JP2007534354A - 脂肪抑制を用いる血管の等方性画像形成 - Google Patents

Abstract

２つの画像が、三次元投影再構成ＳＳＦＰパルスシーケンスを使用して取得される。異なるＲＦ位相循環パターンが、それぞれの画像を取得するために使用され、脂肪が抑えられた水の画像が、これら２つの画像を結合することによって作製される。データ取得効率が、ＳＳＦＰパルスシーケンスの期間中に作製された実質的にはすべての読取り勾配波形の期間中にｋ空間データを取得することによって増大する。

Description

連邦政府により援助を受けた研究に関する記述

本発明は、国立衛生研究所により与えられた補助金第HL62425号のもとでの政府援助によってなされた。合衆国政府は本発明において一定の権利を有する。

発明の背景

本発明の分野は核磁気共鳴造影（ＭＲＩ）のための方法およびシステムである。より具体的には、本発明は、ＭＲＩデータを取得するための定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）法に関する。

ヒトの組織などの物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ₀）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平面にあり且つラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ₁）に晒されると、ネット整列されたモーメント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出力され、励起信号Ｂ₁が終了した後で、この信号が受信および処理されて画像を形成できる。

これらの信号を利用して画像を作る際には、磁場勾配（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）が用いられる。典型的には、画像が形成される領域は、用いられる特定の位置決定法によってこれらの勾配が変化する連続的な測定サイクルによって走査される。結果として生じる受信ＮＭＲ信号のセットはディジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の１つを用いて画像が再構成される。

医学的画像を作製するために現在使用されているほとんどのＭＲＩスキャンでは、必要なデータを取得するために分単位で多くの時間を必要とする。このスキャン時間の縮小は重要な検討事項である。なぜなら、短くなったスキャンは患者の処理数を増大させ、患者の快適性を改善し、かつ、モーションアーチファクトを減少させることによって画質を改善するからである。非常に短い反復時間（ＴＲ）を有し、かつ、分単位ではなく、むしろ秒単位で行うことができる完全なスキャンをもたらす種類のパルスシーケンスがある。より従来的なパルスシーケンスでは、スピン−スピン緩和定数Ｔ₂よりもはるかに大きな反復時間ＴＲを有し、その結果、横磁化が、連続シーケンスにおける位相同期励起パルス間で緩和するために時間を要するのに対して、高速パルスシーケンスは、Ｔ₂よりも小さく、かつ、横磁化を平衡定常状態にさせる反復時間ＴＲを有する。そのような技術は定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）技術と呼ばれている。

市販のＭＲＩシステムにおける高性能な勾配システムの最近の導入により、これらのＳＳＦＰ画像形成パルスシーケンスはより多くの注目を受けている。ＳＳＦＰ画像形成パルスシーケンスはスキャン時間を著しく短縮するだけでなく、比較的大きいＳＮＲを有し、同時に、組織のＴ₂／Ｔ₁比に基づいてＴ₂様のコントラストを提供する。

２つの大きな問題がＳＳＦＰ取得法には伴う。第１に、作製された画像は、脂肪スピンのＴ₂／Ｔ₁比が大きいことによる望ましくないほど明るい脂質の信号を有する。このような明るい信号は臨床的解釈を複雑にし、かつ、より大きな臨床的重要性を有するすぐ近くの組織を不明瞭にする。第２に、ＳＳＦＰパルスシーケンスを使用しているとき、信号のドロップアウトおよび帯状アーチファクト(banding artifact)が、Ｂ₀場が不均一な領域において現れ得る。帯状アーチファクトを減少させ、かつ、信号対雑音（ＳＮＲ）効率を最大にするために、極めて短い反復時間（「ＴＲ」）が通常の場合には所望される。

