JP3130320B2 - 対象物のコントラスト増大磁気共鳴画像を生成するｍｒｉ装置 - Google Patents
対象物のコントラスト増大磁気共鳴画像を生成するｍｒｉ装置Info
- Publication number
- JP3130320B2 JP3130320B2 JP10508762A JP50876298A JP3130320B2 JP 3130320 B2 JP3130320 B2 JP 3130320B2 JP 10508762 A JP10508762 A JP 10508762A JP 50876298 A JP50876298 A JP 50876298A JP 3130320 B2 JP3130320 B2 JP 3130320B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- dimensional
- image
- mri apparatus
- contrast
- nmr
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/281—Means for the use of in vitro contrast agents
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
- G01R33/5619—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences by temporal sharing of data, e.g. keyhole, block regional interpolation scheme for k-Space [BRISK]
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/563—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution of moving material, e.g. flow contrast angiography
- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の背景］ 本発明の背景は、磁気共鳴血管造影法（MRA）にあ
り、特に、NMR信号を強調するコントラスト仲介物を用
いた人体血管の動的な検討にある。
り、特に、NMR信号を強調するコントラスト仲介物を用
いた人体血管の動的な検討にある。
人体血管の診断検討は、多くの医学的な応用物を有す
る。デジタル消去血管造影法（DSA）のようなＸ線画像
方法は、心臓および一体化した血管を含む心臓欠陥系に
おける視覚化の広範囲な利用を見出した。腎臓の動脈や
静脈，および首部や頭部における頚動脈や静脈内の循環
をあらわす画像は、計り知れない診断の有効性をもつ。
しかし不幸なことに、これらのＸ線画像方法は、患者が
潜在的に有害な電離放射線を被ることになるとともに、
画像化されるべき血管内にコントラスト仲介物を注入す
るために、侵入するカテーテルを利用する必要がある。
る。デジタル消去血管造影法（DSA）のようなＸ線画像
方法は、心臓および一体化した血管を含む心臓欠陥系に
おける視覚化の広範囲な利用を見出した。腎臓の動脈や
静脈，および首部や頭部における頚動脈や静脈内の循環
をあらわす画像は、計り知れない診断の有効性をもつ。
しかし不幸なことに、これらのＸ線画像方法は、患者が
潜在的に有害な電離放射線を被ることになるとともに、
画像化されるべき血管内にコントラスト仲介物を注入す
るために、侵入するカテーテルを利用する必要がある。
これらのＸ線技術による利点の一つに、画像データが
高率（すなわち、時間的に高い解像度）や得られるの
で、コントラスト仲介物を注入している間に、連続した
画像を得ることができることにある。こうした「動的な
検討」は、コントラスト仲介物の塊が関心のある血管を
通過する画像の選択を可能にする。連続する画像の初期
のものは、推測される血管に十分なコントラストを有し
ていない。また、後期の画像では、コントラスト仲介物
が血管に達して、周囲組織に放散するので、分析を行な
うのが難しくなる。「リアルタイムデジタルＸ線消去イ
メージング」と表題された米国特許第4,204,225号公報
に開示されるような消去方法は、こうした画像における
診断の有効性をかなり強調するのに利用されることがあ
る。
高率（すなわち、時間的に高い解像度）や得られるの
で、コントラスト仲介物を注入している間に、連続した
画像を得ることができることにある。こうした「動的な
検討」は、コントラスト仲介物の塊が関心のある血管を
通過する画像の選択を可能にする。連続する画像の初期
のものは、推測される血管に十分なコントラストを有し
ていない。また、後期の画像では、コントラスト仲介物
が血管に達して、周囲組織に放散するので、分析を行な
うのが難しくなる。「リアルタイムデジタルＸ線消去イ
メージング」と表題された米国特許第4,204,225号公報
に開示されるような消去方法は、こうした画像における
診断の有効性をかなり強調するのに利用されることがあ
る。
磁気共鳴血管造影法（MRA）は、人体血管の画像を生
成するのに、核磁気共鳴（NMR）現象を利用する。人体
組織のような個体が一様な磁場（磁性場 B0）に晒され
ると、組織内における個々のスピンによる磁気モーメン
トが、この極性場に整列しようとするが、各々は特定の
ラーモア周波数でランダムな状態に極性場の周りを歳差
運動する。仮に、個体すなわち組織が、Ｘ−Ｙ平面内に
あって、ラーモア周波数に近い磁場（励磁場 B1）に晒
されると、正味の直交磁気モーメントMtを生成するの
に、正味の整列したモーメントMzが、Ｘ−Ｙ平面内にお
いて回転すなわち「tipped（傾斜）」されるようにな
る。励起されたスピンによって信号は放出され、励起信
号B1が終結した後で、この信号は受信され、画像の形態
に生成されることになる。
成するのに、核磁気共鳴（NMR）現象を利用する。人体
組織のような個体が一様な磁場（磁性場 B0）に晒され
ると、組織内における個々のスピンによる磁気モーメン
トが、この極性場に整列しようとするが、各々は特定の
ラーモア周波数でランダムな状態に極性場の周りを歳差
運動する。仮に、個体すなわち組織が、Ｘ−Ｙ平面内に
あって、ラーモア周波数に近い磁場（励磁場 B1）に晒
されると、正味の直交磁気モーメントMtを生成するの
に、正味の整列したモーメントMzが、Ｘ−Ｙ平面内にお
いて回転すなわち「tipped（傾斜）」されるようにな
る。励起されたスピンによって信号は放出され、励起信
号B1が終結した後で、この信号は受信され、画像の形態
に生成されることになる。
画像を生成するのにこれらの信号を利用する際に、傾
斜磁場（Gx,GyおよびGz）が利用される。一般に、画像
化されるべき領域は、独特な局部的方法を用いることに
従って、傾斜が返歌する一続きの測定周期によりスキャ
ンされる。各々の測定は「view（ビュー）」のような技
術を参照するとともに、ビュー数が画像の解像度を決定
する。非常によく知られている再構築技術技術の一つを
用いて画像を転構築するのに、受信したNMR信号の結果
の様子すなわちビューが、デジタル化され生成される。
全体のスキャン時間は、画像に対して得られる測定周期
すなわちビューの数によってある程度決定されることか
ら、画像の解像度を犠牲にして、得られた画像の数を減
らすことにより、スキャン時間を減らすことが可能とな
る。
斜磁場（Gx,GyおよびGz）が利用される。一般に、画像
化されるべき領域は、独特な局部的方法を用いることに
従って、傾斜が返歌する一続きの測定周期によりスキャ
ンされる。各々の測定は「view（ビュー）」のような技
術を参照するとともに、ビュー数が画像の解像度を決定
する。非常によく知られている再構築技術技術の一つを
用いて画像を転構築するのに、受信したNMR信号の結果
の様子すなわちビューが、デジタル化され生成される。
全体のスキャン時間は、画像に対して得られる測定周期
すなわちビューの数によってある程度決定されることか
ら、画像の解像度を犠牲にして、得られた画像の数を減
らすことにより、スキャン時間を減らすことが可能とな
る。
医学的画像を生成するのに一般的に利用される大部分
のNMRスキャンは、臨床上有用な画像のための必要なデ
ータを得るために、多くの時間を必要とする。このスキ
ャン時間を分よりむしろ秒に減少することは、MRI方法
を利用する臨床上の動的検討を行なうのに大きな障害に
なる。最も一般的なMRI方法は通常非トリガー用に利用
されており、時間決定されたイメージングは、ピーター
マンスフィールド氏（J.Phys.C.10:55−58行,1977
年）により初めて述べられたような、エコー−プレーナ
イメージング（EPI）パルスシーケンスを用いるため
にある。EPIスキャンでは、200〜300ミリ秒オーダーで
測定された期間に現れる動的プロセスのイメージングが
概ね可能となる。しかし、時間決定されたEPIは、RF励
起中の長い時間間隔（例えば、100ms）によって、血管
と周囲組織との間で低いコントラストを表わすことにな
るため、強調されたMRAのコントラストに対し他方では
相応しくないものとなる。さらに、EPIは流れに関連し
たアーティファクトの変化に対して、感度を強調すると
ともに、ｋ空間のT2 ＊変調によりEPI画像がぼやけるこ
とがある。
のNMRスキャンは、臨床上有用な画像のための必要なデ
ータを得るために、多くの時間を必要とする。このスキ
ャン時間を分よりむしろ秒に減少することは、MRI方法
を利用する臨床上の動的検討を行なうのに大きな障害に
なる。最も一般的なMRI方法は通常非トリガー用に利用
されており、時間決定されたイメージングは、ピーター
マンスフィールド氏（J.Phys.C.10:55−58行,1977
年）により初めて述べられたような、エコー−プレーナ
イメージング（EPI）パルスシーケンスを用いるため
にある。EPIスキャンでは、200〜300ミリ秒オーダーで
測定された期間に現れる動的プロセスのイメージングが
概ね可能となる。しかし、時間決定されたEPIは、RF励
起中の長い時間間隔（例えば、100ms）によって、血管
と周囲組織との間で低いコントラストを表わすことにな
るため、強調されたMRAのコントラストに対し他方では
相応しくないものとなる。さらに、EPIは流れに関連し
たアーティファクトの変化に対して、感度を強調すると
ともに、ｋ空間のT2 ＊変調によりEPI画像がぼやけるこ
とがある。
MRAに適用できるパルスシーケンスを用いたMRIスキャ
ンの時間的な解像度を増加させるのに、相当数の方法が
考え出されている。「MR透視診断」なる技術で知られて
おり、米国特許第4,830,012号に記述される方法では、
完全な画像のために必要なＮ相のエンコードしたビュー
を、連続的にかつ繰り返して得ることにより、対象物が
スキャンされる。完全に新規な一組のＮビューを待つと
いうよりも、むしろ次の画像を再構築する前ではある
が、最も新らしいＮビューを利用することで、画像が遥
かに高率で再構築される。言い換えれば、動的検討にお
いては、以前の画像を再構築するのに利用したビューの
みならず、新たに得られたビューから、画像が再構築さ
れる。MR透視診断では非常に高い時間率が達成される一
方、全体の画像コントラストを支配するｋ空間における
中央のビューが、遥かに遅い固有のスキャン率で依然と
して新しくされるので、MRAに対する画像コントラスト
は不満足なものとなる。
ンの時間的な解像度を増加させるのに、相当数の方法が
考え出されている。「MR透視診断」なる技術で知られて
おり、米国特許第4,830,012号に記述される方法では、
完全な画像のために必要なＮ相のエンコードしたビュー
を、連続的にかつ繰り返して得ることにより、対象物が
スキャンされる。完全に新規な一組のＮビューを待つと
いうよりも、むしろ次の画像を再構築する前ではある
が、最も新らしいＮビューを利用することで、画像が遥
かに高率で再構築される。言い換えれば、動的検討にお
いては、以前の画像を再構築するのに利用したビューの
みならず、新たに得られたビューから、画像が再構築さ
れる。MR透視診断では非常に高い時間率が達成される一
方、全体の画像コントラストを支配するｋ空間における
中央のビューが、遥かに遅い固有のスキャン率で依然と
して新しくされるので、MRAに対する画像コントラスト
は不満足なものとなる。
MRI画像における時間的な解像度を上げる他の方法
は、「keyhole（キーホール）」イメージングのような
技術に引用される。例えば、アール．エイ．ジョーンズ
氏などによる、SMR第11年ミーティング 1992年 要約
