JP2009508634A - 拍動している心臓の画像の再構成法 - Google Patents

Abstract

動いている心臓及び静止しているバックグラウンド組織の投影ビューが取得及び処理されて、対応する動的組織の投影ビューが提供される。平均画像が通常の方法で再構成され、高度に限定された逆投影方法、並びに選択される動的組織の投影ビューから形成される合成画像を用いて動的組織の画像が再構成される。次に、平均画像が動的組織の画像と結合される。本方法は、心臓ゲートＭＲＩ走査において開示される。
【選択図】図３

Description

（関連出願の相互参照）
本出願は、２００５年９月２２日付で出願された、発明の名称が「高度に限定された画像再構成法(HIGHLY CONSTRAINED IMAGE RECONSTRUCTION METHOD)」の米国特許仮出願第６０／７１９，４４５号、および２００５年１１月２１日付で出願された、発明の名称が「心臓ゲート磁気共鳴イメージングのための画像再構成法(IMAGE RECONSTRUCTION METHOD FOR CARDIAC GATED MAGNETIC RESONANCE IMAGING)」の米国特許仮出願第６０／７３８，４４４号に基づく。

（発明の背景）
本発明の分野は、医療用のイメージング方法及びシステムである。より詳細には、本発明は、拍動している心臓のような、動的対象物（動いている対象物(moving subject)）のイメージングに関する。

拍動している心臓のような動的対象物を撮像する場合、医療用イメージングシステムによって非常に迅速にデータが取得されれば、より高い品質の画像を得ることができる。例えば、Ｘ線ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器が対象物の周囲で回転して、断層画像を再構成することができる十分な個数の投影ビューが得られる。これは時間を必要とし、通常、取得される投影ビューを少なくすることによって走査時間を短縮することと、より多くの投影ビューによって画像品質を向上させることとの間にトレードオフが生じる。

この問題は、Ｘ線ＣＴについて存在する一方で、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）においてより重大な問題である。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Ｍｚは、そのｘ−ｙ平面に対して回転し、すなわち「傾いて」、ネット横磁気モーメントＭｔを作り出す。信号が、励起信号Ｂ₁が終了した後でその励起されたスピンによって出力され、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。結果として生じる受信ＮＭＲ信号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。

ＮＭＲ信号を取得しかつ画像を再構成するために広く行われている方法は、しばしば「スピン−ワープ」と呼ばれる、周知のフーリエ変換（ＦＴ）イメージング技術の変法を用いる。スピン−ワープ技術は、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、pp.751-756(1980)）と題する論文で検討されている。その方法は、ＮＭＲスピンエコー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１つのデカルト座標系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）の存在下においてスピンエコー信号が取得される。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(view)」で増分（ΔＧ_y）的に増加され、すべての画像が再構成されうるＮＭＲデータセットを生成する。

画像フレームが取得されるレートを増加させるために、取得される位相コード化ビューを少なくすることによって、又は本質的に結果としてより低い品質の画像を生じるより高速のパルスシーケンスを用いることによって、画像品質が犠牲となる場合がある。したがって、スピン−ワープ法では、所望の画像解像度及び品質を達成するために取得されるビューの個数と、完全な画像のためのＮＭＲデータを取得することができるレートとの間にトレードオフが存在する。

最近では、ＮＭＲ画像データを取得する代替的な方法が用いられており、当該方法では、位相コード化勾配は用いられない。代わりに、読取り勾配のみが各ＮＭＲ信号（すなわち、「ビュー」）の取得中に適用されて、一連の種々のビューが読取り勾配の角度を回転させることによって取得される。この「投影再構成」法は、フーリエイメージングにおいて為されるように直線走査パターンにおいてｋ空間をサンプリングするのではなく、ｋ空間の中心から外側に伸びる放射状(radial)の線をサンプリングする一連のビューによって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となるビューの個数によって、走査する長さが決まり、十分な個数のビューが取得されない場合、再構成された画像においてストリーク(streak)アーチファクトが生じる。

