JP4646011B2

JP4646011B2 - 放射状投影を使用した迅速取得磁気共鳴イメージング

Info

Publication number: JP4646011B2
Application number: JP2000524683A
Authority: JP
Inventors: チャールズエイ．ミズトレッタ，; デイナシー．ピーター，
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1997-12-12
Filing date: 1998-12-14
Publication date: 2011-03-09
Anticipated expiration: 2018-12-11
Also published as: CA2313006C; WO1999030179A9; WO1999030179A3; AU1725399A; JP2001526067A; EP1047951B1; US6630828B1; DE69842209D1; EP1047951A2; ATE504007T1; WO1999030179A2; CA2313006A1

Description

【０００１】
関連出願の相互参照
本出願は、１９９７年１２月１２日に提出された米国仮出願６０／０６９，４３０および１９９８年４月１０日に提出された米国仮出願６０／０８１，４０９の利益を要求しており、これら両者は参照することによって本願に組み入れられる。
【０００２】
連邦政府後援の研究開発に関する記述
【０００３】
発明の背景
本発明の分野は、磁気共鳴イメージング（“ＭＲＩ”）法およびシステムであり、特に、画像化対象物の一部からのＭＲＩデータを素早く取得するための方法および装置である。
【０００４】
ＭＲＩイメージング
人体組織のような物質が均一な磁場（分極場（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇｆｉｅｌｄ）Ｂ_０）に晒されると、組織内の個々の原子核は、前記分極場により、その磁気モーメントが一直線になろうとし、原子核スピンの結果として、その特徴的なラーモア周波数でランダムにそれ自身を中心とした歳差運動を行なう。ラーモア周波数は、磁場の強さと、磁気図形定数（ｍａｇｎｅｔｏｇｙｒｉｃｃｏｎｓｔａｎｔ）γによって代表される特定の原子核の性質とに依存している。このような現象を示す原子核は、「スピン」と称されている。
【０００５】
従来まで、分極場Ｂ_０は、デカルト座標系のｚ軸に沿って存在していると考えられている。分極場Ｂ_０内での原子核の歳差運動は、分極場の方向で正味の磁気モーメント（ｎｅｔｍａｇｎｅｔｉｃｍｏｍｅｎｔ）Ｍｚを形成する。個々のスピンは横断面もしくはｘ−ｙ平面内にｚ軸と垂直な磁気モーメントを有しているが、スピンのランダムな方向は正味の横方向の磁気モーメントをキャンセルする。
【０００６】
ＭＲＩイメージングにおいては、ラーモア周波数の近傍でｘ−ｙ平面に高周波信号（ＲＦ信号）が加えられ、ラーモア周波数で回転するように正味の磁気モーメントがｘ−ｙ平面へと傾けられる。このような現象の実用的な価値は、ＮＭＲ（核磁気共鳴）信号と呼ばれる励起されたスピンによってその後に生じる信号に存在する。簡単なシステムにおいて、励起された信号は、スピンを励起するために使用されるコイルと同じ受信コイル内に、振動する正弦波を引き起こす。この信号の振幅は、スピン間もしくはスピン−スピン緩和と真に均一な分極場Ｂ_０を形成するという技術的な限界との間の原子スケールの相互作用によって引き起こされる磁場の均一性の働きとして、減衰される。この減衰は、スピン内の位相コヒーレンスの損失によって引き起こされ、一般にＴ^＊ _２緩和と称されている。第２の減衰メカニズムは、分極場Ｂ_０と一直線を成す長手方向に向かう個々のスピン磁気モーメントの漸進的な戻りである。これは、Ｔ_１緩和と称されており、大抵の医学対象物においてはＴ_２緩和よりも長い。
【０００７】
患者の像は、患者の組織内の異なった位置で異なったスピンにより与えられるＮＭＲ信号を評価することによって得られる。勾配磁場を使用するパルスシーケンスは、位相および周波数の形態で、スピンに関する位置情報をエンコードする。エンコードされたスピン信号は、その後、画像を造り出すために分離される。
【０００８】
多種多様なパルスシーケンスが知られている。例えば、スピンワープもしくはスピンエコー技術は、ダブリュー．エー．エデレーション（Ｗ．Ａ．Ｅｄｅｌｓｔｅｉｎ）ら．による“スピンワープＮＭＲイメージングおよびヒト全身イメージングの適用（ＳｐｉｎＷａｒｐＮＭＲＩｍａｇｉｎｇＡｎｄＡｐｐｌｉｃａｔｉｏｎＴｏＨｕｍａｎＷｈｏｌｅ−ＢｏｄｙＩｍａｇｉｎｇ）”、ＰｈｙｓｉｃｓｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅａｎｄＢｉｏｌｏｇｙ，第２５巻，７５１−７５６頁（１９８０）；米国特許４，６６５，３６５に開示された勾配磁場リフォーカス取得定常パルスシーケンス（“ＧＲＡＳＳ”）と“定常状態自由歳差運動を用いた高速フーリエイメージング（ＲａｐｉｄＦｏｕｒｉｅｒＩｍａｇｉｎｇＵｓｉｎｇＳｔｅａｄｙＳｔａｔｅＦｒｅｅＰｒｅｃｉｓｉｏｎ）”，アール．シー．ホークスおよびエス．パッツ（Ｒ．Ｃ．ＨａｗｋｓａｎｄＳ．Ｐａｔｚ），ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅｉｎＭｅｄｉｃｉｎｅ４，９−２３頁（１９８７）に開示されたコントラストが高められた高速イメージング（ＳＳＰ−ＥＣＨＯ）とを含む定常状態自由歳差運動（“ＳＳＦＰ”）技術に開示されている。また、エコープラナー撮像法（“ＥＰＩ”）は、ピーターマンスフィールド（ＰｅｔｅｒＭａｎｓｆｉｅｌｄ）（Ｊ．Ｐｈｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７）の論文に開示されている。パルスシーケンスに関するこれらの説明は、参照によってここに組み入れられる。
【０００９】
カーテシアンＭＲＩ取得
代表的なスピンエコーパルスシーケンスにおいては、ｚ軸勾配磁場と狭い帯域のＲＦ励起パルスが患者に加えられ、例えば、ｚ軸に垂直な患者の「スライス」内のスピンだけが励起される。その後、ｘ勾配磁場が加えられて、スライスの他方側のスピンよりも早く歳差運動を行なうように、スライスの一方側でスピンが引き起こされる。この状態において、スピンは、スピンをｘ軸に沿って区別することができる所定の周波数エンコーディングを有している。
【００１０】
異なる周波数でのスピンのこのＮＭＲ信号は、所定の時間で取得され、再生コンピュータのある配列内に格納される第１のデータの列を形成するようにデジタル化される。前記配列の寸法の数および配列内の要素の数は、この技術分野で良く知られているｋ空間を規定する。エイリアシングアーチファクト（ａｌｉａｓｉｎｇａｒｔｉｆａｃｔｓ）の導入を防止するために、ＮＭＲ信号は、ＮＭＲ信号の最高周波成分の少なくとも２倍の周波数レート（ナイキストサンプリングレート）でサンプルとしなければならない。
【００１１】
その後、このスライスのため、同一のｘ勾配磁場および次第に増大するｙ軸勾配磁場を用いて、別個のＮＭＲ信号が集められる。このｙ軸勾配磁場は、ｙ方向でスピンを位相エンコードするのに役立つ。異なるｙ軸勾配磁場を用いた連続するそれぞれのＮＭＲ取得は、コンピュータのｋ空間配列内に連続する列を形成する。
【００１２】
ｋ空間が満たされると、所望の画像を造り出すために、ｋ空間データから２次元フーリエ変換が行なわれる。ｋ空間データの量を若干制限する周波数エンコーディングｘ軸方向で、一定の空間範囲を超えるスピンの寄与を除去するために、ＮＭＲ信号を帯域制限することは一般に知られている。しかしながら、そのような帯域制限は、位相エンコーディング方向では、データが十分に取得されるまで行なうことができず、したがって、データ取得時間を短縮することに関しては殆ど価値がない。
