JP2003529421A - 血管セグメンテーションの自動化による磁気共鳴血管造影法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 造影剤ボーラスが動脈および静脈を最初に通過する検査の時間分解位相時に一連のＮＭＲ画像が、急速に取得されるコントラスト強調方法を使用して、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）が取得される。動脈ボクセルおよび静脈ボクセルは、開示された二つの方法を使用して、画像内で自動的に識別される。識別された動脈ボクセルからの信号は、対応づけ処理によって動脈ボクセルをセグメント化するために使用される。計算されたコントラスト強調用基準曲線を使用して、同じ手順により静脈ボクセルがセグメント化される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 （関連出願の相互参照） 本出願は、１９９９年１月８日に出願された米国仮出願第60/115,259号の利益
を主張する１９９９年５月１８日に出願された米国特許出願第09/314,227号の一
部継続出願である。

【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、詳しくは、ＮＭ
Ｒ信号を増幅する造影剤を使用するヒトの脈管系の研究である。

【０００３】 ヒトの脈管系の診断研究には多数の医療的な適用例がある。心臓とそれに関連
する血管とを含む循環系の視覚化において、ディジタル減算血管造影法（「ＤＳ
Ａ」）等のＸ線造影法は、広範な用途が見出されている。腎臓の動脈や静脈、及
び頸部や頭部の頸動脈及び頸静脈における血液の循環を示す画像には、計り知れ
ない診断上の有用性がある。しかしながら、都合の悪いことには、これらのＸ線
法は、潜在的に有害な電離放射線に患者がさらされるうえ、撮像すべき脈管系内
に造影剤を注入するために侵入性カテーテルの使用がしばしば必要になる。

【０００４】 これらＸ線技術の利点の一つは、画像データを高速度（即ち、高い時間分解能
）で取得できるため、造影剤の注入中に連続的な画像を取得できることである。
そのような「動的研究」は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている画
像の選択を可能にする。それらの連続的な画像のうちの早発的な画像は、その疑
わしき脈管系に十分なコントラストを有していない可能性があり、そして、後発
的な画像は、造影剤が静脈に達して周囲の組織に拡散するため、解釈するのが難
しくなる可能性がある。そのような画像の診断上の有用性を有意に増幅するため
、「リアルタイムディジタルＸ線減算イメージング法（Real-Time Digital X-ra
y Subtraction Imaging）」と題する米国特許第４，２０４，２２５号に開示さ
れているもの等の減影法を使用することができる。

【０００５】 磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用してヒト
の脈管系の画像を作成する。ヒト組織等の物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ_０）に
晒されると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁
場によって整列しようとするが、その周囲ではそれらの固有のラーモア周波数で
、でたらめな順序に歳差運動を行う。この物質すなわちこの組織が、ｘ−ｙ平面
にあり、かつ、ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ_１）に晒されると、ネッ
ト整列モーメントＭ_ｚは、そのｘ−ｙ平面に対して回転し、あるいは「傾いて」
、ネット横磁気モーメントＭ_ｔを作り出す。信号がその励起されたスピンによっ
て放出され、励起信号Ｂ_１が終了した後で、この信号が受信及び処理されて画像
を形成することができる。

【０００６】 これらの信号を利用して画像を作成する際、磁場勾配（Ｇ_ｘ、Ｇ_ｙ、及びＧ_ｚ ）が用いられる。典型的には、撮像すべき領域は、使用される特定の位置決定法
に従ってこれらの勾配が変動する連続的な測定サイクルにより走査される。当業
界では各測定を「ビュー（view）」と呼び、このビューの個数がその画像の分解
能を決定する。結果として生じる受信ＮＭＲ信号またはビューのセットはディジ
タル化され、処理されて、多くの公知の再構成技術の一つを用いて画像が再構成
される。総走査時間は、一部には、一つの画像に対して取得される測定サイクル
数またはビューの個数により決定されるため、取得するビューの個数を少なくし
て画像の分解能を犠牲にすることにより短縮することができる。

【０００７】 ＭＲ血管造影法（ＭＲＡ）は研究の活発な分野である。これまで、二つの基本
的技法が、提案および評価されてきた。第一クラスのタイム・オブ・フライト（
ＴＯＦ）技術は、ＮＭＲ信号の振幅を識別するための手段として周囲組織に対す
る血液の運動を使用する方法からなる。その最も一般的な手法は、流動する血液
と静止した組織との間に存在する信号飽和度の差異を利用することである。励起
領域を通って移動している流動血液は、ＲＦ励起パルスをほとんど受けていない
スピンで連続的にリフレッシュされており、それゆえ、ほとんど飽和しない。そ
の結果として、高信号の血液と低信号の静止組織との間に所望の画像コントラス
トが得られる。

【０００８】 また、米国再発行特許第３２，７０１号に開示されているように、取得された
ＮＭＲ信号の位相に運動をコード化するＭＲ法も開発されている。これらは第二
クラスのＭＲＡ技術を形成し、位相コントラスト（ＰＣ）法として知られている
。最近、大部分のＰＣ ＭＲＡ技術は、それぞれの画像が同一のスピン運動に対
して異なる感度を有する２つの画像を取得する。その後、一対の速度コード化画
像の間における位相差または複素差のいずれかを形成することにより、血管造影
画像が得られる。位相コントラストＭＲＡ技術は、３つの直交方向すべてにおけ
る速度成分に対して感度を有するように拡張されている。

【０００９】 ＭＲＡの診断能力を高めるため、ＭＲＡ走査に先立ってガドリニウム等の造影
剤を患者に注入することができる。米国特許第５，４１７，２１３号に記載され
ているようにこのコントラスト増幅（ＣＥ）ＭＲＡ法を用いる要領は、造影剤ボ
ーラスが関心脈管系を流れている時に中央ｋ空間ビューを取得することである。
ＣＥ−ＭＲＡ検査を成功させるためには、ピーク動脈増幅中におけるｋ空間の中
央線の収集が重要である。造影剤が到達する前にｋ空間の中央線を取得した場合
には、深刻な画像アーチファクトが当該画像の診断情報を制限する可能性がある
。一方、ピークの動脈コントラストの通過後に得られた動脈画像は、静脈の増幅
により不明瞭になる。頸動脈や腎動脈等の多くの解剖学的部位では、動脈増幅と
静脈増幅との間の分離が６秒ほどの短時間である場合がある。