拍動している心臓は絶えず動いているので、アーチファクトのない画像を再構成するために必要な多数の異なるビューが、一連の心拍にわたって心周期における概ね同じポイント、すなわち「位相」において取得される。画像取得はＥＣＧトリガ信号を用いてゲートされ、典型的には４〜８のビュー（「セグメント」と呼ばれる）が心臓トリガ信号の後の選択された時間間隔において取得される。再構成された画像は、選択された遅延時間によって求められる特定の心位相における心臓を示す。

ＭＲＩ及びＸ線ＣＴの両方に使用される標準的な逆投影方法が図２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、ＦＯＶ１２上に逆投影される。ＦＯＶ１２内の各信号サンプル１４を投影する際に、対象に関する先験的な情報を何ら有しておらず、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２では、投影経路１８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１８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ＮＭＲ信号値である。）

明らかに、ＦＯＶ１２の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フィルタリング補正がなされ、十分な個数のフィルタリングされた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用いられる場合、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。

２０年以上前に、拍動している心臓の適切な画像を生成するのに必要な投影ビューの個数を低減する方法が提案された。McKinnon及びBatesによる「通常のＣＴスキャナに有用な拍動している心臓のイメージングに関して(Towards Imaging The Beating Heart Usefully With A Conventional CT Scanner)」（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ，Ｖｏｌ．ＢＭＥ−２８，Ｎｏ．２，Ｆｅｂ．１９８１）を参照されたい。この著者らは、異なる心位相においてビューを取得する場合、心臓を取り巻く静止組織(stationary tissue)は終止不変のままであり、すべての取得ビューを用いて静止組織の非常に高品質の画像を再構成することができると認識している。この高品質の静止組織の画像データを、取得された動的組織(moving tissue)のデータと結合することによって、画像を再構成することができ、当該画像において、静止組織によって引き起こされるストリークアーチファクトを除去することができる。しかしながら、この方法用に設計されたマルチソースＣＴスキャナは市販されなかったため、この方法に関しては重要な臨床用途が見出されていない。

既知の方法を用いて一回の息こらえ中に１つ又は複数の心位相において適正な単一スライスの２Ｄ画像を取得することができるが、従来の方法は、３Ｄ画像又は複数の２Ｄスライスを一回の息こらえ中の各心位相において取得するのに十分なほど高速ではない。このような画像は、（冠状動脈のような）検査の対象物が単一の２Ｄ平面に存在せず、マルチスライス又は３Ｄ画像のいずれかの取得が診断を行うのに必要である場合に必要である。

（発明の要約）
本発明は、心臓及び他の動的組織の画像を生成する新規の方法であり、特に、特定の心位相において取得される、高度にアンダーサンプリングされた画像の品質を向上させる方法である。一連のアンダーサンプリングされた画像フレームが、連続した心拍中の選択された心位相において取得される。連続した心拍中に取得されたビューは、ｋ空間におけるインターリーブされた軌跡をサンプリングし、これらは結合され、対象物を示す合成画像を再構成するのに用いられる。この合成画像は、高度に限定された逆投影方法をMcKinnon及びBatesの方法と組み合わせて用いることによって、取得された画像フレームビューから画像フレームを再構成するために用いられる。

本発明の発見は、ＦＯＶ１２内の信号輪郭(contour)の先験的な情報が、仮定した均等信号輪郭の代わりに逆投影画像再構成プロセスで用いられるならば、大幅に少ない取得ビューを用いて良質のフレーム画像を生成できることである。例えば、図３を参照すると、ＦＯＶ１２の信号輪郭は、血管１８及び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ＮＭＲ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、構造体１８及び２０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、これは、以下のように表すことができる。

（ここで、Ｐは、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合成画像の信号値である。）
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て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。