【００１３】
放射状のＭＲＩ取得
データ取得の他の方法において、ｋ空間データは、行列で満たされるのではなく、ｋ空間内の１点を中心とした一連の放射状の投影によって満たされる。この取得技術は、Ｘ線コンピュータ断層撮影（“ＣＴ”）マシーンでのデータ取得に類似しており、これによって、データは、フィルタ補正逆投影法を含むＣＴタイプのアルゴリズムにより、画像に再生され得る。
【００１４】
ＭＲＩ血管造影法
ＭＲＩ血管造影法においては、血管の画像が得られる。ガドリウム化合物のような造影材料が抹消血管内に注入される高コントラストのアプリケーションにおいては、ｋ空間データの重み付けにおける不利な変動を防止するために、ｋ空間データの取得が造影材料の到達と注意深く組み合わされる。この点で、高速イメージング技術の利用可能性が助けとなる。なぜなら、この技術によって、造影材料の通路の全体にわたって一連の画像が得られるからである。
【００１５】
高コントラストＭＲＩにおいては、２つの画像が取得されて差し引きされる。この場合、２つの画像の一方は、血管内への造影媒体の注入前の画像であり、他方は、血管内に造影媒体を注入した後の画像である。差し引かれた画像は、閉塞症等の検知を可能にする血管を通じた血流に関する情報を示している。血流以外の構造体は、２つの画像内で類似しており、したがってコントラストが減少される。
【００１６】
２つのＭＲＩ画像の取得のタイミングは、高コントラストの画像を造り出す場合に極めて重要である。通常、患者への造影媒体の導入と対象血管領域への造影媒体の到達時間との間には、時間の遅れがある。
【００１７】
理想的には、正確な比較画像を造り出すために、造影媒体の到達直前に第１の画像を完了させ、造影媒体の到達直後に第２の画像を始めて、造影媒体が分散する前に完了させるべきである。時間がかかる患者の画像取得プロセスと、造影媒体の進行をモニタする困難性は、高質で高コントラストのＭＲＩ画像を造り出すことを困難な作業にする。
【００１８】
取得速度
高分解能を有する画像を早急に取得できることは有益である。これは、注入される造影材料の通路によって或いは呼吸動作によって利用できるイメージング（画像化）時間が制限される場合に重要である。デカルト取得法において、画像の空間的な分解能はイメージング時間に比例しており、取得時間が減少すると、空間的分解能が低い画像が造り出される。デカルトイメージングの環境下において、調査員らは、縮小された視野を画像化する方法を発展させた。視野の減少によって、要求されるデータの量が減少する。したがって、イメージング時間を短縮することができる。この欠点は、デカルトイメージングにおいて、視野の外側からの対象が、エイリアシングに起因して、選択された小さな視野内に現れるという点である。デカルトイメージングにおいては、このエイリアシングによって、視野の外側からの対象のように見えるアーチファクトが生じる。視野の外側からの対象を周波数方向で拒絶するために帯域制限を使用することができるが、これは位相エンコーディング方向では不可能である。なぜなら、位相エンコーディングデータの各列は、視野の全体にわたって位置するスピンに関係しているからである。
【００１９】
この問題に対処する１つの方法は、ヒュー（Ｈｕ）およびパリッシュ（Ｐａｒｒｉｓｈ）（エックス．ヒュー（Ｘ．Ｈｕ），ティー．パリッシュ（Ｔ．Ｐａｒｒｉｓｈ），動態イメージングための視野の縮小（ＲｅｄｕｃｔｉｏｎｏｆＦＯＶｆｏｒｄｙｎａｍｉｃｉｍａｇｉｎｇ．）Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．３１，６９１（１９９４））法である。この方法では、全視野の仮の画像が得られる。所望の視野に対応するこの画像の一部はゼロに設定される。その後、小さい視野内にエイリアス（ａｌｉａｓ）する正にその材料に対応するｋ空間データのセットを形成するために、残りのデータがフーリエ変換される。小さい視野の動態イメージング中、このｋ空間データのセットは、小さい視野に関連付けられたデータから差し引かれる。これは、小さい視野の外側の対象が静止していない場合にのみ、小さい視野からのエイリアスされた信号を除去する。
【００２０】
投影ＭＲＩ取得においては、位相エンコーディング方向がない。したがって、視野を制限するような取得を使用して取得時間を短縮することが提案される。投影に沿う対象領域の外側からのスピンの入り込みを制限するため、各投影は帯域制限される。しかし、投影の軸に垂直な領域内のスピンは、除去することが不可能であり、画像アーチファクトを形成する。これらのアーチファクトは、技術を評価することによって或いは後の演算のために領域外での補助的な測定を評価することによって、扱われなければならない。そのような技術は、第５回科学会合・講演会、ＩＳＭＲＭ会報（ＰｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓｏｆＩＳＭＲＭ，ＦｉｆｔｈＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＭｅｅｔｉｎｇａｎｄＥｘｈｉｂｉｔｉｏｎ，）バンクーバー，ＢＣカナダ，第１巻、２８８頁のケー．スケッフラー（Ｋ．Ｓｃｈｅｆｆｌｅｒ）による“逆投影によるズーミング（ＺｏｏｍｉｎｇｂｙＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）”に開示されている。スケッフラーおよびヘニング（Ｈｅｎｎｉｎｇ）（ケー．スケッフラー，ジェイ．ヘニング（Ｊ．Ｈｅｎｎｉｎｇ），縮小した円形視野イメージング（Ｒｅｄｕｃｅｄｃｉｒｃｕｌａｒｆｉｅｌｄ−ｏｆ−ｖｉｅｗｉｍａｇｉｎｇ．）Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．４０，４７４−４８０（１９９８））は投影取得を使用してヒュー／パリッシュアルゴリズムを適用した。この場合、デカルトのような場合、所定の分解能におけるイメージング速度は高まる。しかしながら、動的な変化は縮小された視野内でのみ見られ、外側の材料が動かない場合にエイリアシングが生じる。これらの技術は、小さな視野だけが取得されるといった事実により制限される。
【００２１】
投影イメージングにおいて、角度サンプリング間隔が放射状サンプリング間隔に等しくなる必要条件は、投影の数ＮＰが放射状サンプルの数ＮＲと以下のように関連付けられることである。
ＮＰ＝ＮＲ・π／２
この必要条件によって、デカルトイメージングに関連する投影イメージングにおける固有の時間的不利益が生じる。同じ分解能の画像を得るためにπ／２という別個の要素を必要とするという事実こそ、１９７０年代半ばの最初のＭＲＩ画像が投影取得によって得られたという事実にもかかわらず、デカルト取得が磁気共鳴イメージングの主な方法である理由の１つである。
【００２２】
Ｘ線コンピュータ断層撮影法においては、投影取得が使用され、まばらなサンプリングが使用される場合には取得時間を増大できることは良く知られている。この方法においては、投影の数が減少される。角度サンプルの数が減少するにつれて、空間的な分解能が低下し、視野内の対象から放射縞のアーチファクト（ｒａｄｉａｌｓｔｒｅａｋａｒｔｉｆａｃｔ）が生じることもまた良く知られている。骨組織が区別される組織信号差をはるかに越える支配信号を与えるＸ線ＣＴにおいては、このようなアーチファクトの存在は、全く受容不可能である。この点まで、まばらな角度サンプリングが使用される場合、そのようなアーチファクトが磁気共鳴イメージングにおいて同様に受容不可能であることは、ＭＲＩコミュニティによって想定される。したがって、視野を妥協できる限られた数の状況下でイメージング速度を増大させるために、前述した小さな視野の技術が必要となる。
【００２３】
発明の簡単な要約
