JP2009500116A - アンダーサンプリングされたｍｒｉの限定的な逆投影再構成法 - Google Patents

Abstract

２次元または３次元の時間分解ＭＲフレーム画像が、対象の動的研究中に取得される。合成ＭＲ画像が生成され、この画像を用いて、そのイメージフレーム（限定された逆投影）に対して取得された各投影ビューの逆投影を重み付けすることによって、各イメージフレームを再構成する。合成画像は、取得ビューから別々に再構成するか、または動的研究の間中に取得されたビューを結合することによって生成することができる。この方法の多数の異なる臨床応用が説明されている。

Description

（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１Ｒ０１ＨＬ７２２６０−０１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。

（関連出願の相互参照）
本出願は、２００５年７月８日付で出願された、発明の名称が「アンダーサンプリングされた時間分解ＭＲ画像のための逆投影再構成法(Backprojection Reconstruction Method For Undersampled Time-Resolved MR Imaging)」の米国特許仮出願第６０／６９７，６０７号及び２００５年９月２２日付で出願された、発明の名称が「高度に限定されたイメージの再構成法(Highly Constrained Image Reconstruction Method)」の米国特許仮出願第６０／７１９，４４５号の利益を主張する。

（発明の背景）
本発明の分野は、磁気共鳴イメージング法（「ＭＲＩ」）であり、特にＭＲ画像の再構成である。

磁気共鳴イメージング法は、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、この信号が受信及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、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、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または画像の信号対雑音比（「ＳＮＲ」）を犠牲にすることにより短縮することができる。

画像を再構成できるＮＭＲデータセットを取得するための最も一般的な方法は、「フーリエ変換」イメージング技術または「スピン−ワープ」技術と呼ばれるものである。この技術は、W.A.Edelsteinらによる「スピン−ワープＮＭＲイメージング法、及び、ヒト全身イメージングへの適用例(Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging)」（Physics in Medicine and Biology、Vol.25、p.751-756(1980)）と題する論文で検討されている。その方法は、ＮＭＲ信号を取得する前に、可変式振幅位相コード化磁場勾配パルスを使用し、この勾配方向における空間情報を位相コード化する。二次元的な実施態様（２ＤＦＴ）では、例えば、一つの方向に沿った位相コード化勾配（Ｇ_y）を適用することにより、空間情報がその方向においてコード化され、その後、この位相コード化方向に直交した一つの方向における読取り磁場勾配（Ｇ_x）の存在下において信号が取得される。スピン−エコーの取得中に存在するこの読取り勾配が、その直交方向における空間情報をコード化する。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスでは、位相コード化勾配パルスＧ_yの大きさは、走査中に取得される一連のビューで増分（ΔＧ_y）的に増加される。三次元的な実施態様（３ＤＦＴ）では、各信号読取りの前に、第三の勾配（Ｇ_z）が適用され、その第三の軸に沿ってコード化が為される。この第二の位相コード化勾配パルスＧ_zの大きさも、走査中の値を通じて段階的に変えられる。これらの２ＤＦＴ法及び３ＤＦＴ法は、図２Ａに示すように直線(rectilinear)パターンでｋ空間をサンプリングし、ｋ空間を十分にサンプリングするために相当な走査時間を必要とする。

近年、イメージング走査時間を短縮するべく多数のレシーバーコイルアレイを用いる研究が広範に行われている。Griswoldらによる「空間高調波の同時取得(Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics)(SMASH)」（Magnetic Resonance In Medicine 1999、Jun；41(6)：1235-45）に記載されているＳＭＡＳＨ技術では、多数のコイルがフーリエ位相コード化方向のうちの１つに慎重に位置付けられる。それらのコイル感度に関する知識を用いて複数の非取得性(non-acquired)位相コード化を合成することができ、これにより、ある与えられた分解能の画像を取得し得る速度を高めることが可能となり、あるいは、同一速度において取得される画像の分解能を高めることが可能となる。Pruessmannらによる「高速ＭＲＩのためのコイル感度コード化(Coil Sensitivity Encoding For Fast MRI)」（MRM 42：952-962(1999)）に記載されているＳＥＮＳＥ技術は、走査時間を短縮するための別の複数レシーブチャネルアプローチである。上述のＳＭＡＳＨ法とＳＥＮＳＥ法は、ある与えられた分解能に対して２ないし３のオーダーで従来法に対する速度増加を表すファクター「Ｒ」により特徴付けられる。また、これらは、ある与えられた撮像時間で想定される量を越えた雑音の増加を表す１〜１．２のオーダーでファクター「ｇ」によっても特徴付けられる。

また、最近では、米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されているように、ＭＲＡデータを取得するために投影(projection)再構成法を用いる研究も行われている。投影再構成法は、磁気共鳴イメージング法の開始以来知られている。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。取得された周囲のｋ空間データを共有するこの方法は、当分野では、略語の「ＴＲＩＣＫＳ」で知られている。

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ｋ空間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。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するものである。その後、画像は、従来の方法で、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。

画像を再構成する第２の方法は、各投影ビューを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、これらの信号投影ビューをフィールド・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、それら投影ビューから再構成される。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。

標準的な逆投影方法が図３に示されている。各ラドン空間信号投影プロファイル１１が、プロファイル１１内で、ＦＯＶ１３を通って、矢印１７で示された投影経路に沿って各信号サンプル１５を投影することによって、ＦＯＶ１３上に逆投影される。ＦＯＶ１３内の各信号サンプル１５を投影する際に、本発明者らは、対象に関する先験的な情報を何ら有しておらず、ＦＯＶ１３内のＮＭＲ信号が均質であり、信号サンプル１５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ＦＯＶ１３内のＮ個の画素を通るときの、単一の投影プロファイル１１における単一の信号サンプル１５についての投影経路８が示されている。従来の逆投影では、この信号サンプル１５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、ＦＯＶ１３を通る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ＮＭＲ信号値である。）

明らかに、ＦＯＶ１３のＮＭＲ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１１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２０３，０００個の投影が必要となる。上で引用した米国特許第６，４８７，４３５号明細書に記載された方法が採用される場合、これらの同じ画像に必要な投影ビューの個数は、１００個（２Ｄ）と２０００個（３Ｄ）に減らすことができる。

Ｔｓａｏ Ｊ．、Ｂｅｓｉｎｇｅｒ Ｐ．およびＰｒｕｅｓｓｍａｎ ＫＰによる「ｋｔ−Ｂｌａｓｔとｋ−ｔ Ｓｅｎｓｅ：空間時間的相関関数を利用した高フレームレートのダイナミックＭＲＩ(kt-Blast and k-t Sense：Dynamic MRI with High Frame Rate Exploiting Spatiotemporal Correlations)」（Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．２００３ Ｎｏｖ．；５０（５）：１０３１−４３）、並びに、Ｈａｎｓｅｎ ＭＳ．、Ｔｓａｏ Ｊ．、Ｋｏｚｅｒｋｅ Ｓ．およびＥｇｇｅｒｓ Ｈ．による「任意のｋ−ｔサンプリングからのｋ−ｔ Ｂｌａｓｔ再構成：動的半径方向イメージングへの適用(k-t Blast Reconstruction From Arbitrary k-t Sampling：Application to Dynamic Radial Imaging)」（Ａｂｓｔｒａｃｔ ６８４，２００５ ＩＳＭＲＭ，Ｍｉａｍｉ Ｆｌｏｒｉｄａ）によって開示されているｋｔ−ｂｌａｓｔ技術では、取得した時系列で、取得セットの時間フレームに関連するｋ空間データにおいて多量の相関関係があることを確認している。半径方向取得に適用されてきたｋｔ−ｂｌａｓｔでは、アンダーサンプリングが空間的および時間的ドメインにおいて行われる場合に生じるエイリアシングを除去するために、低空間周波数トレーニングデータセットが取得される。反復的な画像再構成を用いて、必要なデータの著しい低減が達成可能である。

