JP2007536970A - ｋ空間中心のオーバーサンプリングを伴う非デカルト軌道を含むコントラスト・プリパレーションされたＭＲＩ - Google Patents

Abstract

磁気共鳴イメージング方法は、検査領域（14）に配置された撮像対象（16）にプリパレーション・パルスシーケンスを印加するステップ、例えば放射状軌道等のｋ空間の中心を通る複数のｋ空間軌道に関するｋ空間データを取得するステップ、及びｋ空間データから第１の画像を再構成するステップであり、少なくとも第１のｋ空間軌道のｋ空間（205）の中心周辺領域（210）内のデータは使用されない、ところの再構成するステップを有する。正しくは、領域（210）内の限られた数のみの視野データが画像の再構成に使用される。故に、画像のコントラストは本質的に、その限られた数の視野によって決定される。

Description

本発明は磁気共鳴技術に関する。本発明は、特に磁化プリパレーション技術及びｋ空間の非デカルト・サンプリングを用いる磁気共鳴イメージングに適用されるものであり、特にそれを参照して説明される。

一般に、ＭＲＩにおけるイメージング技術は、関心構造の位置を特定するために組織間のコントラストを利用する。ＭＲイメージングの特徴の１つは、磁化のプリパレーション手法を用いてコントラストを色々と操作できることである。プリパレーション手法の一般的な例には、反転回復（inversion recovery）シーケンス、磁化移動（magnetization transfer）コントラスト・シーケンス、ホワイト・ブラック血流技術及びＴ２プリパレーションを具備したホワイト・ブラック血流技術などの心臓血管撮像シーケンス、化学的選択飽和、ショート反転回復（ＳＴＩＲ）、及び反転回復を具備したスペクトル・プリ飽和（ＳＰＩＲ）などの組織（例えば、脂肪）飽和技術、並びに局所飽和技術がある。

イメージング応用に関し、多くの心臓血管撮像シーケンスはプリパレーション・パルスを使用する。プリパレーション・シーケンスは冠状動脈イメージングにおいて特に重要となり得る。なぜなら、冠状動脈は脂肪組織に埋め込まれているからである。故に、動脈と脂肪との間の描写は脂肪からの信号を抑制することによって促進される。

様々なコントラスト・プリパレーション技術を含む冠状動脈のＭＲＡ技術が、デカルトｋ空間サンプリングに関して実証されてきた。サンプリングの一環として、このようなシーケンスでは中心視野の順序付けが適用される。ここで、大抵のコントラスト・エンコーディングはｋ空間の中心によって決定され、外側のｋ空間は空間解像度を決定するが画像コントラストにはあまり寄与しないという事実を利用して、ｋ空間の中心部分が高コントラストの期間に関連付けられて取得される。

プリパレーション・パルスが用いられる他の一用途はＴ１の定量化である。これらの技術は、反転パルス又は飽和パルスの後に異なる時間間隔で縦方向の磁化を測定することに基づく。臨床上、Ｔ１イメージングは心臓検査、腫瘍学的乳房検査及び腫瘍学的脳検査での造影剤濃度の導出に応用可能である。他の一用途は、Ｔ１を低減させる疾病である多重硬化症のＴ１緩和測定であり、診断を容易にするためにある程度のＴ１定量を必要とする。

上記用途の多くは画像取得中にｋ空間を走査するためにデカルト軌道を用いている。しかしながら、デカルト軌道は動きアーチファクトの影響を受けやすい。他方、ｋ空間の放射軌道を用いる撮像はデカルト軌道に優る幾つかの利点を有している。これらの利点には、動きに関する堅牢性、ｋ空間をアンダーサンプリングすることによりゴースト状アーチファクトを発生させることなく測定時間を短縮し得ること、及び、同一データから完全な解像度の画像と低解像度画像の時系列とを再構成し得ることが含まれる。これらの特性はｋ空間中心での固有のオーバーサンプリングの結果である。

しかしながら、固有のオーバーサンプリングはまた不利な結果も有する。放射状イメージングは、デカルトイメージングで一般的であるように磁化プリパレーションを利用して、特別の画像コントラストを実現することができない。その理由は、大抵の磁化プリパレーション手法では、プリパレーションの効果はプリパレーション後の一定時点で最大となるからである。この効果は緩和、すなわち、時間とともに薄れる。上述のように、画像のコントラストに関するプリパレーションの効果を促進するため、プリパレーションが最大となる時点でｋ空間の中心を測定するようにデカルト走査の取得順序が選定されている。放射状イメージングでは、固有のオーバーサンプリングにより、すなわち、ｋ空間の中心付近を時間を掛けて繰り返し取得することにより、これらのプリパレーション手法の効果を低減させてしまう。

本発明は上述及びその他の制約を解消する改善された装置及び方法を提供することを目的とする。

本発明の一態様に従った磁気共鳴イメージング方法は、検査領域に配置された撮像対象にプリパレーション・パルスシーケンスを印加するステップ、ｋ空間の中心を通る複数のｋ空間軌道に関するｋ空間データを取得するステップ、及び前記ｋ空間データから第１の画像を再構成するステップであり、少なくとも第１のｋ空間軌道のｋ空間中心周辺領域内のデータは使用されない、ところの再構成するステップを有する。

本発明の一実施形態による１つの効果は、コントラスト調整プリパレーション・シーケンスとともにｋ空間の非デカルト軌道を用いることにある。他の効果は動きアーチファクトの抑制が促進されることである。他の効果は画像のコントラストが向上されることである。

以下の好適な実施形態の詳細な説明により、多数のさらなる効果が当業者に明らかになるであろう。

本発明は様々な構成要素とその配置、及び様々な処理操作及びその編成の形態を取り得る。図面は、好ましい実施形態を例示するためだけのものであり、本発明を限定するものと解釈されるものではない。

図１は、磁気共鳴イメージングスキャナ10の一例を示している。この実施形態において、ＭＲＩスキャナは概して円筒形のスキャナボア14、すなわち、内部に関連する撮像対象16が配置される検査領域14、を定める筐体12を有している。主磁場コイル20が筐体12の内部に配置され、スキャナボア14の中心軸22方向に向けられた主B₀磁場を生成するように概して管状構成に並べられている。

筐体12はまた、ボア14の中心軸22に平行な、中心軸22に直交する方向の、及び／又はその他の選択方向に沿う、傾斜磁場を選択的に生成する傾斜磁場コイル30を収容又は支持している。筐体12はまた、撮像対象16に関連する磁気共鳴を選択的に励起し、且つ／或いは検出する例えばボディコイル等の、無線周波数（ＲＦ）コイル32を収容又は支持している。スキャナボア14には、撮像対象16に関連する磁気共鳴を局所的に選択的に励起し、且つ／或いは検出する局部無線周波数（ＲＦ）コイル34が配置されてもよい。

図１に示される実施形態を引き続き参照し、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）制御器40は傾斜磁場コイル30に選択的にエネルギー供給するように磁石制御器42を制御する。ＭＲＩ制御器40はまた、ボディコイル32及び／又は局部コイル34に結合された無線周波数送信機44を、それらＲＦコイル32、34に選択的にエネルギー供給するように制御する。傾斜磁場コイル30及びＲＦコイル32、34を選択的に操作することにより、撮像対象16の選択された関心領域の少なくとも一部に磁気共鳴が発生され、且つ空間的にエンコードされる。さらに、プリパレーション・パルスが撮像対象に印加される。

選択された傾斜磁場を傾斜コイル30を介して印加することにより、例えばデカルト軌道、放射状軌道、又は螺旋軌道などの選択されたｋ空間軌道が辿られる。選択されたｋ空間軌道を辿る間に磁気共鳴撮像制御器40が、ボディコイル32又は局部コイル34に選択的に結合された無線周波数受信機46を撮像対象16からのＲＦ信号を受信するように操作する。受信されたＲＦ信号は取得されたｋ空間サンプルとしてｋ空間メモリ50に記憶される。

再構成プロセッサ52はｋ空間データを再構成画像へと処理・再構成する。再構成画像は画像プロセッサ60に記憶されてもよい。再構成画像は画像プロセッサ60にて更に処理されてもよく、また、ユーザインターフェース72に表示され、不揮発性メモリに記憶され、ローカル・イントラネット又はインターネット上で伝送され、閲覧され、記憶され、又は操作され、等々されることが可能である。ユーザインターフェース72はまた、放射線医、技師又は磁気共鳴イメージングスキャナ10のその他の操作者が、磁気共鳴撮像制御器40と交信して磁気共鳴シーケンスを選択、変更及び実行することを可能にする。

動作時、主磁場コイル20はボア14内に主磁場を生成する。傾斜コイル30及び選択されたＲＦコイル32、34はそれらぞれぞれの制御器を介して、図２Ａ、２Ｂ及び３Ａに示される撮像プロトコルを実行する。

図２Ａは、時刻t₀にプリパレーション・シーケンス200を撮像対象16に適用することを含むプロトコルを示している。一実施形態では、プリパレーション・シーケンスは主磁場方向（＋B₀）に整列された撮像対象のスピンを180°（−B₀）ひっくり返す反転パルスである。そして、スピンが＋B₀に向かって回復できるように予め選択された時間すなわち反転時間（TI）が経過させられる。そして、プリパレーション・パルス後の時点TIにて撮像シーケンスが実行される。

図２Ａに示される実施形態を引き続き参照し、ｋ空間の放射状サンプリング軌道90が用いられる。図示されるように、放射状サンプリング軌道90はｋ空間の中心で、あるいは中心付近で１つに集まっている。このように、放射状サンプリング軌道90はｋ空間の中心付近でｋ空間の端部付近より高いサンプリング密度をもたらす。これは放射状サンプリング軌道90の集中のためである。図２Ａは平面的な放射状サンプリング軌道90を示しているが、放射状サンプリング軌道を３次元で用いることも同様に意図される。サンプリングされたｋ空間データは取得データとしてｋ空間メモリ50に記憶される。

図２Ａは放射状ｋ空間軌道の４つの小集合を示しているが、様々な数の小集合が実行され得ることは理解されるところである。また、直交ペアが用いられ得るが、必ずしも直交ペアである必要はないことも理解されるところである。ｋ空間軌道群それら自身はｋ空間を角度方向に均一に覆っており、直交ペアはそのｋ空間軌道群の１つの小集合を例示している。小集合は、当該小集合の投影がｋ空間の角度範囲にわたって均一に分布されるように、星状パターンを形成する３つ以上の軌道を含むことも可能である。そして、次の小集合が第１の小集合から少し角度を増加され、これらの投影が先行して取得された投影間に適合するようにして取得される。この取得処理は小集合群が組み合わされてｋ空間を均一に覆うまで続けられる。

ＲＦ受信コイルによるデータ取得とｋ空間メモリへの記憶とに続き、ｋ空間データが再構成プロセッサ52に渡され、１つ又は複数の画像が再構成される。図２Ｂは、このような目的で使用されるｋ空間データの一実施形態を示している。この実施形態では、軌道群の第１の小集合90₁については、ｋ空間205の中心周辺の領域210内のデータがその領域の外側のデータとともに画像再構成に使用される。軌道群の残りのペア90₂、90₃、90₄については、領域210の外側からのデータのみが画像再構成に使用される。これら後者の軌道群についてのこの領域内のデータは画像を再構成するのに使用されない。この実施形態に従って１つの画像を再構成するのに使用されるｋ空間データの合成図215が図２Ｃに示されている。