ＳＳＦＰ画像中の脂肪を抑えるための２つ方法が米国特許第６，３０７，３６８号に記載されている。ゆらぎ平衡ＭＲ（ＦＥＭＲ）法において、ＲＦ位相循環により、パルスシーケンスを交互にしたとき、水の信号と脂肪の信号との間でゆらぐ横磁化がもたらされる。第２の方法（線形結合ＳＳＦＰ、ＬＣＳＳＦＰ）では、２つの画像データセットが、異なるＲＦ位相サイクルを使用するＳＳＦＰパルスシーケンスを用いて取得され、次いで、これらのデータセットが画像再構成期間中に線形的に結合される。この方法により、画像データセットは、ＳＮＲ効率を失うことなく脂肪の画像および水の画像の両方を作製するために異なった結合を行うことができる。

ＦＥＭＲおよびＬＣＳＳＦＰを正しく操作するために、脂肪抑制法では、非常に短い反復時間（ＴＲ）を有するＳＳＦＰパルスシーケンスの使用が要求される。ＦＥＭＲおよびＬＣＳＳＦＰはともに、１８０°の位相シフトがそれぞれのＴＲ間隔の期間中において脂肪のスピンと水のスピンとの間で生じるときに最も良く機能する。従って、１．５Ｔにおける脂肪・水の完全な分離のための理想的な反復時間は約２．２ｍｓある。しかしながら、そのような短いＴＲを得ることは、読取り分解能を犠牲にすることなくして困難であり、そのため、この方法の適用性は制限されている。

発明の概要

本発明は、短い反復速度（ＴＲ）を有するＳＳＦＰパルスシーケンスを用いて取得されるデータを増大させるための方法、および、特に、その読取り勾配波形の継続期間中を通した投影再構成パルスシーケンスを用いてＮＭＲデータを取得するための方法である。読取り勾配波形のローブ(lobe)ならびにその間での傾斜のリフェージングおよびデフェージングの両方の期間中にＮＭＲデータを取得することによって、短いＴＲの期間中に取得されるデータ量を二倍にすることができる。このことは結果として、より短いスキャン時間になり、あるいは、より大きな分解能またはより大きなＳＮＲの画像になる。

本発明の別の態様は、校正データが取得される期間中における、画像スキャンに先立つ校正スキャンの実施である。この校正データは、取得された画像データを、うず電流によって引き起こされる不正確さについて補正するために用いられる。これらの補正により、著しい画像アーチファクトを生じさせることなく、ＮＭＲ信号を、読取り勾配波形の期間中を通して取得することが可能になる。

本発明の一般的な目的は、短いＴＲのＳＳＦＰパルスシーケンスの期間中に取得することができるＮＭＲデータの量を増大させることである。データは、より多くのｋ空間データをサンプリングするために、読取り勾配波形の継続期間中を通して取得することができる。読取り勾配振幅の変化の期間中におけるサンプリングによって引き起こされる誤りが、校正スキャン期間中に得られた情報を用いて補正される。

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。

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。

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１１９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、振幅、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。

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エンコード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。

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のアレイにフーリエ変換する。このイメージデータセットは、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セットをテープドライブ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。

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１２１から一連のディジタル信号（ＣＦ）を受信する。これらのディジタル信号は、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ィ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ィジタル値は、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。

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からディジタルコマンドＴＡを受信する。減衰されたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動する電力増幅器１５１に加えられる。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、参照して本明細書の記載の一部とする米国特許第４，９５２，８７７号を参照することができる。

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から受信されるディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定された量だけ信号をさらに増幅する。

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−ディジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ２０９の入力に加えられる。アナログ−ディジタル（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ィジタル化してから、それをディジタル検出器および信号プロセッサ２１０に加える。ディジタル検出器および信号プロセッサ２１０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。受信信号のディジタル化された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に使用される。

この２．５ＭＨｚ基準信号は、２５０ｋＨｚサンプリング信号および５、１０、６０ＭＨｚ基準信号と同様に、共通の２０ＭＨｚマスタークロック信号から基準周波数発生器２０３で発生させる。この受信機のさらに詳しい説明については、参照としてここに組み込まれる米国特許第４，９９２，７３６号を参照することができる。