正射２Ｄ投影画像のペアを用いて画像の再構成を誘導するために、トレーニングデータセットを用いるアイデアも組み込んだ血管造影法が、Ｈｕａｎｇ Ｙ．、Ｇｕｒｒ Ｄ．およびＷｒｉｇｈｔ Ｇ．による「インターリーブ２方向投影による時間分解３ＤＭＲ血管造影法(Time-Resolved 3D MR Angiography By Interleaved Biplane Projections)」（Ａｂｓｔｒａｃｔ １７０７，ＩＳＭＲＭ ２００５，Ｍｉａｍｉ Ｆｌｏｒｉｄａ）によって述べられている。この方法では、取得した全ての正射２Ｄ投影画像で構成されたトレーニングデータセットからのデータの相関解析を用いて、反復的画像再構成が導き出される。

（発明の要約）
本発明は、磁気共鳴画像を再構成するための新規の方法、特に、改良された逆投影方法である。合成画像(composite image)がＭＲＩ走査の一部として取得され、合成画像は、イメージングされる対象の先験的な情報を提供するために再構成される。高度にアンダーサンプリングされたイメージフレームの再構成の間に上記合成画像を用いて、各イメージフレーム内の逆投影されたビューの分配を重み付けする。結果的に、大幅に少ない数の投影ビューを取得するだけでよく、結果として、走査時間が大幅に短くなる。１０〜１００の速度増加係数「Ｒ」が、画像のディテールによっては可能となる。

本発明の発見は、ＦＯＶ内の信号輪郭の先験的な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、ＦＯＶ１３の信号輪郭は、血管１９及び２１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１５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。このような重み付けを用いると、大多数の信号サンプル１５が、図４の例において、既知の構造体１９及び２１と交差する画素で分配される。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(highly constrained backprojection)は、以下のように表すことができる。

（ここで、Ｓ_nは、再構成されているイメージフレーム内の画素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イメージ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、イメージ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、逆投影が行われた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とに留意すべきである。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１７に沿って逆投影され、逆投影軸１７に沿った距離ｒにおいてラドン平面２５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１７に沿って均等に分配されるフィルタ処理される逆投影の代わりに、投影信号値が、合成画像内の情報を用いて、ラドン平面２５に分配される。図５の例における合成画像は、血管１９及び２１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２５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の高度に限定的な再構成に対する式は以下になる。

（ここで、総和（Σ）は、再構成されるイメージ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。）

本発明の別の発見は、先験的な情報が利用可能な多数の臨床ＭＲ用途が存在し、合成画像を再構成し、この画像を用いてアンダーサンプリングされた画像の再構成を強化できることである。一連の時間分解画像が動的研究で取得されるとき、各イメージフレームは、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、他のイメージフレームに対して取得されたビューでインターリーブされ、多数のイメージ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、本発明に従って使用するための高品質の合成画像を再構成できる。

本発明の別の態様は、コントラスト増強磁気共鳴血管造影（「ＣＥＭＲＡ」）に対する高度に限定的な画像再構成法の適用である。ＣＥＭＲＡでは、造影剤の投与前と後の両方で、対象の血管系の画像が取得される。前者の画像は、最終の血管造影像から静止組織全てを取り除くために、コントラスト増強画像から減算されるマスクとして作用する。本発明の画像再構成法では、マスクは、その効率を上げる別の方法で減算できる。最初に、マスク画像を合成画像から減算し、その後、その画像を用いて最終の画像を再構成することができる。または、取得した画像データセット内の各ｋ空間投影が、高度に限定的な逆投影の前に、その各ｋ空間投影から減算されるマスクデータセット内の対応するｋ空間投影を有することができる。または、上記のマスクサブトラクション方法の両方は、同一の再構成中に用いることができる。

本発明の別の態様は、一連のイメージフレームが取得される動的研究に対して高度に限定的な画像再構成法を適用することである。このような動的研究の間に、対象は変化し、単一の合成画像は研究全体を通して対象を正確に描写しない可能性がある。例えば、ＣＥＭＲＡイメージフレームは、対象の血管系内への造影剤の流入として取得される可能性がある。研究中に生じる変化を詳細に見るために、２つ以上の合成画像を用いてイメージフレームを再構成する。より詳細には、１つのイメージフレームを再構成するのに用いられる合成画像は、イメージフレーム自体を再構成するのに用いられる投影ビューと、周囲の時間ウィンドウで取得されたインターリーブ投影ビューから形成される。時間ウィンドウが狭いほど、合成画像は、イメージフレームが取得された瞬間の変化する対象をより正確に反映する。

本発明のさらに別の態様は、一連のイメージフレームが取得され、ＴＲＩＣＫＳビュー共有方法を用いて再構成される動的研究に対して高度に限定的な画像再構成法を適用することである。この適用では、別個の合成画像が、画像再構成の間に使用するために、ｋ空間の中心領域とｋ空間の各周辺セグメントとに対して生成されるか、または単一の合成画像が全領域に対して再構成され得る。

本発明における前記及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、且つ、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、従って、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。

（好ましい実施態様の詳細な説明）
特に図１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及びキーボード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、及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及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及び１２２は、単一のエンクロージャに搭載され、且つ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及び市販の４通信コントローラを採用する。データ取得サーバ１２０及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つ又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及びサーバ１８、２０及び２２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及び１２２にダウンロードされたデータを伝達するとともに、サーバ間及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及び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、及び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及び全身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、スキャン指示及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、及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つ又は複数のローカルコイル又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つ又は複数の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、及び受信したＮＭＲ信号のＩ及び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、Ｉ成分及びＱ成分の二乗和の平方根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、

また、受信したＮＭＲ信号の位相も求めることができる。

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信号又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又は心拍に同期又は「ゲート」させる。

パルスシーケンスサーバ１１８は、患者及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。たとえば、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システム又は勾配システムの動作パラメータを調整し、又は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従って処理する。このような処理には、たとえば、未処理のｋ空間ＮＭＲデータをフーリエ変換して２次元画像又は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、動き又は流れの画像を算出すること等を含むことができる。以下に更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又はディスプレイ１４２に出力することができる。バッチモード画像又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、又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。

