JP4152630B2 - 可変サンプリングを用いた高速／息止め３ｄｍｒデータ獲得方法と装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の背景】
本発明は一般的に、磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）に関し、特に、ほとんど一回の息止めで心拍同期画像を獲得する方法と装置に関する。
【０００２】
例えば人体組織などの物体が均一な磁場（偏向場Ｂ₀）にさらされると、組織内のスピンの各磁気モーメントは偏向場に整列しようとするが、その回りでその特有なラーモア周波数でランダムな歳差運動を行う。もしその物体、即ち組織が、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数に近い磁場（励磁場Ｂ₁）にさらされると、整列したネットモーメント、即ち、「縦方向の磁化」であるＭ_zは、ｘ−ｙ平面の方へ回転させられ、即ち、「傾けられ」、横方向の磁気ネットモーメントＭ₁が生成される。励磁信号Ｂ₁の後に、励磁されたスピンによって信号が出されるので、この信号を受け取って処理して画像を形成する。
【０００３】
この信号を利用して画像を生成するときには、磁場勾配（Ｇ_x、Ｇ_y、Ｇ_z）が使われる。一般的に、撮像領域を一連の測定サイクルでスキャンするが、このとき、使われる特定の局在化法によってこれらの勾配を変化させる。その結果受け取られる一連のＮＭＲ信号はデジタル化されて処理され、多くの周知の再生技術のうちの１つを用いて画像が再生される。
【０００４】
心臓を撮像する際には、呼吸の運動と心臓の運動の両方に対処する必要があり、前者は、息を止める方法で、もしくは、呼吸に関する補正方法を利用することによって最もうまく制御される。エコープラナー撮像（Echo Planar Imaging, ＥＰＩ）技術を用いるシングルショット磁気共鳴撮影法では、５０−１００ｍ秒で画像を獲得することができるので、心臓の動きアーチファクトを排除することができるが、空間解像度が低く画像のＳ／Ｎ比が小さくなってしまう。その上、本技術では周知のことであるが、（シングルショットスパイラル(single shot spiral)獲得法を含む）シングルショットＥＰＩ獲得法では、（直線的な読み出し法rectilinear read-outでの）空間的な歪み、もしくは、（スパイラル獲得法での）空間的なボケのいずれか一方によって明らかになるオフレゾナンス効果に悩まされる。
【０００５】
空間解像度と画像の信号対ノイズ（Ｓ／Ｎ）比は、複数の心拍周期での獲得を区画化することによって回復する。複数の心拍周期で心臓が運動するために生じる画像のボケを最小にするために、獲得を区画化する方法では、データ獲得を同期化することによって、所望の画像データを各心拍周期内の小さな時間ウィンドーで獲得することができ、また、次の獲得での心拍周期の同じ位相でその獲得が起こるように同期が取られる。複数の心拍周期でのデータ獲得を区切る、即ち、区画化することは、もっぱら区画化ｋ空間獲得法と呼ばれる。
【０００６】
この獲得技術によって、画像の信号対ノイズ比と空間解像度の高い画像が生成される。各心拍周期内のデータ獲得ウィンドーを短くすることによって、この時間ウィンドーでの心臓の運動によるボケは最小になる。しかしながら、ここでのトレードオフは、獲得ウィンドーが小さいほど区画化が多くなるというものであり、画像再生のために必要な全データはさらに多くの数の心拍周期にまで広がるので、息止め期間（スキャン時間）が長くなる。同期化／区画化ｋ空間技法を用いた２次元画像の獲得では、１２−２０秒のスキャン時間に対して５０−１００ｍｓｅｃの獲得ウィンドーが用いられる。
【０００７】
３次元撮像では、第３のスライス方向での空間コード化が明らかに必要なのでデータ量は実質的に増加する。従って、２次元の獲得と同じ平面内／空間解像度の画像に対するスキャンの合計時間は、３次元ボリュームのスライスパーティション数に等しい因子分長くなる。その結果、３次元の獲得でのスキャン時間は、２次元の獲得の場合と同じ獲得パラメータを用いると、心肺血管疾患に苦しむ一般的な一患者の一回の息止め期間を超えてしまう。
【０００８】
