JP2015160140A - 磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージングプログラム - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージングプログラム Download PDF

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Abstract

【課題】モーションアーチファクトを低減することができる磁気共鳴イメージング装置を提供する。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、収集部と、補正部と、再構成部とを備える。収集部は、３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集する。補正部は、前記３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正する。再構成部は、前記補正部による補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する。
【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージングプログラムに関する。
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンを、そのラーモア（Larmor）周波数のＲＦ（Radio Frequency）パルスで磁気的に励起し、励起に伴い発生する磁気共鳴信号のデータから画像を生成する撮像法である。磁気共鳴イメージングにおいて、モーションアーチファクトを低減するための技術が種々提案されている。
Dai et al., "Continuous Flow-Driven Inversion for Arterial Spin Labeling Using Pulsed Radio Frequency and Gradient Fields," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 60, pp. 1488-1497, 2008 Wu et al., "Noncontrast-Enhanced Three-Dimensional (3D) Intracranial MR Angiography Using Pseudo continuous Arterial Spin Labeling and Accelerated 3D Radial Acquisition," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 69, pp. 708-715, 2013 Woods et al., "Automated Image Registration: I. General Methods and Intrasubject, Intramodality Validation," Journal of Computer Assisted Tomography, vol. 22, no. 1, pp. 139-152, 1998 Woods et al., "Automated Image Registration: II. Intersubject Validation of Linear and Nonlinear Models," Journal of Computer Assisted Tomography, vol. 22 no. 1, pp. 153-155, 1998 Barger et al., "Time-resolved contrast-enhanced imaging with isotropic resolution and broad coverage using an undersampled 3D projection trajectory," Magnetic Resonance in Medicine, vol. 48, pp. 297-305, 2002
本発明が解決しようとする課題は、モーションアーチファクトを低減することができる磁気共鳴イメージング装置、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージングプログラムを提供することである。
実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、収集部と、補正部と、再構成部とを備える。収集部は、３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集する。補正部は、前記３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正する。再構成部は、前記補正部による補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する。
