JPH105191A

JPH105191A - 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法

Info

Publication number: JPH105191A
Application number: JP9071923A
Authority: JP
Inventors: Charles A Mistretta; エイ．ミストレッタチャールズ; Frank R Korosec; アール．コロセックフランク; