JP2016512780A

JP2016512780A - 圧縮センシングを使用したｍｒ画像の再構成

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Publication number: JP2016512780A
Application number: JP2016503743A
Authority: JP
Inventors: フューデレル，ミハ; イヴァノヴァドネヴァ，マリヤ
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2013-03-21
Filing date: 2014-03-12
Publication date: 2016-05-09
Also published as: EP2976654A2; CN105074491B; WO2014147518A3; US9964615B2; US20160291106A1; WO2014147518A2; CN105074491A

Abstract

本発明は、ＭＲ機器の検査ボリュームの中に配置された対象物のＭＲ画像化方法に関する。本発明は、ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスに対象物をかけるステップであり、ＭＲ信号データはｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することによりｋ空間位置と時間の関数として取得されるステップと、ＭＲ信号データからＭＲ画像データを再構成するステップであり、ＭＲ画像データは空間次元と周波数次元を含み、ＭＲ画像データにおけるサブサンプリングアーチファクトを抑圧するために変換領域におけるＭＲ画像データの希薄性が利用されるステップと、を含む。さらに、本発明は、ＭＲ機器およびコンピュータプログラムに関する。

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）画像化の分野に関する。より特定的には、ＭＲ機器の検査ボリュームの中に配置された患者の体の少なくとも一部分のＭＲ画像化方法に関する。本発明は、また、ＭＲ機器およびＭＲ機器上で実行されるコンピュータプログラムにも関する。

２次元または３次元画像を形成するために、磁場（ｍａｇｎｅｔｉｃｆｉｅｌｄ）と核スピン（ｎｕｃｌｅａｒｓｐｉｎ）との間の相互作用を利用する画像形成ＭＲ方法が、特に医療診断の分野において、現在幅広く使用されている。軟部組織（ｓｏｆｔｔｉｓｓｕｅ）の画像化のために、多くの観点で他の画像化方法よりも優れているからである。電離放射線（ｉｏｎｉｚｉｎｇｒａｄｉａｔｉｏｎ）を必要としないし、たいていは侵襲的でない。

一般的にＭＲ方法に従えば、検査されるべき患者の体は、強力で均一な磁場の中に配置される。磁場の方向は、測定が基礎とする座標系の軸（通常はｚ軸）を、同時に定義する。磁場は、磁場強度に従って、個々の核スピンに対して異なるエネルギーレベルを生成する。定められた周波数（いわゆるラーモア（Ｌａｒｍｏｒ）周波数、またはＭＲ周波数）の電磁気交番（ａｌｔｅｒｎａｔｉｎｇ）磁界（ＲＦｆｉｅｌｄ）の適用によって励起され得るもの（スピン共鳴）である。マクロ的な観点から、個々の核スピンの分布は、全体の磁化を生成し、適切な周波数の電磁気パルス（ＲＦパルス）の適用によって平衡状態の外に偏向され得る。一方で、ＲＦパルスの磁場は、ｚ軸に対して垂直に延びている。磁化が、ｚ軸に関して歳差運動（ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）を行うようにである。磁化のこの動作は、開口の角度がフリップ角（ｆｌｉｐａｎｇｌｅ）として参照される円錐形の表面を記述する。フリップ角の大きさは、適用される電磁気パルスの強度と持続時間に依存している。いわゆる９０°パルスの場合、スピンは、ｚ軸から横断面（フリップ角９０°）へ偏向される。ＲＦパルスは、ＭＲ機器のＲＦコイル構成を介して患者の体に向けて放射される。ＲＦコイル構成は、典型的に、患者の体が配置される検査ボリュームを取り囲んでいる。

ＲＦパルスの終了後に、磁化は緩和して最初の平衡状態へ戻る。そこでは、第１時定数Ｔ_１（スピン格子または縦緩和時間）を伴うｚ方向の磁化が再び確立される。そして、ｚ方向に垂直な磁化が第２時定数Ｔ_２（スピン−スピンまたは横緩和時間）を伴って緩和する。磁化の変化は、ＭＲ機器の検査ボリュームの中に配置され方向付された受信ＲＦアンテナまたはコイルによって検出され得る。磁化の変化がｚ軸に対して垂直な方向で測定されるような方法においてである。例えば、９０°パルスの適用の後には、横磁化の崩壊（ｄｅｃａｙ）を同時に伴う。核スピン（ローカル磁場の不均質性によって引き起こされるもの）の、同一の位相を伴う秩序状態から、全ての位相拡張領域が不均一に分布されている状態への移行（ディフェイジング（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ））によるものである。ディフェイジングは、パルスの再フォーカスによって（例えば１８０°パルス）補償され得る。このことは、受信コイルにおいてエコー信号（スピンエコー）を生成する。

体における空間的解像度を実現するために、均一な磁場の上に、３つの主軸に沿って延びる線形磁場勾配が重ねられて（ｓｕｐｅｒｐｏｓｅｄ）、スピン共鳴周波数の線形空間依存性を導いている。受信コイルにおいてピックアップされた信号は、すると、体の中の異なる場所に関連し得る異なる周波数のコンポーネントを含んでいる。受信ＲＦアンテナまたはコイルを介して取得された信号データは、空間周波数領域に対応しており、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは、たいてい、異なる位相エンコードを用いて取得された複数のラインを含んでいる。それぞれのラインは、数多くのサンプルを収集することによってデジタル化される。一式のｋ空間データは、フーリエ変換、または、他の本来知られた再構成技術によって、ＭＲ画像へ転換される。