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。 図２は、実施形態に係るモーションアーチファクトを低減する処理を説明するためのフローチャートである。 図３は、実施形態に係るラベル面及びイメージングスラブの一例を示す図である。 図４は、実施形態に係るＭＲ収集シーケンスの一例を示す図である。 図５は、実施形態に係るｋ空間データ収集の放射状ラインの分布の一例を模式的に示す図である。
以下、図面を参照して、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）システム」とも表記する）、磁気共鳴イメージング方法及び磁気共鳴イメージングプログラムを説明する。
（実施形態）
図１は、実施形態に係るＭＲＩシステムの一例を示すブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連するシステム構成要素２０とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩシステムの構造は、実質的に同軸の円筒形状に配置された静磁場Ｂ０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイル１４と、大型の全身用ＲＦ（Radio Frequency）コイル（Whole Body RF Coil：ＷＢＣ）１６とを有する。この円筒形状に配置される要素の横軸に沿って、患者用寝台１１によって支持された患者９（以下、「スキャン対象」又は「被検体」とも表記する）の頭部を実質的に取り囲むように、イメージングボリューム１８が示される。１以上の小型のアレイＲＦコイル１９を、イメージングボリューム１８内で患者の頭部に、より近接して装着してもよい。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、ＷＢＣと比較して小さいコイルやアレイコイル（Array Coil：ＡＣ）は、特定の被検体の部位（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。そのような小型ＲＦコイルを、本明細書ではアレイコイル又はフェーズドアレイコイル（Phased Array Coil：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、ＲＦ信号をイメージングボリューム１８内に送信するよう構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリューム１８において、上記の例における被検体９からのＲＦ信号を受信するよう構成された１又は複数の受信コイルとを含んでもよい。
ＭＲＩシステムコントローラ２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、及びプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものでもよい。ディスプレイ２４は、少なくとも、ＭＲＩシステムの出力（出力されるＭＲ画像等）を表示するためや、ＭＲイメージング及び画像再構成を行うための様々なパラメータを設定するためのグラフィカルユーザーインタフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）等のユーザーインタフェースを備えていてもよい。
ＭＲＩシステムコントローラ２２はＭＲＩシーケンスコントローラ３０に接続され、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、傾斜磁場コイル１４を駆動するコイルドライバ３２、ＲＦ送信機３４、及び送受信スイッチ（Ｔ／Ｒ）３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンスコントローラ３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を含み、そのような技術にはパラレルイメージングやＥＰＩ（Echo Planar Imaging）も含まれ得る。更に、ＭＲＩシーケンスコントローラ３０により、１回以上の準備スキャン（プリスキャン）シーケンス、及びメインスキャンのＭＲ画像（診断画像と呼ぶこともある）を取得するためのスキャンシーケンスを用意できる。プリスキャンからのＭＲデータを用いて、例えば、全身用ＲＦコイル１６やアレイＲＦコイル１９用の感度マップ（コイル感度マップ又は空間感度マップと呼ぶこともある）を決定してもよく、また、パラレルイメージングから展開マップを決定してもよい。
ＭＲＩシステムは、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータプロセッサ４２に送るＲＦ受信器４０を有する。また、ＭＲＩデータプロセッサ４２は、生成されたＭＲデータ、画像及びシステム構成パラメータ等を格納するメモリ４６、画像再構成プログラムコード構造４４及びプログラム記憶装置５０にアクセスするように構成される。