本発明者らは、ＮＭＲデータがデカルト形態でなく投影の形態で取得される場合に、空間的な分解能を取得可能なレートが著しく増大することを認識した。Ｘ線コンピュータ断層撮影法から推論できるように、空間的な分解能は、取得される投影の数によってではなく、各投影内の読み出し方向での分解能によって完全に決定される。投影数が減少するにつれて、分解能が影響されなくなる。唯一の影響はアーチファクトの増大である。投影イメージングにおけるまばらなサンプリングによって形成されるアーチファクトは、デカルト取得法で形成されるそれと異なっており、多くの重要なイメージングアプリケーションにおいて簡単に容認され得る。
【００２４】
全視野内の各対象の周りには、対象がアーチファクトを全く形成しない小さな領域（局所的な視野）が存在する。このアーチファクトがない領域の寸法は、取得された投影の数に依存している。この小さな領域の外側において、各対象は、他の対象に関連付けられる局所的な視野に入り得る縞状のアーチファクトを形成する。これらのアーチファクトが一般にこれらを形成する対象に関連付けられた信号のたった２〜３パーセンントにすぎず、また、対象の信号が視野全体にわたって最も優勢的（ｄｏｍｉｎａｎｔ）となる血管造影法、膵管造影法、胆管イメージングのようなアプリケーションにおいて、これらのアーチファクトが相当な量で現れることを本発明者らは認識している。このような状況において、方位的に不十分にサンプルとした投影イメージングは、縮小された視野だけでなく大きな視野の全体にわたるイメージングに有利な速度と分解能を提供する。予備的な結果では、６つの要素の速度増加がしばしば可能となることが暗示されている。
【００２５】
特に、本発明は、視野内の他の材料の他のＮＭＲ信号の強度に対して優勢な強度を有するＮＭＲ信号を与える構造体のＭＲＩイメージング方法を提供する。この方法は、前記視野内で、ある軸を中心に所定の角度範囲にわたって分布された複数の軸に沿う一連の勾配磁場を形成し、その後、異なる勾配磁場で前記視野のＮＭＲ信号を取得する工程を含む。前記各取得は、ある投影に沿って互いに所定の距離で径方向に離間されたデータポイントを有するｋ空間データの角投影を生成する。また、取得の数は、ｋ空間がまばらにサンプルとするようにＮＲπ／４（ＮＲは放射状サンプルの数）よりも少ない投影数に限定される。投影は、全視野を表示する画像観察視野を造り出すために再生される。
【００２６】
また、視野内の他の対象物に対して優勢な明るい対象物に最適な迅速ＮＭＲ取得技術を提供することが本発明の１つの目的である。そのような状況は、血管造影内の血管の画像化または膵臓や肝臓の管路の画像化を含んでいる。本発明は、対象だけでなく、全視野の動的な像を提供する。
【００２７】
投影取得は容積取得と組み合わされても良い。容積取得においては、ＮＭＲ信号の取得中に、勾配磁場内で位相エンコーディングが軸に沿って適用され、体積イメージを造り出すために、前記軸に沿ってフーリエ再生が実行される。
【００２８】
したがって、位相エンコーディング勾配磁場に沿った重み付けられたｋ空間取得から生じる利益とともに、投影取得の利益を提供することが本発明の他の目的である。この技術分野で知られるように、高いｋ空間周波数を犠牲にして低いｋ空間周波数のためにｋ空間サンプリングを増加することが望ましい。各投影はｋ空間の中心近傍のデータを取得するため、投影イメージングにより、投影のスライス内でこのようなｋ空間の重み付けが可能になる。しかしながら、容積の軸内でフーリエ再生と組み合わされる場合に、そのような重み付けを得ることができる。位相エンコーディングは、投影画像のフルセットが得られた後に行なわれても良く、あるいは、各投影画像間で行なわれても良い。後者の場合、ｋ空間のまばらなサンプリングを得るために必要な時間を最小限に抑えてより完全なサンプリングを許容時間内で行なうために、選択された投影角が２つ又はそれ以上の交互的なセット間で交替されても良い。
【００２９】
画像化される構造体が、含まれる画像化された対象よりも小さい場合には、勾配磁場方向と平行で且つ構造体の中間幅によって分離される２つの帯域から空間的に飽和する工程が含まれる。
【００３０】
したがって、投影イメージングを用いてまばらなサンプリングによって形成されるアーチファクトを抑制する方法を提供することが本発明の他の目的である。
【００３１】
ＮＭＲ信号の取得中、造影媒体は、視野内に導入され、構造体内における造影媒体の到達を示すコントラストインデックスを形成するために使用される。このコントラストインデックスは、表示されるとともに、低コントラスト画像および高コントラスト画像を造り出すための特定のＮＭＲ信号を選択するために使用される。低コントラスト画像および高コントラスト画像は、例えばサブトラクション血管造影を行なうために差し引きされる。
【００３２】
したがって、本発明の他の目的はコントラストのリアルタイムな測定を提供することである。各投影で取得されたＮＭＲ信号は、コントラスト表示を形成するために単純に積分される。コントラスト表示は、解剖学的な影響を取り除くため、特定の角度にしたがって重み付けられる。また、比較値が形成される場合には、対応する角度間でのみ比較が行なわれる。
【００３３】
先の対象および他の対象と本発明の利益は、以下の説明から明らかとなる。この説明においては、説明の一部を形成する添付図面が参照される。添付図面では、説明図によって本発明の好ましい実施形態が示される。しかしながら、そのような実施形態は、本発明の全範囲を必ずしも示していない。そのため、本発明の範囲を解釈するには特許請求の範囲を参照すべきである。
【００３４】
発明の詳細な説明
ＭＲＩシステムコンポーネント
本発明との使用に適したタイプのＭＲＩシステム１０は環状の超伝導マグネット１２を備えており、このマグネット１２はその中心孔１４内にｚ軸に沿って均一な磁場Ｂ_０を形成する。一般に、孔１４はＭＲＩ装置の最大視野６２を形成する。
【００３５】
孔１４内に位置決めされた同軸なフォーム１６には、ｘ，ｙ，ｚ勾配磁場コイル１８，２０，２２がそれぞれ取り付けられている。これらのコイルは、ｚ軸に沿って方向付けられる勾配磁場を形成するとともに、ｘ，ｙ，ｚ軸にそれぞれ沿って測定される空間的な勾配（ｇｒａｄａｔｉｏｎ）を有している。また、孔１４内にはＲＦ送受信コイル２４が同軸的に位置決めされており、このＲＦコイル２４は、核スピンの励起と、その結果として生じるＮＭＲ信号の検知とを可能にする。以上説明したマグネットの構造やコイルの構成は、この技術分野において良く知られており、多種にわたる装置の代表的な１つとして示されている。
【００３６】
ｘ，ｙ，ｚ勾配磁場コイルのそれぞれは対応する勾配磁場駆動回路２６に接続されている。勾配磁場駆動回路２６は、中央処理装置２９からコマンドを受け、コイル１８，２０，２２によって形成される勾配磁場を時間および振幅に関して制御する電気信号を生成する。勾配磁場コイルは、形成される勾配磁場が孔軸２８に対して対称を成し且つ勾配磁場の勾配が勾配磁場駆動回路２６によって制御されるように、孔内で所定の関係をもって固定されている。したがって、図１および図２に示されるように、超伝導２極マグネット１２は、視野内に、ｘ，ｙ，ｚ軸にわたって均一なＢ_０磁場３０を形成する。ｙ勾配磁場３２の磁場ベクトルは、ｚ軸と一直線を成し、低いｙ軸値ではＢ_０磁場３０の方向と逆方向に方向付けられ、高いｙ軸値ではＢ_０磁場３０の方向に方向付けられるとともに、２つのｙ軸先端間では直線状に変化している。同様に、ｘ勾配磁場３４およびｚ軸勾配磁場３６も、それが高いｘ軸値およびｚ軸値になるにしたがって、Ｂ_０磁場の方向と逆方向に方向付けられるベクトルとＢ_０磁場の方向に方向付けられるベクトルの先端間で直線状に変化している。一般に、勾配磁場のゼロ点はマグネット１２の孔軸２８上にある。
【００３７】
