JP2002533144A - コントラスト増幅型磁気共鳴血管造影法におけるコントラストの検出および誘導される再構築 - Google Patents
コントラスト増幅型磁気共鳴血管造影法におけるコントラストの検出および誘導される再構築Info
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Abstract
(57)【要約】
３Ｄのしっかりした勾配のリコールされたエコー・パルス・シーケンスを用いて、動的ＭＲＡ検討が実行される。取得したそれぞれのｋスペース・データ・セットについての信号強度指標が算出されるとともに、これらの指標値がコントラスト曲線を作成するために用いられる。このコントラスト曲線は、コントラスト・ｋスペース・データ・セットとマスク・ｋスペース・データ・セットとを形成する時に用いるデータを選ぶために使われる。このマスクはこのコントラスト・データ・セットから減算されて、その結果は画像を再構築するために用いられる。
Description
【０００１】 連邦政府が費用を負担して行う調査についての声明 本発明は、国立保健研究所によって授与された授与番号ＨＬ５７５０１の下で
政府の支援によりなされたものである。合衆国政府は、本発明に一定の権利を有
している。
政府の支援によりなされたものである。合衆国政府は、本発明に一定の権利を有
している。
【０００２】 発明の背景 本発明の分野は磁気共鳴血管造影法（「ＭＲＡ」）であり、更に詳細には、Ｎ
ＭＲ信号を増幅する造影剤を使用するヒトの血管系の動的研究である。
ＭＲ信号を増幅する造影剤を使用するヒトの血管系の動的研究である。
【０００３】 ヒトの血管系の診断研究には多数の医療的な適用用途がある。心臓とそれに関
連する血管を含む心臓血管系の画像化において、ディジタル減算血管造影（「Ｄ
ＳＡ」）等のＸ線画像化法が広範囲に使用されてきている。腎臓の動脈内と静脈
内の血液の循環を示す画像及び頚と頭部の頚動脈内と頚静脈内の血液の循環を示
す画像は広範囲な診断利用を呈している。しかしながら、不都合なことに、これ
らのＸ線法は被験者を潜在的に有害な電離放射線に晒し、しばしば侵入性カテー
テルを使用して撮像される血管系に造影剤を注入することを要求する。
連する血管を含む心臓血管系の画像化において、ディジタル減算血管造影（「Ｄ
ＳＡ」）等のＸ線画像化法が広範囲に使用されてきている。腎臓の動脈内と静脈
内の血液の循環を示す画像及び頚と頭部の頚動脈内と頚静脈内の血液の循環を示
す画像は広範囲な診断利用を呈している。しかしながら、不都合なことに、これ
らのＸ線法は被験者を潜在的に有害な電離放射線に晒し、しばしば侵入性カテー
テルを使用して撮像される血管系に造影剤を注入することを要求する。
【０００４】 これらＸ線技術の諸利点の１つは造影剤の注入中に一連の画像を得ることが出
来るよう高速（即ち、高い時間解像度）で画像データを取得できる点にある。か
かる「動的研究」により造影剤が対象となる血管系を塊となって流れている画像
を選択することができる。順序が初めの画像では疑いのある血管系内に十分なコ
ントラストを得ることができず、また、後の画像は造影剤が静脈に到達してその
周りの組織内に拡散することから、解釈が困難になる。かかる画像の診断の有用
性を著しく高める目的から、「リアル・タイム・ディジタルＸ線減算画像法」と
題する米国特許第４，２０４，２２５号に開示された減算法が使用可能である。
来るよう高速（即ち、高い時間解像度）で画像データを取得できる点にある。か
かる「動的研究」により造影剤が対象となる血管系を塊となって流れている画像
を選択することができる。順序が初めの画像では疑いのある血管系内に十分なコ
ントラストを得ることができず、また、後の画像は造影剤が静脈に到達してその
周りの組織内に拡散することから、解釈が困難になる。かかる画像の診断の有用
性を著しく高める目的から、「リアル・タイム・ディジタルＸ線減算画像法」と
題する米国特許第４，２０４，２２５号に開示された減算法が使用可能である。
【０００５】 磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）では、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を使用してヒ
トの血管系の画像を形成している。ヒトの組織などの物質が一定の磁場（分極磁
場Ｂ0 ）にあるとき、組織内スピンの個々の磁気モーメントがこの分極磁場で整
列しようとするが、その周囲ではそれらの特有のラーモア周波数での歳差運動が
でたらめな順序で引き起こされる。物質または組織が、ｘ−ｙ平面にありラーモ
ア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にあるとき、整列された正味モーメント（
Ｍz ）はｘ−ｙ平面に対して回転または「傾き」が施され、正味横方向磁気モー
メントＭt が生じる。信号は、励起されたスピンによって放出される。励起信号
Ｂ1 が終了した後、この信号は受信され、イメージ形成処理される。
トの血管系の画像を形成している。ヒトの組織などの物質が一定の磁場（分極磁
場Ｂ0 ）にあるとき、組織内スピンの個々の磁気モーメントがこの分極磁場で整
列しようとするが、その周囲ではそれらの特有のラーモア周波数での歳差運動が
でたらめな順序で引き起こされる。物質または組織が、ｘ−ｙ平面にありラーモ
ア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1 ）にあるとき、整列された正味モーメント（
Ｍz ）はｘ−ｙ平面に対して回転または「傾き」が施され、正味横方向磁気モー
メントＭt が生じる。信号は、励起されたスピンによって放出される。励起信号
Ｂ1 が終了した後、この信号は受信され、イメージ形成処理される。
【０００６】 これらの信号を利用して画像を形成するとき、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 、および
Ｇz ）が採用される。典型的には、イメージ形成される領域は一連の測定サイク
ルによってスキャンされ、その際、これらの勾配は使用される特定の局所限定方
法によって異なる。その結果の受信ＮＭＲ信号のセットは、数多くの周知の再構
築技法の１つを使用して、デジタル化され画像の再構築処理がなされる。
Ｇz ）が採用される。典型的には、イメージ形成される領域は一連の測定サイク
ルによってスキャンされ、その際、これらの勾配は使用される特定の局所限定方
法によって異なる。その結果の受信ＮＭＲ信号のセットは、数多くの周知の再構
築技法の１つを使用して、デジタル化され画像の再構築処理がなされる。
【０００７】 ＭＲＡの診断性能を高めるために、ＭＲＡ走査に先立って、患者の体内へガド
リニウムのような造影剤を注入してもよい。最大動脈拡張における単一の３Ｄ画
像の取得を調整するために、いくつかの非時間解像法がある。そのうちの１つの
方法では、造影剤の小さい試験塊が注入され、時系列の迅速２Ｄ画像が得られる
。２Ｄ画像は、造影剤が問題の血管の中に到達する時間を決定するために調べら
れる。その後、２Ｄ時間情報は、造影剤の総量注入に比べて画像の取得を遅らせ
、最適なｋスペースの取得を達成するために用いられる。同様に、蛍光始動技術
では、造影剤が問題の血管に接近する時間を決定するために、迅速２Ｄ画像の取
得を使用する。モニター量が造影剤のために増大を示すように見えるときには、
オペレータは、スキャナに信号を送って、２Ｄ時系列画像から単一の高解像度３
Ｄ取得に切り換える。ＮＭＲ投影を取得すること及びスキャナを３Ｄ取得に切り
換えるしきい値を設定することによって、造影剤が到達することによる自動始動
もまた可能である。
リニウムのような造影剤を注入してもよい。最大動脈拡張における単一の３Ｄ画
像の取得を調整するために、いくつかの非時間解像法がある。そのうちの１つの
方法では、造影剤の小さい試験塊が注入され、時系列の迅速２Ｄ画像が得られる
。２Ｄ画像は、造影剤が問題の血管の中に到達する時間を決定するために調べら
れる。その後、２Ｄ時間情報は、造影剤の総量注入に比べて画像の取得を遅らせ
、最適なｋスペースの取得を達成するために用いられる。同様に、蛍光始動技術
では、造影剤が問題の血管に接近する時間を決定するために、迅速２Ｄ画像の取
得を使用する。モニター量が造影剤のために増大を示すように見えるときには、
オペレータは、スキャナに信号を送って、２Ｄ時系列画像から単一の高解像度３
Ｄ取得に切り換える。ＮＭＲ投影を取得すること及びスキャナを３Ｄ取得に切り
換えるしきい値を設定することによって、造影剤が到達することによる自動始動
もまた可能である。
【０００８】 単一時間フレームの３Ｄ血管造影図は、血管がどのように拡張するかについて
の動的様相を表示することができないので、いくつかの診断上の情報が欠如して
いる。特定の血管造影図に、たとえば動脈瘤から遠い血管において他の血管より
も後に満たされる血管が含まれるときには、速く満たされる血管と遅く満たされ
る血管との双方が最適に画像形成されるということを保証することはできない。
の動的様相を表示することができないので、いくつかの診断上の情報が欠如して
いる。特定の血管造影図に、たとえば動脈瘤から遠い血管において他の血管より
も後に満たされる血管が含まれるときには、速く満たされる血管と遅く満たされ
る血管との双方が最適に画像形成されるということを保証することはできない。
【０００９】 血管造影図を取得するための代わりの方法は、造影剤の塊が通過する間に、一
連の「時間解像」体積画像を取得することである。米国特許第５，７１３，３５
８号公報に記載されているように、造影剤が画像形成される領域に入ると、対象
体（サブジェクト）を表す一連の画像が取得される。静止組織を取り除き、さら
に、造影剤の流入する血管系を際立たせるため、造影剤が問題の領域に到達する
前に、対象体を表す参照画像すなわち「マスク」がこれらの画像の１つから減算
される。決定的な（critical）中央ｋスペースの視野が、代わりのすべての時間
フレームで取得され、従って、最大コントラスト増幅の間に、少なくとも１組の
中央線を保証することが取得される。周縁ｋスペースの線はしばしば少なく取得
され、また、一連の時間解像された３Ｄ画像を形成するために時間的に補間され
る。この方法によれば造影剤の塊の通過を経時する必要がなくなり、従って、こ
の時間解像法はオペレータの間違いをほとんどなくすものである。
連の「時間解像」体積画像を取得することである。米国特許第５，７１３，３５
８号公報に記載されているように、造影剤が画像形成される領域に入ると、対象
体（サブジェクト）を表す一連の画像が取得される。静止組織を取り除き、さら
に、造影剤の流入する血管系を際立たせるため、造影剤が問題の領域に到達する
前に、対象体を表す参照画像すなわち「マスク」がこれらの画像の１つから減算
される。決定的な（critical）中央ｋスペースの視野が、代わりのすべての時間
フレームで取得され、従って、最大コントラスト増幅の間に、少なくとも１組の
中央線を保証することが取得される。周縁ｋスペースの線はしばしば少なく取得
され、また、一連の時間解像された３Ｄ画像を形成するために時間的に補間され
る。この方法によれば造影剤の塊の通過を経時する必要がなくなり、従って、こ
の時間解像法はオペレータの間違いをほとんどなくすものである。
【００１０】 この時間解像法に関する現在の臨床器具では、１５かあるいは２０の高解像度
３Ｄ画像のフレームがもたらされる。作られるデータの多数の３Ｄボリュームに