また、図１に、ＭＲＩシステムのプログラム記憶装置５０の一般的説明を示す。プログラム記憶装置５０では、（例えば、モーションアーチファクトを低減又は除去した画像再構成のためや、グラフィカルユーザーインタフェースを規定し、それに対する操作者の入力を受け取るための）格納されたプログラムコード構造が、ＭＲＩシステムの各種データ処理構成要素へアクセス可能な非一時的コンピュータ可読記憶媒体に格納される。当業者には明らかなように、プログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、ＭＲＩシステムの処理コンピュータのうち、通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続してもよい（すなわち、ＭＲＩシステムコントローラ２２に普通に格納したり直接接続したりするのではなく）。
実際に、当業者には明らかなように、図１は、後述する例示的実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩシステムの、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素は様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速ＡＤ（Analog/Digital）変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理等用）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（又は、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。
処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの操作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や時として画像再構成マップ（例えば、コイル感度マップ、展開マップ、ゴーストマップ、歪みマップ）生成処理の終わりに、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、全て一様に「０」値、又は全て「１」値）から新しい状態に変換される。そのような配列の物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化し、実世界の物理的事象及び物理的条件（例えば、イメージングボリューム１８空間内の患者９の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩシステムの１以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩシステム内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。
本明細書に記載の例示的な実施形態では、後述するｐＣＡＳＬ（pseudo Continuous Arterial Spin Labeling）等のＲＦパルスシーケンスにより収集されるＭＲＡ（Magnetic Resonance Angiography）画像におけるモーションアーチファクトを低減する。本明細書に記載する実施形態の多くはｐＣＡＳＬ向けのものだが、本明細書に記載する、モーションアーチファクトを低減する技術を、ｐＣＡＳＬにより収集されるＭＲＡ画像以外のＭＲＡ画像に適用してもよい。１以上の実施形態には、モーション補正されたボリューム画像を生成するために、３次元（Three Dimensional：３Ｄ）ラジアル収集から得られた低分解能３Ｄ画像に基づき決定されたモーションアーチファクトを使用して、ｋ空間データを補正する新技術が含まれる。なお、ラジアル収集とは、例えば、放射状ライン（ラジアルライン）上の点からデータを収集する技術である。
ＭＲＩ画像は、ｋ空間における点に対するＲＦ応答値（例えば、エコーデータ）を取得することにより形成される。３ＤのＭＲ画像に対して、ＲＦ応答値が、設定されたＲＦパルスシーケンスに従ってｋ空間を３次元的に（例えば、ｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸に沿って）横断することにより生成される。
血液スピンラベリング（Arterial Spin Labeling：ＡＳＬ）は、頭蓋内への適用等、多くのＭＲＡアプリケーションにおいて特に関心を持たれている。ＡＳＬは、イメージングボリューム内への血液の流入に基づくが、ＡＳＬでは、流入するスピンをラベルしてイメージングするために、別々のシーケンスが用いられる。異なるラベリングシーケンスの画像の差分をとることにより、バックグランドがほとんどなく、血管選択性があり、流入動態を示す血管画像が得られる。しかし、比較的低い信号対雑音比（Signal-to-Noise Ratio：ＳＮＲ）と長いスキャン時間のため、臨床現場におけるアンギオグラフィでは、ＡＳＬの使用は限定的であった。