1138の「動的でコントラストが強調された、ｋ空間代
用品を用いたラットの局部的大脳虚血のNMR環流イメー
ジング」に記述されるように、一続きの画像は、コント
ラスト仲介物が対象物に注入される動的な検討中に得ら
れる。連続する画像のなかの最初の画像は、位相エンコ
ードのビュー全て（例えば、128ビュー）が得られる参
照ビューである。これに続く各画像は、中央のビュー
（例えば、中央の32ビュー）を得るだけではあるが、生
成される。これらのキーホールスキャンは、明らかに完
全なスキャンに比べて遥かに速く得られるとともに、時
間率は比例して増加する。最も新しいｋ空間のビュー
を、参照スキャンからの外側で周辺にあるｋ空間のビュ
ーと組み合せて用いることで、キーホール画像が再構築
される。不幸なことに、空間周波数が低い状況では、再
構築された画像の変化が動的な検討の進展を捕らえなく
なり、ｋ空間のイメージングが相応しくないものとな
る。これは、小領域におけるコントラストの変化が検討
される場合の問題であり、こうした検討中は、時間的な
解像度のゲインが失われた点に対し、得られた中央ビュ
ーの数を増やさなければならない。
は、「keyhole（キーホール）」イメージングのような
技術に引用される。例えば、アール．エイ．ジョーンズ
氏などによる、SMR第11年ミーティング 1992年 要約
1138の「動的でコントラストが強調された、ｋ空間代
用品を用いたラットの局部的大脳虚血のNMR環流イメー
ジング」に記述されるように、一続きの画像は、コント
ラスト仲介物が対象物に注入される動的な検討中に得ら
れる。連続する画像のなかの最初の画像は、位相エンコ
ードのビュー全て（例えば、128ビュー）が得られる参
照ビューである。これに続く各画像は、中央のビュー
（例えば、中央の32ビュー）を得るだけではあるが、生
成される。これらのキーホールスキャンは、明らかに完
全なスキャンに比べて遥かに速く得られるとともに、時
間率は比例して増加する。最も新しいｋ空間のビュー
を、参照スキャンからの外側で周辺にあるｋ空間のビュ
ーと組み合せて用いることで、キーホール画像が再構築
される。不幸なことに、空間周波数が低い状況では、再
構築された画像の変化が動的な検討の進展を捕らえなく
なり、ｋ空間のイメージングが相応しくないものとな
る。これは、小領域におけるコントラストの変化が検討
される場合の問題であり、こうした検討中は、時間的な
解像度のゲインが失われた点に対し、得られた中央ビュ
ーの数を増やさなければならない。
ｋ空間のキーホールイメージング方法に関連して、制
限された撮像領域（FOV）の動的イメージングとして、
技術的に知られた方法がある。例えば、ヒュー氏および
パリッシュ氏により刊行された「医学における磁気共
鳴,Vol.31,691−694頁,1994年」や、フレデリクソン氏
およびペルク氏による 第3SMR,1,197,1995年に記述さ
れるように、この方法は、画像の変化する部分がFOV全
体の僅か片側半分を占有する動的検討に対し適用され
る。画像の静止部分を表わす参照画像は、検討を開始す
る際に生成されるとともに、画像の動的な中央部分だけ
を取り囲む一続きの画像が、位相エンコードのビュー数
の半分を利用して生成される。これらの動的なビュー
は、ビュー数の半分だけ（奇数或いは偶数ビューのいず
れか一方）が必要であるため、高い時間率で得ることが
可能になる。画像の動的および静的な位置は、対応する
一続きのFOV画像全体を生成することで組み合わされ
る。勿論、画像の静的部分に各変化が現れたら、これら
の変化領域から入手した情報は、小さなFOVにアライア
ズ（aliased）されるアーティファクトを正確に取り去
らなくなるであろう。
限された撮像領域（FOV）の動的イメージングとして、
技術的に知られた方法がある。例えば、ヒュー氏および
パリッシュ氏により刊行された「医学における磁気共
鳴,Vol.31,691−694頁,1994年」や、フレデリクソン氏
およびペルク氏による 第3SMR,1,197,1995年に記述さ
れるように、この方法は、画像の変化する部分がFOV全
体の僅か片側半分を占有する動的検討に対し適用され
る。画像の静止部分を表わす参照画像は、検討を開始す
る際に生成されるとともに、画像の動的な中央部分だけ
を取り囲む一続きの画像が、位相エンコードのビュー数
の半分を利用して生成される。これらの動的なビュー
は、ビュー数の半分だけ（奇数或いは偶数ビューのいず
れか一方）が必要であるため、高い時間率で得ることが
可能になる。画像の動的および静的な位置は、対応する
一続きのFOV画像全体を生成することで組み合わされ
る。勿論、画像の静的部分に各変化が現れたら、これら
の変化領域から入手した情報は、小さなFOVにアライア
ズ（aliased）されるアーティファクトを正確に取り去
らなくなるであろう。
MR血管造影法は、調査するアクティブな領域が存在し
ている。２つの基本的技術が計画され、評価されてい
る。第１クラスのタイムオブフライト（TOF）技術は、
周囲組織に関係する血液の動きを利用する方法からな
る。大部分の共通する検討法は、流れている血液と静止
組織との間に存在する信号飽和度の違いを利用すること
にある。これは、フローに関連した強調法として知られ
ているが、実際には血液組織におけるコントラストの改
良は、多くの励起パルスを得て飽和されるようになる静
止した組織によるものなので、この効果は名前とは違っ
たものになる。血液流は、励起された部分を通じて動い
ているが、これはより少ない励起パルスを得てスピンに
より絶えずリフレッシュされることから、飽和するのは
少ない。その結果は、高信号の血液と低信号の静止組織
との間で、所望の画像コントラストになる。
ている。２つの基本的技術が計画され、評価されてい
る。第１クラスのタイムオブフライト（TOF）技術は、
周囲組織に関係する血液の動きを利用する方法からな
る。大部分の共通する検討法は、流れている血液と静止
組織との間に存在する信号飽和度の違いを利用すること
にある。これは、フローに関連した強調法として知られ
ているが、実際には血液組織におけるコントラストの改
良は、多くの励起パルスを得て飽和されるようになる静
止した組織によるものなので、この効果は名前とは違っ
たものになる。血液流は、励起された部分を通じて動い
ているが、これはより少ない励起パルスを得てスピンに
より絶えずリフレッシュされることから、飽和するのは
少ない。その結果は、高信号の血液と低信号の静止組織
との間で、所望の画像コントラストになる。
MR法はまた、米国特許Re.32,701号公報に開示される
ように、収集された信号位相に対するエンコードの動き
を発展させている。これらはMRA技術の第２クラスを形
成し、位相コントラスト（PC）法として知られている。
一般に、大部分のPC MRA技術は２つの画像を収集して
おり、各画像は、同一の速度構成要素に対し、異なる感
度を有している。血管造影法的な画像は、一対の速度エ
ンコード画像間の位相または複雑な違いのいずれかを配
列することで、その後得られる。位相コントラストMRA
法は、三つの直交方向全ての速度構成要素に感度を有す
るものに拡張されている。
ように、収集された信号位相に対するエンコードの動き
を発展させている。これらはMRA技術の第２クラスを形
成し、位相コントラスト（PC）法として知られている。
一般に、大部分のPC MRA技術は２つの画像を収集して
おり、各画像は、同一の速度構成要素に対し、異なる感
度を有している。血管造影法的な画像は、一対の速度エ
ンコード画像間の位相または複雑な違いのいずれかを配
列することで、その後得られる。位相コントラストMRA
法は、三つの直交方向全ての速度構成要素に感度を有す
るものに拡張されている。
近年において著しい進歩が成されているものの、多く
の臨床現場では、MRAが今でも調査用の工具であると見
なされているし、臨床上の患者に日常的に用いられてい
ない。病変を隠したり、場合によっては、病変を真似る
ことのある多様な有害画像アーティファクトの存在によ
って、TOF若しくはPC技術の一方をより広範囲に適用す
ることが妨げられている。こうしたアーティファクト
は、一般に妥協した感度と同じような低い特質性を結果
的にもたらす。
の臨床現場では、MRAが今でも調査用の工具であると見
なされているし、臨床上の患者に日常的に用いられてい
ない。病変を隠したり、場合によっては、病変を真似る
ことのある多様な有害画像アーティファクトの存在によ
って、TOF若しくはPC技術の一方をより広範囲に適用す
ることが妨げられている。こうしたアーティファクト
は、一般に妥協した感度と同じような低い特質性を結果
的にもたらす。
MRAの診断能力を高めるために、ガドリニウムのよう
なコントラスト仲介物が、MRAスキャンの前に患者に注
入されることがある。米国特許第5,417,213号公報に記
述されるように、その妙技は、コントラスト仲介物の塊
が関心のある血管を流れている瞬間に、中央のｋ空間ビ
ューを得ようとするものである。これは、日常的な臨床
手続の一部分として成し遂げるには簡単なタイミングで
はないし、多くの解決法が提案されている。
なコントラスト仲介物が、MRAスキャンの前に患者に注
入されることがある。米国特許第5,417,213号公報に記
述されるように、その妙技は、コントラスト仲介物の塊
が関心のある血管を流れている瞬間に、中央のｋ空間ビ
ューを得ようとするものである。これは、日常的な臨床
手続の一部分として成し遂げるには簡単なタイミングで
はないし、多くの解決法が提案されている。
係属中の米国特許出願08/622,718号「三次元デジタル
消去磁気共鳴血管造影法」では、動的な検討中に連続す
る三次元MRAデータのセット（組）を素早く得るための
方法が記述されている。この方法が、臨床的に適切な画
像解像度で、所望の時間的な解像度を提供している間、
２つの問題が存在する。第１に、血管内で失われた信号
の形態を成す画像アーティファクトが生成されることで
ある。こうしたアーティファクトは、誤った診断を導く
ことがある。第２に、莫大な量のMRAデータが、動的な
検討中に生成されることにあり、画像を再構築するのに
必要な生成時間が超過する。
消去磁気共鳴血管造影法」では、動的な検討中に連続す
る三次元MRAデータのセット（組）を素早く得るための
方法が記述されている。この方法が、臨床的に適切な画
像解像度で、所望の時間的な解像度を提供している間、
２つの問題が存在する。第１に、血管内で失われた信号
の形態を成す画像アーティファクトが生成されることで
ある。こうしたアーティファクトは、誤った診断を導く
ことがある。第２に、莫大な量のMRAデータが、動的な
検討中に生成されることにあり、画像を再構築するのに
必要な生成時間が超過する。
［発明の概要］ 本発明は、信号強度の変化により生じる画像アーティ
ファクトが抑圧され、臨床的な画像が実質的に生成する
時間量を減らして再構築される。MRAの動的な検討に対
する改良を行うことにある。より特別には、本発明は、
コントラスト仲介物が対象物に注入される動的な検討の
間における、連続する各三次元NMRデータセットを収集
するための方法であり、この方法は、動的な検討の間
に、コントラスト仲介物がどのようにして収集されたNM
Rデータを重み付けするのかを表わす信号Ｃ（ｔ）を生
成するとともに、画像を再構築するのに利用されるNMR
データが等しく重み付けされるように、収集したNMRデ
ータを正規化することを含んでいる。加えて、一続きの
三次元NMRデータセットの各々から三次元画像を再構築
するよりもむしろ、各々の三次元NMRデータセットの部
分体を利用して、二次元画像が生成される。オペレータ
は、１乃至２の三次元NMRデータを選択するために、こ
れらの各二次元画像を利用してもよく、この三次元NMR
データから、最終の臨床的な画像が再構築されることに
なり、また、重み付け信号Ｃ（ｔ）を生成するのに、こ
れらの各二次元画像における選択された関心のある領域
のデータを利用してもよい。
ファクトが抑圧され、臨床的な画像が実質的に生成する
時間量を減らして再構築される。MRAの動的な検討に対
する改良を行うことにある。より特別には、本発明は、
コントラスト仲介物が対象物に注入される動的な検討の
間における、連続する各三次元NMRデータセットを収集
するための方法であり、この方法は、動的な検討の間
に、コントラスト仲介物がどのようにして収集されたNM
Rデータを重み付けするのかを表わす信号Ｃ（ｔ）を生
成するとともに、画像を再構築するのに利用されるNMR
データが等しく重み付けされるように、収集したNMRデ
ータを正規化することを含んでいる。加えて、一続きの
三次元NMRデータセットの各々から三次元画像を再構築
するよりもむしろ、各々の三次元NMRデータセットの部
