JP3817224B2 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

Info

Publication number
JP3817224B2
JP3817224B2 JP2002559698A JP2002559698A JP3817224B2 JP 3817224 B2 JP3817224 B2 JP 3817224B2 JP 2002559698 A JP2002559698 A JP 2002559698A JP 2002559698 A JP2002559698 A JP 2002559698A JP 3817224 B2 JP3817224 B2 JP 3817224B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
space
image data
image
sample
gradient
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
Application number
JP2002559698A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2004524079A (ja
Inventor
エイ. ミストレッタ,チャールズ
ブイ. バーガー,アンドリュー
エフ. ブロック,ウォルター
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Wisconsin Alumni Research Foundation
Original Assignee
Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Wisconsin Alumni Research Foundation filed Critical Wisconsin Alumni Research Foundation
Publication of JP2004524079A publication Critical patent/JP2004524079A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3817224B2 publication Critical patent/JP3817224B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/4818MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
    • G01R33/4824MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a non-Cartesian trajectory
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/563Image 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
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/28Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
    • G01R33/281Means for the use of in vitro contrast agents
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5611Parallel magnetic resonance imaging, e.g. sensitivity encoding [SENSE], simultaneous acquisition of spatial harmonics [SMASH], unaliasing by Fourier encoding of the overlaps using the temporal dimension [UNFOLD], k-t-broad-use linear acquisition speed-up technique [k-t-BLAST], k-t-SENSE
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01RMEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48NMR imaging systems
    • G01R33/54Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/561Image 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
    • G01R33/5619Image 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]