【００１０】 動脈増幅と静脈増幅との間の短い分離時間は、低い空間分解能か非常に短い繰
り返し時間（ＴＲ）かのいずれかの取得シーケンスの使用を課している。短いＴ
Ｒ取得シーケンスは、長めのＴＲが可能な検査の場合と比較して、取得された画
像の信号−ノイズ比（ＳＮＲ）を厳しく制限する従って、第一通過ＣＥ−ＭＲＡ
法で要求される迅速な取得は、空間分解能または時間分解能のいずれかに上限を
課す。造影剤ボーラスの最初の通過を迅速に画像形成する方法の更なる有害な影
響は、造影剤ボーラスの形状に由来するｋ空間データのスプリアス変調である。
現行のＣＥ−ＭＲＡ検査は計り知れない臨床的有用性を有しているが、その時間
的−空間的制限のため、現在の「金字塔的基準」であるＸ線ＤＳＡにはまだ及ば
ない。

【００１１】 理想的には、血管造影図は、造影剤ボーラスの最初の通過後、より長い走査時
間を許容する技法で取得すべきである。例えば、血管内造影剤は、１時間以上の
間当該血液プールの有意な信号増幅を提供することができる。いわゆる検査の「
定常状態」部分における造影剤の最初の通過後に収集された画像は、患者の動き
によってのみ制限されるＳＮＲおよび解像度の増加という利点を有する。現在利
用可能な血管外造影剤を使用して収集された画像でも、プラズマＴ１ショートニ
ングのほんの弱い減衰を示し、ボーラスの最初の通過後に収集された、より長い
取得によって改善することがある。静脈の増幅により、動脈の画像表示リプロジ
ェクション画像が厳しく制限するが、定常状態の画像により、優れた血管描写を
行うことができる。

【００１２】 第一通過ＣＥ−ＭＲＡで見られる優れた動脈−静脈分離と、定常状態で取得さ
れる高分解能、高ＳＮＲ画像とを兼ね備えた取得法が望ましいことは明らかであ
る。一つの方策としては、静脈の増幅にかまわずに血管造影図を取得した後、後
処理工程で当該静脈信号を除去することである。血管「セグメンテーション」と
呼ばれるこれらの静脈除去技術が、何人かの研究者らにより試されてきた。しか
し、現行の血管セグメンテーション方法は、どのボクセルが動脈でどれが静脈で
あるかを当該血管の空間的／幾何学的分析またはそれらの信号強度の分析のみに
基づいて決定することが難しいため、部分的に有用性に制限があることが証明さ
れている。

【００１３】 （発明の概要） 本発明は、時間分解、コントラスト増幅による磁気共鳴血管造影法における血
管のセグメンテーションのために自動化された方法である。より具体的には、時
間経過の一連の画像は、造影剤の最初の通過時にＭＲＩシステムによって取得さ
れ、これらの画像は、各領域に分けられ、動脈および静脈コントラスト強調用基
準曲線は、各領域毎に自動的に算出され、各領域内のボクセルは、時間経過の一
連の画像に関する信号をコントラスト強調用基準曲線と比較することによって動
脈および静脈に区分される。

【００１４】 本発明の一実施態様において、コントラスト強調用基準曲線は、各画像ボクセ
ルが、そのピーク信号規模に達したときの取得時の時間を示す平均通過時間画像
を生成し、この平均通過時間画像からヒストグラムを生成し、該ヒストグラム内
の動脈および静脈ピークを突き止め、動脈ピークに対応する平均通過時間を有す
る、これらの画像ボクセルを動脈ボクセルとして選択し、静脈ピークに対応する
平均通過時間を有する、これらの画像ボクセルを静脈ボクセルとして選択するこ
とにより、自動的に生成される。

【００１５】 本発明のもう一つの実施態様において、コントラスト強調用基準曲線は、動脈
ボクセルが、造影剤到達時間間隔中に信号内で最大の傾きを有する曲線として最
初に識別され、静脈ボクセルが、造影剤到達時間ヒストグラムを生成し、該ヒス
トグラム内のピークと同一の造影剤到達時間を有する、これらのボクセルを選択
することによって識別される自動化方法によって生成される。

【００１６】 本発明の一般的な目的は、コントラスト強調された画像をセグメント化するた
めの二次元対応づけ方法を自動化することである。コントラスト強調用基準曲線
が計算される静脈および動脈ボクセルを手動で選択する代りに、これらのボクセ
ルは、自動的に選択される。

【００１７】 本発明のもう一つの目的は、対応付け用の画像セグメント化のためにコントラ
スト強調用基準曲線をより正確に生成することである。この造影剤到達時間は、
位置が異なる場合、取得された画像において通常異なる。このことは、表示領域
が広く、広く分離した人体各部からの血管に及ぶ場合は、特に当てはまる。本発
明では、表示領域を複数の領域に分け、コントラスト強調用基準曲線は、各領域
毎に自動的に生成される。これにより、各領域内の動脈、静脈、および背景組織
のセグメンテーションをより正確に行うことが可能になる。

【００１８】 本発明における前記の及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、本明細書の一部を形成し、実例として本発明の好ましい実施態様が示
されている添付図面が参照される。しかし、そのような実施態様は必ずしも本発
明の全範囲を表すものではなく、従って、本発明の範囲を解釈するためには、本
明細書中の請求の範囲を参照すべきである。

【００１９】 （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と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。これらのモジュールには、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１１
３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１１
１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。

【００２０】 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
一連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１１
９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１
２１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、一連の勾配増幅器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。

【００２１】 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Ｇ_ｘ、
Ｇ_ｙ、Ｇ_ｚ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コード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、Ｒ
Ｆ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１５
０の受信機部分で復調、濾波、およびディジタル化される。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。

【００２２】 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によってディジタル化され、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１６０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１００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。

【００２３】 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２に描かれている３Ｄ勾配リコールエコーパルスシーケ
ンスを用いる。「ＳＩＧＮＡ」という商標で販売されている、改訂レベル５．５
システムソフトウェアのジェネラル・エレクトリック社の１．５テスラＭＲスキ
ャナーで利用可能なパルスシーケンス「３ｄｆｇｒｅ」を使用した。これは以下
で説明されるｋ空間抽出パターンを実行できるように、多数ボリュームからデー
タを収集すべく改変された。