分体を利用して、二次元画像が生成される。オペレータ
は、１乃至２の三次元NMRデータを選択するために、こ
れらの各二次元画像を利用してもよく、この三次元NMR
データから、最終の臨床的な画像が再構築されることに
なり、また、重み付け信号Ｃ（ｔ）を生成するのに、こ
れらの各二次元画像における選択された関心のある領域
のデータを利用してもよい。
本発明に共通する目的は、動的な検討の間に生成され
た画像アーティファクトを抑制することにある。画像ア
ーティファクトは、コントラスト仲介物が関心のある領
域を通過する間に、結果として生じる信号強度の差によ
り生成されることがわかっている。より特別には、あら
ゆる特殊な画像に対しビューを収集する間に起こる変動
は、各血管内の信号ロスを生み出す。この問題の解決法
は、コントラスト仲介物が通過することによる信号強度
の変化を表わす重み付け信号Ｃ（ｔ）を利用して、収集
された画像データを正規化することによって、前記変動
を測定することにある。
た画像アーティファクトを抑制することにある。画像ア
ーティファクトは、コントラスト仲介物が関心のある領
域を通過する間に、結果として生じる信号強度の差によ
り生成されることがわかっている。より特別には、あら
ゆる特殊な画像に対しビューを収集する間に起こる変動
は、各血管内の信号ロスを生み出す。この問題の解決法
は、コントラスト仲介物が通過することによる信号強度
の変化を表わす重み付け信号Ｃ（ｔ）を利用して、収集
された画像データを正規化することによって、前記変動
を測定することにある。
本発明の他の共通する目的は、臨床的および診断的な
画像を生成するのに必要な処理時間を減少することにあ
る。各々の三次元NMRデータセットを再構築するという
よりもむしろ、各々の収集された三次元NMRデータセッ
トを利用して、二次元画像が再構築される。各二次元画
像は素早く再構築されるとともに、オペレータはどの画
像フレームすなわち各フレームを完全に再構築すべきか
を、各二次元画像から選択できる。これらの同一の二次
元画像は、重み付け信号Ｃ（ｔ）を生成するのにも利用
できる。
画像を生成するのに必要な処理時間を減少することにあ
る。各々の三次元NMRデータセットを再構築するという
よりもむしろ、各々の収集された三次元NMRデータセッ
トを利用して、二次元画像が再構築される。各二次元画
像は素早く再構築されるとともに、オペレータはどの画
像フレームすなわち各フレームを完全に再構築すべきか
を、各二次元画像から選択できる。これらの同一の二次
元画像は、重み付け信号Ｃ（ｔ）を生成するのにも利用
できる。
本発明における前述および他の目的と利点は、後に続
く記述から明確になるであろう。この記述中において、
その部分を構成し、好ましい実施態様を説明するために
示された添付図面に対し参照が行なわれる。こうした実
施態様は、必ずしも本発明の全範囲を示してはいない
が、それ故に、本発明の範囲を解釈するための特許請求
の範囲に対し、参照が行なわれるものである。
く記述から明確になるであろう。この記述中において、
その部分を構成し、好ましい実施態様を説明するために
示された添付図面に対し参照が行なわれる。こうした実
施態様は、必ずしも本発明の全範囲を示してはいない
が、それ故に、本発明の範囲を解釈するための特許請求
の範囲に対し、参照が行なわれるものである。
［図面の説明］ 図１は、本発明を利用したMRI装置のブロック図であ
る。
る。
図２は、図１におけるMRI装置の一部を構成する変換
器の電気的ブロック図である。
器の電気的ブロック図である。
図３は、本発明の好ましい実施態様に利用されるパル
スシーケンスのグラフ図である。
スシーケンスのグラフ図である。
図４は、本発明の好ましい実施態様を実行したときの
データがサンプルされる三次元ｋ空間のグラフ図であ
る。
データがサンプルされる三次元ｋ空間のグラフ図であ
る。
図５は、図４における三次元ｋ空間がサンプルされた
なかの整列を示すグラフ図である。
なかの整列を示すグラフ図である。
図６は、図４における三次元ｋ空間のサンプリングを
示したグラフ図であり、動的な検討における各画像フレ
ームが本発明の一実施態様に従って再構築された時間を
示している。
示したグラフ図であり、動的な検討における各画像フレ
ームが本発明の一実施態様に従って再構築された時間を
示している。
図７は、信号強度を示すグラフ図であり、画像アーテ
ィファクトを生成する強度の窪みを示している。
ィファクトを生成する強度の窪みを示している。
図８は、動的な検討中における各画像フレームに対す
るデータセットの概略図であって、いかにしてMRA画像
を生成するのに、それらのデータセットが組み会わされ
るのかを示している。
るデータセットの概略図であって、いかにしてMRA画像
を生成するのに、それらのデータセットが組み会わされ
るのかを示している。
図９は、動的な検討中に生成される一般的な重み信号
Ｃ（ｔ）のグラフ図である。
Ｃ（ｔ）のグラフ図である。
図10は、図９における情報が、対応する画像データを
再度重み付けすなわち正規化するのに利用された後にお
ける、結果として生じたｋ空間の重み付けのグラフ図で
ある。
再度重み付けすなわち正規化するのに利用された後にお
ける、結果として生じたｋ空間の重み付けのグラフ図で
ある。
［好ましい実施態様の説明］ 最初に図１を参照すると、本発明を具体化する好まし
いMRI装置と全体構成が示されている。装置の動作は、
キーボードと、制御パネル102と、表示器104とを含むオ
ペレータコンソロール100から制御される。オペレータ
コンソール100は、スクリーン104上での各画像の生成と
表示をオペレータが制御できるように、別個のコンピュ
ータ装置107とリンク116を通じて通信を行なう。コンピ
ュータ装置107は、お互いが背面を通して通信を行なう
複数のモジュールを含んでいる。これらのモジュール
は、画像プロセッサモジュール106と、CPU御ジュール10
8と、メモリモジュール113を含んでおり、画像データ配
列を記憶するフレームバッファのような技術として知ら
れている。コンピュータ装置107は、画像データやプロ
グラムを記憶するディスクメモリ111やテープドライブ1
12に連結するとともに、高速のシリアルリンク115を通
して、別個の装置制御部122と通信を行なう。
いMRI装置と全体構成が示されている。装置の動作は、
キーボードと、制御パネル102と、表示器104とを含むオ
ペレータコンソロール100から制御される。オペレータ
コンソール100は、スクリーン104上での各画像の生成と
表示をオペレータが制御できるように、別個のコンピュ
ータ装置107とリンク116を通じて通信を行なう。コンピ
ュータ装置107は、お互いが背面を通して通信を行なう
複数のモジュールを含んでいる。これらのモジュール
は、画像プロセッサモジュール106と、CPU御ジュール10
8と、メモリモジュール113を含んでおり、画像データ配
列を記憶するフレームバッファのような技術として知ら
れている。コンピュータ装置107は、画像データやプロ
グラムを記憶するディスクメモリ111やテープドライブ1
12に連結するとともに、高速のシリアルリンク115を通
して、別個の装置制御部122と通信を行なう。
装置制御部122は、背面で共に接続された一組のモジ
ュールを含んでいる。これらのモジュールは、CPUモジ
ュール119と、シリアルリンク125を通してオペレータコ
ンソール100に接続するパルス発生器モジュール121とを
含んでいる。このシリアルリンク125を通して、装置制
御部122は実行されるべきスキャンシーケンスを指摘す
るオペレータからの命令を受け取る。パルス発生器モジ
ュール121は、所望のスキャンシーケンスを実行するの
に、装置の各構成を動作させる。それにより、生成され
るべきRFパルスのタイミング，強さおよび形を表わすと
ともに、データ収集窓のタイミングおよび長さを表わす
データを生成する。パルス発生器モジュール121は、ス
キャン中に生成されるべき傾斜パルスのタイミングと形
を表わすのに、一組の傾斜アンプ127に接続している。
また、パルス発生器モジュール121は、電極からのECG
（心電図）信号や、肺からの呼吸信号のような、患者に
接続された複数の異なるセンサからの信号を受け取る生
理的収集コントローラ129からの患者データを受信す
る。さらにまた、パルス発生器モジュール121は、患者
およびマグネット装置の状態に連動する様々なセンサか
らの信号を受け取るスキャンルームインターフェース回
路133に接続している。また、スキャンルームインター
フェース回路133を通して、望ましいスキャン位置に患
者を動かす命令を、患者位置決め装置134が受け取る。
ュールを含んでいる。これらのモジュールは、CPUモジ
ュール119と、シリアルリンク125を通してオペレータコ
ンソール100に接続するパルス発生器モジュール121とを
含んでいる。このシリアルリンク125を通して、装置制
御部122は実行されるべきスキャンシーケンスを指摘す
るオペレータからの命令を受け取る。パルス発生器モジ
ュール121は、所望のスキャンシーケンスを実行するの
に、装置の各構成を動作させる。それにより、生成され
るべきRFパルスのタイミング，強さおよび形を表わすと
ともに、データ収集窓のタイミングおよび長さを表わす
データを生成する。パルス発生器モジュール121は、ス
キャン中に生成されるべき傾斜パルスのタイミングと形
を表わすのに、一組の傾斜アンプ127に接続している。
また、パルス発生器モジュール121は、電極からのECG
（心電図）信号や、肺からの呼吸信号のような、患者に
接続された複数の異なるセンサからの信号を受け取る生
理的収集コントローラ129からの患者データを受信す
る。さらにまた、パルス発生器モジュール121は、患者
およびマグネット装置の状態に連動する様々なセンサか
らの信号を受け取るスキャンルームインターフェース回
路133に接続している。また、スキャンルームインター
フェース回路133を通して、望ましいスキャン位置に患
者を動かす命令を、患者位置決め装置134が受け取る。
パルス発生器モジュール121によって生成された傾斜
波形が、Gx,GyおよびGzの各アンプから構成される傾斜
アンプ装置127に与えられる。各々の傾斜アンプは、位
置エンコードの収集信号のために用いられる傾斜磁場を
生成するために、一般に139で示された組立体の対応す
る傾斜コイルを励起する。傾斜コイル組立体139は、極
性マグネット140と全身RFコイル152を含むマグネット組
立体141の部分を形成する。装置制御部122内の変換器モ
ジュール150は、RFアンプ151により増幅され、送信／受
信スイッチ154によりRFコイル152に連結されるパルスを
生成する。患者内で励起された原子核により放射された
結果の信号が、同じRFコイル152によって感知され、送
信／受信スイッチ154を通してプリアンプ153に連結され
てもよい。増幅されたNMR信号は、変換器150の受信部に
より復調され、濾波され、デジタル化される。送信モー
ド中ではRFアンプ151をコイル152に電気的に接続し、受
信モード中ではプリアンプ153を接続するために、送信
／受信スイッチ154はパルス発生器モジュール121からの
信号により制御される。また、送信／受信スイッチ154
により、別個のRFコイル（例えば、ヘッドコイルや表面
コイル）を、送信モード或いは受信モードのいずれか一
方に用いることが可能である。
波形が、Gx,GyおよびGzの各アンプから構成される傾斜
アンプ装置127に与えられる。各々の傾斜アンプは、位
置エンコードの収集信号のために用いられる傾斜磁場を
生成するために、一般に139で示された組立体の対応す
る傾斜コイルを励起する。傾斜コイル組立体139は、極
性マグネット140と全身RFコイル152を含むマグネット組
立体141の部分を形成する。装置制御部122内の変換器モ
ジュール150は、RFアンプ151により増幅され、送信／受
信スイッチ154によりRFコイル152に連結されるパルスを
生成する。患者内で励起された原子核により放射された
結果の信号が、同じRFコイル152によって感知され、送
信／受信スイッチ154を通してプリアンプ153に連結され
てもよい。増幅されたNMR信号は、変換器150の受信部に
より復調され、濾波され、デジタル化される。送信モー
ド中ではRFアンプ151をコイル152に電気的に接続し、受
信モード中ではプリアンプ153を接続するために、送信
／受信スイッチ154はパルス発生器モジュール121からの
信号により制御される。また、送信／受信スイッチ154
により、別個のRFコイル（例えば、ヘッドコイルや表面
コイル）を、送信モード或いは受信モードのいずれか一