本発明の３Ｄの実施態様が、ビュー角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４に示されている。この投影は、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。投影信号輪郭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補正逆投影の代わりに、投影信号輪郭値が、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４における合成画像は、血管１８及び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信号プロファイル値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プロファイルからの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、時間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、高度に限定された逆投影方法が、McKinnon及びBatesの方法と組み合わせると特に有用であるということである。McKinnon及びBatesの方法は、取得された投影ビューから静止組織信号を減算することを必要とする。この結果、関心構造に限定される先験的な情報を含む合成画像を再構成することができる疎な投影データのセットが生じる。

本発明の別の態様は、３Ｄハイブリッド投影再構成パルスシーケンスを用いた心臓ゲート走査中に取得される磁気共鳴画像フレームの再構成である。投影ビューが取得されて、ｋ空間が２Ｄスライスにおける放射状の軌跡によってサンプリングされ、位相コード化が用いられて、軸方向に沿ったマルチスライスが取得される。合成画像がマルチスライス位置のそれぞれについて再構成され、これらの合成画像は各画像フレームにおける２Ｄスライスの逆投影再構成中に用いられる。

（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システムに用いられる。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２３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用いる。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用い、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１０及びサーバ１１８、１２０及び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１０の間に設けられて、画像データをデータ記憶サーバ２３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２４及びＲＦシステム２６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２４に与えられ、勾配システム２４はアセンブリ２８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２８は、分極マグネット３２及び全身ＲＦコイル３４を備えるマグネットアセンブリ３０の一部を成す。

ＲＦ励起波形が、ＲＦシステム２６によりＲＦコイル３４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３４により検出される応答性ＮＭＲ信号はＲＦシステム２６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２６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３４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２６は、対応する複数のローカルコイルに又はコイルアレイ内の対応する複数のコイル要素に接続されうる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３６から患者データを受信する。コントローラ３６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３８にも接続する。患者位置合わせシステム４０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３８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用いられるオブジェクトに変換する。

ＲＦシステム２６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を用いて、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、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。

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３０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４２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４４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２３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５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。ｒｆパルス２００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、好ましい実施態様では、図６中の２０４、２０６及び２０８で示されているとおり、複数の円形ｋ空間平面がサンプリングされているが、単一のｋ空間の円形平面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られる。複数の２Ｄスライスが取得されるとき、軸勾配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空間スライス２０４、２０６及び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及び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及び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。

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。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」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。

特に図７を参照すると、対応する個数の異なる心位相における心臓を示す一連の心臓ゲート画像フレームが取得される。判断ブロック３００において示されるように、システムはＥＣＧゲート信号を待ち、信号が受信されると、処理ブロック３０２において示されるように、図５のパルスシーケンスを実施して、動いている心臓及びそれを取り巻く静止組織の投影ビューを、複数の（例えば、Ｎ＝２０個の）の心位相のそれぞれから取得する。３つの２Ｄスライスが、この特定のパルスシーケンスを用いて各心位相において有効に取得され、投影ビューは、図８に示すようにインターリーブされて等間隔を空けられる。図８において、破線２３０は１つのスライスに対して取得されるｋ空間サンプリング軌跡を示し、破線２３２は第２のスライスに対して取得されるｋ空間サンプリング軌跡を示し、実線２３４は第３のスライスに対するｋ空間サンプリングパターンを示す。この取得は、判断ブロック３０４において検出されるように、各心位相における３つの２Ｄスライスに関して指定の個数の投影ビュー（例えば、ｎ＝３０個）が取得されるまで継続する。したがって、図１２のブロック３０５において示されるように、Ｎ＝２０個の画像フレームが、各２Ｄスライス画像フレームにおけるｎ＝３０個のインターリーブされた投影ビューと共に取得される。取得された投影ビューは、上述のように各心位相においてインターリーブされるだけでなく、他の心位相において取得された投影ビューによってもインターリーブされる。

取得されたすべてのビューをインターリーブする、走査中の投影ビュー角φのリストを生成する多数の異なる方法が存在する。ビュー角φは、各心拍中に取得される心位相の個数（Ｎ）、１心拍中に各心位相に対して取得される投影ビューの個数（ｎ_pr）、及び走査中の心拍数（Ｈ）等の係数によって決まる。好ましい実施態様においてｋ番目の心拍におけるｎ番目の心位相に対するビュー角を計算するために用いられる式は、以下の通りである。