多くのＭＲ画像化アプリケーションにおいては、画像化スピードが重要である。しかしながら、ＭＲ画像の再構成のために要求されるＭＲ信号が収集され得るところのスピードは、基本的に、物理的および生理学制約によって制限されている。従って、ＭＲ画像化領域における多くの最近の開発は、再構成されたＭＲ画像の品質を劣化することなく、取得される信号データの量を削減することを目指している。多くのそうした開発の中で、圧縮センシング（ＣｏｍｐｒｅｓｓｅｄＳｅｎｓｉｎｇ（ＣＳ））の理論は、顕著な信号データ削減のための多大なポテンシャルを有している。ＣＳ理論においては、変換領域において希薄な表現を有する信号データセットが、適切な正規化（ｒｅｇｕｌａｒｉｓａｔｉｏｎ）アルゴリズムの適用によって、サブサンプルされた測定から回復され得る。サブサンプリングの可能性は、著しく削減された取得時間を導く。信号サンプリングと再構成のための数学的フレームワークとして、ｋ空間サンプリング密度がナイキスト基準（Ｎｙｑｕｉｓｔｃｒｉｔｅｒｉｏｎ）よりはるかに低い場合でさえ、信号データセットが正確に又は少なくとも高画像品質を伴って再構成され得る条件を規定する。そして、また、そうした再構成の方法も提供する。大多数の既存のＣＳ基盤のＭＲ取得および再構成スキームにおいては、基本的ＣＳ定式が使用される。ＭＲ信号データは変換領域において希薄であるという必須条件だけを利用するものである。例えば、Ｍ．Ｌｕｓｔｉｇらは、迅速なＭＲ画像化のためのＣＳ適用を提案してきた（Ｍ．Ｌｕｓｔｉｇｅｔａｌ．：”ＳｐａｒｓｅＭＲＩ：ＴｈｅＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｏｆＣｏｍｐｒｅｓｓｅｄＳｅｎｓｉｎｇｆｏｒＲａｐｉｄＭＲＩｍａｇｉｎｇ”、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ、５８、１１８２−１１９５、２００７）。所定のアプリケーションにおいては知られていないＭＲ画像に関する追加の従来情報が利用可能であり得るので、この従来情報をＣＳ再構成の中に組み入れることが有利であることも、また、知られている。

ＭＲ取得を加速するためのさらなる技術は、並行獲得（ｐａｒａｌｌｅｌａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ）技術として知られている。このカテゴリーにおける方法は、ＳＥＮＳＥ（Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎｅｔａｌ．，”ＳＥＮＳＥ：ＳｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙＥｎｃｏｄｉｎｇｆｏｒＦａｓｔＭＲＩ”、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ１９９９、４２（５）、１９５２−１９６２）およびＳＭＡＳＨ（Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎｅｔａｌ．，”Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓａｃｑｕｓｉｔｉｏｎｏｆｓｐａｔｉａｌｈａｒｍｏｎｉｃｓ（ＳＭＡＳＨ）：Ｆａｓｔｉｍａｇｉｎｇｗｉｔｈｒａｄｉｏｆｒｅｑｕｅｎｃｙｃｏｉｌａｒｒａｙｓ”、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ１９９７、３８、５９１−６０３）である。ＳＥＮＳＥおよびＳＭＡＳＨは、複数のＲＦ受信アンテナ（コイル）から並行して獲得されたサブサンプルｋ空間データ取得を使用する。これらの方法においては、複数のコイルからの（複合）信号データが、複合重み付けを用いて結合される。最終的な再構成されたＭＲ画像において、サブサンプリングアーチファクトを抑圧するようにである。このタイプの複合アレイ結合は、ときどき、空間フィルタリングとして参照され、かつ、ｋ空間領域（ＳＭＡＳＨにおけるように）において、または、画像領域（ＳＥＮＳＥにおけるように）において実行される結合を含んでいる。ハイブリッドである方法も同様である。ＳＥＮＳＥまたはＳＭＡＳＨのいずれでも、高い正確性を伴って、適切な重み付け又はコイルの感度を知ることが非常に重要である。コイルの感度、つまり、信号検出のために使用されるアレイＲＦコイルの空間感度（ｓｐａｔｉａｌｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）プロフィール、を取得するために、実際の画像を取得する以前及び/又は後で、較正プリスキャン（ｐｒｅ−ｓｃａｎ）が典型的には実行される。プリスキャン、ときどき参照スキャンとしても参照されるもの、において、ＭＲ信号は、たいてい、最終の診断ＭＲ画像のために要求される解像度よりも著しく低い解像度において取得される。

ＭＲ画像の取得および再構成のための技術が、最近知られるようになった。そこでは、圧縮センシング再構成が並行ＭＲ信号取得と組み合わされている。

本発明の目的は、希薄にサンプルされたＭＲ信号データから高品質ＭＲ画像を再構成できるようにする改善した方法を提供することである。

本発明に従って、ＭＲ機器の検査ボリュームの中に置かれた患者の少なくとも一部分に係るＭＲ画像化の方法が開示される。本方法は、
−ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスに前記対象物をかけるステップであり、前記ＭＲ信号データは、ｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することにより、ｋ空間位置と時間の関数として取得されるステップと、
−前記ＭＲ信号データからＭＲ画像データを再構成するステップであり、前記ＭＲ画像データは空間次元と周波数次元を含み、前記ＭＲ画像データにおけるサブサンプリングアーチファクトを抑圧するために変換領域における前記ＭＲ画像データの希薄性が利用されるステップと、を含んでいる。