方に用いることが可能である。
RFコイル152により取り上げられたNMR信号は、変換器
モジュール150によりデジタル化され、装置制御部122の
メモリモジュール160に転送される。スキャンが完全
で、完全なデータ配列メモリモジュール160に収集され
ているときに、アレイプロセッサ161は画像データ配列
に対してのデータをフーリエ変換処理する。この画像デ
ータは、シリアルリンク115を通してコンピュータ装置1
07に伝達され、そこでディスクメモリ111に記憶され
る。オペレータコンソール100から受け取った命令に応
答して、この画像データをテープドライブ112に保管さ
せてもよく、さもなければ、画像プロセッサ106によっ
て画像データを更に生成し、オペレータコンソール100
に伝達して、表示器104上に表示してもよい。
モジュール150によりデジタル化され、装置制御部122の
メモリモジュール160に転送される。スキャンが完全
で、完全なデータ配列メモリモジュール160に収集され
ているときに、アレイプロセッサ161は画像データ配列
に対してのデータをフーリエ変換処理する。この画像デ
ータは、シリアルリンク115を通してコンピュータ装置1
07に伝達され、そこでディスクメモリ111に記憶され
る。オペレータコンソール100から受け取った命令に応
答して、この画像データをテープドライブ112に保管さ
せてもよく、さもなければ、画像プロセッサ106によっ
て画像データを更に生成し、オペレータコンソール100
に伝達して、表示器104上に表示してもよい。
特に、図１および図２を参照すると、変換器150はパ
ワーアンプ151を通してコイル152AでRF励起磁場B1を生
成し、その結果としてコイル152Bに誘起された信号を受
け取る。先に指摘したように、各コイル152A,152Bは、
図２に示すように別個としてもよく、さもなければ、図
１に示すような単一の全身コイルとしてもよい。RF励起
磁場の基底すなわちキャリア周波数は、CPUモジュール1
19およびパルス発生器モジュール121からの一組のデジ
タル信号を受信する周波数シンセサイザ200の制御下で
生成される。これらのデジタル信号は、出力201にてRF
キャリア信号の周波数と位相を表わす。命令されたRFキ
ャリアは、変調器およびアップコンバータ202に供給さ
れ、そこでRFキャリアの振幅が、パルス発生器121から
も受け取られる信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。こ
の信号Ｒ（ｔ）は、生成されるべきRF励起パルスの包絡
線を定めるものであって、一続きの記憶された信号値を
連続的に読み出すことによって、モジュール121に生成
される。これらの記憶されたデジタル値は、すなわち、
オペレータコンソール100から変換され、あらゆる所望
のRFパルス包絡線を生成することが可能になる。
ワーアンプ151を通してコイル152AでRF励起磁場B1を生
成し、その結果としてコイル152Bに誘起された信号を受
け取る。先に指摘したように、各コイル152A,152Bは、
図２に示すように別個としてもよく、さもなければ、図
１に示すような単一の全身コイルとしてもよい。RF励起
磁場の基底すなわちキャリア周波数は、CPUモジュール1
19およびパルス発生器モジュール121からの一組のデジ
タル信号を受信する周波数シンセサイザ200の制御下で
生成される。これらのデジタル信号は、出力201にてRF
キャリア信号の周波数と位相を表わす。命令されたRFキ
ャリアは、変調器およびアップコンバータ202に供給さ
れ、そこでRFキャリアの振幅が、パルス発生器121から
も受け取られる信号Ｒ（ｔ）に応答して変調される。こ
の信号Ｒ（ｔ）は、生成されるべきRF励起パルスの包絡
線を定めるものであって、一続きの記憶された信号値を
連続的に読み出すことによって、モジュール121に生成
される。これらの記憶されたデジタル値は、すなわち、
オペレータコンソール100から変換され、あらゆる所望
のRFパルス包絡線を生成することが可能になる。
出力205で生成されたRF励起パルスの振幅は、背板118
からデジタル命令を受け取る励起減衰器206により減衰
される。減衰されたRF励起パルスは、RFコイル152Aを駆
動するパワーアンプ151に供給される。変換器122のこの
箇所におけるさらに詳細な記述は、参考としてその中に
具体化されている米国特許第4,952,877号が参照とな
る。
からデジタル命令を受け取る励起減衰器206により減衰
される。減衰されたRF励起パルスは、RFコイル152Aを駆
動するパワーアンプ151に供給される。変換器122のこの
箇所におけるさらに詳細な記述は、参考としてその中に
具体化されている米国特許第4,952,877号が参照とな
る。
図１および図２をさらに参照すると、対象物により生
成された信号は、受信コイル152Bで取り上げられ、プリ
アンプ153を通して受信減衰器207の入力に供給される。
受信減衰器207はさらに、背板118から受け取ったデジタ
ル減衰信号により、決められた量で信号を増幅する。
成された信号は、受信コイル152Bで取り上げられ、プリ
アンプ153を通して受信減衰器207の入力に供給される。
受信減衰器207はさらに、背板118から受け取ったデジタ
ル減衰信号により、決められた量で信号を増幅する。
受け取った信号は、ラーモア周波数、もしくはラーモ
ア周波数の周辺にあり、この高周波信号は、第１にNMR
信号をライン201上のキャリア信号と混合し、その後で
結果として生じる差信号を、ライン204上の2.5MHzの基
準信号と混合するダウンコンバータ208により、２段階
の過程にて低い周波数に変換される。低い周波数に変換
されたNMR信号は、アナログ−デジタル（A/D）コンバー
タ209の入力に供給されるとともに、このアナログ−デ
ジタル（A/D）コンバータ209は、アナログ信号をサンプ
ルし、デジタル化するとともに、16ビットの同相（Ｉ）
値と、受信信号に対応する16ビットの直角位相（Ｑ）値
とを生成するデジタル検出器および信号プロセッサ210
に信号を供給する。その結果として生じる受信信号のデ
ジタル化されたＩ値およびＱ値の流れは、背板118を通
してメモリモジュール160に出力され、そこで各値が画
像を再構築するのに利用される。
ア周波数の周辺にあり、この高周波信号は、第１にNMR
信号をライン201上のキャリア信号と混合し、その後で
結果として生じる差信号を、ライン204上の2.5MHzの基
準信号と混合するダウンコンバータ208により、２段階
の過程にて低い周波数に変換される。低い周波数に変換
されたNMR信号は、アナログ−デジタル（A/D）コンバー
タ209の入力に供給されるとともに、このアナログ−デ
ジタル（A/D）コンバータ209は、アナログ信号をサンプ
ルし、デジタル化するとともに、16ビットの同相（Ｉ）
値と、受信信号に対応する16ビットの直角位相（Ｑ）値
とを生成するデジタル検出器および信号プロセッサ210
に信号を供給する。その結果として生じる受信信号のデ
ジタル化されたＩ値およびＱ値の流れは、背板118を通
してメモリモジュール160に出力され、そこで各値が画
像を再構築するのに利用される。
250KHzのサンプリング信号や、5,10および60MHzの基
準信号と同じように、2.5MHzの基準信号は、基準周波数
発生器203により共通の20MHzの原クロック信号から生成
される。受信器のより詳細な記述は、米国特許第4,992,
736号公報が参照となる。
準信号と同じように、2.5MHzの基準信号は、基準周波数
発生器203により共通の20MHzの原クロック信号から生成
される。受信器のより詳細な記述は、米国特許第4,992,
736号公報が参照となる。
本発明は、複数の様々なパルスシーケンスで利用され
ることがあるものの、本発明の好ましい実施態様では、
図３に表わされる3D（三次元）傾斜呼び戻しエコーパル
スシーケンスを利用する。ゼネラル エレクトリック社
の1.5テスラMRスキャナを利用したパルスシーケンス“3
dfgre"は、再バージョンレベル5.5の装置を用いて、商
標名“SIGNA"の下で販売された。それは、以下に述べる
ようなｋ空間のサンリングパターンを行なうことができ
るように、様々な容積からのデータを補正するのに部分
修正された。
ることがあるものの、本発明の好ましい実施態様では、
図３に表わされる3D（三次元）傾斜呼び戻しエコーパル
スシーケンスを利用する。ゼネラル エレクトリック社
の1.5テスラMRスキャナを利用したパルスシーケンス“3
dfgre"は、再バージョンレベル5.5の装置を用いて、商
標名“SIGNA"の下で販売された。それは、以下に述べる
ようなｋ空間のサンリングパターンを行なうことができ
るように、様々な容積からのデータを補正するのに部分
修正された。
図３を特に参照すると、米国特許第4,431,968号に教
示されるように、関心のある3D容積中に横方向磁化を生
成するために、60゜のフリップ角を有するRF励起パルス
が、スラブ選択傾斜パルス222の存在するところで生成
される。Ｚ軸に沿って向けられた位相エンコード傾斜パ
ルス224と、Ｙ軸に沿って向けられた位相エンコード傾
斜パルス226が、これに続いて起こる。Ｘ軸に沿って向
けられた読出し位相エンコード傾斜パルス228がこの後
に続くと、部分的なエコー（60％）NMR信号230が収集さ
れ、この信号が上述したようにデジタル化される。この
収集の後で、米国特許第4,665,365号に教示されるよう
に、パルスシーケンスが繰り返される前に、巻き戻りの
傾斜パルス232,234が磁化を繰り返し段階的に行なう。
示されるように、関心のある3D容積中に横方向磁化を生
成するために、60゜のフリップ角を有するRF励起パルス
が、スラブ選択傾斜パルス222の存在するところで生成
される。Ｚ軸に沿って向けられた位相エンコード傾斜パ
ルス224と、Ｙ軸に沿って向けられた位相エンコード傾
斜パルス226が、これに続いて起こる。Ｘ軸に沿って向
けられた読出し位相エンコード傾斜パルス228がこの後
に続くと、部分的なエコー（60％）NMR信号230が収集さ
れ、この信号が上述したようにデジタル化される。この
収集の後で、米国特許第4,665,365号に教示されるよう
に、パルスシーケンスが繰り返される前に、巻き戻りの
傾斜パルス232,234が磁化を繰り返し段階的に行なう。
公知技術のように、図４で表わされた3Dのｋ空間をサ
ンプル化するために、パルスシーケンスは繰り返される
とともに、連続する値を通して位相エンコードパルス22
4,226が段階的に行なわれる。好ましい実施態様によれ
ば、16の位相エンコードがＺ軸に沿って用いられ、128
の位相エンコードがＹ軸に沿って用いられる。したがっ
て、特にＹ軸の各位相エンコードに対して、16の異なる
Ｚ軸位相エンコードを有する16の収集が、kz軸に沿って
サンプル化を完全に行なうのに実行される。これは、ky
軸に沿ってデジタル化を完全に行なうのに、128の異な
るＺ軸の位相エンコードで128回繰り返される。以下の
議論から明らかになるように、このサンプリングが行な
われる順序は重要である。
ンプル化するために、パルスシーケンスは繰り返される
とともに、連続する値を通して位相エンコードパルス22
4,226が段階的に行なわれる。好ましい実施態様によれ
ば、16の位相エンコードがＺ軸に沿って用いられ、128
の位相エンコードがＹ軸に沿って用いられる。したがっ
て、特にＹ軸の各位相エンコードに対して、16の異なる
Ｚ軸位相エンコードを有する16の収集が、kz軸に沿って
サンプル化を完全に行なうのに実行される。これは、ky
軸に沿ってデジタル化を完全に行なうのに、128の異な
るＺ軸の位相エンコードで128回繰り返される。以下の
議論から明らかになるように、このサンプリングが行な
われる順序は重要である。
kx軸に沿ったサンプリングは、各々のパルスシーケン
ス間の読出し傾斜パルス228が存在するところで、エコ
ー信号230をサンプリングすることで行なわれる。kx軸
に沿った部分的なサンプリングだけが行なわれて、ホモ
ダイン再構築を利用するか、若しくはゼロフィルを行な
うことにより、失ったデータが算出されることは、これ
により、パルスシーケンスのエコータイム（TE）を、1.
8から2.0ms未満に短縮でき、パルスの反復率（TR）を1
0.0ms未満に短縮できる。
ス間の読出し傾斜パルス228が存在するところで、エコ
ー信号230をサンプリングすることで行なわれる。kx軸
に沿った部分的なサンプリングだけが行なわれて、ホモ
ダイン再構築を利用するか、若しくはゼロフィルを行な
うことにより、失ったデータが算出されることは、これ
により、パルスシーケンスのエコータイム（TE）を、1.