ＭＲＩアプリケーションにおけるＡＳＬは、一般的に、２種類、すなわちパルス式ＡＳＬ（Pulsed ASL：ＰＡＳＬ）と連続的ＡＳＬ（Continuous ASL：ＣＡＳＬ）とに分けて考えられる。ＰＡＳＬは、単一の反転パルスを用い、反転時間の選択に大きく影響される。ＣＡＳＬでは、例えば、連続的タギングのための専用のハードウエアが必要である。
ｐＣＡＳＬ（すなわち、上述した擬似連続的ＡＳＬ）は、ＡＳＬの比較的最近の種類であり、ＰＡＳＬ及びＣＡＳＬの欠点の一部を克服することを目的とする。ｐＣＡＳＬは、不連続なＲＦパルスによるフロー駆動型断熱反転を利用して、パルス型ＡＳＬと比べて、流動スピンの高いタギング効率と、ひいては高いＳＮＲの灌流画像を実現する（非特許文献１）。ＣＡＳＬとは違い、ｐＣＡＳＬでは、連続的タギングパルスのための連続送信機を必要としない。ｐＣＡＳＬは、コントロール画像からタグ画像を減算した後に得られるバックグラウンドがほとんどないため、ＭＲＡアプリケーションにおいて特に関心が持たれている。
臨床的に許容できるスキャン時間及び１ｍｍ以下の分解能の範囲内の全ての画像再構成領域（Field-Of-View：ＦＯＶ）を得るために、ｐＣＡＳＬに基づくＭＲＡアプリケーションにおいて、ラジアル収集を用いることができる。非特許文献２（参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる）には、ｋ空間を充填するためのＲＦエコーデータを収集するラジアル収集技術の例が記載されている。３Ｄラジアル収集を伴うｐＣＡＳＬは、実質的にＢ０不均一性の影響を受けず、ｋ空間のアンダーサンプリングによって、直交座標収集に起因する比較的より重要なゴーストや折り返しアーチファクトの代わりに、拡散したあるいはランダムな低レベルの背景ノイズが生じる。
３Ｄラジアル収集を伴うｐＣＡＳＬにより、他のＣＡＳＬ技術よりも高品質の非造影ＭＲＡ画像が生成される。高ＳＮＲの高分解能画像の所望のレベルを実現するため、全脳領域に対する３Ｄラジアル収集を伴うｐＣＡＳＬの一般的なデータ収集時間は、他の３ＤのＣＡＳＬ収集よりも実質的に改善される。この実質的な収集時間の短縮は、少なくとも部分的には、ｐＣＡＳＬによって作られる疎らな画像ボリュームと、３Ｄラジアル収集に固有のノイズのようなアーチファクトとによるものである。
ラジアル収集は、ｋ空間中心データのオーバーサンプリングにより、被検体（例えば、患者）の体動の影響を比較的受けないが、体動により画質が低下する可能性は残り、画像ぼけや歪みが生じる可能性もある。この結果、臨床現場において、３Ｄラジアル収集を伴うｐＣＡＳＬの適用の信頼性が損なわれる。
様々な拘束システムを使用しても、患者の頭部等、撮像対象の体の部分の動きを長いデータ収集の間、抑えることは難しい。患者の健康状態や、患者が不自然な圧迫点を取り除くために自分の頭部位置等を動かそうと思わせるようなスキャナ内の拘束的な環境を考慮すると、そのような体動を防ぐことは特に難しい。
実施形態では、モーション補正された画像を出力するとともに患者の快適性を改善する３Ｄラジアル収集を伴うｐＣＡＳＬのための新技術が提供される。
実施形態では、所望のｋ空間の被写域を実現するために必要となり得る放射状ライン（例えば、３Ｄのｋ空間内の放射状の点の軌跡）が、１以上のサブセット（以下、「ｋ空間データセット」とも表記する）に分割される。継続時間が数秒（例えば、３秒）のｐＣＡＳＬラベリングパルス（例えば、個々のパルスの列）ごとに、サブセットを分けてもよい。ラベリングの後に、約１秒（当然ながら、実施形態では、実際の継続時間を変えてもよい）のデータ収集ウインドウごとに、放射状ラインの１サブセットを収集することができる。これにより、高画質のサブセットを収集することができる。言い換えると、ＭＲＩシステムは、３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集する。また、例えば、ＭＲＩシステムは、３次元のｋ空間のデータを所定の時間間隔で分割することで、複数のｋ空間データセットを生成する。つまり、ＭＲＩシステムは、複数のｋ空間データセットのそれぞれとして、３次元のｋ空間のデータがアンダーサンプリングされたデータに分割する。
実施形態によっては、少なくとも、ｐＣＡＳＬラベリングの後に、放射状ラインの各サブセットが全ｋ空間内で均等に分布するようにして、又は、放射状ラインの任意の数のサブセットを組み合わせてほぼ均等かつより高密度に全ｋ空間を被写域に含むことができるようにして、放射状ラインを収集してもよい。サブセット毎の放射状ラインを選択する際に、ビット反転（これに限定されない）等のアルゴリズムを用いることができる。