本発明の非常に重要な態様は、サブサンプルされたＭＲ信号の時間次元を用いた取得である。時間次元は、再構成されたＭＲ画像データの周波数次元に対応するものである。本発明の方法は、従って、空間−スペクトラムＭＲ画像化（ｓｐａｔｉａｌ−ｓｐｅｃｔｒａｌＭＲｉｍａｇｉｎｇ）の方法であると言われ得る。この目的のために、磁気共鳴の励起と実際のＭＲ信号取得の瞬間との間の異なる時間間隔に対して本発明に従ってＭＲ信号が取得される。ＭＲ信号は、例えば、スピンエコー又は勾配エコーとして生成されてよい。そこで、ＭＲ信号は、本発明に従って、異なるエコー時間値に対して取得される。異なるエコー時間値は、この場合におけるＭＲ信号データの時間次元に及ぶ。本発明に係る方法によって、空間座標に従属され得るスペクトラム情報が提供される。異なるタイプの画像コントラストを提供するために、スペクトラム情報が使用され得る。スペクトラム情報は、さらに、脂肪プロトン（ｆａｔｐｒｏｔｏｎ）から発しているＭＲ信号を、水プロトン（ｗａｔｅｒｐｒｏｔｏｎ）から発しているＭＲ信号と分離するために使用され得る。効果的な水／脂肪の分離が、このようにして達成され得る。

規則的サンプリングと反対に、本発明に従った不規則ｋ空間サンプリングは、ＭＲ画像の再構成をより難しくしている。それ自身で、この複雑性は不利である。しかしながら、ｋ空間の規則的サブサンプルは、再構成されたＭＲ画像の中で少数の分離した位置においてサブサンプリングアーチファクトを生じさせることを考慮に入れるべきである。それに反して、本発明に従って不規則ｋ空間サンプリングを用いると、不完全なＭＲ画像再構成が同様な（または、さらにより表された）アーチファクトを結果として生じる。しかし、これらのアーチファクトは、再構成されたＭＲ画像において「スクランブル（”ｓｃｒａｍｂｌｅ”）」される。別の言葉で言えば、不規則ｋ空間サンプリングは、インコヒーレント（ｉｎｃｏｈｅｒｅｎｔ）なエイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）アーチファクトを結果として生じる。そうしたインコヒーレントなアーチファクトは、ｋ空間の規則的サンプリングによって取得されたコヒーレントなアーチファクトよりも容易に抑圧され得ることが、本発明に従って、利用され得る。用語「エイリアシングアーチファクト」は、このコンテクストにおいては、検査下にある患者の体部分のサイズに関するナイキスト基準によって要求される密度と比較して、ｋ空間のサブサンプリングから現れる全てのアーチファクトを参照する。これらのインコヒーレントなアーチファクトは、本発明に従って、変換領域におけるＭＲ画像データの希薄性を利用することによって取り除かれる。例えば、本来知られた圧縮センシング技術によるものである。変換領域においては、画像データが希薄であるが、アーチファクトは有用な情報から分離されている。例えば、非線形フィルタリングオペレーションを使用することによるものである。

変換領域、そこではＭＲ画像データが希薄であるが、への変換は、「希薄化（”ｓｐａｒｓｉｆｙｉｎｇ”）」変換として参照され得る。本発明の望ましい実施例に従えば、周波数次元におけるＭＲ画像データに係るこの希薄化変換の特性は、空間次元における特性とは異なるものである。このことは、次の原則に基づいてよい。つまり、ＭＲ画像データのエッジ（つまり、隣接する画像特徴間の境界）は、空間次元において希薄であると想定され、一方、ＭＲ画像データ自身は、周波数次元において希薄であると想定される、ことである。周波数領域においては、各空間位置について、非常に限定された一式の周波数値だけに対して、ＭＲ画像データが非ゼロであると期待される。ＭＲ画像データが非ゼロであると期待される周波数位置は、典型的に、時たまの突然な変化を除いて、空間座標における連続関数である。そうした変化は、おそらく、既定の値と一致する。例えば、３．４ｐｐｍ（つまり、脂肪プロトンと水プロトンとの間の周波数における差異）である。さらに、これらの変化は、おそらく、空間次元におけるエッジと一致する。他の基準が想像可能である。

ｋ空間次元および（エコー）時間次元の両方におけるＭＲ信号取得のための不規則サンプリングパターンの利点は、特には、切替え磁場勾配を正確にコントロールする必要が無い、短いスキャン時間である。一方で、正確なｋ空間座標および時間値が、もちろん、知られる必要がある。それぞれのＭＲ信号サンプルに対して、再構成ができるようにするためである。

本発明の一つの実施例においては、連続したランダムｋ空間軌道を含むように、ｋ空間サンプリングスキームが選択される。例えば、ＭＲ信号取得の最中に、ランダムまたは擬似ランダムに磁場勾配を変化させることが可能である。時間値と同様にｋ空間座標値も、再構成できるようにするために、取得プロシージャの最中にそれぞれのＭＲ信号サンプルに対して割り当てられる。本発明のこの実施例では、使用されるＭＲ装置の勾配システムに対する技術要求は低い。特別に速い勾配切替えは必要とされない。勾配切替えによって生じるノイズレベルは、検査される患者について許容できる範囲内にうまく維持され得る。