8から2.0ms未満に短縮でき、パルスの反復率（TR）を1
0.0ms未満に短縮できる。
特に図４を参照すると、好ましい実施態様に従って動
的な検討を行なうのに、サンプルされるべきｋ空間が、
“A"から“D"で示される４つの領域に分割される。これ
らの領域“A"から“D"の境界線は、ky軸に沿って配置さ
れるとともに、ky＝０に対して対称である。中央の領域
である“A"は、ky＝−16からky＝＋15に配列している中
央のｋ空間の領域を占有し、公知技術のように、これら
の各「中央」サンプルが、再構築される画像の全体的な
コントラストを決定する大部分の情報を包含する。ここ
で記述されるように、動的な検討中における各々のフレ
ーム画像の基礎を形成し、結果として生じる時間的なフ
レーム率を決定するのが、この中央のｋ空間領域であ
る。
的な検討を行なうのに、サンプルされるべきｋ空間が、
“A"から“D"で示される４つの領域に分割される。これ
らの領域“A"から“D"の境界線は、ky軸に沿って配置さ
れるとともに、ky＝０に対して対称である。中央の領域
である“A"は、ky＝−16からky＝＋15に配列している中
央のｋ空間の領域を占有し、公知技術のように、これら
の各「中央」サンプルが、再構築される画像の全体的な
コントラストを決定する大部分の情報を包含する。ここ
で記述されるように、動的な検討中における各々のフレ
ーム画像の基礎を形成し、結果として生じる時間的なフ
レーム率を決定するのが、この中央のｋ空間領域であ
る。
残っている３つの「周辺」にあるｋ空間領域Ｂ〜Ｄ
は、中央領域Ａに対向する各側に分割配置される。これ
らの領域は、次の範囲でｋ空間を占有する。
は、中央領域Ａに対向する各側に分割配置される。これ
らの領域は、次の範囲でｋ空間を占有する。
領域Ｂは、ky＝−17からky＝−32と、ky＝＋16からky
＝＋31。
＝＋31。
領域Ｃは、ky＝−33からky＝−48と、ky＝＋32からky
＝＋47。
＝＋47。
領域Ｄは、ky＝−49からky＝−64と、ky＝＋48からky
＝＋63。
＝＋63。
動的な検討中において、ｋ空間の中央領域は周辺領域
よりも、高率でサンプル化される。好ましい実施態様で
は、中央領域Ａと連続する周辺領域Ｂ〜Ｄの一つを交互
にサンプリングすることで、これが達成される。従っ
て、次の各サンプリングシーケンスのどちらかが、動的
な検討中に行なわれる。
よりも、高率でサンプル化される。好ましい実施態様で
は、中央領域Ａと連続する周辺領域Ｂ〜Ｄの一つを交互
にサンプリングすることで、これが達成される。従っ
て、次の各サンプリングシーケンスのどちらかが、動的
な検討中に行なわれる。
AB AC AD AB AC AD AB AC AD AD AC AB AD AC AB AD AC AB 後者のサンプリングシーケンスは、図５にてグラフ的
に示されているが、ここでは、水平軸が動的検討中にお
ける実時間を示しており、垂直軸がky軸に沿ったｋ空間
内のサンプルされるべき領域となっている。各々のｋ空
間領域Ａ〜Ｄがサンプル化される間の時間周期が標識化
され、下つき文字を表示した数の領域が、動的な検討中
にサンプルされている。ここでは、中央のｋ空間領域Ａ
が周辺のｋ空間領域Ｂ〜Ｄよりも高い時間率でサンプル
されているのが容易にわかる。
に示されているが、ここでは、水平軸が動的検討中にお
ける実時間を示しており、垂直軸がky軸に沿ったｋ空間
内のサンプルされるべき領域となっている。各々のｋ空
間領域Ａ〜Ｄがサンプル化される間の時間周期が標識化
され、下つき文字を表示した数の領域が、動的な検討中
にサンプルされている。ここでは、中央のｋ空間領域Ａ
が周辺のｋ空間領域Ｂ〜Ｄよりも高い時間率でサンプル
されているのが容易にわかる。
本実施態様では、以下に議論される他の再構築計画を
実行するために、領域Ａ〜Ｄの全てが、動的な検討の始
めと再度最後にスキャンされる。上述した交互のシーケ
ンスが、240で表わされた動的検討の重大な期間中にそ
の後行なわれることは、見分けることができよう。特別
な検討中に現れた関心のあるコントラスト変化を取り囲
む必要がある限り、この交互のシーケンスを拡張するこ
とができる。
実行するために、領域Ａ〜Ｄの全てが、動的な検討の始
めと再度最後にスキャンされる。上述した交互のシーケ
ンスが、240で表わされた動的検討の重大な期間中にそ
の後行なわれることは、見分けることができよう。特別
な検討中に現れた関心のあるコントラスト変化を取り囲
む必要がある限り、この交互のシーケンスを拡張するこ
とができる。
本発明を実行するのに、他の方法でｋ空間を分割でき
ることは、当業者により見分けることができよう。例え
ば、領域の数は変更することができ、また、各領域の境
界線がスライス選択軸kzに沿って配置されるように、各
領域を向けることが可能である。さらに、ｋ空間を円形
の中央領域と、これを取り囲む環状の周囲領域とに分割
することもできる。
ることは、当業者により見分けることができよう。例え
ば、領域の数は変更することができ、また、各領域の境
界線がスライス選択軸kzに沿って配置されるように、各
領域を向けることが可能である。さらに、ｋ空間を円形
の中央領域と、これを取り囲む環状の周囲領域とに分割
することもできる。
動的な検討の間に収集されたデータは、この動的な検
討中に現れるコントラストの変化を克明に表現した連続
するフレーム画像F1〜Fnを再構築するのに、複数の方法
で利用されることがある。図６に示した一つの実施態様
では、F1からF7で示された画像フレームは、各々の中央
ｋ空間領域で収集したもの（A1〜A7）からのデータを用
いて再構築される。これは、周りを取り囲む周辺のｋ空
間領域Ｂ〜Ｄからの時間的に近接したデータと組み合わ
せた特別な中央のｋ空間領域データを用いて、フレーム
画像を再構築するのに十分なデータセットがあれば、こ
のデータセットを形成することで完成される。各々の画
像フレームデータのセットは、動的な検討中の特別な時
間で、対象物を克明に表現する。
討中に現れるコントラストの変化を克明に表現した連続
するフレーム画像F1〜Fnを再構築するのに、複数の方法
で利用されることがある。図６に示した一つの実施態様
では、F1からF7で示された画像フレームは、各々の中央
ｋ空間領域で収集したもの（A1〜A7）からのデータを用
いて再構築される。これは、周りを取り囲む周辺のｋ空
間領域Ｂ〜Ｄからの時間的に近接したデータと組み合わ
せた特別な中央のｋ空間領域データを用いて、フレーム
画像を再構築するのに十分なデータセットがあれば、こ
のデータセットを形成することで完成される。各々の画
像フレームデータのセットは、動的な検討中の特別な時
間で、対象物を克明に表現する。
こうした画像フレームデータセットを形成する一つの
方法は、中央のｋ空間領域Ａを収集する時間に最も近
い、周辺領域から収集したデータを利用することであ
る。従って、F2からF6の各フレーム画像に対し、図６に
て収集され克明に表現されたデータは、次のような各デ
ータセットに形成されてもよい。
方法は、中央のｋ空間領域Ａを収集する時間に最も近
い、周辺領域から収集したデータを利用することであ
る。従って、F2からF6の各フレーム画像に対し、図６に
て収集され克明に表現されたデータは、次のような各デ
ータセットに形成されてもよい。
F2→A2＋B2＋C2＋D2 F3→A3＋B2＋C2（D2またはD3） F4→A4＋B2＋（C2またはC3）＋D3 F5→A5＋（B2またはB3）＋C3＋D3 F6→A6＋B3＋C3＋（D3またはD4） 画像フレームのデータに最も近い時間のデータを選択
する方法は、“neares neighbor（ニアレスト ネイバ
ー）”法として、ここに引用される。ｋ空間の周辺領域
に対し最も近いデータが、時にはフレーム時間に近く、
また他の場合には、フレーム時間が２つのサンプル期間
の間の途中にある。
する方法は、“neares neighbor（ニアレスト ネイバ
ー）”法として、ここに引用される。ｋ空間の周辺領域
に対し最も近いデータが、時にはフレーム時間に近く、
また他の場合には、フレーム時間が２つのサンプル期間
の間の途中にある。
各々のフレームF2からF6で、データセットを形成する
他の方法は、各々の周辺領域に対して収集されたデータ
の近接する２セット間で、改変を行うことである。図６
にて収集され克明に表現されたデータから、フレーム画
像F2からF6を形成する改変方法の例は、次のようにな
る。
他の方法は、各々の周辺領域に対して収集されたデータ
の近接する２セット間で、改変を行うことである。図６
にて収集され克明に表現されたデータから、フレーム画
像F2からF6を形成する改変方法の例は、次のようにな
る。
F2→A2＋（B1＋B2）/2＋（4C2＋C1）/5＋（5D2＋D3）/6 F3→A3＋（5B2＋B1）/6＋（5C2＋C3）/6＋（D2＋D3）/2 F4→A4＋（5B2＋B3）/6＋（C2＋C3）/2＋（5D3＋D2）/6 F5→A5＋（B2＋B3）/2＋（5C3＋C2）/6＋（5D3＋D4）/6 F6→A6＋（5B3＋B2）/6＋（4C3＋C4）/5＋（D3＋D4）/2 上述の係属中の米国特許出願第622,718号に開示され
るように、領域B,C,Dと同様に各領域Ａ間を改変するこ
とにより、中間のフレーム画像（例えば、Ｆ2.5,F3.5,F
4.5およびＦ5.5）を生成することも可能である。
るように、領域B,C,Dと同様に各領域Ａ間を改変するこ
とにより、中間のフレーム画像（例えば、Ｆ2.5,F3.5,F
4.5およびＦ5.5）を生成することも可能である。
上で表したように、各々のフレームでのデータセット
を形成するのに用いられる各ビューは、関心のある領域
（ROI）にコントラスト仲介物が流れ込む間の時間中に
亘って収集される。その結果、コントラスト仲介物の
量、つまり信号の強さは、各々のデータセットを形成す
るのに利用されるビューの収集の間に変更されるかもし
れない。こうした信号強度の変動が、結果として正確な
診断を阻害する再構築された画像による画像アーティフ
ァクトを生み出すことがわかっている。このようなアー
ティファクトの一つが、腎臓動脈のちょうど下にある大
動脈の再構築画像全体の断面図として、図７のグラフに
示されている。280で示す強度の落ち込みは、動脈中央
の陰影領域として現れたアーティファクトである。本発
明の一つの見地は、こうした画像アーティファクトを抑
制して、収集されたNMRデータを補正することにある。
を形成するのに用いられる各ビューは、関心のある領域
（ROI）にコントラスト仲介物が流れ込む間の時間中に
亘って収集される。その結果、コントラスト仲介物の
量、つまり信号の強さは、各々のデータセットを形成す
るのに利用されるビューの収集の間に変更されるかもし
れない。こうした信号強度の変動が、結果として正確な
診断を阻害する再構築された画像による画像アーティフ
ァクトを生み出すことがわかっている。このようなアー
ティファクトの一つが、腎臓動脈のちょうど下にある大
動脈の再構築画像全体の断面図として、図７のグラフに
示されている。280で示す強度の落ち込みは、動脈中央
の陰影領域として現れたアーティファクトである。本発
明の一つの見地は、こうした画像アーティファクトを抑
制して、収集されたNMRデータを補正することにある。
三次元フーリエ変換法を用いて、三次元フレーム画像
の対応するセットを再構築するのに、画像フレームデー
タが用いられてもよい。こうした６つの三次元フレーム
画像が、フレーム画像データ250〜255として図８に示さ
れているが、実際には30個のこうしたデータセットが、
通常の動的な検討中に生成される。こうしたスキャンか
ら三次元画像を再構築するには膨大な処理時間を必要と
する。本発明の他の見地は、この処理時間を減らすこと
にある。
の対応するセットを再構築するのに、画像フレームデー
タが用いられてもよい。こうした６つの三次元フレーム
画像が、フレーム画像データ250〜255として図８に示さ
れているが、実際には30個のこうしたデータセットが、
通常の動的な検討中に生成される。こうしたスキャンか
ら三次元画像を再構築するには膨大な処理時間を必要と
する。本発明の他の見地は、この処理時間を減らすこと
にある。
図８を参照すると、これは時間フレーム250〜255の各
々における三次元ｋ空間データの部分体から、三次元画
像を生成することにより達成される。例えば、各々の三
次元ｋ空間データセット250〜255と、対応する各画像26
0〜265を生成するのにそこで行われる二次元フーリエ変
換とから、一般には中央のスライスである一つのｋ空間
データの二次元スライスを選択してもよい。結果として
生じるプレビューの画像が平均化され、画質を改良する
ことができるように、他のｋ空間を用いてこの処理を任
意に繰り返してもよい。こうした二次元の再構築は、画
像サイズと使用されるコンピュータの各々に依存して、
約0.5秒から５秒を必要とし、オペレータは、データが
収集されるのとほぼ同じ速さの、（通常は）30の時間的
フレームすべてを表した２次元画像を、持つことができ
る。好ましくは、最初の二次元画像フレーム260は、デ
フォルトの参照フレームとして用いられ、後に続く二次
元画像フレーム261〜265が、連続する二次元の消去画像
を形成するのに生成されるときに、二次元の画像フレー
ム261〜265から差し引かれる。他のものから二次元消去
画像のどれかを差し引くことにより、どちらか一つの参
照フレームが単に選ばれてもよい。例えば、二次元消去
フレーム画像（261〜260）が、二次元消去画像（263〜2
60）から差し引かれると、その結果は二次元画像フレー
ム261が参照となる二次元消去画像（例えば、263〜26
1）となる。これらの二次元画像260〜265あるいは関連
する各消去画像は、以下に述べるような２つの目的に対
し利用されることがある。
々における三次元ｋ空間データの部分体から、三次元画
像を生成することにより達成される。例えば、各々の三
次元ｋ空間データセット250〜255と、対応する各画像26
0〜265を生成するのにそこで行われる二次元フーリエ変
換とから、一般には中央のスライスである一つのｋ空間
データの二次元スライスを選択してもよい。結果として
生じるプレビューの画像が平均化され、画質を改良する
ことができるように、他のｋ空間を用いてこの処理を任
意に繰り返してもよい。こうした二次元の再構築は、画
像サイズと使用されるコンピュータの各々に依存して、
約0.5秒から５秒を必要とし、オペレータは、データが
収集されるのとほぼ同じ速さの、（通常は）30の時間的
フレームすべてを表した２次元画像を、持つことができ
る。好ましくは、最初の二次元画像フレーム260は、デ
フォルトの参照フレームとして用いられ、後に続く二次
元画像フレーム261〜265が、連続する二次元の消去画像
を形成するのに生成されるときに、二次元の画像フレー
ム261〜265から差し引かれる。他のものから二次元消去
画像のどれかを差し引くことにより、どちらか一つの参
照フレームが単に選ばれてもよい。例えば、二次元消去
フレーム画像（261〜260）が、二次元消去画像（263〜2
60）から差し引かれると、その結果は二次元画像フレー
ム261が参照となる二次元消去画像（例えば、263〜26
1）となる。これらの二次元画像260〜265あるいは関連
する各消去画像は、以下に述べるような２つの目的に対
し利用されることがある。
第１に、二次元画像260〜265の各々を再検討するとと
もに、関心のある血管を最も克明に表わした１乃至２の
二次元画像を選択してもよい。例えば図８を参照する
と、仮にコントラスト仲介物が到達した後の、コントラ
スト仲介物による強化の頂点で、二次元画像261および
二次元画像264が血管を克明に表現しているならば、対
応する三次元のフレームデータセット251,254が、完全
なる処理のために選択される。ｋ空間差分データセット
が形成され、三次元差分画像データセットを得るのに、
このｋ空間差分データセットが三次元フーリエ変換され
ている間に、好ましい実施態様では、ｋ空間のデータセ
ット251,254の各々が、個々にフーリエ変換され、三次
元差分画像データセット270を形成するのに、画像空間
内に差し引かれる。この２つの最善のデータセットによ
る処理は、30のデータセット全てを再構築するのに比べ
て15の要因だけでよく、全体的な処理時間の減少を生み
出す。普通の価格のコンピュータを利用すると、30のデ
ータセットを再構築するのに必要な時間は、画像サイズ
や使用する受信コイルの数に依存して、５分から１時間
である。上述の提案では、再構築の時間が１分から４分
未満に減少する。仮に再構築のために追加のデータセッ
トが選択されるならば、これらの時間見積りは増加す
る。
もに、関心のある血管を最も克明に表わした１乃至２の
二次元画像を選択してもよい。例えば図８を参照する
と、仮にコントラスト仲介物が到達した後の、コントラ
スト仲介物による強化の頂点で、二次元画像261および
二次元画像264が血管を克明に表現しているならば、対
応する三次元のフレームデータセット251,254が、完全
なる処理のために選択される。ｋ空間差分データセット