本発明のいくつかの好適な実施態様を実施するため、ＮＭＲデータが、ｋ_z−軸からの角度θとｋ_y−軸からの角度φにより定義される読取り勾配方向を用いて、３Ｄ球形ｋ空間座標系において取得される。このサンプリング方法は、すべての投影がｋ空間の中央を通過する状態で均等に間隔を置いた一連の投影を含む。その最大ｋ空間半径値（ｋ_max）は、結果として生じる画像の３つすべての空間方向における分解能を決定する。また、その半径方向サンプル間隔（Δｋ_r）は、再構成画像の全フィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）の直径（Ｄ）を決定する。Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされ、Δｋ、Δｋ≦Δｋ_rの場合には、アーチファクトを伴うことなく、全ＦＯＶ画像を再構成することができる。しかし、この条件が満たされない場合には、全ＦＯＶ（Ｄ）よりも小さな低減された直径（ｄ）内に尚もエイリアスの無い再構成が生じる。それらの投影が均等に間隔を置いて取得されると仮定すれば（Δｋ＝Δｋ＝Δｋ_r）、一つの投影に関わるｋ_maxでの表面積Ａは

である（ここで、Ｎ_pは、取得されたビューまたは投影の個数である。）。式（３）はΔｋを決定し、これにより、投影ビューの角度間隔による低減されたＦＯＶの直径（ｄ）を、以下の如く、全ＦＯＶの直径Ｄと関連付けることができる：

（ここで、Ｎ_Rは、そのＦＯＶを横切るマトリックスのサイズ（即ち、信号読取り中のサンプルの個数）である。）。画像ドメインでは、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件が満たされていない場合であっても、良好に構成された低減ＦＯＶが各対象物(object)を中心として現れる。しかし、外側からの半径方向ストリークアーチファクトがそのローカルＦＯＶに入る可能性がある。ｋ空間が完全にサンプリングされる状態、即ちｄ＝Ｄの状態は、サンプリングされる投影の個数が、

であることを要求する。

例えば、各取得ＮＭＲ信号の読取り中にＮ_R＝２５６サンプルが取得される場合、Ｎｙｑｕｉｓｔ条件を満たすために必要な投影数Ｎ_pは約１０３，０００個である。

３Ｄ投影としてデータを取得するために使用されるパルスシーケンスが図６に示されている。このシーケンスは、高性能勾配サブシステム（４０ｍＴ／ｍの最大振幅、及び、１５０Ｔ／ｍ／秒の最大追従速度(slew rate)）を備えた上述のＭＲＩシステムで実行される。データ取得ウィンドウ２００の間に全エコー読取りか部分エコー読取りかのいずれかを果たすことができる。部分エコーを選んだ場合には、ｋ空間の底部側半分（ｋ_z＜０）のみが部分的に取得される。すべての方向における大きなＦＯＶのため、非選択的な無線周波数（ＲＦ）パルス２０２を用いて、画像ＦＯＶ全体にわたる横磁化を生成することができる。

グラジエント・リコールドＮＭＲエコー信号２０３は、その励起されたＦＯＶ内のスピンにより生成され、３つの読取り勾配２０６、２０８、及び２１０の存在下において取得される。スラブ選択勾配を必要としないため、読取り勾配波形Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zは同様な形態を持つ。この対称性は、そのシーケンスをスポイルする必要性によってのみ妨げられ、その妨害は、ディフェージング勾配ローブ２０４を作用させる(playing)ことにより達成される。Ｇ_x及びＧ_y読取り勾配２０８及び２１０は、定常状態を達成すべく、それぞれの勾配パルス２１２及び２１４により巻き戻される(rewound)。

読取り勾配波形Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zは、異なる角度における半径方向軌道をサンプリングすべく走査中に変調される。角度間隔は、サンプリングされるｋ空間球の周縁境界（ｋ_max）でｋ空間サンプルポイントの一様な分布が生じるように選ばれる。その分布を計算する幾つかの方法が知られているが、経路速度及び表面積カバー率(coverage)が一定という条件で螺旋軌道によって球面をサンプリングすることによりそれらの投影を均等に分配する方法が使用される。また、この解決法は、連続的なサンプル経路を発生させるという利点も有しており、これは、勾配切り替え及び渦電流を低減する。Ｎ個の合計投影の場合、投影番号ｎの関数としての勾配振幅に対する式は、

である。

完全にサンプリングされた画像取得を果たす必要がある場合には、式（４）において上で定義されている通り、ＮがＮ_pに設定され、一連のＮ＝Ｎ_p個のパルスシーケンスが実行される。この一連のパルスシーケンスにおけるｎ番目のパルスシーケンスに対する読取り勾配振幅は、式（５）、（６）及び（７）により与えられる。ｎは、走査中に単調な順番で１からＮまでの番号を付けることができるが、他の種々の順番も可能であることが分かる。以下に述べるように、本発明は、球形ｋ空間がはるかに少ない投影ビューでサンプリングされ、その結果、走査時間を短縮させることができる。

本発明の多数の実施態様を実現するために用いられる別のパルスシーケンスが図６Ｂに示されている。これは、選択的、非対称的に切り取られたｓｉｎｃ ｒｆ励起パルス２１８がスラブ選択勾配２３２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。ｒｆパルス２１８のフリップ角は、典型的には３０°〜４０°であるＴ₁が短縮された血液に対するＥｒｎｓｔ角の近くに設定されている。

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６Ｃ中の２３４、２３６及び２３８で示されているとおり、複数の円形ｋ空間スライス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、軸方向勾配が、スラブ選択勾配２３２を生成し、続いて、位相コード化勾配ローブ２４０および逆極性の巻き戻し(rewinder)勾配ローブ２４２とを生成する。この軸方向位相コード化勾配２４０は、２Ｄのｋ空間スライス２３４、２３６及び２３８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。対応する数の異なった軸方向位相コード化を適用することによって、任意の数の２Ｄのｋ空間スライスが、このパルスシーケンスを用いてサンプリングできることは明らかである。

ＮＭＲエコー信号２２８の取得の間に２つの面内読出し勾配２２４及び２２６を実行して、２Ｄ平面２３４、２３６または２３８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２２４及び２２６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。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及び２２２に先行し、巻き戻し勾配ローブ２２４及び２２６が続く。各軸方向位相コード化２４０については、２Ｄのｋ空間スライスをサンプリングするために、半径方向投影ビューの完全なセットが取得される。以下で説明するとおり、本発明は、これらの２Ｄのｋ空間スライスを、より少ない半径方向投影ビューでサンプリングし、その結果、走査時間を短縮することができる。

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つの変形形態は、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２２８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形態は、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３Ｄバージョンだけでなく２Ｄバージョンで利用可能であり、本明細書においてこれ以降に用いられる用語の「画素」の参照は、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。

本発明は、取得したｋ空間投影から画像を再構成する、改良された方法である。本方法は、ＦＯＶの合成画像の再構成を必要とする。この合成画像が取得される方法と、それが使用される方法とは、特定の臨床応用に依存する。次に、本発明の種々の好ましい実施態様を説明する。