【００２４】 特に図２を参照すると、スラブ選択勾配パルス２２２の存在下において６０゜
のフリップ角を有するＲＦ励起パルス２２０が生成し、米国特許第４，４３１，
９６８号で開示されたように、関心３Ｄ体積における横磁化が発生する。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勾配
パルス２２８が続き、部分エコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が以上で説明され
ているように取得され、ディジタル化される。取得後、米国特許第４，６６５，
３６５号で開示されたように、当該パルスシーケンスが繰り返される前にリワイ
ンダー勾配パルス２３２及び２３４がその磁化をリフェーズする。

【００２５】 当業界で周知のように、パルスシーケンスが繰り返され、位相コード化パルス
２２４及び２２６が一連の値を通じてステップ処理され、図３に描かれている３
Ｄ・ｋ空間の抽出が行われる。好ましい実施態様においては、ｚ軸に沿って１６
個の位相コード化が用いられ、ｙ軸に沿って１２８個の位相コード化が用いられ
る。従って、ｋ_ｚ軸に沿って完全に抽出するためには、各特定のｙ位相コード化
に対して１６個の異なるｚ位相コード化を用いて１６個の取得が実施される。ま
た、ｋ_ｙ軸に沿って完全に抽出するためには、１２８個の異なるｙ位相コード化
を用いてこれが１２８回繰り返される。以下の検討内容から明らかになるように
、この抽出が実施される順番が重要である。

【００２６】 ｋ_ｘ軸に沿った抽出は、各パルスシーケンス中に、読出勾配パルス２２８の存
在下においてＮＭＲエコー信号２３０を抽出することにより実施される。当業者
であれば、ｋ_ｘ軸に沿った部分的な抽出のみが実施され、欠落データは、ホモダ
イン再構成を用いるかもしくはゼロ充填により計算されることが理解されよう。
これにより、当該パルスシーケンスのエコー時間（ＴＥ）を１．８〜２．０ミリ
秒未満まで短縮することができ、そして、当該パルス繰り返し速度（ＴＲ）を１
０．０ミリ秒未満まで短縮することができる。

【００２７】 本発明の実行は、画像の取得、ボクセルの特性付け、及び画像の再構成という
３つの部分に分類することができる。次に、各部分について検討する。

【００２８】画像の取得 当該画像取得ステップは、１９９８年２月３日に発行された「造影剤の最初の
通過中に一連の時間分解３Ｄ磁気共鳴血管造影図を作成する方法（Method for P
roducing A Time-Resolved Series of 3D Magnetic Resonance Angiograms Duri
ng the First Passage of Contrast Agent）」と題する米国特許第５，７１３，
３５８号に記載された３Ｄ ＭＲＡの動的研究に変更を加えたものである。本方
法は当該取得の一つの位相である「時間分解位相」において高い時間分解能且つ
低い空間分解能でデータを取得し当該取得の別の「定常状態位相」において低い
時間分解能且つ高い空間分解能でデータを取得することにより、通常の空間的−
時間的束縛を回避する。

【００２９】 造影剤が患者に注入されると、そのボーラスが撮像されるＲＯＩ内に流入し、
図５の曲線２８０で示されているように、先ず動脈血の信号が急峻に増幅される
。その後まもなく曲線２８２で示されているように静脈血が増幅され、次いで、
動脈血および静脈血からの信号は共に、比較的長時間の間、中度の増幅の定常状
態に滞留する。本発明によるＮＭＲデータの取得は、低度〜中度の分解能を有す
る画像が高い画像フレーム速度で取得される「時間分解位相」と、高分解能で低
雑音の画像データが低い画像フレーム速度で取得される「定常状態位相」との２
つの位相に分けられる。

【００３０】 特に図３を参照すると、好ましい実施態様において、抽出されるべきｋ空間が
「Ａ〜Ｆ」として指定される６つのセグメントまたは領域に分割される。これら
の領域の境界線はｋ_ｚ−ｋ_ｙ空間の始点の周りで同心的であり、中央領域「Ａ」
が中央ｋ空間領域を占める。当業界において周知のように、ｋ空間の「中央」サ
ンプルが全体的な画像のコントラストを決定する殆どの情報を含んでおり、一方
、「周縁」ｋ空間サンプルは、血管の端部等の再構成される画像の細部に寄与し
ている。

【００３１】 本発明の好ましい実施態様におけるｋ空間を抽出する順番を図４に示す。取得
の第一の位相はセグメント１〜８を生成し、これらのセグメントは、適当な補間
方式及び高速フーリエ変換を用いて再構成され、画像の一連の時間経過における
画像フレーム３０１〜３０８を形成する。画像３０１〜３０８における各ボクセ
ルでの信号規模（Ｓ）は、複素ＩおよびＱの値から計算される。

【００３２】

【数１】

【００３３】 それらの画像３０１〜３０８は最終的な画像よりも分解能が低いが、それらが
高い時間分解能を有していることにより、以下で説明される如く、動脈及び静脈
における信号対時間のコントラスト強調用基準曲線２８０及び２８２を作成する
ことが可能になる。ほかのデータ取得パルスシーケンスおよびｋ空間サンプリン
グ方法も、走査の時間分解位相時に使用してもよい。原則としては、画像フレー
ムは、コントラスト強調用基準曲線２８０及び２８２が、互いに十分に判別可能
となるような十分に高い時間分解能で取得する。

【００３４】 造影剤ボーラスの最初の通過後、当該取得の定常状態位相中において高分解能
画像フレームが取得される。血液中に存在している造影剤は時間の経過と共に非
常にゆっくり変化するので、ボーラスが最初に通過する動態で許容されるよりも
ずっと長い時間走査することが可能である。それ故当該取得の高分解能定常状態
位相では、ｋ空間のすべてのセグメントが、高い空間分解能を用いて取得される
。使用されるパルスシーケンスは、上述した時間分解位相時に使用されるシーケ
ンスと同一であってもよいが、異なったパルスシーケンスを使用してもよい。こ
の場合、多数の画像フレームが得られ、ＳＮＲは、

【００３５】

【外１】

【００３６】 （式中、Ｎは、平均化される取得された画像フレームの数である）の割合で増加
する。当該定常状態での取得は時間分解される必要がなく、その代わりに、動脈
と静脈の両者の不透明化を犠牲にして、高い分解能及び一層高いＳＮＲを有して
いる。