が形成され、三次元差分画像データセットを得るのに、
このｋ空間差分データセットが三次元フーリエ変換され
ている間に、好ましい実施態様では、ｋ空間のデータセ
ット251,254の各々が、個々にフーリエ変換され、三次
元差分画像データセット270を形成するのに、画像空間
内に差し引かれる。この２つの最善のデータセットによ
る処理は、30のデータセット全てを再構築するのに比べ
て15の要因だけでよく、全体的な処理時間の減少を生み
出す。普通の価格のコンピュータを利用すると、30のデ
ータセットを再構築するのに必要な時間は、画像サイズ
や使用する受信コイルの数に依存して、５分から１時間
である。上述の提案では、再構築の時間が１分から４分
未満に減少する。仮に再構築のために追加のデータセッ
トが選択されるならば、これらの時間見積りは増加す
る。
全体的な血管の構造および状態を評価するために、こ
の三次元画像データの三次元配列270を、単一の二次元
投影画像272に投影するのが、通常はさらに役に立つ。
これを行うために最も一般的に利用される技術は、投影
画像272内の各ピクセル（画素）からの光線を三次元配
列270の各画像データ点に通過投影するとともに、その
中から最大値を有するデータ点を選択することである。
各々の光線に対し選択された最大値は、投影画像272に
対応するピクセルの輝度を制御するのに利用される。こ
の方法は「最大値ピクセル技術」として以下に参照され
るが、実行するのが非常に簡単で、感覚的に満足する画
像が与えられる。目下これは、好ましい方法である。
の三次元画像データの三次元配列270を、単一の二次元
投影画像272に投影するのが、通常はさらに役に立つ。
これを行うために最も一般的に利用される技術は、投影
画像272内の各ピクセル（画素）からの光線を三次元配
列270の各画像データ点に通過投影するとともに、その
中から最大値を有するデータ点を選択することである。
各々の光線に対し選択された最大値は、投影画像272に
対応するピクセルの輝度を制御するのに利用される。こ
の方法は「最大値ピクセル技術」として以下に参照され
るが、実行するのが非常に簡単で、感覚的に満足する画
像が与えられる。目下これは、好ましい方法である。
投影画像272を形成するのに利用され、利用できる情
報のより多くを保有する別の技術は、「インテグレーシ
ョン法」のような以下のものを参照することである。こ
の投影法は、「適応性のあるNMR血管造影法における投
影法」と題する米国特許第5,204,627号公報に記述され
ている。この方法によれば、各々の投影画像ピクセルの
輝度が、全てのデータ点の合計により投影光線に沿って
決定される。
報のより多くを保有する別の技術は、「インテグレーシ
ョン法」のような以下のものを参照することである。こ
の投影法は、「適応性のあるNMR血管造影法における投
影法」と題する米国特許第5,204,627号公報に記述され
ている。この方法によれば、各々の投影画像ピクセルの
輝度が、全てのデータ点の合計により投影光線に沿って
決定される。
投影画像272を生成するのに利用されるさらに別の技
術は、三次元領域成長法を用いることである。成長され
るべき三次元の画像データセット内における領域の起点
を、オペレータが決定する。成長した領域はその後ぼん
やりとし、血管端部のちょうど外側のボクセルを含むマ
スクを作るのに閾値化されるが、このボクセルは、領域
が成長する過程において削られることになる。この方法
は、血管の端部が保持されており、しかも、描出過程に
含まれる視覚的な指示を利用することにより、血管の重
腹部分を導き出すことが可能な、非常にスムーズな血管
の表現を提供する。
術は、三次元領域成長法を用いることである。成長され
るべき三次元の画像データセット内における領域の起点
を、オペレータが決定する。成長した領域はその後ぼん
やりとし、血管端部のちょうど外側のボクセルを含むマ
スクを作るのに閾値化されるが、このボクセルは、領域
が成長する過程において削られることになる。この方法
は、血管の端部が保持されており、しかも、描出過程に
含まれる視覚的な指示を利用することにより、血管の重
腹部分を導き出すことが可能な、非常にスムーズな血管
の表現を提供する。
上で表したように、各々のフレームでのデータセット
を形成するのに用いられる各ビューは、関心のある領域
（ROI）にコントラスト仲介物が流れ込む間の時間中に
亘って収集される。その結果、コントラスト仲介物の
量、つまり信号の強さは、各々のデータセットを形成す
るのに利用されるビューの収集の間に変更されるかもし
れない。こうした信号の重み付けの変動は、結果的に再
構築された画像の画像アーテイファクトに生じることが
議論されている。これらのアーティファクトは、正確な
診断を阻害する。こうした一つのアーティファクトが図
７のグラフに表わされているが、これは、人造動脈のち
ょうど下にある大動脈の再構築画像全体の断面図であ
る。280で示す強度の落ち込みは、動脈中央の陰影領域
として現れたアーティファクトである。この問題の解決
は、NMR信号のコントラスト増大に依存した時間に関す
る情報を収集すること、および、動的な検討中に収集さ
れるNMR信号の再重み付けすなわち正規化するのに、そ
の情報を利用することである。
を形成するのに用いられる各ビューは、関心のある領域
（ROI）にコントラスト仲介物が流れ込む間の時間中に
亘って収集される。その結果、コントラスト仲介物の
量、つまり信号の強さは、各々のデータセットを形成す
るのに利用されるビューの収集の間に変更されるかもし
れない。こうした信号の重み付けの変動は、結果的に再
構築された画像の画像アーテイファクトに生じることが
議論されている。これらのアーティファクトは、正確な
診断を阻害する。こうした一つのアーティファクトが図
７のグラフに表わされているが、これは、人造動脈のち
ょうど下にある大動脈の再構築画像全体の断面図であ
る。280で示す強度の落ち込みは、動脈中央の陰影領域
として現れたアーティファクトである。この問題の解決
は、NMR信号のコントラスト増大に依存した時間に関す
る情報を収集すること、および、動的な検討中に収集さ
れるNMR信号の再重み付けすなわち正規化するのに、そ
の情報を利用することである。
特に図９を参照すると、関心のある領域にコントラス
ト仲介物が入り込んだときのNMR信号の重み変化を表わ
す一般的なコントラスト曲線は、コントラスト仲介物が
到達する前に測定された、あるバックグラウンド値
（Ｂ）を有する。NMRのｋ空間データ（Ik）は、動脈血
流（Iart）による要素と、バックグラウンド（Ibkg）に
よる要素とを含んでいる。動脈血流による要素（Iart）
は、基線値Ｂより上方の曲線（Ｃ（ｔ））で、重みの増
加を得る。バックグラウンド要素（Ibkg）が、コントラ
スト仲介物が最初に通過する間で、一定の重み付けを有
するものと仮定すると、 Ik（ｔ）＝Ｂ＊Ibkg＋［Ｂ＋Ｃ（ｔ）］＊Iart（１） 本発明に基づく再重み付けが、バックグラウンドのゴ
ースティング（ghosting）に起因するものでないことを
保証するために、主要なコントラストｋ空間から、コン
トラスト仲介物が到達する前に入手したｋ空間の基線デ
ータを差し引くことで形成された消去ｋ空間データΔIk
で、全ての再重み付けが行なわれている。これは、次の
ようにして与えられる。
ト仲介物が入り込んだときのNMR信号の重み変化を表わ
す一般的なコントラスト曲線は、コントラスト仲介物が
到達する前に測定された、あるバックグラウンド値
（Ｂ）を有する。NMRのｋ空間データ（Ik）は、動脈血
流（Iart）による要素と、バックグラウンド（Ibkg）に
よる要素とを含んでいる。動脈血流による要素（Iart）
は、基線値Ｂより上方の曲線（Ｃ（ｔ））で、重みの増
加を得る。バックグラウンド要素（Ibkg）が、コントラ
スト仲介物が最初に通過する間で、一定の重み付けを有
するものと仮定すると、 Ik（ｔ）＝Ｂ＊Ibkg＋［Ｂ＋Ｃ（ｔ）］＊Iart（１） 本発明に基づく再重み付けが、バックグラウンドのゴ
ースティング（ghosting）に起因するものでないことを
保証するために、主要なコントラストｋ空間から、コン
トラスト仲介物が到達する前に入手したｋ空間の基線デ
ータを差し引くことで形成された消去ｋ空間データΔIk
で、全ての再重み付けが行なわれている。これは、次の
ようにして与えられる。
ΔIk＝Ik（ｔ）−Ik（０）＝Ｃ（ｔ）＊Iart （２） 我々にとって、変化する重み付けを差し引くためにＣ
（ｔ）で割ることは、零で割る可能性があることから実
際にはできない。一つの選択としては、例えば、0.1な
どの比をｆとして、Ｃ（ｔ）＋ｆ＊Ｂで割ることがあ
る。この割られたものは、次のようにして与えられる新
規な連続するｋ空間差分データΔIk′を生成する。
（ｔ）で割ることは、零で割る可能性があることから実
際にはできない。一つの選択としては、例えば、0.1な
どの比をｆとして、Ｃ（ｔ）＋ｆ＊Ｂで割ることがあ
る。この割られたものは、次のようにして与えられる新
規な連続するｋ空間差分データΔIk′を生成する。
ΔIk′＝ΔIk/［ｆ＊Ｂ＋Ｃ（ｔ）］ （３） 小さなｆによって、これは図10に示すように、コント
ラスト曲線の開始部を鋭くし、また、等しい重み付けを
有するｋ空間データの高い部分を生成する。再重み付け
されたビューが平坦な高い部分284に収集されるなら
ば、この曲線282の鋭さは、ゴースティングのない一様
な画像を導き出す。
ラスト曲線の開始部を鋭くし、また、等しい重み付けを
有するｋ空間データの高い部分を生成する。再重み付け
されたビューが平坦な高い部分284に収集されるなら
ば、この曲線282の鋭さは、ゴースティングのない一様
な画像を導き出す。
全てのアーティファクトを排除するために、コントラ
スト仲介物が関心のある領域に到達し、重み付け要因の
高い部分が確立された後にのみ、ｋ空間の各ビューが収
集されるべきである。一つの解決法は、コントラスト仲
介物を注入するすぐ前あるいは注入したすぐ後に、ABCD
のシーケンスを行ない、その後で、コントラスト仲介物
が到達するまで、Ａでの収集（ここでいうＡは、上述し
た中央のｋ空間の収集を引用している）を継続し、その
地点で、ABACADのシーケンスが開始されるようにするこ
とである。その後、ニアレスト ネイバー法は、動的な
検討における最初の三次元フレームデータセットに対
し、後に続くB,CおよびＤの各ｋ空間で収集したものを
見つけるために、最初のＡの収集したものから時間的に
後を探す。その後で、各Ａで収集したものを時間的に平
均化し、外側にあるｋ空間位置の最も近くにある隣のも
のを選択することが、上述したように行える。A9を収集
する間にコントラスト仲介物が到達したと仮定すると、
シーケンスはこのようになる。
スト仲介物が関心のある領域に到達し、重み付け要因の
高い部分が確立された後にのみ、ｋ空間の各ビューが収
集されるべきである。一つの解決法は、コントラスト仲
介物を注入するすぐ前あるいは注入したすぐ後に、ABCD
のシーケンスを行ない、その後で、コントラスト仲介物
が到達するまで、Ａでの収集（ここでいうＡは、上述し
た中央のｋ空間の収集を引用している）を継続し、その
地点で、ABACADのシーケンスが開始されるようにするこ
とである。その後、ニアレスト ネイバー法は、動的な
検討における最初の三次元フレームデータセットに対
し、後に続くB,CおよびＤの各ｋ空間で収集したものを
見つけるために、最初のＡの収集したものから時間的に
後を探す。その後で、各Ａで収集したものを時間的に平
均化し、外側にあるｋ空間位置の最も近くにある隣のも
のを選択することが、上述したように行える。A9を収集
する間にコントラスト仲介物が到達したと仮定すると、
シーケンスはこのようになる。
A1,B2,C3,D4,A5,A6,A7,A8,A9,B10,A11,C12, A13,D14,A15,B16,A17,C18,A19,C20… 基線は、ｋ空間のビューA1＋B2＋C3＋D4から形成され
るとともに、次のｋ空間から差し引かれる。
るとともに、次のｋ空間から差し引かれる。
A9＋B10＋C12＋D14 B10＋（A9＋A11）/2＋C12＋D14 A11＋B10＋C12＋D14 このＫ空間データは、その後、重み付け信号Ｃ（ｔ）
を利用した等式（３）に基づき補正される。一つの実施
態様では、画像データが収集されるときに重み付け信号
Ｃ（ｔ）が生成され、この画像データの正規化をすぐに
行うことができる。しかし、次の議論で指摘されるよう
に、他の実施態様では、ｋ空間データが収集されている
ときに、重み付け信号Ｃ（ｔ）がわからなくてもよい。
従って、ｋ空間データが収集されているときのデータ
を、時間的に印付けすることが必要である。これは、ｋ
空間データが収集された瞬間の重み付け信号Ｃ（ｔ）の
値が正確にわかっているときに、等式（３）による補正
が後で行なわれることを可能にする。
を利用した等式（３）に基づき補正される。一つの実施
態様では、画像データが収集されるときに重み付け信号
Ｃ（ｔ）が生成され、この画像データの正規化をすぐに
行うことができる。しかし、次の議論で指摘されるよう
に、他の実施態様では、ｋ空間データが収集されている
ときに、重み付け信号Ｃ（ｔ）がわからなくてもよい。
従って、ｋ空間データが収集されているときのデータ
を、時間的に印付けすることが必要である。これは、ｋ
空間データが収集された瞬間の重み付け信号Ｃ（ｔ）の
値が正確にわかっているときに、等式（３）による補正
が後で行なわれることを可能にする。
重み付け信号Ｃ（ｔ）に対する各サンプル値Ciを生成
するのに、多くの方法を利用してよい。例えば、上述し
たゼネラル エレクトリック社のMRI装置で利用できる
［MR スマートプレップ“MR Smartprep"」を用いて、
各サンプル値Ciを生成してもよい。この方法は、上述し
た画像データの収集と交互に行なわれるパルスシーケン
スを実行することによって、関心のある領域からのNMR
信号強度を監視する。仮に、このパルスシーケンスが動
的な検討の間に頻繁に十分実行されるならば、画像デー
タが収集されるときに、重み付け信号Ｃ（ｔ）の最新値
を維持できる。その後、すぐに正規化を実行できる。重
み付け信号Ｃ（ｔ）を集めるのに利用されるパルスシー
ケンスは、例えば、コントラスト仲介物が到達したこと
を示すために、腹部の大動脈あるいは他の動脈に対する
スライス垂線を定めるスライス選択RFパルスを有する標
準の傾斜エコーシーケンスとすることがある。収集され
た信号のフーリエ変換を行なうというよりも、むしろ重
み付け信号Ｃ（ｔ）を表わすのに、統合された信号を用
いてよい。特別な血管内に現れるコントラスト信号をよ
り正確に定めるために、関心のある血管を通過する円筒
励起を定めるRFパルスをさらに用いてもよい。
するのに、多くの方法を利用してよい。例えば、上述し
たゼネラル エレクトリック社のMRI装置で利用できる
［MR スマートプレップ“MR Smartprep"」を用いて、
各サンプル値Ciを生成してもよい。この方法は、上述し
た画像データの収集と交互に行なわれるパルスシーケン
スを実行することによって、関心のある領域からのNMR
信号強度を監視する。仮に、このパルスシーケンスが動
的な検討の間に頻繁に十分実行されるならば、画像デー
タが収集されるときに、重み付け信号Ｃ（ｔ）の最新値
を維持できる。その後、すぐに正規化を実行できる。重
み付け信号Ｃ（ｔ）を集めるのに利用されるパルスシー
ケンスは、例えば、コントラスト仲介物が到達したこと
を示すために、腹部の大動脈あるいは他の動脈に対する
スライス垂線を定めるスライス選択RFパルスを有する標
準の傾斜エコーシーケンスとすることがある。収集され
た信号のフーリエ変換を行なうというよりも、むしろ重
み付け信号Ｃ（ｔ）を表わすのに、統合された信号を用
いてよい。特別な血管内に現れるコントラスト信号をよ
り正確に定めるために、関心のある血管を通過する円筒
励起を定めるRFパルスをさらに用いてもよい。
代わりに、収集された画像データから、重み付け信号
Ｃ（ｔ）の値を引き出すようにしてもよい。例えば、動
的な検討中における周期的な値Ciを生成するのに、上述
したような再構築される二次元画像を利用してもよい。
この場合、オペレータは最初の二次元画像の関心のある
領域を確認するとともに、基線値Ｂを形成するのに、そ
の中で強度の値が統合される。同じ強度の値が、後に続
く二次元画像に統合される。その後、図９に示すよう
に、コントラスト増大値Ciを生成するのに、各々のフレ
ームにおける関心のある領域の各信号から、基線値Ｂが
差し引かれる。
Ｃ（ｔ）の値を引き出すようにしてもよい。例えば、動
的な検討中における周期的な値Ciを生成するのに、上述
したような再構築される二次元画像を利用してもよい。
この場合、オペレータは最初の二次元画像の関心のある
領域を確認するとともに、基線値Ｂを形成するのに、そ
の中で強度の値が統合される。同じ強度の値が、後に続
く二次元画像に統合される。その後、図９に示すよう
に、コントラスト増大値Ciを生成するのに、各々のフレ
ームにおける関心のある領域の各信号から、基線値Ｂが