本発明の方法は、望ましくは、非デカルトサンプリングスキームと組み合わされる。スパイラルスキャニングが適用されてよい。ラジアルｋ空間サンプリングも、また、可能な変形である。

本発明に従った、ｋ空間スキャニングは不規則であるが、ｋ空間のスキャニングの密度への程度のコントロールが、ｋ空間サンプリングのタイミングスキームと同様に、本発明に係る再構成問題を最適に条件付けるために確立されるべきである。再構成問題の条件付けに関しては、ＭＲ信号データの取得のためのｋ空間領域を再訪問（ｒｅ−ｖｉｓｉｔ）する連続的なｋ空間軌道を含むように、ｋ空間サンプリングパターンを選択することが有利である、ということがわかる。再訪問とは、異なる（エコー）時間値においてｋ空間の同一領域からＭＲ信号が取得されることを意味する。ｋ空間領域を再訪問することによって、ｋ空間次元および（エコー）時間次元によって拡張された空間が、ＭＲ画像の再構成に関して適切にカバーされることが保証される。別の言葉で言えば、不規則（ランダム）ｋ空間サンプリングスキームが、本発明に従って、制限された空間−時間的（ｓｐａｔｉｏ−ｔｅｍｐｏｒａｌ）サンプリング密度を用いて有利に適用され得る

本発明の一つの実施例においては、スキャンされた領域にわたるほとんど均一な密度が目的とされ得る。別の実施例においては、ｋ空間サンプリングパターンは、ｋ空間の中心領域が周辺領域よりも高い密度でサンプルされるところで好まれ得る。

本発明に係る方法は、例えば、以下の記事に開示されたｋ空間サンプリングと有利に組み合わされてよい。”ＦａｓｔＴｈｒｅｅ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌｋ−ＳｐａｃｅＴｒａｊｅｃｔｏｒｙＤｅｓｉｇｎＵｓｉｎｇＭｉｓｓｉｌｅＧｕｉｄａｎｃｅＩｄｅａｓ”、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ５２：３２９−３３６（２００４）である。一式のそうした軌道、ｋ空間中心から異なる方向でそれぞれに動き始めるもの、が使用され得る。このようにして、ｋ空間のそれぞれの領域は、それぞれの軌道に対する異なるエコー時間を用いて、軌道ごとに一度訪問される。

ｋ空間において外側に、次に内側に再び進行しているスパイラルまたはスパイラルのような軌道も、また、本発明に従って、ｋ空間サンプリングに対して適用され得る。ｋ空間における各スパイラルの延長は、ある程度ランダムに行われてよい。ｋ空間の外側領域が、内側領域よりも頻度が低く訪問されるようにである。望ましくは、ｋ空間サンプリングの軌道は、正確なスパイラルでなく、ランダムな摂動を伴うスパイラルである。サンプリング密度の制限が定められてよく、ｋ空間中心からの距離と時間の関数として、サンプルされるべきｋ空間位置の平均数量を決定する。

さらなる変形においては、本発明に従って、ラジアルタイプの軌道が適用され得る。ここで、ｋ空間軌道は、ｋ空間において外側に進み、次に中心に戻り、そして、別の角度に対して継続する。連続したラジアル軌道間の角度は、望ましくは黄金角（”ＧｏｌｄｅｎＡｎｇｌｅ”）に等しくされ得る。または、そうでなければ、以前の軌道でなく又は以前の軌道によって希薄にしか訪問されていない方向に、新たな軌道それぞれをガイドするように選択され得る。３次元取得において、新たなラジアル軌道それぞれの方向は、２次元の黄金手段に従って選択され得る２つの角度によって定められ得る。ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ６１：３５４−３６３（２００９）における”ＴｅｍｐｏｒａｌＳｔａｂｉｌｉｔｙｏｆＡｄａｐｔｉｖｅ３ＤＲａｄｉａｌＭＲＩＵｓｉｎｇＭｕｌｔｉｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌＧｏｌｄｅｎＭｅａｎｓ”に記述された方法と同様である。さらに、「軌道長（”ｔｒａｊｅｃｔｏｒｙｌｅｎｇｔｈ”）」（つまり、軌道がｋ空間中心に戻る以前にｋ空間中心から周辺へ進行している軌道によってカバーされる距離）は、ラジアル軌道間でランダムに変化してよい。