【００３７】 以上に記述された好ましいデータ取得手順から多くの変形態様が可能である。
当該時間分解位相中に他の低分解能高速ＮＭＲパルスシーケンスを使用すること
ができ、当該定常状態位相中に異なるＮＭＲパルスシーケンスを用いることがで
きる。例えば、当該時間分解位相中に米国特許第４，７４８，４１０号に記載さ
れるようなスパイラルパルスシーケンスや、出願日が１９９９年５月１８日の「
インターリービング投影データを用いる位相コントラスト画像形成（Phase Cont
rast Imaging Using Interleaved Projection Data）」と題する同時係属米国特
許出願第０９／３１４，２２６号に記載されるような投影取得を使用することが
できる。パルスシーケンスを当該定常状態位相中において別のパルスシーケンス
に切り替えてもよいし、あるいは、同じパルスシーケンスを改変された態様で使
用してもよい。例えば、ＴＲ時間を短縮し、これにより時間分解能を更に高める
ため、読出勾配軸に沿ったｋ空間の抽出を当該時間分解位相中においてｋ空間の
中央領域に限定してもよい。画像の分解能を改善するため、その読出勾配軸に沿
って抽出するｋ空間の範囲をより広げた状態で、この同じパルスシーケンスを定
常状態位相中において用いてもよい。

【００３８】 ｋ空間のセグメンテーション並びにそれらのセグメントを取得する順番につい
ても様々な変形が可能である。例えば、一つの代替的な実施態様では、中央セグ
メントＡが、当該時間分解位相中にそのＡセグメントのみの取得が必要となるよ
うな大きさに設定される。そのような「キーホール」から取得される画像は、必
要な時間分解能及び空間分解能をもって、そこに含まれる各ボクセルに対するコ
ントラスト増幅曲線を作成するのに十分な分解能を有していなければならない。

【００３９】 幾つかの適用例において、造影剤到達前の信号強度を示すベースラインＮＭＲ
データを収集するのが望ましい。図４に示すように、ベースライン取得位相３１
０は時間分解位相前に発生し、一つ以上の画像フレームが、定常状態位相時と同
様のパルスシーケンスおよび高分解能サンプリングを使用して取得される。ベー
スライン画像は、如何なる造影剤の到達前にも、動脈、静脈、および背景組織由
来の信号を示す、この取得ＮＭＲデータから再構成される。このベースライン画
像は、後に取得される画像から減算したり、画像に適用されるマスクを形成する
ために使用したりしてもよい。

【００４０】ボクセルの特徴付け 当該取得の定常状態位相中に取得される高分解能データを使用するためには、
動脈と静脈を相互に識別できるようにすると共に、動脈と静脈を背景組織から識
別できるようにするため、再構成される画像のボクセルをセグメント化しなけれ
ばならない。これは、当該取得の時間分解位相中の各ボクセルにおける信号を動
脈及び静脈のコントラスト強調用基準曲線と比較することにより行われる。以下
に詳述するように、それらのコントラスト強調用基準曲線は、当該時間分解画像
３０１〜３０８から選定されたボクセルを用いて作成される。コントラスト強調
用基準曲線２８０及び２８２は、連続的な時間経過画像３０１〜３０８における
それらの選定された動脈及び静脈のボクセルの輝度値を平均することにより作成
される。これらのコントラスト強調用基準曲線２８０及び２８２は注入速度、投
与容量、解剖学的部位、及び患者の健康状態に依存すると考えられるので、各検
査毎に決定されなければならない。

【００４１】 コントラスト強調用基準曲線２８０および２８２は、時間分解画像３０１〜３
０８から自動的に生成される。ここでは、コントラスト強調用基準曲線２８０お
よび２８２を自動的に生成する二つの方法について説明する。この方法両方によ
って、処理中の第１ステップは、取得された画像の表示領域を複数の領域に分割
することである。好ましい実施態様において、表示領域は、四等分される。その
後、コントラスト強調用基準曲線２８０および２８２が以下の二つの方法のうち
の一つに従って四つの領域各々のボクセル用に生成されるところでループが開始
される。

【００４２】 特に図１０について説明すると、第１の好ましい実施態様の方法において、第
１のステップは、プロセスブロック３８０で示されるように、取得された画像フ
レーム各々についての平均信号値を計算することである。その後、平均造影剤到
達時間間隔は、ピーク平均信号値を有する画像フレームを配置し、その後、この
ピークのプリセット・パーセント（例えば、１５％）の平均信号強度を有する時
間内の早期に取得された画像フレームを配置することによってプロセスブロック
３８２で決定される。これは、平均造影剤到達時間であり、この到達時間間隔は
、この画像フレームおよび次の二つの画像フレームを越えて延びる。

【００４３】 プロセスブロック３８４に示すように、各画像ボクセルでの信号強度の変化率
、すなわち勾配は、その後、この到達時間間隔に関して計算される。最大勾配を
有するボクセルは、プロセスブロック３８６で選択され、このボクセルの造影剤
到達時間は、一連の時間経過に関して、その信号規模（例えば、ピーク規模の５
０％）を検査することによってプロセスブロック３８８で算出される。同じ造影
剤到達時間を有する画像ボクセル全てが、その後、プロセスブロック３９０に示
すように選択される。この動脈ボクセルのセットから背景ボクセルをどれでも除
去するには、残りのボクセル信号各々の標準偏差が計算され、ピーク標準偏差（
すなわち、最大信号変化を有する動脈ボクセル）が決定される。プロセスブロッ
ク３９２に示すように、このピーク標準偏差の７０％未満を有するボクセル信号
は、どれも背景ピクセルとして除外される。残りのボクセルは、動脈ボクセルと
考えられるが、このボクセルは平均化して、領域用の動脈コントラスト強調用基
準曲線３８０を計算してもよい。

【００４４】 また図１０について説明すると、ここでは静脈ボクセルが識別される。プロセ
スブロック３９４に示すような第１のステップは、プロセスブロック３８８で前
に計算された動脈用造影剤到達時間よりも早い造影剤到達時間を有するボクセル
全てを考慮事項から除外することである。背景ピクセルは、閾値処理を使用して
、プロセスブロック３９６に示すように考慮事項から除外される。造影剤到達前
に取得された画像は、ベースライン・ノイズ・レベル（σ）を計算するために用
いられ、５σの閾値は、背景ピクセルを除外するために確定および使用される。