特に図７を参照すると、第１の好ましい実施態様は、時間分解された一連の画像が略リアルタイムで必要とされる臨床状況に適用可能である。これは、例えば、インターベンショナルＭＲ手順において使用できる。この手順の第１ステップは、プロセスブロック３００で示されているとおり、規定されたフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）の全体にわたって対象の合成画像を取得し、再構成することである。この画像は、任意のＭＲパルスシーケンスを用いて取得できるが、典型的には、それは、時間分解された画像を取得するのに使用されたのと同一の投影再構成パルスシーケンス（本実施態様では、上述の、図６Ａで示されたパルスシーケンスである）を利用する。しかし、時間分解能はここでは問題ではないので、多数の投影ビューが取得され、好ましくは、ナイキスト基準を満たし、所望の分解能の画像を生成するのに十分なデータが、著しいストリーク・アーチファクトなしに取得されることになる。

検査の対象が、対象の呼吸または心周期に応じて移動するならば、３０２で示されているとおり、合成画像の取得は、ゲートされてもよい。このゲーティングは、検査されている対象によって、呼吸ゲート信号または心臓ゲート信号またはその両方によってトリガーできる。合成画像は、従来の再構成法を用いて、取得されたｋ空間データから再構成される。再構成された合成画像は、２Ｄまたは３ＤのＦＯＶの全体にわたって各画像画素におけるＮＭＲ信号の大きさを示している。合成画像はまた、最小のしきい値の大きさを超えない画素またはボクセル全てをゼロに設定することによって、フィルタ処理できる。このようなしきい値フィルタは、以下に説明するとおり、合成画像を用いて順次再構成された時間分解画像のバックグラウンドだけでなく、合成画像のバックグラウンドを暗くする。合成画像は、走査の対象についての先験的な情報を提供する。

合成画像が取得され、再構成された後、システムは、一連のフレーム画像が略リアルタイムで取得、再構成されるループに入る。より詳細には、イメージフレーム投影のセットが、図６Ａのパルスシーケンスを用いて、プロセスブロック３０４で示されているとおりに取得される。この取得は、２Ｄの取得に対してはわずか２〜２０の投影ビューで、３Ｄの取得に対してはわずか２５０〜５００のビューであってもよい。この結果、この取得は、極めて速く完了する。ゲーティングが、合成画像の取得中に用いられた場合、３０６で示されるとおり、同一ゲーティングを用いてフレーム画像を取得する。フレーム画像でのストリーク・アーチファクトを最小限にするために、取得されるＮ個の投影ビューは、上述のように、ｋ空間を均等にサンプリングするために角度を付けて間隔を置かれるべきである。

イメージフレーム投影が取得された後、それら画像は、プロセスブロック３０８で示されているように運動補償される。合成画像は対象の基準位置として作用し、イメージフレーム投影に対して位相補正がなされて、合成画像中に表示されている基準位置とともにそこに表示されている対象を効果的に記録する。２つの画像を記録するための多数の方法が、当分野で知られ、好ましい実施態様では、ウィスコンシン大学によって２００２年に出版された、タイトルが「時間分解３Ｄの磁気共鳴血管造影のための新規な取得方法(Novel Acquisition Strategies For Time Resolved 3D，Magnetic Resonance Angiography)」のＯｌｉｖｅｒ Ｗｉｅｂｅｎの博士論文で述べられた方法が利用される。

プロセスブロック３１０で示されているとおり、次のステップは、フレーム画像のｋ空間投影をフーリエ変換することによって、それらをラドン空間に変換することである。その結果、図４に示されているとおり、信号プロファイルセット１１となる。図７のプロセスブロック３１２で示されているように、次に、これらの信号プロファイルのそれぞれが、図４の経路８で示されているとおり、ＶＯＡに逆投影される。この逆投影は、数式（２）ａに関して上述したとおり、合成画像によって重み付けされる。すなわち、任意の画素（ｘ，ｙ，ｚ）における逆投影値（Ｐ）が、上述のように正規化（Ｐ／Ｐ_c）され、先に再構成された合成画像における同一画素の大きさ（Ｃ_(x,y,z)）によって重み付けされる。

プロセスブロック３１４で示されているとおり、次に、逆投影された信号値は、再構成されるフレーム画像に加えられる。次に、システムは、プロセスブロック３１８及び３１２で示されているように、次の信号プロファイル１１を逆投影するために、決定ブロック３１６でループバックする。全逆投影信号プロファイル１１の信号値が、フレーム画像に加えられ、その後、プロセスブロック３２０で示されているとおり、完成したフレーム画像が表示される。

プロセスブロック３２４で示されているとおり、プロセスが、決定ブロック３２２で示されているように終結するまで、追加のイメージフレームが同じように取得され、再構成され、表示される。しかし、異なるセットの投影ビューが、各イメージフレームに対して取得されてもよい。したがって、連続したフレーム画像に対して取得された投影ビューは、ｋ空間でインターリーブされる。等式５〜７を用いて、好ましい実施態様においてインターリーブされた投影を取得するのに必要な磁場勾配を生成する。

インターリーブされた投影ビューを取得することによって、周囲のｋ空間データを連続したイメージフレーム間で共有する画像再構成法の１つの変形形態を実現できる。このビュー共有概念は、上記で引用した米国特許第６，４８７，４３５号明細書で、従来の画像再構成との関連で述べられている。このイメージング法は、図６Ｂのパルスシーケンスを用いて本発明において利用され、この方法では、ｋ空間データが、図６Ｃで示されているように、中心領域Ａと２つの周辺領域Ｂ及びＣとから取得される。好ましい実施態様においては、各領域Ａ、ＢおよびＣにおいて１０〜３０ｋｚの位相コード化を用いて、各領域に対して対応する数のスライスを再構成できる。

特に図８Ａを参照すると、走査を実行して、インターリーブされる投影ビュー角度を用いて一連のアンダーサンプリングされたイメージフレームを取得することにより、複数の取得イメージフレームからデータを結合することによって合成画像を生成できる。プロセスブロック４００で示されているとおり、ループはフラグが「１」に設定された状態に入り、新しいイメージフレームが取得されていることを示す。次に、プロセスブロック４０２で示されているとおり、図６Ｂのパルスシーケンスを実行して、中心領域Ａにおける各ｋ_z位相コード化で１つの投影ビュー角度θを取得する。次に、システムは、フラグによって３つの方法のうちの１つに分岐する。フラグが「１」に設定されている場合、システムは、プロセスブロック４０４で示されているとおり、領域Ｂの各ｋ_z位相コード化で１つの投影ビュー角度θを取得し、プロセスブロック４０６で示されているとおり、領域Ｃの各ｋ_z位相コード化で１つの投影ビュー角度θを取得する。次に、４０８で、フラグが「２」に設定され、投影ビュー角度θは４１０で増分され、次の投影角度を取得する。次に、システムは、中心領域Ａで新しい投影ビュー角度θを取得するために、プロセスブロック４０２にループバックする。

ここで、フラグは「２」に設定されているので、プロセスブロック４１２で示されているとおり、領域Ｂのみがこのビュー角度θでサンプリングされ、フラグは４１４で「３」に設定される。次に、プロセスブロック４１０で、ビュー角度θが再び増分され、システムは、プロセスブロック４０２で、領域Ａからｋ空間データを必要とするために、再びループバックする。ここで、フラグは「３」に設定されているので、新しいビュー角度θでのこの時間投影ビューは、プロセスブロック４１６で示されているとおり、領域Ｃから取得され、フラグは、プロセスブロック４１８で、「２」に設定しなおされる。