また、図１に示されるように、処理装置２９にはＲＦ励起回路３８が接続されており、このＲＦ励起回路３８は、処理装置２９から制御信号を受けてＲＦコイル２４に対しＲＦ励起パルスを生成し、この技術分野において一般に理解され説明されているように、孔１４内の患者等のスピンを励起して共鳴させる。ＲＦ励起パルスの終了後、この技術分野において知られるように、１または複数のＮＭＲ信号がＲＦコイル２４によって受けられてＲＦ増幅器４０を介して取得される。このようにして受けられたＲＦ信号は、プログラム制御可能な処理装置２９から受けたオフセット量４４だけＲＦ信号の周波数を下げるヘテロダイン作用を成す周波数オフセット回路４２によって処理される。次に、ＮＭＲ信号は、処理装置２９からそのフィルタブレーク・ポイント４８を受けるプログラム制御可能な低域通過フィルタ４６を通る。これによって生じたＮＭＲ信号は、その後、サンプリングされてデジタル化され、後述するように所定の配列で処理装置２９内のメモリに格納される。
【００３８】
プログラム制御可能な周波数オフセット回路４２とプログラム制御可能な低域通過フィルタ４６は、別個の電子回路もしくは部分として実現されても良く、また、これらの要素の全ては、当該分野で良く知られる技術にしたがってデジタル化されてサンプリングされたＮＭＲデータに施される操作として、ソフトウエアで実現されても良い。同様に、サンプリングレートは、データの取得後、１または他の同様な技術による多回抽出の加算平均によって、高いサンプリングレートで実現される。本発明はソフトウエアで実現されても良いため、ＭＲＩスキャナのハードウエアの変更は不要である。プログラム制御可能な周波数オフセット回路４２とプログラム制御可能な低域通過フィルタ４６とによるＮＭＲ信号の処理の順序を逆にすることも可能である。しかし、後述する理由により、図示のような順序が好ましい。
【００３９】
処理装置２９は、ＮＭＲデータを受けて、そのデータをディスプレイ５０上に表示可能な像に再生する。また、処理装置は、記載しない他の制御部およびコンソールコマンド間で、マウス、トラックボール、ジョイスティックのようなカーソルコントロール装置５４から位置信号５２を受ける。
【００４０】
縮小された領域の投影の取得
本発明は、縮小された視野の画像化に限定されず、実際には、視野全体の動態イメージングを造り出すが、発明者らは以下に述べられるような縮小された視野の画像化にも適用可能な特定の先進技術を提供している。
【００４１】
図３および図６に示されるように、処理装置２９は、本発明にしたがってＮＭＲデータを取得するために、メモリ内に記憶されたプログラム５８を実行する。このプログラム５８のプロセスブロック６０に示される第１のステップでは、対象領域６４が装置の最大視野６２内に見出される。一般に、最大視野６２は、患者や他の画像化可能な材料が配置される孔１４の全部分である。これに対し、対象領域６４は、最大視野６２よりも実質的に面積が小さい結腸の一部のような患者の部分を示している。対象領域６４は、孔１４の孔軸２８からｘ，ｙ方向に量ｘ_０，ｙ_０だけオフセットされている。対象領域６４は、対象の座標の知識だけに基づいて医師により選択され、あるいは、医師がディスプレイ５０上のカーソル６６等を動かすためにカーソルコントロール装置５４を操作することによって選択される。この場合、ディスプレイは、得られた患者のスライス像もしくは同様の概略像を予め表示している。対象領域６４の面積と形状は医師によって入力される。一般に、ここで想定されているように、対象領域６４は円形である。しかし、円形である必要はない。
【００４２】
図６に示されるように、対象領域６４の位置と寸法が確認された後、プロセスブロック６３に示されるように、一組の放射状勾配磁場および対応するオフセット周波数および／またはフィルタのセッティングのための演算が行なわれる。画像データの取得中、ｘ軸に対して角度θを成す軸ｘ’に沿って対象領域６４を含む最大視野６２に放射状勾配磁場が作用する。好ましい実施形態において、複数の放射状勾配磁場は、等しい角度間隔で且つ対象領域の寸法によって決定される数で、１８０°にわたって分布される。
【００４３】
各放射状勾配磁場は、１または複数の固定された勾配磁場コイル２２，２０，１８に所定の駆動振幅で通電を行なうことによって形成される。すなわち、関連する振幅Ｇｘ、Ｇｙが以下の方程式を満たすように勾配磁場ｘ，ｙを同時に励磁することによって、図３に示されるように、任意の角度θを成すｘ’に沿う勾配磁場が形成される。
【００４４】
Ｇ_ｙ＝Ｇ_ｙｍａｘｓｉｎ（θ）
Ｇ_ｘ＝Ｇ_ｘｍａｘｃｏｓ（θ）
【００４５】
ここで、Ｇ_ｙｍａｘとＧ_ｘｍａｘはそれぞれＧ_ｙとＧ_ｘの最大値である。
また、ｘ−ｙ平面の外から傾く勾配磁場ｘ’は、ｘ−ｙ平面以外の他の平面内もしくはスライス以外の容積内でデータを取得するためにｚ勾配磁場を励磁することによって得られる。
【００４６】
図４に示されるように、勾配磁場のゼロ点が対象領域６４に中心付けられていないにもかかわらず、孔軸２８周りで所定の角度を成して分布する勾配磁場ｘ’は、対象領域６４の中心周りでこれらと同じ角度で方向付けられた勾配磁場を形成する。図５に示されるように、軸ｘ’に沿う所定の勾配磁場において、勾配磁場のアイソセンタもしくはゼロ点（孔軸２８）は、対象領域６４の中心から量６８だけズレている。この場合、ズレ量６８によって、取得されたＮＭＲ信号内には、以下のようなθの関数である周波数オフセットが生じる。
【００４７】
周波数オフセット
（ｘ_０，ｙ_０）＝γ（Ｇ_ｍａｘ（ｙ_０ｓｉｎθ＋ｘ_０ｃｏｓθ））
ここで、Ｇ_ｍａｘ＝Ｇ_ｙｍａｘ＝Ｇ_ｘｍａｘ

【００４８】
したがって、対象領域６４を中心とするスピンは、勾配磁場ｘ’が方向付けられている角度θに応じて、孔軸２８でのスピンと異なる周波数を有する。このため、取得されたＮＭＲ信号は、このオフセット量（θで変化する）だけ周波数が調整され、再生のために適正に組み合わされる。
【００４９】
ｘ’に沿うＮＭＲデータの切り捨て
図５に示されるように、軸ｘ’に沿う勾配磁場をもって取得されたＮＭＲ信号は、合成のｘ’勾配磁場によってエンコードされた周波数となる。したがって、前述した周波数シフト前において、対象領域６４の外側の低いｘ’値７０のスピンは、低い周波数を有している。また、対象領域６４の外側の高いｘ’値７２のスピンは、高い周波数を有している。前述した周波数シフト後においては、最も低い周波数のスピンが対象領域６４内にあり、低いｘ’値７０および高いｘ’値７２のスピン周波数は、互いに等しく位相が逆になるとともに、その大きさが対象領域６４内のスピンよりも大きくなる。したがって、これらのスピンは、対象領域６４の寸法によって決定されるブレーク・ポイントを有する低域通過フィルタによって取り除かれる。再生もしくはデータの一様なサンプリング（ソフトウエアとは別個のフィルタが使用される）の前に、ｘ’軸に沿う対象領域６４の外側のスピンから与えられるものが削除される。ＮＭＲデータの効果的な帯域限定によって、エイリアシング（ａｌｉａｓｉｎｇ）がなく低い効果的なサンプリングレートが得られ、サンプリング点８３で良好な信号対ノイズ比が得られる。
【００５０】
図６に示されるように、ｘ’で各勾配磁場に必要なオフセット周波数とフィルタのブレーク・ポイントは、勾配磁場の形成およびＮＭＲデータの取得前に、プロセスブロック６３で算出される。この場合、ＮＭＲデータの取得は、これらの算出によって遅くならないように行なわれる。しかしながら、これらの計算は、ＮＭＲデータの取得中に、適度に速いハードウエアを用いて行なわれても良い。
【００５１】
必要なオフセットとブレーク・ポイントが決定されたら、ＮＭＲデータは、各勾配角度θで取得され、その後、プロセスブロック７４および決定ブロック７６のループで示されるように予め決められたパラメータにより、プログラム制御可能な周波数オフセット回路４２でオフセット周波数だけシフトされるとともに、プログラム制御可能な低域通過フィルタ４６を通過する。このような取得は、ＮＭＲデータが各勾配軸ｘ’に沿って得られた後に終了する。
【００５２】