【００４５】 その後、残りの候補としての静脈ボクセル各々の造影剤到達時間のヒストグラ
ムは、プロセスブロック３９８で計算される。図１１に図示するように、このヒ
ストグラムは、造影剤の漏洩点における背景ボクセルによって複数のピークを有
してもよいが、初期のピーク４００は、静脈ボクセルの結果であることは確かで
ある。ピーク４００での到達時間は、プロセスブロック４０２に示すように静脈
用造影剤到達時間として選択され、この同じ到達時間を有する全ての候補ボクセ
ルは、プロセスブロック４０４で静脈ボクセルとして選択される。更なる背景ボ
クセルは、候補としての静脈用ボクセル信号各々の標準偏差を計算し、最大値の
７０％未満の標準偏差を有するこれらのボクセルを除外することにより、上述し
た同じ方法でプロセスブロック４０６で除外される。残りのボクセルは、静脈ボ
クセルとして識別され、領域用の静脈コントラスト強調用基準曲線３８２を計算
するために平均化される。

【００４６】 上述の自動処理は、この四つの領域各々のコントラスト増幅対照標準曲線３８
０および３８２を算出すべく繰り返される。

【００４７】 コントラスト強調用基準曲線３８０および３８２を計算するもう一つの方法を
図９に図示する。プロセスブロック３５２に示すように、この実施態様における
第１のステップは、該領域内のボクセルの平均通過時間画像を生成することであ
る。これは、一定のボクセルを考慮事項から最初に除外することによって成され
る。より具体的には、信号規模の標準偏差は、各ボクセル毎に計算される。ピー
ク標準偏差の６０％以上の信号強度における標準偏差を有するボクセルは、血管
になりうると考慮される。信号強度における、より低い偏差を有するボクセルは
、考慮事項から除外、すなわち、ふるいにかけ除かれる。各候補ボクセルのピー
ク信号強度は、その後、各時間分解画像内の対応ボクセル信号を検査することに
よって配置される。このピーク信号時間、すなわち画像フレーム番号が、格納さ
れる。プロセスブロック３５４に示すように、平均通過時間（ＭＴＴ）ヒストグ
ラムは、その後、一連の画像における各画像フレーム時間で、そのピークをボク
セル数だけ計数することによって生成される。このようなヒストグラムのグラフ
表示については、図６に示されるが、通常、この表示は二つのピーク３５６およ
び３５８を有する。

【００４８】 第１のピーク３５６は、動脈内に流れる造影剤用の平均通過時間を示し、第２
のピーク３５８は、静脈用の平均通過時間を示す。プロセスブロック３６０にお
いて図９に示すように、ヒストグラム内の動脈ピーク３５６が検出され、対応す
る平均通過時間が、プロセスブロック３６２に示すように動脈ボクセルを識別す
るために使用される。これらの識別された動脈ボクセル用の信号値は、プロセス
ブロック３６４に示すように、所望の動脈コントラスト強調用基準曲線２８０を
形成すべく平均化される。

【００４９】 静脈コントラスト強調用基準曲線２８２は、同様の方法で算出される。プロセ
スブロック３６６に示すように、静脈ピーク３５８の配置は、ヒストグラム内に
検出され、静脈ボクセルが識別されたかどうかは、静脈ピーク平均通過時間を中
心として使用してプロセスブロック３６８に決定される。識別された静脈ボクセ
ルからの信号は、プロセスブロック３７０に示すように、静脈コントラスト強調
用基準曲線２８２を形成すべく平均化される。

【００５０】 上述した方法は、この四つの領域各々についてのコントラスト強調用基準曲線
２８０および２８２を算出すべく繰り返される。

【００５１】 ここでは、自動的に生成された基準曲線は、取得された画像をセグメント化す
べく使用される。時間分解画像３０１〜３０８における各ボクセルでの信号変化
は、コントラスト強調用基準曲線３８０および３８２と比較され、このボクセル
が動脈、静脈、または背景組織を描写するかどうかを決定する。動脈用基準曲線
２８０に密接に関連するボクセル信号は、「動脈用」として指定され、静脈用基
準信号２８２と十分に相関するボクセル信号は、「静脈用」として指定される。
この比較は、多数の異なった方法で実行することができる。しかし、その目的は
、その信号が基準信号と似ている度合い、あるいは整合する度合いを測定するこ
とである。この場合、多数の周知の対応づけ方法を使用することができ、以下に
記載する二乗偏差の総和（Sum of Squared Deviations）法（ＳＳＤ）を使用し
てもよい。

【００５２】 ＳＳＤは、当該検査の時間分解位相中に取得されたすべてのタイムフレーム３
０１〜３０８にわたって、基準曲線とボクセルの輝度値との差の二乗を総和する
。ある与えられたボクセルに対して、

【００５３】

【数２】

【００５４】 で表される［式中、ＲＥＦ（フレーム）は、ある与えられた画像フレームに対す
る基準曲線の値であり、Ｖｏｘｅｌ（フレーム）は、同じ画像フレームに対する
そのボクセルの信号強度である］。ＳＳＤ値の大きさは、そのボクセルが基準曲
線とどの程度適合しているかを反映する。基準曲線としっかり適合するボクセル
は非常に小さなＳＳＤ値を持つ。より大きなＳＳＤ値は、時間経過の輝度が当該
曲線に適合しないボクセルを表す。そのようなボクセルは一般に背景組織部分を
形成する。

【００５５】 ＳＳＤ値の単一の測定を用いる場合の問題は、いくつかの静脈ボクセルが真の
動脈ボクセルよりももっと動脈ボクセルらしい値を持ち、また、その逆も起こり
得ることである。この問題は、各画像ボクセルを動脈及び静脈の両コントラスト
強調用基準曲線２８０及び２８２と比較して、各画像ボクセルに対して２つのＳ
ＳＤ値（ＳＳＤ_Ａ及びＳＳＤ_Ｖ）を得ることにより処理される。ボクセルの信号
曲線の形状は、あらゆるボクセルで測定される絶対的な信号レベルに対しても感
受性を有している。その絶対的な信号は、中でもとりわけコイルの感度と血管の
大きさの影響を受ける。これらの差異を斟酌するため、ボクセル信号対時間曲線
の基準化バージョンが使用される。ボクセル値の基準化はＳＳＤを最小化し、従
って、最適なＳＳＤ値を提供する。