は、再構築のためにかなりの計算機能力が必要である。再構築のためにオフライ
ン・ワークステーションが使われ、また、それによって、フェーズド・アレイ・
データ・セットについて１時間ほどの間に１０の時間フレームが典型的に再構築
される。どの時間フレームに最大動脈情報が含まれるかを先行的に知る手段はオ
ペレータにはまったくない。加えて、ｋスペースの領域は、造影剤の通過が最大
である間にどの領域が取得されるかについてのいかなる知識もなしに、結合され
る。データの取得と再構築された画像の表示との間の長い遅延のために、医師は
、患者がスキャナから離れる前にその結果を検討する好機をもつ余裕がない。
３Ｄ画像のフレームがもたらされる。作られるデータの多数の３Ｄボリュームに
は、再構築のためにかなりの計算機能力が必要である。再構築のためにオフライ
ン・ワークステーションが使われ、また、それによって、フェーズド・アレイ・
データ・セットについて１時間ほどの間に１０の時間フレームが典型的に再構築
される。どの時間フレームに最大動脈情報が含まれるかを先行的に知る手段はオ
ペレータにはまったくない。加えて、ｋスペースの領域は、造影剤の通過が最大
である間にどの領域が取得されるかについてのいかなる知識もなしに、結合され
る。データの取得と再構築された画像の表示との間の長い遅延のために、医師は
、患者がスキャナから離れる前にその結果を検討する好機をもつ余裕がない。
【００１１】 発明の概要 本発明は、コントラスト増幅型ＭＲ血管造影法を行うための改良法である。い
っそう具体的には、ｋスペースのサンプル領域へ造影剤を注入した後に一定時間
にわたってＮＭＲパルス・シーケンスが繰り返して実行されて、一連の時間解像
ｋスペースが作成され、各ｋスペース・データ・セットについて信号強度指標が
算出されて、そのコントラストが最適なときにどれを取得したかが決定され、そ
して、その最適なｋスペース・データ・セットを用いて、ある画像が再構築され
る。造影剤の到達による増幅は得られたｋスペース・データから直接検出するこ
とができるということがわかった。この信号強度指標の算出はきわめて速く、冗
長な画像形成ステップ又は投影再構築ステップなしに、最適なｋスペース・デー
タ・セットを同定することができる。その結果、最適な時間解像画像フレームは
、走査終了後すばやく再構築される。
っそう具体的には、ｋスペースのサンプル領域へ造影剤を注入した後に一定時間
にわたってＮＭＲパルス・シーケンスが繰り返して実行されて、一連の時間解像
ｋスペースが作成され、各ｋスペース・データ・セットについて信号強度指標が
算出されて、そのコントラストが最適なときにどれを取得したかが決定され、そ
して、その最適なｋスペース・データ・セットを用いて、ある画像が再構築され
る。造影剤の到達による増幅は得られたｋスペース・データから直接検出するこ
とができるということがわかった。この信号強度指標の算出はきわめて速く、冗
長な画像形成ステップ又は投影再構築ステップなしに、最適なｋスペース・デー
タ・セットを同定することができる。その結果、最適な時間解像画像フレームは
、走査終了後すばやく再構築される。
【００１２】 本発明における別の観点は、信号強度指標の計算値を使って、最適なｋスペー
ス・データ・セットから減算することのできる改良マスクを作り出すことである
。ベースラインの強度指標の水準は、時間解像データ・セットの全体から決定さ
れる。この水準によって、すべてのプレコントラスト時間フレームを決定すると
ともに平均化することのできるしきい値が定められる。
ス・データ・セットから減算することのできる改良マスクを作り出すことである
。ベースラインの強度指標の水準は、時間解像データ・セットの全体から決定さ
れる。この水準によって、すべてのプレコントラスト時間フレームを決定すると
ともに平均化することのできるしきい値が定められる。
【００１３】 本発明におけるさらに別の観点は、算出された信号強度指標を使用して、画像
ＳＮＲを改善するために画像再構築の前に結合される多数の最適なｋスペース・
データ・セットを選ぶことである。
ＳＮＲを改善するために画像再構築の前に結合される多数の最適なｋスペース・
データ・セットを選ぶことである。
【００１４】 本発明における前記のおよび他の目的と利点は、以下の説明から明らかとなる
。説明では、この文書の一部を構成する添付の図面を参照する。これらの図面に
は、本発明の好ましい実施態様が実例として示される。ただし、そのような実施
態様は、必ずしも本発明のすべての適用範囲を表すわけではない。したがって、
本発明の適用範囲を解釈するためにここに請求項の範囲が参照される。
。説明では、この文書の一部を構成する添付の図面を参照する。これらの図面に
は、本発明の好ましい実施態様が実例として示される。ただし、そのような実施
態様は、必ずしも本発明のすべての適用範囲を表すわけではない。したがって、
本発明の適用範囲を解釈するためにここに請求項の範囲が参照される。
【００１５】 発明の簡単な説明 本発明は、最適な単一の３Ｄ時間フレーム画像を形成するとともにそれを再構
築し、一方、多数のフレームからなる時間情報を後の再検討のために保存するこ
とによって、医師へのリアル・タイム・フィードバックをもたらすことを意図し
ている。これは、動的走査の後に後処理技術として実施することができる。走査
中に取得したデータは、付加的な単一画像を再構築するのに用いられた最適なｋ
スペース・データ・セットを形成するために、選ばれて結合される。走査から一
時的に補間された時間フレームはすべて、なお利用可能なものである。しかしな
がら、いくつかのｋスペース時間フレームを結合することにより、標準的な再構
築にわたって、信号対雑音比すなわちＳ／Ｎ比を劇的に増大させることができた
。
築し、一方、多数のフレームからなる時間情報を後の再検討のために保存するこ
とによって、医師へのリアル・タイム・フィードバックをもたらすことを意図し
ている。これは、動的走査の後に後処理技術として実施することができる。走査
中に取得したデータは、付加的な単一画像を再構築するのに用いられた最適なｋ
スペース・データ・セットを形成するために、選ばれて結合される。走査から一
時的に補間された時間フレームはすべて、なお利用可能なものである。しかしな
がら、いくつかのｋスペース時間フレームを結合することにより、標準的な再構
築にわたって、信号対雑音比すなわちＳ／Ｎ比を劇的に増大させることができた
。
【００１６】 本方法には２つの部分があり、その第１部分により、造影剤の流入量が検出さ
れ、その第２部分により、コントラスト増幅データが用いられて、最適な付加的
単一画像が形成されるとともに再構築される。典型的には、時間対コントラスト
情報は、一組の画像すなわち２Ｄあるいは３Ｄのいずれかの画像を再構築するこ
と及びオペレータが指定した問題の領域における信号強度の変化を測定すること
によって決定される。本方法によれば、任意のＣＰＵ集中画像再構築を行うに先
立って、生のＮＭＲ・ｋスペース・データから直接、時間対コントラスト曲線が
決定される。以下の例では、生のｋスペース・データが相等しい３つの領域に分
けられる３Ｄ時間解像取得について考察される。しかしながら、本発明が特定の
数の領域に限定されるものではないということは明らかである。
れ、その第２部分により、コントラスト増幅データが用いられて、最適な付加的
単一画像が形成されるとともに再構築される。典型的には、時間対コントラスト
情報は、一組の画像すなわち２Ｄあるいは３Ｄのいずれかの画像を再構築するこ
と及びオペレータが指定した問題の領域における信号強度の変化を測定すること
によって決定される。本方法によれば、任意のＣＰＵ集中画像再構築を行うに先
立って、生のＮＭＲ・ｋスペース・データから直接、時間対コントラスト曲線が
決定される。以下の例では、生のｋスペース・データが相等しい３つの領域に分
けられる３Ｄ時間解像取得について考察される。しかしながら、本発明が特定の
数の領域に限定されるものではないということは明らかである。
【００１７】 動的走査の間に取得した各ｋスペース・データ・セットについて、直角位相の
求積ＮＭＲ信号構成要素を用いて、信号強度指標が算出される。この算出は、い
くつかの方法で数学的に行われるが、好ましい実施態様では、信号強度は、デー
タ・セットにおける各ｋスペース・サンプルの実数構成要素の二乗と虚数構成要
素の二乗との和の平方根を合計したものとして、次のように算出される。
求積ＮＭＲ信号構成要素を用いて、信号強度指標が算出される。この算出は、い
くつかの方法で数学的に行われるが、好ましい実施態様では、信号強度は、デー
タ・セットにおける各ｋスペース・サンプルの実数構成要素の二乗と虚数構成要
素の二乗との和の平方根を合計したものとして、次のように算出される。
【００１８】
【数１】
【００１９】 この算出は、各ｋスペース領域について別々に行われるものであり、また、それ
ぞれには、εの測定におけるでたらめで相関のない雑音の影響をできるだけ小さ
くする１０5個のデータ点と同じほど多くを含むことができる。画像コントラス
トがｋスペースの中央線によって第１に決定されるので、すべてのｋz 線にわた
って合計することは必要でなく、実際最も中央のｋz 線だけが使われるいっそう
効率的な計画もまた本発明の実用的な実施である。信号強度指標の他の算出は可
能であり、また、これには例えばｋスペース・データ・セットの全部あるいは一
部における信号エネルギーの算出が含まれる。
ぞれには、εの測定におけるでたらめで相関のない雑音の影響をできるだけ小さ
くする１０5個のデータ点と同じほど多くを含むことができる。画像コントラス
トがｋスペースの中央線によって第１に決定されるので、すべてのｋz 線にわた
って合計することは必要でなく、実際最も中央のｋz 線だけが使われるいっそう
効率的な計画もまた本発明の実用的な実施である。信号強度指標の他の算出は可
能であり、また、これには例えばｋスペース・データ・セットの全部あるいは一
部における信号エネルギーの算出が含まれる。
【００２０】 εの値は、ＭＲ受信機のコイルの中で検出された高周波信号における信号強度
の表示である。この値εは画像における「明るさ」の尺度として考えることがで
きるので、造影剤がその領域の中へ流れ込んで血管系が拡張すると、εの値は増
加するであろう。εの値はｋスペース・データから決定され、そのデータは拡張
した血管系のフーリエ変換であるので、その拡張は動脈画像の付加によるｋスペ
ースの変化である。εの値の増加は周波数に依存するので、εの増大はｋスペー
スの各領域で異なるであろう。言い換えると、所定の造影剤注入について、ｋス
ペースの中央Ａ領域で測定されたεの変化は、周縁Ｂ領域および周縁Ｃ領域で測
定された変化とは異なるであろうということである。このことは図８に例示され
ており、３Ｄ・ｋスペース・データ・セットの時系列から抽出されたεの値が示
されている。中央Ａ領域、周縁Ｂ領域および周縁Ｃ領域は造影剤の塊が通過する
間に相異なった程度まで増大することが認められた。
の表示である。この値εは画像における「明るさ」の尺度として考えることがで
きるので、造影剤がその領域の中へ流れ込んで血管系が拡張すると、εの値は増
加するであろう。εの値はｋスペース・データから決定され、そのデータは拡張
した血管系のフーリエ変換であるので、その拡張は動脈画像の付加によるｋスペ
ースの変化である。εの値の増加は周波数に依存するので、εの増大はｋスペー
スの各領域で異なるであろう。言い換えると、所定の造影剤注入について、ｋス