図８に示されるように、各ＮＭＲ信号７８のデータは、処理装置２９のメモリの配列８０内に格納される。配列８０の寸法は、当該分野の当業者に知られているｋ空間と一致している。一般に、ｋ空間は、時間領域でも位置領域でもない空間的な周波数領域である孔１４のデカルトスペースとは異なる。配列８０は、一定のｋｙ寸法をもつ列と、ｋｘ寸法にわたって伸びる行とを有している。各ＮＭＲ信号７８が取得されると、ＮＭＲ信号は、勾配磁場ｘ’がｘ軸に対して成す角度に対応したｋｘ軸からの角度で、配列８０内に格納される。したがって、データは、列と行とを交差させるｋ空間内で角度付けられた一連のスポーク状の投影８２として、配列８０を満たす。
【００５３】
このような放射状の取得は、図７に示されるような列を基本としたｋ空間のより一般的な取得と対比される。図７において、各列は、点８３でサンプリングされ且つｙ勾配磁場によって与えられる異なった位相のエンコーディングのために取得されるＮＭＲ信号を示している。
【００５４】
これらの方法を比較すると、不要な領域からの信号を除去する機会に関して著しい相違があることが分かる。このことは、信号対ノイズ比、信号対走査時間、信号対空間分解能に関し、重大な結果を生じる。縮小された視野から信号を得ることが望ましい場合には、その視野の外側の領域に対応する信号が所望の視野内にどの程度エイリアスするかについて注意する必要がある。直線的な読み出しを使用する従来の場合、ｘ位置が時間的な周波数に唯一関連付けられているため、ｘ値を有する所望の領域の外側で信号を除去するために、時間的な周波数のフィルタリングがリアルタイムな読み出し信号に適用される。しかしながら、ｙ勾配磁場は、断続的に作用されて、読み出し時にオフされるため、信号の時間的な周波数とｙ位置との間に関係はない。したがって、ｙ方向でエイリアシングが生じ得る。投影再生法の場合、ｘ’軸が回転し、所定のｘ’範囲の外側の信号が除去される。回転する飽和領域（図１３において後述する）が適用される場合には、所望の視野の外側で且つｙ方向に延びる限定された（ｘ’の時間的なフィルタによって限定された）空間領域内の信号からのエイリアシングが除去される。小さな視野がうまく分離される場合には、ｋ空間のステップサイズが増大される（視野＝１／デルタｋ）。これは、ｋ空間の縁部に達するためにｋ空間のステップが殆ど要求されないことを意味する。このため、低い帯域幅を使用する信号の読み出しは、ノイズを減少するために使用できる。したがって、前述した投影法を用いた小さい視野のよりうまい分離は、ノイズを減少するために使用できる。また、帯域幅の減少が利用されない場合には、より早くｋ空間の縁部に達するために同じ帯域幅を使用することができ、その結果、走査時間を短縮できる。あるいは、同じ走査時間で、別個のｋ空間データが記録され、その結果、高い空間分解能を得ることができる。
【００５５】
再び図６を参照すると、所望の数の投影８２が取得されると、データは、コンピュータ断層撮影（“ＣＴ”）イメージングといった当該分野で良く知られた幾つかの技術を使用して１つの画像に再生される。好ましい実施形態において、再生技術はフィルタ補正逆投影法であり、この場合、フィルタは、データの各投影８２に適用され、画像を向上するために画像面にわたって逆投影される。このような技術は良く知られている。また、これに代わって、フーリエ再生技術が使用されても良い。この技術では、ｋ空間を満たす点が投影８２の点８３間に挿入され、２次元フーリエ変換が行なわれる。画像の再生はプロセスブロック８６で示されている。画像は、ディスプレイ５０上に表示されて、前述したように大きな視野を示すテンプレート上で重ね合わされる。
【００５６】
視野の外側のスピン
ＮＭＲ信号の周波数のフィルタリングは、ｘ’軸に沿う対象領域６４の外側で取得されたスピンのＮＭＲ信号に対する貢献を除去するが、このことは、対象領域６４の外側でｙ軸（ｘ’軸に対して垂直）に沿って移動されたスピンに関しては当てはまらない。これらのスピンは再生画像内にボールアーチファクトを形成する。図６および図９を参照すると、第１の実施形態における次のプロセスブロック８８では、ボールアーチファクトが画像から除去される。ボールアーチファクトは、径方向に対称であり、一般に対象領域６４の画像の中心からオフセットされた上側に窪んだ形態（凹状）を成している。ボールアーチファクトの正確な作用は再生のために使用されるフィルタによって変化し、その機械的特性（好ましい実施形態においては、画像組織）は以下の方程式を満たすようにとられる。
【００５７】
Ｉ_ｂｏｗｌ（ｒ）＝Ｉ_ｒｉｎｇ（Ｒ−ｒ＋１）^{−０．６８}＋（Ｒ＋ｒ−１）^{−０．６８}
【００５８】
ここで、Ｉ_ｂｏｗｌはボールアーチファクト；
Ｉ_ｒｉｎｇは縮小された視野の縁部における画像の強度；
Ｒは視野の半径；そして
ｒは対象領域の中心からの距離である。
【００５９】
再生された画像９０からボールアーチファクト９２を除去することによって、綺麗な画像９４が得られ、この画像は、その後、プロセスブロック９６で示されるように表示される。
【００６０】
スピン抑制
図１２および図１３を参照すると、他の実施形態において、ボールアーチファクト画像は、対象領域６４の外側でスピンを抑制することにより減少される。前述したプロセスブロック７４に略対応するプロセスブロック７４’において、図１４に示される前述した飽和パルスシーケンスは、対象領域６４の外側でｙ’軸に沿う値に関して最大視野６２のスピンを飽和させてその位相をずらす。これらの飽和されて位相がずらされた領域６７は、クロスハッチンングで示されており、データ取得時にｘ’軸の回転に伴って回転する。この技術によって、対象領域６４の画像内にエイリアスする対象領域６４の外側のスピンが減少される。飽和されて位相がずらされた領域６７と、対象領域６４の外側でｘ’軸に沿った領域６５からのスピンの貢献を除去する周波数のフィルタリングとの組み合わせは、そのようなエイリアシングを実質的に排除する。
【００６１】
図１４を参照すると、前述したスピン抑制を達成するためのパルスシーケンスの一例によれば、スライスを選択するために使用されるｚ勾配磁場１０２の作用時に、ＲＦパルス１００を使用して単一のｚ軸スライス内のスピンを励起することができる。ｘ，ｙ勾配磁場プリワインダパルス（ｐｒｅｗｉｎｄｅｒｐｕｌｓｅ）とｚ勾配磁場リワインダパルス（ｒｅｗｉｎｄｅｒｐｕｌｓｅ）１０３の後、ＮＭＲ信号１０６がそれに沿って得られる前述したｘ’軸を形成するために、ｘ，ｙ勾配磁場１０４の組み合わせが適用される。ＮＭＲ信号１０６は、図１５に示される第１の投影１０８と、図８に示される第１の投影８２のデータとを与える。
【００６２】
一般に、図１４および図１５に示されるように、１または複数の投影１０８が得られた後、抑制パルスシーケンス１１０が実行される。抑制パルスシーケンス１１０では、ｘ，ｙ勾配磁場が値１０７に切り換えられ、ＮＭＲ信号１０６が取得される次に想定されるｘ’軸に略垂直なｙ’軸に沿った勾配磁場が形成される。また、図１３を参照すると、この時、ハダマード（Ｈａｄａｍａｒｄ）ＲＦパルス１０９が形成され、位相がずれた領域６７のモーメントがｘ−ｙ平面内で歳差運動をするように、領域６７内でのみスピンが励起される。ハダマードパルス１０９は、当業者によって知られているように、ｙ’に沿った勾配磁場と共同してｙ’軸に沿った対象領域６４内でスピンを励起しない周波数ｐ（ｔ）の組み合わせである。ハダマードＲＦパルス１０９に引き続いて、ｘ，ｙ勾配磁場が任意の値に設定され、位相がずれた領域６７内でスピンの位相ずれが生じる。
【００６３】
ｘ’軸に先立って対象領域６４の外側で抑制されないスピンの非常に小さな割り込み（ｗｅｄｇｅ）だけが漸進的変化をもって生じている場合及びこのスピンの割り込みが高速データ取得において無視できる場合には、データ取得の度毎に抑制パルスシーケンス１１０を行なう必要はない。
【００６４】
全領域の投影の取得
