JP2009508656A - 高度に限定された画像再構成法を使用する拡散テンソル・イメージング - Google Patents

Abstract

投影再構成パルスシーケンスを使用して、高度にアンダーサンプリングされた拡散強調画像データセットが、複数の異なる方向について取得される。取得された投影ビューをインタリーブし、組み合わせて、より高度にサンプリングされたデータセットを形成し、このデータセットが、合成画像を再構成するために使用される。ＤＷＩ画像は、合成画像を用いる高度に限定された逆投影法を使用して、各方向についてアンダーサンプリングされた各データセットから再構成される。拡散テンソル値はＤＷＩ画像から算出される。
【選択図】図５

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、及び２００６年２月１７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を使用する拡散テンソル・イメージング(DIFFUSION TENSOR IMAGING USING HIGHLY CONSTRAINED IMAGE RECONSTRUCTION METHOD)」の米国特許仮出願第６０／７７４，３１４号に基づく。

（連邦政府の支援による研究に関する記載）
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ＨＬ０６４８８、ＨＬ０７２２６０及びＭＨ０６２０１５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、磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）であり、特に拡散強調画像(diffusion weighted image)を取得及び再構成する方法である。

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、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。励起信号Ｂ₁が終了した後で、信号が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。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信号又はビュー又は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、すなわち「ビュー」の個数により決定される。所定の解像度及び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、走査時間の短縮という目的で多くの改良がなされてきた。

走査時間短縮を目的とした最近の研究は、米国特許第６，４８７，４３５号明細書に開示されているような投影再構成法を用いることを含む。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２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３に示されている如く、ｋ空間の中央から外向きに伸びる放射状(radial)の線をサンプリングする一連のビューで伴って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、周縁ｋ空間データを連続画像フレーム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)を低減する１つの方法である。

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、放射状にサンプリングした軌跡上で取得されたｋ空間サンプルを、デカルト格子へ格子変え(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又は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、放射状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、Ｘ線ＣＴで通常行われているように、これらの信号投影からフィールド・オブ・ビュー（ＦＯＶ）へフィルタリング及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。

ＭＲＩに使用される標準的な逆投影方法が図４に示される。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内で各信号サンプル１４を投影する際に、画像化される対象に関する先験的な情報を何ら有しておらず、ＦＯＶ１２内のＮＭＲ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２０３，０００個の投影が必要となる。上記の米国特許第６，４８７，４３５号明細書で説明された方法が用いられるならば、これらの同じ画像に必要な投影ビューの数は、１００（２Ｄ）及び２０００（３Ｄ）へ低減され得る。

ヒト及び他の哺乳動物の神経組織は、細長い軸索部分を有するニューロンを含む。軸索部分は神経繊維又は繊維束を形成するように配列され、神経繊維又は繊維束に沿って電気機械的信号が伝送される。例えば、脳では、非常に高い神経密度によって規定された機能区域が、典型的には、軸索繊維束の構造的に複雑な神経網によって連結される。軸索繊維束及び他の繊維性物質は実質的に他の組織によって取り巻かれる。

神経疾患の診断、脳外科手術の計画、及び神経学関連臨床活動、並びに脳機能に関する研究活動は、軸索繊維及び繊維束の非侵襲イメージング及び追跡から利益を得ることができる。具体的には、例えば、米国特許第６，５２６，３０５号明細書、第６，６４２，７１２６号明細書、及び第６，８０６，７０５号明細書で開示されるような拡散テンソル磁気共鳴イメージング（ＤＴ−ＭＲＩ）は、軸索繊維束に相関する画像コントラストを提供することが示されている。