再構成されたＳＳＦＰ画像において脂質の信号または水信号のいずれかを正しく抑えるために、パルス反復期間（ＴＲ）は非常に短くしなければならない。例えば、米国特許第６，３０７，３６８号に記載されるＬＣＳＳＦＰ法では、２つのｋ空間画像データセットが、異なるｒｆパルス位相スケジュールをこれら２つの画像取得のそれぞれの期間中に使用して取得される。これら２つの画像データセットがある１つの様式で結合されるとき、脂質の信号が抑えられ、別の様式で結合されるときには、水の信号が抑えられる。この方法は、水のスピンと脂肪のスピンとの位相差が１８０°であるときに最も良く機能し、また、ＳＳＦＰパルスシーケンスでは、このことは結果として、１．５テスラの偏向磁場において実行されたとき、２．２ｍｓの最適なＴＲになる。しかしながら、良好な成績が、３ｍｓまでのパルスシーケンス反復期間（ＴＲ）を用いて達成されている。

別個の、時間のかかる位相エンコーディング勾配パルスが要求されないので、投影再構成パルスシーケンスが、これらの非常に短い反復期間（ＴＲ）を達成するために用いられる。図３を参照すると、典型的な３Ｄ投影再構成パルスシーケンスは、目的とする３Ｄ体積の全体を通してスピンを励起させるための弱いスラブ選択Ｇ_z勾配パルス３０２の存在下で作製されるＲＦパルス３００を含む。励起されたスピンは短いＧ_zリフェージングパルス３０４によってリフェージングされ、その後、３つの読取り勾配波形（３０６、３０８および３１０）がそれぞれの勾配軸（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）に沿って作製される。これらの読取り勾配波形は、勾配場が、この特定のＳＳＦＰシーケンスについて３つの別々の場の半径方向の読取り方向を確立するために要求される値にその期間中に達する上昇部３１２を有する。当然のことではあるが、スキャン期間中に、このパルスシーケンスは多数回繰り返され、半径方向の読取り方向が、ｋ空間の球状体積の全体をサンプリングするために、異なるｋ空間方向に段階的に変化する。ＮＭＲデータが、読取り波形（３０６、３０８および３１０）がその期間中に３１２において上昇し、かつ、頂部が平坦な間隔３１６を維持する３１４において示される短い間隔の期間中に取得される。図４に示されるように、この短い読取り間隔３１４の期間中に、ＮＭＲ信号が、ｋ空間の中心から、目的とする球状体積の外周に延びる１つの半径方向の軌跡３１８に沿ってｋ空間をサンプリングするために取得される。

データ取得後、読取り勾配（３０６、２０８および３１０）は、振幅が３２０において減少し、その後、逆の極性で再び増加して、リフェージングローブ３２２を生じさせる。負のリフェージングローブ３２２は、横スピン磁化が次のパルスシーケンスの開始前にリフェージングされるように、正のローブと同じ面積を有する。あるパルスシーケンスから次のパルスシーケンスに持ち込まれる著しい横磁化が存在するので、そのようなリフェージングがすべてのＳＳＦＰパルスシーケンスにおいて必要である。

この典型的なゼロに近いＴＥの３Ｄ投影再構成パルスシーケンスのサンプリング効率は低いことが図３において理解することができる。データはＴＲ時間の比較的小さい部分で取得されている。

特に図５を参照すると、３Ｄ投影再構成パルスシーケンスのデータ収集効率は、読取り勾配波形のプレーアウト(playout)の全体を通してＮＭＲデータを取得することによって増大させることができる。図５の第１の実施態様において、読取り勾配波形（３０６、３０８および３１０）は、最初のデフェージングローブ３３０、それに続く読取りローブ３３２、次いでリフェージングローブ３３４から構成される。従来のパルスシーケンスとは異なり、ＮＭＲデータ３３６が、これらの読取り勾配波形（３０６、３０８および３１０）の完全なプレーアウトの期間中に取得される。