低分解能ボリューム画像を、放射状ラインの１つのサブセットから生成してもよい。実施形態によっては、放射状ラインのいくつかの連続したサブセットを組み合わせて、低分解能ボリューム画像を生成してもよい。この低分解能ボリューム画像を生成するプロセスは、全てのサブセットに対してそれぞれ実行してもよい。低分解能画像ボリュームの時間分解能は、設定で変えられるようにしてもよく、また数秒ほどの低さにしてもよい。次に、モーションパラメータ（例えば、回転、平行移動）を導出するために、低分解能画像ボリュームの位置を合わせる。次に、導出されたモーションパラメータを用いてｋ空間データを修正すると、この修正されたｋ空間データを用いて最終のモーション補正画像を再構成することが可能となる。位置合わせは、放射状ラインごとに実行できる。言い換えると、ＭＲＩシステムは、３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正する。具体的には、ＭＲＩシステムは、複数のｋ空間データセットのそれぞれから３次元画像を再構成し、再構成した複数の３次元画像同士の位置合わせによって、複数の３次元画像同士の体動誤差を表すモーションパラメータを求め、求めたモーションパラメータにより、複数のｋ空間データセットのそれぞれの体動を補正する。そして、ＭＲＩシステムは、補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する。
本明細書に記載の実施形態は、従来のｐＣＡＳＬ技術に対していくつかの利点を有し得る。例えば、実施形態により、時間的に不利になることなく（つまり、モーションアーチファクトの低減のために大幅に時間をかけることなく）、モーション補正を伴う比較的長いスキャンの間の体動に対するロバスト性を向上させることができるとともに、患者の快適性を改善することができる。セグメント化された収集方式により、最終画像の品質にほとんど又は全く影響を及ぼすことなく、被験体が自分の位置を必要に応じて調整することが可能となる。実施形態によっては、ダミースキャンや時間間隔を、放射状ラインの２つのサブセットの収集の間に挿入することができる。
図２は、実施形態に係るモーションアーチファクトを低減する処理２００を説明するためのフローチャートである。
ステップＳ２０２において、ＭＲＩシステムは、被検体９のモーション補正ＭＲＡ画像の収集を開始する。ステップＳ２０２では、例えば、ｐＣＡＳＬパラメータやラジアルサンプリングパラメータの設定が含まれてもよい。ｐＣＡＳＬパラメータは、例えば、ｐＣＡＳＬコントロール／ラベルＲＦパルスシーケンスの選択、コントロール／ラベルパルスシーケンスの継続時間、コントロール／ラベルパルス設定（例えば、パルス幅、パルス振幅、パルス形状、パルス間隔）を含んでもよい。ラジアルサンプリングパラメータは、例えば、放射状ライン間のインターリービング、放射状ラインを選択するアルゴリズム等を含んでもよい。また、設定インタフェースにより、決定すべきモーションパラメータ、ボリューム画像位置合わせパラメータ等を設定できるようにしてもよい。
ステップＳ２０４において、ＭＲＩシステムは、ラベリング高周波パルスシーケンスを実行する。例えば、それぞれの収集によりｋ空間内に均等に分布する放射状ラインのサブセットを取得する。例えば、ＭＲＩシステムは、図４に示すシーケンス４０４等のラベリング／コントロールシーケンスを、例えば、図３に示すラベル面３０４等の適切なラベリング位置における撮像される被検体９に印加してもよい。
ステップＳ２０６において、ＭＲＩシステムは、ｋ空間データの３Ｄラジアル収集を実行する。例えば、ＭＲＩシステムは、ラベリングの後に、また実施形態によってはラベリング後のある時間間隔の後に、放射状の軌跡に沿って３Ｄｋ空間内の点の収集を実行する。図４に示すシーケンス４０２等の収集シーケンスを、収集において用いてもよい。
ステップＳ２０４及びステップＳ２０６を繰り返すごとに、３Ｄｋ空間において１サブセットの放射線ラインが収集される。特に、イメージング領域に流入する血液をラベルするステップＳ２０４の最初の実行の後、ステップＳ２０６の最初の実行により、３Ｄでｋ空間データの放射状ラインの全体のサブセットが収集される。ステップＳ２０４及びステップＳ２０６は、ＭＲＩシステムにおいて、設定、すなわち事前設定された数のｋ空間データの放射状ラインのサブセットについて、繰り返される。
ステップＳ２０８において、ＭＲＩシステムは、収集した放射線ラインのサブセットを用いて、低分解能の３ＤのＭＲ画像（以下、「低分解能画像」又は「３次元画像」とも表記する）を再構成する。特に、ｋ空間の中心の情報を用いて、低分解能画像を形成する。従来技術を用いて、収集した放射状ラインの各サブセットからの中心のｋ空間情報に基づいて、低分解能画像を再構成してもよい。言い換えると、ＭＲＩシステムは、３次元画像を、複数のｋ空間データセットのそれぞれに含まれるデータのうち中心に近いデータを用いて再構成する。実施形態によっては、収集した２以上のサブセットを組み合わせて、各低分解能画像を生成してもよい。
ステップＳ２１０において、ＭＲＩシステムは、複数の３ＤのＭＲ画像（低分解能画像）の互いの位置を合わせ（「位置合わせする」とも言う）、モーションパラメータを決定する。例えば、非特許文献３及び非特許文献４（両者とも、参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる）に記載の技術等の従来技術を、３Ｄ画像の位置合わせに用いることができる。位置合わせは、放射状ラインごとに実行することができる。