ＤＴ−ＭＲＩ技術において、運動感知磁場勾配が、いわゆる拡散強調イメージング（ＤＷＩ）パルスシーケンスで適用され、磁気共鳴画像が、水又は他の流体分子の拡散に関連したコントラストを含むようにされる。ＭＲＩ測定サイクル中に、選択された方向で拡散勾配を適用することによって、拡散強調画像が取得され、この画像から、見かけの拡散テンソル係数が、再構成された画像内の各ボクセル位置について得られる。流体分子は、繊維に対して部分的又は全面的に直角な方向よりも、軸索繊維束の方向に沿って容易に拡散する。こうして、見かけの拡散係数の方向性及び異方性は、軸索繊維及び繊維束の方向と相関する傾向がある。反復追跡法を使用すると、軸索繊維又は繊維束はＤＴ−ＭＲＩデータを使用して追跡又は区分可能である。

しかし、見かけの拡散テンソル係数を算出するためには、６つの異なる方向に向けられた運動感知勾配を使用して、少なくとも６つのＤＷＩ画像を取得することが必要である。実際には、６つを超える方向を取得することが望ましいが、追加のＤＷＩ画像の取得は、既に長い時間である走査を超えて全走査時間を延長する。

（発明の要約）
本発明は、非常に低減された走査時間内で、多くの異なる運動感知方向における拡散強調画像データを取得し、取得されたデータから対応するＤＷＩ画像を再構成する方法である。異なる方向で運動感知されたインタリーブ投影ビューを使用して合成画像が再構成され、この合成画像が、高度に制限された逆投影再構成法で用いられて、単一方向で運動感知される投影ビューから各々のＤＷＩ画像を再構成する。こうして、アンダーサンプリングに起因する臨床的に邪魔な画像アーチファクトを生成することなく、ずっと少ないビューを用いてＤＷＩ画像が取得され得る。

本発明の発見は、ＦＯＶ１２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５を参照すると、ＦＯＶ１２の信号輪郭は、構造体１８及び２０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５の例において、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、Ｐは、投影プロファイルにおける逆投影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。）
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、時間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、逆投影が実行さ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。

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６に図示されている。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補正逆投影の代わりに、投影信号値が、合成画像内の情報を用いて、ラドン平面２１に分配される。図５Ａの例における合成画像は、構造体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、再構成される画像フレーム内の全投影にわたり、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。）

本発明の他の発見は、拡散強調イメージング方法において先験的情報が利用可能であること、及び合成画像が再構成及び使用され得、各運動感知方向におけるアンダーサンプリング画像の再構成を限定することである。例えば、一連の運動感知画像がＤＷＩ研究で取得されるとき、取得ビューの非常に限定されたセットを使用して、各画像フレームが再構成されてもよい。しかし、インタリーブされた投影角でのビューを用いて多数の運動感知画像が取得された後、本発明によれば、使用される高品質の合成画像を再構成するために十分な数の異なるビューが利用可能となる。これは図７で例示される。図７において、点線３０は一つの運動感知画像で取得された投影ビューを示し、破線３２は第二の運動感知画像で取得されたインタリーブ投影ビューを示し、線３４は第三の運動感知画像で取得されたインタリーブ投影ビューを示す。ナイキスト規準を満たすのに必要なサンプリング密度は、これら画像のいずれか一つについて短い半径距離（ｒ）だけに延長され得るが、３つの全画像のインタリーブ投影プロファイルを組み合わせることによって、この距離は半径Ｒまで有効に延長され、結果として画像アーチファクトは低減する。

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１０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更に備える。

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１１０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、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。

３Ｄ投影として拡散強調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８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、１つの勾配軸に沿ったシーケンスの終わりで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。

一連のＮ個のパルスシーケンスが実行される。ここでＮは、走査中に達成されるサンプリング密度を決定する。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（４）、（５）及び（６）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。

取得されたエコー信号２０３を拡散強調するため、スピン磁化の励起後及び信号の取得前に、大きな運動コード化勾配Ｇ_Mが適用される。運動コード化勾配Ｇ_Mは、等しい区域の２つのローブ２１８及び２２０を有するバイポーラ勾配である。当分野でよく知られているように、ローブ２１８及び２２０の区域及び間隔は、スピン運動への勾配Ｇ_Mの感度を決定し、勾配Ｇ_Mの方向は運動感知方向を決定する。勾配Ｇ_Mは、所望の方向を生成する論理勾配Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zの組み合わせによって生成される。拡散テンソル・イメージングを実行するためには、少なくとも６つの異なる方向で感知された別々の画像が取得されなければならず、好ましい実施態様では、１２の異なる運動感知方向が取得される。この方法について全走査時間を増加させ、本発明における要求を生み出すのは、それほどまでに多くの別個の画像を取得する必要性である。