この第１の実施態様において、４つの半径方向のサンプリング軌跡がそれぞれのパルスシーケンスの期間中に取得される。図５および図６を参照すると、デフェージングローブ３３０の適用期間中に、ＮＭＲデータが取得され、ｋ空間が第１の半径方向の軌跡３４０に沿ってサンプリングされる。このサンプリングはｋ空間の中心から半径方向に外向きであり、デフェージングローブ３３０の傾斜部および平坦部（プラトー）の期間中に行われる。その後、小さい回転勾配ブリップ３４２が適用され、ｋ空間のサンプリングは、矢印３４４によって示されるような別の半径方向の軌跡開始点に移動される。読取り勾配ローブ３３２の前半部の期間中に、ＮＭＲデータが第２の半径方向の軌跡３４６に沿ってサンプリングされ、ｋ空間の中心に戻る。点線３４８によって示される読取り勾配ローブの中心において、それぞれの読取り勾配（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）のレベルが、サンプリングを別の半径方向に再び向かわせるためにわずかに変化させられる。結果として、読取り勾配ローブ３３２の後半部のプレーアウトの期間中に、ｋ空間データが、ｋ空間の中心から遠ざかる第３の半径方向のサンプリング軌跡３５０に沿って取得される。このように、ＮＭＲデータが、その傾斜部を含めて完全な読取りローブ３３２のプレーアウトの期間中に取得される。

なおも図５および図６を参照すると、リフェージング読取り勾配ローブ３３４をプレーアウトする前に、別の小さい回転勾配ブリップ３５２が適用され、ｋ空間のサンプリングが別の半径方向の軌跡に移動される。結果として、ＮＭＲ信号の取得が次のリフェージングローブ３３４の期間中に行われるとき、第４のｋ空間サンプリング軌跡３５４が横切って、ｋ空間の中心に戻る。従って、パルスシーケンスが完了したとき、等方性の２５６×２５６×２５６の画素の画像を生じさせることができるｋ空間における合計で４つの異なる半径方向の軌跡が、３．７ｍｓ〜４．４ｍｓのＴＲ期間中にサンプリングされている。

３Ｄ投影再構成パルスシーケンスの別の実施態様が図７に示される。この実施態様では、２つだけの半径方向の投影が取得されるが、パルスシーケンスは上記の第１の実施態様よりも短い反復期間（ＴＲ）で行うことができる。上記のパルスシーケンスの場合のように、横磁化が、弱いスラブ選択Ｇ_z勾配パルス３０２の存在下でのｒｆ励起パルス３００の適用によってもたらされる。この磁化が、小さい負のＧ_z勾配ローブ３０４によってリフェージングされ、その後、３つの読取り勾配波形（３０６、３０８および３１０）がプレーアウトされる。

なおも図７を参照すると、読取り勾配波形（３０６、３０８および３１０）はそれぞれが、デフェージングローブ３６０、それに続くリフェージングローブ３６２から構成される。ＮＭＲ信号３６４がほぼこの完全な期間の期間中に取得される。より具体的には、その傾斜部を含めてデフェージングローブ３６０のこのプレーアウトの期間中に、図８において矢印３６６によって示される第１の読取りｋ空間軌跡がサンプリングされる。その後、小さい回転勾配ブリップ３６８がそれぞれの勾配軸（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）に沿って適用され、ｋ空間のサンプリングは、矢印３７０によって示されるような別の半径方向の軌跡開始点に移動される。その傾斜部を含めて、次のリフェージングローブ３６２の期間中に、第２の半径方向の軌跡３７２がサンプリングされ、ｋ空間の中心に戻る。

これらの効率的なパルスシーケンスを適正に用いるために、図９に示される方法が使用される。この方法における最初の工程は、プロセスブロック３８０によって示されるような選択された読取り勾配波形に対する校正データを取得することである。この校正データは、読取り勾配が生じつつあるときにサンプリングされている実際のｋ空間位置において誤りを生じさせるうず電流などのシステムの不安定性について補正するために必要である。