Description

関連出願の相互参照
本出願は、1998年4月10日付けで先に出願された米国仮出願第60/081,409号の利益を有する、1998年12月11日に出願されたPCT出願第US98/26523号のナショナルフェーズ(national phase)である、2000年7月14日に出願された米国出願第09/600,433号の一部係属出願である。
発明の背景
本発明の分野は、磁気共鳴血管造影法(「MRA」)であり、詳しくは、NMR信号を増幅する造影剤を使用するヒトの脈管系の研究である。
ヒトの脈管系の診断研究には多数の医療的な適用例がある。心臓とそれに関連する血管とを含む循環系の視覚化において、ディジタル減算血管造影法(「DSA」)等のX線造影法は、広範な用途が見出されている。腎臓の動脈や静脈、及び頸部や頭部の頸動脈及び頸静脈における血液の循環を示す画像には、計り知れない診断上の有用性がある。しかしながら、都合の悪いことには、これらのX線法は、潜在的に有害な電離放射線に患者がさらされるうえ、撮像すべき脈管系内に造影剤を注入するために侵入性カテーテルの使用がしばしば必要になる。
これらX線技術の利点の一つは、画像データを高速度(即ち、高い時間分解能)で取得できるため、造影剤の注入中に連続的な画像を取得できることである。そのような「動的研究」は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている画像の選択を可能にする。それらの連続的な画像のうちの早発的な画像は、その疑わしき脈管系に十分なコントラストを有していない可能性があり、そして、後発的な画像は、造影剤が静脈に達して周囲の組織に拡散するため、解釈するのが難しくなる可能性がある。そのような画像の診断上の有用性を有意に増幅するため、「リアルタイムディジタルX線減算イメージング法(Real-Time Digital X-ray Subtraction Imaging)」と題する米国特許第4,204,225号明細書に開示されているもの等の減影法を使用することができる。
磁気共鳴血管造影法(MRA)は、核磁気共鳴(NMR)現象を利用してヒトの脈管系の画像を作成する。ヒト組織等の物質が均一な磁場(分極磁場B0)に晒されると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場によって整列しようとするが、その周囲ではそれらの固有のラーモア周波数で、でたらめな順序に歳差運動を行う。この物質すなわちこの組織が、x−y平面にあり、かつ、ラーモア周波数に近い磁場(励起磁場B1)に晒されると、ネット整列モーメントMzは、そのx−y平面に対して回転し、あるいは「傾いて」、ネット横磁気モーメントMtを作り出す。信号がその励起されたスピンによって出力され、励起信号B1が終了した後で、この信号が受信及び処理されて画像を形成することができる。
これらの信号を利用して画像を作成する際、磁場勾配(Gx、Gy、及びGz)が用いられる。典型的には、撮像すべき領域は、使用される特定の位置決定法に従ってこれらの勾配が変動する連続的な測定サイクルにより走査される。当業界では各測定を「ビュー(view)」と呼び、このビューの個数がその画像の分解能を決定する。結果として生じる受信NMR信号またはビューまたはk空間サンプル数のセットはディジタル化され、処理されて、広く知られた多くの再構成技術の一つを用いて画像が再構成される。合計走査時間は、一部には、一つの画像に対して取得される測定サイクル数またはビューの個数により決定されるため、取得するビューの個数を少なくして画像の分解能を犠牲にすることにより短縮することができる。
画像を再構成できるNMRデータセットを取得するための最も一般的な方法は、「フーリエ変換」イメージング技術または「スピン−ワープ」技術と呼ばれるものである。この技術は、W.A.Edelsteinらによる「スピン−ワープNMRイメージング法、及び、ヒト全身イメージングへの適用例(Spin-Warp NMR Imaging and Applications to Human Whole-Body Imaging)」(Physics in Medicine and Biology、Vol.25、p.751-756(1980))と題する論文で検討されている。その方法は、NMR信号を取得する前に、可変式振幅位相コード化磁場勾配パルスを使用し、この勾配方向における空間情報を位相コード化する。二次元的な実施態様(2DFT)では、例えば、一つの方向に沿った位相コード化勾配(Gy)を適用することにより、空間情報がその方向においてコード化され、その後、この位相コード化方向に直交した一つの方向における読取り磁場勾配(Gx)の存在下において信号が取得される。スピン−エコーの取得中に存在するこの読取り勾配が、その直交方向における空間情報をコード化する。典型的な2DFTパルスシーケンスでは、位相コード化勾配パルスGyの大きさは、走査中に取得される一連のビューで増分(ΔGy)的に増加される。三次元的な実施態様(3DFT)では、各信号読取りの前に、第三の勾配(Gz)が適用され、その第三の軸に沿ってコード化が為される。この第二の位相コード化勾配パルスGzの大きさも、走査中の値を通じて段階的に変えられる。これらの2DFT法及び3DFT法は、直線(rectilinear)パターンでk空間をサンプリングする。
MRAの診断能力を高めるため、MRA走査に先立ってガドリニウム等の造影剤を患者に注入することができる。米国特許第5,417,213号明細書に記載されているように、このコントラスト増幅(CE)MRA法を用いる手法は、造影剤ボーラスが関心脈管系を通じて流れている時に中央k空間ビューを取得するためのものである。CEMRA検査を成功させるためには、ピーク動脈増幅中におけるk空間の中央線の収集が重要である。造影剤が到達する前にk空間の中央線を取得した場合には、苛酷な画像アーチファクトが当該画像の診断情報を制限する可能性がある。その一方で、ピーク動脈造影剤の通過後に取得された動脈画像は、静脈の増幅により不明瞭になる。頸動脈や腎動脈等の多くの解剖学的部位では、動脈増幅と静脈増幅との間の分離が6秒ほどの短時間である場合がある。
動脈増幅と静脈増幅との間の短い分離時間は、低い空間分解能か非常に短い繰り返し時間(TR)かのいずれかの取得シーケンスの使用を課している。短いTR取得シーケンスは、長めのTRが可能な検査の場合と比較して、取得された画像の信号−雑音比(SNR)を厳しく制限する。従って、第一通過CEMRA法で要求される迅速な取得は、空間分解能または時間分解能のいずれかに上限をもたらす。
腹部のCEMRAを成功裏に行うためには、呼吸性のアーチファクトを制限するため、単回の息止め期間(breath-hold)中に走査を果たすことが必要である。従来の「フーリエ」イメージング法の場合、読取り勾配方向においては高分解能で且つ大きなフィールド・オブ・ビュー(FOV)の画像を迅速に取得することができるが、他の2つの次元方向における空間分解能及びFOVは、取得される位相コード化されたビューの個数に比例する。腹部の臨床MRAは、その後に異方性分解能を伴って取得される非常に限定された関心領域を適切に識別するための偵察(scout)走査に頼っている。この方法は、検査を実行するのに必要な時間と技量を増大させる。加えて、それらの取得される画像の異方性分解能と制限されたFOVも、そのデータセットの後処理に対する可能性を制限する場合がある。
これまでの説明で指摘されているように、MRAデータの取得は、造影剤ボーラスが関心動脈に到達したときにk空間の中央領域が取得されるように時間合わせされる。造影剤の到達を計時する能力はかなり変動し、動脈と静脈の分離増幅を描写する動的研究の場合、多くの適用例では、一連のMRA画像を取得することが有用である。また、時間的な一連の画像は、疾患によりもたらされる遅延した血管充填パターンを観測する上でも有用である。この要件は、Korosec F.、Frayne R、Grist T.、Mistretta C.による「時間分解コントラスト増幅3D MR血管造影法(Time-Resolved Contrast-Enhanced 3D MR Angiography)」(Magn. Reson. Med. 1996; 36: 345-351)及び米国特許第5,713,358号明細書に記載されているように、3D「フーリエ」取得法を用いて一連の時間分解画像を取得することにより部分的に取り組まれている。しかし、この方法の場合、k空間の中央の高められたサンプリング速度は、一連の当該時間分解画像における個々の画像の空間分解能を、造影剤の通過中に単一定時画像(single timed image)が取得されるときに得られる分解能の約75%に低減する。
近年、撮像速度を高めるべく多数のレシーバーコイルアレイを用いる研究が広範に行われている。Griswoldらによる「空間高調波の同時取得(Simultaneous Acquisition Of Spatial Harmonics)(SMASH)」(Magnetic Resonance In Medicine1999、Jun; 41(6): 1235-45)に記載されているSMASH技術では、多数のコイルがフーリエ位相コード化方向のうちの1つに慎重に位置付けられる。それらのコイル感度に関する知識を用いて複数の非取得性(non-acquired)位相コード化を合成することができ、これにより、ある与えられた分解能の画像を取得し得る速度を高めることが可能となり、あるいは、同一速度において取得される画像の分解能を高めることが可能となる。
複数のレシーバーコイルの任意な相対的配置を利用し得る別の技術は、Pruessmannらによる「高速MRIのためのコイル感度コード化(Coil Sensitivity Encoding For Fast MRI)」(MRM 42: 952-962(1999))に記載されているSENSE技術である。この技術は、大きなFOVを撮像しながら、小さなFOVイメージング法の便益性を利用するための方法として見ることができる。基本的に、小さなFOVに対応する大きな位相コード化ステップが使用される。これは、当該被支持(supported)FOVの外側からその小さな被支持FOV内への信号のエイリアシング(aliasing)をもたらす。当該画像のエイリアシングされた(aliased)重複ボクセルに対応するそれぞれのレシーバーコイルにより受信される信号は、それぞれのボクセルに対するコイル感度を掛け算したこれらのボクセルから生じる信号の線形和である。n個のレシーバーコイルによりもたらされるそれらの線形方程式を解くことにより、n個の重複ボクセルを分離することができ、nのファクターによって速度における最大ゲインがもたらされる。実際には、速度におけるゲインは、コイルの感度プロフィールと雑音の斟酌により設定される制限のため、通常は2ないし3のファクターに制限される。
上述のSMASH法とSENSE法は、ある与えられた分解能に対して2ないし3のオーダーの速度増加を表すファクターRと、ある与えられた撮像時間で想定される量を越えた雑音の増加を表す1−1.2のオーダーのファクターgとにより特徴付けられる。