本発明の望ましい実施例に従って、ＭＲ信号データは、異なる空間感度プロフィールを有する２つまたはそれ以上のＲＦ受信アンテナを介する並行画像化（ｐａｒａｌｌｅｌｉｍａｇｉｎｇ）手段によって取得される。並行画像化は、取得プロシージャのさらなるスピードアップのために使用され得る。ＭＲ画像データの再構成は、ＭＲ信号データの規則的ｋ空間グリッドへの再グリッド化を含み得る。例えば、従来のオペレーションの適用によるものであり、ここでは、コンボリューションカーネル（ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎｋｅｒｎｅｌ）が適切に選択される。このアプローチの基本的なアイデアは、不規則ｋ空間位置から規則的グリッドへ直接的コンボリューションを適用することである。コンボリューションカーネルは、（事前に取得された）空間感度プロフィールに基づいて、それぞれのｋ空間位置に対して最適化され得る。カーネルは、既知のＧＲＡＰＰＡ再構成スキームと同様に、密集してスキャンされたｋ空間の領域を使用して取得され得る。コンボリューションオペレーションは、一式のＮ個ＲＦアンテナデータセット（Ｎは、ＭＲ信号取得のために使用されるＲＦ受信アンテナの数量）から一つの単一な再グリッドｋ空間データセットへの変換を実行する。次のステップとして、再グリッドＭＲ信号データは、フーリエ変換され、かつ、非線形ノイズフィルタリングが適用され得る（例えば、”ＮｏｎｌｉｎｅａｒＡｎｉｓｏｔｒｏｐｉｃＦｉｌｔｅｒｉｎｇｏｆＭＲＤａｔａ”、ＧｕｉｄｏＧｅｒｉｇｅｔａｌ、ＩＥＥＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｏｎＭｅｄｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇ、１１（２）、２２１−２３２、１９９２、または、”ＮｏｉｓｅＲｅｄｕｃｔｉｏｎｆｏｒＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｅｓｖｉａＡｄａｐｔｉｖｅＭｕｌｔｉｓｃａｌｅＰｒｏｄｕｃｔｓＴｈｒｅｓｈｏｌｄｉｎｇ”、ＰａｕｌＢａｏａｎｄＬｅｉＺｈａｎｇ、ＩＥＥＥＴｒａｎｓａｃｔｉｏｎｏｎＭｅｄｉｃａｌＩｍａｇｉｎｇ、２２（９）、１０８９−１０９９、２００３、もしくは、国際特許出願公開第ＷＯ９７／２３８４４号公報、において記述されるように）。そうしたフィルタリングアルゴリズムは、本発明に従って、希薄な変換領域への変換を暗黙のうちに含んでいる。ＭＲ画像の再構成は、不可欠なステップを伴う繰返しアルゴリズムとして実施され得る。ステップは、１．再グリッド化（特定的に計算されたカーネルを使用する）、２．フーリエ変換、３．非線形フィルタリング、および４．ステップ１−３の繰返し、である。

これまで説明された本発明に係る方法は、以下のＭＲ機器によって実行され得る。ＭＲ機器は、検査ボリュームの中で均一で安定した磁場を生成するための少なくとも一つのメイン磁石コイルと、検査ボリュームの中で異なる空間的方向における切替え磁場勾配を生成するための数多くの勾配コイルと、検査ボリュームの中でＲＦパルスを生成、及び/又は、検査ボリュームの中に配置された対象物からＭＲ信号を受信するための少なくとも一つのＲＦコイルと、時間的に一連のＲＦパルスおよび切替え磁場勾配をコントロールするためのコントロールユニットと、再構成ユニットと、および、可視化ユニットと、を含むものである。本発明に係る方法は、望ましくは、ＭＲ機器の再構成ユニット、可視化ユニット、及び/又は、コントロールユニットの対応するプログラミングによって実施される。

本発明に係る方法は、現時点で医療用途での大部分のＭＲ機器において有利に実行され得る。この目的のために、コンピュータプログラムを利用することが、単に必要である。それにより、ＭＲ機器は、上記に説明された本発明に係る方法のステップを実施するようにコントロールされる。コンピュータプログラムは、データキャリア上に在るか、または、ＭＲ機器のコントロールユニットの中にインストールするためにダウンロードされるようにデータネットワーク内に在るか、いずれでもよい。

付属の図面は、本発明の望ましい実施例を開示する。しかしながら、図面は、説明目的だけのためにデザインされたものであり、本発明に係る限定を定めるものではないことが理解されるべきである。
図１は、本発明を実行するためのＭＲ機器を示している。図２は、本発明に従った、ブロックダイヤグラムとしてのＭＲ画像の再構成のための繰返し規則（ｉｔｅｒａｔｉｏｎｓｃｈｅｍｅ）である。図３は、本発明に従って、不規則ｋ空間サンプリング（ｉｒｒｅｇｕｌａｒｋ−ｓｐａｃｅｓａｍｐｌｉｎｇ）を示している。図４は、本発明に従って、空間次元（ｓｐａｔｉａｌｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）と周波数次元（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）を有するＭＲ画像データの実施例に係るダイヤグラムを示している。図５は、本発明に従って、適用可能な非デカルトｋ空間サンプリングスキーム（ｎｏｎ−Ｃａｒｔｅｓｉａｎｋ−ｓｐａｃｅｓａｍｐｌｉｎｇｓｃｈｅｍｅ）を模式的に示している。

図１を参照すると、ＭＲ機器１が示されている。本機器は、超伝導または抵抗性のメイン磁石コイル２を含む。検査ボリュームを通じてｚ軸に沿って、実質的に均一で、時間的に一定なメイン磁場が形成されるようにである。

磁気共鳴生成及び操作システムは、一連のＲＦパルスと切替え（ｓｗｉｔｃｈｅｄ）磁場勾配を適用する。ＭＲ画像化を実行するように、核磁気スピンを転化または励起し、磁気共鳴を誘起し、磁気共鳴に再フォーカスし、磁気共鳴を操作し、空間的及び別の方法で磁気共鳴をエンコードし、スピンを飽和し、等をなすためである。