連続したビュー角度が取得されるとき、フラグは、図９で示されたパターンでｋ空間データがサンプリングされる結果により「２」と「３」との間で切り換えられる、ことは理解されるべきである。決定ブロック４２０で決定されるように、最後のビュー角度θ_nが取得されると、１つのイメージフレームが取得され、プロセスブロック４２２で示されているとおり、領域Ａ、Ｂ及びＣのｋ空間データが保存される。好ましい実施態様においては、１５個の等間隔の投影ビュー角度θが、各イメージフレームを取得している間に取得される。

さらに図８Ａを参照すると、同様に走査が続行され、一連のイメージフレームが取得される。しかし、プロセスブロック４１４で示されているとおり、同一の投影ビュー角度は取得されず、代わりに、すでに取得された投影ビュー角度でインターリーブされる。したがって、２つのイメージフレームが取得された後は、２×１５＝３０個の異なる投影ビュー角度が、各領域Ａ、Ｂ及びＣでサンプリングされており、３つのイメージフレームが取得された後は、４５個の異なる投影ビュー角度がサンプリングされるなど、決定ブロック４２６で決定されるとおり、１５×ｎ個の異なるインターリーブ投影角度が走査の終了時に取得されるまで、サンプリングされている。

走査は２つの要因によって著しく短縮されることは理解されるべきである。第１に、画像アーチファクトを回避するために通常用いられる従来の４００〜８００個のビューではなく、１５個の投影ビューのみが各イメージフレームに対して取得される。さらに、図９で示されているとおり、ｋ空間の中心領域Ａは、ビュー角度θごとにサンプリングされるが、周辺領域Ｂ及びＣは、１つおきの投影ビュー角度θでのみサンプリングされる。これによって、走査時間がおよそ３分の１に減少するが、これはまた、ｋ空間データが失われることも意味している。図８Ａのプロセスブロック４２８で示されているとおり、これは、失われた投影ビュー角度にｋ空間データを補間することによって解決される。このことは、図９で１つのビュー角度θ₂について示されている。なお、補間データＣ₂は、隣接する投影ビューＣ₁及びＣ₃内の対応するｋ空間サンプルポイント間で直線的に補間することによって生成される。その結果、図１０で示されているとおり、完全ではあるが、高度にアンダーサンプリングされたイメージフレームのｋ空間データセットが生成される。

図８Ｂおよび図１０を参照すると、次のステップは、プロセスブロック４３０で示されているとおり、ｋ_Z軸に沿って、一次元逆フーリエ変換を実行することである。この変換は、ｚ軸に沿って配置された複数の２Ｄスライスを定義するために、ｚ軸に沿って信号位置を分解する。

次に、プロセスブロック４３２で示されているとおり、合成画像が、各２Ｄスライスについて再構成される。全イメージフレームより少ないイメージフレームが用いられることもあるが、好ましくは、可能な最良の画像を生成するために、取得された全イメージフレームからの全投影ビューを用いて各２Ｄ合成画像を再構成する。例えば、１０個のイメージフレームが取得される場合、各２Ｄ合成画像を再構成する際に、全部で１０×１５＝１５０個のインターリーブ投影ビューが用いられ得る。各２Ｄスライスの従来の画像再構成が実行され、好ましい実施態様においては、これは、投影ビューｋ空間サンプルを２Ｄデカルトグリッドへ格子変えし、各軸に沿って、従来の２次元フーリエ変換を実行することによってなされる。

多数の可能な代替の合成画像再構成法がある。各２Ｄスライスに対して２Ｄ合成画像を生成するのではなく、全容積に対して単一の３Ｄ合成画像が再構成されてもよく、または、各領域Ａ、Ｂ及びＣに対して別個の３Ｄ合成画像が再構成されてもよい。

特に図８Ｂを参照すると、各取得イメージフレーム内の各２Ｄスライスが、本発明で教示された方法を用いて、ここで再構成される。以下の説明から明らかとなるように、１つの２Ｄスライス画像が、各イメージフレームに対して再構成され、次に、イメージフレームが完全に再構成されるまで、各２Ｄスライスに対してこのプロセスが繰り返される。この結果、取得された各イメージフレームに対する３Ｄ画像となる。

この再構成プロセスの次のステップは、プロセスブロック４３４で示され、図１１で示されているとおり、現在の２Ｄスライスに対して合成画像を再投影することである。これは、例えば、Ｊｉａｎｇ Ｈｓｉｅｈによる「コンピュータ断層撮影法の原理、設計、アーチファクトおよび最近の進歩(Computed Tomography Principles，Design，Artifacts and Recent Advances)」（ＳＰＩＥ Ｐｒｅｓｓ ２００３，Ｃｈａｐｔｅｒ３）で述べられているように、従来のラドン変換であり、走査中に取得された各ビュー角度θに対して、合成画像投影Ｐ_cが生成される。次に、全体に４３６で示されているとおり、１つのフレーム画像の１つの２Ｄスライスが再構成されるループに入る。

プロセスブロック４３８で示されているとおり、２Ｄスライス再構成の第１のステップは、２Ｄスライスの取得投影ビューＰを正規化することである。これは、まず、ｋ空間投影ビューをラドン区間にフーリエ変換し、次に、その値を、同一ビュー角度θにおける合成画像投影Ｐ_c内の対応する値で割ることによって達成される。次に、プロセスブロック４４０で示されているとおり、その結果得られる正規化投影ビューＰ／Ｐ_cが、ＦＯＶで逆投影される。その結果得られる逆投影値は、４４２で示されているとおり、現在のフレーム画像スライス内の逆投影の正規化投影ビュー全てを合計することによって形成される非限定の画像に加えられる。このプロセスは、決定ブロック４４４で決定されるように、取得された各投影ビュー（本実施態様では１５個）に対して繰り返され、次に、プロセスブロック４４６で示されているとおり、結果としての２Ｄ非限定のスライス画像が形成され、この画像に合成画像の２Ｄスライスが乗算される。これはマトリックス乗算であり、この乗算では、非限定の画像アレイ内の画素値に、合成画像アレイ内の対応する画素値が乗算される。その結果得られる再構成されたスライス画像は、プロセスブロック４４８で示されているとおり、現在のイメージフレームの一部として保存される。

プロセスブロック４５０で示されているとおり、上記のプロセス４３６が、次のイメージフレーム内の同じスライスに対して繰り返される。決定ブロック４５２で決定されるとおり、現在のスライスが、取得された各イメージフレームに対して再構成されると、プロセスブロック４５４で示されているとおり、次のスライスが、各イメージフレームに対して再構成される。各イメージフレームの最後の２Ｄスライスが再構成されると、決定ブロック４５６で検出されるとおり、この再構成プロセスは完了する。

より完全にサンプリングされた合成画像を用いて高度にアンダーサンプリングされたイメージフレームをそれぞれ限定的に再構成すると、各イメージフレームに対してより短縮した走査時間を保つと同時に、画像アーチファクトがより減少する。