校正データは、特定のパルスシーケンスを使用して、例えば、図１０に示されるパルスシーケンスなどを使用して取得される。校正されることになる読取り勾配波形が３８２において示されており、これには、同じ勾配軸に沿って向けられている薄いスライス選択勾配波形３８４が先行する。ＲＦ励起パルス３８６がスライス選択勾配３８４の適用期間中に作製され、ＮＭＲ信号が、勾配波形３８２がプレーアウトされるようにウィンドウ３８８の期間中にサンプリングされる。この例では、校正されている読取り勾配波形は、図７のパルスシーケンスで使用される読取り勾配波形であり、ＮＭＲ信号が、読取り勾配波形がそのパルスシーケンスの実施期間中にサンプリングされる全く同じ方法で期間３８８の期間中にサンプリングされる。薄いスライスが励起され（約１．５ｍｍ）、このスライスは、スライス厚に対して大きい、システムの等角点からの所定距離（Ｄ）に位置する（例えば、３０ｍｍ）。

校正パルスシーケンスがそれぞれの勾配軸（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）について１回行われる。加えて、それぞれの取得の後、校正パルスシーケンスが繰り返され、しかし、試験勾配３８２は、参照ＮＭＲ信号を取得するためにゼロに設定される。すなわち、校正データおよび参照データがそれぞれの直交勾配軸について取得される。その後、それぞれの勾配軸（ｘ、ｙおよびｚ）についての取得された校正データおよび参照データの位相φ（ｔ）が、サンプリングされた直角位相成分（ＱおよびＩ）から計算される（φ＝ｔａｎ^-1Ｑ／Ｉ）。その後、参照位相データが、３組の補正された校正位相データを作製するために校正位相データから引かれる：
Δφ_x（ｔ）＝Ｄ_xｋ_x（ｔ）
Δφ_y（ｔ）＝Ｄ_yｋ_y（ｔ）
Δφ_z（ｔ）＝Ｄ_zｋ_z（ｔ）
（式中、
Ｄ_x、Ｄ_y、Ｄ_z＝システムの等角点からのそれぞれの校正スライスの距離；および、
ｋ_x、ｋ_y、ｋ_z＝それぞれのｋ空間軸に沿った励起スピンのｋ空間における位置）。
好ましい実施態様では、校正データがそれぞれの勾配軸について２０回取得され、その結果が平均化される。この工程は５００ｍｓ〜１，０００ｍｓの取得時間を必要とする。

図９を再び参照すると、第１の画像データセットＤ_0-0が、その後、上記の、また、図５または図７に示される３Ｄ投影再構成パルスシーケンスの１つを使用して、プロセスブロック３９０において示されるように取得される。上記の両方の好ましい実施態様では、３Ｄのｋ空間体積の全体が所定の密度にサンプリングされるまで、パルスシーケンスが、多くの異なる軌跡に沿って半径方向の軌跡をサンプリングするために繰り返される。これは、それぞれの読取り勾配波形（Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z）の相対的な振幅を調節することによって達成される。角度間隔が、サンプリングされたｋ空間球面の外周境界（ｋ_max）においてｋ空間サンプル点の均一な分布が生じるように選ばれる。取得が、４０ｍＴ／ｍの最大ピーク勾配振幅および１５０ｍＴ／ｍ／ｓの最大スリューレートを有する１．５Ｔのスキャナーで行われる。±１２５ｋＨｚの受信機帯域が、できる限り最短のＴＲを達成するために使用された。１２８個の半径方向のｋ空間サンプル点と同等な読取り分解能がそれぞれの半径方向の軌跡について使用され、これにより、２５６×２５６×２５６の同等な画像マトリックスサイズが得られている。この第１のデータセットについての半径方向の軌跡の集合が、一定したＲＦ位相サイクルを用いて取得され、得られたｋ空間データセットがＤ_0-0として示される。検査のための中心周波数は、脂肪の共鳴ピークと水の共鳴ピークとの中ほどに設定されている。

第２の画像データセットＤ_0-180が、その後、プロセスブロック３９２において示されるように取得される。このデータセットは、ＲＦ位相がπの位相増分だけそれぞれのＴＲで増大することを除いて、第１のデータセットと同一の様式で取得される。得られる２つのデータセット（Ｄ_0-0およびＤ_0-180）は、別個の水の画像および脂肪の画像を作製するための十分な情報を提供する。

プロセスブロック３９４において示されるように、次の工程は、３組の校正位相データ（Δφ_x（ｔ）、Δφ_y（ｔ）、Δφ_z（ｔ））を使用して、サンプリング位置誤差についてｋ空間データセット（Ｄ_0-0およびＤ_0-180）を補正することである。最初に、ＮＭＲ信号が勾配軸（ｘ、ｙおよびｚ）のそれぞれに沿って投影取得の期間中にサンプリングされている実際のｋ空間位置が計算される：
ｋ_x（ｔ）＝Δφ_x（ｔ）／Ｄ_x
ｋ_y（ｔ）＝Δφ_y（ｔ）／Ｄ_y
ｋ_z（ｔ）＝Δφ_z（ｔ）／Ｄ_z。
その後、それぞれの勾配軸についてのこれらの補正されたｋ空間サンプリング点が結合されて、実際のサンプリング点ｋ_actual（ｔ）が、下記のドット積を計算することによってそれぞれの取得されたサンプリング軌跡について得られる：

（式中、ｋ_xmax、ｋ_ymax、ｋ_zmaxは、単位円上における取得されたサンプリング軌跡の終点である）。例えば、取得されたサンプリング軌跡がｘ軸のみに沿って向けられているならば、ｋ_xmaxは「１」であり、ｋ_ymaxおよびｋ_zmaxの値はゼロである。この場合、実際のサンプリング点はｋ_actual（ｔ）＝ｋ_x（ｔ）である。当然のことではあるが、ほぼすべての取得されたサンプリング軌跡が２つまたは３つの勾配軸に沿って向けられており、従って、実際のサンプリング点ｋ_actual（ｔ）は、これら３つの補正されたｋ空間サンプリング点（ｋ_x（ｔ）、ｋ_y（ｔ）およびｋ_z（ｔ））の結合である。

取得されたｋ空間データセットのこの補正は、取得されかつ補正されたｋ空間データセットを作製するためにそれぞれの軌跡に対して行われる。しかしながら、この補正は、サンプリングされたＮＭＲ信号を実際には変化させず、代わりに、サンプルが実際に得られたｋ空間における位置を正しく特定することが明らかであるに違いない。これらの補正の実際の実行が次の再グリッド化プロセスにおいて行われる。

好ましい画像再構成法において、再グリッド化工程が、その後、取得されかつ補正されたｋ空間データセットを３Ｄデカルト座標格子上に置くために、プロセスブロック３９６において示されるように使用される。これは、３ＤＦＴ画像再構成が実施され得るように行われる。そのような再グリッド化法はこの分野では広く知られており、例えば、Ｊ．Ｊａｃｋｓｏｎ他、「グリッド化を使用するフーリエ反転のための畳込み関数の選択」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｍｅｄ．Ｉｍａｇｉｎｇ、１０、４７３〜４７８（１９９１）に記載されている。このグリッド化工程は、理論的な半径方向のサンプリング軌跡ではなく、むしろ実際のサンプリング軌跡ｋ_actual（ｔ）を用いて行われる。従って、デカルト座標サンプリング点に対する半径方向のサンプル点の再グリッド化を特徴づける補間プロセスでは、それぞれの軌跡についての実際のサンプル点ｋ_actual（ｔ）が用いられる。ｋ空間データの得られる３Ｄアレイは、ρ²フィルターにより補償された密度である（この場合、ρは、補償されているデータ点のｋ空間半径である）。ρ＝０の点は、２Ｄ投影フィルターについて提案された補正と同様に、サンプリングされる有限の体積球面に従って重さが付加される。再グリッド化プロセスのために使用されるカーネルは、単純な三角関数（これはコンピュータ計算が非常に高速である）またはカイザー・ベッセル関数（これは、再グリッド化プロセスからのエイリアシングエネルギーを低下させるという利点を有する）のいずれかである。