その長いスキャン時間が原因で、現在の３次元心臓撮像では、区画化エコープラナー撮像法（ＥＰＩ）を用いて、呼吸同期法か、もしくは、息止め法のどちらか一方でデータ獲得が行われる。呼吸同期法の場合は、３ＤＣＩＮＥ画像は数分間で獲得され、そのデータ獲得の質は、患者が６−１０分間に渡って比較的安定した呼吸パターンを維持できるかどうかにかかっている。現在の息止めによる最先端の３Ｄ獲得技術は、もっぱら空間解像度が低いことが特徴であって、単一位相の心拍周期だけが得られる。獲得時間は２０秒から４０秒の間であると報告されている。容積測定用の撮像は、数回の異なる息止め期間でデータを獲得して、そのデータ獲得結果を組み合わせることによって実現される。しかしながら、異なる息止め期間で獲得されたデータを使って画像再生すると、時間的／空間的に不一致で不正確となる可能性があるので、うまく規定されない画像やぼやけた画像が得られる。さらに、短いスキャン時間を達成するために、現在の３Ｄの獲得での獲得ウィンドーはもっぱら長くなる。このように、より短い息止め期間に順応させる必要性から、各心拍周期内のより大きなデータ獲得ウィンドーによる直接的な効果として心臓の運動による空間的なボケが大きくなる。
【０００９】
その上、各心拍インターバル内で個別のパルスシーケンス区間が終わって、横隔膜の変位情報を得る必要があるが、呼吸運動を監視するためにナビゲータエコーを用いる呼吸同期技術はマルチ位相、即ち、シネの獲得には役に立たない。さらに、様々な心拍位相のデータの獲得処理は必ずしも同じ呼吸位相で行われなくてもよいので、ナビゲータエコー区画の実施時点に近い位相の画像の一部の画質は時間的に離れた画像よりも良いという雑多な画質が得られる。
【００１０】
同期獲得には、心臓壁の塊と心室の拍出部位を計測する際での用途がある。現状の２次元の獲得スキームでは心臓を含む複数の２次元並列獲得が行われる。単純な統合スキーム（例えば、シンプソンの法則Simpson's rule）を用いて、このデータ集合から３次元容積測定データが計算される。また、２次元の獲得技術では、各スライスを１回の息止めで獲得することが求められる。従って、短アクセスビューで心臓全体を網羅するためには、８−１２回の息止めが必要となる。ＥＰＩを利用したさらに高速な２Ｄ技術では、獲得時間は長くなるが画質が損なわれる。また、獲得の度に患者が様々な息止め状態に置かれることによって、最終的な計測値に誤差を生じる可能性がある。
【００１１】
従って、高速な３Ｄ獲得を１回の息止めで達成できる技術を備えることはメリットがある。
【００１２】
【発明の簡潔な概要】
本発明は、前述した問題を解決する可変時間／ｋ空間サンプリング(variable temporal k-space sampling)技術を用いて、少なくとも一般的な一回の息止めに等しい時間で心臓のＭＲ画像を獲得する技術に関する。この一回の息止めによる高速な３Ｄ獲得は、心臓壁運動の異常診断や、心室の拡張末期の容積と収縮末期の容積を求めるためのシネ（マルチ位相）獲得で利用されるだけでなく、心筋梗塞を判定するために（反転回復ｒｆパルス(inversion recovery rf pulse)等で）磁化させる一相モードでも、また、冠動脈の血管造影でも利用される。
【００１３】
本発明は、３Ｄｋ空間の可変時間サンプリングを用いた３次元獲得技術を含み、適正な息止め期間で心臓のボリューム画像を作成する。高速磁場勾配反転エコー(fast gradient-recalled echo)（ＧＲＥ）、もしくは、定常自由歳差運動(steady-state free-precession)（ＳＳＦＰ−ＦＩＥＳＴＡ）のパルスシーケンスを用いて、心臓のＥＣＧ同期の３Ｄ一相獲得処理若しくは複相獲得処理（３ＤＣＩＮＥ）を実行することによって、数回の異なる息止め期間で獲得される画像と比べて、適正な１回の息止め期間に等しい時間で時間的／空間的な不一致や不正確さが最小になる容積測定用画像を生成することができる。
【００１４】
本発明の一態様に基づいてＭＲ画像を獲得する方法は、ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティションに分けて、各パーティションでＭＲデータの獲得を区画化することを含む。本方法は、低い空間周波数のビューのパーティションでは心拍周期の各位相から複数パーティションのＭＲデータを獲得し、高い空間周波数のビューのパーティションでは心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲデータを獲得することを含む。低い空間周波数のビューのパーティションでのＭＲデータの獲得は、高い空間周波数のビューのパーティションでのＭＲデータの獲得と比べて比較的頻繁に実施されることが好ましい。このことによって、低い空間周波数データの獲得の際は小さい獲得ウィンドーを使って、心臓運動によるボケのアーチファクトを最小にすることができる。その結果、低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューの各パーティションから時間的／空間的な不正確さを低減して獲得されたＭＲデータを使って、ＭＲ画像が再生される。