３Ｄ画像（低分解能画像）を位置合わせすることにより、各画像についての被検体のモーションアーチファクトを識別することができる。特に、頭部の動きで起こり得る剛体運動に関しては、頭部をＭＲＩシステムに拘束すると、被検体又は被検体における点を基準にして、回転や平行移動等のモーションパラメータを決定することができる。
ステップＳ２１２において、ＭＲＩシステムは、モーション補正を実行する。例えば、ＭＲＩシステムは、基準ベース画像について、低分解能の元（差分前）ラベル／コントロール画像からモーションパラメータを決定する。そして、例えば、ＭＲＩシステムは、時間的に前に生成された画像をベース画像として選択し、後の生成（例えば、時間的に次の画像）における被検体のモーションアーチファクトを表すモーションパラメータを用いて、基準ベース画像に対応するｋ空間データを補正する。例えば、１以上の画素の回転や平行移動を、決定したモーションパラメータに基づき補正してもよい。なお、画素単位で、これらのパラメータに基づく修正を、対応するｋ空間データに直接適用することも可能である。
ステップＳ２１４において、ＭＲＩシステムは、モーション補正したｋ空間データを用いて、モーション補正ＭＲ画像を再構成する。このモーション補正ＭＲ画像は、中心のｋ空間の情報から生成された低分解能画像よりも高い分解能を有する。次に、モーション補正ＭＲ画像をユーザへの表示のために用いてもよいし、データ記憶装置に格納してもよいし、他の場所又は装置に送信してもよいし、さらなる処理に用いてもよい。
図３は、実施形態に係るラベル面３０４及びイメージングスラブ３０２の一例を示す図である。ＭＲＩシステムは、ＲＦパルスシーケンスを用いて、ラベル面３０４を流れる血液をラベルする（すなわち、タグ付けする）。次に、ラベルされた（すなわち、タグ付けされた）血液のデータ収集が、イメージングスラブ３０２内で実行される。ラベル面３０４のサイズ及びイメージングスラブ３０２のサイズは、設定で変えられるようにしてもよい。例えば、示した例において、より長い距離の、又はより短い距離の動脈血流が被写域に含まれるよう、ラベル面３０４の高さを設定してもよい。更に、ラベル面３０４とイメージングスラブ３０２との間隔も、設定で変えられるようにしてもよい。
当然のことながら、図３に示す頭蓋内ＭＲＡアプリケーションだけでなく、本明細書に記載の実施形態は、人体の他の部位（領域）にも適用可能である。例えば、実施形態は、３Ｄラジアル収集を適用可能なあらゆる部位に、適用されてよい。なお、実施形態は、剛体運動のモーション補正に優れるので、頭部等への適用が好ましい。
図４は、実施形態に係るＭＲ収集シーケンスの一例を示す図である。ＭＲシーケンス４０２は、例えば、上述のステップＳ２０４及びステップＳ２０６において用いてもよい。（先に参照することにより組み込まれた）非特許文献２に、ＭＲシーケンス４０２と同様の、又は時として同一のシーケンスが記載されている。
上述したように、ｐＣＡＳＬ（及び、ＣＡＳＬアンギオグラフィ全般）は、コントロール画像とタギング画像を収集して、その差分を取ることにより機能し、血管画像を取得する。
実施形態により、流入血液をラベルして血管画像を収集するためのＭＲシーケンス４０２は、バックグラウンド飽和、ｐＣＡＳＬ、ＰＡＳＬ、及びイメージングのための、シーケンスの一部又はサブシーケンスを含んでもよい。
したがって、ＭＲシーケンス４０２は、適切なＲＦパルスと傾斜磁場を発生させることによりｐＣＡＳＬのコントロール及びラベリングを実行するサブシーケンスを含む。ｐＣＡＳＬラベル／コントロールのＲＦパルス及び傾斜磁場の列の例を、サブシーケンス４０４に示す。
サブシーケンス４０４に示したように、ＭＲシーケンス４０２のｐＣＡＳＬラベル／コントロールの部分は、ラベリング用のＲＦパルスとコントロール用のＲＦパルスの列を含む。ラベリングのため、非特許文献２に記載されているように、同じ位相を持つＲＦパルスがラベル面（例えば、図３に示すラベル面３０４）に印加されるようＲＦ位相のサイクルを設定してもよく、そうすれば、ラベル面を通るスピンが断熱反転できるようになる。コントロール状態でのＲＦパルス列及び傾斜磁場は、標識化状態でのＲＦパルス列及び傾斜磁場と同じである一方、標識化面のスピンが、前のパルスに対してπの位相を有するＲＦパルスに向くように、ＲＦ位相が周期を成すので、通過するスピンへの影響が制限される。一実施形態では、非特許文献２に記載されているように、ｐＣＡＳＬラベル／コントロールシーケンスについて、継続時間を１〜３秒とし、パルスは５００μｓであってパルス間を１２００μｓとしてもよい。様々な実施形態では、ラベリングとコントロールのパルス列におけるＲＦパルスの数、対応するパルス（例えば、振幅、形状）、パルス間隔、傾斜磁場等のｐＣＡＳＬパラメータを、設定で変えられるようにしてもよい。