プロセスブロック３９８において示されるように、２つの再グリッド化されたｋ空間データセットが、その後、２つの画像（Ｉ_0-0およびＩ_0-180）を再構成するために、３つの方向のすべてにおいてフーリエ変換される。好ましい実施態様において、それぞれのサンプリングされた半径方向の軌跡はｋ空間体積の中心から外周に一方向のみで延びているだけであり、しかし、反対方向でのサンプルは取得されない。この見逃されたデータが、３Ｄホモダインプロセスを用いて、例えば、ＮｏｌｌおよびＮｉｓｈｉｍｕｒａ（「磁気共鳴画像形成におけるホモダイン検出」、ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ、第１０巻第２号（１９９１年６月））によって記載され、また、米国特許第５，２４３，２８４号に記載されるプロセスなどを用いて合成される。

プロセスブロック４００およびプロセスブロック４０２によって示されるように、本方法における最終工程は、水の画像および脂肪の画像を作製するために２つの複素画像データセット（Ｄ_0-0およびＤ_0-180）を結合することである。水の画像は、脂肪の信号を抑えており、２つの画像データセットを下記のように結合することによって形成される。最初に、複素画像データセットＩ_0-180における各要素の位相が−９０°位相シフトされる。その後、この位相シフトされた複素画像Ｄ_0-180（ｅ^-iπ/2）が、それぞれの対応するデータセット要素のそれぞれのＩ成分およびＱ成分の和を求めることによって複素画像データセットＤ_0-0に加えられる。水の画像が、マグニチュード画像をその結果から計算することによって形成される。脂肪の画像は、２つの画像セットを下記のように結合することによって形成される。最初に、複素画像データセットＤ_0-180における各要素の位相が＋９０°位相シフトされる。その後、この位相シフトされた複素画像Ｄ_0-180（ｅ^iπ/2）が、それぞれの対応するデータセット要素のそれぞれのＩ成分およびＱ成分の和を求めることによって複素画像データセットＤ_0-0に加えられる。脂肪の画像が、マグニチュード画像をその結果から計算することによって形成される。

水の画像および脂肪の画像の両方を作製することができるが、ほとんどの臨床的適用では、水の画像が使用される。より具体的には、三次元での水の画像を、特定の解剖学を調べるために三次元画像から二次元スライスを取ることによって調べることができる。あるいは、３Ｄ画像を、広く知られている投影技術を使用して、選択された投影角度で二次元画像平面上に投影することができる。

本発明は、脂肪を抑えた上記の水の画像を作製する好ましい方法に限定されない。例えば、他のＲＦ位相循環スキームを、２つの画像データセットを取得するときに使用することができ、また、取得されたデータセットは、脂肪または水を抑えるために、画像再構成に先だってｋ空間において結合することができる。ホモダイン再構成法は、必要とされるｋ空間データの数を減少させるので好ましいが、本発明を実施するために必ずしも必要ではない。

本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。 図１のＭＲＩシステムの一部を形成するトランシーバーの電気ブロック図である。 図１のＭＲＩシステムを用いてＳＳＦＰ ＮＭＲデータを取得するために使用される先行技術のパルスシーケンスのグラフ表示である。 図３のパルスシーケンスを用いて取得されるｋ空間サンプルの半径方向の軌跡のグラフ表示である。 本発明に従ってＳＳＦＰ ＮＭＲデータを取得するために使用される第１の好ましいパルスシーケンスのグラフ表示である。 図５のパルスシーケンスを用いて取得されるｋ空間サンプルの半径方向の軌跡のグラフ表示である。 本発明に従ってＳＳＦＰ ＮＭＲデータを取得するために使用される第２の好ましいパルスシーケンスのグラフ表示である。 図７のパルスシーケンスを用いて取得されるｋ空間サンプルの半径方向の軌跡のグラフ表示である。 本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。 図９の方法を実施するために使用される校正パルスシーケンスのグラフ表示である。

Claims (15)