また、最近では、MRAデータを取得するために投影(projection)再構成法を用いる研究も行われている。投影再構成法は、磁気共鳴イメージング法の開始以来知られている。投影再構成法は、フーリエ・イメージング法で為されるような図2に示されている如き直線走査パターンでk空間をサンプリングするのではなく、図3に示されている如く、k空間の中央から外向きに伸びる半径方向の線をサンプリングする一連のビューを伴ってk空間をサンプリングする。k空間をサンプリングするのに必要なビューの個数は、その走査の長さを決定し、もし不十分な個数のビューが取得された場合には、その再構成画像にストリーク・アーチファクトが作成される。
アンダーサンプリングされた(undersampled)投影再構成スキャニング法を用いて、より短い走査時間でCEMRA画像を取得するための努力が為されている。2のファクターによって3D取得における投影数を低減するための方法が、F.Boada、J.Christensen、J.Gillen、及びK.Thulbornによる「投影数を半分にした状態での三次元投影イメージング法(Three-Dimentional Projection Imaging With Half The Number Of Projections)」(MRM)37:470-477(1997))で報告されている。この方法の場合、その取得は、部分的なエコーを用いて、球の上側半分及び下側半分で起こるように考慮されている。その球の下側半分に関連したそれらの投影は、上側半分の投影間の中間的な角度に位置設定される。ハーフ・フーリエ・アルゴリズムを用いて各エコーの抜けた部分からデータを合成し、このようにして、各半球における中間データに埋め込みする。この技術は実際にはアンダーサンプリング(undersampling)ではないが、その代わりに、抜けたエコーデータの正当な合成を通じて、その抜けたデータを提供する。しかし、それは、すべての投影角度において全体のエコーを使用する3D投影再構成シーケンスに比べ、スキャニング速度における2のファクターの増加をもたらすこととなる。
発明の概要
本発明は、k空間をサンプリングするために三次元投影再構成法を用いる、改善されたCEMRA法である。CEMRAデータを取得するために3D投影再構成技術を用いれば、k空間の周縁を実質的にアンダーサンプリングできることが発見された。再構成画像で当然の如く予想されるアーチファクトは、短めの走査時間での臨床的に有用な画像の取得における2を遙かに超えたファクターの結果により、驚くべき程に控えめで、且つ、アンダーサンプリング状態にある。
本発明の別の態様は、動的CEMRA研究における一連の画像の取得での3D投影再構成取得法の使用である。それらの一連の画像における各画像フレームの取得は、k空間の周縁をアンダーサンプリングすることにより短縮することができる。このアンダーサンプリングは、画像分解能における損失を伴うことなく、当該動的研究の時間分解能を増大させる。
本発明の更に別の態様は、アンダーサンプリングされた3D投影再構成取得を用いて、動的CEMRA研究で取得された画像からアーチファクトを除去するための方法である。この動的研究における連続的な画像フレームは、異なるセットの投影角度またはビューで取得される。k空間を完全にサンプリングする画像データセットを形成すべく、これらが組み合わされる。各セットの投影ビューはk空間の周縁領域をアンダーサンプリングするが、隣接した画像フレームの間に取得された周縁k空間データを、当該研究中の所望の時間における中央領域及び周縁領域k空間サンプルと組み合わせることにより、完全な画像データセットを形成することができる。
本発明における前記及び他の目的並びに利点は、以下の説明から明らかになろう。その説明では、本明細書の一部を形成し、且つ、例証として本発明の一つの好適な実施形態が示されている添付図面が参照される。しかし、そのような実施態様は必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、従って、本発明の範囲を解釈するためには、本明細書の特許請求の範囲を参照すべきである。
好ましい実施態様の説明
最初に図1を参照すると、本発明を取り入れた好ましいMRIシステムの主要な構成要素が示される。システムの操作は、オペレータコンソール100から制御される。オペレータコンソール100には、キーボード付きコントロールパネル102、およびディスプレイ104が含まれる。コンソール100は、リンク116を通じて別のコンピュータシステム107とコミュニケートするため、オペレータはスクリーン104上でイメージの作成と表示を制御することができる。コンピュータシステム107には、バックプレーンを通じて互いにコミュニケートするいくつかのモジュールが含まれる。これらのモジュールには、イメージプロセッサモジュール106、CPUモジュール108、イメージデータアレイを格納するためのメモリモジュール113などが含まれる。コンピュータシステム107は、イメージデータとプログラムを保存するためのディスク記憶装置111とテープドライブ112にリンクされており、高速シリアルリンク115を通じて別のシステムコントロール122とコミュニケートする。
システムコントロール122には、バックプレーンによって一緒に接続される一連のモジュールが含まれる。これらのモジュールには、CPUモジュール119とパルス発生器モジュール121などが含まれる。パルス発生器モジュール121は、シリアルリンク125を通じてオペレータコンソール100と接続する。システムコントロール122は、オペレータから実行すべきスキャンシーケンスを示すコマンドを、このリンク125を通じて受け取る。パルス発生器モジュール121は、システム構成要素を動作させて所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール121は、発生させるRFパルスのタイミング、強度、および形状、ならびにデータ取得ウィンドウのタイミングと長さを示すデータを生成する。パルス発生器モジュール121は、一連の勾配増幅器127と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングと形状を示す。さらに、パルス発生器モジュール121は、生理的取得コントローラ129から患者のデータを受信する。生理的取得コントローラ129は、患者に接続されたいくつかの異なるセンサーから信号を受信する。これらの信号には、電極からのECG信号またはベローからの呼吸信号などがある。最終的には、パルス発生器モジュール121は、スキャンルームインタフェース回路133と接続する。スキャンルームインタフェース回路133は、患者および磁気システムの状態と対応した様々なセンサーからの信号を受信する。患者位置合わせシステム134がスキャンのために患者を所望の位置に動かすコマンドを受信するのも、スキャンルームインタフェース回路133からである。
パルス発生器モジュール121によって生成された勾配波形は、増幅器Gx、Gy、Gzから成る勾配増幅器システム127に加えられる。各勾配増幅器は、一般に139として指定されるアセンブリ内で、対応する勾配コイルを励起して、取得された信号の位置コード化に使用する磁場勾配を生成する。階調度コイルアセンブリ139は、分極マグネット140と全身RFコイル152を含むマグネットアセンブリ141の一部を形成する。システムコントロール122にあるトランシーバーモジュール150はパルスを発生させる。これらのパルスは、RF増幅器151によって増幅され、送信/受信スイッチ154によってRFコイル152と結合される。患者内で励起された核によって放射された結果の信号は、同じRFコイル152によって感知され、送信/受信スイッチ154によってプリアンプ153に結合される。増幅されたNMR信号は、トランシーバー150の受信機部分で復調、濾波、およびディジタル化される。送信/受信スイッチ154はパルス発生器モジュール121からの信号によって制御され、送信モード中はRF増幅器151をコイル152に電気的に接続し、受信モード中はプリアンプ153を接続する。送信/受信スイッチ154は、さらに別個のRFコイル(例えば、ヘッドコイルまたは表面コイル)を送信モードまたは受信モードのいずれかで使用できるようにする。
RFコイル152によって受信されるNMR信号は、トランシーバーモジュール150によってディジタル化され、システムコントロール122内のメモリモジュール160に転送される。スキャンが完了して、メモリモジュール160でデータの全体の配列が取得されたとき、アレイプロセッサ161が作動してデータをイメージデータアレイにフーリエ変換する。このイメージデータは、シリアルリンク115を通じてコンピュータシステム107に伝達され、そこでディスクメモリ111に格納される。オペレータコンソール100から受信されたコマンドに対応して、このイメージデータをテープドライブ112に格納したり、またはイメージプロセッサ106によってさらに処理して、オペレータコンソール100に伝達してからディスプレイ104上に提示することもできる。
本発明の一つの好適な実施形態を実施するため、NMRデータが、図4に示されているように、kz−軸からの角度θとky−軸からの角度φにより定義される読取り勾配方向を用いて、3D球形k空間座標系において取得される。このサンプリング方法は、すべての投影がk空間の中央を通過する状態で均等に間隔を置いた一連の投影を含む。その最大k空間半径値(kmax)は、結果として生じる画像の3つすべての空間方向における分解能を決定する。また、その半径方向サンプル間隔(Δkr)は、再構成画像の全フィールド・オブ・ビュー(FOV)の直径(D)を決定する。Nyquist条件が満たされ、Δkθ、Δkφ≦Δkrの場合には、アーチファクトを伴うことなく、全FOV画像を再構成することができる。しかし、この条件が満たされない場合には、全FOV(D)よりも小さな低減された直径(d)内に尚もエイリアスの無い再構成が生じる。それらの投影が均等に間隔を置いて取得されると仮定すれば(Δkθ=Δkφ=Δkr)、一つの投影に関わるkmaxでの表面積Aは
Figure 0003817224
であり、ここで、Npは、取得されたビューまたは投影の個数である。式(1)はΔkを決定し、これにより、角度間隔による低減されたFOVの直径(d)を、以下の如く、
Figure 0003817224
全FOVの直径Dと関連付けることができ、ここで、NRは、そのFOVを横切るマトリックスのサイズ(即ち、信号読取り中のサンプルの個数)である。画像ドメインでは、Nyquist条件が満たされていない場合であっても、良好に構成された低減FOVが各対象物(object)を中心として現れる。しかし、外側からの半径方向ストリークアーチファクトがそのローカルFOVに入る可能性がある。k空間が完全にサンプリングされる状態、即ちd=Dの状態は、サンプリングされる投影の個数が、
Figure 0003817224
であることを要求する。
例えば、各取得NMR信号の読取り中にNR=256サンプルが取得される場合、Nyquist条件を満たすために必要な投影数Npは約103,000個である。
3D投影としてデータを取得するために使用されるパルスシーケンスが図5に示されている。このシーケンスは、高性能勾配サブシステム(40mT/mの最大振幅、及び、150T/m/秒の最大追従速度(slew rate))を備えた上述のMRIシステムで実行される。データ取得ウィンドウ200の間に全エコー読取りか部分エコー読取りかのいずれかを果たすことができる。部分エコーを選んだ場合には、k空間の底部側半分(kz<0)のみが部分的に取得される。すべての方向における大きなFOVのため、非選択的な200μsの無線周波数(RF)パルス202を用いて、画像FOV全体にわたる横磁化を生成することができる。スラブ選択性励起に比べ、このスキームは、その体積を横切る一様性の高いフリップ角度をもたらし、要求されるRFパワーが低く、そして、患者に入れられるエネルギーが少なくて済む。
