４）のパーティシ
ョンに分ける工程と、 前記低い空間周波数のビュー（１２０）と中間の空間周
波数のビュー（１２２）と高い空間周波数のビュー（１
２４）の各パーティションにおいて、付加的区画（１０
０，１１２）を獲得するようにＭＲデータの獲得を区画
化（１０２）する工程をさらに備えることを特徴とする
請求項１の方法。 - 【請求項５】 １回の息止め（２００）の間に、患者の
心臓部のボリューム画像を再生する工程をさらに備える
ことを特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項６】 前記画像データ（１１０、１１２）は、
心拍数３０回未満の１回の息止め（２００）期間内で獲
得されることを特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項７】 前記ボリューム画像は、拡張期と収縮期
のうちのどちらか一方で獲得される心臓画像を含むこと
を特徴とする請求項５の方法。 - 【請求項８】 前記再生画像から、心室容積と心室の拍
出部位を計測する工程をさらに備えることを特徴とする
請求項１の方法。 - 【請求項９】 ３ＤのＭＲデータ（１１０、１１２）が
獲得され、前記再生される画像は３Ｄ画像であることを
特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項１０】 ＭＲデータは、３Ｄ息止めＣＩＮＥ獲
得技術（２００−２４６）を利用して得られる（１１
０、１１２）ことを特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項１１】 ＭＲデータ（１１０、１１２）は、高
速勾配反転エコーパルスシーケンスと定常自由歳差運動
パルスシーケンスのうちの１つによって獲得されること
を特徴とする請求項１の方法。 - 【請求項１２】 前記低い空間周波数のビューのパーテ
ィション（１００）内にその各々がある１２−１６個の
サブパーティションの２−３の全Ｚスライスコード化ル
ープを獲得し、前記高い空間周波数のビューのパーティ
ション（１０６）内にその各々がある１２−１６個のサ
ブパーティションの４−５の全Ｚスライスコード化ルー
プを獲得する工程をさらに備えることを特徴とする請求
項１の方法。 - 【請求項１３】 ほとんど１回の息止めで心臓画像を獲
得するために、 偏向磁場（５４）を与える磁石（５２）のボアの周りに
配置された複数の勾配磁場コイルと、ＲＦ送信器システ
ム（５８）と、パルスモジュール（３８）によって制御
され、ＲＦコイルアセンブリ（５６）にＲＦ信号を送る
ＲＦスイッチ（６２）を備えて、ＭＲ画像を獲得する磁
気共鳴撮影（ＭＲＩ）システム（１０）と、 コンピュータ（２０）とを具備するＭＲＩ装置であっ
て、 このコンピュータ（２０）は、 ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周波数のビュー
（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパー
ティションに分け、 前記パーティションの各々においてＭＲデータの獲得を
区画化して（１０２）、 前記低い空間周波数のビューのパーティション（１０
０）では、一心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲデ
ータ（１１０、１１２）を獲得し（２１０−２１４）、 前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０
６）では、前記心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲ
データ（１１０、１１２）の獲得し（２１０、２１２、
２２８）、 前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波
数のビュー（１０６）の各パーティションから獲得され
たＭＲデータ（１１０、１１２）を用いて、ＭＲ画像を
再生する、 ようにプログラムされたことを特徴とするＭＲＩ装置。 - 【請求項１４】 前記低い空間周波数のビューのパーテ
ィション（１００）でのＭＲデータ（１１０，１１２）
の獲得は、前記高い空間周波数のビューのパーティショ
ン（１０６）でのＭＲデータ（１１０，１１２）の獲得
に比べて比較的頻繁に実施されることを特徴とする請求
項１３の装置。 - 【請求項１５】 データ（１１０、１１２）は直線的に
獲得されることを特徴とする請求項１の装置。 - 【請求項１６】 前記コンピュータ（２０）は、Ｒ−Ｒ
インターバル毎に各区画のｋYライン（１１０、１１
２、１２０−１２４）を繰り返し獲得して、１つの獲得
の空間周波数に従う異なるレートで心拍周期をサンプリ
ングするようにさらにプログラムされることを特徴とす
る請求項１３の装置。 - 【請求項１７】 前記低い空間周波数のビューのパーテ
ィション（１００）では、各Ｒ−Ｒインターバルで一区
画のｎL枚のkyビューを獲得し（２１２）、前記高い空
間周波数のビューのパーティション（１０６）では、各
Ｒ−ＲインターバルでｎH枚のkyビューが獲得され（２
１２）、ｎL＜ｎHであることを特徴とする請求項１３の
装置。 - 【請求項１８】 前記コンピュータ（２０）は、kyとkz
の両方の空間コード化ビューのデータを獲得して（２１
０）、データ獲得時間が空間周波数の原点からのラジア
ル距離の関数に基づいて決められるようにさらにプログ
ラムされることを特徴とする請求項１３の装置。 - 【請求項１９】 データ獲得時間は、低い空間周波数の
ビューのパーティション（１００）では短く、高い空間
周波数のビューのパーティション（１０６）では長いこ
とを特徴とする請求項１８の装置。 - 【請求項２０】 前記低い空間周波数のビューのパーテ
ィション（１００）では、各Ｒ−Ｒインターバルで一区
画のｎL枚のkyビューが獲得され（２１２）、前記高い
空間周波数のビューのパーティション（１０６）では、
各Ｒ−ＲインターバルでｎＨ枚のkyビューが獲得され
（２１２）、ｎL＜ｎHであることを特徴とする請求項１
９の装置。 - 【請求項２１】 前記ＭＲデータ（１１０、１１２）
は、低い周波数のビュー（１２０）と中間周波数のビュ
ー（１２２）と高い周波数のビュー（１２４）のパーテ
ィションに分けられ、前記低い周波数のビューのパーテ
ィション（１２０）では、各Ｒ−Ｒインターバルで、ky
＝ky_lim1であるｎL枚のkyビューからＭＲデータ（１１
０、１１２）が獲得され、ky_lim1は、前記低い空間周
波数のビューのパーティション（１２０）の上限閾値で
あり、前記中間の周波数のビューのパーティション（１
２２）では、各Ｒ−Ｒインターバルで、ky_lim1≦ ky≦
k y_lim2であるｎI枚のkyビューからＭＲデータ（１１
０、１１２）が獲得され、k y_lim2は、前記中間の空間
周波数のビューのパーティションの上限閾値（１２２）
であり、前記高い周波数のビューのパーティション（１
２４）では、各Ｒ−Ｒインターバルで、ky＞ky_lim2で
あるｎH枚のkyビューからＭＲデータ（１１０、１１
２）が獲得されることを特徴とする請求項１３の装置。 - 【請求項２２】 医療用撮像スキャナを制御するための
コンピュータプログラムであって、 ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周波数のビュー
（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパー
ティションに分け、 前記パーティションの各々で、ＭＲデータの獲得を区画
化し（１０２）、 前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波
数のビュー（１０６）のパーティションにおいて、心拍
周期から複数の区画のＭＲデータ（１１０、１１２）を
獲得し（２１０）、 前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波
数のビュー（１０６）のパーティションから獲得したＭ
Ｒデータ（１１０、１１２）を使ってＭＲ画像を再生す
る、 ようにコンピュータ（２０）を制御するインストラクシ
ョンを備えるコンピュータプログラム。 - 【請求項２３】 前記コンピュータ（２０）は、前記低
い空間周波数のビューのパーティション（１００）で
は、第一の数の区画（１１０）を獲得して、前記高い空
間周波数のビューのパーティション（１０６）では、第
二の数の区画（１１２）を獲得する（２１０）ようにさ
らにプログラムされ、前記第一の数は前記第二の数より
小さい（２１２）ことを特徴とする請求項２２のコンピ
ュータプログラム。 - 【請求項２４】 前記コンピュータ（２０）は、 ＭＲデータの獲得を低い空間周波数のビュー（１２０）
と中間空間周波数のビュー（１２２）と高い空間周波数
のビュー（１２４）のパーティションに分け、 ＭＲデータの獲得を区画化して（１０２）、前記低い空
間周波数のビュー（１２０）と中間空間周波数のビュー
（１２２）と高い空間周波数のビュー（１２４）の各パ
ーティションで、さらに別の区画を獲得する（１１０、
１１２）、 ようにさらにプログラムされたことを特徴とする請求項
２２のコンピュータプログラム。 - 【請求項２５】 前記コンピュータ（２０）は、一回の
息止め（２００）の間に、患者の心臓部のボリューム画
像を再生するようにさらにプログラムされ、前記ボリュ
ーム画像は、拡張期と収縮期のうちのいずれか一方で獲
得された心臓画像を含むことを特徴とする請求項２２の
コンピュータプログラム。 - 【請求項２６】 前記コンピュータ（２０）は、 ３Ｄ息止めＣＩＮＥ獲得技術（２００−２４６）と、高
速磁場勾配反転エコーパルスシーケンスと定常自由歳差
運動パルスシーケンスのうちの１つを用いて、３ＤのＭ
Ｒデータ（１１０、１１２）を獲得し、 前記３ＤのＭＲ（１１０、１１２）データから３Ｄ画像
を再生するようにプログラムされたことを特徴とする請
求項２２のコンピュータプログラム。 - 【請求項２７】 前記コンピュータ（２０）は、前記低
い空間周波数のビューのパーティション（１００）で、
１２−１６個のサブパーティションの２−３の全Ｚスラ
イスコード化ループを獲得し、前記高い空間周波数のビ
ューのパーティション（１０６）で、１２−１６個のサ
ブパーティションの４−５の全Ｚスライスコード化ルー
プを獲得するようにさらにプログラムされることを特徴
とする請求項２２のコンピュータプログラム。 - 【請求項２８】 前記コンピュータ（２０）は、直線的
アプローチと、空間周波数の原点からのラジアル距離の
関数を使ったアプローチのうちの一方によってＭＲデー
タ（１１０、１１２）を獲得するようにさらにプログラ
ムされることを特徴とする請求項２２のコンピュータプ
ログラム。 - 【請求項２９】 前記コンピュータ（２０）は、kyとkz
の両方の空間コード化ビューのデータ（１１０、１１
２）を獲得して、データ獲得時間が空間周波数の原点か
らのラジアル距離の関数に基づいて決められるようにプ
ログラムされることを特徴とする請求項２２のコンピュ
ータプログラム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/681,091 US6611701B2 (en) | 2000-12-30 | 2000-12-30 | Method and apparatus for fast breath-held 3D MR data acquisition using variable sampling |
| US09/681091 | 2000-12-30 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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| JP2002325744A5 JP2002325744A5 (ja) | 2005-07-21 |
| JP4152630B2 JP4152630B2 (ja) | 2008-09-17 |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001399332A Expired - Fee Related JP4152630B2 (ja) | 2000-12-30 | 2001-12-28 | 可変サンプリングを用いた高速／息止め３ｄｍｒデータ獲得方法と装置 |
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| EP (1) | EP1221624A3 (ja) |
| JP (1) | JP4152630B2 (ja) |
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