（ここで、Δ₁＝１８０／（Ｈ×ｎ_pr）であり、Δ₂＝１８０／（Ｈ×Ｎ×ｎ_pr）であり、Ｂ（ｎ）は、或る一連の整数の擬似ランダム順列を生成するビット逆転アルゴリズムである。）
それぞれのスライスのビュー角φもインターリーブされ、これは、各スライスにおける開始角を１８０°／スライス数だけインクリメントすることによって達成される。

なお図７及び図９を参照すると、ブロック３０６において示されるように、画像３０７が、各スライス位置のすべての取得投影ビュー（ｎ×Ｎ）を用いて再構成される。これは、取得されたＮＭＲ信号が最初に軸勾配方向に沿ってフーリエ変換されて、その軸に沿った３つのスライス位置における投影を生成する通常の再構成プロセスである。次に、各２Ｄスライスの放射状のｋ空間サンプルポイントをデカルト格子にグリッドし直して、次に、二次元フーリエ変換を実施する。結果として生じる平均画像は、心臓を、その動きによって不鮮明な状態として示すことになるが、取得された、各心位相の各スライスにおけるインターリーブ投影ビューのすべてが再構成に用いられているため、その静的構造が正確且つアーチファクトがほとんどない状態で示されることになる。

プロセスブロック３１０において示されるように、平均画像３０９がＮ個の心位相のうちの１つに対するすべての投影ビュー角で再投影される。これは図１０に示されており、例えばJiang Hsiehによる「コンピュータ断層撮影の原理、設計、アーチファクト及び最近の進展(Computed Tomography Principles，Design，Artifacts and Recent Advances)」（ＳＰＩＥ Ｐｒｅｓｓ ２００３， Ｃｈａｐｔｅｒ ３）に記載されている従来のラドン変換によって達成される。したがって、投影輪郭はこの心位相における各スライスに対して取得される各ビュー角において生成される。再投影ステップ３１０は各心位相に対して繰り返され、最後の心位相投影が判断ブロック３１２において検出されるように再投影されると、平均画像フレーム再投影が図９においてブロック３１１で示されるように生成されている。

プロセスブロック３１４において示されるように、次のステップは、平均画像再投影のそれぞれを、対応する取得された投影３１３から減算することである。この結果、取得されたＮ＝２０個の心位相のそれぞれにおける各２Ｄスライスのｎ＝３０個の投影ビューのセットが生じ、これは、ブロック３１３において示されるように、動的組織のみを示す。静止組織からの信号は減算され、残りの信号が本質的に高域フィルタリングされた動的組織の信号である。これは、ＦＯＶにおける動的構造(moving structure)のみが各２Ｄスライス画像フレームのこれらの投影ビューにおいて具現化される「疎な(sparse)」データセットである。

次に、合成画像が、プロセスブロック３１６において示されるように、動的組織の投影ビュー３１３を用いて通常の画像再構成を実施することによって再構成される。合成画像は、以下により詳細に説明するように、各心位相における各２Ｄスライス画像フレームに対して再構成される。合成画像３１５は多数の異なる投影ビューから再構成されるため、単一の２Ｄスライス画像フレームにおけるｎ＝３０個の投影から通常の方法で再構成される画像よりもはるかに高いＳＮＲを有する。

システムは、プロセスブロック４１２において示されるように、ループバックして、取得された各２Ｄスライス画像フレームの合成画像を再構成する。判断ブロック４１４において示されるようにすべての合成画像が再構成されると、プロセスは完了する。