勾配喚起(gradient-recalled)NMRエコー信号203は、その励起されたFOV内のスピンにより生成され、3つの読取り勾配206、208、及び210の存在下において取得される。スラブ選択勾配を必要としないため、読取り勾配波形Gx、Gy、及びGzは同様な形態を持つ。この対称性は、そのシーケンスをスポイルする必要性によってのみ妨げられ、その妨害は、脱整相化(dephasing)勾配ローブ204を作用させる(playing)ことにより達成される。脱整相化ローブ204の面積は、次の条件
Figure 0003817224
を満たすべく算出され、ここで、nはn≧2の整数である。Gz読取り勾配206は論理z−軸で常に正であるため、スポイル化勾配204に必要な時間は、Gzでのみ脱整相化ローブ204を作用させることにより最小化される。Gx及びGy読取り勾配208及び210は、定常状態を達成すべく、それぞれの勾配パルス212及び214により巻き戻される(rewound)。
読取り勾配波形Gx、Gy、及びGzは、異なる角度θ及び角度φにおける半径方向軌道をサンプリングすべく走査中に変調される。θ及びφの角度間隔は、サンプリングされるk空間球の周縁境界(kmax)でk空間サンプルポイントの一様な分布が生じるように選ばれる。その分布を計算する幾つかの方法が知られているが、経路速度及び表面積カバー率(coverage)が一定という条件で螺旋軌道によって球面をサンプリングすることによりそれらの投影を均等に分配する方法が使用される。また、この解決法は、連続的なサンプル経路を発生させるという利点も有しており、これは、勾配切り替え及び渦電流を低減する。N個の合計投影の場合、投影番号nの関数としての勾配振幅に対する式は、
Figure 0003817224
である。
完全にサンプリングされた画像取得を果たす必要がある場合には、式(2)において上で定義されている通り、NがNpに設定され、一連のN=Np個のパルスシーケンスが実行される。この一連のパルスシーケンスにおけるn番目のパルスシーケンスに対する読取り勾配振幅は、式(4)、(5)、及び(6)により与えられる。nは、走査中に単調な順番で1からNまでの番号を付けることができるが、他の種々の順番も可能であることが分かる。
走査が完了すると、そのデータは、生k空間画像データセットにセーブされる。この好適な画像再構成法では、再グリッディング(regridding)法が用いられ、その取得されたデータセットが3D Cartesianグリッドに置かれる。そのような再グリッディング法は当分野では広く知られており、例えば、J.Jacksonらによる「グリッディングを用いるフーリエ反転のためのたたみこみ関数の選択(Selection Of Convolution Function For Fourier Inversion Using Gridding)」(IEEE Trans. Med. Imaging、10、473-478、1991)に記載されている。結果として生じるk空間データの3Dアレイは、ρ2フィルターで補償された密度であり、ここで、ρは、補償されているデータポイントのk空間半径である。ρ=0のポイントは、2D投影フィルターに対して提唱されている補正と同様、それがサンプリングする有限の体積球により重み付けされる。再グリッディングプロセスで使用される核(kernel)は、演算的に非常に速い単純な三角関数か、もしくは、その再グリッディングプロセスからエイリアシングされたエネルギーを低減するという利点を有するKaiser−Bessel関数かのいずれかである。
その後、このデータは、3つすべての方向において画像空間にフーリエ変換される。取得で部分エコーを使用した場合、その抜けたデータは、Noll及びNishimuraによる「磁気共鳴イメージング法におけるホモダイン検出(Homodyne Detection In Magnetic Resonance Imaging)」(IEEE Transactions on Medical Imaging、Vol. 10、No. 2、June 1991)及び米国特許第5,243,284号に記載されているもの等の3Dホモダインプロセスを用いて合成される。その最終的な画像は、再グリッディングプロセスによる低周波数画像強度変動を補正するため、上述のたたみこみ核のフーリエ変換で割られる。
k空間周縁境界上の一点からk空間の中央を通って当該k空間周縁境界上の反対側のポイントへ伸びる上述の好適な直線軌道以外の種々のサンプリング軌道を用い得ることは、当業者にとって明らかであろう。上で述べられているように、一つの変形態様は、サンプリングされるk空間体積の全範囲にわたっては伸びていない軌道に沿ってサンプリングする、部分NMRエコー信号203を取得することである。それらの抜けたサンプルは、上述のホモダイン再構成により合成される。直線投影再構成パルスシーケンスと同等な別の変形態様は、直線ではなく、湾曲した経路に沿ってサンプリングすることである。そのようなパルスシーケンスは、例えば、F.E.Boadaらによる「高速三次元ナトリウムイメージング法(Fast Three Dimentional Sodium Imaging)」(MRM、37:706-715、1997)に記載されている。
また、取得された3D k空間画像データセットから3D画像を再構成するための種々の代替的な方法もある。一つの代替的な方法は、F.Nattererによる「コンピューター断層撮影法の数学(The Mathmatics of Computerized Tomography)」(Teubner、Stuttgart、1986)に記載されている方法等の濾波後方投影(backprojection)法である。これは、一般的にX線CT画像を再構成するために使用される方法である。
12cmのFOVを占めるべく配置された1つのヘッドコイルと水及びガドリニウムが充填された2つの頸動脈ファントムを用いて、この3D投影再構成取得法によりファントム研究を実施した。一つの頸動脈ファントムは、その分岐部に70パーセントの狭窄を有した。アンダーサンプリングから生じるアーチファクトは対象物依存性であるので、コントラスト増幅血管造影検査を模するべくこの配列を設計した。アンダーサンプリングでのSNRの振る舞いを確証すべく試験を行った。複数の同一体積を規定し、30°のRFフリップ角度、32kHzでの読取り、28cmのFOV、及び全エコーでの256サンプル読取りでスキャニングを行った。そのファントムは上下方向において上述の体積を満たしたが、スキャンプレーンの40%にすぎなかった。取得された投影の個数(N)は、24,000から下って1,500まで様々であった。その24,000投影画像は一つの信号平均値で取得され、そして、他のスキャンでは、すべての取得における合計励起数が24,000に等しくなるように信号平均値の個数を調節した。
異なる量のアンダーサンプリングで取得された画像データセットは、それぞれ別々に再構成された。各画像に対して平均信号レベルを算出した。投影アーチファクトに関わりのない雑音の見積もり値を得るため、2つの24,000投影スキャンを引き算した。0.665σとしてガウス分布雑音の標準偏差と関わるレイリー分布雑音σを決定するため、それらの非減算画像において、頸動脈ファントムから得られた明るい信号の外側の領域の標準偏差を測定した。その後、減算されたデータセットの雑音に対する相対的な各スキャンの雑音を算出し、プロットした。
再構成画像に対する雑音の測定値が、投影角度(十字記号)の個数(N)の関数として図6にプロットされている。また、破線220で指示された曲線a/Nb pも示されており、その最良適合値(best fit values)はa=518及びb=0.62であることが決定されている。期待通り、各データセットに対する測定された信号の平均値は、励起数が投影角度の個数とは無関係であったため、一定であった。更に、それらの画像における測定された雑音は、投影アーチファクトにより、期待通り、Nが減少するに連れて増大した。SNRにおけるこの減少は、ボクセルのサイズや合計データ取得時間等、信号に影響を及ぼし得る他のファクターとは無関係である。
この曲線220から驚くべきことは、アーチファクト雑音が有意になる前に、投影取得の個数(N)を実質的にNyquist条件(Np)以下に低減し得ることである。この再構成画像の雑音は、投影の個数が5,000ないし10,000以下になるまで、ベースレベル上で有意に増大しない。これは、10ないし20のアンダーサンプリングファクターである。
単回の息止め期間内にこのアンダーサンプリングされた3D投影再構成法を用いて、腹部画像を取得することができる。信号を受信するために前後方向整相化(phased)アレイ胴表面コイルが使用され、腹部を覆うように配置される。図5のパルスシーケンスが使用され、そして、結果的に、それぞれ、3.9ms及び1.3msのTR及びTEをもたらす全エコー取得を使用する。サンプリングバンド幅は±62.5kHzであって、30°のRFフリップ角度が使用される。スキャンは9,000個の投影を使用し、256サンプル読取りマトリックス(NR)で38×38×38cmの体積をサンプリングする。造影剤の合計使用量は、体重1キログラム当たり0.3mmolのガドペンテテン酸ジメグルミン(Magnevist: Schering AG, Berlin, Germany)である。2.0ml/秒で注入される2mlの造影剤を用いて、用量タイミング(dose-timing)スキャンが行われる。その後、単回の35秒間の息止め期間中にプレコントラストマスク(pre-contrast mask)が取得され、続いて、自動注入装置(Spectris; Medrad, Pittsburg, PA)を用いて注入される残りの造影剤の注入による息止めコントラスト増幅取得が行われる。注入速度は、スキャン期間中に比較的一定したボーラスを創出すべく、2.0ml/秒である。上述のプレコントラストマスクがk空間におけるコントラスト増幅取得から引き算され、結果として生じる画像データセットが上述の如く再構成される。
単回の息止め期間中に、広いフィールド・オブ・ビューカバー率で高分解能のT1−加重コントラスト増幅腹部MRA画像を得ることができる。合理的な個数の投影(N)がサンプリングされる限り、k空間をアンダーサンプリングすることによるアーチファクト及び雑音のペナルティーは、高SNR適用にとって制限的なものではない。この3D投影再構成取得では、ストリークアーチファクトは、非常に干渉性が高く、長くて鋭いエッジを有する対象物からのみ見られる。それよりむしろ、アンダーサンプリングされたエネルギーは、その画像にわたって広がる拡散雑音として現れる。Parsevalの定理により、非測定データは、アンダーサンプリングされたエネルギーに比例した画像におけるエラーをもたらす。我々は、投影数Npの約10〜15パーセントがサンプリングされる限り、腹部コントラスト増幅適用にとって、SNRペナルティーは制限的でないことを見いだした。本技術の利点は、何ら特殊なコイルまたはレシーバーを必要とせず、スキャンの設定及び取得が通常のフーリエ取得と非常に類似していることである。