上記実施形態では、軌道群の第１の小集合90₁は、図２Ｄに示されるスピンの組のゼロ点Ｎ付近で起こるように構築される。図２Ｄに示されるように、例えば、脂肪組織のスピンはプリパレーション・パルスすなわち脂肪飽和プリパルスで反転される。脂肪の縦磁化が緩和して値０に到達するとゼロ点Ｎが発生する。脂肪組織は時間TIでゼロにされるので、軌道群の第１の小集合90₁の取得中には脂肪から比較的小さい信号が取得される。しかしながら、脂肪信号は回復するに連れ、その後の軌跡群に寄与するようになる。図２B及び２Cに戻り、ｋ空間の中心周辺の領域では、軌道群の第１のペアのみが画像に寄与する。その結果、画像のコントラストは軌道群の第１の小集合を取得する時の状態によって支配されることになり、脂肪の抑制が達成される。

ｋ空間の中心周辺の領域については、反復的又は経験的の何れであるにしても色々な手法で定めることが可能であり、全軌道にわたって一定であるとして選定することができる。その領域が一定である場合、小集合群はビンニングされて一緒に処理されてもよく、小集合群はうまく機能する。その領域はまた図２Dに示される磁化の関数として決定されることも可能である。例えば、ｋ空間の中心周辺領域210は軌道に基づいて次の方程式に従って１つの軌道上に決定され得る：

但し、その領域が円、又は球である場合、Rは領域210の直径であり、M(t)は軌道群の小集合に対応する所定時間における組織の縦磁化、そしてM₀は図２Dに示されるように緩和状態での抑制された組織の縦磁化である。ここで、上で計算されるように、各軌道はそれ自身の領域210を用いて処理される。従って、データを小集合90₁乃至90₄に分割する必要はない。

より一般的には、ｋ空間の中心周辺領域は次の等式に従って変化する：

但し、ｆは０からk_maxの範囲の値をとる単調関数である。

また、軌道がゼロ点から離れるほど領域210が大きくなる場合、領域210は同様に時間の関数として決定されてもよい。さらに、その領域はｋ空間中心の周辺を中心とする円又は球であり得るが、その他の形状及び位置も意図される。

その領域が一定である場合、小集合群はビンニングされて一緒に処理されてもよく、小集合群はうまく機能する。

いったん領域210が構築されると、再構成プロセッサ52はスケーリング関数を軌道群に適用する。一実施形態では、スケーリング関数C(R)は図４Ａに示されるようにステップ関数である。この実施形態では、−R/2と＋R/2とで境界される領域内のデータは効率的に除去され、ｋ空間（−k,＋k）の端部に向かう上記領域の外側のデータは画像再構成に寄与するように残される。

図４Ｂに示される他の一実施形態では、再構成プロセッサ52は合成アポディゼーション関数を用いるスケーリング関数C(R)を適用可能である。このような関数はステップ関数と比較して、領域210と残りのｋ空間との間の円滑な移行をもたらす。ここで、その移行は、例えば正弦関数によって定められ得る。

さらに他の一実施形態では、図４Ｃに示されるように、スケーリング関数は組織の磁化M(t)に依存してもよい。この実施形態では、領域210内の値は小集合90₁に対しては１で小集合90₂、90₃、90₄に対しては０というような単純なスケーリングは為されない。データは、領域210内ではデータが次の方程式に従ってスケーリングされるようなスケーリング関数C(R,M)に従ってスケーリングされる：

より一般的には、データは、領域210内ではデータが次の方程式に従ってスケーリングされるようなスケーリング関数C(R,M)に従ってスケーリングされ得る：

但し、ｆは０から１の範囲の値をとる単調関数である。

他の一実施形態では、いったん領域210が構築されると、関連する軌道群の上記領域内のｋ空間データ取得を省略するようにＭＲスキャナが制御され得る。あるいは、上述のように、各軌道の完全なデータセットを取得し、画像再構成時に領域210内のデータを完全に割愛したり、小さくスケーリングしたりしてもよい。

ｋ空間の中心周辺領域210内のデータを含む１つ又は複数の軌道はTI付近で収集されるものの、その他の軌道は必ずしもTI後に収集される必要はない。故に、他の一実施形態では、軌道群はTI前、及び／又はTI後に収集され得る。

図３A及び３Bに示される他の一実施形態では、上記ｋ空間データセットからの画像再構成の際に、ｋ空間中心のデータに寄与する軌道が異なる２つ以上の画像が再構成され得る。この場合、図３Ａに示されるように、プリパレーション・シーケンス又はパルスに続き、図２Ａに関連して述べられたように軌道群が収集される。

この実施形態では、ｋ空間メモリ50に記憶されたデータが再構成プロセッサ52に渡される。そのデータから、図３Ｂに示されるように、各々の画像が異なるｋ空間データセット300₁、300₂、300₃、300₄から形成される多数の画像が形成される。例えば、第１の画像は図３Ｂの第１のデータセット300₁から形成され得る。そのデータセットは、第１の軌道セット90₁からのｋ空間中心周辺領域210内のデータ、及び全ての軌道90₁乃至90₄からのｋ空間中心周辺領域の外側のデータを含んでいる。第２の画像は図３Ｂに示される第２のデータセット300₂から形成され得る。そのデータセットは、第２の軌道セット90₂からのｋ空間中心周辺領域210内のデータ、及び全ての軌道からのｋ空間中心周りの領域の外側のデータを含んでいる。同様に、第３及び第４の画像も図３Ｂに示される第３及び第４のデータセットから生成され得る。その結果、プリパレーション・パルス200が反転パルスである場合、各再構成画像は異なる実効的な反転時間を有することになる。

ｋ空間の中心周辺の領域210を構築すること及び上述のスケーリング関数は、図３Ａ及び３Ｂに示されるデータセットの画像処理にも使用され得ることは理解されるところである。

データセット300₁、300₂、300₃、300₄から生成された画像群は、その後さらなる処理のために画像プロセッサ60に送られる。画像プロセッサは一連の画像から、所定の１つ又は複数の画素について信号の経時変化を生成することができる。そして、画像プロセッサは各画素の経時変化に指数関数を適合させることができる。反転プリパルスの例では、Ｔ１値が１つのフィッティングパラメータであり、任意の数の画素に対するＴ１値のマッピングが為されたり、さらに処理されたりすることができる。

さらに、図３Ｃに示されるように、スライディング・ウィンドウ再構成が実行され得る。この場合、例えば、ｋ空間軌道の小集合90₅のような更なる小集合が取得される。この更なる小集合90₅は第１の小集合90₁と同じ方向を有することが可能である。そして図３Ｃに示されるような小集合90₂乃至90₅から更なる一連のデータセット300_2’、300_3’、300_4’、300₅が生成される。データセット300₂と300_2’との違いは、データセット300₂は軌道群の第１の小集合からのデータを含んでいるが、データセット300_2’は軌道群の第５の小集合からのデータを含んでいる点である。第３及び第４の画像に関しても同じことが当てはまる。

図３Ｄに示されるデータセットに関する第２の一連の画像から、画像プロセッサは所定の１つ又は複数の画素について信号の経時変化を生成することができる。そして、第１の一連の画像と同様に、画像プロセッサは各画素の経時変化に指数関数を適合させることができる。この場合も、反転プリパルスの例では、Ｔ１値が１つのフィッティングパラメータであり、任意の数の画素に対するＴ１値のマッピングが為されたり、さらに処理されたりすることができる。このスライディング・ウィンドウ技術を用いて一連のＴ１マップを生成することにより、各画素のＴ１値の経時変化すなわち時間分解Ｔ１マップが得られる。