より特定的には、勾配パルス増幅器３は、勾配コイル４、５、および６のうち選択された一つに対して、検査ボリュームのｘ、ｙ、およびｚ軸に沿って、電流パルスを適用する。デジタルＲＦ周波数送信器７は、ＲＦパルスまたはパルスパケットを、送信／受信スイッチ８を介して、全身ボリュームＲＦコイル９へ送信する。ＲＦパルスを検査ボリュームの中へ送信するためである。典型的なＭＲ画像化シーケンスは、お互いに一緒に取得される短期（ｓｈｏｒｔｄｕｒａｔｉｏｎ）のＲＦパルスセグメントのパケットで構成されており、そして、あらゆる適用された磁場勾配は、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。ＲＦパルスは、飽和、共鳴励起、磁化反転、共鳴再フォーカス、のために、または、共鳴を操作して検査ボリュームの中に配置された体１０の一部分を選択するために使用される。ＭＲ信号は、また、全身ボリュームＲＦコイル９によってもピックアップされる。

体１０の限定された領域のＭＲ画像を生成するために、一式のローカルアレイＲＦコイル１１、１２、１３が、画像化のために選択された領域に隣接して配置されている。アレイコイル１１、１２、１３は、並行画像化のために使用され得るものであり、体−コイルＲＦ送信によって誘発されたＭＲ信号を受信する。

結果として生じるＭＲ信号は、全身ボリュームＲＦコイル９によって、及び/又は、アレイコイル１１、１２、１３によってピックアップされ、望ましくは増幅器（図示なし）を含んでいる受信器１４によって復調される。受信器１４は、送信／受信スイッチ８を介して、ＲＦコイル９、１１、１２、および１３に接続されている。

ホストコンピュータ１５は、本発明に係る画像化シーケンスを生成するように、勾配パルス増幅器３と送信器７をコントロールする。受信器１４は、各励起パルスに続く異なるエコー時間値におけるＭＲ信号を受信する。データ取得システム１６は、受信した信号のアナログ−デジタル変換を実行して、各ＭＲデータラインをさらなる処理に好適なデジタルフォーマットに変換する。現在のＭＲ機器において、データ取得システム１６は、生の画像データの取得に特化された別個のコンピュータである。最後に、デジタルの生画像データは、好適な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７によって、画像表現へと再構成される。ＭＲ画像は、患者を貫く平面スライス、平行な平面スライスのアレイ、３次元ボリューム、等を表現することができる。画像は、次に、画像メモリの中に保管される。画像メモリは、スライス、プロジェクション、または、画像表現の他の部分を視覚化のために好適なフォーマットへと変換するためにアクセスされ得る。例えば、結果として生じるＭＲ画像の人間が読取り可能な表示を提供するビデオモニタリング１８を介するものである。

本発明に係るＭＲ画像取得および再構成技術が、図２において説明される。

本方法は、ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスに対して体の部分を投入することによって、ステップ４１で開始する。ここで、ＭＲ信号データは、ｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することにより、（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、ｋ_ｚ、ｔ）空間におけるデータとして、つまり、ｋ空間位置とエコー時間の関数として、取得される。ＭＲ信号では、ＲＦ受信アンテナ１１、１２、１３を介して取得される。次のステップ４２として、（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、ｋ_ｚ、ｔ）空間における規則的グリッド（ｒｅｇｕｌａｒｇｒｉｄ）へのＭＲ信号データの再グリッド化（ｒｅ−ｇｒｉｄｄｉｎｇ）が実行される。その後で、ステップ４３において、（ｘ、ｙ、ｚ、ω）空間におけるＭＲ画像データが取得されるように、再グリッド化されたＭＲ信号データのフーリエ変換が実行される。ステップ４４においては、非線形フィルタ（例えば、Ｌ１−ノルムといったような、従来の圧縮センシング（ＣｏｍｐｒｅｓｓｅｄＳｅｎｓｉｎｇ）におけるもの）がフーリエ変換されたデータに対して適用される。非線形フィルタリングは、圧縮センシングによって要求されるので、暗黙のうちに、希薄（ｓｐａｒｓｅ）領域への変換を実行する。画像の再構成は、ステップ４４の後で終了してよい。しかしながら、ｋ−ｔ−空間の取得スキームおよび取得されたＭＲ信号データの品質に応じて、繰返しが有益であり得る。この目的のために、ステップ４５において、フィルタされたデータが、逆フーリエ変換によって（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、ｋ_ｚ、ｔ）空間に戻すように変換される。一式の中間ＭＲ信号データを取得するためである。これらの中間ＭＲ信号データは、最初に取得されたＭＲ信号データセットの（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、ｋ_ｚ、ｔ）空間におけるサンプリング位置について補間される。最初に取得されたＭＲ信号データから補間された中間ＭＲ信号データが引き算されて、一式の異なるＭＲ信号データが得られる。そして、次の繰返しが開始され、再び異なるＭＲ信号データが再グリッド化される。フーリエ変換４３および非線形フィルタリング４４に係るステップが、異なるＭＲ信号データを再グリッド化するために繰り返される。ここで、ステップ４４においてノイズ低減フィルタが適用される前に、現在および以前の繰返しに係るフーリエ変換されたデータが足し算される。数多くの繰返しの後で、最終的なＭＲ画像データ４６が（ｘ、ｙ、ｚ、ω）空間で得られる。