本3D投影再構成法で取得された画像の分解能は、読取り分解能によって決定される。本例の腹部画像では、3.4mm3のボクセルサイズに対して1.5×1.5×1.5mmの分解能が達成される。結果として得られる3D画像の等方性分解能は数多くの利点をもたらす。これらの利点は、分解能の損失を伴うことなく、その画像をあらゆる角度から見られる能力、あるいは、その画像をあらゆる平面を通じて見られる能力を含む。これは、腹部コントラスト増幅3D血管造影法の感度及び特異性が、その取得された平面におけるMIPを見ることに加え、多平面リフォーマット(multi-planar reformat)を見ることによって大幅に改善されることが示されているため、有意である。本3D投影再構成取得の場合、優先的なスキャン平面はなく、大きなFOVがあり、従って、放射線専門医は、あらゆる斜め平面を回顧的に選ぶことができ、且つ、同一の分解能を得ることができる。
本発明は、MR血管造影データの臨床的な取得及び評価を有意に変えることができる。この技術を使用する腹部の検査は4つのスキャンのみを必要とし、それらの4つのスキャンは、
(1)そこから用量タイミングスキャンが定められる2Dローカライザー(localizer)、
(2)2D用量タイミングスキャン、
(3)3D投影マスク取得、及び
(4)3D投影コントラスト増幅取得
である。
本3D投影取得のための撮像体積の配置で必要なことは、単にその体積がRFコイル感度領域内の中央にくるように合わせるだけである。上述のMRIシステムでのスキャンの長さは、ローカライザーでは20秒であり、用量タイミングスキャンでは1分であり、3Dマスク取得及び3Dコントラスト増幅取得では、それぞれ、35秒である。自動ボーラス検出の付加を伴う場合には、上述の第二スキャンを省くことができよう。当該スキャンにおけるどんなポイントにおいても細かなスキャン体積の配置を必要としないため、この技術は、腹部コントラスト増幅MR研究を非常に短時間で行うことを可能にする。
本3D投影再構成法が動的研究中に使用されるときには、3D投影再構成CEMRA検査中の直送(straught forward)アンダーサンプリングに加え、更なるアンダーサンプリングを果たすことができる。米国特許第5,713,358号に記載されているように、そのCEMRA動的研究の方策は、撮像される脈管系内への造影剤の到達を精確に時間合わせするのではなく、造影剤の投与中に一連の画像を取得することである。従って、医師は、一連の画像のうちで関心脈管系をを最良に描いている画像を選択することができる。画像の質及び分解能に加え、CEMRA動的研究における重要な評価基準は、それらの画像を取得できる速度である。これは時間分解能と呼ばれ、そして、時間分解能が高ければ高いほどその研究は、当該関心脈管系におけるピークコントラストを伴った画像を取得する確率が高くなる。
本3D投影再構成取得は、画像分解能を低下させることなく、且つ、画像の質に及ぼす影響を最小限に留めた状態で、CEMRA動的研究の時間分解能を高めるべく使用することができる。先ず図7を参照すると、半径Rを有するk空間体積を完全にサンプリングするために必要なN個の投影が、3セットのインターリーブされた(interleaved)投影ビューに分割されている。第一セットの投影ビューのサンプリング軌道は点線230で指示されており、第二セットは破線232で指示されており、そして、第三セットは実線234で指示されている。それらは、他のセットとインターリーブされており、且つ、k空間の中央の周りで均等に間隔を置かれているため、各セットの投影230、232、及び234は、小さい方の半径rで完全にサンプリングされる画像データセットを取得する。別な言葉で表現すれば、各セットの投影ビュー230、232、及び234は、k空間の中央領域を完全にサンプリングするが、k空間の周縁領域をアンダーサンプリングする。
本3D投影再構成法を利用するCEMRA動的研究が図8に描かれており、ここで、曲線240は、時間t0で造影剤が注入された後の関心脈管系におけるコントラスト増幅を示している。図5のパルスシーケンスが、造影剤到着前のある時間に始まって、信号コントラストにおけるピークを充分に越えるある期間にわたって持続して、反復的に実施される。それらの読取り勾配は、図8における「0」で指示された第一セットのビュー230、その後、図8における「+」で指示された第二セットのビュー232、続いて、図8における「−」で指示された第三セットのビュー234を逐次的に取得するため、上述の如く、値を通じて段階的に変えられる。当該動的研究全体を通じてこのスキャンシーケンスが繰り返される。各ビューセット230、232、及び234の時間分解能が、3つすべてのビューセットからなる完全な充分にサンプリングされた取得の時間分解能の3倍であることは明らかであろう。
当該動的研究中に取得されたすべてのk空間データセットが記憶される。典型的には、マスク画像は、造影剤の到着前に取得された3つのビューセット230、232、及び234からのk空間サンプルを組み合わせ、上述の如く画像を再構成することにより作成される。コントラスト増幅画像からそのマスク画像を減算し、非脈管構造を取り除くことができる。
特に図8及び9を参照すると、コントラスト増幅画像は、当該動的研究中に取得されたデータセットに沿ったいずれかのポイント(m)へデータウィンドウ242を先ずスライドさせることにより作成されてよい。図8に示されているように、データウィンドウ242は、例えば、動脈増幅におけるピークと整列させられていてよいが、そのウィンドウの位置mは、当該動的研究中に取得されたあらゆるセットのビューの中央に置かれてよいことが認識されよう。
このデータウィンドウ242内の3セットのビュー230、232、及び234からのk空間データを組み合わせることにより、画像が再構成される。これは、ビューセットmの中央におけるすべてのk空間データと、隣接したビューセットm−1及びm+1からの周縁k空間データとを用いることにより果たされる。ビューセットmの中央領域は完全にサンプリングされ、それは、当該研究中のそれの取得時間に生じるその画像増幅を正確に描写する。その中央部を取り巻くアンダーサンプリングされた周縁領域は、隣接したm−1及びm+1におけるビューセットからの周縁データで補充される。その結果として、当該動的研究中の時間mにおける関心脈管系を描写する、完全にサンプリングされた画像データセット244が形成される。
上で指示されている如く、当該動的研究全体を通じて取得されるデータセット230、232、及び234から多くの異なる画像を生成することができる。上で説明されているように、単一の画像を当該研究中の選定された時間mにおいて生成することもできるし、あるいは、データウィンドウ242を連続的なデータセットへスライドさせることにより、一連の画像を生成することもできる。マスク画像を減算することができ、結果として生じるその3Dの差画像から1つもしくはそれ以上の2D投影画像を作成することができる。本方法の一つの利点は、画像分解能が3つの軸すべてに沿って同一であり、従って、医師により選定されたあらゆる方向において投影を作成し得ることである。
また、本発明は、位相コントラストMRA画像を作成するために使用することもできる。再び図5を参照すると、位相コントラストMRA画像を作成するため、取得される各投影は、双極性運動コード化勾配GMにより増感された運動である。当分野において広く知られているように、速度コード化勾配GMは、サイズが等しく極性が反対の2つの勾配ローブ222及び224からなっている。この運動コード化勾配GMは、あらゆる方向において適用することができ、そして、RF励起パルス202により横磁化が生成された後であって、且つ、NMRエコー信号203が取得される前に作用が完了される(played out)。運動コード化勾配GMは、勾配GMの方向に移動するスピンにより生成されるNMR信号に位相シフトを課し、そして、この位相シフトの量は、移動するスピンの速度と運動コード化勾配GMの第一モーメントにより決定される。その第一モーメント(M1)は、勾配パルス222または224の面積とそれらの間の時間間隔(t)との積に等しい。第一モーメントM1は、有意な位相シフトをもたらすが、高いスピン速度においてその位相に重なり(wrap around)を引き起こすほどには大きくないように設定される。
取得されたNMR信号203の位相シフトがスピン運動のみによることを確かめるため、各投影角度並びに各運動コード化勾配値で2つの取得が為される。1つの取得は、図5に示されているように、双極性勾配GMで実施され、そして、第二の取得は各勾配ローブ260及び262の極性を逆転させた状態で為される。両取得に共通するあらゆる位相シフトをゼロにするため、結果として得られた2つの位相画像が減算される。スピン運動によりもたらされた位相シフトは、運動コード化勾配の極性を逆転させたことにより増強される。
上で指示されている如く、運動コード化勾配GMは、あらゆる方向において適用することができる。好適な実施形態では、運動コード化勾配GMは、合計スピン速度の指標となる画像を生成することができるように、それぞれの勾配軸x、y、及びzに沿って別々に適用される。即ち、z軸に沿った速度(vz)の指標となる画像は、図3に示されているGz勾配波形に加えられた双極性運動コード化勾配GMを用いて画像を取得することにより作成され、第二の速度画像Vxは、Gx勾配波形に加えられた運動コード化勾配GMを用いて取得され、そして、第三の速度画像Vyは、Gy勾配波形に加えられた運動コード化勾配GMを用いて取得される。その後、それらの3つの速度画像における対応するピクセル値を組み合わせることにより、合計スピン速度の指標となる画像が作成される。
Figure 0003817224
本画像再構成プロセスに関するより詳細な説明については、「インターリーブされた投影データを用いる位相コントラストイメージング法(Phase Contrast Imaging Using Interleaved Projection Data)」と題する、1999年5月18日に出願された同時係属米国特許出願第09/314,226号への参照が為される。
本発明は、位相コントラストMRA画像を生成すべく、数多くの異なる方法で使用することができる。例えば、速度画像Vxに対するデータは、速度コード化により取得することができる。
図1は、本発明を用いるMRIシステムのブロックダイアグラムである。 図2は、図1のMRIシステムを用いて、典型的なフーリエまたはスピン−ワープ画像取得によりk空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。 図3は、図1のMRIシステムを用いて、典型的な投影再構成画像取得によりk空間をサンプリングする仕方をグラフ的に示した図である。 図4は、一つの取得における三次元(3D)投影に関する走査パラメーターを定める角度をグラフ的に示した図である。 図5は、3D投影再構成画像を取得すべく図1のMRIシステムを差し向けるための一つの好適なパルスシーケンスをグラフ的に示した図である。 図6は、図5のパルスシーケンスを用いた走査中のアンダーサンプリングによるCEMRA画像に存在する雑音を示すグラフである。 図7は、CEMRA動的研究中の投影再構成取得により生成されるk空間サンプリングを絵で表したものである。 図8は、図7の投影再構成取得を用いるCEMRA動的研究をグラフ的に示したものである。 図9は、図8のCEMRA動的研究における取得から画像データセットを形成するために使用される本方法を絵で表したものである。

Claims (6)

  1. k空間の中央から実質的に半径方向に伸びる軌道に沿って該k空間をサンプリングするため、選定された脈管系における複数のスピンにより生成されたNMR信号を取得する三次元投影再構成パルスシーケンスを果たすべく前記MRIシステムを操作するパルス発生器と、
    複数の軌道間に実質的に一様な間隔を有し、且つ、前記サンプリングされるk空間体積の周縁における隣接した軌道から取得されるk空間サンプル間の間隔が、実質的にNyquist条件を満たすのに必要な間隔の2倍より大きな状態で、三次元k空間体積全体にわたってk空間をサンプリングして画像データセットを取得するため、前記三次元投影再構成パルスシーケンスにおいて、異なる読み取り勾配を用いて、前記パルスシーケンスを繰り返すよう前記パルス発生器に指示する手段と、
    連続して取得される画像データセットをk空間における3つの異なるインターリーブされた位置からサンプリングして前記パルス発生器に付加的な画像データセットを取得するよう指示する手段と、
    該取得された3つの連続的な画像データセットのうち二番目のデータセットからの全てのk空間サンプルを、該3つの連続的な画像データセットのうちの一番目及び三番目からの周縁領域k空間サンプルと結合し、該結合されたk空間サンプルを用いて画像を再構成する手段と、を備える磁気共鳴撮像(MRI)システム。
  2. 各画像データセットの中央領域における前記k空間サンプル間の間隔が、Nyquist条件を満足する請求項1に記載のMRIシステム。
  3. 前記サンプリングする軌道が、そこから実質的に反対方向にk空間の中央から伸び、また前記サンプリングされるk空間体積の外側境界上の実質的に反対側の点へ伸びる、請求項1に記載のMRIシステム。
  4. k空間の中央から実質的に半径方向に伸びる軌道に沿って三次元k空間体積中をサンプリングするため、患者の選定された脈管系における複数のスピンにより生成されたNMR信号を取得する、第1の速度コード化勾配を有する前記三次元投影再構成パルスシーケンスを果たすべくMRIシステムを操作する手段と、
    軌道間に実質的に一様な間隔を有し、且つ、前記サンプリングされるk空間体積の周縁における隣接した軌道から取得されるk空間サンプル間の間隔が、実質的にNyquist条件を満たすのに必要な間隔の2倍より大きな状態で、前記三次元k空間体積全体にわたってk空間をサンプリングすべく異なる読み取り勾配を用いて前記パルスシーケンスを繰り返すことによって第1の画像データセットを生成する手段と、
    前記第1の画像データセットをサンプリングするのに用いられる前記軌道に対してインターリーブされる軌道に沿って前記三次元k空間体積をサンプリングすべく、前記第1の速度コード化勾配と異なる第2の速度コード化勾配を有する三次元投影再構成パルスシーケンスを用いて前記パルスシーケンスを繰り返すことによって第2の画像データセットを生成する手段と、
    前記第1及び第2の画像データセットからのk空間サンプルを結合する手段と、
    該結合されたk空間サンプルから画像を再構成する手段と、を備える磁気共鳴撮像(MRI)システム。
  5. 前記第1及び第2の画像データセットをサンプリングするのに用いられる前記軌道に対してインターリーブされる軌道に沿って前記三次元k空間体積をサンプリングすべく、前記第1及び第2の速度コード化勾配と異なる第3の速度コード化勾配を有する三次元投影再構成パルスシーケンスを用いて前記パルスシーケンスを繰り返すことによって第3の画像データセットを生成する手段と、
    3つの画像データセット全てからのk空間サンプルを結合する手段と、を備える請求項4に記載のMRIシステム。
  6. 前記3つの速度コード化勾配が3つのそれぞれ直交する軸に沿ったスピン運度に対してコード化する請求項5記載のMRIシステム。
JP2002559698A 2001-01-23 2002-01-09 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 Expired - Lifetime JP3817224B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/767,757 US6487435B2 (en) 1998-04-10 2001-01-23 Magnetic resonance angiography using undersampled 3D projection imaging
PCT/US2002/000564 WO2002059633A1 (en) 2001-01-23 2002-01-09 Magnetic resonance angiography using undersampled 3d projection imaging