本発明の別の臨床用途は、コントラスト増強磁気共鳴血管造影（ＣＥＭＲＡ）である。動的なＣＥＭＲＡ研究では、造影剤の対象の血管系への流入を見るために、イメージフレームが高い時間速度で取得される。その結果、研究中における異なる時点での血管の明るさが増し、本発明の教示による連続フレーム画像を再構成するのに用いられる合成画像が変化してしまう。言い換えると、フレーム画像を再構成するのに用いられる合成画像は、動的研究の間に更新され、それによって、血管が次第に造影剤で満たされ、取得画像においてより明るくなるという事実を正しく反映するようにすべきである。

特に図１２を参照すると、好ましいＣＥＭＲＡ手順の第１のステップは、プロセスブロック３３０で示されているとおり、造影剤投与前のマスク画像と、最初の合成画像とを取得することである。図６Ａのイメージングパルスシーケンスが使用され、そのマスク画像に対して十分なビューが取得され、ナイキスト基準が満される。次に、プロセスブロック３３２で示されているとおり、造影剤が対象に注入され、フレーム画像が可能な限り高速に取得されるループに入る。造影剤がＦＯＶに流れ込む前にフレーム画像が取得される場合、マスクは造影剤投与後に取得可能であることは理解されるであろう。

プロセスブロック３３４で示されているとおり、１つのフレーム画像に対してｋ空間投影ビューが取得され、プロセスブロック３３６で示されているとおり、フレーム画像が再構成される。上記の実施態様におけるのと同様に、ｋ空間をできるだけ均等にサンプリングするために、１つのフレーム画像に対する投影ビューが選ばれ、取得ビューの数が、指示された時間分解能によって決定される。言うまでもなく、本発明の利点は、画像解像度を損なわず、且つ、ストリーク・アーチファクトを増加させずに優れた時間分解能を達成するために、ビューの数を低減できることである。イメージフレーム再構成３３６は、図７のプロセブブロック３１０、３１２及び３１４を参照して上述したイメージフレーム再構成と同じであり、そこでは、逆投影を高度に限定するために、合成画像における先験的な情報が利用されている。

イメージフレームが再構成された後、プロセスブロック３３８で示されるとおり、造影剤投与前のマスク画像が再構成画像から減算される。これは、結果として得られるフレーム画像から非血管性組織を除去するためになされ、その結果が、次に、プロセスブロック３４０で示されるように表示される。

決定ブロック３４２で決定されるとおり、追加のフレーム画像が取得されなければならない場合、プロセスブロック３４４で示されているとおり、最初に合成画像が更新される。上記で示したとおり、イメージングされる対象の血管系は、動的研究の間に絶えず変化しており、その目的は可能な限り最新の合成画像を維持することにより、次のイメージフレームの高度に限定的な逆投影をより正確に達成することである。この合成更新ステップが図１３で示されている。なお、ブロック３４５〜３５２は、動的研究中に生じる、連続イメージフレームの取得を示している。再構成される次のイメージフレームが、例えばブロック３４９で示されている場合、更新された合成画像は、ｎ＝３個の先に取得したイメージフレームに現在のイメージフレームを結合することによって生成される。より詳細には、プロセスブロック３５２で示されているとおり、ｎ個の先のイメージフレームと現在のイメージフレームに対してインターリーブされたｋ空間投影ビューが結合されて、単一のｋ空間画像を形成する。プロセスブロック３５４で示されているとおり、更新された合成画像が、この結合データセットから再構成される。上記で示したように、これは、従来の画像再構成プロセスである。プロセスブロック３１２に関して上述したとおり、イメージフレーム３４９の後続の逆投影の間に、更新された合成画像が用いられる。

さらに図１３を参照すると、更新された合成画像は、このように、ｎ個の先に取得されたイメージフレームと、検査されている対象の現在の状態を最も正確に反映した現在のイメージフレームとのウィンドウによって形成される。この変化が対象内で比較的低速で生じる場合、ｎの値は、先に取得したイメージフレームをより多く含むために、大きくなる可能性がある。その結果得られるより多数の投影ビューによって、結果として得られる更新された合成画像の質が向上する。一方、変化が高速で生じる場合、イメージングされている対象の真の状態を適切に反映するために、ｎはわずかｎ＝１個のイメージフレームまで低減できる。したがって、一方における高いＳＮＲと、他方における動的変化のより正確な表現との間には、ｎの選択に起因する矛盾がある。

動的スキャンが完了した後にフレーム画像が再構成される場合、合成画像を更新するのに用いられる取得イメージフレームのウィンドウを拡大して、現在のイメージフレームの後に取得されたイメージフレームを含むようにすることができる。例えば、再構成されているイメージフレームは、現在のイメージフレームの前後に取得されたほぼ等しい数の他のイメージフレームに、ウィンドウ内で中心合わせできる。または、現在のイメージフレームは、ウィンドウの始まりで取得されてもよい。取得したイメージフレームのこの後処理においては、多数の種々のイメージフレームを再構成することができ、その場合、最良の結果を達成するために、ウィンドウの大きさと、現在のイメージフレームに対するウィンドウの位置決めとの両方を変更することができる。

再び図１２を参照すると、合成画像が更新された後、プロセスブロック３６０で示されているとおり、システムは、次のフレーム画像を取得するために、ループバックする。この更新された合成画像は、先に取得したイメージフレームを結合することによって生成されるので、上述のように、１つのフレームから次のフレームへの投影ビューがインターリーブされ、その結果、ｎ個の連続イメージフレームからのｋ空間データが結合されるとき、ｋ空間がほぼ均等にサンプリングされる。

図１２で示された、上述したＣＥＭＲＡ法においては、動的研究が実行されると、イメージフレームが略リアルタイムで再構成され、表示される。代替のＣＥＭＲＡ法が図１４に示されており、この図では、画像の再構成が実行される前に、プロセスブロック３８０で、全イメージフレームが取得されている。本実施態様においては、プロセスブロック３８２で示されているとおり、プロセスブロック３３２で造影剤が注入される前に、プロセスブロック３３０で先に取得されたマスク投影が、対応する注入後のｋ空間投影から減算される。プロセスブロック３８４で示されているとおり、多数の減算された投影を用いて、合成画像を再構成することができる。研究から利用可能な、より完全な半径方向投影セットが存在する理由から、標準的な画像再構成法が用いられる。しかし、プロセスブロック３８６で構成されるイメージフレームを用いて合成画像を最新状態に維持し続けるためには、図１３で示されているとおり、典型的には、選択された時間フレームと同時的に取得された、減算された投影のみが、合成画像を生成するのに用いられる。イメージフレームは、プロセスブロック３８６で、選択された取得投影ビューをラドン空間にフーリエ変換し、上述のように、合成画像を用いて高度に限定的な逆投影を実行することによって、再構成される。

プロセスブロック３８８及び３９０で示されているとおり、減算された投影から生成される合成画像を更新し、適切に選択された投影を用いて逆投影を繰り返すことによって、追加のイメージフレームを再構成することができる。