プロセスブロック３１８において示されるように、次のステップは、動的組織の２Ｄスライス画像フレームのそれぞれを、ｎ＝３０個の動的組織の投影のそれぞれの高度に限定された逆投影を実施することによって再構成することである。このステップは以下により詳細に説明され、その結果は、ブロック３１７によって示されるように、ＦＯＶにおける動的構造の良好な画像である。各心位相における動的組織の２Ｄスライス画像フレームのそれぞれは、判断ブロック３２０において検出されるように最後の画像フレームが再構成されるまで、このように再構成される。プロセスブロック３２２において示されるように、最後のステップは、動的組織の画像フレーム３１７のそれぞれを平均画像３０９と結合して各心位相の最後の画像フレーム３１９を形成することである。これは、画像内の対応する画素において値を加算することによって達成される。これによって、良好な静止組織の信号が加算され、先にプロセスブロック３１４において減算された低周波の動的組織の信号が再び加算される。

上述のように、合成画像が動的組織の２Ｄスライス画像フレームのそれぞれに対して生成されて、ＦＯＶにおける対象物に関する先験的な情報が提供される。秘訣は、既に取得されていると共に２Ｄスライス位置における対象物を正確に示している、動的組織の投影ビューを選択することである。現在の２Ｄスライス画像フレームの投影ビューが含まれるが、対象物は動いているため、合成画像に含まれることになる追加の投影ビューを選択する際には注意を払わなければならない。

特に図１２を参照すると、隣接する心位相において取得された同じスライス位置からの投影ビューが、すでに起こっている対象物の動きの量に基づいて合成画像に含まれるものとして選択される。プロセスブロック４００において示されるように、動的組織の投影ビューのそれぞれの重心（「ＣＯＭ」）が、動的組織の位置を概ね特定するように計算される。この計算は、或る対象物のＣＯＭのラドン線に対する投影を、対応するサイノグラムの平均化された最初のモーメントから得ることができることを利用して行われる。

（ここで、ＣＯＭ_x及びＣＯＭ_yはＣＯＭの座標であり、Ｒ（ｒ，θ）はラドン投影（サイノグラム）である。）
次に、プロセスブロック４０２において示されるように、現在の２Ｄスライス画像フレームにおける投影ビューのＣＯＭと、隣接する心位相における投影ビューのＣＯＭとの間の差が計算されるループに入る。判断ブロック４１４において判断されるようにこの差がプリセットされている大きさを下回る場合、その隣接する心位相の動的組織の投影ビューが、プロセスブロック４０６において示されるように合成画像に加算される。この評価は、判断ブロック４０４において判断されるようにプリセットされている動き値を超えるまで、プロセスブロック４０８において示されるように他の隣接する心位相に対して繰り返される。

特定の動的組織の２ｄ画像フレームの合成画像に含まれる動的組織の投影ビューの個数は、起こっている対象物の動きの量によって決まる。心拡張期中は、対象物の動きがほとんどなく、６個もの多数の心位相からの投影ビューが含まれる場合があり、ＳＮＲが非常に高い合成画像が結果として生じる。他方、早い心臓運動中は、１又は２ほどの少数の心位相からの投影ビューを首尾よく結合することができる。含まれるインターリーブ投影ビューの個数にかかわらず、プロセスブロック４１０において示されるように、現在の２Ｄスライス画像フレームの合成画像が再構成される。これは、好ましい実施態様においては、上述のようにグリッドし直して続いて二次元フーリエ変換することである、通常の画像再構成である。

上述の高度に限定された逆投影再構成法は、対応する合成画像を用いて動的組織の投影ビュー３１３のそれぞれの逆投影を限定する。特に図１１を参照すると、最初のステップは、動的組織の画像フレームのｋ空間投影を、プロセスブロック３３０において示されているようにフーリエ変換することによってラドン空間に変換することである。結果として、図３において示されるような信号プロファイル１０のセットが生じる。プロセスブロック３３２において示されるように、次に、これらの信号プロファイルのそれぞれが図３の経路８において示されるようにＦＯＶに逆投影される。この逆投影は、式（２）に関連して上述したように合成画像によって重み付けされる。すなわち、任意の画素（ｎ）における逆投影値（Ｐ）が、合成画像における同じ画素の正規化された大きさ（Ｃ_n）によって重み付けされる。