本発明に従って、取得されたＭＲ信号データの正確なｋ空間位置がランダム化される。サブサンプリングによるあらゆるエイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）アーチファクトは、このようにしてインコヒーレント（ｉｎｃｏｈｅｒｅｎｔ）にされる。インコヒーレントなアーチファクト（または少なくともその部分）の除去が、画像データが希薄な領域において、本発明に従って実行される。その領域においては、既に上述のように、非線形フィルタリングステップを使用して、アーチファクトが有益な情報から分離される。異なるタイプのそうした「希薄化（”ｓｐａｒｓｉｆｙｉｎｇ”）」変換が適用可能である。簡潔な変換は、例えば、ＭＲ画像データからエッジ画像を本質的に作成する勾配オペレーションである。ここでは、すべてのピクセル値が、それぞれのピクセル値と一つまたはそれ以上の隣接するピクセルの値との間の差異によって置き換えられる。このコンテクストにおいては、ＭＲ画像データの「希薄化」変換が、周波数次元においては、空間次元とは異なって動作することが重要である。ＭＲ画像データのエッジ（つまり、隣接する画像特徴の境界）は、空間次元において希薄であると推測され、一方で、ＭＲ画像データ自身は、周波数次元において希薄であると推測される。各空間位置において、ＭＲ画像データは、非常に限定された一式の周波数値に対してだけ非ゼロであることが期待される（図４に見られるように）。ＭＲ画像データが非ゼロである周波数座標は、時々の突然の変化を除いて、空間座標において典型的には連続関数である（例えば、手術機器といった、金属パーツに近いもの）。そうした変化は、おそらく既定の値と一致している。例えば、３．４ｐｐｍである（つまり、脂肪プロトンと水プロトンとの周波数における差異である）。さらに、これらの変化は、おそらく空間次元におけるエッジと一致している。このように、ＭＲ画像をエッジ画像へと変換する変換（例えば、各ボクセル位置において画像勾配を計算することによるもの）が、空間次元において使用され得るし、一方で、単一（ｕｎｉｔｙ）変換が、周波数次元において使用される。さらに精巧な「希薄化」変換が、もちろん、考えられる。

図３と図５は、本発明に従って使用され得る、不規則な非デカルトｋ空間サンプリングパターンの実施例を概説する。不規則（ランダム）ｋ空間サンプリングスキームは、制限された空間−時間的サンプリング密度を用いて有利に適用され得る。再構成問題の調整に関して、ｋ空間サンプリングパターンを選択することが有利である。パターンが、ＭＲ信号データを取得するためのｋ空間領域を再訪問（ｒｅ−ｖｉｓｉｔ）するｋ空間の軌道を含むようにである（ここで、それぞれのｋ空間領域の「訪問（”ｖｉｓｉｔ”）」は時間において実質的に異なるものである）。サンプリング密度の制限が定められてよく、ｋ空間中心からの距離と時間の関数としてサンプルされるべきｋ空間位置の平均数量を決定する。図５ａは、ｋ空間において外側に進み、次に内側に再び進行しているスパイラルまたはスパイラルのような軌道を示している。スパイラルは、ｋ空間の外側領域が内側よりも少なく訪問されるように決定される。ｋ空間サンプリングの軌道は、正確なスパイラルではなく、ランダムな摂動を伴うスパイラルである。図５ｂは、ラジアルタイプの軌道を示している。ここで、それぞれのｋ空間軌道（「スポーク（”ｓｐｏｋｅ”）」）は、ｋ空間において外側に進み、次に中心に戻り、そして、別の角度に対して継続する。連続したスポーク間の角度は、黄金角（”ＧｏｌｄｅｎＡｎｇｌｅ”）に等しい。各新たなスポークが、以前のスポークによっては訪問されなかった方向においてガイドされるようにである。図５Ｂにおける数字は、スポークの時間的な取得順序を示している。

図４は、仮想事例を示している。そこで、ｋ空間サンプリングパターンは（例えば、図３に示されるように）、無限に密集している。この場合に、ＭＲ信号データは、（ｋ_ｘ、ｋ_ｙ、ｋ_ｚ、ｔ）空間における規則的なグリッドに対してグリッド化され得る（ｔは、例えば、ＭＲ信号がスピンエコーまたは勾配エコーとして生成される場合にエコー時間であってよい）。そして、（ｘ、ｙ、ｚ、ω）空間へとフーリエ変換する。結果として生じるＭＲデータは、従って、空間次元と周波数次元（ω）を含んでいる。図６は、明確のために、（ｘ、ω）次元だけを示している。実際には、もちろん、ｋ空間スキャン軌道は、無限の密集程度について、（ｘ、ｙ、ｚ、ω）空間をサンプルしない。このように、データの普通のグリッド化およびフーリエ変換は、非常に強力なアーチファクトを有するＭＲ画像データを結果として生じる。こうしたアーチファクトを抑圧するために、例えば、圧縮センシングに従って、上述のように、変換領域におけるＭＲ画像データの希薄性が利用される。