例えば、造影剤が撮像プロトコルに用いられる場合、造影剤なしでＴ１マップが生成され得る。そして、造影剤の導入後、Ｔ１マップの経時変化が生成され得る。Ｔ１値は次の方程式に従って造影剤濃度cに依存する：

但し、αは造影剤の特性であり、R₁ ⁰は造影剤なしでの1/T1（すなわち、ゼロ濃度）である。この関係を用いて、Ｔ１マップから濃度マップが導出可能である。時間分解Ｔ１マップからは時間分解濃度マップが生成可能である。これは体内の造影剤の変化を表すものである。造影剤に治療薬が混合される場合、治療薬も同様に追跡可能になる。

上述の反転回復パルスに代えて、如何なる種類のコントラスト強調プリパレーション・パルスも使用され得る。また、放射状軌道に代えて、ｋ空間の中心領域がオーバーサンプリングされる如何なる種類の軌道も使用され得る。

好ましい一実施形態を参照して本発明について述べてきた。この詳細な説明を読んで理解した者によって変更及び改変が想到されることは明らかなところである。本発明は、添付の請求項又はそれに等価なものの範囲内に入る限りにおいて、そのような全ての変更及び改変を含むものとして解釈されるものである。

磁気共鳴イメージングシステムを示す図である。 プリパレーション・シーケンス及びｋ空間サンプリング軌道を示す図である。 画像再構成に用いられるｋ空間データを示す図である。 画像再構成に用いられるｋ空間データの合成図である。 関心組織の縦磁化曲線を示す図である。 プリパレーション・シーケンス及びｋ空間サンプリング軌道を示す図である。 多数の画像の再構成に用いられるｋ空間データの合成図である。 スライディング・ウィンドウ技術で使用されるプリパレーション・シーケンス及びｋ空間サンプリング軌道を示す図である。 スライディング・ウィンドウ技術で使用される、多数の画像の再構成に用いられるｋ空間データの合成図である。 ｋ空間軌道データをスケーリングするスケーリング関数を示す図である。 ｋ空間軌道データをスケーリングするアポディゼーション・スケーリング関数を示す図である。 ｋ空間軌道データをスケーリングする、組織の縦磁化の関数であるスケーリング関数を示す図である。

Claims (7)

1. 検査領域に配置された撮像対象にプリパレーション・パルスシーケンスを印加するステップ；
   ｋ空間の中心を通る複数のｋ空間軌道に関するｋ空間データを取得するステップ；及び
   前記ｋ空間データから第１の画像を再構成するステップであり、少なくとも第１のｋ空間軌道のｋ空間中心周辺領域内のデータは使用されない、ところの再構成するステップ；
   を有する磁気共鳴イメージング方法。
2. 前記第１の画像を再構成するステップが、少なくとも第２のｋ空間軌道の前記ｋ空間中心周辺領域内のデータを使用することを含む、ところの請求項１に記載の方法。
3. 前記少なくとも第１のｋ空間軌道のｋ空間中心周辺領域内のデータが、前記ｋ空間データを取得するステップ中に取得されない、ところの請求項１に記載の方法。
4. 前記少なくとも第１のｋ空間軌道のｋ空間中心周辺領域内のデータが、前記画像を再構成するステップ中に割愛される、ところの請求項１に記載の方法。
5. 前記ｋ空間データから第２の画像を再構成するステップであり、前記第２のｋ空間軌道以外のｋ空間軌道の前記ｋ空間中心周辺領域内のデータが用いられる、ところの再構成するステップ
   をさらに有する請求項２に記載の方法。
6. 少なくとも１つの画素の前記第１及び第２の画像にわたるマップを生成するステップ
   をさらに有する請求項５に記載の方法。
7. 前記第２のｋ空間軌道が時間的にゼロ点に対応する、ところの請求項２に記載の方法。

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