プロセスブロック３３４において示されるように、次に、逆投影信号値（Ｓ_n）が再構成されている２Ｄスライス画像フレームに加算される。システムは判断ブロック３３６においてループバックして、プロセスブロック３３８及び３３２において示されるように次の信号プロファイル１０が逆投影される。したがって、すべての逆投影された信号プロファイル１０の信号値（Ｓ_n）が、より高い品質の合成画像３１５における対応する画素値によって決定される重み付けによって画像フレームに加算される。合成画像３１５は、はるかに多数の投影ビューから再構成されるため、より品質が高く、この結果アーチファクトはより少なくなる。合成画像３１５はまた、その再構成に用いられる投影ビューがはるかに長い時間帯にわたって取得されるため、より高品質である。一般に、画像フレームのＳＮＲはその取得期間の平方根に比例し、合成画像３１５のこのより高いＳＮＲは、この特有の再構成プロセスを通じて画像フレームに伝達される。

本発明の好ましい実施態様はＭＲＩシステムにおいて用いられるが、本発明をＣＴシステムにおいても具現化することができることが理解されるべきである。上述のＭＲＩシステムの場合のように、インターリーブされた心臓ゲート投影ビューはＣＴシステムによって１つ又は複数の心位相及び１つ又は複数の軸スライス位置において取得される。これらは、上述すると共に図７において示したものとほぼ同じステップを用いて１つ又は複数のフレーム画像を再構成するのに用いられる。上述したように、取得ｋ空間投影ビューをグリッドし直してフーリエ変換する代わりに、ＣＴスキャナによって取得されるラドン空間の投影ビューが、通常のフィルタ補正逆投影法を用いて１つの画像に再構成される。

本発明を用いて、取得投影データからの２Ｄスライス画像又は３Ｄ画像のいずれかを再構成することができることも理解されるべきである。後者の場合、高度に限定された逆投影ステップは、上述の式（２）の２Ｄ法ではなく、式（３）の３Ｄ法を用いる。

本発明を用いるＭＲＩシステムのブロック図である。 従来の逆投影再構成方法の図である。 本発明による２Ｄ ＰＲ画像再構成のための逆投影方法の図である。 ３Ｄ ＰＲ画像再構成のための逆投影方法の図である。 本発明の好ましい実施態様を実施する場合の、図１のＭＲＩシステムによって実施されるハイブリッドＰＲパルスシーケンスの図である。 図３のハイブリッドパルスシーケンスを用いたｋ空間サンプリングの図である。 本発明の好ましい実施態様におけるステップのフローチャートである。 放射状のサンプリング軌跡によるｋ空間のインターリーブされたサンプリングの図である。 図７の方法によって生成されるデータ構造を示すチャートである。 図７の方法における再投影ステップの図である。 本発明による２Ｄ画像フレームを再構成するステップのフローチャートである。

Claims (19)

