JP2008259821A - 反復性の高度に限定されたイメージの再構成法 - Google Patents

Abstract

【課題】限られたビュー数で画像を再構成する。
【解決手段】従来の再構成法を使って対象の初期合成画像を再構成する。初期合成画像は、スキャンの対象に関して利用可能な最善の情報を用い、この情報を使って、高度にアンダーサンプリングされた、または低ＳＮＲの画像フレームの再構成が限定される。この高度に限定された画像再構成が、ある反復での再構成画像フレームを次の反復での合成画像に使用して、複数回反復される。再構成画像フレームは、急速に最終画像フレームに収束する。
【選択図】図１０

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２００７年２月１９日付で出願された、発明の名称が「反復性の高度に限定されたイメージの再構成法(Iterative Highly Constrained Image Reconstruction Method)」の米国特許仮出願第６０／９０１，７２７号に基づく。

（連邦政府の委託研究の記載）
本発明は、米国国立衛生研究所によって認められた認可番号第ＤＫ０７３６８０に基づいて、政府の支援でなされた。米国政府は、本発明に一定の権利を有する。

（発明の背景）
本発明の分野はイメージング法であり、特に取得画像データから画像を再構成する方法である。

磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して画像を作成する。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、かつ、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することができる。

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、および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したが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品質を決定する。結果として生じる受信ＮＭＲ信号またはビューまたはｋ空間サンプル数のセットはデジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の一つを用いて画像が再構成される。合計走査時間は、一部には、各測定サイクルの長さすなわち「パルスシーケンス」により、また一部には、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。所定の分解能とＳＮＲのイメージに対する合計走査時間が重要である臨床用途は数多くあり、その結果、この目的を考慮に入れて多くの改良がなされてきた。

磁気共鳴イメージング法の発端以来、投影再構成法が知られており、この方法は、米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されているように再び使用されている。投影再構成法は、フーリエ・イメージング法で為されるような図２Ａに示されている如き直線（デカルト）走査パターンでｋ空間をサンプリングするのではなく、図２Ｂに示されている如く、ｋ空間の中央から外向きに伸びる半径方向の線をサンプリングする一連のビューを伴ってｋ空間をサンプリングする。ｋ空間をサンプリングするのに必要なビューの個数は、その走査の長さを決定し、もし不十分な個数のビューが取得された場合には、その再構成画像にストリーク(streak)・アーチファクトが作成される。米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されている技術は、連続的にアンダーサンプリングされた画像を、インターリーブ・ビュー(interleaved view)で取得し、周囲のｋ空間データを連続画像間で共有することによって、このようなストリーキング(streaking)を低減している。

コンピュータ断層撮影（「ＣＴ」）システムでは、Ｘ線源が扇形ビームを投影し、そのビームが、「撮像平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ平面の内部に位置するように平行化（コリメート）される。このＸ線ビームは、医療患者のような撮像対象を透過して放射線検出器アレイに衝突する。透過放射線の強度はその対象によるＸ線ビームの減衰量に依存し、また、それぞれの検出器は、ビーム減衰量の測定値である個別電気信号を作成する。全ての検出器からの減衰量測定値は、いわゆる「透過プロファイル」を作成するために個別に取得される。

従来のＣＴシステムにおけるＸ線源および検出器アレイは、Ｘ線ビームがその対象に交差する角度が常に変化するように、撮像平面の内部および対象の周りにおいてガントリー上を回転する。所与角度における検出器アレイからの透過プロファイルは、対象の「ビュー(view)」および「走査(scan)」と呼ばれており、Ｘ線源および検出器の一回転の間における相異なる角度方位で作られた１セットのビューを含んでなる。２次元走査では、データはその対象を通して得られた２次元スライスに対応する画像を構成するように処理される。

ＭＲＩと同様に、走査時間が重要であるＸ線ＣＴに対する多くの臨床用途がある。例えば、時間分解血管造影法においては、造影剤が関心領域に流れ込むときに一連の画像フレームが取得される。各画像は、造影剤の流入を描写するスナップショットを得るために可能な限り高速で取得される。この臨床用途は、モーションアーチファクトを抑制するために心拍ゲーティングを必要とする冠動脈または他の血管を画像化する際に、特に能力が試される。

例えば、米国特許第６，７１０，６８６号明細書で説明されているとおり、取得された投影ビューのセットから画像を再構成するのに用いられる２つの方法がある。ＭＲＩにおいて、最も一般的な方法は、半径方向にサンプリングした軌跡上の位置からデカルト格子へ、ｋ空間サンプルを格子変え(regrid)するものである。その後、画像は、格子変えされたｋ空間サンプルを２Ｄまたは３Ｄフーリエ変換することによって再構成される。ＭＲ画像を再構成する第２の方法は、各投影ビューを第１フーリエ変換することによって、半径方向のｋ空間投影ビューをラドン空間へ変換することである。画像は、これらの信号投影をフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）へフィルタリングおよび逆投影することによって、それら信号投影から再構成される。当分野でよく知られているとおり、取得された信号投影がナイキストのサンプリング定理を満たすのに数が不足している場合、その再構成画像にはストリーク・アーチファクトが発生する。

２次元Ｘ線ＣＴデータからの画像を再構成するために広く行われている方法は、当分野ではフィルタ補正逆投影技法と呼ばれている。この逆投影プロセスは、上述したＭＲ画像再構成で用いられたものと実質的に同様であり、このプロセスによれば、走査中に取得された減衰信号測定値が、ディスプレイにおける対応画素の輝度を制御するために利用される「ＣＴ値」あるいは「ハンスフィールド値」と称される整数に変換される。

ＭＲＩおよびＸ線ＣＴの両方に使用される標準的な逆投影方法が図３に示されている。各取得信号投影プロファイル１０が、プロファイル１０内で、ＦＯＶ１２を通って、矢印１６で示された投影経路に沿って各信号サンプル１４を投影することによって、フィールド・オブ・ビュー１２上に逆投影される。ＦＯＶ１２へ各信号サンプル１４を逆投影する際に、画像化される対象に関する先験的情報(a priori knowledge)は何ら使用されず、ＦＯＶ１２内の信号が均質であり、信号サンプル１４は、投影経路が通る各画素に均等に分布していると仮定する。例えば、図３では、投影経路８がＦＯＶ１２内のＮ個の画素を通るときの、単一の投影プロファイル１０における単一の信号サンプル１４についての投影経路８が示されている。この信号サンプル１４の信号値（Ｐ）は、これらのＮ個の画素の間で均等に分割される。

（ここで、Ｓ_nは、Ｎ個の画素を有する投影経路内のｎ番目の画素に分配される信号値である。）

明らかに、ＦＯＶ１２の逆投影信号は均等であるという仮定は正しくない。しかし、当分野でよく知られているとおり、各信号プロファイル１０に対してある一定の補正がなされ、十分な個数のプロファイルが、対応する個数の投影角で取得されるならば、この誤った仮定により生じる誤差が最小限になり、画像アーチファクトが抑制される。画像再構成の典型的なフィルタ補正逆投影法では、２５６×２５６画素の２Ｄ画像に対しては４００個の投影が必要であり、２５６×２５６×２５６画素の３Ｄ画像に対しては１０３，０００個の投影が必要となる。

最近、当技術分野では「ＨＹＰＲ」として知られ、および同時係属中の米国特許出願第１１／４８２，３７２号（２００６年７月７日出願の、発明の名称「高度に限定された画像再構成法(Highly Constrained Image Reconstruction Method)」に記載された新しい画像再構成法が開示された。上記特許出願の内容は参照により本明細書に組み込まれる。ＨＹＰＲ法によって、画像化される対象の先験的情報を提供するために、合成画像が取得データから再構成される。次に、この合成画像は、画像再構成プロセスを高度に限定するために用いられる。ＨＹＰＲは、磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）、Ｘ線コンピュータ断層撮像法（ＣＴ）、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）、単光子放出コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）およびデジタル式トモシンセシス（ＤＴＳ）を含む多数の異なる画像診断法において用いることができる。

図１に示すように、例えば、一連の時間分解画像２が動的研究で取得されるとき、各画像フレーム２は、極めて限定された取得ビューのセットを用いて再構成できる。しかし、このような各ビューセットは、他の画像フレーム２に対して取得されたビューでインターリーブされ、多数の画像フレームが取得された後、十分な数の異なったビューを利用して、ＨＹＰＲ法に従って使用するための高品質な合成画像３を再構成できる。インターリーブされた投影全てを用いることによって生成された合成画像３は、かなり高画質であり、本発明の高度に限定された画像再構成法４を用いることによって、この高画質が画像フレームに伝達される。画像フレーム２はまた、線量（例えばＸ線）または照射時間（例えば、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ）が各画像フレームに対して減少する動的試験で取得できる。この場合、合成画像は、一連の取得画像フレームからの測定値を集積または平均化することによって生成される。各画像フレーム２の高度に限定された再構成４により、この合成画像の高いＳＮＲは、結果として得られる再構成後の画像に伝達される。

ＨＹＰＲ法の発見は、ＦＯＶ１２内の信号輪郭の先験的情報が再構成プロセスで用いられるならば、大幅に少ない投影信号プロファイルを用いて良質の画像を生成できることである。例えば、図４を参照すると、ＦＯＶ１２の信号輪郭は、血管１８および２０などの構造体を含むことが分かる。実際には、逆投影経路８がこれらの構造体を貫通するとき、信号サンプル１４の各画素へのより正確な分配が、その画素位置で既知の信号輪郭の関数として分配に重み付けすることによって達成される。その結果、大多数の信号サンプル１４が、図４の例において、構造体１８および２０と交差する逆投影画素で分配される。Ｎ個の画素を有する逆投影経路８については、この高度に限定的な逆投影は、以下のように表すことができる。

（ここで、Ｓ_nは、再構成されている画像フレーム内の画素ｎにおける逆投影された信号の大きさであり、Ｐは、逆投影されている投影プロファイルにおける信号サンプル値であり、Ｃ_nは、逆投影経路に沿ったｎ番目の画素における先験的な合成画像の信号値である。）
合成画像は、走査中に取得されたデータから再構成され、フィールド・オブ・ビューで構造体を表す、他の取得画像データだけでなく画像フレームを再構成するために用いられる合成画像を含んでもよい。数式（２）の分子は、合成画像において、対応する信号値を用いた各画素に重み付けし、分母は、全逆投影信号サンプルが、画像フレームに対する投影総和を反映し、合成画像の総和により乗算されないように、その値を正規化している。

この正規化は逆投影後に各画素で別個に行われることができるが、多くの臨床使用では、逆投影の前に投影Ｐを正規化する方がはるかに容易である。この場合、投影Ｐは、同じビュー角度での合成画像を通した投影において対応する値Ｐ_Cで割ることによって正規化される。次に、正規化された投影Ｐ／Ｐ_Cは逆投影され、次に、結果として得た画像は合成画像を乗算される。

高度に限定的な逆投影の３Ｄの実施態様が、ビュー角度θとφで特徴付けられる単一の３Ｄ投影ビューに対して、図５に示されている。この投影ビューは、軸１６に沿って逆投影され、逆投影軸１６に沿った距離ｒにおいてラドン平面２１に広がる。投影信号値がフィルタ処理され、連続したラドン平面に軸１６に沿って均等に分配されるフィルタ逆投影法の代わりに、投影信号値が、合成画像内の情報を用いて、ラドン平面２１に分配される。図５の例における合成画像は、血管１８および２０を含む。重み付けされた信号輪郭値が、合成画像内の対応する位置ｘ、ｙ、ｚでの強度に基づいて、ラドン平面２１内の画像位置ｘ、ｙ、ｚで置かれる。これは、対応する合成画像のボクセル値と逆投影された信号プロファイル値Ｐとの簡単な乗算である。次に、この積は、合成画像から形成された対応画像空間投影プロファイルからの投影プロファイル値でこの積を割ることによって正規化される。３Ｄ再構成に対する式は以下になる。

（ここで、総和（Σ）は、再構成される画像フレーム内の全投影であり、特定のラドン平面内のｘ、ｙ、ｚ値は、その平面に対する適正なｒ、θ、φ値における投影プロファイル値Ｐ（ｒ，θ，φ）を用いて算出される。Ｐ_c（ｒ，θ，φ）は、合成画像からの対応投影プロファイル値であり、Ｃ（ｘ，ｙ，ｚ）_r,θ,φは、（ｒ，θ，φ）での合成画像値である。）

ＨＹＰＲ法は、当初、アンダーサンプリングされた投影ビューのセットから画像を再構成するために開発された。同時係属中のＶＳ．特許出願第６０／９０１，７２８号（２００７年２月１９日出願の、発明の名称「局所化され、高度に限定された画像再構成法（Localized and Highly Constrained Image Reconstruction Method）」）に記載されているように、ＨＹＰＲ法は、投影ビュー以外のビューを用いて取得される画像を再構成するのにも使用することができる。加えて、ＨＹＰＲ法において高い信号対雑音比（「ＳＮＲ」）を有する合成画像が使用される場合には、ＨＹＰＲ再構成画像のＳＮＲが向上することも見出されている。よって、ＨＹＰＲ法は、アンダーサンプリングによる画像アーチファクトを低減するのみならず、使用されるサンプリングの度合いにかかわらず、画質を向上させる。

ＨＹＰＲ法は特定の状況下で良好に機能する。第１にＨＹＰＲは、フィールド・オブ・ビュー内の関心対象が画像空間の小部分を占めるような、「疎（sparse：スパース）」データセットで最もよく機能する。ＨＹＰＲ法は、例えば、造影強化磁気共鳴血管造影法などで良好に機能する。これは、静止した組織からの信号がデータセットから減じられ、脈管構造を描写する所望の信号だけを残すからである。また第２に、ＨＹＰＲは、データ取得時に動かない対象でも良好に機能する。

（発明の要約）
本発明は、画像を再構成する新しい方法であり、詳細には、対象または取得画像フレームの取得ビューから画像を再構成する改善された方法である。ＨＹＰＲ法は、画像フレームデータセットと初期合成画像を使って画像フレームを再構成するのに用いられ、その場合、このＨＹＰＲプロセスが、ある反復で作成される再構成画像フレームを次の反復で使用される合成画像に置き換えて繰り返される。再構成画像フレームは、アンダーサンプリングされたｋ空間データセットまたは画像フレームが取得された瞬間の対象の正確な描写に急速に収束する。

本発明の一般的な目的は、疎でないｋ空間データセットが取得されるときに使用するためにＨＹＰＲ画像再構成法を拡張することである。連続的に改善される合成画像を用い、ｋ空間データセットに対してＨＹＰＲ再構成を反復して実行することにより、合成画像は、視野内における多くの構造体の存在にもかかわらず、高品質画像に収束する。

本発明の別の目的は、ＨＹＰＲ再構成法を使って、動く対象の画像フレームを再構成することである。合成画像が、再構成されるべき取得画像フレームを取り巻く時間ウインドウ内のいくつかの画像フレームから形成され得る。合成画像内の対象は、たとえ対象の動きによるブレ(blurred)があったとしても、取得画像フレームを用いた反復ＨＹＰＲ再構成を開始するのに使用されると、急速に、焦点の合った、高品質画像に収束する。対象は、画像フレームが取得された瞬間のその位置において描写され、この瞬間は、別の取得画像フレームを反復ＨＹＰＲ再構成への入力として使用することによって変更することができる。

本発明の別の目的は、ＨＹＰＲ法を使って再構成される画像のＳＮＲを増大させることである。取得画像フレームの合成を使って合成画像を形成するのではなく、反復ＨＹＰＲ再構成の初期合成画像として、別個の、高ＳＮＲ画像取得が使用され得る。反復ＨＹＰＲプロセスの間、合成画像は、再構成で使用される画像フレームが取得された瞬間の対象を描写するように収束し、合成画像の高ＳＮＲを保持する。

本発明の別の目的は、複素数を使って全ての計算を行うことにより、ＨＹＰＲ画像再構成法を改善することである。結果として、再構成画像フレームにおいて位相情報が保存される。

本発明における前記および他の目的並びに利点は、以下の説明から明らかになろう。その説明では、本明細書の一部を形成し、かつ、例証として本発明の一つの好適な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、したがって、本発明の範囲を解釈するためには、本明細書の特許請求の範囲を参照すべきである。

（発明の一般的な説明）
特に図１及び図９を参照すると、本発明は、ＨＹＰＲ画像再構成法を難しい臨床用途で使用することを可能にするＨＹＰＲ画像再構成法の改善である。ＨＹＰＲと同様に、画像フレーム２が、プロセスブロック５に示すように取得される。画像フレーム２は、ＭＲＩ、ＣＴ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、超音波といった任意の数の異なるイメージング・モダリティを用いて取得され得る。画像フレーム２は、画像化される対象をアンダーサンプリングするビューのセットとし得ること、または、それが取得された方法のために低ＳＮＲを有する画像フレームとし得ることを特徴とする。

この方法はまた、プロセスブロック６に示すように、初期合成画像３の作成も含む。合成画像３は、任意の数の異なるやり方で取得されてもよいが、それが、画像フレーム２よりはるかに高品質なものであることを特徴とする。合成画像３は、画像化されるべき対象のより完全なサンプリングに起因して、より高品質なものとすることもでき、例えば、より長い取得時間や、より高い取得線量の使用に起因して、より高いＳＮＲを有していてもよい。いくつかの臨床用途では、合成画像３は、複数の取得画像フレームからのデータを結合することによって作成され得る。

さらに図１及び図９を参照すると、合成画像３は、プロセスブロック７に示すように、ＨＹＰＲプロセスを使って高品質画像フレームを構成するのに使用される。以下でより詳細に論じるように、このステップには、いくつかのＨＹＰＲ処理法を用いることができ、その選択は、主に、取得画像フレーム２の性質によって決定される。例えば、画像フレームが投影ビューのセットである場合、同時係属中の米国特許出願第１１／４８２，３７２号（２００６年７月７日出願の、発明の名称「高度に限定された画像再構成法（Highly Constrained Image Reconstruction Method）」）に開示されているＨＹＰＲ法が用いられてもよい。他方、画像フレーム２が別の形である場合には、同時係属の米国特許出願第６０／９０１，７２８号（２００７年２月１９日出願の、発明の名称「局所化され、高度に限定された画像再構成法（Localized and Highly Constrained Image Reconstruction Method）」）に開示されているＨＹＰＲプロセスの使用を選択してもよい。これら両方の特許出願における開示は参照により本明細書に組み込まれる。

判断ブロック８に示す次のステップは、最終画像フレームが完成しているかどうか判定することである。完成していない場合、プロセスブロック９に示すように、合成画像は、最終でない画像フレームを使って更新される。すなわち、プロセスステップ７で作成された最終でない画像フレームが、更新合成画像として置換され、システムは、折り返して(loop back)、元の画像フレーム２と更新合成画像を使って、ＨＹＰＲ再構成ステップ７を繰り返す。この反復プロセスは、最終画像フレームが所望の品質に到達したと判断ブロック８で判定されるまで繰り返される。最終画像フレームを作成するのに必要な反復回数は、個々の臨床用途に依存する。反復ＨＹＰＲプロセスは、造影強化ＭＲ血管造影法(contrast enhanced ＭＲ angiography)、ＭＲ脳灌流(ＭＲ cerebral perfusion)（Ｏ’Ｈａｌｌｏｒａｎら、ＭＲＭ５９：１３２−１３９、２００８）（１から３反復）、肺の拡散強調過分極Ｈｅ−３ＭＲＩ(Diffusion-weighted Hyperpolarized He-3 MRI of the lung)（Ｏ’Ｈａｌｌｏｒａｎら、ＩＳＭＲＭ２００７抄録３３６３）（４反復）、及びヒトの膝におけるＴ２^*マッピング(T2^* mapping in the human knee)（Ｊａｃｏｂｓｏｎら、ＩＳＭＲＭ２００８に提出）（３反復）を含むいくつかの加速イメージング用途において、精度を改善することが示されている。

この反復ＨＹＰＲプロセスが進行する際、再構成画像フレームの品質が、各反復ごとに改善することが見出されている。アンダーサンプリングに起因するアーチファクトが、反復ごとにさらに抑制され、初期合成画像のより高いＳＮＲが、反復ごとにさらに画像フレームに伝達される。しかしながら重要なことに、この反復プロセスでは、初期取得画像フレームの特定の特性は失われない。例えば、画像フレームが取得された瞬間の対象の位置は、対象の経時的動きにもかかわらず保持される。同様に、取得画像フレームの時間分解能も、経時的な造影剤の流入などの変化にもかかわらず、取得時の対象を示すように保持される。

ＨＹＰＲ再構成された各画像フレームのＳＮＲが合成画像のＳＮＲによって決定されることを実証することができる。ＳＮＲは、オブジェクト内の騒音標準偏差に対するオブジェクト信号レベルの比として算出され、ＣＮＲは、バックグラウンド雑音の標準偏差で除算されたオブジェクト信号レベルとバックグラウンド信号レベルとの間の差として算出される。ＳＮＲおよびＣＮＲは、全体的に、確率的雑音とストリーク・アーチファクトによる雑音との組合せによって制限される。高度に限定された逆投影再構成におけるＳＮＲの確率的成分は、以下の式で与えられる。

（ここで、ＳＮＲ_compositeは合成画像におけるＳＮＲであり、Ｎ_fは時系列の画像フレームの数であり、Ｎ_vは投影の際のオブジェクト画素数であり、Ｎ_pixは投影の際の画素数（例えば、２Ｄでは２５６個、または３Ｄでは２５６×２５６個）、Ｎ_pは画像フレームごとの投影数である。）。Ｎ_pが１０のオーダーである場合、ＳＮＲは、ＳＮＲ_compositeによって決定される。この反復法は、再構成画像フレームのＳＮＲを維持または改善しながら、画像の定量的精度を改善する。これは、投影データにおける最大ＳＮＲが１０であるシミュレーションにおいて実証されている。

位相情報は、反復ＨＹＰＲ再構成が、大きさではなく複素数を使って行われるときに、正確に保存される。位相情報は、ＭＲＩシステムを使用するときに取得され、各ｋ空間サンプル点における複素数値（ＩおよびＱ）の形である。ＨＹＰＲは、４つの演算、すなわち、乗算、除算、ラドン変換、およびフィルタ補正逆投影だけを伴う。これらの演算すべてを、複素数を使って行うことができる。

２つの複素数値Ａｅ^iΦAとＢｅ^iΦBの乗算は、以下のようにオイラー形で表すことができる。
Ａｅ^iΦA×Ｂｅ^iΦB＝Ａｂｅ^i(ΦA+ΦB)
式中、ＡとＢは、２つの複素数の大きさである。同様に、除算は、以下のように表すことができる。
Ａｅ^-iΦA／Ｂｅ^iΦB＝Ａ／Ｂｅ^i(ΦA-ΦB)

どちらの演算でも、位相情報のみならず大きさ値もまた保存される。

ラドン変換に伴う順投影演算および逆投影演算は、基本的には、加算および減算である。このような演算を複素数値の実数部Ｑと虚数部Ｉに対して別々に行い、次いで、それらを再結合して複素数結果を形成することができる。大きさ値は、

として保持され、位相情報は、φ＝ｔａｎ^-1Ｑ／Ｉとして保存される。同様に、フィルタ演算も実数であり、フィルタ補正逆投影演算を、複素数値の実数部と虚数部に別々に行って、正確な大きさ値と位相値を作成することができる。

（好ましい実施態様の詳細な説明）
本発明は、多くの異なる医用イメージング・モダリティ、及び多くの異なる臨床用途に適用することができる。本発明の広い権利範囲を示すために、本発明の多数のこれら臨床用途は以下で説明される。

特に図６を参照すると、本発明の好ましい実施態様がＭＲＩシステムに採用される。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１１２およびキーボード１１４を有するワークステーション１１０を備える。ワークステーション１１０は、市販のオペレーティングシステムを走らせている市販のプログラマブルマシンであるプロセッサ１１６を備える。ワークステーション１１０は、スキャン指示をＭＲＩシステムに入力できるようにするオペレータインタフェースを提供する。

ワークステーション１１０は４つのサーバ、すなわちパルスシーケンスサーバ１１８、データ取得サーバ１２０、データ処理サーバ１２２、およびデータ記憶サーバ２３に結合される。好ましい実施態様では、データ記憶サーバ１２３は、ワークステーションプロセッサ１１６および関連するディスクドライブインタフェース回路によって実行される。残りの３つのサーバ１１８、１２０および１２２は、単一のエンクロージャに搭載され、かつ６４ビットバックプレーンバスを使用して相互接続された別個のプロセッサによって実行される。パルスシーケンスサーバ１１８は、市販のマイクロプロセッサおよび市販の４通信コントローラを採用する。データ取得サーバ１２０およびデータ処理サーバ１２２は両方とも、同じ市販のマイクロプロセッサを採用し、データ処理サーバ１２２は、市販のパラレルベクトルプロセッサに基づいた１つまたは複数のアレイプロセッサをさらに備える。

ワークステーション１１０およびサーバ１１８、１２０および１２２の各プロセッサは、シリアル通信ネットワークに接続される。このシリアルネットワークは、ワークステーション１１０からサーバ１１８、１２０および１２２にダウンロードされたデータを伝達するとともに、サーバ間およびワークステーションとサーバの間で通信されるタグデータを伝達する。これに加えて、高速データリンクがデータ処理サーバ１２２とワークステーション１１０との間に設けられて、画像データをデータ記憶サーバ１２３に伝達する。

パルスシーケンスサーバ１１８は、ワークステーション１１０からダウンロードされたプログラム要素に応答して、勾配システム１２４およびＲＦシステム１２６を動作させるように機能する。指定されたスキャンを実行するために必要な勾配波形が生成されて勾配システム１２４に与えられ、勾配システム１２４はアセンブリ１２８内の勾配コイルを励起して、ＮＭＲ信号の位置エンコーディングに使用される磁場勾配Ｇ_x、Ｇ_y、およびＧ_zを生成する。勾配コイルアセンブリ１２８は、分極マグネット１３２および全身ＲＦコイル１３４を備えるマグネットアセンブリ１３０の一部を成す。

ＲＦ励起波形が、ＲＦシステム１２６によりＲＦコイル１３４に与えられて、指定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行する。ＲＦコイル１３４により検出される応答性ＮＭＲ信号はＲＦシステム１２６により受信され、パルスシーケンスサーバ１１８により生成されるコマンドの命令の下で増幅され、復調され、濾波され、デジタル化される。ＲＦシステム１２６は、ＭＲパルスシーケンスに使用される広範なＲＦパルスを生成するＲＦトランスミッタを備える。ＲＦトランスミッタは、スキャン指示およびパルスシーケンスサーバ１１８からの命令に応答して、所望の周波数、位相、およびパルス振幅波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル１３４に与えることができ、１つまたは複数のローカルコイルまたはコイルアレイに与えることができる。

ＲＦシステム１２６は、１つまたは複数のＲＦレシーバチャネルも備える。各ＲＦレシーバチャネルは、接続されているコイルが受け取ったＮＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器、および受信したＮＭＲ信号のＩおよびＱ直角位相成分を検出しデジタル化する直角位相検出器を備える。受信したＮＭＲ信号の大きさはこうして、この複素数からＩ成分およびＱ成分の二乗和の平方根を計算することによりいずれのサンプリングポイントでも求めることができる。

受信したＮＭＲ信号の位相は、この複素数中に保存されており、これも求めることができる。
φ＝ｔａｎ^-1Ｑ／Ｉ

以下の説明では、様々な計算を行うが、これらの計算は、大きさ及び位相情報の両方が一貫して保存されるように、複素数に対して行われることが理解されるべきである。

パルスシーケンスサーバ１１８は任意的に、生理的取得コントローラ１３６から患者データを受信する。コントローラ１３６は、電極からのＥＣＧ信号またはベローズからの呼吸信号等、患者に接続されたいくつかの異なるセンサから信号を受信する。パルスシーケンスサーバ１１８は通常、このような信号を使用して、スキャンのパフォーマンスを患者の呼吸または心拍に同期すなわち「ゲート」させる。

パルスシーケンスサーバ１１８は、患者およびマグネットシステムの状態に関連する各種センサから信号を受信するスキャンルームインタフェース回路１３８にも接続する。患者位置合わせシステム１４０がスキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信することもスキャンルームインタフェース回路１３８を通してである。

パルスシーケンスサーバ１１８が、スキャン中にＭＲＩシステム要素のリアルタイム制御を行うことが明らかであるべきである。その結果、そのハードウェア要素がランタイムプログラムにより適時に実行されるプログラム命令で動作することが必要である。スキャン指示の指令構成要素は、ワークステーション１１０からオブジェクトの形でダウンロードされる。パルスシーケンスサーバ１１８は、これらオブジェクトを受け取るプログラムを含み、これらオブジェクトをランタイムプログラムに採用されるオブジェクトに変換する。

ＲＦシステム１２６により生成される、デジタル化されたＮＭＲ信号サンプルをデータ取得サーバ１２０が受け取る。データ取得サーバ１２０は、ワークステーション１１０からダウンロードされる指令構成要素に応答して動作し、リアルタイムＮＭＲデータを受け取り、データがデータオーバーランにより失われないようにバッファストレージを提供する。スキャンによっては、データ取得サーバ１２０は、取得されたＮＭＲデータをデータプロセッササーバ１２２に渡すにすぎない。しかし、取得されたＮＭＲデータから導出された情報をスキャンのさらなるパフォーマンスの制御に必要とするスキャンでは、データ取得サーバ１２０は、このような情報を生成してパルスシーケンスサーバ１１８に伝達するようにプログラムされる。例えば、プレスキャン中、ＮＭＲデータを取得し、これを使用してパルスシーケンスサーバ１１８により行われるパルスシーケンスを較正する。また、ナビゲータ信号をスキャン中に取得し、これを使用して、ＲＦシステムまたは勾配システムの動作パラメータを調整し、またはｋ空間がサンプリングされるビュー順序(view order)を制御することができる。また、データ取得サーバ１２０を採用して、ＭＲＡスキャン中に造影剤の到着を検出するために使用されるＮＭＲ信号を処理することができる。これら例のすべてにおいて、データ取得サーバ１２０はＮＭＲデータを取得し、リアルタイムで処理して、スキャンの制御に使用される情報を生成する。

データ処理サーバ１２２は、ＮＭＲデータをデータ取得サーバ１２０から受け取り、ワークステーション１１０からダウンロードされた指令構成要素にしたがって処理する。このような処理には、例えば、未処理のｋ空間ＮＭＲデータをフーリエ変換して２次元画像または３次元画像を生成すること、再構成された画像にフィルタを適用すること、取得されたＮＭＲデータの逆投影画像再構成を行うこと、機能ＭＲ画像を算出すること、動きまたは流れの画像を算出すること等を含むことができる。以下にさらに詳細に説明するように、本発明は、データ処理サーバ１２２によって実行されたプログラムに応答し、ＭＲＩシステムにより実行される。

データ処理サーバ１２２により再構成される画像は再びワークステーション１１０に伝達されて記憶される。リアルタイム画像はデータベースメモリキャッシュ（図示せず）に記憶され、ここから画像を、マグネットアセンブリ１３０付近に配置され担当医師により使用されるオペレータディスプレイ１１２またはディスプレイ１４２に出力することができる。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ１４４上のホストデータベースに記憶される。このような画像が再構成されストレージに転送されるとき、データ処理サーバ１２２はワークステーション１１０上のデータ記憶サーバ１２３に通知する。オペレータがワークステーション１１０を使用して、画像の保存、フィルムの生成、またはネットワークを介しての他の施設への画像の送信を行うことができる。

本発明の好適な実施態様を実施するため、ＮＭＲデータが、投影再構成、またはラジアル(radial)な、図７に示すようなパルスシーケンスを用いて取得される。これは、選択的、非対称的に切り取られたｓｉｎｃ ｒｆ励起パルス２００がスライス選択勾配２０２の存在下で生成される高速グラジエント・リコールド・エコーパルスシーケンスである。このパルスシーケンスは、単一のｋ空間の円スライスでサンプリングすることによって単一の２Ｄスライスを得るために用いるか、または、このパルスシーケンスは、図８中の２０４、２０６および２０８で示されているとおり、複数の円形ｋ空間平面をサンプリングするために用いることができる。複数の２Ｄスライスが取得されるとき、勾配２０２は、位相コード化勾配ローブ２１０および逆極性の巻き戻し(rewinder)勾配ローブ２１２に続くスラブ選択勾配である。この軸方向位相コード化勾配２１０は、２Ｄのｋ空間平面２０４、２０６および２０８のそれぞれからサンプリングするために、走査中に値を通して段差をつけられる。

ＮＭＲエコー信号２１８の取得の間に２つの面内読出し勾配２１４および２１６を実行して、２Ｄ平面２０４、２０６または２０８内で半径方向軌跡に沿ってｋ空間をサンプリングする。これらの面内勾配２１４および２１６は、軸方向勾配に対して垂直であり、それらは相互に直交している。以下により詳細に述べるように、走査の間、これらの面内勾配は、半径方向サンプリング軌跡のビュー角度を回転させるために、一連の値を通して段差をつけられる。各面内読取り勾配は、プリフェージング勾配ローブ２２０および２２２に先行し、巻き戻し勾配ローブ２２４および２２６が続く。

ｋ空間の周辺境界上の一点から、ｋ空間の中心を通ってｋ空間の周辺境界上の反対側の点まで延びる好ましい直線軌跡以外のサンプリング軌跡が用いられてもよいことが、当業者には理解されるべきである。上述のとおり、１つの変形態様は、サンプリングされたｋ空間容積の全範囲にわたっては延びていない軌跡に沿ってサンプリングする、部分的なＮＭＲエコー信号２１８を取得することである。直線投影再構成パルスシーケンスと等価である別の変形態様は、直線ではなく曲線経路に沿ってサンプリングすることである。このようなパルスシーケンスは、例えば、Ｆ．Ｅ．Ｂｏａｄａらによる「高速３次元ナトリウムイメージング法(Fast Three Dimensional Sodium Imaging)」（ＭＲＭ，３７：７０６−７１５，１９９７）および、Ｋ．Ｖ．Ｋｏｌａｄｉａらによる「螺旋投影イメージング法を用いた高速３Ｄ ＰＣ−ＭＲＡ(Rapid 3D PC-MRA Using Spiral Projection Imaging)」（Ｐｒｏｃ．Ｉｎｔｌ．Ｓｏｃ．Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１３（２００５））および、Ｊ．Ｇ．ＰｉｐｅとＫｏｌａｄｉａによる「螺旋投影イメージング法：新しい高速３Ｄ軌跡(Spiral Projection Imaging：a new fast 3D trajectory)」（Ｐｒｏｃ．Ｉｎｔｌ．Ｓｏｃ．Ｍａｇ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．１３（２００５））において述べられている。本発明は、これらのサンプリング方法の２Ｄバージョンだけでなく３Ｄバージョンで利用可能であり、本明細書において用いられる用語の「画素」の使用は、２Ｄまたは３Ｄ画像のいずれかにおける位置を指すことを意図されている、ことも理解されるべきである。

上述のＭＲＩシステムは、１つまたは複数の画像を再構成するために用いられる２Ｄまたは３Ｄの投影ビューセットを取得するための広範囲の臨床用途で用いることができる。本発明の画像再構成法は、１つまたは複数の画像フレームが、全取得投影ビューよりも少ない投影ビューを用いて再構成されるスキャンにおいて、特に有用である。

画像再構成法の第１実施態様は、投影ビューを取得し、ある期間にわたって対象を描写する一連の画像フレームを再構成するためのＭＲＩシステムに関する。詳細には図１０を参照すると、プロセスブロック２２５で示されているように、投影ビューセットが取得され、そこから一連の画像フレームが再構成される。各セットにおける投影ビューの数は少なく（例えば１０個のビュー）、図２で示されているとおり、できる限り均一にｋ空間をサンプリングするように均等に分配されている。取得される投影ビューの数が少ないので、この画像フレームは、極めて短い走査時間で取得することができるが、ｋ空間が高度にアンダーサンプリングされているため、従来の方法を用いて再構成された任意の画像では、ストリーク・アーチファクトが生じるであろう。

プロセスブロック２２７に示す次のステップは、検査の対象から取得されている投影ビューを結合し、合成画像を再構成することである。これは、典型的には、現在の時間フレームを取り巻く時間ウインドウにおいて取得される投影ビューを含み、これらの投影ビューが、現在の画像フレームのビューでインターリーブされる。合成画像投影の数は、画像フレームデータセットの数よりはるかに大きく、合成画像データセットは、ｋ空間のより完全なサンプリングを提供する。その結果、再構成合成画像は、高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を有し、ストリーク・アーチファクトが抑制される。好ましい実施態様では、この再構成は、結合ｋ空間投影データをデカルト座標に格子変えし、次いで、逆フーリエ変換を行って合成画像を作成することを含む。

次に、２２８のループに入り、現在の画像フレームの各投影ビューが本ＨＹＰＲ発明の教示にしたがって逆投影される。より詳細には、まず、プロセスブロック２２９で示されているように、一次元高速フーリエ逆変換することによって、ｋ空間投影ビューがラドン空間に変換される。次に、プロセスブロック２３１で示されているように、変換された投影が逆投影される。式（２）において上に示し、図４で示したとおり、この高度に限定された逆投影は、最後に再構成された合成画像を用いて実行される。これは、高度に限定された逆投影および正規化ステップである。プロセスブロック２３３で示されているように、結果として得られる逆投影値が、再構成される画像フレームに加えられ、現在の画像フレームに対して投影ビューの全てが逆投影されたかどうかを判定するために、判断ブロック２３５で検査がなされる。逆投影されていない場合、プロセスブロック２３７で示されているように、次の投影ビューが処理され、現在の画像フレームに対して全投影ビューが処理されると、ＨＹＰＲ法にしたがって画像フレームが作成される。

本発明によれば、ＨＹＰＲ再構成は、数回にわたって繰り返されて、再構成画像フレームをさらに洗練させる。より具体的には、判断ブロック２３９でテストを行って、追加の反復が行われるべきかどうかが判定される。このテストは、反復が行われる回数（４または５反復など）を数えるだけのものとすることもでき、再構成されるデータと測定される投影データとの間の二乗差の総和など、到達されなければならない画質因子の計算を伴ってもよい。いずれにしても、追加の反復が行われるべきときには、合成画像が、プロセスブロック２４１に示すように最新のＨＹＰＲフレーム画像で更新され、再度ＨＹＰＲ再構成ループ２２８に入って、次のＨＹＰＲ画像フレームが作成される。よって、初期合成画像を使って初期ＨＹＰＲ画像フレームが作成され、合成画像は、各反復ごとに、その反復時に作成されるＨＹＰＲ画像フレームで更新される。元の画像フレーム投影は、ＨＹＰＲ再構成プロセスの各反復ごとに使用され、再構成ＨＹＰＲ画像フレームのシーケンスは、初期画像フレームが取得された瞬間の対象を描写する高ＳＮＲ画像に収束する。

さらに図１０を参照すると、より短い計算時間での最終画像への収束を可能にするこの方法の一変形態様は、合成画像をより頻繁に更新する。各反復時に、プロセスブロック２２９及び２３１で、現在の画像フレーム中のすべての投影をフーリエ変換し逆投影するのではなく、画像フレーム投影のサブセットが、プロセスブロック２４１における合成画像の更新時ごとに処理され得る。より具体的には、画像フレーム投影の選択されたサブセットを用いて部分更新合成画像が作成され、この部分更新合成画像が、画像フレーム投影の残りのサブセットについて先に作成された部分更新合成画像と結合される。例えば、各画像フレームごとに３０投影ビューが取得される場合、１０投影ビューずつの３つのサブセットが選択され得る。プロセスブロック２３１まで反復ごとに３０投影ビューすべてを逆投影するのではなく、１０ビューだけが、おおよそ３分の１の処理時間で逆投影される。結果として生じる部分更新合成画像は、これ以外の２０投影ビューから生じる先の２つの部分更新合成画像と結合され、この更新合成画像が、次の１０投影ビューの反復の間に使用される。この例では、合成画像は、画像フレーム投影セット全体を一緒に処理するのに比べて、ほぼ同じ計算量について３倍の速さで更新される。このより高い合成画像更新レートにより、最終画像への収束がより高速になる。

複数の受信側チャネルを使って、ＳＥＮＳＥ、ＳＭＡＳＨ、またはＧＲＡＰＰＡといった並列再構成法のＭＲデータが収集される場合、データの各チャネルが、受信側のコイル感度プロファイルから導出されるＭＲ信号値の確率密度マップを使って処理される。この再構成画像フレームの確率重み付けは、高度に限定された画像に重み付けしてさらに収束を加速させる別の「先験的」情報として、プロセスブロック２３１の、限定され、正規化された逆投影に含めることができる。