【００１５】
本発明の他の態様によれば、データと画像を獲得する撮像装置と共に用いられるコンピュータシステムとコンピュータプログラムが開示される。データの獲得は、少なくとも低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティションに分けられ、オプションとして、さらに中間の空間周波数のパーティションにも分けられる。空間周波数データは、位相コード化（k_y）方向に沿ってか、もしくは、位相コード化（k_y）とスライスコード化（k_z）の両方の方向に沿って区分することができる。後者の場合、区画化はk_y−k_z平面のラジアル空間周波数で行われる。各パーティションでＭＲデータの獲得が区画化されることによって、低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティションでは、一心拍周期の各位相で複数の区画のデータが獲得される。低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューの各パーティションから獲得されたＭＲデータを使って、ＭＲ画像が再生される。
【００１６】
可変時間／空間サンプリング技術を用いることによって、この同期式３Ｄ獲得法で、適正な息止め期間内で心臓の容積測定用画像を生成することができる。心臓画像は、拡張期と収縮期の両方で獲得できるので、数回の異なる息止め期間で画像を獲得するときに一般的に引き起こされる不一致や不正確さなしで心室の容積や心室の拍出部位の計測するための高速な一回の息止め技術を促進することができる。
【００１７】
本発明のその他の様々な特徴と目的とメリットは、以下の詳細な説明と図面から明らかにされる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
図１を参照すると、本発明を組み込んだ好適なＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボードやその他の入力デバイス１３とコントロールパネル１４とディスプレイ１６を含むオペレータコンソール１２から制御される。コンソール１２は、リンク１８を介して、オペレータがスクリーン１６上で画像の生成と表示の制御が可能な独立したコンピュータシステム２０と通信する。コンピュータ２０には、バックプレーン２０ａを介して互いに通信する複数のモジュールが含まれる。このモジュールには、画像プロセッサモジュール２２とＣＰＵモジュール２４と、画像データアレイを記憶するフレームバッファとして本技術では周知のメモリモジュール２６が含まれる。コンピュータシステム２０は、画像データとプログラムを記憶するディスク記憶装置２８とテープドライブ３０に接続され、高速シリアルリンク３４を介して独立したシステム制御部３２と通信する。入力デバイス１３は、マウスやジョイスティックやキーボードやトラックボールやタッチスクリーンやペン型光スキャナや音声制御部やそれと同様のデバイスを備えることができ、対話的にジオメトリを指示するために使うことができる。
【００１９】
システム制御部３２には、バックプレーン３２ａによって相互接続されるモジュール集合が含まれる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６と、シリアルリンク４０を介してオペレータコンソール１２に接続するパルス発生器モジュール３８が含まれる。システム制御部３２は、リンク４０を介して、実行されるスキャンシーケンスを指示するコマンドをオペレータから受け取る。パルス発生器モジュール３８は、所望のスキャンシーケンスを実行するシステム要素を操作して、生成されるＲＦパルスのタイミング／強さ／形状やデータ獲得ウィンドーのタイミング／長さを指示するためのデータを生成する。パルス発生器モジュール３８は一連の勾配増幅器４２に接続しており、スキャン中に生成される勾配パルスのタイミングと形状を指示する。また、パルス発生器モジュール３８は、患者に接続された複数の異なるセンサからの信号、例えば、患者に付けられた電極からのＥＣＧ信号を受信する生理学的獲得コントローラ４４から患者のデータを受け取る。そして最終的に、パルス発生器モジュール３８は、患者や磁石システムの状態に関する様々なセンサから信号を受け取るスキャンルームインターフェース回路４６に接続される。患者位置決めシステム４８がコマンドを受け取って、所望のスキャン位置へ患者を移動させることも、スキャンルームインターフェース回路４６を介して行われる。