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2004524079A JP2004524079A (ja) 2004-08-12
JP3817224B2 true JP3817224B2 (ja) 2006-09-06

Family

ID=25080484

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002559698A Expired - Lifetime JP3817224B2 (ja) 2001-01-23 2002-01-09 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

Country Status (4)

Country Link
US (1) US6487435B2 (ja)
EP (1) EP1354215B1 (ja)
JP (1) JP3817224B2 (ja)
WO (1) WO2002059633A1 (ja)

Families Citing this family (96)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6983182B2 (en) * 1998-04-10 2006-01-03 Wisconsin Alumni Research Foundation Time resolved computed tomography angiography
DE10056874C2 (de) * 2000-11-16 2003-02-06 Siemens Ag Verfahren zum Betrieb eines Magnetresonanzgeräts, bei dem Lageveränderungen mittels orbitaler Navigatorechos erfasst werden
US7003343B2 (en) * 2001-03-30 2006-02-21 Cornell Research Foundation, Inc. Method and apparatus for anatomically tailored k-space sampling and recessed elliptical view ordering for bolus-enhanced 3D MR angiography
US6671536B2 (en) * 2001-09-25 2003-12-30 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using floating table projection imaging
US6728569B2 (en) * 2001-10-25 2004-04-27 Evanston Northwestern Healthcare Corp. Scoutless whole-body imaging with fast positioning
ATE404876T1 (de) * 2001-11-12 2008-08-15 Wisconsin Alumni Res Found Dreidimensionale phasenkontrastmagnetresonanzabbildung mit verschachtelten projektions-rekonstruktions-daten
DE10201063B4 (de) * 2002-01-14 2005-06-02 Siemens Ag Gerät und Verfahren, sowie Computersoftware-Produkt zur PPA-Magnetresonanzbildgebung
US7078897B2 (en) * 2002-01-16 2006-07-18 Washington University Magnetic resonance method and system for quantification of anisotropic diffusion
EP1487916A4 (en) * 2002-03-07 2006-05-24 Petroferm Inc DUST-REPELLING COMPOSITIONS
US6950543B2 (en) * 2002-05-02 2005-09-27 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and system for image reconstruction
JP2005525187A (ja) * 2002-05-13 2005-08-25 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
US6963768B2 (en) * 2002-05-16 2005-11-08 General Electric Company Whole body MRI scanning with moving table and interactive control
US7019524B2 (en) * 2002-05-17 2006-03-28 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method, system and computer product for k-space correction of gradient non-linearities
ATE432347T1 (de) * 2002-06-24 2009-06-15 Exiqon As Methoden und systeme zur detektion und isolation von nucleinsäuresequenzen
JP3869337B2 (ja) * 2002-08-20 2007-01-17 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 磁気共鳴撮影装置
DE10259793B4 (de) * 2002-12-19 2009-10-15 Siemens Ag Verfahren zur Bildgebung eines Stoffwechselvorgangs eines Lebewesens
US7034531B1 (en) * 2003-01-09 2006-04-25 The General Hospital Corporation Diffusion MRI using spherical shell sampling
US7208949B2 (en) * 2003-01-21 2007-04-24 Koninklijke Philips Electronics N. V. Magnetic resonance method with non-linear magnetic field gradients
JP2006519677A (ja) * 2003-03-07 2006-08-31 メイヨ フオンデーシヨン フオー メデイカル エジユケーシヨン アンド リサーチ 連続的テーブル移動を用いて時間分解mr画像を取得する方法
US7109707B2 (en) * 2003-04-08 2006-09-19 University Of Queensland Computer readable magnetic resonance method calculating on-line gradients during imaging
US6794867B1 (en) 2003-06-13 2004-09-21 Wisconsin Alumni Research Foundation Isotropic imaging of vessels with fat suppression
US7343193B2 (en) * 2003-06-16 2008-03-11 Wisconsin Alumni Research Foundation Background suppression method for time-resolved magnetic resonance angiography
EP1651975A1 (en) * 2003-07-02 2006-05-03 Universität Zürich K-t blast and k-t sense magnetic resonance imaging
US7603156B2 (en) * 2003-07-02 2009-10-13 Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc Systems and methods for phase encode placement
US6919722B2 (en) * 2003-10-09 2005-07-19 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Image quality improvement for SENSE with low signal regions
US7606610B2 (en) * 2003-11-05 2009-10-20 Allegheny-Singer Research Institute Rapid three-dimensional magnetic resonance angiography
JP2007518485A (ja) 2004-01-14 2007-07-12 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 正規化可変密度センス
CA2556934C (en) 2004-02-20 2018-05-22 James F. Dempsey System for delivering conformal radiation therapy while simultaneously imaging soft tissue
DE102004021772B4 (de) * 2004-04-30 2007-05-24 Siemens Ag Verfahren und Gerät zur verbesserten PPA-Magnet-Resonanz-Bildgebung mit radialer Datenakquisition sowie Computersoftwareprodukt
CN1973211A (zh) * 2004-05-14 2007-05-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 涉及k-空间中心过度采样的非笛卡尔轨迹的对比度预备mri
US8112145B2 (en) * 2004-06-03 2012-02-07 Wisconsin Alumni Research Foundation MRI method for assessing myocardial viability
US7049816B2 (en) * 2004-09-30 2006-05-23 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance imaging with dual velocity encoded projection reconstruction acquisition
US7187169B2 (en) * 2004-11-03 2007-03-06 The Regents Of The University Of California NMR and MRI apparatus and method
US7941204B1 (en) 2004-11-16 2011-05-10 Yi Wang Magnetic resonance imaging concepts
US7023207B1 (en) * 2005-02-16 2006-04-04 General Electric Company Method and system of MR imaging with reduced radial ripple artifacts
US7511495B2 (en) * 2005-04-25 2009-03-31 University Of Utah Systems and methods for image reconstruction of sensitivity encoded MRI data
EP1904977B1 (en) * 2005-07-08 2010-12-15 Wisconsin Alumni Research Foundation Backprojection reconstruction method for ct imaging
ATE448531T1 (de) * 2005-07-08 2009-11-15 Wisconsin Alumni Res Found Bildrekonstruktion unter nebenbedingungen
US7285954B2 (en) * 2005-09-14 2007-10-23 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services Imaging and reconstruction of partial field of view in phase contrast MRI
US7917190B2 (en) * 2005-09-22 2011-03-29 Wisconsin Alumni Research Foundation Image acquisition and reconstruction method for functional magnetic resonance imaging
JP5113061B2 (ja) * 2005-09-22 2013-01-09 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ ファウンデーシヨン 運動コード化mr画像の高度に限定された再構成
US7358730B2 (en) * 2005-09-22 2008-04-15 Wisconsin Alumni Research Foundation Diffusion tensor imaging using highly constrained image reconstruction method
JP5113060B2 (ja) 2005-09-22 2013-01-09 ウイスコンシン アラムナイ リサーチ ファウンデーシヨン 拍動している心臓の画像の再構成法
US7408347B2 (en) * 2005-09-22 2008-08-05 Wisconsin Alumni Research Foundation Highly constrained magnetic resonance spectroscopy image reconstruction method
US7397242B2 (en) * 2005-10-27 2008-07-08 Wisconsin Alumni Research Foundation Parallel magnetic resonance imaging method using a radial acquisition trajectory
KR100726739B1 (ko) * 2006-01-16 2007-06-11 한국과학기술원 방사형 케이-공간 경로법을 이용한 병렬 자기 공명 영상획득 방법, 그 장치 및 이를 실행하기 위한 컴퓨터로 읽을수 있는 기록매체.
DE102006017470B4 (de) 2006-04-13 2010-07-22 Siemens Ag Verfahren zur Erzeugung von Magnetresonanzbildern und Magnetresonanzanlage hierfür
JP4249215B2 (ja) * 2006-10-06 2009-04-02 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 磁気共鳴イメージング装置
US7609058B2 (en) 2006-11-17 2009-10-27 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for generating a magnetic resonance data file
BRPI0721412A2 (pt) * 2007-01-02 2014-02-25 Wisconsin Alumni Res Found Métodos para produzir uma imagem aprimorada de contraste de um indivíduo posicionado no campo de visão de um sistema de formação de imagem por ressonância magnética, e para reconstruir uma imagem angiográfica por ressonância magnética aprimorada de contraste com um sistema de formação de imagem por ressonância magnética
EP1959396B1 (en) 2007-02-19 2012-01-18 Wisconsin Alumni Research Foundation Localized and highly constrained image reconstruction method
EP1959397B1 (en) 2007-02-19 2019-08-07 Wisconsin Alumni Research Foundation Iterative HYPR medical image reconstruction
US8219176B2 (en) * 2007-03-08 2012-07-10 Allegheny-Singer Research Institute Single coil parallel imaging
US7541808B2 (en) * 2007-04-11 2009-06-02 Allegheny-Singer Research Institute Rapid MRI dynamic imaging using MACH
US7652475B2 (en) * 2007-05-02 2010-01-26 Case Western Reserve University Cartesian continuous sampling with unequal gradients
US20100201361A1 (en) * 2007-05-03 2010-08-12 Edelman Robert R System and method for passive catheter tracking with magnetic resonance imaging
US8466679B2 (en) * 2007-12-25 2013-06-18 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and method configured for susceptibility-emphasized imaging with improved signal-to-noise ratio
US8688193B2 (en) * 2008-06-26 2014-04-01 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager, method and program which continuously applies steady-state free precession to k-space
US8148984B2 (en) * 2008-10-03 2012-04-03 Wisconsin Alumni Research Foundation Method for magnitude constrained phase contrast magnetic resonance imaging
US20110194746A1 (en) * 2008-10-14 2011-08-11 Riederer Stephen J Method for Time-of-Arrival Mapping in Magnetic Resonance Imaging
US8131046B2 (en) * 2008-10-29 2012-03-06 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager using cylindrical offset region of excitation, and method
US8198892B2 (en) * 2009-04-22 2012-06-12 Allegheny-Singer Research Institute Steady-state-free-precession (SSFP) magnetic resonance imaging (MRI) and method
US8274283B2 (en) * 2009-04-27 2012-09-25 Siemens Aktiengesellschaft Method and apparatus for diffusion tensor magnetic resonance imaging
US8274284B2 (en) * 2009-10-06 2012-09-25 Northshore University Healthsystem Parallel-accelerated complex subtraction MRI
US8405394B2 (en) * 2009-10-20 2013-03-26 Allegheny-Singer Research Institute Targeted acquisition using holistic ordering (TACHO) approach for high signal to noise imaging
EP2499509A1 (en) * 2009-11-10 2012-09-19 Deutsches Herzzentrum Berlin Look-locker ir-ssfp for cardiac mr imaging with simultaneous generation of cardiac t1 maps, cine images and ir -prepared images
DE102009057721B4 (de) * 2009-12-10 2014-05-28 Siemens Aktiengesellschaft Phasensensitive MR-Flussmessung
US20110215805A1 (en) * 2010-03-03 2011-09-08 Allegheny-Singer Research Institute MRI and method using multi-slice imaging
US8204172B1 (en) * 2010-03-17 2012-06-19 General Electric Company System and method of prior image constrained image reconstruction using short scan image data and objective function minimization
US8890522B2 (en) 2010-04-02 2014-11-18 General Electric Company Accelerated pseudo-random data magnetic resonance imaging system and method
US8970217B1 (en) 2010-04-14 2015-03-03 Hypres, Inc. System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging
US8441257B2 (en) 2010-04-27 2013-05-14 Northshore University Healthsystem Time resolved spin labeled MRI cineangiography
AU2011340078B2 (en) 2010-12-08 2016-06-30 Bayer Healthcare Llc Generating an estimate of patient radiation dose resulting from medical imaging scans
US9700229B2 (en) 2011-04-01 2017-07-11 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and method for imbedded, high-spatial resolution, fluoroscopic tracking of multi-station, contrast-enhanced magnetic resonance angiography
US9285445B2 (en) * 2011-04-11 2016-03-15 The Regents Of The University Of California Magnetic resonance imaging using randomized radio frequency pulses
DE102011078273B4 (de) * 2011-06-29 2014-11-20 Siemens Aktiengesellschaft MR-Angiographie mit nicht-kartesischer Signalakquisition
US8620404B2 (en) 2011-07-26 2013-12-31 Wisconsin Alumni Research Foundation System and method of high-frame rate, time-resolved, three-dimensional magnetic resonance angiograpy
DE102011086369B4 (de) * 2011-11-15 2022-08-11 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Erstellung von MR-Angiographiebildern und entsprechende Magnetresonanzanlage
US10561861B2 (en) 2012-05-02 2020-02-18 Viewray Technologies, Inc. Videographic display of real-time medical treatment
CN103424727A (zh) * 2012-05-23 2013-12-04 深圳市贝斯达医疗器械有限公司 一种磁共振图像亮度不均匀修正算法
CA2888993A1 (en) 2012-10-26 2014-05-01 Viewray Incorporated Assessment and improvement of treatment using imaging of physiological responses to radiation therapy
US9446263B2 (en) 2013-03-15 2016-09-20 Viewray Technologies, Inc. Systems and methods for linear accelerator radiotherapy with magnetic resonance imaging
WO2014160701A2 (en) * 2013-03-27 2014-10-02 Duke University Mri with repeated k-t -sub-sampling and artifact minimization allowing for free breathing abdominal mri
US9664760B2 (en) * 2014-09-01 2017-05-30 bioProtonics, L.L.C Selective sampling for assessing structural spatial frequencies with specific contrast mechanisms
CN105640554B (zh) * 2014-11-12 2017-11-28 上海联影医疗科技有限公司 磁共振成像方法
KR20180087310A (ko) 2015-11-24 2018-08-01 뷰레이 테크놀로지스 인크. 방사선 빔 시준 시스템 및 방법
KR20180120705A (ko) 2016-03-02 2018-11-06 뷰레이 테크놀로지스 인크. 자기 공명 영상을 이용한 입자 치료
CN115407252A (zh) 2016-06-22 2022-11-29 优瑞技术公司 低场强磁共振成像
JP6713860B2 (ja) * 2016-07-04 2020-06-24 株式会社日立製作所 画像再構成装置、x線ct装置、および、画像再構成方法
CN110382049A (zh) 2016-12-13 2019-10-25 优瑞技术公司 放射治疗系统和方法
US10552955B2 (en) * 2017-04-04 2020-02-04 Yale University Imaging acceleration methods for MRI parameter mapping
EP3470866A1 (en) * 2017-10-16 2019-04-17 Koninklijke Philips N.V. Motion signal resolved magnetic resonance imaging
WO2019112880A1 (en) 2017-12-06 2019-06-13 Viewray Technologies, Inc. Optimization of multimodal radiotherapy
US11209509B2 (en) 2018-05-16 2021-12-28 Viewray Technologies, Inc. Resistive electromagnet systems and methods
EP3598162A1 (en) * 2018-07-19 2020-01-22 Siemens Healthcare GmbH Magnetic resonance method and apparatus for suppressing metal artifacts
US11893662B2 (en) * 2020-08-04 2024-02-06 Northwestern University Density compensation function in filtered backprojection