本発明の本実施態様の利点は、高度に限定的な逆投影が実行される前に、マスク画像データが取得画像データから減算されるという点にある。これは、ＦＯＶから臨床的価値のない多くの構造体を除去し、その結果、逆投影プロセスを、臨床的に関心のある構造体により正確に焦点を当てることが可能な「スパース」データセットとなる。また、全データは、画像の再構成が始まる前に取得されるので、合成画像は、現在のイメージフレームの取得前と後の両方で取得された投影ビューのウィンドウで更新されることができる。これによって、より多くの投影ビューを結合することができる。

上述の実施態様における目的は、イメージングされている対象をできるだけ正確に表す合成画像を利用することであるが、合成画像を意図的に変えることが有利となる臨床状況がある。このような状況の１つは、例えば、大動脈がフィールド・オブ・ビューで現れる腎動脈のＣＥＭＲＡ研究を実行する場合である。大動脈からの主要なＮＭＲ信号が、除去するのが困難なストリーク・アーチファクトを生成する可能性がある。この場合、この信号は臨床的価値を有していないので、この信号を抑制することが望ましい。このことは、フレーム画像を逆投影するために用いられる合成画像を変更することによって、本発明を用いて達成することができる。

このような合成画像の変更が、フィールド・オブ・ビュー内の対象物を除去するためになされる本発明の一実施態様が、図１５で示されている。本実施態様は、先に取得されたアンダーサンプリング時間分解イメージフレームの質を向上させる後処理である。より詳細には、プロセスブロック３６４で示されているとおり、走査は、対象の研究中に一連のイメージフレーム投影を取得することを含む。この取得ｋ空間投影データは、走査が完了した後、保存、処理される。

プロセスブロック３６６で示されている第１の後処理ステップは、取得した複数のイメージフレーム投影セットからの、インターリーブされたｋ空間投影ビューを結合することによって、１つまたは複数の合成画像を再構成することである。これは、従来の画像再構成であり、次に、プロセスブロック３６７で示されているとおり、結果として得られる合成画像が表示される。プロセスブロック３６８で示されているとおり、オペレータはその合成画像を編集する。上述した例示的な臨床使用では、オペレータは、大動脈を表す画素を取り囲み、その値をゼロに設定する。言い換えると、大動脈が合成画像から除去される。不必要な対象物をさらに抑制するために、削除される取り囲まれた画素がまた、ｋ空間へフーリエ変換しなおされ、各イメージフレームに対する対応するｋ空間投影から減算できる。

その後、イメージフレームは、この変更された合成画像と変更されたｋ空間投影とを用いて再構成される。プロセスブロック３７０で示されているとおり、１セットのイメージフレームのｋ空間投影がラドン空間にフーリエ変換され、編集された合成画像と本発明の限定的な逆投影法を用いて逆投影されて、プロセスブロック３７２で示されているとおり、表示されるフレーム画像を生成する。このステップは、図７のプロセスブロック３１０、３１２、３１４に関して上述した再構成法と同じであり、決定ブロック３７４で決定されるとおり、取得された全イメージフレームについて繰り返される。研究中に対象内で生じる突然の変化に対応するために、２つ以上の合成画像を生成し、この画像を用いて、上述のようにフレーム画像を連続的に再構成してもよい、ことは理解されるべきである。このような場合、更新された各合成画像を編集して、逆投影ステップで用いられる前に、問題となる対象物を除去してもよい。

本発明のさらに別の実施態様は、位相コントラストＭＲＡ画像を生成する。本実施態様では、例えば、発明の名称が「インターリーブされた投影データを用いた位相差イメージング(Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data)」の米国特許第６，１８８，９２２号明細書で記載されているように、使用されるパルスシーケンスは、追加の運動コード化勾配を使用し、造影剤は通常使用されない。再構成される位相画像は、同時的に取得された投影を用いて生成された合成画像について上に述べた逆投影を用いる。

本発明を用いるＭＲＩシステムのブロックダイアグラムである。 図１のＭＲＩシステムを用いて、典型的なフーリエまたはスピン−ワープ画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。 典型的な投影再構成画像取得によりｋ空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。 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表現である。 本発明によって実行されるのと同一ステップの図表現である。 本発明による逆投影ステップの３Ｄの実施態様の図表現である。 図１のＭＲＩシステムを管理して３Ｄ投影再構成画像を取得するための、好ましいパルスシーケンスのグラフ表示である。 本発明を実現する際に使用するための、別の好ましいパルスシーケンスのグラフ表示である。 図６Ｂのパルスシーケンスを用いて実行されるｋ空間サンプリングパターンの図表現である。 ＭＲイメージングへの適用において、本発明を利用するための第１の好ましい方法のフローチャートである。 ＴＲＩＣＫＳビュー共有方法を利用する取得法において、本発明を利用するための別の好ましい方法のフローチャートである。 ＴＲＩＣＫＳビュー共有方法を利用する取得法において、本発明を利用するための別の好ましい方法のフローチャートである。 図８Ａおよび図８ＢのＴＲＩＣＫＳ実施態様において用いられるｋ空間サンプリングシーケンスの図表現である。 図８Ａおよび図８ＢのＴＲＩＣＫＳ実施態様を用いて生成されるｋ空間データセットの図表現である。 図８Ａおよび図８Ｂの方法において用いられる合成画像の再投影の図表現である。 ＣＥＭＲＡイメージングへの適用において、本発明を利用するための好ましい方法のフローチャートである。 図１２のＣＥＭＲＡ方法において用いられる合成画像更新手順の図表現である。 ＣＥＭＲＡイメージングへの適用において、本発明を利用するためのさらに別の方法のフローチャートである。 イメージングされているＦＯＶから不必要な対象物を除去するために使用できる変形形態のフローチャートである。

Claims (21)

1. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の画像を生成する方法であって、
   ａ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記ＦＯＶ内に位置する前記対象の投影ビューセットを取得するステップと、
   ｂ）前記ＭＲＩシステムを用いて、前記ＦＯＶ内に位置する前記対象の各合成画像画素で１つの値を示す合成画像を生成するステップと、
   ｃ）前記対象の画像を、
   ｃ）ｉ）前記セット内の各投影ビューを前記ＦＯＶに逆投影し、各画像画素に逆投影された値を、前記合成画像内の対応画素の値で重み付けすることと、
   ｃ）ｉｉ）各画像画素に対する前記逆投影値を合計することと、
   によって再構成するステップと
   を含む、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の画像を生成する方法。
2. 各画像画素の逆投影値Ｓ_nが、ステップｃ）ｉ）で、
   

   