このパルスシーケンスは、２次元画像を取得するために容易に適応される。例えば、米国特許第６，６３０，８２４号明細書で説明されるように、読取り勾配波形の一つはスライス選択勾配波形と置換されてもよく、二つの残りの読取り勾配は走査中に作用を終わらせ、２Ｄ ｋ空間における均一間隔の半径方向軌跡を取得する。

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２０３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）及び、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））及び、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、用語の「画素」の使用は、２Ｄ又は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。

図９を具体的に参照すると、拡散テンソルＭＲＩ方法は、点線３０１内のステップによって概略的に示されるように、必要な拡散強調画像を取得することによって始まる。前述したパルスシーケンスが図１のＭＲＩシステムで使用され、ループに入って、一連の高度にアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像が、それぞれの運動感知方向（方向１〜ｍ）で取得される。プロセスブロック３０５で示されるように、各々のＤＷＩ画像は前記パルスシーケンスを用いて取得されるが、ナイキスト規準によって示唆されるよりも、ずっと少ないビューが取得される。好ましい実施態様では、ｍ＝１２の異なる運動感知方向が取得されるべきであり、各々のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像はＮ／ｍ個のビューを用いて取得される。ここで、Ｎは完全にサンプリングされたＤＷＩ画像のビューの数である。したがって、２Ｄ実施態様ではＮ／ｍ＝４０８／１２＝３４個の投影ビューが取得され、３Ｄ実施態様ではＮ／ｍ＝２１１，０００／１２＝１７，６１７個のビューが取得される。高度にアンダーサンプリングされても、ｋ空間ができるだけ均一にサンプリングされるように、各ＤＷＩ画像の投影ビューが向けられる。最も重要なことは、各々のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像について取得された投影ビューが、他のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像について取得された全投影ビューとインタリーブされることである。結果として、決定ブロック３０７で決定されるように、最後のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像が取得されたとき、ｋ空間はｍ＝１２の異なる運動感知勾配で完全にサンプリングされている。

これはプロセスのＤＷＩデータ取得段階を完了し、画像再構成が始まる。これは、図１のＭＲＩシステムにおけるデータ処理サーバ２２で行われ得るか、ｋ空間データセットが別個のワークステーションへオフロードされて、次の患者のためにＭＲＩシステムが解放され得る。ｍ＝１２の異なる運動感知方向が取得されても、患者の走査時間は、一つの完全にサンプリングされた画像を取得するのに必要な走査時間へ、実質的に低減されていることが明らかであろう。

次に、依然として図９を参照すると、ループへ入って、各々の取得及びアンダーサンプリングされたｋ空間画像データセットのためにＤＷＩ画像が再構成される。画像再構成プロセスの最初のステップは、プロセスブロック３１１で示されるように、合成画像ｋ空間データセットを形成することである。これは、再構成されている方向のｋ空間投影データと、最も近い運動感知方向について取得されたｋ空間投影データとを組み合わせることによって行われる。次に、プロセスブロック３１３で示されるように、このデータセットを用いて合成画像が再構成される。この再構成は、通常の画像再構成法を用いて行われる。好ましい実施態様において、この再構成は、ｋ空間サンプルをデカルト座標へ格子変えすること、及び２Ｄ又は３Ｄ逆フーリエ変換を実行することを含む。