ペースの中央Ａ領域で測定されたεの変化は、周縁Ｂ領域および周縁Ｃ領域で測
定された変化とは異なるであろうということである。このことは図８に例示され
ており、３Ｄ・ｋスペース・データ・セットの時系列から抽出されたεの値が示
されている。中央Ａ領域、周縁Ｂ領域および周縁Ｃ領域は造影剤の塊が通過する
間に相異なった程度まで増大することが認められた。
【００２１】 εの増大に依存する領域について説明するために、各時間解像ｋスペース・デ
ータ・セットについてのεの値が繰り込まれる。Ａ、ＢおよびＣのｋスペース領
域の増大は別々に考慮され、繰り込まれた値ε’は次のように算出される。
ータ・セットについてのεの値が繰り込まれる。Ａ、ＢおよびＣのｋスペース領
域の増大は別々に考慮され、繰り込まれた値ε’は次のように算出される。
【００２２】
【数２】
【００２３】 ここで、εは、等式（１）からのｋスペース・データ・セットについて算出され
た信号強度指標であり、ε（最大）は、走査を通して対応する領域Ａ、Ｂあるい
はＣについて算出された信号強度の最大値であり、ε（マスク）は、対応するＡ
、ＢあるいはＣ領域についてのプレ−コントラスト信号強度である。現在、ε（
マスク）は、走査で取得した第１のＡ、ＢあるいはＣのｋスペース・データ・セ
ットである。図８の模範的走査中に取得したすべてのｋスペース・データ・セッ
トについて繰り込まれたε’の値は、図９に示されている。造影剤の取り込みは
、この結果として生じる「コントラスト曲線」にはっきりと見ることができる。
た信号強度指標であり、ε（最大）は、走査を通して対応する領域Ａ、Ｂあるい
はＣについて算出された信号強度の最大値であり、ε（マスク）は、対応するＡ
、ＢあるいはＣ領域についてのプレ−コントラスト信号強度である。現在、ε（
マスク）は、走査で取得した第１のＡ、ＢあるいはＣのｋスペース・データ・セ
ットである。図８の模範的走査中に取得したすべてのｋスペース・データ・セッ
トについて繰り込まれたε’の値は、図９に示されている。造影剤の取り込みは
、この結果として生じる「コントラスト曲線」にはっきりと見ることができる。
【００２４】 ひとたびｋスペース・コントラスト曲線が決定されると、コントラスト曲線か
らの情報が使われて、画像からの最適な単一の時間フレームが再構築される。１
つの好ましい方法では、すべてのプレ−コントラスト・ｋスペース・データ・セ
ットが結合されて、最適なｋスペース・データ・セットからの減算のための単一
のマスク・ｋスペース・データ・セットが形成される。多数のプレ−コントラス
ト・ｋスペース・データ・セットからマスクを形成する利点は、ＳＮＲを増大さ
せることである。
らの情報が使われて、画像からの最適な単一の時間フレームが再構築される。１
つの好ましい方法では、すべてのプレ−コントラスト・ｋスペース・データ・セ
ットが結合されて、最適なｋスペース・データ・セットからの減算のための単一
のマスク・ｋスペース・データ・セットが形成される。多数のプレ−コントラス
ト・ｋスペース・データ・セットからマスクを形成する利点は、ＳＮＲを増大さ
せることである。
【００２５】 最大コントラスト増幅の１０％のマスクしきい値を定めることで、造影剤の到
達に先立って取得したそれらすべてのフレームは決定される。これらすべてのｋ
スペース・データ・セットを平均化することで、プレ−コントラスト・マスクは
√ＮによってそのＳＮＲを増大させるであろう。ここで、Ｎは、含まれたｋスペ
ース・データ・セットの数である。
達に先立って取得したそれらすべてのフレームは決定される。これらすべてのｋ
スペース・データ・セットを平均化することで、プレ−コントラスト・マスクは
√ＮによってそのＳＮＲを増大させるであろう。ここで、Ｎは、含まれたｋスペ
ース・データ・セットの数である。
【００２６】
【数３】
【００２７】 図９に示された例では、取得した７つの第１のｋスペース・データ・セットは、
破線１０によって表示されたマスクしきい値よりも下にある。これらは、マスク
のＡ領域が１番目、３番目、５番目および７番目の時間フレームを結合する（平
均化する）ことで形成されるように結合される。２番目および６番目の時間フレ
ームは結合してマスクのＢ領域を形成し、また、４番目の時間フレームは造影剤
の到達に先立って取得したＣ領域だけであるので、この場合は平均化することが
できず、また、ただ１つのＣ領域がそのマスクに寄与するであろう。
破線１０によって表示されたマスクしきい値よりも下にある。これらは、マスク
のＡ領域が１番目、３番目、５番目および７番目の時間フレームを結合する（平
均化する）ことで形成されるように結合される。２番目および６番目の時間フレ
ームは結合してマスクのＢ領域を形成し、また、４番目の時間フレームは造影剤
の到達に先立って取得したＣ領域だけであるので、この場合は平均化することが
できず、また、ただ１つのＣ領域がそのマスクに寄与するであろう。
【００２８】 血管系の増大がゆっくりと起こる身体の領域では、動脈が造影剤によって拡張
するｋスペース・データ・セットを平均化することで、単一時間フレーム画像を
形成することができる。算出されたコントラスト曲線を用いて、ポスト・コント
ラストしきい値の上方で取得したｋスペース・データのフレームが選ばれる。前
記マスクが形成されたのと同様な方法で結合しかつ平均化することで、ポスト・
コントラスト画像フレームであるコントラスト（ｋA 、ｋB 、ｋC ）が形成され
る。
するｋスペース・データ・セットを平均化することで、単一時間フレーム画像を
形成することができる。算出されたコントラスト曲線を用いて、ポスト・コント
ラストしきい値の上方で取得したｋスペース・データのフレームが選ばれる。前
記マスクが形成されたのと同様な方法で結合しかつ平均化することで、ポスト・
コントラスト画像フレームであるコントラスト（ｋA 、ｋB 、ｋC ）が形成され
る。
【００２９】
【数４】
【００３０】 最後の最適なｋスペース・データ・セットは、このｋスペース・コントラスト・
データ・セットから前記ｋスペース・マスク・データ・セットを減算することで
形成される。
データ・セットから前記ｋスペース・マスク・データ・セットを減算することで
形成される。
【００３１】
【数５】
【００３２】 最後に、この画像は３ＤＦＴを実行することで再構築される。再構築された３Ｄ
画像には、全時系列画像からの情報が含まれている。多数の時間フレームが前記
マスク・ｋスペース平均と前記コントラスト増幅ｋスペース平均との両方に用い
られたので、ＳＮＲで測定されたように画像の質の増大がある。
画像には、全時系列画像からの情報が含まれている。多数の時間フレームが前記
マスク・ｋスペース平均と前記コントラスト増幅ｋスペース平均との両方に用い
られたので、ＳＮＲで測定されたように画像の質の増大がある。
【００３３】 本発明における別の実施態様では、ｋスペースの分離領域についてのｋスペー
ス・データ・セットは、「整合フィルター」法を用いて結合することができる。
この好ましい方法によれば、平均信号エネルギー値ε’meanと繰り込みがなされ
た特定のｋスペース・データ・セットの信号エネルギー値との差によるデータを
掛けるかあるいは重み付けることにより取得したｋスペース・データ・セットが
結合される。
ス・データ・セットは、「整合フィルター」法を用いて結合することができる。
この好ましい方法によれば、平均信号エネルギー値ε’meanと繰り込みがなされ
た特定のｋスペース・データ・セットの信号エネルギー値との差によるデータを
掛けるかあるいは重み付けることにより取得したｋスペース・データ・セットが
結合される。
【００３４】
【数６】
【００３５】 重み付けは次のように算出される。
【００３６】
【数７】
【００３７】 ここで、
【００３８】
【数８】
【００３９】 先に考察したように、ｋスペースの各領域は相異なった量だけ増大するであろう
。ｋスペースにおいて前記整合フィルターを実施するために、前記の整合フィル
ター加重法がＡ、ＢおよびＣ領域に独立して適用される。事実上、ｋスペースの
それぞれの領域は、分離された時系列の取得ｋスペース・データ・セットとみな
される。
。ｋスペースにおいて前記整合フィルターを実施するために、前記の整合フィル
ター加重法がＡ、ＢおよびＣ領域に独立して適用される。事実上、ｋスペースの
それぞれの領域は、分離された時系列の取得ｋスペース・データ・セットとみな
される。
【００４０】 好ましい実施態様の説明 最初に図１を参照すると、本発明を取り入れた好ましいＭＲＩシステムの主要
な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータ・コンソール１００から
制御される。オペレータ・コンソール１００には、キーボード付きコントロール
パネル１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リ
ンク１１６を通じて別のコンピュータ・システム１０７とコミュニケートするた
め、オペレータはスクリーン１０４上でイメージの作成および表示を制御するこ
とができる。コンピュータ・システム１０７には、バックプレーンを通じて互い
にコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらには、イメージ
・プロセッサ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、メモリ・モジュー
ル１１３などが含まれる。メモリ・モジュール１１３は、当該技術ではイメージ
・データ・アレイを格納するためのフレーム・バッファとして知られる。コンピ
ュータ・システム１０７は、イメージ・データとプログラムを保存するためのデ
ィスク記憶装置１１１とテープ・ドライブ１１２にリンクされており、高速シリ
アル・リンク１１５を通じて別のシステム・コントロール１２２とコミュニケー
トする。
な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータ・コンソール１００から
制御される。オペレータ・コンソール１００には、キーボード付きコントロール
パネル１０２、およびディスプレイ１０４が含まれる。コンソール１００は、リ
ンク１１６を通じて別のコンピュータ・システム１０７とコミュニケートするた
め、オペレータはスクリーン１０４上でイメージの作成および表示を制御するこ
とができる。コンピュータ・システム１０７には、バックプレーンを通じて互い
にコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらには、イメージ
・プロセッサ・モジュール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、メモリ・モジュー
ル１１３などが含まれる。メモリ・モジュール１１３は、当該技術ではイメージ
・データ・アレイを格納するためのフレーム・バッファとして知られる。コンピ
ュータ・システム１０７は、イメージ・データとプログラムを保存するためのデ
ィスク記憶装置１１１とテープ・ドライブ１１２にリンクされており、高速シリ
アル・リンク１１５を通じて別のシステム・コントロール１２２とコミュニケー
トする。
【００４１】 システム・コントロール１２２には、バックプレーンによって一緒に接続され
る１組のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１
１９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール
１２１は、シリアル・リンク１２５を通じてオペレータ・コンソール１００と接
続する。システム・コントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャン
・シーケンスを示すコマンドを、このリンク１２５を通じて受け取る。パルス発
生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャン・シー
ケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスの
タイミング、強度および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長
さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、１組の勾配増幅
器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示
す。さらに、パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９
から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続さ
れたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極か
らのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発
生器モジュール１２１は、スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３と接続
する。スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３は、患者および磁気システ
ムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシス
テム１３４がスキャンのために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するの
も、スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３からである。
る１組のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１
１９とパルス発生器モジュール１２１などが含まれる。パルス発生器モジュール
１２１は、シリアル・リンク１２５を通じてオペレータ・コンソール１００と接
続する。システム・コントロール１２２は、オペレータから実行すべきスキャン
・シーケンスを示すコマンドを、このリンク１２５を通じて受け取る。パルス発
生器モジュール１２１は、システム構成要素を動作させて所望のスキャン・シー
ケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるＲＦパルスの
タイミング、強度および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長
さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール１２１は、１組の勾配増幅
器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示
す。さらに、パルス発生器モジュール１２１は、生理的取得コントローラ１２９
から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ１２９は、患者に接続さ
れたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極か
らのＥＣＧ信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発
生器モジュール１２１は、スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３と接続
する。スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３は、患者および磁気システ
ムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシス
テム１３４がスキャンのために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するの
も、スキャン・ルーム・インタフェース回路１３３からである。
【００４２】 パルス発生器モジュール１２１によって生成された勾配波形は、増幅器Ｇx、
Ｇy、Ｇzから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一
般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、
取得された信号の位置符号化に使用する磁場勾配を生成する。階調度コイル・ア
センブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネ
ット・アセンブリ１４１の一部を形成する。システム・コントロール１２２にあ
るトランシーバー・モジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは
、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦ
コイル１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信
号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によ
ってプリアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー
１５０の受信機部分で復調、濾波、およびデジタル化される。送信／受信スイッ
チ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モ
ード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプ
リアンプ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコ
イル（例えば、ヘッド・コイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モー
ドのいずれかで使用できるようにする。
Ｇy、Ｇzから成る勾配増幅器システム１２７に加えられる。各勾配増幅器は、一
般に１３９として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、
取得された信号の位置符号化に使用する磁場勾配を生成する。階調度コイル・ア
センブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身ＲＦコイル１５２を含むマグネ
ット・アセンブリ１４１の一部を形成する。システム・コントロール１２２にあ
るトランシーバー・モジュール１５０はパルスを発生させる。これらのパルスは
、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送信／受信スイッチ１５４によってＲＦ
コイル１５２と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信
号は、同じＲＦコイル１５２によって感知され、送信／受信スイッチ１５４によ
ってプリアンプ１５３に結合される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバー
１５０の受信機部分で復調、濾波、およびデジタル化される。送信／受信スイッ
チ１５４はパルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御され、送信モ
ード中はＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード中はプ
リアンプ１５３を接続する。送信／受信スイッチ１５４は、さらに別個のＲＦコ
イル（例えば、ヘッド・コイルまたは表面コイル）を送信モードまたは受信モー
ドのいずれかで使用できるようにする。
【００４３】 ＲＦコイル１５２によって受信されるＮＭＲ信号は、トランシーバー・モジュ
ール１５０によってデジタル化され、システム・コントロール１２２内のメモリ
・モジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリ・モジュール１
６０でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイ・プロセッサ１６１が作動
してデータをイメージ・データのアレイにフーリエ変換する。このイメージ・デ
ータは、シリアル・リンク１１５を通じてコンピュータ・システム１０７に伝達
され、そこでディスク・メモリ１１１に格納される。オペレータ・コンソール１
００から受信されたコマンドに対応して、このイメージ・データをテープ・ドラ
イブ１１２に格納したり、またはイメージ・プロセッサ１０６によってさらに処
理して、オペレータ・コンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に
提示することもできる。
ール１５０によってデジタル化され、システム・コントロール１２２内のメモリ
・モジュール１６０に転送される。スキャンが完了して、メモリ・モジュール１
６０でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイ・プロセッサ１６１が作動
してデータをイメージ・データのアレイにフーリエ変換する。このイメージ・デ
ータは、シリアル・リンク１１５を通じてコンピュータ・システム１０７に伝達
され、そこでディスク・メモリ１１１に格納される。オペレータ・コンソール１
００から受信されたコマンドに対応して、このイメージ・データをテープ・ドラ
イブ１１２に格納したり、またはイメージ・プロセッサ１０６によってさらに処
理して、オペレータ・コンソール１００に伝達してからディスプレイ１０４上に
提示することもできる。
【００４４】 特に図１および図２を参照すると、トランシーバー１５０は、コイル１５２Ａ
において電力増幅器１５１によってＲＦ励起磁場Ｂ１を生成し、コイル１５２Ｂ
において誘導された結果としての信号を受信する。上記に示されるように、コイ
ル１５２ＡおよびＢは図２に示されるように別個であってもよい。または、それ
らは図１に示されるように単一の全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場のベ
ース、または搬送波、周波数は、周波数合成器２００の制御のもとで生成される
。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１
２１から１組のデジタル信号を受信する。これらのデジタル信号は、出力２０１
で生成されたＲＦ搬送信号の周波数と位相を示す。命令されたＲＦ搬送波は、変
調器およびアップ・コンバータ２０２に加えられる。そこでは、その振幅が、同
様にパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応じて変調さ