ＭＲシーケンス４０２に示すように、ｐＣＡＳＬラベル／コントロールの前には、バックグラウンド抑制（Background Suppression：ＢＧＳ）段階がある。バックグラウンド抑制の目的は、例えば、バックグラウンド組織からの信号を低減することである。図３に示す例では、例えば、バックグラウンド抑制は、脳脊髄液からの信号を低減する工程を含む。バックグラウンド抑制は、イメージング領域（例えば、イメージングスラブ３０２）を選択的に反転させる等の従来技術を用いて、実現してもよい。実施形態で用いてもよいバックグラウンド抑制技術の例が、非特許文献２に記載されている。実施形態によっては、バックグラウンド抑制は、任意であってもよい。
任意に、ｐＣＡＳＬラベル／コントロールの終了時に、画像収集（Acquisition：ＡＣＱ）に先だって、非特許文献２に記載されている流量交互反転回復法（Flow-Alternating Inversion Recovery：ＦＡＩＲ）等の技術を用いて、画像データ収集の間に流入する新たなスピンによって生じ得る信号損失を低減してもよい。
画像収集サブシーケンスが、ｐＣＡＳＬラベル／コントロールの後に続く。例示的画像収集サブシーケンスを４０６に示す。図に示すように、一連の収集を、ｐＣＡＳＬラベル／コントロールシーケンスの後に設定してもよい。実施形態によると、４０６における各収集には、非特許文献５（参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる）に記載されているように、選択的に印加されるＲＦ励起パルスに続く、ｋｘ次元、ｋｙ次元、ｋｚ次元のデータ収集と、対応するアナログ−デジタル変換（Analog-to-Digital Conversion：ＡＤＣ）が含まれる。４０６に図示されている収集のそれぞれが、対応するｘ、ｙ、ｚ傾斜磁場強度により規定される（原点からの）方向の、球形ボリューム内の点の１つの放射状ラインに対応する。また、１又は複数の、全投影又は部分投影の点を収集することができる。したがって、サブシーケンス４０６に示した一連の収集で、例えば、図５に示すような、ｋ空間の原点に交差する放射状軌跡のサブセットに対応するｋ空間データセットが取得される。
図５は、実施形態に係るｋ空間データ収集の放射状ラインの分布の一例を模式的に示す図である。
各球形ボリューム５０２は、３Ｄのｋ空間の例を示し、各球形ボリューム５０２内の各点がｋ空間内の値に対応する。各球形ボリューム５０２におけるラインは、ｋ空間の中心（「原点」とも言う）にそれぞれ交差する放射状ラインに沿ったｋ空間値のサンプルを表す。各球形ボリューム５０２において、図示した放射状ラインは、全ｋ空間にわたってほぼ均等に分布する。理想的には、各球形ボリューム５０２における放射状ラインは、全ｋ空間を被写域に含むために正確に均等に分布するのがよい。しかし、例えば、球形ボリュームにおいて好ましい放射状ラインの数や放射状ラインのインターリーブ角等の設定パラメータに応じて、放射状ラインの均等分布とのある程度の違いを予測し、実施形態の許容範囲に含めてもよい。最高レベルのモーション補正の精度や、最高レベルのモーション補正画像の明瞭さを、全ｋ空間を被写域に含む極めて均等に分布した放射状ラインにより実現してもよい。放射状ラインの分布の密度を上げると、低分解能画像が改善され、結果的に実施形態におけるモーション補正の精度が向上するかもしれないが、スキャン時間が長くなることにより各収集において体動による歪みが発生する可能性が高くなるため、利点が損なわれる可能性がある。言い換えると、ＭＲＩシステムは、放射状の軌跡に沿って収集するための１以上のパラメータを設定するためのインタフェースを更に備え、設定された１以上のパラメータに対応する放射状の軌跡に沿って、ｋ空間データセットを収集する。また、例えば、ＭＲＩシステムにおいて、設定された１以上のパラメータは、３次元ラジアル収集に対して少なくとも１つのパターンを含み、放射状の軌跡は、少なくとも１つのパターンに対応する。
球形ボリューム５０４は、球形ボリューム５０２のそれぞれを集約したものを示す。
以上説明した少なくともひとつの実施形態によれば、モーションアーチファクトを低減することができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
２２ ＭＲＩシステムコントローラ
３０ ＭＲＩシーケンスコントローラ

Claims (16)

  1. ３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集する収集部と、
    前記３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正する補正部と、
    前記補正部による補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する再構成部と、