多くのＭＲ画像化アプリケーションにおいては、画像化スピードが重要である。しかしながら、ＭＲ画像の再構成のために要求されるＭＲ信号が収集され得るところのスピードは、基本的に、物理的および生理学制約によって制限されている。従って、ＭＲ画像化領域における多くの最近の開発は、再構成されたＭＲ画像の品質を劣化することなく、取得される信号データの量を削減することを目指している。多くのそうした開発の中で、圧縮センシング（ＣｏｍｐｒｅｓｓｅｄＳｅｎｓｉｎｇ（ＣＳ））の理論は、顕著な信号データ削減のための多大なポテンシャルを有している。ＣＳ理論においては、変換領域において希薄な表現を有する信号データセットが、適切な正規化（ｒｅｇｕｌａｒｉｓａｔｉｏｎ）アルゴリズムの適用によって、サブサンプルされた測定から回復され得る。サブサンプリングの可能性は、著しく削減された取得時間を導く。信号サンプリングと再構成のための数学的フレームワークとして、ｋ空間サンプリング密度がナイキスト基準（Ｎｙｑｕｉｓｔｃｒｉｔｅｒｉｏｎ）よりはるかに低い場合でさえ、信号データセットが正確に又は少なくとも高画像品質を伴って再構成され得る条件を規定する。そして、また、そうした再構成の方法も提供する。大多数の既存のＣＳ基盤のＭＲ取得および再構成スキームにおいては、基本的ＣＳ定式が使用される。ＭＲ信号データは変換領域において希薄であるという必須条件だけを利用するものである。例えば、Ｍ．Ｌｕｓｔｉｇらは、迅速なＭＲ画像化のためのＣＳ適用を提案してきた（Ｍ．Ｌｕｓｔｉｇｅｔａｌ．：”ＳｐａｒｓｅＭＲＩ：ＴｈｅＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｏｆＣｏｍｐｒｅｓｓｅｄＳｅｎｓｉｎｇｆｏｒＲａｐｉｄＭＲＩｍａｇｉｎｇ”、ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ、５８、１１８２−１１９５、２００７）。所定のアプリケーションにおいては知られていないＭＲ画像に関する追加の従来情報が利用可能であり得るので、この従来情報をＣＳ再構成の中に組み入れることが有利であることも、また、知られている。この論文は、圧縮センシングが（医療診断）ＭＲ信号データに対して適用され得ることを述べている。特に、ランダムに選択された位相エンコードラインを用いたインコヒーレントなサンプリング軌道が論じられている。さらに、圧縮サンプリングと並行画像化の組み合せに言及している。

Claims

ＭＲ機器の検査ボリュームの中に配置された対象物のＭＲ画像化方法であって、
ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスに前記対象物をかけるステップであり、前記ＭＲ信号データは、ｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することにより、ｋ空間位置と時間の関数として取得される、ステップと、
前記ＭＲ信号データからＭＲ画像データを再構成するステップであり、前記ＭＲ画像データは空間次元と周波数次元を含み、前記ＭＲ画像データにおけるサブサンプリングアーチファクトを抑圧するために、変換領域における前記ＭＲ画像データの希薄性が利用される、ステップと、
を含む、方法。
前記ＭＲ信号データは、異なる空間感度プロフィールを有する２つまたはそれ以上のＲＦ受信アンテナを介する並行画像化によって取得される、
請求項１に記載の方法。
前記再構成は、前記ＭＲ信号データの規則的ｋ空間グリッドへの再グリッド化を含む、
請求項２に記載の方法。
前記ｋ空間サンプリングパターンは、ＭＲ信号取得の最中に、ランダムまたは擬似ランダムに磁場勾配を変化させることより生成される、連続したランダムｋ空間軌道を含む、
請求項１乃至３いずれか一項に記載の方法。
前記ＭＲ信号データの取得のために、ｋ区間の非デカルトサンプリングが適用される、
請求項１乃至４いずれか一項に記載の方法。
前記ｋ空間サンプリングパターンは、前記ＭＲ信号データを獲得するためにｋ空間領域を再訪問するｋ空間軌道を含む、
請求項１乃至５いずれか一項に記載の方法。
前記ＭＲ画像データは、圧縮センシングによって再構成される、
請求項１乃至６いずれか一項に記載の方法。
前記ＭＲ画像データの再構成は、前記ＭＲ画像データが希薄である前記変換領域への変換を含み、前記周波数次元における前記変換は、前記空間次元における前記変換とは異なって動作する、
請求項１乃至７いずれか一項に記載の方法。
請求項１乃至８いずれか一項に記載の方法を実行するためのＭＲ機器であって、
前記ＭＲ機器は、
検査ボリュームの中で均一で安定した磁場を生成するための少なくとも一つのメイン磁石コイルと、
前記検査ボリュームの中で異なる空間的方向における切替え磁場勾配を生成するための複数の勾配コイルと、
前記検査ボリュームの中でＲＦパルスを生成、及び/又は、前記検査ボリュームの中に配置された対象物からＭＲ信号を受信するための少なくとも一つのＲＦコイルと、
時間的に一連のＲＦパルスおよび切替え磁場勾配をコントロールするためのコントロールユニットと、
再構成ユニットと、を含み、
前記ＭＲ機器は、
ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスに前記対象物をかけるステップであり、前記ＭＲ信号データは、ｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することにより、ｋ空間位置と時間の関数として取得される、ステップと、
前記ＭＲ信号データからＭＲ画像データを再構成するステップであり、前記ＭＲ画像データは空間次元と周波数次元を含み、前記ＭＲ画像データにおけるサブサンプリングアーチファクトを抑圧するために、変換領域における前記ＭＲ画像データの希薄性が利用される、ステップと、
を実行するように構成されている、ＭＲ機器。
ＭＲ機器で実行されるコンピュータプログラムであって、
ＭＲ信号データを取得するために画像化シーケンスを生成するステップであり、前記ＭＲ信号データは、ｋ空間のサブサンプリングを用いた不規則ｋ空間サンプリングパターンを使用することにより、ｋ空間位置と時間の関数として取得される、ステップと、
前記ＭＲ信号データからＭＲ画像データを再構成するステップであり、前記ＭＲ画像データは空間次元と周波数次元を含み、前記ＭＲ画像データにおけるサブサンプリングアーチファクトを抑圧するために、変換領域における前記ＭＲ画像データの希薄性が利用される、ステップと、
を実行するためのインストラクションを含む、
コンピュータプログラム。