【００５６】 取得された画像における各ボクセルの性状は、算出されたＳＳＤ_Ａ値とＳＳＤ_Ｖ 値を用いて特性付けすることができる。予め設定された量よりも低く且つそれ
らのＳＳＤ_Ｖ値よりも低いＳＳＤ_Ａ値を有する画像ボクセルは、動脈として特性
付けすることができる。同様に、予め設定された量よりも低く且つそれらのＳＳ
Ｄ_Ａ値よりも低いＳＳＤ_Ｖ値を有するボクセルは、静脈として特性付けすること
ができる。他のボクセルはすべて背景組織として特性付けすることができる。

【００５７】 動脈及び／又は静脈のＭＲＡ画像から背景を単に取り除く（この場合、当該画
像に人為的な様相を与える）よりむしろ０〜１の範囲の重み付け因子により、不
要な背景ボクセルの信号値を抑制することができる。これは、当該画像にずっと
美的な様相を与える。これらの重みを算出するのにＳＳＤ_Ａ値とＳＳＤ_Ｖ値が使
用される。好ましい実施態様は、当該検査に対する最小算出ＳＳＤ_Ａ値及びＳＳ
Ｄ_Ｖ値から２Ｄ（ＳＳＤ_Ａ、ＳＳＤ_Ｖ）平面におけるそのボクセルの「距離」に
基づき加重因子を決定する：

【００５８】

【数３】

【００５９】 ［式中：ＳＳＤ_Ａ（ボクセル）＝対象ボクセルに対するＳＳＤ_Ａ、 ＳＳＤ_Ｖ（ボクセル）＝対象ボクセルに対するＳＳＤ_Ｖ、 ＳＳＤ_Ａ（ＭＩＮ）＝画像３０１〜３０８におけるいずれかのボクセルの最低
のＳＳＤ_Ａ、 ＳＳＤ_Ｖ（ＭＩＮ）＝画像３０１〜３０８におけるいずれかのボクセルの最低
のＳＳＤ_Ｖ］。

【００６０】 次いで、その距離（Ｄ）を用いて各画像ボクセルに対する重みを定義する。その
重みは、各検査に対して分析的に算出されるか、あるいは、予め算出された値の
ルックアップ表を用いて迅速に決定される。

【００６１】画像の再構成 取得されたＮＭＲデータとボクセルの特性情報から、多くの異なる画像を再構
成することができる。ここでは２つの好ましい画像再構成方法について説明する
が、他の再構成方法も可能である。第一の好ましい実施態様は、選ばれた脈管系
（即ち、動脈、静脈、または動脈と静脈の両方）の高分解能で低雑音の単一画像
を再構成する方法である。第二の好ましい実施態様は、対象脈管系への造影剤ボ
ーラスの到着を描写する増幅された時間経過画像フレームのセットを再構成する
方法である。

【００６２】単一画像 この方法の目的は、当該走査の２つの位相中に取得されたＮＭＲデータのすべ
てを組み合わせることにより、高画質の単一画像を作成することである。特に図
７を参照すると、その第一ステップは、プロセスブロック３１６で示されている
ように、取得されたすべてのｋ空間データセグメントを組み合わせて単一の３Ｄ
・ｋ空間データセットにすることである。この組み合わせは、対応するセグメン
トＡ〜Ｆにおける各ｋ空間サンプルの平均値と同様に簡単に行うことができる。
この平均操作でのｋ空間サンプルの個数が多ければ多いほど、再構成される画像
のＳＮＲが高くなる。

【００６３】 取得された各セグメントからのｋ空間サンプルを加重平均で組み合わせること
もできる。データの取得中に、様々なｋ空間セグメントが、それらの取得時にお
けるコントラストの存在により重み付けされる。例えば、Ａ、Ｂ、及びＣが３つ
の取得ｋ空間セグメントであるとする。例証のため、ｉＡセグメント、ｊＢセグ
メント、及びｋＣセグメントの合計が取得され、再構成の前にそれらの様々なＡ
、Ｂ、及びＣセグメントを別々に平均することにより、その最も単純な複合画像
が形成されるものと仮定する。より良好な方法は、各セグメントがその検出され
た信号に比例して重み付けされる整合フィルターを形成することである。検出さ
れた各Ａセグメントが、Ａ_ｉ＝ｃ_ｉＡ’［式中、添え字は、様々な取得Ａセグメ
ントの時間的順番を表している］の関係式により、実際のｋ空間セグメントＡに
関連付けされる。その整合フィルターは、ｃｉにより各Ａセグメントを更に重み
付けするであろう。重み付けされたＡセグメントの総和が、使用された加重係数
の総和で割算することにより正規化されよう。その全体的な整合フィルターの総
和は、次式：

【００６４】

【数４】

【００６５】 で与えられるであろう。高空間周波数雑音が増大しかねないことを犠牲にして空
間分解能を高めるため、当該コントラスト曲線に起因するｋ空間フィルターを取
り除いて、再加重画像を生成することもできる。この再加重画像は、各ｋ空間セ
グメントに対する整合フィルターの総和にある適当な因子を掛算することにより
形成される。上記の等式から、例えば、当該整合フィルターの総和におけるｋ空
間のＡ’部分が

【００６６】

【数５】

【００６７】 により重み付けされることが理解されよう。従って、コントラスト加重を完全に
取り除くためには、各整合フィルターのセグメント総和をこの因子で割算しなけ
ればならない。これは、次式：

【００６８】

【数６】

【００６９】 により与えられる、整合され、濾波され、再加重された最終的な画像に帰着する
。この等式は、多数のｋ空間セグメントを含めるべく一般化することができる。
更に、走査中のコントラスト増幅における変化を斟酌するため、各セグメントＡ
〜Ｆに対するその加重平均を、１９９９年３月１６日発行の米国特許第５，８８
１，７２８号に記載されているように再加重することもできる。

【００７０】 プロセスブロック３１８で示されているように、次のステップは、その組み合
わされたｋ空間データセットから画像を再構成することである。これは、三次元
フーリエ変換と、それに続く、その複素Ｉ及びＱ成分からの当該画像における各
ボクセルの大きさの計算である。次いで、オペレータは、プロセスブロック３２
０で示されているように、この画像に表示すべき対象物、動脈、静脈、またはそ
の両方を選択する。