【００２０】
パルス発生器モジュール３８によって生成される勾配波形は、Ｇ_x／Ｇ_y／Ｇ_z増幅器を有する勾配増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、５０で一般的に示されたアセンブリ内で対応する実際の勾配磁場コイルを励磁させることによって、獲得された信号を空間コード化するために用いられる磁場勾配が生成される。勾配コイルアセンブリ５０は、偏向磁石５４と全身ＲＦコイル５６を含む磁石アセンブリ５２の一部を構成する。システム制御部３２の送信器モジュール５８はパルスを生成するが、このパルスは、ＲＦ増幅器６０によって増幅されて送信／受信スイッチ６２によってＲＦコイル５６に送られる。励磁された患者の原子核から発せられる信号は、同じＲＦコイル５６によって感知されて、送信／受信スイッチ６２を介してプリアンプ６４に送られる。増幅されたＭＲ信号は、送信器５８の受信部で復調され濾波されデジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号によって制御され、送信モードではＲＦ増幅器６０をコイル５６に電気的に接続し、受信モードではプリアンプ６４に接続する。また、送信／受信スイッチ６２によって、送信モードかもしくは受信モードのいずれか一方で、個別のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使うことができる。
【００２１】
ＲＦコイル５６で受け取られるＭＲ信号は、システム制御部３２の送信器モジュール５８によってデジタル化され、メモリモジュール６６に転送される。スキャン完了時には、未処理の一連のｋ空間データがメモリモジュール６６に格納されている。以下で詳述するが、この未処理のｋ空間データが、再生される各画像に対する個別のｋ空間データアレイに再構成された後、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像データアレイを生成するように動作するアレイプロセッサ６８に入力する。この画像データはシリアルリンク３４を介してコンピュータシステム２０に伝達され、ここでそれはディスクメモリ２８に記憶される。オペレータコンソール１２から受信されるコマンドに応じて、この画像データをテープドライブ３０に記憶させるか、もしくは、画像プロセッサ２２でさらに処理した後で、それをオペレータコンソール１２に送ってディスプレイ１６に表示してもよい。
【００２２】
本発明は、上で言及したＮＭＲシステムと共に使用するのに適した方法とシステム、もしくは、ＭＲ画像を得る同様か等価なシステムを含む。
【００２３】
心臓の動きによるボケを最小にするためにも、ゲーティングによる３Ｄボリューム獲得処理を行うときは、短い獲得ウィンドーを各心拍周期内に維持することは有利である。加えて、適正な息止め期間を考慮して、合計スキャン時間は短くなくてはならない。例えば、一般的な１６枚のスライス部分(slice partitions)の２５６×１９２の部分的なフーリエ獲得を行う場合は、ビューを含む１６枚のスライスの全てが各Ｒ−Ｒ心拍インターバルで獲得されると仮定すれば、約１１２回の心拍分の合計スキャン時間が必要となる。即ち、各心拍インターバルでは、個別のデータの獲得処理が小さな時間ウィンドー内で１６回起こり、個別のデータ獲得処理の各々は、同じ値の位相コード化値（phase encoding value k_y）で、異なる値のスライスコード化値（k_z）で行われる。次の心拍インターバルで位相コード化値（k_y）をインクリメントすることによって、データの獲得処理は全てのスライスコード化値（k_z）に対して繰り返される。これは、必要な全データが獲得されるまで続けられる。本発明では、このような獲得時間を、１回の息止めとして耐えられる時間である約１６−２６回の鼓動回数分にまで短縮するために、可変時間／ｋ空間サンプリング法(variable temporal k-space sampling scheme)を利用する。合計スキャン時間は、高いk_y空間周波数のビューよりも、低いk_y空間周波数のビューをより頻繁に獲得することによって短縮される。
【００２４】
本技術には、低いk_y空間周波数のビューには短い獲得ウィンドーを利用し、高いk_y空間周波数のビューにはもっとより長い獲得ウィンドーを利用することが含まれる。
【００２５】