1. 磁気共鳴造影法（ＭＲＩ）システムを用いて画像を作製するための方法であって、
   ａ）選択された読取り勾配波形を使用して前記ＭＲＩシステムにより校正パルスシーケンスを実行して、校正データを取得する工程；
   ｂ）前記選択された読取り勾配波形をデータ取得期間中に作製し、かつ、第１のＲＦパルス位相パターンを用いる三次元投影再構成パルスシーケンスを使用して、前記ＭＲＩシステムにより第１のｋ空間データセットを取得する工程；
   ｃ）前記選択された読取り勾配波形をデータ取得期間中に作製し、かつ、第２のＲＦパルス位相パターンを用いる前記三次元投影再構成パルスシーケンスを使用して、前記ＭＲＩシステムにより第２のｋ空間データセットを取得する工程；
   ｄ）前記校正データを使用して前記第１および第２のｋ空間データセットを補正する工程；および
   ｅ）前記第１および第２の補正されたｋ空間データセットから水の画像を作製する工程
   を含む方法。
2. 工程ｅ）が、
   ｉ）前記第１の補正されたｋ空間データセットから第１の画像を再構成すること；
   ii）前記第２の補正されたｋ空間データセットから第２の画像を再構成すること；および
   iii）前記第１および第２の画像からのデータを結合すること
   によって行われる、請求項１に記載の方法。
3. 前記選択された読取り勾配波形が、所定の傾斜によってつながれた複数のローブから構成され、かつ、ｋ空間データが、実質的には前記選択された読取り勾配波形の作製期間中を通して取得される、請求項１に記載の方法。
4. 前記選択された読取り勾配波形が複数の傾斜を含み、ｋ空間データが前記傾斜の作製期間中に取得される、請求項３に記載の方法。
5. 前記校正パルスシーケンスが、
   ｉ）選択可能なＲＦ励起パルスを、勾配軸に沿って向けられたスライス選択勾配の存在下で作製すること；
   ii）同じ勾配軸に沿って前記選択された読取り勾配波形を作製すること；および
   iii）前記選択された読取り勾配波形の作製の実質的にすべての期間中に校正データを取得すること
   を含む、請求項１に記載の方法。
6. 前記校正パルスシーケンスが、３つのそれぞれの直交方向に向けられた勾配軸に関して３回行われる、請求項５に記載の方法。
7. 前記選択された読取り勾配波形を作製することなく前記校正パルスシーケンスを繰り返すことによってそれぞれの勾配軸についての参照データを取得すること；および
   前記参照データを前記校正データと結合すること
   を含む、請求項６に記載の方法。
8. 前記取得された校正データおよび対応する取得された参照データの位相が計算され、前記参照データが、前記参照位相データをその対応する校正位相データから引くことによって前記校正データと結合させられる、請求項７に記載の方法。
9. 前記選択された読取り勾配波形が、ｋ空間が前記三次元投影再構成パルスシーケンスの実施期間中に４つの異なる半径方向のサンプリング軌跡に沿ってサンプリングされるように形状化される、請求項１に記載の方法。
10. 前記選択された読取り勾配波形が交互極性の３つのローブを含み、それぞれのローブが１対の傾斜によって境界が定められる、請求項９に記載の方法。
11. 第２のローブの境界を定める前記傾斜が、回転勾配ブリップによってそれぞれの第１のローブおよび第３のローブの境界を定める傾斜につながれる、請求項１０に記載の方法。
12. 前記選択された読取り勾配波形が、傾斜によって境界が定められる交互極性の２つのローブを含み、第１のローブの傾斜が回転勾配ブリップによって第２のローブの傾斜につながれる、請求項１に記載の方法。
13. 前記データが、前記選択された読取り勾配波形のローブおよび関連する傾斜の両方を作製している期間中の前記三次元投影再構成パルスシーケンスの実施期間中に取得される、請求項１２に記載の方法。
14. 工程ｅ）を行う前に、前記取得された第１および第２のｋ空間データセットを再グリッド化して、デカルト座標データセットを形成することを含み、かつ、工程ｄ）が、前記再グリッド化工程における使用のための実際のｋ空間サンプリング位置を計算することを含む、請求項１に記載の方法。
15. 工程ｄ）が、前記取得された校正データの位相を計算することを含む、請求項１４に記載の方法。
    

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