【００７１】 プロセスブロック３２２で示されているように、次のステップは、その３Ｄ画
像をセグメント化することである。これは、上述のボクセル特性情報を用いて達
成され、２つの方法で実施することができる。第一に、その画像ボクセルに対応
するビットを有するバイナリーマスクを形成することにより、当該画像から不要
な構造物を完全に排除することができる。上記ボクセル特性情報を用いて、その
対応するボクセルが動脈、静脈、または背景として特性付けられているかどうか
により、それらのマスクビットを「１」または「０」のいずれかに設定する。例
えば、動脈を表示させるためには、動脈として特性付けられているそれらのマス
クビットを「１」に設定し、残りのビットを「０」に設定する。その組み合わさ
れた３Ｄ画像におけるボクセル値にそれらの対応するマスクビットを掛算するこ
とにより、所望のセグメント化された３Ｄ画像が得られる。

【００７２】 背景ボクセルを完全にマスキングする代わりに、その組み合わされた３Ｄ画像
において対応するボクセルに上記算出された加重因子（Ｄ）を適用することによ
り、その画像をセグメント化することもできる。それ故、各背景ボクセルに「０
」を掛算してそのボクセルを黒くするよりむしろ、各背景ボクセルは、その加重
因子（Ｄ）で決まる量だけ輝度が低減される。

【００７３】 全体的な血管構造及び健康状態を評価するためには、通常は、プロセスブロッ
ク３２４で示されているように、その３Ｄアレイの画像データを単一の２Ｄ投影
画像に投影するほうがより便利である。これを行うために最も一般的に使用され
る技術は、その３Ｄアレイの画像データポイントを通じて、各ボクセルから光線
を投影画像に投影し、その最大値を有するデータポイントを選定することである
。各光線に対して選定された値を用いて、当該２Ｄ投影画像におけるその対応す
るボクセルの輝度を制御する。「最大ボクセル法」と呼ばれるこの方法は、実行
するのが非常に簡単で、美学的に満足のいく画像を与える。

【００７４】 ２Ｄ投影画像を形成するのに使用され、そして、更に多くの利用可能な情報を
保有する別の技術は、「積分法」と呼ばれるものである。この投影法は、参照と
して本明細書に組み入れられている「適応ＮＭＲ血管造影像投影法（Adaptive N
MR Angiographic Projection Method）」と題する米国特許第５，２０４，６２
７号に記載されている。この方法の場合、各投影画像ボクセルの輝度は、その投
影光線に沿ったすべてのデータポイントの総和により決定される。

【００７５】時間経過画像フレーム 当該走査の定常状態位相中に取得されたＮＭＲデータは、その時間分解位相中
に取得された画像フレーム３０１〜３０８の画質を改善するためにも使用するこ
とができる。これらの増幅された時間経過画像を連続的に検分し、当該脈管系へ
の造影剤ボーラスの到着を観測することができる。

【００７６】 図８を参照すると、その第一ステップは、プロセスブロック３３０で示されて
いるように、当該走査の定常状態位相中に取得されるｋ空間データセグメントの
みを用いてセグメント化された画像を作成することである。このセグメント化さ
れた画像は、時間分解データセグメントを使用しない点を除き、単一の画像再構
成に対して以上で説明されたのと同様に作成される。プロセスブロック３３２で
示されているように、このセグメント化された画像がｋ空間へフーリエ逆変換さ
れ、そして、プロセスブロック３３４で示されているように、その結果として得
られたｋ空間データセットから周縁ｋ空間セグメントが選出され、当該時間分解
位相中に取得された中央ｋ空間セグメントと組み合わされる。即ち、周縁セグメ
ントＤ、Ｅ及びＦに対するそれらのセグメント化されたｋ空間データが、当該時
間経過ｋ空間データセグメントＡ、Ｂ及びＣと組み合わされる。プロセスブロッ
ク３３６で示されているように、３Ｄフーリエ変換を実施することにより、この
組み合わされたｋ空間データからそれらの増幅された時間経過画像が再構成され
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】 図１は、本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。

【図２】 図２は、本発明の好ましい実施態様において使用されたパルスシーケンスのグ
ラフ表示である。

【図３】 図３は、本発明の好ましい実施態様を実施する際にデータが抽出されるｋ空間
のグラフ表示である。

【図４】 図４は、図３のｋ空間が抽出される順番のグラフ表示である。

【図５】 図５は、本発明を実施する際に作成される代表的な動脈及び静脈の増幅曲線の
グラフ表示である。

【図６】 図６は、動脈および静脈ボクセルをセグメント化するために使用されるヒスト
グラムのグラフ表示である。

【図７】 図７は、本発明の好ましい実施態様を実施するために使用されるステップを示
すフローチャートである。

【図８】 図８は、本発明のもう一つの実施態様を実施するために使用されるステップを
示すフローチャートである。

【図９】 図９は、本発明の好ましい一実施態様に従い基準曲線を自動的に生成するため
に使用するステップを示すフローチャートである。

【図１０】 図１０は、本発明のもう一つの好ましい実施態様による基準曲線を自動的に生
成するために使用するステップを示すフローチャートである。

【図１１】 図１１は、静脈ボクセルをセグメント化するために使用されるヒストグラムの
グラフ表示である。

───────────────────────────────────────────────────── 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，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＯ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ ，ＤＫ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ， ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，Ｉ Ｓ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ， ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，Ｐ Ｔ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ， ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ヨーゼフ， マザヘリ アメリカ合衆国 53705 ウイスコンシン マデイソン バーロー ストリート 2833 (72)発明者 キャロル， ティモシー ジェイ． アメリカ合衆国 53705 ウイスコンシン マデイソン ヒリントン ウェイ 426 (72)発明者 ドゥ， ジアン アメリカ合衆国 53705 ウイスコンシン マデイソン ミッドベイル ブールバー ド 513 アパートメント ４ Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AB04 AB50 AD14 AD25 BA06 BA18 BA36 DA03 DB08 DC11 DC25 DC33 DC40 FC14