図２と図３は、一相の３ＤＣＩＮＥに、本発明の可変時間／ｋ空間サンプリング法を実施する様子を示す。図示されているように、図２は低いk_y空間周波数のビューの獲得処理を示し、図３は高いk_y空間周波数のビューの獲得処理を示す。この方法では、ＭＲデータの獲得処理は、少なくとも低い空間周波数のビューの部分と高い空間周波数のビューの部分に分けられる。図２は、低いk_y空間周波数のビューのための小さな獲得ウィンドー１００を実施した様子を示す。尚、各データ獲得区画１０２は、獲得時間が繰り返し時間（ＴＲ）のｎ_z倍に等しくなるように、関連する一相のコード化値とｎ_zスライスコード化値を備える。小さな獲得ウィンドー１００の前と後には、一連のダミーのｒｆ励磁区間１０４がある。図３は、高い空間周波数データの獲得処理を示す。尚、その高い空間周波数データは後で、図２の低い空間周波数データと組み合わされて画像が再生される。図３は、高いk_y空間周波数のビューのための非常に大きな獲得ウィンドーを示す。図２、図３で示されるように、好適な一実施形態では、低い空間周波数のビューの獲得中に、１２−１６個のパーティションの２−３の全Ｚスライスコード化ループの各々が心拍インターバルで獲得される。より高いｋ空間のビューに対しては、４−５個の全Ｚスライスコード化ループが得られる。カットオフされるものが中央の３２枚のk_yコード化ビューであると仮定すると、心拍数に関して与えられる合計スキャン時間は、
T_scan = ((pe_lim/pe_acq1) + (yres^*NEX−(pe_lim/2))/pe_acq2)…式１
で表される。ここで、pe_acq１とpe_acq２はそれぞれ、Ｒ−Ｒインターバル毎の低い空間周波数のビューと高い空間周波数のビューに対して得られるＺループの数であって、pe_limは、低い空間周波数領域内にあると仮定されるk_yビューの数である。式１は部分的フーリエ獲得処理を仮定していることに注意されたい。例えば、２５６×１９２の部分的フーリエ獲得処理では、Ｒ−Ｒインターバル毎にpe_acq1=2とpe_acq2=2（pe_lim3=2）で合計スキャン時間は、３６鼓動分である。ＴＲ時間が３．４ｍｓｅｃであって、１２個のスライスパーティションがあると仮定すると、低いｋ空間ビューに対する獲得ウィンドーは約８０ｍｓ（pe_acq1 = 2）であって、高いｋ空間ビューに対する獲得ウィンドーは約１６０ｍｓ（pe_acq2=4）であった。もしさらに大きな獲得ウィンドーを用いれば、スキャン時間を大きく短縮できる。
【００２６】
図４と図５は、本発明をマルチ位相(multi-phase)／息止め／３Ｄシネ獲得処理に適用する場合を示す。図４に示すように、好適な一実施形態では、低い空間周波数のビューに対して、２つのk_y位相コード化値１１０からのデータが獲得され、図５に示すように、高い空間周波数のビューに対して、４つのk_y位相コード化値１１２からのデータが獲得される。図２と図３を参照して説明したように、各データ獲得区画の獲得時間１１４は、繰り返し時間ＴＲとｎ_zスライスコード化値の積である。一旦データが獲得されると、既知の方法で過去に遡ってそのデータが補間されて、心拍周期の複数の時点で画像が生成されて、数回の異なる息止め期間で獲得される画像と比較して画像のボケと獲得時間が最小にされた画像が再生される。
【００２７】
本発明は、可変サンプリング法を使って高速な３Ｄ獲得処理を行うことを含む。このことは、複数の異なる技術を用いて達成することができるが、そのうちの２つについて詳述する。
【００２８】
かつて、この技術にはＢＲＩＳＫ技術を拡張／発展したものが含まれていた。このことについては以下に記述されている：Block Regional Interpolation Scheme for k-Space (BRISK): A Rapid Cardiac Imaging Technique; Doyle, M. et al., Magnetic Resonance Medicine 1995; 33: 163-170; and Rapid Cardiac Imaging With Turbo BRISK.; Doyle, M. et al., Magnetic Resonance Medicine 1997; 37: 410-7。しかしながら、本発明は、ＢＲＩＳＫ技術とは異なり、高い空間周波数は固定的であるという仮定に依存しないことによって、データにゼロを充填し、ｋ空間にフーリエ変換した後で、データを時間領域で再サンプリングする必要がない。また、本来のＢＲＩＳＫ技術は、２Ｄ獲得法に限定されていたことにも注意されたい。
【００２９】