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL8703127A (nl) * 1987-12-24 1989-07-17 Philips Nv Werkwijze en inrichting voor het genereren van vervlochten multiple-slice en multiple-echo pulssequenties voor mri.
US5243284A (en) * 1991-07-24 1993-09-07 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Method of magnetic resonance reconstruction imaging from projections using partial data collected in k-space
DE4319539A1 (de) * 1993-06-12 1994-12-15 Philips Patentverwaltung Verfahren zur Erzeugung einer MR-Bildfolge und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens
US5485086A (en) * 1994-07-26 1996-01-16 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Continuous fluoroscopic MRI using spiral k-space scanning
EP0769151A1 (en) * 1995-05-02 1997-04-23 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method of and device for magnetic resonance imaging of objects
US6230040B1 (en) * 1997-11-21 2001-05-08 Cornell Research Foundation, Inc. Method for performing magnetic resonance angiography with dynamic k-space sampling

Also Published As

Publication number Publication date
WO2002059633B1 (en) 2002-09-19
WO2002059633A1 (en) 2002-08-01
US6487435B2 (en) 2002-11-26
EP1354215B1 (en) 2013-09-11
EP1354215A1 (en) 2003-10-22
JP2004524079A (ja) 2004-08-12
US20010027262A1 (en) 2001-10-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
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
JP4646015B2 (ja) 磁気共鳴イメージング(mri)システムの作動方法
EP1444530B1 (en) Three-dimensional phase contrast magnetic resonance imaging using interleaved projection-reconstruction data
EP2521987B1 (en) System and method for combined time-resolved magnetic resonance angiography and perfusion imaging
EP0798566B1 (en) Three-dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography
US5873825A (en) Three dimensional digital subtraction magnetic resonance angiography with limited k-space mask
EP1794610B1 (en) Magnetic resonance imaging with dual velocity encoded projection reconstruction acquisition
US20150157238A1 (en) Method For Non-Contrast Enhanced Magnetic Resonance Angiography
EP1145028B1 (en) Phase contrast mr flow imaging using angularly interleaved projection data
US9465091B2 (en) System and method for random cartesian acquisition with projection reconstruction-like sampling
EP2350698B1 (en) System and method for moving table mri
US8918159B2 (en) System and method for improved accelerated magnetic resonance imaging using ROI masking
US6044290A (en) Time-resolved digital subtraction magnetic resonance angiography using echo-planar imaging
EP4121790A1 (en) System and method for t1 relaxation enhanced steady-state mri

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20041102

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20050804

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20050830

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821

Effective date: 20051129

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20051129

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20051213

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060228

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821

Effective date: 20060301

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20060523

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20060609

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Ref document number: 3817224

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100616

Year of fee payment: 4

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: 20110616

Year of fee payment: 5

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: 20110616

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120616

Year of fee payment: 6

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: 20120616

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130616

Year of fee payment: 7

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

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

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

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term