Claims (16)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 ＭＲＩシステムを用いる患者の磁気共鳴血管造影図の作成方
   法であって、 ａ）患者の関心領域に流入する造影剤を患者に注入するステップ、 ｂ）当該造影剤が該関心領域にある患者の動脈中を最初に通過する間であって
   、検査の時間分解位相中に、一連のＮＭＲ時間経過データセットに対するＮＭＲ
   画像データを取得するステップ、 ｃ）該造影剤の最初の通過時のボクセル・アレイ内のＮＭＲ信号規模を描写す
   る一連の対応画像フレームを再構成するステップ、 ｄ）ｉ）複数の領域にボクセル・アレイを分割し、 ｉｉ）各領域内に動脈ボクセル・セットを識別し、そして ｉｉｉ）識別された動脈ボクセルからの信号を平均化することによって各領域
   についての動脈コントラスト強調用基準曲線を計算することにより複数の動脈コ
   ントラスト強調用基準曲線を算出するステップ、および ｅ）一連のＮＭＲ時間経過画像に含まれる情報と、対応領域について計算され
   た動脈コントラスト強調用曲線とを使用して血管造影図の各領域の動脈をセグメ
   ント化することにより、取得されたＮＭＲ画像データから磁気共鳴血管造影図を
   生成するステップ からなる作成方法。
2. 【請求項２】 検査の時間分解位相時に各時間間隔でピーク規模に達する画
   像ボクセル信号の数を示す平均通過時間ヒストグラムを生成し、且つ 該平均通過時間ヒストグラム内の情報を使用して動脈ボクセルを識別すること
   によって、ステップｄ）ｉｉ）において動脈ボクセルが識別されることを特徴と
   する、請求項１に記載の方法。
3. 【請求項３】 ステップｄ）ｉｉ）が、平均通過時間ヒストグラム内の動脈
   ピークを突き止め、この動脈ピークに対応する平均通過時間でピーク信号を有す
   る画像ボクセルを識別する工程を含むことを特徴とする、請求項２に記載の方法
   。
4. 【請求項４】 検査の時間分解位相時に信号規模が規模的にあまり変化しな
   い画像ボクセルを平均通過時間ヒストグラムから除去する工程を含むことを特徴
   とする、請求項２に記載の方法。
5. 【請求項５】 ステップｅ）が、画像ボクセル信号と動脈強調用基準曲線と
   を比較することにより実行されることを特徴とする、請求項２に記載の方法。
6. 【請求項６】 検査の時間分解位相時に静脈を描写する画像ボクセルの信号
   強調を示す各領域についての静脈コントラスト強調用基準曲線を、ＮＭＲ時間経
   過画像から生成する工程を含み、ステップｅ）における各領域のセグメント化の
   ためにセグメント静脈に対応する静脈強調用基準曲線を用いることを特徴とする
   、請求項２に記載の方法。
7. 【請求項７】 平均通過時間ヒストグラムにおける情報を使用して該領域内
   の静脈ボクセルを識別し、そして 該識別された静脈ボクセルから信号を平均化することによって静脈コントラス
   ト強調用基準曲線を計算すること によって、各静脈コントラスト強調用基準曲線が計算されることを特徴とする、
   請求項６に記載の方法。
8. 【請求項８】 該平均通過時間ヒストグラム内の静脈ピークを突き止め、こ
   の静脈ピークに対応する平均通過時間でピーク信号を有する画像ボクセルを識別
   する工程を含むことを特徴とする、請求項７に記載の方法。
9. 【請求項９】 該時間経過データセット内のデータから動脈造影剤到達時間
   を計算し、そして 各ボクセルについての造影剤到達時間を計算し、そして 該動脈造影剤到達時間と実質的に同じ造影剤到達時間を有する、これらのボク
   セルを動脈ボクセルとして選択すること によって、ステップｄ）ｉｉ）において動脈ボクセルが識別されることを特徴と
   する、請求項１に記載の方法。
10. 【請求項１０】 平均造影剤到達時間間隔を時間経過データセットから決定
    し、 該平均造影剤到達時間間隔時に各ボクセル信号の勾配を計算し、 最大信号勾配でボクセルを識別し、そして 該識別されたボクセルについての造影剤到達時間を計算すること によって、動脈造影剤到達時間が計算されることを特徴とする、請求項９に記載
    の方法。
11. 【請求項１１】 ボクセル信号の標準偏差を計算し、 該ボクセル信号の最大標準偏差を決定し、そして 該最大標準偏差のプリセットされたパーセント未満の標準偏差の信号を有する
    ボクセルを除外すること によって、背景ボクセルが、ステップｄ）ｉｉ）において識別された動脈ボクセ
    ル・セットから除外されることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
12. 【請求項１２】 検査の時間分解位相時に静脈を描写する画像ボクセルの信
    号強調を示す各領域についての静脈コントラスト強調用基準曲線を、ＮＭＲ時間
    経過画像から生成する工程を有し、ステップｅ）における各領域のセグメント化
    のためにセグメント静脈に対応する静脈強調用基準曲線を用いることを特徴とす
    る、請求項１に記載の方法。
13. 【請求項１３】 時間経過データセットにおける情報を使用して該領域内の
    静脈ボクセルを識別し、そして 該識別された静脈ボクセルから信号を平均化することによって静脈コントラス
    ト強調用曲線を計算すること によって、各静脈コントラスト強調用基準曲線が計算されることを特徴とする、
    請求項１２に記載の方法。
14. 【請求項１４】 複数の候補ボクセルの各々で造影剤到達時間を計算し、 該計算された造影剤到達時間のヒストグラムを生成し、 該ヒストグラム内のピークから静脈造影剤到達時間を決定し、そして 静脈造影剤到達時間と実質的に同じ造影剤到達時間を有するボクセルとして、
    静脈ボクセルのセットを選択すること によって、静脈ボクセルが識別されることを特徴とする、請求項１３に記載の方
    法。
15. 【請求項１５】 ボクセル信号の標準偏差を計算し、 ボクセル信号の最大標準偏差を決定し、そして 該最大標準偏差のプリセットされたパーセント未満の標準偏差の信号を有する
    ボクセルを除外すること によって、静脈ボクセル・セットから背景ボクセルが除外されることを特徴とす
    る、請求項１４に記載の方法。
16. 【請求項１６】 ボクセル信号閾値レベルを確定し、そして 信号閾値レベルを超えない信号のボクセルを除外すること によって、背景ボクセルが、複数の候補ボクセルから除外されることを特徴とす
    る、請求項１４に記載の方法。