さらに図１０を参照すると、判断ブロック２３９で、反復ＨＹＰＲ画像フレーム再構成が完了したと判定されると、判断ブロック２４３で、追加の画像フレームが作成されるべきかどうか判定するテストが行われる。作成されるべきであると判定された場合、システムはプロセスブロック２４１まで折り返して、プロセスブロック２３７に示すように、次の合成画像を再構成する。対象のダイナミック・スタディでは、例えば、一連の画像フレームが取得され、その対象がある期間にわたってどのように変化するかを描写するように再構成される。ダイナミック・スタディで取得される投影ビューは、それらがｋ空間の異なる部分をサンプリングするように相互にインターリーブされ、ＨＹＰＲ再構成される画像フレームを中心とする時間ウインドウで取得された投影ビューを結合することによって合成画像が形成される。この時間ウインドウの幅は、画像フレームの時間分解能を過度に低減することなく、ｋ空間を適切にサンプリングするのに十分な投影ビューを含むように設定される。本発明による反復ＨＹＰＲ再構成は、再構成画像フレームの時間分解能を過度に低減することなく、より多くの投影ビューが合成画像に結合されることを可能にすることが見出されている。このよりロバスト(robust)な初期合成画像が、結果として最終画像により高いＳＮＲと、より少ないアンダーサンプリング・アーチファクトをもたらす。

好ましい実施態様では、プロセスブロック２２７で、新しい合成画像が、各画像フレームごとの初期推定値として再構成される。しかしながら、いくつかの臨床用途では、単一の合成画像が再構成され、すべての画像フレームの初期予想値として使用される。

プロセスブロック２４５に示すように、判断ブロック２４３で、最後の画像フレームが再構成されていると判定されたとき、再構成画像フレームは格納される。格納された画像フレームは、一度に１つずつ表示されてもよく、対象が、ダイナミック・スタディの間にどのように変化するかを示すシーケンスとして再生されてもよい。

初期合成は、臨床用途に応じていくつかの異なるやり方で取得され再構成され得る。本発明の上記の実施態様では、初期合成画像は、再構成される画像フレームの取得時間の前後を中心とする時間ウインドウ内で取得されたインターリーブ・ビューから再構成される。これは、特に、対象に動きがあり、またはダイナミック・スタディの間に対象に実質的な変化がある状況に適用することができる。別の臨床用途では、初期合成画像は、時間が制約されず、ｋ空間が十分にサンプリングされる別個のスキャンの間に取得されてもよい。これは、対象の、高解像度、高ＳＮＲの解剖学的画像を取得し、初期合成画像として使用することを可能にする。これにより、ダイナミック・プロセスの間に取得される必要な投影ビューの数が低減され、よって、ダイナミック・スタディの時間分解能が増大する。

本発明の反復法は、各画像ピクセルごとの高精度ＭＲ測定に収束する画像を作成する。特に図１１と図１２を参照すると、腫瘍灌流イメージングでは、例えば、合成画像は、関心対象の血管空間が造影剤で満たされる前でも後でも取得され得る。アンダーサンプリングされた画像フレームが、造影剤が吸収され関心対象の血管空間から洗い流される間に取得され、各時点(time point)の画像フレームごとに少数の投影ビュー（１６から３２投影など）しか取得されないため、非常に高い時間分解能が達成される。

図１３に示すように、複数の重みを用いた拡散強調スキャンでは、一連の拡散強調画像フレームが取得された後で、十分にサンプリングされた、重みなしの合成画像が取得される。重みなしの合成画像は、各画像フレーム再構成ごとの初期合成画像として使用され、反復ＨＹＰＲプロセスが完了した後で、正確な拡散強調画像がもたらされる。

反復ＨＹＰＲ再構成プロセスを考察する別のやり方は、初期の、高解像度高ＳＮＲの、十分にサンプリングされた解剖学的構造の合成画像を取得し、それを、反復ＨＹＰＲプロセスによって、ダイナミック・スタディの間の特定の時点における状態（外観、動き、あるいは拡散など）を適正に描写するように修正するものである。これらの時点は、個々の画像フレームが取得される間の各時点である。

上述の実施態様は、ｋ空間をサンプリングするために複数のビューが取得され、画像を再構成するのに使用されるＭＲＩへの本発明の適用を説明するものである。本発明はまた、対象の複数のビューを取得し、そこから、断層画像を再構成する、Ｘ線ＣＴ、ＳＰＥＣＴ、およびＰＥＴなどといった他のイメージング・モダリティにも適用される。

また、本発明は、断層画像再構成を行わないイメージング・モダリティにも適用可能である。このようなモダリティには、例えば、同時係属中の米国特許出願第６０／９０１，７２８号（２００７年２月１９日出願の、発明の名称「局所化され、高度に限定された画像再構成法（Localized and Highly Constrained Image Reconstruction Method）」）や、同時係属中の米国特許出願第６０／９７２，８２８号（２００７年９月１７日出願の、発明の名称「高度に限定されたＸ線ラジオグラフ画像を作成する方法（Method For Producing Highly Constrained X-Ray Radiograph Images）」に記載されているように、一連の画像フレームが取得され、ＨＹＰＲ処理されるＸ線蛍光透視法および超音波イメージングなどが含まれる。これらの臨床用途では、対象の「ビュー」が完全な画像フレームであり、ＨＹＰＲ処理は各画像フレームビューに適用されて、画像を再構成するのではなく、そのＳＮＲが強化され、または画像アーチファクトが抑制される。

特に図１４と図１５を参照すると、蛍光透視法およびデジタル差分血管造影法を行うためにＸ線ラジオグラフ画像を取得するのに使用され得るＸ線システムが示されている。このシステムは、その両端部の一端にＸ線源アセンブリ３１２が、その他端にＸ線検出器アレイアセンブリ３１４が取り付けられているＣアーム３１０を有するガントリーを特徴とする。ガントリーは、Ｘ線源３１２および検出器３１４を、テーブル３１６上に配置された患者の周囲で、異なる位置および角度に向けることを可能にすると同時に、医師が患者に接近して処置を行うことも可能にする。

ガントリーは、テーブル３１６の下で延びる水平脚部３２０と、テーブル３１６から間隔が空いた水平脚部３２０の端部で上向きに延びる垂直脚部３２２とを有するＬ字型の台座３１８を含む。支持アーム３２５が、水平ピボット軸３２６回りで回転するために、垂直脚部３２２の上端部に回転可能に固定されている。ピボット軸３２６は、テーブル３１６の中心線と位置合わせされ、アーム３２４は、Ｃアーム駆動アセンブリ３２７をその外側端部で支持するために、ピボット軸３２６から半径方向外側に延びている。Ｃアーム３１０は、駆動アセンブリ３２７にスライド可能に固定され、矢印３３０で示されているように、Ｃアーム３１０をＣ軸３２８回りで回転させるために、それをスライドさせる駆動モータ（図示せず）に連結されている。ピボット軸３２６およびＣ軸３２８は、テーブル３１６の上方に位置するアイソセンタ３３６で互いに交差し、それらは相互に直交している。

Ｘ線源アセンブリ３１２は、Ｃアーム３１０の一端に取り付けられ、検出器アレイアセンブリ３１４は、その他端に取り付けられている。以下により詳細に述べるように、Ｘ線源３１２は、検出器アレイ３１４に向けられるＸ線コーンビームを放射する。アセンブリ３１２および３１４は両方とも、このコーンビームの中心光線がシステムアイソセンタ３３６を通過するように、ピボット軸３２６へと半径方向内側に延びている。したがって、コーンビームの中心光線は、テーブル３１６上に配置された対象からＸ線減衰データを取得している間に、ピボット軸３２６もしくはＣ軸３２８のいずれか又は両方の周辺で、システムアイソセンタ回りで回転することができる。

図１５で示されているとおり、Ｘ線源アセンブリ３１２は、電圧が印加されると、Ｘ線のコーンビーム３３３を放射するＸ線源３３２を含む。中心光線３３４は、システムアイソセンタ３３６を通過し、検出器アセンブリ３１４内に収容されている２次元の平面パネルデジタル検出器３３８に衝突する。検出器３３８は、４１ｃｍ×４１ｃｍの大きさを有する検出器要素の２０４８×２０４８個の素子２次元アレイである。各素子は、衝突するＸ線の強度、それゆえにＸ線が患者を透過する際のＸ線の減衰を表す電気信号を生成する。検出器アレイは、リアルタイムで行われる処置を描写するために、毎秒最大３０ラジオグラフフレームまで取得することができる。