   （ここで、Ｐは逆投影されている前記投影ビューの値、Ｃ_nは前記合成画像内の対応画素の値、Ｓ_nは前記逆投影経路に沿ったｎ番目の画素の値、Ｎは前記逆投影経路に沿った画素の総数）
   として算出される、請求項１に記載の方法。
3. ステップｂ）が、前記合成画像を編集して、前記合成画像内の対象物を除去し、それによって、その対象物が前記再構成された画像内に現れるのを実質的に少なくすることを含む、請求項１に記載の方法。
4. ステップｃ）ｉ）の前記重み付けが、前記合成画像からの対応投影ビューを用いて各投影ビューを正規化することと、前記投影値に、前記合成画像の前記対応画素の値を乗算することとを含む、請求項１に記載の方法。
5. ｄ）一連の画像を再構成している間に、前記合成画像を周期的に更新することにより、前記検査中に前記対象内に生じる変化を前記合成画像内に表すこと
   をさらに含む、請求項４に記載の方法。
6. 前記合成画像の前記更新が、ステップａ）で取得された投影ビューを用いて前記合成画像を再構成することを含む、請求項５に記載の方法。
7. ステップａ）が、前記対象のｋ空間投影ビューを取得することを含み、ステップｃ）が、前記ｋ空間投影ビューをフーリエ変換することを含む、請求項１に記載の方法。
8. ステップａ）が、前記対象内で選択された生理学的事象を示すゲート信号に応答して実行される、請求項１に記載の方法。
9. 前記ＦＯＶは３次元であり、３次元画像が生成され、ステップｃ）で再構成される前記画像Ｉ_(x,y,z)が、
   

   

   （ここで、総和（Σ）は前記取得セット内の全投影ビューにわたり、Ｉ_(x,y,z)はＦＯＶ画素位置ｘ、ｙ、ｚでの画像値であり、Ｐ_(r,θ,φ)はビュー角度θ、φで取得されたビューからの逆投影値であり、Ｃ_(x,y,z)は前記画素位置ｘ，ｙ，ｚでの前記合成画像値であり、Ｐ_c（ｒ，θ，φ）は前記ビュー角度θ、φでの前記合成画像から投影されたプロファイル値）
   である、請求項１に記載の方法。
10. ｄ）造影剤を投与する前に、マスクの各画像画素において前記ＦＯＶ内に位置する前記対象を表すマスク画像を取得することと、
    ｅ）ステップａ）およびｂ）を実行する前に、前記対象へ造影剤を投与することと、
    ｆ）ステップｃ）を実行する前に、前記合成画像から前記マスク画像を減算することと
    を含む、請求項１に記載の方法。
11. 前記マスク画像および前記合成画像の両方が投影ビューセットとして取得され、ステップｆ）が、前記マスク画像セット内の投影ビューを、前記合成画像セット内の対応する投影ビューから減算することによって実行される、請求項１０に記載の方法。
12. ステップｆ）が、前記マスク画像の画素を前記合成画像の対応画素から減算することによって実行される、請求項１０に記載の方法。
13. ステップｃ）が、ステップｃ）ｉ）を実行する前に、各投影ビューをフーリエ変換することを含む、請求項１に記載の方法。
14. ｄ）ステップａ）を実行するために用いられるビュー角度で、前記合成画像を再投影すること
    を含み、
    ステップｃ）ｉ）における前記重み付けが、各投影ビュー内の値を、同一ビュー角度での前記合成画像の前記投影ビュー内の対応する値で割ることによって、各投影ビューを正規化することを含む、請求項１に記載の方法。
15. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の一連のイメージフレームを生成する方法であって、
    ａ）一連のイメージフレームのｋ空間データセットを取得するステップであって、各イメージフレームのｋ空間データセットが、ｋ空間の中心領域からのｋ空間サンプルと、周辺の複数のｋ空間領域からのｋ空間サンプルとを含み、各イメージフレームのｋ空間データセット内の前記ｋ空間サンプルが、他のイメージフレームのｋ空間データセット内のｋ空間サンプルでインターリーブされるステップと、
    ｂ）前記複数のイメージフレームのｋ空間データセットからの中心領域ｋ空間サンプルから、中心領域の合成画像を再構成するステップと、
    ｃ）前記複数のイメージフレームのｋ空間データセット内の前記周辺のｋ空間領域の１つからのｋ空間サンプルから、第１の周辺領域の合成画像を再構成するステップと、
    ｄ）前記複数のイメージフレームのｋ空間データセット内の前記周辺のｋ空間領域のうちの別の１つからのｋ空間サンプルから、第２の周辺領域の合成画像を再構成するステップと、
    ｅ）前記イメージフレーム内の前記画素値に重み付けするために、ステップｂ）、ｃ）およびｄ）から前記合成画像内の先験的な情報を用いて、イメージフレームに対応するｋ空間データセットから、前記一連のイメージフレームのそれぞれを再構成するステップと
    を含む、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の一連のイメージフレームを生成する方法。
16. 前記ｋ空間サンプルが投影ビューとして取得され、ステップｅ）が、
    ｅ）ｉ）イメージフレームのｋ空間データセット内の前記投影ビューをフーリエ変換することと、
    ｅ）ｉｉ）各フーリエ変換された投影ビューを前記ＦＯＶに逆投影し、前記合成画像の１つ内の前記対応画素の値によって、各イメージフレーム画素に逆投影された前記値に重み付けすることと
    を含む、請求項１５に記載の方法。
17. ステップｅ）ｉｉ）の重み付けが、前記１つの合成画像からの対応投影ビューを用いて、フーリエ変換された各投影ビューを正規化することと、前記逆投影値に、前記１つの合成画像内の前記対応画素の値を乗算することとを含む、請求項１６に記載の方法。
18. ｋ空間の各領域が複数の２次元スライスを含み、各領域の合成画像が、対応する複数の２次元の合成画像を含む、請求項１５に記載の方法。
19. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の一連のイメージフレームを生成する方法であって、
    ａ）一連の不完全なイメージフレームのｋ空間データセットを取得するステップであって、各イメージフレームのｋ空間データセットが、ｋ空間の中心領域からのｋ空間サンプルと、周辺の複数のｋ空間領域からのｋ空間サンプルとを含み、各イメージフレームのｋ空間データセット内の前記ｋ空間サンプルが、他のイメージフレームのｋ空間データセット内のｋ空間サンプルでインターリーブされるステップと、
    ｂ）取得された周辺領域のｋ空間データから周辺領域のｋ空間データを算出することによって、一連の対応する完全なイメージフレームのｋ空間データセットを生成するステップと、
    ｃ）前記複数の完全なイメージフレームのｋ空間データセットからのｋ空間サンプルから合成画像を再構成するステップと、
    ｄ）前記イメージフレーム内の前記画素値に重み付けするために、前記合成画像内の先験的な情報を用いて、イメージフレームに対応する完全なイメージフレームのｋ空間データセットから、前記一連のイメージフレームのそれぞれを再構成するステップと
    を含む、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムのフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）内に位置する対象の一連のイメージフレームを生成する方法。
20. 前記ｋ空間サンプルが投影ビューとして取得され、ステップｄ）が、
    ｄ）ｉ）完全なイメージフレームのｋ空間データセット内の前記投影ビューをフーリエ変換することと、
    ｄ）ｉｉ）フーリエ変換された各投影ビューを前記ＦＯＶに逆投影し、各イメージフレームの画素に逆投影された値に、前記合成画像内の前記対応画素の値で重み付けすることと
    を含む、請求項１９に記載の方法。
21. ステップｄ）ｉｉ）の前記重み付けが、前記合成画像からの対応投影ビューを用いて、フーリエ変換された各投影ビューを正規化し、前記逆投影値に、前記合成画像内の前記対応画素の値を乗算することを含む、請求項２０に記載の方法。

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