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記補正部は、前記３次元のｋ空間のデータを所定の時間間隔で分割することで、前記複数のｋ空間データセットを生成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記補正部は、前記３次元のｋ空間のデータを、被検体に印加されるラベリングパルスごとに分割することで、前記複数のｋ空間データセットを生成する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記補正部は、前記３次元のｋ空間のデータを、データ収集ウインドウごと分割することで、前記複数のｋ空間データセットを生成する、請求項１〜３のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記補正部は、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれとして、前記３次元のｋ空間のデータがアンダーサンプリングされたデータに分割する、請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記補正部は、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれに前記放射状の軌跡がほぼ均等に分布するように、前記３次元のｋ空間のデータを分割する、請求項１〜５のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記収集部は、前記放射状の軌跡が前記ｋ空間の中心を含むように、前記３次元のｋ空間のデータを収集する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記補正部は、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれから３次元画像を再構成し、再構成した複数の３次元画像同士の位置合わせによって、当該複数の３次元画像同士の体動誤差を表すモーションパラメータを求め、求めたモーションパラメータにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれの体動を補正する、請求項１〜７のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記補正部は、前記３次元画像を、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれに含まれるデータのうち中心に近いデータを用いて再構成する、請求項１〜８のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記収集部は、バックグラウンド抑制高周波パルスの後に、前記３次元のｋ空間のデータを収集する、請求項１〜９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記収集部は、擬似連続的血液スピンラベリングシーケンスにおいて、前記３次元のｋ空間のデータを収集する、請求項１〜１０のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記３次元のｋ空間のデータを収集するためのシーケンスを設定するためのインタフェースを更に備える、請求項１〜１１のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 前記放射状の軌跡に沿って収集するための１以上のパラメータを設定するためのインタフェースを更に備え、
    前記収集部は、設定された１以上のパラメータに対応する放射状の軌跡に沿って、前記３次元のｋ空間のデータを収集する、請求項１〜１２のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記設定された１以上のパラメータは、３次元ラジアル収集に対して少なくとも１つのパターンを含み、
    前記放射状の軌跡は、前記少なくとも１つのパターンに対応する、請求項１３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. ３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集し、
    前記３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正し、
    補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する
    ことを含む、磁気共鳴イメージング方法。
  16. ３次元のｋ空間のデータを複数の放射状の軌跡に沿って収集し、
    前記３次元のｋ空間のデータを分割した複数のｋ空間データセットのそれぞれから再構成される３次元画像同士の位置ずれにより、前記複数のｋ空間データセットのそれぞれを補正し、
    補正後の複数のｋ空間データセットのそれぞれを組み合わせ、組み合わせたデータから画像を再構成する
    各処理をコンピュータに実行させる、磁気共鳴イメージングプログラム。
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