特に図１５を参照すると、アセンブリ３１２および３１４の方向とＸ線源３３２の作動とは、システムの制御機構３４０によって管理されている。制御機構３４０は、Ｘ線源３３２に電力とタイミング信号を供給するＸ線制御装置３４２を含む。制御機構３４０内のデータ収集システム（ＤＡＳ）４４は、オペレーションのいくつかのモードにおける検出器要素３３８からデータをサンプリングし、データを画像再構成装置３４５に送る。画像再構成装置３４５は、デジタル化されたＸ線データをＤＡＳ４４から受け取り、システムオペレーションのいくつかのモードにおける高速画像再構成を実行する。しかしながら、ラジオグラフモードで操作されるとき、データは、ラジオグラフ画像フレームとして直接送られる。２Ｄラジオグラフ画像は、本発明による高度に限定された画像処理を行い、画像を大容量記憶装置３４９に格納し、２Ｄディスプレイ３５２に表示するコンピュータ３４６への入力として適用される。

制御機構３４０はまた、ピボットモータ制御装置３４７とＣ軸モータ制御装置３４８とを含む。コンピュータ３４６からの動作コマンドに応答して、モータ制御装置３４７および３４８は、各ピボット軸３２６およびＣ軸３２８の回りで回転を生じる、Ｘ線システム内のモータに電力を供給する。これらの動作コマンドは、担当医師からの手入力に応答して作成される。

コンピュータ３４６はまた、キーボードおよび他の手動操作可能な制御機器を有するコンソール３５０を介してオペレータからコマンドと走査パラメータとを受け取る。関連するディスプレイ３５２によって、オペレータは、画像およびコンピュータ３４６からの他のデータを観察することができる。オペレータから提供されたコマンドは、内蔵プログラムの指令に基づいてコンピュータ３４６によって使用され、ＤＡＳ３４４、Ｘ線制御装置３４２およびモータ制御装置３４７および３４８に制御信号および情報を供給する。さらに、コンピュータ３４６は、患者をシステムアイソセンタ３３６に対して位置合わせするために、モータ駆動テーブル３１６を制御するテーブルモータ制御装置３５４を作動させる。

上述のＸ線システムは、蛍光透視モードで、２次元ラジオグラフ画像をリアルタイムで作成するように操作され得る。典型的には、このモードは、患者に対してカテーテル法などの処置が行われるときに使用され、蛍光透視画像を使って処置が誘導される。必要条件は、画像フレームが、誘導される器具と周囲の解剖学的構造を見るのに十分なＳＮＲと、処置のほぼリアルタイムの画像を提供するのに十分なフレームレートと、できる限り低いＸ線量とで作成されることである。

特に図１及び図１７を参照すると、高度に限定された画像処理は、取得された２Ｄラジオグラフ画像フレーム２に対してコンピュータ３４６が実行するプログラムによって実行される。しかしながら、２Ｄラジオグラフ画像２の取得の前に、プロセスブロック４００に示すように、検査される対象における関心領域の高品質合成画像が取得される。これは、非常に高いＳＮＲを有する可能な最高品質の解剖学的画像である。例えば、これは、リアルタイム処置の間に使用されるＸ線量よりずっと高いＸ線量で取得されるＸ線画像とすることができる。これは、リアルタイム処理が開始される前に行われ、スキャン時間はあまり問題ではない。次いで、リアルタイム処置が開始するときにループに入り、２Ｄラジオグラフ画像が、プロセスブロック４０２に示すように取得され、後述のように本発明を使って処理される。

４０４に全体として示すように、画像フレーム取得後の次のステップは、現在の２Ｄラジオグラフ画像フレーム２と合成画像３とを使って、正規化重み付け画像を作成することである。このステップを行うためのいくつかの異なるやり方があり、好ましい方法が図１７に示されている。この方法は、プロセスブロック４２２に示されるとおり、異なるビュー角度からの画像の投影ビューを取り込むことによって、取得された２Ｄラジオグラフ画像フレーム２をラドン空間に変換する。プロセスブロック４２４に示されるとおり、合成画像３はまた、２Ｄラジオグラフ画像フレーム２を変換するのに使用されたのと同一のビュー角度セットにおける投影ビューを算出することによって、ラドン空間に変換される。プロセスブロック４２６に示されるとおり、次に、画像フレーム投影ビューＰは、合成画像投影ビューＰ_ｃで除算されることによって、正規化される。これは、同一ビュー角度における投影ＰおよびＰ_ｃ内の対応する要素の除算である。次に、プロセスブロック４２８において、従来の方法で正規化投影（Ｐ／Ｐ_ｃ）を逆投影することによって、正規化重み付け画像（Ｔ_ｗ）が生成される。これはフィルタ処理された逆投影ではなく、直接逆投影(a straight forward backprojection)である。

プロセスブロック４１２に示されるとおり、次に、高度に限定された（ＨＹＰＲ）画像フレーム４が生成される。この画像フレーム４は、更新された画像アレイ３を正規化重み付け画像アレイ（Ｔ_ｗ）と乗算することによって生成される。これは、２つの画像における対応するピクセル値の乗算である。

次のステップは、判断ブロック４１３に示すように、最終画像フレームが完成しているかどうか判定することである。完成していない場合、プロセスブロック４１５に示すように、合成画像は、元の合成画像を、プロセスブロック４１２で作成された最新の非最終画像フレームで置き換えることによって更新される。次いで、システムは、折り返して、プロセスブロック４０６で始まるＨＹＰＲ処理を繰り返す。この反復プロセスは、判断ブロック４１３で最終画像フレームが所望の品質に達したと判定されるまで繰り返される。ブロック４１３の判定は、再構成されるデータと測定される投影データとの二乗差の総和などのデータ整合性の尺度に基づいて行うこともでき、所定の反復回数に到達することによるものでもよい。

最終画像フレームがプロセスブロック４１４に示すように表示され、システムは、折り返してプロセスブロック４０２で次の画像フレーム２を取得し、再度反復処理を開始する。最初に取得された合成画像３は、後続の画像フレーム２の初回反復時に使用され、上述のように、各反復ごとに更新される。最終画像フレーム２が取得され、処理され、表示された後、判断ブロック４１６に示すように、手順が終了する。

上述のように、正規化重み付け画像（Ｗ_Ｔ）を作成するいくつかの代替方法がある。これらの方法のうちの２つが、図１８及び図１９に示されている。特に図１８を参照すると、第１の代替方法では、合成画像３が、プロセスブロック４０６に示すようにフィルタリングすることによって「ブラーリングする(blurred)」。より具体的には、フィルタリングは、２Ｄ合成画像アレイ３がフィルタカーネルで畳み込まれるコンボルーションプロセスである。好ましい実施態様では、フィルタカーネルは、７×７正方フィルタカーネルである。カーネルサイズは、ブラーリング(blurring)が生じるときに、カーネルが、関心対象の外部（例えば血管など）からの情報をあまり含まないように選択されるべきである。フィルタカーネルは、およそ検査対象の寸法程度、またはそれよりやや小さいものとすべきである。また、ガウスフィルタカーネルや他の平滑フィルタカーネルが使用されてもよく、結果として行われるフィルタ関数は、基本的には、低域フィルタリング(low pass filtering)である。

さらに図１８を参照すると、現在の２Ｄ画像フレーム２もまた、プロセスブロック４０８に示されるように、ブラーリング又はフィルタリングされる。すなわち、２Ｄラジオグラフ画像フレームアレイ２はフィルタカーネルによりコンボリューションされ、低域フィルタリング関数を実行する。プロセスブロック４１０に示されるとおり、次に、フィルタリングされた現在の画像フレーム（Ｔ）内のピクセル値を、フィルタリングされた合成画像（Ｃ_ｔ）内の対応するピクセル値で除算することによって、正規化重み付け画像（Ｔ_ｗ）が生成される。

図１９に示された別の実施態様は、プロセスブロック４１８で示される第１ステップを含み、このステップでは、取得された２Ｄラジオグラフ画像フレームアレイ２を更新された合成画像（Ｃ）３で除算する。これは、取得された２Ｄ画像フレームアレイ２内の各ピクセル値を、更新された合成画像アレイ３内の対応するピクセル値で除算することである。次に、除算された結果として得られる２Ｄ画像フレームは、プロセスブロック４２０に示されるとおり、ブラーリング又はフィルタリングされ、正規化重み付け画像（Ｔ_ｗ）が生成される。このフィルタリング演算は、プロセスブロック４０６および４０８に関連して上に説明されたのと同一コンボリューションプロセスである。

本発明の反復ＨＹＰＲ処理は、多くの異なるイメージング・システムに用いることができ、多くの異なる臨床用途に使用することができる。本発明の反復ＨＹＰＲ処理を使って、画像構成を強化し、すでに存在する画像を強化することができる。