前述したように、本発明は、好ましくは、縮小された視野に限定されず、全視野の動態イメージングを提供する。図６に示されるように、本発明において、ブロック６０６３，８０は削除されても良く、また、一組の取得物は、全視野からスピンを許容するように、デカルト取得法で通常行なわれる程度の帯域制限で、プロセスブロック７４により投影に沿って取得されても良い。投影の数は、ｋ空間内にまばらなサンプリングを形成する数に限定される。図８を参照すると、本発明では、投影８２の数がＮＲπ／４よりも小さい量に制限されるものと考えている。ここで、ＮＲは各投影内のサンプルの数に等しい。アーチファクトフリー投影イメージング（Ａｒｔｉｆａｃｔｆｒｅｅｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎｉｍａｇｉｎｇ）は、通常、ＮＲπ／２の投影を使用するために期待される。本発明者らは、このまばらなサンプリングが、画像の分解能を殆ど減少させず、単に画像アーチファクトを形成するだけであることを認識している。その結果、別個のコストを実質的に要することなく全視野を画像化できるため、その視野に限定する必要はない。したがって、本発明は、医師にとって重要となる対象領域の外側で画像化される対象物の動態画像を造り出す。
【００６５】
また、画像アーチファクトは、それらが明るい対象物（強いＮＭＲ信号をもつ）の外側で移動される場合には、種々の重要なイメージングアプリケーションに適応可能なタイプをもっている。したがって、明るい血管が周辺組織からの信号に対して優勢な血液造影法のようなアプリケーションにおいては、画像アーチファクトは、対象組織（すなわち、血管）の外側で受け取ることができる存在である。明るくはないが血管を覆っている隣接する組織からのアーチファクトは、血管それ自身からの信号によって抑制される。同様のイメージングアプリケーションは、胆汁血管膵管造影（ｃｈｏｌｏａｎｇｉｏｐａｎｃｒｅａｔｏｇｒａｐｈｉｃ）画像内の膵臓の管路もしくは肝臓の管路のイメージングである。
【００６６】
サブトラクション研究
図１２および図１６に示されるように、本発明の投影イメージングは、血管内に注入される造影媒体（ｃｏｎｔｒａｓｔｍｅｄｉｕｍ）を使用する研究のごときサブトラクションタイプの研究に使用することができる。この技術分野において知られているように、そのようなサブトラクションイメージングにおいては、造影媒体が注入されていない領域から造影前の画像が最初に得られ、続いて、造影媒体が対象組織内に注入された後に同じ領域の造影画像が得られる。これら２つの画像は、その後、ポイント基準により、ポイント上で差し引きされ、造影媒体が注入された組織の画像が主に示される。
【００６７】
サブトラクションのプロセスは、対象領域６４の外側のスピンによって或いは２つの画像内で変化がないまばらなサンプリングによって形成されるアーチファクトを取り除く傾向があり、したがって、画像アーチファクトを更に減少させる。
【００６８】
図１６に示されるように、造影媒体は時間１１６で患者に注入される。また、所望のコントラスト（造影）レベル１１４に達する前に予期しない遅れが生じる場合がある。一般に、所望のコントラスト１１４が維持される時間は、投影８２の十分なセットを得るために必要な時間よりも短い。本発明においては、後述するように、事後基準に基づいて、完全な投影のセットが得られる。
【００６９】
当該分野において知られているように、画像を再生することができる投影のセットは、理想的には、患者を中心に等しい角度をもって分布する多数（例えば１２８）の投影８２を有している。
【００７０】
図１７を参照すると、好ましい実施形態において、投影のセットは、軸ｘ’の角度にしたがって投影８２のサブセットに分割される。したがって、例えば、投影のセットが、実質的に２．８°ずつ異なる複数のｘ’軸に沿って取得された１２８の投影８２を有する場合には、これらの投影８２はｐ１〜ｐ８の８つの投影のサブセットに分割される。投影のセットｐ１は、８Ｎ（２．８）の角度θで複数の投影８２を有している。この場合、Ｎは０〜１５の整数である。同様に、投影のサブセットｐ２は（８Ｎ＋１）（２．８）の角度θで複数の投影８２を有している。
【００７１】
投影のサブセットｐ１〜ｐ８は、造影媒体の注入時間１１６以前に開始され且つコントラストの減退１１２まで続くシーケンス内で取得される。分割された各投影のサブセットは角度が良好にばらつく複数の投影８２を提供し、事後基準に基づいて、８つの隣り合う投影のサブセットを有する投影のコントラストセット１１８が、造影画像を造り出すような最適なコントラストレベルの期間で集中して選択される。この場合、投影のコントラストセット１１８は、投影のサブセットｐ１から始まっている必要はない。
【００７２】
また、投影のサブセットｐ１〜ｐ８は、単に隣り合う一連の投影８２のセットではあるが、動作を抑え且つ他のタイプのアーチファクトを減少するように、その後、良好な角度のばらつきは得られない。
【００７３】
この投影のコントラストセット１１８のすぐ前に、患者の造影前の画像を示す投影の第２のプレコントラストセット１２０が集められても良い。
【００７４】
また、これらの投影のセット１２０および１１８のそれぞれは、取得の時間関数として投影のサブセットの貢献を減少する重み関数１２２によって、重み付けられても良い。投影のコントラストセット１１８において、重み付けは、ピークコントラスト１１２の時間から取り除かれた投影のサブセットからの貢献を減少する。造影前の画像の投影のセブセットにおいて、重み付けは、造影媒体の注入の結果として別個のコントラストを示し始める投影のサブセットからの貢献を減少する。
【００７５】
重み付けられた２つの投影のサブセット１２０，１１８は、その後、ブロック１２４で示されるように差し引きされ、差し引きされた画像から逆投影８６が造り出される。
【００７６】
各投影８２のためのＮＭＲデータの取得後、ｋｘ’データが変換された後にその投影に関連付けられるｋｘ’データを総計もしくは積算することによって、コントラスト１１２がリアルタイムの基準に基づいてモニタされる。このような総計は、造影媒体の注入前の時間でとられる同一の投影（同一のθ値を有している）に関する総計と比較される。これらの値間の差は、造影媒体の注入後に新しい投影のセットをそれぞれ取得するために必要な時間と略等しい時間分解能をもつコントラストインデックス１１２を示している。コントラスト１１２の傾向の分析は、投影のセット１２０，１１８に向かう投影の適切な収集および適切な重み関数１２２を決定するために使用できる。
【００７７】
また、角度に対するｋｘ’データの過去の関数関係はｋｘ’データを重み付けるために決定および使用され、これにより、ｋｘ’データは、投影のセットが繰り返される前のコントラストや傾向の変化を予測するために、異なった角度のｋｘ’データと比較される。このコントラストインデックス値１１２は、医師に対して表示され、あるいは、投影のセットを選択して投影のセットを再生するために使用される。
【００７８】
容積の取得
画像は、ｚ軸に沿って連続するスライスと逆投影スライス画像とを取得し、従来のイメージングで良く知られたフーリエ変換技術を使用して複数のスライスを組み合わせることによって、ｚ方向に延びる容積から構成される。また、本発明の投影の取得は、当該分野で良く知られた技術にしたがってｚ寸法を区別するために、ｚ位相エンコーディングと組み合わされる。２つのアプローチが使用されても良い。第１のアプローチにおいて、完全な投影のセットもしくは投影のサブセットが各ｚエンコーディングのために取得される。これにより、低い空間周波数のｚエンコードがコントラストカーブのピークの近傍に置かれる。第２のアプローチにおいては、投影のセットもしくは投影のサブセットのそれぞれの投影のために、全範囲のｚエンコードが実行される。この方法により、コントラストカーブのピークを中心に群がる投影のセットに向けた投影の事後収集が得られる。無論、投影のサブセット間にｚエンコードが生じるこれらのアプローチの組み合わせを使用することができる。