図６は、本発明の３Ｄ息止め／シネ獲得法の別の一実施形態を示しているが、ＭＲデータの獲得は、低いk_y空間周波数のビューと、中間のk_y空間周波数のビューと、高いk_y空間周波数のビューに分けられる。この例では、k_yの直線的サンプリング法が示されている。各k_yブロックでは、ｎ_z個のスライスコード化値の全てが獲得される。低いk_y空間周波数のビューの場合は、中間のk_y空間周波数のビューの場合よりも頻繁にＲ−Ｒインターバルがサンプリングされ、中間のk_y空間周波数のビューは、高いk_y空間周波数のビューよりも頻繁にサンプリングされる。そして、画像の再生前に、破線で示される同じ時間的な位置で全区画からのデータが補間される。この特定の例では、低い空間周波数のビューに対して２つのk_yビュー１２０が獲得され、中間の空間周波数のビューに対しては４つのk_yビュー１２２が獲得され、高い空間周波数のビューに対しては６つのk_yビュー１２４が獲得される。即ち、本発明には、ＭＲデータの獲得を低い空間周波数のビューと中間の空間周波数のビューと高い空間周波数のビューに分けた後に、各パーティションでＭＲデータの獲得処理を区画化することも含まれる。本発明には、低い空間周波数のビューと中間の空間周波数のビューと高い空間周波数のビューのパーティションで、心拍周期の各位相からの複数の区画のＭＲデータを取得することが含まれる。そして、同じ時間的位置で全区画からのデータが補間され、ＭＲ画像が再生される。
【００３０】
図６の直線的な例で示されるように、中間の空間周波数と高い空間周波数と比較して、低い空間周波数k_yは頻繁にサンプリングされる。この例では、Ｒ−Ｒインターバルで、k_y＜k_{y_lim1}である２つのk_yビューの区画が獲得される。尚、k_{y_lim1}は、低いｋ空間ビューに対する限界閾値である。k_{y_lim1}≦ k_y≦ k_{y_lim2}である中間のｋ空間ビューに対して４本のk_yラインが獲得されるように獲得スキームはさらに区画化される。ここで、k_{y_lim2}は、中間のｋ空間ビューの上限であって、Ｒ−Ｒインターバルでk_y≦ k_{y_lim2}である６本のk_yラインが獲得される。本スキームでは、ｎ本のk_yラインの各区画がＲ−Ｒインターバルで繰り返し獲得されるので、その獲得の空間周波数に依存する様々なレートで心拍周期での動きがサンプリングされる。直線的サンプリングの場合、各k_yラインには、全てのk_zスライスコード化値ラインが含まれることに注意されたい。従って、各区画に対する獲得ウィンドーは、
T_acq = (n_z) x (n_{y_acq}) x (TR) … 式２
である。ここで、ｎ_zはスライスパーティションの数であり、n_{y_acq}は区画毎のk_yビューの数であって、これはk_y空間周波数の関数であり、ＴＲはシーケンスの繰り返し時間である。
【００３１】
データを補間して時間的な３Ｄボリュームを作ること以外は、従来のシネ獲得と同じように様々な区画のために可変サンプリングされたデータを補間して時間的に等しい位相にすることによって、時間的情報が得られる。さらに、k_yの関数である時間的サンプリングの違いを考慮して、異なったk_y区画に対して補間のやり方は異なる。
【００３２】
別の一実施形態では、各区画に対してk_yビューの全てを獲得するのではなく、k_yとk_zの空間コード化ビューの両方に基づいてデータの獲得とサンプリングが指示される。従って、様々なデータ獲得時間T_acq (k_r)は、空間周波数の原点からのラジアル距離の関数として特定される。データ獲得期間は、低い空間周波数のビューに対しては短く、高い空間周波数のビューに対しては長くなるが、これは原点からのコード化値のラジアル距離（大きさ）に基づいて、
k_y = v(k² _y + k² _z)
で与えられる。
【００３３】
低い空間周波数と中間の空間周波数と高い空間周波数の限界値を、直線的サンプリングスキームで説明したやり方と同様に設定することができる。データの時間的補間は、k_yとk_zのコード化データ点の各々に対して個別に実行される。補間とは直線的な操作であるため、補間順序（即ち、k_yが先かk_zが先か）を替えることができる。
【００３４】
ここで図７を参照すると、本技法のフローチャートが開示されている。２００から息止めスキャンを開始し、もし一相の獲得が望まれるなら、一連のｒｆ励磁のダミーが伝えられて２０２、ＥＣＧトリガが検出された２０４後に、２０４で検出されたＥＣＧトリガに基づいて、Ｒ−Ｒインターバルの始めの位相のコード化値が更新される２０６。次に、この獲得シーケンスに対して位相コード化値が設定され２０８、ｎ_z個のスライスコード化値を獲得した２１０後に、２１２ではｋ空間限界値との対比でk_yの絶対値をチェックして、低いか、もしくは、高い空間周波数のビューデータが獲得されたかどうかを判定する。もし低い空間周波数のビューデータが獲得２１４されていれば、システムは、低い空間周波数のビューに対して獲得される位相コード化値の数ｎ１が得られたかどうかを確認する２１６。もしそうでないならば、k_yが次のk_y値にインクリメントされた後、ｎ１枚のビューが獲得されるまでこのサブプロセスは続く２１６、２２０。尚、２２２では、システムはＥＣＧトリガを確認する。もしＥＣＧトリガが検出されなければ２２２、２２４、システムは次の時間的位相のデータの獲得２２６に進む。
【００３５】
もしシステムが高い空間周波数のスライスコード化値を獲得しようとしていれば２１２、２２８、システムは、k_yがインクリメントされて、高い空間周波数のビューのために獲得される位相コード化値の数ｎ２分が完了したことを示しているかどうかをチェックする２３０。もし完了していなければ２３２、k_yが次のk_y値にインクリメントされて２３４、ｎ_z個のスライスコード化値がｎ２回獲得される２１０。高い空間周波数のビューのデータが全て獲得されると２３０、２３６、システムは、ＥＣＧトリガがあるかを確認して２２２、ＥＣＧトリガが検出されなければ２２２、２３８、次の時間的位相に対するデータ獲得を続ける２２６。もし、スキャンが完了していなければ２４０、２４２、システムは、２０６のＲ−Ｒインターバルの始めの位相のコード化値を更新するところまで戻り、前述したようにデータの獲得を続ける。システムは、スキャン終了までループを続けて２４０、２４４、本アルゴリズムは完了する２４６。
【００３６】
このようにして、前述の技術は、図１を参照して説明したように、コンピュータプログラムで実施され、コンピュータシステムで実行することによって撮像デバイスが制御される。本発明の装置と方法によって、一連の画像であって、その各々は、高い画像Ｓ／Ｎ比で一回の息止めで３Ｄボリュームの心拍周期の異なる位相の画像を得ることができる。
【００３７】
好適な実施形態で本発明を説明したが、明確に説明されたものだけでなく、添付の請求項の範囲内にある等価なものと代替のものと修正が可能であることを理解されたい。添付の請求項中の数値は参考としてのものであって、請求項の範囲を解釈するために用いてはならない。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、本発明と共に使われるＮＭＲ撮像システムの模式的ブロック図である。
【図２】図２は、本発明の一実施形態に基づくデータ獲得スキームを示す。
【図３】図３は、本発明の一実施形態に基づくデータ獲得スキームを示す。
【図４】図４は、本発明の別の一実施形態に基づくデータ獲得スキームを示す。
【図５】図５は、本発明の別の一実施形態に基づくデータ獲得スキームを示す。
【図６】図６は、本発明のさらに別の一実施形態に基づくデータ獲得スキームを示す。
【図７】図７は、本発明のプロセスに基づいてデータ獲得処理を記述し、本発明をコンピュータプログラムで実現するためのフローチャートである。

Claims (10)

1. ほとんど１回の息止めで心臓画像を獲得するために、
   偏向磁場（５４）を与える磁石（５２）のボアの周りに配置された複数の勾配磁場コイルと、ＲＦ送信器システム（５８）と、パルスモジュール（３８）によって制御され、ＲＦコイルアセンブリ（５６）にＲＦ信号を送るＲＦスイッチ（６２）を備えて、ＭＲ画像を獲得する磁気共鳴撮影（ＭＲＩ）システム（１０）と、
   コンピュータ（２０）とを具備するＭＲＩ装置であって、
   このコンピュータ（２０）は、
   ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパーティションに分け、
   前記パーティションの各々においてＭＲデータの獲得を区画化して（１０２）、
   前記低い空間周波数のビューのパーティション（１００）では、一心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲデータ（１１０、１１２）を獲得し（２１０−２１４）、
   前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）では、前記心拍周期の各位相から複数の区画のＭＲデータ（１１０、１１２）の獲得し（２１０、２１２、２２８）、
   前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）の各パーティションから獲得された前記ＭＲデータ（１１０、１１２）とを同じ時間的位置で補間して、ＭＲ画像を再生する、
   ようにプログラムされたことを特徴とするＭＲＩ装置。