医用イメージング用途への本発明の適用を示した図である。 ＭＲＩシステムを用いた典型的なフーリエまたはスピンワープ画像取得において、ｋ空間がサンプリングされる方法の図である。 ＭＲＩシステムを用いた典型的な投影再構成画像取得における、ｋ空間がサンプリングされる方法の図である。 画像再構成プロセスにおける従来の逆投影ステップの図的表現である。 本発明にかかる、高度に限定された２Ｄの逆投影ステップの図的表現である。 本発明にかかる、高度に限定された３Ｄの逆投影の図的表現である。 本発明を実施するために用いられる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのブロック図である。 本発明の一実施態様を実施するために、図６のＭＲＩシステムで用いられるパルスシーケンスである。 図７のパルスシーケンスを用いてサンプリングされたｋ空間データの図的表現である。

本発明を実施するのに使用される各ステップのフローチャートである。 図７のパルスシーケンスを用いて図６のＭＲＩシステムで用いられる、本発明の好ましい実施態様のフローチャートである。 ２種類の血液灌流研究に適用されたｋ空間データ取得の好ましい実施態様の図的表現である。 ２種類の血液灌流研究に適用されたｋ空間データ取得の好ましい実施態様の図的表現である。 拡散強調画像取得の図的表現である。 本発明の好ましい実施態様を用いるＸ線システムの斜視図である。 本発明の好ましい実施態様を用いるＸ線システムの斜視図である。 図１４のＸ線システムの概略的ブロック図である。 図１４のＸ線システムの一部を形成するＸ線源および検出器アレイの図である。 ＨＹＰＲプロセス取得画像フレームに使用される各ステップを記述するフローチャートである。 図１７のプロセスで正規化重み付け画像を作成する第１の代替方法の図である。 図１７のプロセスで正規化重み付け画像を作成する第２の代替方法の図である。

Claims (21)

1. イメージング・システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に配置された対象の画像を作成する方法であって、
   ａ）前記イメージング・システムを用いて、前記ＦＯＶ内に配置された前記対象のビューを取得するステップと、
   ｂ）画像化されるべき前記対象の先験的情報を提供する前記対象の合成画像を作成するステップと、
   ｃ）前記合成画像に埋め込まれた前記対象の前記先験的情報を使って、前記ステップａ）で取得される前記ビューの高度に限定された処理を行うステップと、
   ｄ）前記ステップｃ）を複数回反復して前記対象の最終画像を作成するステップであり、ある反復で生じる画像を、次の反復で前記合成画像として用いるステップと、
   を含む方法。
2. 前記ステップａ）で前記対象の複数のビューが取得され、前記ステップｃ）のプロセスが、
   ｃ）ｉ）前記ＦＯＶにビューを逆投影するステップと、
   ｃ）ｉｉ）各ＦＯＶ画像ピクセルに逆投影される値を、前記画像ピクセルにおける前記対象の前記先験的情報に基づいて重み付けするステップと、
   を含む画像再構成である請求項１に記載の方法。
3. 前記ステップｃ）ｉｉ）が、
   各逆投影画像ピクセル値を前記合成画像内の値で乗算するステップと、
   前記乗算の積を正規化するステップと、
   を含む請求項２に記載の方法。
4. 前記イメージング・システムが磁気共鳴イメージング・システムであり、前記ステップｃ）が、前記ステップｃ）ｉ）の逆投影の前に各選択ビューをフーリエ変換するステップを含む請求項２に記載の方法。
5. 前記ステップｃ）ｉｉ）が、前記ステップａ）で前記投影ビューを取得するのに使用される受信側チャネルの受信側チャネル感度プロファイルの先験的情報に基づいて、前記画像ピクセルを重み付けするステップも含む請求項３に記載の方法。
6. 前記ステップａ）が、前記対象の複数のビューを取得するステップを含み、前記ステップｃ）が、
   ｃ）ｉ）前記ステップａ）で取得されるビューから画像を作成するステップと、
   ｃ）ｉｉ）各画像ピクセル位置における値を、前記合成画像内の対応するピクセル値で乗算することによって、前記ＦＯＶ内の前記対象の高度に限定された画像を作成するステップと、
   ｃ）ｉｉｉ）前記合成画像内の情報を使って、前記の高度に限定された画像を正規化するステップと、
   を含む請求項１に記載の方法。
7. 前記画像が、ステップａ）で取得される、１組の投影角から前記ＦＯＶ内の前記対象を描写するビューから形成され、前記の高度に限定された画像が、前記ステップｃ）ｉｉｉ）で、
   前記投影角のそれぞれにおける前記合成画像の投影を計算するステップと、
   前記の高度に限定された画像内の各ピクセル値を、前記合成画像投影のそれぞれにおける値で除算するステップと、
   によって正規化される請求項６に記載の方法。
8. 前記の高度に限定された画像内の各ピクセル値が、前記ステップａ）で前記ビューを取得するのに使用される受信側チャネルの感度プロファイルから導出される値によって重み付けされる、請求項７に記載の方法。
9. 前記ステップａ）を繰り返して、前記対象の複数のビューを取得するステップと、
   前記ステップａ）で取得される前記ビューの異なるものを使って前記ステップｃ）及びｄ）を繰り返し、前記対象の追加画像を作成するステップと、
   を含む請求項１に記載の方法。
10. 前記ステップａ）で取得される前記ビューが、異なるビュー角度で取得される投影ビューである請求項９に記載の方法。
11. 前記ステップａ）で取得される前記ビューが、前記対象において変化が起こるある期間にわたって取得され、ステップｃ）ｉ）が、前記ステップａ）の実行においてある時間間隔に取得されるビューのセットを選択するステップを含み、ステップｂ）が、前記時間間隔を含み、前記時間間隔より長い時間ウインドウの間に、前記ステップａ）で取得されるビューのセットを選択するステップと、前記選択されるビューから前記合成画像を再構成するステップと、を含む請求項６に記載の方法。
12. 前記医用イメージング・システムが磁気共鳴イメージング・システムであり、すべての計算が複素数値を用いて行われる請求項１に記載の方法。
13. 前記ステップａ）が前記ＦＯＶ内に造影剤が流入する間に行われ、前記ステップｂ）が前記対象の高品質な解剖学的画像を取得するステップを含み、前記最終画像が灌流画像である請求項１に記載の方法。
14. 前記ステップａ）が、前記ＦＯＶ内に造影剤が流入するときに複数回行われ、前記ステップｃ）及びｄ）が複数回行われて、対応する複数の灌流画像が作成される請求項１３に記載の方法。
15. 前記ステップａ）が前記取得されるビューを拡散強調するパルスシーケンスを用いて行われ、前記ステップｂ）が前記対象の高品質な解剖学的画像を取得するステップを含み、前記ステップｄ）で作成される前記最終画像が拡散強調画像である請求項１に記載の方法。
16. 前記ステップａ）が、異なる拡散強調で複数回行われ、前記ステップｃ）及びｄ）が複数回行われて、対応する複数の異なる拡散強調画像が作成される請求項１５に記載の方法。
17. 前記ステップａ）で取得される前記ビューがラジオグラフ画像であり、前記ステップｂ）で作成される前記合成画像が、前記対象の、前記ラジオグラフ画像より高品質な画像であり、前記ステップｃ）の前記処理が、前記ラジオグラフ画像の品質を改善する請求項１に記載の方法。
18. 前記ステップａ）が繰り返されて複数のラジオグラフ画像が取得され、前記ステップｃ）及びｄ）が繰り返されて、各ラジオグラフ画像の品質が改善される請求項１７に記載の方法。
19. 前記イメージング・システムがＸ線イメージング・システムである請求項１８に記載の方法。
20. 前記ステップｃ）が、
    ｃ）ｉ）フィルタ関数を用いて前記ラジオグラフ画像をブラーリングするステップと、
    ｃ）ｉｉ）フィルタ関数を用いて前記合成画像をブラーリングするステップと、
    ｃ）ｉｉｉ）前記のブラーリングしたラジオグラフ画像を、前記ブラーリング合成画像で除算して、正規化重み付け画像を作成するステップと、
    ｃ）ｉｖ）前記正規化重み付け画像内のピクセル値を、前記合成画像内の前記対応するピクセル値で乗算するステップと、
    を含む請求項１７に記載の方法。
21. 前記のブラーリングするステップが、各画像をフィルタカーネルで畳み込むことによって行われる請求項２０に記載の方法。

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