【００７９】
図１８に示されるように、第３の方法において、複数のｚ軸スライスを取り囲むデータの容積を取得するために必要な時間は、本出願と共通する発明者の名前で１９９８年２月３日に発行のコントラスト因子の第１段階における３次元磁気共鳴血管撮影の時間−分析系の作成方法（ＭＥＴＨＯＤＦＯＲＰＲＯＤＵＣＩＮＧＡＴＩＭＥ−ＲＥＳＯＬＶＥＤＳＥＲＩＥＳＯＦ３ＤＭＡＧ−ＮＥＴＩＣＲＥＳＯＮＡＮＣＥＡＮＧＩＯＧＲＡＭＳＤＵＲＩＮＧＴＨＥＦＩＲＳＴＰＡＳＳＡＧＥＯＦＣＯＮＴＲＡＳＴＡＧＥＮＴ）と題された米国特許第５，７１３，３５８号に開示されたｋ空間バイアス取得技術（ｋ−ｓｐａｃｅｂｉａｓｅｄａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）によって短縮される。なお、米国特許第５，７１３，３５８号は本発明と同じ譲受人に譲渡されており、その技術はこれを参照することによって本願に組み入れられる。また、この技術では、例えば図１６において前述したコントラスト測定のため、ｋ空間内でデータの容積１２６が繰り返し取得される。また、この技術では、異なったｚ軸帯域内でｋ空間データが個別に取得され、基点１２８から離れて得られるデータよりも頻繁に生じる基準に基づいて、基点１２８の近傍のｋｚ寸法内でデータが得られる。
【００８０】
したがって、ｋ空間データは、ｋｚ位置内で異なった３つの領域に分割されても良い。「Ａデータ」はｋ空間の基点に最も近い帯域内のデータである。「Ｂデータ」はＡデータの両側で基点から取り除かれる。また、「Ｃデータ」はＢデータおよびＡデータの側方に並ぶように基点から更に取り除かれる。ｚを通じた容積にわたるデータの取得の後、Ａデータが優先的に得られるようにＡＢＡＣＡＢＡＣ等のパターンが得られる。このような取得は、造影画像に関しては低い周波数の画像データの方が高い周波数の画像データよりも比較的重要であるという認識を反映している。
【００８１】
容積にわたってデータを取得する場合、図１８に示された技術が図１６に示された技術と組み合わされ、投影の各サブセットｐがｋｚ寸法内で断片的な容積にわたって取得される。
【００８２】
以上の説明から分かるように、本発明の技術は、多くの異なったタイプのパルスシーケンスとともに使用可能であり、また、前述した放射状の取得に適用される良く知られた画像取得プロトコルとともに使用可能である。したがって、この技術は、連続する放射状取得とともに単一のスライス内で使用でき、あるいは、ｘ−ｙ平面からｚ平面内にスポークを傾けることによって励起されたスピンの容積内で使用でき、あるいは、ｚ位相エンコーディングとともに使用できる。また、データの容積は、連続する単一のスライス励起とともに得られても良い。この場合、例えば、画像面とｘ−ｙ平面とがアライメントされ、視野がｚ方向で移動され、データの螺旋状の取得が、螺旋状のＣＴイメージングで使用される方法に類似した方法で得られる。したがって、動作がｚ方向で行なわれている場合には、連続するスポークが螺旋状のパターンで得られ、所望の画像面に最も近い１８０°にわたる複数のスポークが画像を再生するために使用され、更にｚ方向で行なわれる場合には新しいスポークが古いスポークに取って代わる。画像面内に存在しないスポークは所望の画像面に挿入もしくは外挿される。
【００８３】
また、縮小視野のイメージングおよび全視野のイメージングに関連つけられた前述の技術は置き換え可能であり、また、これらの技術の特許請求されていない要素が本発明において重要であると見なされるべきではない。
【００８４】
前述の説明は本発明の好ましい実施形態の説明である。本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形が実施可能である。本発明の範囲に入る様々な変形を示すために、以下の特許請求の範囲が作成されている。
【図面の簡単な説明】
【図１】２極マグネットと、デカルト座標系のｚ軸とアライメントされ且つ勾配磁場増幅器に取り付けられた３つの固定された直交する勾配磁場コイルと、対象領域の位置をセットするための手動入力装置とディスプレイとを有する処理装置に接続されるとともにこの処理装置によって制御される本発明のＲＦ送受信処理回路とを示すＭＲＩスキャナの概略図である。
【図２】図１のＭＲＩスキャナによって形成される３つの直交勾配磁場に対する２極磁場の斜視図である。
【図３】図１のマグネットの孔を通じたｘ−ｙ平面の概略図であり、固定されたｘ軸勾配磁場およびｙ軸勾配磁場の一次結合手段によるｘ’軸に沿う任意に角度付けられた勾配磁場の形成を示す図である。
【図４】マグネットの中心から移動された対象領域を通じて放射状に延びる多数の角度付けられた軸を示す図３に類似する図である。
【図５】ｘ’軸に沿う周波数エンコーディングの領域および視野からのＮＭＲデータの取得に関する様々な寸法を示す図３に類似する図である。
【図６】本発明によって画像を取得する際に図１の処理装置によって行なわれる工程を説明するフローチャートである。
【図７】ｋ空間内に配置された従来のＭＲＩスキャンで得られ且つ図１の処理装置のメモリの配列内に格納されるＮＭＲデータを示す図である。
【図８】ｋ空間内に配置されるように本発明によって取得されるＮＭＲデータを示す図７に類似する図である。
【図９】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールアーチファクトが加えられた図である。
【図１０】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールアーチファクトが加えられた図である。
【図１１】図８のデータから再生された画像を貫くラインに沿った線図であり、ボールアーチファクトが加えられた図である。
【図１２】画像アーチファクトおよび／または画像サブトラクションを減少するためにスピン抑制を使用した他の実施形態を示す図６に類似した図である。
【図１３】スピン抑制の領域および／またはスピン抑制のために使用されたスピン飽和ＲＦパルスのフーリエ変換を示す図４に類似した図である。
【図１４】図１３のスピン抑制に適した勾配磁場シーケンスおよびＮＭＲデータの取得を示す図である。
【図１５】図１４の勾配磁場シーケンスによる一連の取得を示す図である。
【図１６】注入された造影媒体によって生成されるコントラストの時間グラフと本発明によるサブセットのＮＭＲデータ取得のタイム図の組み合わせを示しており、差し引き可能な画像に向けたサブセットの収集を示す図である。
【図１７】ＮＭＲデータの投影のセットを図１６のサブセットに分割した図である。
【図１８】ｋｚ軸領域に容積を分割したｋ空間の取得データの容積を示す図である。

Claims

造影剤を事前に導入した状態で、選択された脈管構造の磁気共鳴血管造影画像を形成するＭＲＩシステムの作動方法であって、
（ａ）前記ＭＲＩシステムが、下記（ｉ）〜（ｉｖ）のようにパルスシーケンスを実行する工程、
（ｉ）前記選択された脈管構造を含む視野内のスピンを励起させるＲＦ励起パルスを発生させる、
（ｉｉ）第１軸に沿った位相エンコーディング勾配を適用する、
（ｉｉｉ）前記第１軸に対して直交する面で角度θをもって配向する放射状の勾配を適用する、
（ｉｖ）ある投影に沿って互いに径方向に離間されたＮＲ個のデータポイントを有するｋ空間データの角投影をサンプリングして、前記放射状の勾配を適用している間にＮＭＲ信号を得る、
（ｂ）それぞれ異なる複数の放射状の勾配角度θにおいて異なる位相エンコーディング勾配値のセットでｋ空間をサンプリングするまで工程（ａ）を繰り返すに当たり、該複数の異なる放射状の勾配角度θを数においてＮＲπ／４よりも少なくして、まばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得する工程、