2. 前記低い空間周波数のビューのパーティション（１００）でのＭＲデータ（１１０，１１２）の獲得は、前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）でのＭＲデータ（１１０，１１２）の獲得に比べて比較的頻繁に実施されることを特徴とする請求項１の装置。
3. データ（１１０、１１２）は直線的に獲得されることを特徴とする請求項１の装置。
4. 前記コンピュータ（２０）は、Ｒ−Ｒインターバル毎に各区画のｋ_Yライン（１１０、１１２、１２０−１２４）を繰り返し獲得して、１つの獲得の空間周波数に従う異なるレートで心拍周期をサンプリングするようにさらにプログラムされることを特徴とする請求項１の装置。
5. 前記低い空間周波数のビューのパーティション（１００）では、各Ｒ−Ｒインターバルで一区画のｎ_L枚のkyビューを獲得し（２１２）、前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）では、各Ｒ−Ｒインターバルでｎ_H枚のｋ_yビューが獲得され（２１２）、ｎ_L＜ｎ_Hであることを特徴とする請求項１の装置。
6. 前記コンピュータ（２０）は、ｋ _y とｋ _z の両方の空間コード化ビューのデータを獲得して（２１０）、データ獲得時間が空間周波数の原点からのラジアル距離の関数に基づいて決められるようにさらにプログラムされることを特徴とする請求項１の装置。
7. データ獲得時間は、低い空間周波数のビューのパーティション（１００）では短く、高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）では長く、
   前記低い空間周波数のビューのパーティション（１００）では、各Ｒ−Ｒインターバルで一区画のｎ _L 枚のｋ _y ビューが獲得され（２１２）、前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）では、各Ｒ−Ｒインターバルでｎ _H 枚のｋ _y ビューが獲得され（２１２）、ｎ _L ＜ｎ _H であることを特徴とする請求項６の装置。
8. 前記ＭＲデータ（１１０、１１２）は、低い周波数のビュー（１２０）と中間周波数のビュー（１２２）と高い周波数のビュー（１２４）のパーティションに分けられ、前記低い周波数のビューのパーティション（１２０）では、各Ｒ−Ｒインターバル で、ｋ _y ＝ｋ _y#lim1 であるｎ _L 枚のｋ _y ビューからＭＲデータ（１１０、１１２）が獲得され、ｋ _y#lim1 は、前記低い空間周波数のビューのパーティション（１２０）の上限閾値であり、前記中間の周波数のビューのパーティション（１２２）では、各Ｒ−Ｒインターバルで、ｋ _y#lim1 ≦ｋ _y ≦ｋ _y#lim2 であるｎ _I 枚のｋ _y ビューからＭＲデータ（１１０、１１２）が獲得され、ｋ _y#lim2 は、前記中間の空間周波数のビューのパーティションの上限閾値（１２２）であり、前記高い周波数のビューのパーティション（１２４）では、各Ｒ−Ｒインターバルで、ｋ _y ＞ｋ _y#lim2 であるｎ _H 枚のｋ _y ビューからＭＲデータ（１１０、１１２）が獲得されることを特徴とする請求項１の装置。
9. 医療用撮像スキャナを制御するためのコンピュータプログラムであって、
   ＭＲデータの獲得を少なくとも低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパーティションに分け、
   前記パーティションの各々で、ＭＲデータの獲得を区画化し（１０２）、
   前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパーティションにおいて、心拍周期から複数の区画のＭＲデータ（１１０、１１２）を獲得し（２１０）、
   前記低い空間周波数のビュー（１００）と高い空間周波数のビュー（１０６）のパーティションから獲得した前記ＭＲデータ（１１０、１１２）とを同じ時間的位置で補間してＭＲ画像を再生する、
   ようにコンピュータ（２０）を制御するインストラクションを備えるコンピュータプログラム。
10. 前記コンピュータ（２０）は、
    前記低い空間周波数のビューのパーティション（１００）では、第一の数の区画（１１０）を獲得して、前記高い空間周波数のビューのパーティション（１０６）では、第二の数の区画（１１２）を獲得する（２１０）ようにさらにプログラムされ、
    前記第一の数は前記第二の数より小さい（２１２）ことを特徴とする請求項９のコンピュータプログラム。

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