れる。信号Ｒ（ｔ）は、生成すべきＲＦ励起パルスのエンベロープを特定して、
格納された一連のデジタル値を連続して読みだすことによってモジュール１２１
で生成される。これらの格納されたデジタル値は、次にオペレータ・コンソール
１００から変更され、所望のＲＦパルス・エンベロープの生成が可能になる。
において電力増幅器１５１によってＲＦ励起磁場Ｂ１を生成し、コイル１５２Ｂ
において誘導された結果としての信号を受信する。上記に示されるように、コイ
ル１５２ＡおよびＢは図２に示されるように別個であってもよい。または、それ
らは図１に示されるように単一の全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場のベ
ース、または搬送波、周波数は、周波数合成器２００の制御のもとで生成される
。周波数合成器２００は、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１
２１から１組のデジタル信号を受信する。これらのデジタル信号は、出力２０１
で生成されたＲＦ搬送信号の周波数と位相を示す。命令されたＲＦ搬送波は、変
調器およびアップ・コンバータ２０２に加えられる。そこでは、その振幅が、同
様にパルス発生器モジュール１２１から受信された信号Ｒ（ｔ）に応じて変調さ
れる。信号Ｒ（ｔ）は、生成すべきＲＦ励起パルスのエンベロープを特定して、
格納された一連のデジタル値を連続して読みだすことによってモジュール１２１
で生成される。これらの格納されたデジタル値は、次にオペレータ・コンソール
１００から変更され、所望のＲＦパルス・エンベロープの生成が可能になる。
【００４５】 出力２０５で生成されたＲＦ励起パルスの大きさは、励振器減衰器回路２０６
によって減衰される。励振器減衰器回路２０６は、バックプレーン１１８からデ
ジタル・コマンドを受信する。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２
Ａを駆動する電力増幅器１５１に加えられる。トランシーバー１２２のこの部分
に関するさらに詳細な説明については、引用によりこの明細書に組み込まれてい
る米国特許第４，９５２，８７７号公報を参照することができる。
によって減衰される。励振器減衰器回路２０６は、バックプレーン１１８からデ
ジタル・コマンドを受信する。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２
Ａを駆動する電力増幅器１５１に加えられる。トランシーバー１２２のこの部分
に関するさらに詳細な説明については、引用によりこの明細書に組み込まれてい
る米国特許第４，９５２，８７７号公報を参照することができる。
【００４６】 引き続き図１および図２を参照すると、対象体によって生成される信号は、受
信機コイル１５２Ｂによって受信され、プリアンプ１５３を通じて受信機減衰器
２０７の入力に加えられる。受信機減衰器２０７は、バックプレーン１１８から
受信されるデジタル減衰信号によって決定された量だけ信号をさらに増幅する。
信機コイル１５２Ｂによって受信され、プリアンプ１５３を通じて受信機減衰器
２０７の入力に加えられる。受信機減衰器２０７は、バックプレーン１１８から
受信されるデジタル減衰信号によって決定された量だけ信号をさらに増幅する。
【００４７】 受信信号はラーモア周波数またはその付近にある。この高い周波数信号は、ダ
ウン・コンバータ２０８によって２ステップ・プロセスに下方変換される。ダウ
ン・コンバータ２０８は、最初にＮＭＲ信号をライン２０１の搬送信号と混合し
てから、結果として生じる差信号をライン２０４の２．５ＭＨｚ基準信号と混合
する。下方変換されたＮＭＲ信号は、アナログ−デジタル(Ａ／Ｄ)・コンバータ
２０９の入力に加えられる。アナログ−デジタル(Ａ／Ｄ)・コンバータ２０９は
、アナログ信号をサンプリングしてデジタル化してから、それをデジタル検出器
および信号プロセッサ２１０に加える。デジタル検出器および信号プロセッサ２
１０は、受信された信号に対応した１６ビット同位相（Ｉ）値と１６ビット直角
位相（Ｑ）値を生成する。受信信号のデジタル化されたＩ値とＱ値の結果として
のストリームは、バックプレーン１１８を通じてメモリ・モジュール１６０に出
力される。メモリ・モジュール１６０では、それらの値はイメージの復元や造影
剤の到達の検出に使用される。
ウン・コンバータ２０８によって２ステップ・プロセスに下方変換される。ダウ
ン・コンバータ２０８は、最初にＮＭＲ信号をライン２０１の搬送信号と混合し
てから、結果として生じる差信号をライン２０４の２．５ＭＨｚ基準信号と混合
する。下方変換されたＮＭＲ信号は、アナログ−デジタル(Ａ／Ｄ)・コンバータ
２０９の入力に加えられる。アナログ−デジタル(Ａ／Ｄ)・コンバータ２０９は
、アナログ信号をサンプリングしてデジタル化してから、それをデジタル検出器
および信号プロセッサ２１０に加える。デジタル検出器および信号プロセッサ２
１０は、受信された信号に対応した１６ビット同位相（Ｉ）値と１６ビット直角
位相（Ｑ）値を生成する。受信信号のデジタル化されたＩ値とＱ値の結果として
のストリームは、バックプレーン１１８を通じてメモリ・モジュール１６０に出
力される。メモリ・モジュール１６０では、それらの値はイメージの復元や造影
剤の到達の検出に使用される。
【００４８】 ２５０ｋＨｚサンプリング信号と５、１０及び６０ＭＨｚ基準信号と同様に、
２．５ＭＨｚ基準信号は共通の２０ＭＨｚマスター・クロック信号から基準信号
発生器２０３で発生させる。この受信装置の更に詳細な説明については、引用に
よって本明細書に組み込まれている米国特許第４，９９２，７３６号公報を参照
することができる。
２．５ＭＨｚ基準信号は共通の２０ＭＨｚマスター・クロック信号から基準信号
発生器２０３で発生させる。この受信装置の更に詳細な説明については、引用に
よって本明細書に組み込まれている米国特許第４，９９２，７３６号公報を参照
することができる。
【００４９】 本発明は多数の異なるパルス・シーケンスにより使用可能であるが、本発明の
好ましい実施態様では図３に表された３Ｄ勾配リコール・エコー・パルス・シー
ケンスを使用している。改定レベル５．５システム・ソフトウエアの商標名「Ｓ
ＩＧＮＡ」の下に販売されているジェネラル・エレクトリック社の１．５テスラ
ＭＲ走査装置で利用可能なパルス・シーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を使用した。こ
のシーケンスは、以下で考察されるｋスペース・サンプリング・パターンを実行
出来るように、多数のボリュームからデータを収集すべく改変された。
好ましい実施態様では図３に表された３Ｄ勾配リコール・エコー・パルス・シー
ケンスを使用している。改定レベル５．５システム・ソフトウエアの商標名「Ｓ
ＩＧＮＡ」の下に販売されているジェネラル・エレクトリック社の１．５テスラ
ＭＲ走査装置で利用可能なパルス・シーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を使用した。こ
のシーケンスは、以下で考察されるｋスペース・サンプリング・パターンを実行
出来るように、多数のボリュームからデータを収集すべく改変された。
【００５０】 特に、図３を参照すると、スラブ選択性勾配パルス２２２の存在下で６０°の
フリップ角度を有するＲＦ励起パルス２２０が発生し、米国特許第４，４３１，
９６８号公報で開示されたように、問題の３Ｄボリュームの中に横方向の磁化を
発生する。これにｚ軸に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２４とｙ軸
に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２６が引き続く。ｘ軸に沿って向
けられた読出し勾配パルス２２８が続き、部分的なエコー（６０％）ＮＭＲ信号
２３０が先に説明したように取得され、ディジタル化される。取得後に、米国特
許第４，６６５，３６５号で開示されたように、リワインダー勾配パルス２３２
、２３４がパルス・シーケンスの繰り返し前に磁化を再位相化する。
フリップ角度を有するＲＦ励起パルス２２０が発生し、米国特許第４，４３１，
９６８号公報で開示されたように、問題の３Ｄボリュームの中に横方向の磁化を
発生する。これにｚ軸に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２４とｙ軸
に沿って向けられた位相コード化勾配パルス２２６が引き続く。ｘ軸に沿って向
けられた読出し勾配パルス２２８が続き、部分的なエコー（６０％）ＮＭＲ信号
２３０が先に説明したように取得され、ディジタル化される。取得後に、米国特
許第４，６６５，３６５号で開示されたように、リワインダー勾配パルス２３２
、２３４がパルス・シーケンスの繰り返し前に磁化を再位相化する。
【００５１】 当技術で周知のように、パルス・シーケンスが繰り返され、位相コード化パル
ス２２４、２２６が、図４に示された３Ｄ・ｋスペースをサンプリングすべく一
連の値を介してステップ処理される。好ましい実施態様においては、１６個の位
相コード化をｚ軸に沿って使用し、１２８個の位相コード化をｙ軸に沿って使用
している。従って、各特定のｙ位相コード化の場合、１２個の異なるｚ位相コー
ド化での１６個の取得が完全にｋz 軸に沿ってサンプリングすべく行われる。こ
れはｋy 軸に沿って完全にサンプリングすべく１２８個の異なるｙ位相コード化
により１２８回繰り返される。以下に示す説明から明らかとなるように、このサ
ンプリングが実施される順序は重要である。
ス２２４、２２６が、図４に示された３Ｄ・ｋスペースをサンプリングすべく一
連の値を介してステップ処理される。好ましい実施態様においては、１６個の位
相コード化をｚ軸に沿って使用し、１２８個の位相コード化をｙ軸に沿って使用
している。従って、各特定のｙ位相コード化の場合、１２個の異なるｚ位相コー
ド化での１６個の取得が完全にｋz 軸に沿ってサンプリングすべく行われる。こ
れはｋy 軸に沿って完全にサンプリングすべく１２８個の異なるｙ位相コード化
により１２８回繰り返される。以下に示す説明から明らかとなるように、このサ
ンプリングが実施される順序は重要である。
【００５２】 ｋx 軸に沿ったサンプリングは各パルス・シーケンス中における読み出し勾配
パルス２２８の存在下においてエコー信号２３０をサンプリングすることで行わ
れる。ｋx 軸に沿った部分サンプリングのみが行われ、失われたデータはホモダ
イン再構築法又はゼロ充填法により演算されることが当業者には理解されよう。
これにより、パルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）を１．８〜２．０ミリ秒
よりも短くすることができるとともに、パルス繰り返し速度（ＴＲ）を１０．０
ミリ秒よりも短くすることができる。
パルス２２８の存在下においてエコー信号２３０をサンプリングすることで行わ
れる。ｋx 軸に沿った部分サンプリングのみが行われ、失われたデータはホモダ
イン再構築法又はゼロ充填法により演算されることが当業者には理解されよう。
これにより、パルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）を１．８〜２．０ミリ秒
よりも短くすることができるとともに、パルス繰り返し速度（ＴＲ）を１０．０
ミリ秒よりも短くすることができる。
【００５３】 特に、図４では、動的研究を行う目的で、サンプリングされるｋスペースが多
数の領域に分割されている。好ましい実施態様において、３Ｄ・ｋスペースは「
Ａ〜Ｃ」で表された３つの領域に分割される。これらの領域Ａ〜Ｃの境界は、ｋ y 軸に沿って配置され、ｋy ＝０に関して対称である。中央ｋスペース領域はＡ
中央領域「Ａ」が占めており、これらの「中央」サンプルは再構築された画像内
の全体のコントラストを決定する情報の大部分を含む。ここで説明されるように
、動的研究における各フレーム画像に対しての基礎を成し且つ最終的な時間フレ
ーム速度を決定するのは中央ｋスペース領域Ａである。
数の領域に分割されている。好ましい実施態様において、３Ｄ・ｋスペースは「
Ａ〜Ｃ」で表された３つの領域に分割される。これらの領域Ａ〜Ｃの境界は、ｋ y 軸に沿って配置され、ｋy ＝０に関して対称である。中央ｋスペース領域はＡ
中央領域「Ａ」が占めており、これらの「中央」サンプルは再構築された画像内
の全体のコントラストを決定する情報の大部分を含む。ここで説明されるように
、動的研究における各フレーム画像に対しての基礎を成し且つ最終的な時間フレ
ーム速度を決定するのは中央ｋスペース領域Ａである。
【００５４】 残り２つの「周縁」ｋスペース領域Ｂ及びＣは、分割され、中央領域Ａの両側
に配置している。ｋスペースの中央領域は、動的研究の間に周縁領域よりも高速
でサンプリングされる。好ましい実施態様では、これは、中央領域Ａと２つの周
縁領域のうちの１つとを交互にサンプリングすることで達成される。従って、次
のサンプリング・シーケンスは、動的研究の間に実行される。 ＡＢ ＡＣ ＡＢ ＡＣ ＡＢ ＡＣ … このようなサンプリング・シーケンスは、図５にグラフ状に示されている。ここ
で、横軸は動的研究の間の実時間を表し、縦軸はサンプリングされるｋy軸に沿
ったｋスペースにおける領域である。各ｋスペース領域Ａ〜Ｃのどれかがサンプ
リングされる時間は標記され、また、その下付き文字は、動的研究の間にその領
域がサンプリングされた回数を表示する。中央ｋスペース領域Ａが周縁ｋスペー
ス領域Ｂ〜Ｃよりも速い時速でサンプリングされるということは、きわめて明ら
かである。
に配置している。ｋスペースの中央領域は、動的研究の間に周縁領域よりも高速
でサンプリングされる。好ましい実施態様では、これは、中央領域Ａと２つの周
縁領域のうちの１つとを交互にサンプリングすることで達成される。従って、次
のサンプリング・シーケンスは、動的研究の間に実行される。 ＡＢ ＡＣ ＡＢ ＡＣ ＡＢ ＡＣ … このようなサンプリング・シーケンスは、図５にグラフ状に示されている。ここ
で、横軸は動的研究の間の実時間を表し、縦軸はサンプリングされるｋy軸に沿
ったｋスペースにおける領域である。各ｋスペース領域Ａ〜Ｃのどれかがサンプ
リングされる時間は標記され、また、その下付き文字は、動的研究の間にその領
域がサンプリングされた回数を表示する。中央ｋスペース領域Ａが周縁ｋスペー
ス領域Ｂ〜Ｃよりも速い時速でサンプリングされるということは、きわめて明ら
かである。
【００５５】 ｋスペースを他の方法で分割することができるということを、当業者は認識す
ることができる。たとえば、領域の数を変えることができ、また、領域の境界が
スライス選択ｋz 軸に沿って配置されるように、領域を方向づけることができる
。さらに、ｋスペースを、１つの円形中央領域と、これを取り囲んでいる複数の
環状周縁領域とに分割することもできる。
ることができる。たとえば、領域の数を変えることができ、また、領域の境界が
スライス選択ｋz 軸に沿って配置されるように、領域を方向づけることができる
。さらに、ｋスペースを、１つの円形中央領域と、これを取り囲んでいる複数の
環状周縁領域とに分割することもできる。
【００５６】 動的研究中に取得したデータは、動的研究中に発生するコントラストの変化を
表す一連のフレーム画像Ｆ1 〜Ｆn を再構築するために、多数の方法で使用可能
である。図６に示された１つの実施態様においては、Ｆ1 〜Ｆn で表された画像
フレームは、それぞれ中央ｋスペース領域取得（Ａ1 〜Ａ7 ）から得られたデー
タを使用して再構築される。これは、取り囲んでいる周縁ｋスペース領域Ｂ〜Ｃ
から時間的に隣接するデータを組み合わせた特定の中央ｋスペース領域Ａデータ
を使用してフレーム画像を再構築するのに十分なデ−タ・セットを形成すること
により達成される。各画像フレーム・データ・セットは、動的研究中における特
定の時点における被験者を表している。
表す一連のフレーム画像Ｆ1 〜Ｆn を再構築するために、多数の方法で使用可能
である。図６に示された１つの実施態様においては、Ｆ1 〜Ｆn で表された画像
フレームは、それぞれ中央ｋスペース領域取得（Ａ1 〜Ａ7 ）から得られたデー
タを使用して再構築される。これは、取り囲んでいる周縁ｋスペース領域Ｂ〜Ｃ
から時間的に隣接するデータを組み合わせた特定の中央ｋスペース領域Ａデータ
を使用してフレーム画像を再構築するのに十分なデ−タ・セットを形成すること
により達成される。各画像フレーム・データ・セットは、動的研究中における特
定の時点における被験者を表している。
【００５７】 かかる各画像データ・フレーム・セットを形成する１つの方法は、中央ｋスペ
ース領域Ａの取得に時間上最も近い周縁領域から取得したデータを使用する方法
である。時間的に画像フレームに最も近いデータを選択するこの方法は、本明細
書では「最近似」法と称している。ｋスペースの周縁領域に対して最も近いデー
タは時々そのフレーム時間に近いものであり、他の場合、そのフレーム時間は２
つのサンプル期間の間の中間になっていることを認識することができる。
ース領域Ａの取得に時間上最も近い周縁領域から取得したデータを使用する方法
である。時間的に画像フレームに最も近いデータを選択するこの方法は、本明細
書では「最近似」法と称している。ｋスペースの周縁領域に対して最も近いデー
タは時々そのフレーム時間に近いものであり、他の場合、そのフレーム時間は２
つのサンプル期間の間の中間になっていることを認識することができる。
【００５８】 各フレームＦ2 〜Ｆ6 におけるデータ・セットを形成する他の方法は、２つの
隣接した周縁領域のそれぞれについて取得したデータ・セット間を補間すること
である。線形補間法が使用されるが、非線形補間法も使用可能である。例えば、
動的研究中に問題の領域への造影剤の流れを示す関数が決定されれば、その関数
は検討中に異なる時点で行われたサンプリングを重み付けするために使用可能で
ある。
隣接した周縁領域のそれぞれについて取得したデータ・セット間を補間すること
である。線形補間法が使用されるが、非線形補間法も使用可能である。例えば、
動的研究中に問題の領域への造影剤の流れを示す関数が決定されれば、その関数
は検討中に異なる時点で行われたサンプリングを重み付けするために使用可能で
ある。
【００５９】 データ・セットがどの様に形成されるかとは無関係に、図７に示された３Ｄフ
レーム画像の対応するセットを再構築する目的で、画像データ・フレーム・セッ
トは使用される。好ましい実施態様においては、各３Ｄフレーム画像を再構築す
る目的で三次元フーリエ変換法が使用される。このような６つの３Ｄフレーム画
像が、フレーム画像データ・セット２５０〜２５５として図７に示されている。
医師によってこれらの画像データ・セットから２つが選ばれ、減算されて異なる
３Ｄ画像２７０が形成される。不都合なことに、２つのうちのどちらを選ぶべき
であるかを決定するために３Ｄ画像をすべて再構築しなければならないうえに調
べなければならず、また、すべての画像の再構築にはかなりの処理時間がかかる
。
レーム画像の対応するセットを再構築する目的で、画像データ・フレーム・セッ
トは使用される。好ましい実施態様においては、各３Ｄフレーム画像を再構築す
る目的で三次元フーリエ変換法が使用される。このような６つの３Ｄフレーム画
像が、フレーム画像データ・セット２５０〜２５５として図７に示されている。
医師によってこれらの画像データ・セットから２つが選ばれ、減算されて異なる
３Ｄ画像２７０が形成される。不都合なことに、２つのうちのどちらを選ぶべき
であるかを決定するために３Ｄ画像をすべて再構築しなければならないうえに調
べなければならず、また、すべての画像の再構築にはかなりの処理時間がかかる
。
【００６０】 ３Ｄデータ・アレイ２５０〜２５５の１つを介して横断面内に位置決められた
１セットのデータ点を選択することで簡単に画像を形成することができるが、か
かる画像は限定された診断値を有している。これは、血管は通常単一面内には存
在せず、また、かかる横断面画像は、或る選択された面をたまたま通過する多く
の血管の短い部片又は横断面のみを示すからである。かかる画像は特定の血管内
における特定の箇所を診断すべき場合には有用であるが、血管系の健康状態を診
断し、発病しているかもしれない領域を確認する手段としては余り役立たない。
１セットのデータ点を選択することで簡単に画像を形成することができるが、か
かる画像は限定された診断値を有している。これは、血管は通常単一面内には存
在せず、また、かかる横断面画像は、或る選択された面をたまたま通過する多く
の血管の短い部片又は横断面のみを示すからである。かかる画像は特定の血管内
における特定の箇所を診断すべき場合には有用であるが、血管系の健康状態を診
断し、発病しているかもしれない領域を確認する手段としては余り役立たない。
【００６１】 血管の全体の構造とその健康状態を評価するには、血管系の造影画像を形成す
るためＮＭＲデータの３Ｄアレイを単一の２Ｄ投影画像に投影することが一層有
用である。これを行う最も普通に使用されている方法は、投影画像中の各画素か
ら光線をデータ点のアレイを介して投影し、最大値を有するデータ点を選択する
方法である。各光線について選択された値は投影画像中での対応する画素の明る
さを制御する目的に使用される。以後「最大画素技法」と称するこの方法は実施
が極めて容易であり、審美的にも快適な画像をもたらす。これが３Ｄ画像を見る
ために現時点では好ましい方法である。
るためＮＭＲデータの３Ｄアレイを単一の２Ｄ投影画像に投影することが一層有
用である。これを行う最も普通に使用されている方法は、投影画像中の各画素か
ら光線をデータ点のアレイを介して投影し、最大値を有するデータ点を選択する
方法である。各光線について選択された値は投影画像中での対応する画素の明る
さを制御する目的に使用される。以後「最大画素技法」と称するこの方法は実施
が極めて容易であり、審美的にも快適な画像をもたらす。これが３Ｄ画像を見る
ために現時点では好ましい方法である。
【００６２】 各３Ｄ画像フレーム・データ・セット２５０〜２５５から得られた２Ｄ投影画
像を２６０〜２６５として図７に示す。これらの画像は直接見ることができ、動
的研究中における全時間経過にわたり、被験者の血管系内にいたる造影剤の流れ
を観察する目的に使用可能である。不都合なことには、これらすべての３Ｄ画像
及び２Ｄ投影の再構築および投影には、かなりの時間がかかる。
像を２６０〜２６５として図７に示す。これらの画像は直接見ることができ、動
的研究中における全時間経過にわたり、被験者の血管系内にいたる造影剤の流れ
を観察する目的に使用可能である。不都合なことには、これらすべての３Ｄ画像
及び２Ｄ投影の再構築および投影には、かなりの時間がかかる。
【００６３】 本発明によれば、一連のｋスペース・データ・セットは、最適なコントラスト
の画像を作り出すために迅速に処理される動的走査中に取得された。いくつかの
ステップは、システム・コントロール１２２から受けた生のｋスペース・データ
について、コンピュータ・システム１０７において実行された。好ましい実施態
様に用いられたプログラムのフロー・チャートは図１０に示されている。
の画像を作り出すために迅速に処理される動的走査中に取得された。いくつかの
ステップは、システム・コントロール１２２から受けた生のｋスペース・データ
について、コンピュータ・システム１０７において実行された。好ましい実施態
様に用いられたプログラムのフロー・チャートは図１０に示されている。
【００６４】 図１０によれば、プロセス・ブロック３００で示されたように、走査が終わっ
た後に、取得したｋスペース・データ・セットの信号強度指標（ε）が、等式１
を用いて算出される。次いで、プロセス・ブロック３０２で、図９に示されたよ
うなコントラスト曲線が、等式２を用いてそれぞれの信号強度指標の計算値を繰
り込むことによって作成される。プロセス・ブロック３０３で示されたように、
このコントラスト曲線から、等式８を用いて信号の平均値が決定される。プロセ
ス・ブロック３０４で示されたように、ｋスペース・データ・セットは、等式７
で算出されたような乗法因数を用いて重み付けることにより、結合される。プロ
セス・ブロック３０５で示されたように、次いで、形成された最適な三次元ｋス
ペース・データ・セットが、画像を再構築するのに用いられる。このような整合
フィルター技術は、最適な信号対雑音比を有していることと、実施が容易である
ことがわかった。
た後に、取得したｋスペース・データ・セットの信号強度指標（ε）が、等式１
を用いて算出される。次いで、プロセス・ブロック３０２で、図９に示されたよ
うなコントラスト曲線が、等式２を用いてそれぞれの信号強度指標の計算値を繰
り込むことによって作成される。プロセス・ブロック３０３で示されたように、
このコントラスト曲線から、等式８を用いて信号の平均値が決定される。プロセ
ス・ブロック３０４で示されたように、ｋスペース・データ・セットは、等式７
で算出されたような乗法因数を用いて重み付けることにより、結合される。プロ
セス・ブロック３０５で示されたように、次いで、形成された最適な三次元ｋス
ペース・データ・セットが、画像を再構築するのに用いられる。このような整合
フィルター技術は、最適な信号対雑音比を有していることと、実施が容易である
ことがわかった。
【００６５】 図１０に記載された処理手順の全体は、走査が終わるとただちに、短時間で自
動的に実行することができる。動的研究中に取得された完全なデータのセットは
、必要であれば、後の徹底的な検討のために利用することができるが、本発明に
従って作成された最適な画像によれば、たいていの場合に、臨床的に最良の画像
がもたらされる。いくつかの理由のためにこの検討が繰り返されるときには、患
者を引き取らせる前に、この画像もまた、即座に表示される。
動的に実行することができる。動的研究中に取得された完全なデータのセットは
、必要であれば、後の徹底的な検討のために利用することができるが、本発明に
従って作成された最適な画像によれば、たいていの場合に、臨床的に最良の画像
がもたらされる。いくつかの理由のためにこの検討が繰り返されるときには、患
者を引き取らせる前に、この画像もまた、即座に表示される。
【００６６】 画像から増幅されていない組織信号を減算することが勧められるような臨床的
状況では、プレ−コントラスト・マスク（ＭＡＳＫ）・ｋスペース・データ・セ
ットを形成するために、造影剤の到達に先立って取得された一組のフレームを決
定するのに、ε’（ｔ）の値を用いることができる。この方法を例示している図
１１によれば、プロセス・ブロック４００で示されたように、走査が終わった後
に、取得したｋスペース・データ・セットの信号強度指標（ε）が、等式１を用
いて算出される。次いで、プロセス・ブロック４０２で、図９に示されたような
コントラスト曲線が、等式２を用いてそれぞれの信号強度指標εの計算値を繰り
込むことによって作成される。プロセス・ブロック４０３で示されたように、図
９中に破線１０で示したような予め定められたしきい値よりも大きいε’の値を
表す第１フレームに先立って取得されたＡ、ＢおよびＣのｋスペース部分のすべ
ては、等式３ごとに結合されて、プレ−コントラスト・マスク・データ・セット
を形成する。
状況では、プレ−コントラスト・マスク（ＭＡＳＫ）・ｋスペース・データ・セ
ットを形成するために、造影剤の到達に先立って取得された一組のフレームを決
定するのに、ε’（ｔ）の値を用いることができる。この方法を例示している図
１１によれば、プロセス・ブロック４００で示されたように、走査が終わった後
に、取得したｋスペース・データ・セットの信号強度指標（ε）が、等式１を用
いて算出される。次いで、プロセス・ブロック４０２で、図９に示されたような
コントラスト曲線が、等式２を用いてそれぞれの信号強度指標εの計算値を繰り
込むことによって作成される。プロセス・ブロック４０３で示されたように、図
９中に破線１０で示したような予め定められたしきい値よりも大きいε’の値を
表す第１フレームに先立って取得されたＡ、ＢおよびＣのｋスペース部分のすべ
ては、等式３ごとに結合されて、プレ−コントラスト・マスク・データ・セット
を形成する。
【００６７】 従って、このマスクは、以下で説明されるように、単一の最適時間フレームを
形成するために利用することができ、あるいは、一連のポスト−コントラスト時
間フレームから形成された時系列の画像から、プレ−コントラスト減算のために
用いられる。従って、遅れて満たされる血管についての検査、あるいは造影剤の
取込み中における患者の動きによる検査のような時間的情報が必要である検査に
用いるための最適なプレ−コントラスト・ｋスペース・データ・セットが制限さ
れた数の実行可能であるいっそう後の時間フレームを有しているので、しきい値
マスクは維持される。
形成するために利用することができ、あるいは、一連のポスト−コントラスト時
間フレームから形成された時系列の画像から、プレ−コントラスト減算のために
用いられる。従って、遅れて満たされる血管についての検査、あるいは造影剤の
取込み中における患者の動きによる検査のような時間的情報が必要である検査に
用いるための最適なプレ−コントラスト・ｋスペース・データ・セットが制限さ
れた数の実行可能であるいっそう後の時間フレームを有しているので、しきい値
マスクは維持される。
【００６８】 次いで、プロセス・ブロック４０４に示されたように、単一のプレ−コントラ
スト・ｋスペース・データ・セットであるコントラスト（ＣＯＮＴＲＡＳＴ）が
、等式４ごとに形成される。このことは、プロセス・ブロック４０４で示された
ように、プリセットされたポスト・コントラストしきい値より高く繰り込みされ
た信号エネルギーε’が備わっているＡ、ＢおよびＣ領域のｋスペース・データ
・セットのそれぞれを選ぶことで達成される。好ましい実施態様では、このしき
い値は、算出された最大エネルギーε’（ｍａｘ）の３０％として選ばれる。
スト・ｋスペース・データ・セットであるコントラスト（ＣＯＮＴＲＡＳＴ）が
、等式４ごとに形成される。このことは、プロセス・ブロック４０４で示された
ように、プリセットされたポスト・コントラストしきい値より高く繰り込みされ
た信号エネルギーε’が備わっているＡ、ＢおよびＣ領域のｋスペース・データ
・セットのそれぞれを選ぶことで達成される。好ましい実施態様では、このしき
い値は、算出された最大エネルギーε’（ｍａｘ）の３０％として選ばれる。
【００６９】 プロセス・ブロック４０５に示されたように、マスク・ｋスペース・データ・
セットは、等式５の上方に記載されたように、コントラスト・ｋスペース・デー
タ・セットから減算される。次いで、プロセス・ブロック４０６に示されたよう
に、その結果の三次元ｋスペース・データ・セットは、画像を再構築するために
用いられる。この代わりに、マスク・ｋスペース・データ・セットは、時系列の
ｋスペース・データ・セットから減算してもよい。
セットは、等式５の上方に記載されたように、コントラスト・ｋスペース・デー
タ・セットから減算される。次いで、プロセス・ブロック４０６に示されたよう
に、その結果の三次元ｋスペース・データ・セットは、画像を再構築するために
用いられる。この代わりに、マスク・ｋスペース・データ・セットは、時系列の
ｋスペース・データ・セットから減算してもよい。
【００７０】 本発明は、撮像された全体積の全体的な見積もりから造影剤の塊の動力を決定
するためにも用いることができる。次いで、この見積もりは、息こらえ、造影剤
注入および最適ｋスペース取得を自動的に整合させるために用いられる。特に図
１２には、本発明を用いる動的ＭＲＡ検討が例示されている。このような特定の
動的ＭＲＡ検討は、造影材料の注入、息こらえの開始および、３Ｄ血管造影図の
取得を最大動脈信号の間に自動的に整合するために腹部撮像に用いられる。破線
５００で表した検討の第１部分は、静脈への注射と問題の領域における造影剤の
到達との間の遅延時間（Δｔ）を測定するものである。ブロック５０２で示され
たように、造影剤の小さい試験塊が注入されるとともに、図３のパルス・シーケ
ンスを用いることで低い解像度のｋスペース・データ・セットＡ’が繰り返し取
得される。このｋスペース・データ・セットＡ’はｋスペースの中央領域から得
られたものであるが、画像を再構築することには用いないので、その解像度、す
なわちｋスペース・サンプリング率は、上記で考察した撮像用中央ｋスペース領
域Ａよりも小さい。その結果、ｋスペース・データ・セットＡ’は、迅速に得る
ことができるとともに、等式１の上方に記載されたように、信号強度指標εを速
く算出するために用いることができる。
するためにも用いることができる。次いで、この見積もりは、息こらえ、造影剤
注入および最適ｋスペース取得を自動的に整合させるために用いられる。特に図
１２には、本発明を用いる動的ＭＲＡ検討が例示されている。このような特定の
動的ＭＲＡ検討は、造影材料の注入、息こらえの開始および、３Ｄ血管造影図の
取得を最大動脈信号の間に自動的に整合するために腹部撮像に用いられる。破線
５００で表した検討の第１部分は、静脈への注射と問題の領域における造影剤の
到達との間の遅延時間（Δｔ）を測定するものである。ブロック５０２で示され
たように、造影剤の小さい試験塊が注入されるとともに、図３のパルス・シーケ
ンスを用いることで低い解像度のｋスペース・データ・セットＡ’が繰り返し取
得される。このｋスペース・データ・セットＡ’はｋスペースの中央領域から得
られたものであるが、画像を再構築することには用いないので、その解像度、す
なわちｋスペース・サンプリング率は、上記で考察した撮像用中央ｋスペース領
域Ａよりも小さい。その結果、ｋスペース・データ・セットＡ’は、迅速に得る
ことができるとともに、等式１の上方に記載されたように、信号強度指標εを速
く算出するために用いることができる。
【００７１】 その取得は、時間の遅れ（Δｔ）を決定するために充分な時間だけ続く。時間
の遅れ（Δｔ）は、算出された値εを監視すること及びその値がプリセットされ
たしきい値を越えたときを検出することによって決定される。時間のかかるフー
リエ変換が必要ないので、信号強度指標εの計算値を速く算出することができる
とともに、塊の到達を検出するために用いることができる。
の遅れ（Δｔ）は、算出された値εを監視すること及びその値がプリセットされ
たしきい値を越えたときを検出することによって決定される。時間のかかるフー
リエ変換が必要ないので、信号強度指標εの計算値を速く算出することができる
とともに、塊の到達を検出するために用いることができる。
【００７２】 測定された時間の遅れ（Δｔ）は、高い解像度の３Ｄ血管造影図を取得するた
めに、パルス発生器モジュールによって用いられる。図１２中にブロック５０４
で示したように、造影剤の全量が患者の体内へ注入されるとともに、時間Δｔが
経過した後に、ブロック５０６で示されたメッセージが作成されて、その患者に
息こらえを始めるように指示が出される。５０８で示されたように、その後まも
なく、完全な３Ｄ・ｋスペース・データ・セットが中央の見る順序で取得される
。ｋスペースの中央領域Ａは、曲線５１０で示されたコントラスト増幅が最大値
にあるときに、まず取得される。
めに、パルス発生器モジュールによって用いられる。図１２中にブロック５０４
で示したように、造影剤の全量が患者の体内へ注入されるとともに、時間Δｔが
経過した後に、ブロック５０６で示されたメッセージが作成されて、その患者に
息こらえを始めるように指示が出される。５０８で示されたように、その後まも
なく、完全な３Ｄ・ｋスペース・データ・セットが中央の見る順序で取得される
。ｋスペースの中央領域Ａは、曲線５１０で示されたコントラスト増幅が最大値
にあるときに、まず取得される。
【図１】 図１は、本発明を採用するＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】 図２は、図１のＭＲＩシステムの一部分を形成するトランシーバーの電気的ブ
ロック図である。
ロック図である。
【図３】 図３は、本発明の好ましい実施態様に採用するパルス・シーケンスをグラフ的
に表した図である。
に表した図である。
【図４】 図４は、本発明の好ましい実施態様を実施する際にデータをサンプルとして採
る三次元ｋスペースを模式的に表した図である。
る三次元ｋスペースを模式的に表した図である。
【図５】 図５は、図４の三次元ｋスペースがサンプルされる順序をグラフ的に表した図
である。
である。
【図６】 図６は、図４の三次元ｋスペースのサンプリングをグラフ的に表した図であっ
て、動的研究中における各画像フレームが本発明の１つの実施態様に従って再構
築される時間を示している。
て、動的研究中における各画像フレームが本発明の１つの実施態様に従って再構
築される時間を示している。
【図７】 図７は、動的研究中における各画像フレームに対するデータ・セット及びこれ
らのデータ・セットがＭＲＩ画像形成するのにどの様に組み合わされるかを描画
的に表したものである。
らのデータ・セットがＭＲＩ画像形成するのにどの様に組み合わされるかを描画
的に表したものである。
【図８】 図８は、模範的な動的走査中の３つに分けられたｋスペース領域における信号
強度指標をグラフ的に表した図である。
強度指標をグラフ的に表した図である。
【図９】 図９は、図８における模範的な信号強度指標の繰り込みによって形成されたコ
ントラスト曲線をグラフ的に表した図である。
ントラスト曲線をグラフ的に表した図である。
【図１０】 図１０は、図１のＭＲＩシステムに関する発明を実施するための好ましい方法
のフロー・チャートである。
のフロー・チャートである。
【図１１】 図１１は、図１のＭＲＩシステムに関する発明を実施するための第２の好まし
い方法のフロー・チャートである。
い方法のフロー・チャートである。
【図１２】 図１２は、図１のＭＲＩシステムに関する発明を実施するための第３の好まし
い方法をグラフ的に図示したものである。
い方法をグラフ的に図示したものである。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者 ミストレッタ，チャールズ エイ． アメリカ合衆国 ウイスコンシン 53704 マデイソン フェアウェル ドライブ 843 Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AB04 AB07 AC05 AD12 AD14 AD23 BA18 BA37 BA41 BB40 DA01 DA04 DA08 DA14 DA15 DB03 DB12 DB13 DC05 DC21 DC25 DC35 DC40
Claims (18)
- 【請求項１】 ＭＲＩシステムを用いて対象体のコントラスト増幅型ＭＲＡ
画像を作成するための方法であって、それらのステップが、 ａ） 対象体の中へ造影剤を注入するステップ、 ｂ） 撮像される対象体の中における問題の領域に造影剤が入っている時間に
わたって、一連のｋスペース・データ・セットを取得するステップ、 ｃ） それぞれのｋスペース・データ・セットについて、信号強度指標を算出
するステップ、 ｄ） 最後のｋスペース・データ・セットを形成するために、算出された高い
信号強度指標を有している第１のｋスペース・データ・セットを選ぶステップ、
および ｅ） その最後のｋスペース・データ・セットを用いて画像を再構築するステ
ップ を含んでなる方法。 - 【請求項２】 １つのｋスペース・データ・セットについての信号強度指標
が、そのｋスペース・データ・セットにおける一組のｋスペース・サンプルにつ
いての実数構成要素の二乗と虚数構成要素の二乗との和の平方根を互いに合計す
ることで算出される請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 ｆ） 算出された低い信号強度指標を有している第２のｋス
ペース・データ・セットを選ぶステップ、および ｇ） その最後のｋスペース・データ・セットを形成するために、その第１の
ｋスペース・データ・セットから第２のｋスペース・データ・セットを減算する
ステップ を含む請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 算出された信号強度指標をしきい値量より上方に有している
付加的なｋスペース・データ・セットが、その最後のｋスペース・データ・セッ
トを形成するために、その第１のｋスペース・データ・セットと結合される請求
項１に記載の方法。 - 【請求項５】 ｆ） マスク・ｋスペース・データ・セットを形成するため
に、算出された信号強度指標を第２しきい値量より下方に有している複数のｋス
ペース・データ・セットを選ぶとともに互いに結合するステップ、および ｇ） 最後のｋスペース・データ・セットを形成するために、コントラスト・
ｋスペース・データ・セットからマスク・ｋスペース・データ・セットを減算す
るステップ を含む請求項４に記載の方法。 - 【請求項６】 ｋスペース・データ・セットの算出された信号強度指標を用
いてコントラスト曲線を作成するステップを含むとともに、ステップｄ）が、そ
のコントラスト曲線で示された最大値に近い１つのｋスペース・データ・セット
を選ぶことによって実行される請求項１に記載の方法。 - 【請求項７】 取得したｋスペース・データ・セットは、ｋスペースの中央
領域からのｋスペース・サンプルをそれぞれが有している複数の中央領域ｋスペ
ース・データ・セット、およびｋスペースの周縁領域からのｋスペース・サンプ
ルをそれぞれが有している複数の周縁領域ｋスペース・データ・セットを含む請
求項１に記載の方法。 - 【請求項８】 取得したｋスペース・データ・セットのそれぞれについて算
出された信号強度指標を繰り込むステップ、および、 ｋスペース・データ・セットについて繰り込まれた信号強度指標を用いてコン
トラスト曲線を作成するステップを含んでおり、さらに、 ステップｄ）が、そのコントラスト曲線で示された最大値に近い１つの中央領
域ｋスペース・データ・セットと１つの周縁ｋスペース・データ・セットとを選
ぶことによって実行される請求項７に記載の方法。 - 【請求項９】 最後のｋスペース・データ・セットが、高い信号強度指標を
有している１つの中央領域ｋスペース・データ・セットを選ぶとともに、それを
、高い信号強度指標を有している１つの選ばれた周縁領域ｋスペース・データ・
セットに結合することによって、形成される請求項７に記載の方法。 - 【請求項１０】 最後のｋスペース・データ・セットが、高い信号強度指標
を有している複数の中央領域ｋスペース・データ・セットを平均化するとともに
、それを、高い信号強度指標を有している複数の周縁領域ｋスペース・データ・
セットの平均値に結合することによって、形成される請求項７に記載の方法。 - 【請求項１１】 ｆ） 低い信号強度指標を有している中央領域ｋスペース
・データ・セットを低い信号強度指標を有している周縁領域ｋスペース・データ
・セットに結合することによって第２のｋスペース・データ・セットを選ぶステ
ップ、および ｇ） 最後のｋスペース・データ・セットを形成するために、その第１のｋス
ペース・データ・セットからその第２のｋスペース・データ・セットを減算する
ステップ を含む請求項９に記載の方法。 - 【請求項１２】 画像が、最後のｋスペース・データ・セットをフーリエ変
換することによって再構築される請求項１に記載の方法。 - 【請求項１３】 ステップｄ）が、最後のｋスペース・データ・セットを形
成するために、複数の前記ｋスペース・データ・セットを選ぶとともに、選ばれ
たｋスペース・データ・セットが結合されるステップを含む請求項１に記載の方
法。 - 【請求項１４】 ｋスペース・データ・セットの信号強度指標の平均値を算
出するステップ、および 最後のｋスペース・データ・セットを形成するためにそれを結合する前に、選
ばれたそれぞれのｋスペース・データ・セットを重み付けするステップ を含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 重み付けするステップが、選ばれたｋスペース・データ・
セットにおける値に、ｋスペース・データ・セットの信号強度指標の平均値と選
ばれたｋスペース・データ・セットの信号強度指標との間の差に比例している加
重要素を掛けることによって、実行される請求項１４に記載の方法。 - 【請求項１６】 ＭＲＩシステムの中に置かれた対象体の視野の中で注入さ
れた造影剤の到達を検出するための方法であって、それらのステップが、 ａ） 視野の中にあるｋスペースをサンプリングするＮＭＲデータを取得する
ために、そのＭＲＩシステムでパルス・シーケンスを実行するステップ、 ｂ） 視野から複数のｋスペース・サンプルを取得するために、ステップａ）
を複数回繰り返すステップ、 ｃ） 取得した複数のｋスペース・サンプルについて信号強度指標を算出する
ステップ、 ｄ） 算出された一連の信号強度指標を作成するために、ステップａ）〜ｃ）
を複数回繰り返すステップ、および ｅ） 算出された信号強度指標がしきい値を越えたときに、視野の中に造影剤
が到達したことを表示するステップ を含んでなる方法。 - 【請求項１７】 対象体の中への造影剤の注入と視野の中への表示された到
達との間における時間遅れΔｔが測定される請求項１６に記載の方法。 - 【請求項１８】 Δｔ値に基づいた第２の注入の後に、息こらえを一時的に
するように患者に信号で伝えるステップ、 息こらえの開始の後にＮＭＲ画像データを取得するステップ、および 取得したそのＮＭＲ画像データからＭＲＡ画像を再構築するステップ によって、患者の体内へ造影剤の第２の注入が行われるとともに、そのＭＲＩシ
ステムでＭＲＡ画像が取得される請求項１７に記載の方法。
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