（ｃ）前記まばらにサンプリングされたｋ空間データセットから前記選択された脈管構造の画像を再構築する工程、及び
（ｄ）前記工程（ｃ）で再構築された画像から、前記造影剤を導入する前に得た前記脈管構造のマスク画像を差し引きする工程
を有することを特徴とするＭＲＩシステムの作動方法。
前記工程（ａ）で実行されるパルスシーケンスで前記マスク画像を取得することを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
前記造影剤が前記選択された脈管構造を通過する間、前記工程（ｂ）を繰り返して対応する複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得し、該複数のまばらにサンプルリングされたｋ空間データセットからのｋ空間データを結合することを特徴とする請求項１又は２に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
前記複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得する間、低いｋ空間周波数をエンコーディングするための前記位相エンコーディング勾配値が、高いｋ空間周波数のための位相エンコーディング勾配値よりも頻繁に適用される請求項３に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
前記高いｋ空間周波数をエンコーディングするための前記位相エンコーディング勾配値が、前記複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットの前記位相エンコーディング勾配値とは異なる値をとることを特徴とする請求項３に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
造影剤を事前に導入した状態で、選択された脈管構造の磁気共鳴血管造影画像を形成するＭＲＩシステムの作動方法であって、
（ａ）前記ＭＲＩシステムが、下記（ｉ）〜（ｉｖ）のようにパルスシーケンスを実行する工程、
（ｉ）前記選択された脈管構造を含む視野内のスピンを励起させるＲＦ励起パルスを発生させる、
（ｉｉ）第１軸に沿った位相エンコーディング勾配を適用する、
（ｉｉｉ）前記第１軸に対して直交する面で角度θをもって配向する放射状の勾配を適用する、
（ｉｖ）ある投影に沿って互いに径方向に離間されたＮＲ個のデータポイントを有するｋ空間データの角投影をサンプリングして、前記放射状の勾配を適用している間にＮＭＲ信号を得る、
（ｂ）それぞれ異なる複数の放射状の勾配角度θにおいて異なる位相エンコーディング勾配値のセットでｋ空間をサンプリングするまで工程（ａ）を繰り返すに当たり、該複数の異なる放射状の勾配角度θを数においてＮＲπ／４よりも少なくして、まばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得する工程、
（ｃ）前記造影剤が前記選択された脈管構造を通過する間、前記工程（ｂ）を複数回繰り返して対応する複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得するに当たり、後続のまばらにサンプルリングされたｋ空間データセットをｋ空間の異なる部分からサンプルする工程、
（ｄ）前記造影剤が前記選択された脈管構造を通過する間の選択された時間間隔の間に取得された前記複数のまばらにサンプルリングされたｋ空間データセットからのｋ空間データを結合する工程、及び
（ｅ）前記工程（ｄ）で結合されたｋ空間データを用いて前記選択された脈管構造の画像を再構築する工程
を有することを特徴とするＭＲＩシステムの作動方法。
前記高いｋ空間周波数をエンコーディングするための前記位相エンコーディング勾配値が、前記複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットの前記位相エンコーディング勾配値とは異なる値をとることを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
前記それぞれのまばらにサンプリングされたｋ空間データセットの取得の間に形成される前記放射状の勾配角度θが引き続き取得されるまばらにサンプリングされたｋ空間データセットと異なることを特徴とする請求項７に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
前記工程（ｄ）が、前記複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットをそれぞれに対して異なるようｋ空間データを重み付けすることを含むことを特徴とする請求項６に記載のＭＲＩシステムの作動方法。
造影剤を事前に導入した状態で、選択された脈管構造の磁気共鳴血管造影画像を形成するＭＲＩシステムであって、
（ａ）前記ＭＲＩシステムが、下記（ｉ）〜（ｉｖ）のようにパルスシーケンスを実行する手段、
（ｉ）前記選択された脈管構造を含む視野内のスピンを励起させるＲＦ励起パルスを発生させる、
（ｉｉ）第１軸に沿った位相エンコーディング勾配を適用する、
（ｉｉｉ）前記第１軸に対して直交する面で角度θをもって配向する放射状の勾配を適用する、
（ｉｖ）ある投影に沿って互いに径方向に離間されたＮＲ個のデータポイントを有するｋ空間データの角投影をサンプリングして、前記放射状の勾配を適用している間にＮＭＲ信号を得る、
（ｂ）それぞれ異なる複数の放射状の勾配角度θにおいて異なる位相エンコーディング勾配値のセットでｋ空間をサンプリングするまで工程（ａ）を繰り返すに当たり、該複数の異なる放射状の勾配角度θを数においてＮＲπ／４よりも少なくして、まばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得する手段、
（ｃ）前記まばらにサンプリングされたｋ空間データセットから前記選択された脈管構造の画像を再構築する手段、及び
（ｄ）前記工程（ｃ）で再構築された画像から、前記造影剤を導入する前に得た前記脈管構造のマスク画像を差し引きする手段
を有することを特徴とするＭＲＩシステム。
造影剤を事前に導入した状態で、選択された脈管構造の磁気共鳴血管造影画像を形成するＭＲＩシステムであって、
（ａ）前記ＭＲＩシステムが、下記（ｉ）〜（ｉｖ）のようにパルスシーケンスを実行する手段、
（ｉ）前記選択された脈管構造を含む視野内のスピンを励起させるＲＦ励起パルスを発生させる、
（ｉｉ）第１軸に沿った位相エンコーディング勾配を適用する、
（ｉｉｉ）前記第１軸に対して直交する面で角度θをもって配向する放射状の勾配を適用する、
（ｉｖ）ある投影に沿って互いに径方向に離間されたＮＲ個のデータポイントを有するｋ空間データの角投影をサンプリングして、前記放射状の勾配を適用している間にＮＭＲ信号を得る、
（ｂ）それぞれ異なる複数の放射状の勾配角度θにおいて異なる位相エンコーディング勾配値のセットでｋ空間をサンプリングするまで工程（ａ）を繰り返すに当たり、該複数の異なる放射状の勾配角度θを数においてＮＲπ／４よりも少なくして、まばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得する手段、
（ｃ）前記造影剤が前記選択された脈管構造を通過する間、前記工程（ｂ）を複数回繰り返して対応する複数のまばらにサンプリングされたｋ空間データセットを取得するに当たり、後続のまばらにサンプルリングされたｋ空間データセットをｋ空間の異なる部分からサンプルする手段、
（ｄ）前記造影剤が前記選択された脈管構造を通過する間の選択された時間間隔の間に取得された前記複数のまばらにサンプルリングされたｋ空間データセットからのｋ空間データを結合する手段、及び
（ｅ）前記工程（ｄ）で結合されたｋ空間データを用いて前記選択された脈管構造の画像を再構築する手段
を有することを特徴とするＭＲＩシステム。