差し引かれる。
この方法の利点は、放射線学者に関心のある血管内の
正確な位置で、画像コントラストを監視することを可能
にし、それによって関心のある領域に、最善のアーティ
ファクト抑制が現れてくることにある。この方法の不利
な点は、画像データが収集されるときに、Ｃ（ｔ）の値
がわからないことと、正規化の段階が後ろ向きに行なわ
れなければならないことにある。
正確な位置で、画像コントラストを監視することを可能
にし、それによって関心のある領域に、最善のアーティ
ファクト抑制が現れてくることにある。この方法の不利
な点は、画像データが収集されるときに、Ｃ（ｔ）の値
がわからないことと、正規化の段階が後ろ向きに行なわ
れなければならないことにある。
コントラスト増大値Ciを生成するのに利用される方法
に関わらず、これらの増大値は、動的な検討中に分離し
た瞬間で、単にコントラストの増大を表わすだけであ
る。コントラスト増大値Ciを生成するのに二次元の各画
像を利用されるならば、例えば、各々の収集された画像
フレームに対し、一つの値Ciが生成される。より明確に
は、中央のｋ空間ビュー（すなわち、上述のシーケンス
Ａ）が、各々の画像フレームに対し収集される瞬間で、
各々の値Ciがコントラストの増大を表わす。他方で「MR
スマートプレップ」法が利用されるならば、一つの画
像フレームにつき１回よりも頻繁に、そのパルスシーケ
ンスが交互に重なり合って実行されるが、スキャン時間
を増加することなく、しかし、動的な検討の時間的解決
を減らすことなくして、それ以上に余分な頻度でパルス
シーケンスを実行することはできない。従って、コント
ラスト増大曲線Ｃ（ｔ）を生成するのに、補間法を利用
したコントラスト増大値Ciにスムーズな曲線が適合する
ことが、本発明の教示となっている。
に関わらず、これらの増大値は、動的な検討中に分離し
た瞬間で、単にコントラストの増大を表わすだけであ
る。コントラスト増大値Ciを生成するのに二次元の各画
像を利用されるならば、例えば、各々の収集された画像
フレームに対し、一つの値Ciが生成される。より明確に
は、中央のｋ空間ビュー（すなわち、上述のシーケンス
Ａ）が、各々の画像フレームに対し収集される瞬間で、
各々の値Ciがコントラストの増大を表わす。他方で「MR
スマートプレップ」法が利用されるならば、一つの画
像フレームにつき１回よりも頻繁に、そのパルスシーケ
ンスが交互に重なり合って実行されるが、スキャン時間
を増加することなく、しかし、動的な検討の時間的解決
を減らすことなくして、それ以上に余分な頻度でパルス
シーケンスを実行することはできない。従って、コント
ラスト増大曲線Ｃ（ｔ）を生成するのに、補間法を利用
したコントラスト増大値Ciにスムーズな曲線が適合する
ことが、本発明の教示となっている。
Ｃ（ｔ）＝Interp（Ci） ここで、“Interp"は補間を表わしている。
各々の収集されたNMR信号と結合した「消印」は、そ
の後、対応する時間（ｔ）でコントラスト増大値（Ｃ）
を検索するのに利用されてもよい。
の後、対応する時間（ｔ）でコントラスト増大値（Ｃ）
を検索するのに利用されてもよい。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 グリスト，トーマス， エム. アメリカ合衆国， ウイスコンシン州 53711，マディソン， カウンシル ク レスト 3805番地 (72)発明者 フライン，リチャード アメリカ合衆国， ウイスコンシン州 53705，マディソン， ヒルクレスト ドライヴ 3712番地 (72)発明者 コロセック，フランク アメリカ合衆国， ウイスコンシン州 53711，マディソン， リチャードソン ストリート 2759番地 (56)参考文献 特開 平５−285123（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−217960（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−201246（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (15)
- 【請求項１】ｂ）Ｚ軸およびＹ軸に沿って向けられた各
位相エンコード傾斜パルスに続いて、Ｘ軸に沿って向け
られた読出し傾斜パルスを起こすNMRパルスシーケンス
を実行し、対象物にコントラスト仲介物が注入される動
的な検討の時間区分の間に、選択された三次元ｋ空間の
各NMRサンプル信号を収集して、三次元データセットを
形成し、 ｃ）動的な検討の間の連続する各時間区分に前記ｂ）の
手順を繰り返し行ない、対応する複数の追加の三次元デ
ータセットを形成する装置制御部を備え、 ｄ）各三次元データセットの部分体を選択し、 ｅ）この選択されたデータの部分体を利用して、各々の
三次元データセットから二次元画像を再構築し、動的な
検討の間の対象物を表現する連続する二次元画像を形成
し、 ｆ）前記各三次元データセットの一乃至それ以上を選択
し、 ｇ）各々の選択された三次元データセットから、三次元
フレーム画像を再構築する各手順を行なうように構成し
た、 動的な検討の間に収集されたNMRデータから、対象物の
コントラスト増大磁気共鳴画像を生成するMRI装置。 - 【請求項２】ｈ）三次元フレーム画像を投影することに
より、二次元画像を生成する手順をさらに行なうように
構成した請求項１記載のMRI装置。 - 【請求項３】前記三次元データセットの一つが第２の三
次元データセットとして選択され、この第２の三次元デ
ータセットから第２の三次元フレーム画像が再構築され
るとともに、前記２つの三次元フレーム画像から三次元
差分フレーム画像を生成するように構成した請求項１記
載のMRI装置。 - 【請求項４】ｈ）三次元差分フレーム画像を投影するこ
とにより、二次元画像を生成する手順をさらに行なうよ
うに構成した請求項３記載のMRI装置。 - 【請求項５】手順ｄ）で選択されたデータの部分体が、
前記三次元空間内の単一の二次元平面からのサンプル信
号を含むように構成した請求項１記載のMRI装置。 - 【請求項６】前記データの部分体が、前記三次元ｋ空間
の中央に近くにあるサンプル信号にさらに限定されるよ
うに構成した請求項５記載のMRI装置。 - 【請求項７】ｈ）再構築された二次元画像の関心のある
領域を選択し、前記関心のある領域内の画像データから
コントラストの増大を表わす信号を生成する手順をさら
に含むように構成した請求項１記載のMRI装置。 - 【請求項８】ｂ）Ｚ軸およびＹ軸に沿って向けられた各
位相エンコード傾斜パルスに続いて、Ｘ軸に沿って向け
られた読出し傾斜パルスを起こすNMRパルスシーケンス
を実行し、対象物にコントラスト仲介物が注入される動
的な検討の時間区分の間に、選択された三次元ｋ空間の
各NMRサンプル信号を収集して、三次元データセットを
形成し、 ｃ）動的な検討の間の連続する各時間区分に前記ｂ）の
手順を繰り返し行ない、対応する複数の追加の三次元デ
ータセットを形成する装置制御部を備え、 ｄ）動的な検討の間の連続する時間間隔で、コントラス
ト仲介物による各NMRサンプル信号の増大した振幅を表
わすコントラスト増大値を生成し、 ｅ）各NMRサンプル信号が収集された時間に対応して、
この時間からのコントラスト増大値を利用して、各三次
元データセットの一つのNMRサンプル信号を正規化し、 ｆ）正規化されたサンプル信号を利用して画像を再構築
する各手順を行なうように構成した、 動的な検討の間に収集されたNMRデータから、対象物の
コントラスト増大磁気共鳴画像を生成するMRI装置。 - 【請求項９】NMRパルスシーケンスを実行し、対象物の
関心のある領域にコントラスト仲介物が入り込む前に、
前記選択された三次元ｋ空間からサンプル信号を収集し
て、基線のデータセットを形成するとともに、前記正規
化の手順ｅ）は、三次元データセットの一つの対応する
NMRサンプル信号から、基線のデータセットを差し引い
て、差分データセットを形成することを含むように構成
した請求項８記載のMRI装置。 - 【請求項１０】前記正規化の手順ｅ）は、前記差分デー
タセットを前記コントラスト増大値で割る手順をさらに
含むように構成した請求項９記載のMRI装置。 - 【請求項１１】対象物の関心のある領域からのNMR信号
を収集し、このNMR信号を利用して、前記コントラスト
増大値を生成するために、各コントラスト増大値は、動
的な検討の間にNMRパルスシーケンスを実行することに
より、手順ｄ）で生成されるように構成した請求項８記
載のMRI装置。 - 【請求項１２】各コントラスト増大値は、前記三次元デ
ータセットの各々からなる部分体を処理することで、手
順ｄ）で生成されるように構成した請求項８記載のMRI
装置。 - 【請求項１３】前記部分体は、前記三次元ｋ空間内の二
次元平面からの各NMRサンプル値であるとともに、前記
部分体の処理は、該部分体からの二次元画像を再構築す
ることを含むように構成した請求項12記載のMRI装置。 - 【請求項１４】前記二次元画像の関心のある選択された
領域における各値から、各コントラスト増大値を計算す
るように構成した請求項13記載のMRI装置。 - 【請求項１５】連続する時間間隔で各コントラスト増大
値が生成される間を補間することによりNMRサンプル信
号が収集される各時間に対応して、この各時間に各コン
トラスト増大値を計算するように構成した請求項８記載
のMRI装置。
Applications Claiming Priority (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/686,795 | 1996-07-26 | ||
| US08/686,795 US5881728A (en) | 1996-07-26 | 1996-07-26 | Digital subtraction magnetic resonance angiography with image artifact suppression |
| US686,795 | 1996-07-26 | ||
| PCT/US1997/001781 WO1998004928A1 (en) | 1996-07-26 | 1997-02-03 | Digital subtraction magnetic resonance angiography with image artifact suppression |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10512482A JPH10512482A (ja) | 1998-12-02 |
| JP3130320B2 true JP3130320B2 (ja) | 2001-01-31 |
Family
ID=24757798
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10508762A Expired - Lifetime JP3130320B2 (ja) | 1996-07-26 | 1997-02-03 | 対象物のコントラスト増大磁気共鳴画像を生成するｍｒｉ装置 |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5881728A (ja) |
| EP (1) | EP0852731B1 (ja) |
| JP (1) | JP3130320B2 (ja) |
| AU (1) | AU2257497A (ja) |
| DE (1) | DE69735748T2 (ja) |
| WO (1) | WO1998004928A1 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007113945A (ja) * | 2005-10-18 | 2007-05-10 | Joji Nakagawara | 画像処理方法、画像処理プログラム、及び画像処理装置 |
Families Citing this family (35)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6043654A (en) * | 1997-11-14 | 2000-03-28 | Picker International, Inc. | Multi-volume slicing and interleaved phase-encoding acquisition for 3 D fast spin echo (FSE) |
| US6195579B1 (en) * | 1998-12-18 | 2001-02-27 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Contrast detection and guided reconstruction in contrast-enhanced magnetic resonance angiography |
| US6259940B1 (en) * | 1999-04-28 | 2001-07-10 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Method of performing magnetic resonance angiography using two-dimensional imaging and de-rated gradients |
| JP4379559B2 (ja) * | 1999-04-30 | 2009-12-09 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP2003528665A (ja) | 2000-03-27 | 2003-09-30 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 時間依存性のコントラストを撮像する磁気共鳴撮像方法 |
| JP2004504909A (ja) * | 2000-07-31 | 2004-02-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴方法及び装置 |
| WO2002045584A1 (fr) * | 2000-12-04 | 2002-06-13 | Hitachi Medical Corporation | Procede de mesure dans un dispositif d'imagerie par resonance magnetique et dispositif d'imagerie par resonance magnetique |
| US6725077B1 (en) * | 2000-12-29 | 2004-04-20 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Apparatus and method for just-in-time localization image acquisition |
| US20030060731A1 (en) * | 2001-01-26 | 2003-03-27 | Fleischhacker Mark G. | Non-metallic guide wire |
| DE10119660B4 (de) * | 2001-04-20 | 2006-01-05 | Siemens Ag | Verfahren zur schnellen Gewinnung eines Magnetresonanzbildes |
| US20030065490A1 (en) * | 2001-09-27 | 2003-04-03 | Lowry David F. | System and technique for interrogation of an object |
| DE10147919A1 (de) * | 2001-09-28 | 2003-04-30 | Siemens Ag | Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten mittels magnetischer Resonanz |
| US6728569B2 (en) | 2001-10-25 | 2004-04-27 | Evanston Northwestern Healthcare Corp. | Scoutless whole-body imaging with fast positioning |
| DE10161925B4 (de) * | 2001-12-17 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Verfahren zum Aufnehmen von Magnetresonanzsignalen eines Objekts mittels einer Magnetresonanzanlage und Rekonstruieren eines Bildes anhand der aufgenommenen Magnetresonanzsignale, sowie Computerprogrammprodukt und Magnetresonanzanlage |