1. 医療用イメージングシステムの視野（ＦＯＶ）内に位置する動的対象物の画像を生成する方法であって、
   ａ）前記医療用イメージングシステムによって、一連の画像フレームのそれぞれに対する前記対象物の投影ビューのセットを取得するステップと、
   ｂ）ステップａ）において取得された前記投影ビューから、実質的に動的組織のみが示される、対応の動的組織の投影ビューを生成するステップと、
   ｃ）ステップａ）において取得された前記投影ビューの２つ以上のセットから平均画像を生成するステップと、
   ｄ）前記画像フレームに対して取得された前記投影ビューに対応する動的組織の投影ビュー、及び他の選択される動的組織の投影ビューを用いて前記画像フレームのうちの１つの合成画像を再構成するステップと、
   ｅ）前記画像フレームの動的組織の画像を、
   ｅ）ｉ）前記画像フレームに対して取得された前記投影ビューに対応する前記動的組織の投影ビューを逆投影すると共に、各画像画素に逆投影された値を前記合成画像における対応する画素の値によって重み付けすること、及び
   ｅ）ｉｉ）各画像画素の前記逆投影された値を合計すること
   によって再構成するステップと、
   ｆ）前記動的組織の画像と前記平均画像とを結合するステップと
   を含む、医療用イメージングシステムのＦＯＶ内に位置する動的対象物の画像を生成する方法。
2. ステップｃ）が、ステップａ）において取得された十分な個数の投影ビューから、前記ＦＯＶにおける静止組織が少アーチファクトで示される前記平均画像を再構成することを含む、請求項１記載の方法。
3. ステップｂ）が、
   ｂ）ｉ）平均画像再投影を生成するために、前記平均画像を再投影すること、及び
   ｂ）ｉｉ）対応の動的組織の投影ビューを生成するために、平均画像再投影を対応の取得投影ビューから減算すること
   を含む、請求項１記載の方法。
4. ステップａ）において取得されたほぼすべての前記投影ビューが、ステップｃ）において前記平均画像を再構成するのに使用される、請求項３記載の方法。
5. 前記の動的組織の投影ビューが、ステップｂ）において、ステップａ）において取得された前記投影ビューのビュー角のそれぞれにおいて前記平均画像を再投影することによって生成される、請求項４記載の方法。
6. ステップａ）における取得が心臓ゲートされ、前記一連の画像フレームが、連続する心位相における前記動的対象物を示す、請求項１記載の方法。
7. ステップａ）において取得される前記投影ビューが、複数の心拍にわたって取得される、請求項６記載の方法。
8. 前記医療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る、請求項７記載の方法。
9. 前記の他の動的組織の投影ビューが、ステップｄ）において、
   ｄ）ｉ）前記画像フレームの前記投影ビューが取得されたときに、投影ビューの各セットを取得している間に前記対象物の位置に対して該対象物がどれほど移動したかを求めること、及び
   ｄ）ｉｉ）前記対象物が前記画像フレームの位置からの所定の距離内にあったときに取得された動的組織の投影ビューを選択すること
   によって選択される、請求項１記載の方法。
10. ステップｄ）、ｅ）、及びｆ）が繰り返されて、前記画像フレームの投影ビューの他のセットから追加の画像が生成される、請求項１記載の方法。
11. それぞれの重み付けされた画像画素逆投影値Ｓ_nが、ステップｅ）において、
    

    

    のように計算される、請求項１記載の方法。
    （ここで、Ｐは逆投影される前記投影ビューであり、Ｃ_nは輪郭画像における対応する画素値であり、Ｓ_nは逆投影経路に沿ったｎ番目の画素の値であり、Ｎは逆投影経路に沿った画素の総数である。）
12. ステップａ）において取得される前記投影ビューがインターリーブされる、請求項１記載の方法。
13. ステップｄ）において用いられる前記の動的組織の投影ビューがインターリーブされる、請求項１記載の方法。
14. ステップａ）において取得される投影ビューのセットが、複数の心位相のそれぞれにおいて取得されるスライス位置に対応する、請求項１記載の方法。
15. 前記スライス位置に対して取得される前記投影ビューがインターリーブされる、請求項１４記載の方法。
16. 前記合成画像が、前記スライスに対して取得されたインターリーブ投影ビューに対応する動的組織の投影ビューを用いて形成される、請求項１５記載の方法。
17. ステップｄ）、ｅ）、及びｆ）が繰り返されて、前記心位相のそれぞれにおける前記動的対象物を示す画像が生成される、請求項１６記載の方法。
18. ステップａ）において取得される投影ビューのセットが、前記複数の心位相のそれぞれにおいて取得される追加のスライス位置に対応し、そして、ステップｄ）、ｅ）、及びｆ）が繰り返されて、前記スライス位置のそれぞれにおける前記動的対象物を示す画像が生成される、請求項１６記載の方法。
19. ステップｄ）、ｅ）、及びｆ）が繰り返されて、前記心位相のそれぞれにおけるスライス位置のそれぞれにおける前記動的対象物を示す画像が生成される、請求項１８記載の方法。

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