次に、拡散強調画像（diffusion weighted image；ＤＷＩ）が再構成される。これは、プロセスブロック３１５で示されるように、高度に限定された逆投影法を使用して行われる。図１０を参照すると、高度に限定された逆投影再構成ステップは、現在の運動感知方向について取得されたｋ空間データセット内の各投影ビューが、逆投影されるループを含む。プロセスブロック２２９で示されるように、高速逆フーリエ変換を実行することによって、最初にｋ空間投影ビューがラドン空間へ変換される。次に、プロセスブロック２３１で示されるように、変換された投影が逆投影される。この逆投影は、前述したように、２Ｄについては式（２）、又は３Ｄについては式（３）で実行され、再構成された合成画像を使用して実行される。これは、図５及び図６を参照して詳細に説明された高度に限定された逆投影及び正規化ステップである。プロセスブロック２３３で示されるように、結果の逆投影値は、再構成されている方向画像へ加えられ、決定ブロック２３５でテストが行われて、全投影ビューが現在のＤＷＩ画像について逆投影されたどうかを判定する。逆投影されていなければ、プロセスブロック２３７で示されるように、次の投影が処理される。

図９を再び参照すると、決定ブロック３２１で決定されるように、規定された方向の全てのｍ＝１２についてＤＷＩ画像が生成されるまで、画像再構成プロセスは各々の取得された運動感知方向についてＤＷＩ画像を生成し続ける。規定された方向の全てのｍ＝１２についてＤＷＩ画像が生成されていなければ、プロセスブロック３２３で示されるように、次の方向画像が処理される。本発明のこの実施態様では、全ての取得及びインタリーブされた投影ビューよりも少ない投影ビューを使用して、合成画像が各々のＤＷＩ方向画像について形成されることに留意すべきである。

プロセスブロック３２６で示されるように、全てのＤＷＩ画像が再構成された後、それらの画像が処理されて、拡散テンソル算出を生成する。拡散テンソル算出において、各々の拡散強調画像画素の強度は、３×３拡散テンソル内の６つの独立変数を算出するのに適している。こうして、拡散テンソルは対角化され、３つの固有値及び３つの固有ベクトルを得る。次に、繊維の特性を表す画像が、６つの値の更なるコンピュータ処理によって決定される。

次に、プロセスブロック３２８で示されるように、これらの繊維特性画像がインタラクティブ繊維追跡プロセスで使用される。ユーザは、対象の解剖学的画像内の画素を選択することによって、プロセスを開始する。追跡プロセスは画素の接続を含み、繊維特性に基づいて、選択された画素を含む繊維の端部がいつ到達されるかについて最終的に決定を行うことを含む。この繊維追跡プロセス及び拡散テンソル算出は当分野でよく知られており、これらプロセスの詳細な説明については、前記米国特許第６，６１４，２２６号明細書、第６，５２６，３０５号明細書、第６，６４２，７１６号明細書、及び第６，８０６，７０５号明細書を参照されたい。

本発明を使用して拡散強調画像を生成する方法には、代替の方法が存在する。具体的には、図１１を参照すると、この第二の実施態様における拡散テンソルＭＲＩ方法は、点線３００で概略的に示されるように、必要な拡散強調画像を取得することによって始まる。前述したパルスシーケンスが図１のＭＲＩシステムで使用され、プロセスブロック３０２で示される最初のステップは、選択された運動感知方向の一つ（方向１）で、完全にサンプリングされた「マスク」画像を取得することである。好ましい実施態様において、２５６×２５６画素２Ｄ画像では、ナイキスト規準を満足させるためＮ＝４０８個のビューが取得され、３Ｄ画像ではＮ＝１００，０００個のビューが取得される。

次に、ループへ入って、それぞれの残りの運動感知方向（方向２〜ｍ）で、一連の高度にアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像が取得される。プロセスブロック３０６で示されるように、各々のＤＷＩ画像は前述したパルスシーケンスを用いて取得されるが、ナイキスト規準によって示唆されるよりも、ずっと少ないビューが取得される。好ましい実施態様において、ｍ＝１２の異なる運動感知方向が取得されるべきであり、各々のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像はＮ／ｍ個のビューを用いて取得される。ここで、Ｎは完全にサンプリングされたＤＷＩ画像のビューの数である。したがって、２Ｄ実施態様では、各々のＤＷＩ画像についてＮ／ｍ＝４０８／１２＝３４個の投影ビューが取得される。これらの投影ビューは、高度にアンダーサンプリングされても、できるだけ均一にｋ空間がサンプリングされるように向けられる。最も重要なことは、各々のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像について取得された投影ビューが、他のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像について取得された全投影ビューとインタリーブされることである。結果として、決定ブロック３０８で決定されるように、最後のアンダーサンプリングされたＤＷＩ画像が取得されたとき、ほとんど全てのｋ空間が二回目として完全にサンプリングされている。

これはプロセスのＤＷＩデータ取得段階を完了し、画像再構成が始まる。これは、図１のＭＲＩシステムのデータ処理サーバ２２で行われ得るか、ｋ空間データセットが別個のワークステーションへオフロードされ、次の患者のためにＭＲＩシステムを解放してもよい。ｍ＝１２の異なる運動感知方向が取得されていても、患者の走査時間は、２つの完全にサンプリングされた画像を取得するのに必要な走査時間へ実質的に低減されていることが明らかであろう。

依然として図１１を参照すると、画像再構成プロセスの最初のステップは、プロセスブロック３１０で示されるように、方向１について完全にサンプリングされたｋ空間データセットを再構成することである。この方向１の画像は、通常の画像再構成法を用いて再構成される。好ましい実施態様において、この再構成は、ｋ空間サンプルをデカルト座標へ格子変えすること、次に２Ｄ又は３Ｄ逆フーリエ変換を実行することを含む。方向１の結果の画像は、更に、下記で説明されるプロセスで使用される「マスク」画像として役立つ。

方向２〜ｍについて画像を再構成する前に、プロセスブロック３１２で示されるように、マスク方向１からのｋ空間データが減じられる。これは、完全にサンプリングされた方向１のｋ空間データセット内の投影ビューを、方向２〜ｍのアンダーサンプリングされたｋ空間データセット内の同じビュー角における対応投影ビューから減じることによって行われる。これは、高度に限定された逆投影法を用いて一層良好に働く疎ｋ空間データセットを作り出すために行われる。結果として、運動感知方向の各々のために、アンダーサンプリングされた「差分」ｋ空間データセット（２−１，３−１，４−１，・・・，ｍ−１）が生成される。

次に、プロセスブロック３１４で示されるように、単一の完全にサンプリングされた合成画像が生成される。これは、最初に、差分ｋ空間データセット（２−１，３−１，・・・，ｍ−１）内の全てのｋ空間インタリーブ投影ビューを、方向１のｋ空間データセットからの投影ビューと組み合わせて、完全にサンプリングされたｋ空間データセットを形成することによって達成される。次に、標準の画像再構成がこの完全なデータセット上で実行され、合成画像を生成する。前述したように、好ましい実施態様では、格子変えに続く逆フーリエ変換法が使用される。

次に、ループへ入って、運動感知方向２〜ｍでコード化されたアンダーサンプリングＤＷＩ画像が再構成される。これは、プロセスブロック３１８で示されるように、本発明の高度に制限された逆投影法を使用して行われる。この逆投影再構成は、前述したように、図１０で詳細に例示される。合成画像は、現在方向のアンダーサンプリングされた差分ｋ空間データセットと共に使用される。特定の方向２〜ｍについて差分ＤＷＩ画像が再構成された後、プロセスブロック３２０で示されるように、先に再構成された方向１の画像が加えられる。これは、２つの画像における量の画素対画素の加算であり、画像再構成の前に減じられた構造体を復元する。結果は、ｍ個の規定された方向の一つにおけるスピン運動に敏感な拡散強調画像である。

決定ブロック３２２で決定されるように、規定された全方向のＤＷＩ画像が生成されるまで、画像再構成プロセスは継続し、プロセスブロック３２４で示されるように、各方向についてＤＷＩ画像を生成する。

前述したように、これらのＤＷＩ画像は３２６で処理されて繊維特性画像を生成する。これらの画像は繊維追跡プロセス３２８で使用される。

これまで説明された好ましい実施態様において、１２の異なる拡散コード化方向が使用される。しかし、組織内の複雑な繊維構造又は構造体を解決する一層高い解像度の画像を生成するためには、何百という異なる方向で運動コード化された拡散強調データセットを取得することが必要である。例えば、前記の米国特許第６，６１４，２２６号明細書で示されるように、４００までの異なる運動コード化方向のデータセットが取得されてもよい。そのような場合、合成画像及びマスク画像が前述した方法で形成されるやり方が修正される。

第一に、プロセスブロック３１０（図１１）で再構成されるマスク画像は、異なるやり方で形成され、プロセスブロック３１２における取得アンダーサンプリングｋ空間データセットからの減算が修正される。１００以上の運動コード化方向における全取得投影ビューを使用するのではなく、再構成されている画像フレームのすぐ周りの運動コード化勾配方向で取得された投影ビューのみが、マスクで使用される。最新技術のフィルタリング逆投影法を用いて高品質のマスク画像を再構成できる十分なビューが使用される。次に、この再構成されたマスク画像が、現在の画像フレーム内のビュー角と同じビュー角で再投影される。次に、これらの投影されたマスク投影ビューは、現在の画像フレーム内の対応する投影ビューから減じられ、後続する高度に限定された逆投影再構成のために所望の「疎」データセットを提供する。

この実施態様において、各々の拡散コード化方向について、異なるマスクが使用される。

同様に、非常に多くの異なる運動コード化勾配方向が取得されるとき、取得された全投影ビューよりも少ないビューから合成画像がプロセスブロック３１４で再構成される。マスクの場合と同じく、現在の画像フレームの方向を取り巻く運動コード化方向で取得された投影ビューが用いられる。例えば、１００の異なる運動コード化方向が取得されるならば、最も近い周囲の１０の隣接運動コード化勾配からの投影ビューが用いられる。これらは高品質合成画像の再構成を可能にするのに十分な数である。

マスクの場合と同じく、各々の異なる運動コード化画像フレーム・データセットについて、別個の合成画像が生成される。

本発明の好ましい実施態様に用いられるＭＲＩシステムのブロック図である。 ＭＲＩシステムを用いた典型的なフーリエ又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である。 本発明に従って実現されるステップと同じステップの図である。 ３Ｄ画像の再構成における高度に限定された逆投影ステップの図である。 インタリーブ投影ビューのｋ空間サンプリングパターンの図である。 本発明を実施するため図１のＭＲＩシステムで使用される好ましいパルスシーケンスである。 本発明の好ましい実施態様を実施するため図１のＭＲＩシステムで使用されるステップのフローチャートである。 図９の方法で使用される画像再構成法のフローチャートである。 本発明の第二の実施態様を実施するために使用されるステップのフローチャートである。

Claims (12)

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）に置かれた対象の拡散強調画像のセットを生成する方法であって、
   ａ）前記ＭＲＩシステムによって、第一の方向に沿って向けられた運動感知勾配と共にパルスシーケンスを使用して、前記ＦＯＶの中に置かれた前記対象の投影ビューのセットを取得するステップであって、前記投影ビューのセットがアンダーサンプリング画像データセットを形成するステップと、
   ｂ）ステップａ）を複数回反復するステップであって、前記運動感知勾配が毎回異なる方向に沿って向けられ、前記投影ビューが全てインタリーブされるステップと、
   ｃ）複数の前記アンダーサンプリング画像データセットからの投影ビューを用いて合成画像を生成するステップであって、各合成画像画素の値が、前記ＦＯＶの中に置かれた前記対象に関する情報を表示するステップと、
   ｄ）各アンダーサンプリング画像データセットから前記対象の拡散強調画像を
   ｄ）ｉ）前記アンダーサンプリング画像データセット内の取得投影ビューを前記ＦＯＶの中へ逆投影し、各々の画像画素の中へ逆投影された前記値を、前記合成画像内の前記対応画素の前記値で重み付けすることと、
   ｄ）ｉｉ）各々の画像画素の逆投影された値を総計すること
   とによって、再構成するステップと、
   ｅ）前記拡散強調画像から拡散テンソルを算出するステップと、
   を含む、ＭＲＩシステムのＦＯＶに置かれた対象の拡散強調画像のセットを生成する方法。
2. 各画像画素の逆投影値Ｓ_nが、ステップｄ）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記載の方法。
3. 前記ＦＯＶが３次元であり、３次元画像が生成され、ステップｄ）で再構成される前記画像Ｉ_(x,y,z)が、
   

   

   （ここで、総和（Σ）は、画像を再構成するために用いられる全投影ビューにわたり、Ｉ_(x,y,z)は画素位置ｘ、ｙ、ｚでの画像値であり、Ｐ_(r,θ,φ)はビュー角θ、φにおける投影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θ、φでの前記合成画像からの投影プロファイル値）
   である、請求項１記載の方法。
4. ｆ）前記ＦＯＶの中に置かれた前記対象のマスク画像について投影ビューを取得するステップと、
   ｇ）ステップｄ）を実行する前に、ステップａ）で取得された対応投影ビューからマスク画像投影ビューを減じるステップと、
   を含む、請求項１記載の方法。
5. ｈ）ステップｆ）で取得された前記投影ビューからマスク画像を再構成するステップと、
   ｉ）ステップｅ）を実行する前に、ステップｄ）で再構成された各拡散強調画像へ前記マスク画像を加えるステップと、
   を含む、請求項４記載の方法。
6. ステップｃ）で生成された前記合成画像が、ステップａ）で取得された全ての前記アンダーサンプリング画像データセット内の実質的に全ての前記投影ビューから再構成される、請求項１記載の方法。
7. 異なる合成画像が、ステップｄ）で再構成された各拡散強調画像についてステップｃ）で生成され、各々の異なる合成画像が、ステップａ）で取得された前記アンダーサンプリング画像データセットの異なるものからの投影ビューを用いて生成される、請求項１記載の方法。
8. 各々の合成画像が、再構成されている前記アンダーサンプリング画像データセットからの投影ビュー及び再構成されている前記アンダーサンプリング画像データセットの前記運動感知方向に近い方向で運動感知されるアンダーサンプリング画像データセットからの投影ビューを使用して生成される、請求項７記載の方法。
9. ステップｆ）で取得された前記マスク投影ビューがインタリーブされて、ステップａ）及びｂ）で取得された前記アンダーサンプリング画像データセットと実質的に同じ前記方向に沿って向けられた勾配を用いて運動感知されるアンダーサンプリングマスク画像データセットを形成する、請求項４記載の方法。
10. 再構成されている前記アンダーサンプリング画像データセット内の投影ビューに対応するマスク投影ビュー及び再構成されている前記アンダーサンプリング画像データセット内の投影ビューに対応する前記マスク投影ビューの前記運動感知方向に近い方向で運動感知されるアンダーサンプリングマスク投影データセットからのマスク投影ビューを使用してマスク画像を再構成することと、
    再構成されている前記画像データセット内の前記投影ビューの前記ビュー角に対応するビュー角で前記マスク画像を再投影し、前記再投影されたマスク画像の投影ビューをステップｇ）で使用することと、
    を含む、請求項９記載の方法。
11. 再構成されている各々のアンダーサンプリング画像データセットについて別個のマスク画像を生成することと、
    各々のマスク画像を再投影することと、
    前記再投影されたマスク画像の投影ビューを、再構成されている前記アンダーサンプリング画像データセット内の対応投影ビューから減じることと、
    を含む、請求項９記載の方法。
12. ステップｅ）を実行する前に、各々のマスク画像を、ステップｄ）で再構成された対応拡散強調画像へ加えることを含む、請求項１１記載の方法。

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