| US6903551B2 (en) * | 2002-05-01 | 2005-06-07 | Brigham & Women's Hospital, Inc. | Variable-density parallel magnetic resonance imaging |
| JP2006519081A (ja) * | 2003-03-03 | 2006-08-24 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 磁気共鳴イメージング方法 |
| DE10353342B4 (de) * | 2003-11-14 | 2008-07-17 | Siemens Ag | Verbesserte MRT-Bildgebung auf Basis konventioneller PPA-Rekonstruktionsverfahren |
| JP4434753B2 (ja) * | 2004-01-13 | 2010-03-17 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング収集データの処理方法 |
| DE102004043809B4 (de) * | 2004-09-08 | 2008-01-24 | Charité-Universitätsmedizin Berlin | Verfahren zum Kalibrieren einer kontrastmittelgestützten Perfusionsbildgebung |
| JP4699739B2 (ja) * | 2004-10-28 | 2011-06-15 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| JP4807822B2 (ja) * | 2005-05-11 | 2011-11-02 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US20070055138A1 (en) * | 2005-08-22 | 2007-03-08 | Edelman Robert R | Accelerated whole body imaging with spatially non-selective radio frequency pulses |
| WO2008046197A1 (en) * | 2006-10-13 | 2008-04-24 | Calgary Scientific Inc. | Visualization of volumetric medical imaging data |
| US8214013B2 (en) * | 2007-01-26 | 2012-07-03 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | Accelerated shells trajectory MRI acquisition |
| WO2009083866A1 (en) * | 2007-12-20 | 2009-07-09 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | 3d reconstruction of a body and of a body contour |
| US20100145185A1 (en) * | 2008-12-04 | 2010-06-10 | Xiaole Hong | Extending the resolution of mri data by combining subsets from plural image acquisitions |
| US8653817B2 (en) | 2010-04-02 | 2014-02-18 | General Electric Company | Accelerated pseudo-random data magnetic resonance imaging system and method |
| US8738113B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-05-27 | University Of Utah Research Foundation | Retrospectively correlated turbo spin echo imaging |
| BR112015003886A2 (pt) * | 2012-08-27 | 2017-07-04 | Koninklijke Philips Nv | sistema de representação de imagem por ressonância magnética, e método de representação de imagem de ressonância magnética com um agente de contraste |
| DE102012107926A1 (de) * | 2012-08-28 | 2014-05-28 | Digital Medics Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung einer Kontrastmittelanreicherung |
| CN107750338B (zh) | 2015-06-15 | 2020-12-22 | 皇家飞利浦有限公司 | 使用星形叠层采集的mr成像方法和设备 |
| KR101744424B1 (ko) * | 2015-12-24 | 2017-06-08 | (의료)길의료재단 | Mra 영상을 이용하여 관류 특성 확인용 추가 영상을 얻기 위한 방법 및 시스템 |
| DE102016202663A1 (de) * | 2016-02-22 | 2017-08-24 | Siemens Healthcare Gmbh | MRT-Vorschau |
| US9786069B2 (en) * | 2016-03-07 | 2017-10-10 | Siemens Healthcare Gmbh | Refined reconstruction of time-varying data |
| CN107993271A (zh) * | 2017-12-26 | 2018-05-04 | 上海交通大学 | 一种磁共振动态成像采样方法和图像重建方法 |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4204226A (en) * | 1978-05-16 | 1980-05-20 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Real-time digital X-ray time interval difference imaging |
| US4204225A (en) * | 1978-05-16 | 1980-05-20 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Real-time digital X-ray subtraction imaging |
| DE3603579A1 (de) * | 1986-02-06 | 1987-08-13 | Henkel Kgaa | Verwendung ethoxylierter fettamine als loesungsvermittler |
| JPH0634785B2 (ja) * | 1988-02-05 | 1994-05-11 | 株式会社日立メディコ | 核磁気共鳴イメージング装置 |
| JPH02140145A (ja) * | 1988-11-21 | 1990-05-29 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5190744A (en) * | 1990-03-09 | 1993-03-02 | Salutar | Methods for detecting blood perfusion variations by magnetic resonance imaging |
| US5348011A (en) * | 1991-11-14 | 1994-09-20 | Picker International, Inc. | Shared excitation phase encode grouping for improved throughput cardiac gated MRI cine imaging |
| US5522390A (en) * | 1991-11-21 | 1996-06-04 | U.S. Philips Corporation | Magnetic resonance imaging method |
| US5417213A (en) * | 1993-06-07 | 1995-05-23 | Prince; Martin R. | Magnetic resonance arteriography with dynamic intravenous contrast agents |
| US5377680A (en) * | 1993-08-04 | 1995-01-03 | General Electric Company | MRI cardiac image produced by temporal data sharing |
| US5451876A (en) * | 1993-10-18 | 1995-09-19 | General Electric Company | MRI system with dynamic receiver gain |
| US5685305A (en) * | 1994-08-05 | 1997-11-11 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Method and system for MRI detection of abnormal blood flow |
-
1996
- 1996-07-26 US US08/686,795 patent/US5881728A/en not_active Expired - Lifetime
-
1997
- 1997-02-03 AU AU22574/97A patent/AU2257497A/en not_active Abandoned
- 1997-02-03 EP EP97905750A patent/EP0852731B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-02-03 WO PCT/US1997/001781 patent/WO1998004928A1/en active IP Right Grant
- 1997-02-03 JP JP10508762A patent/JP3130320B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1997-02-03 DE DE69735748T patent/DE69735748T2/de not_active Expired - Lifetime
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007113945A (ja) * | 2005-10-18 | 2007-05-10 | Joji Nakagawara | 画像処理方法、画像処理プログラム、及び画像処理装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5881728A (en) | 1999-03-16 |
| DE69735748D1 (de) | 2006-06-01 |
| EP0852731A1 (en) | 1998-07-15 |
| AU2257497A (en) | 1998-02-20 |
| JPH10512482A (ja) | 1998-12-02 |
| EP0852731B1 (en) | 2006-04-26 |
| DE69735748T2 (de) | 2006-12-28 |
| WO1998004928A1 (en) | 1998-02-05 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3130320B2 (ja) | 対象物のコントラスト増大磁気共鳴画像を生成するｍｒｉ装置 | |
| EP0798566B1 (en) | Three-dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography | |
| EP1010016B1 (en) | Gated time-resolved contrast-enhanced 3d mr angiography | |
| US5873825A (en) | Three dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography with limited k-space mask | |
| JP3742114B2 (ja) | ゲート化され時間解像されたコントラスト増幅３次元ｍｒ血管造影法 | |
| JP4477176B2 (ja) | Ｍｒアンジオグラフィのための選択的な動脈画像及び静脈画像の取得の方法及びシステム | |
| EP1145029B1 (en) | Contrast guided reconstruction in contrast-enhanced magnetic resonance angiography | |
| JP3878176B2 (ja) | インターリービングされた投影−再構成データを使用する三次元位相コントラスト磁気共鳴イメージング | |
| JP3964202B2 (ja) | Ｍｒイメージングにおいて造影強調後の定常自由歳差運動を使用する方法及び装置 | |
| JP3817224B2 (ja) | アンダーサンプリングされた３ｄ投影イメージング法を用いる磁気共鳴血管造影システム | |
| US6556856B1 (en) | Dual resolution acquisition of magnetic resonance angiography data with vessel segmentation | |
| US5827187A (en) | Dynamic MR digital subtraction angiography with complex subtraction | |
| EP1145028B1 (en) | Phase contrast mr flow imaging using angularly interleaved projection data | |
| US6044290A (en) | Time-resolved digital subtraction magnetic resonance angiography using echo-planar imaging | |
| Wieben | Novel acquisition strategies for time-resolved three-dimensional magnetic resonance angiography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071117 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081117 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091117 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091117 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101117 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111117 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111117 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121117 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121117 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131117 Year of fee payment: 13 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |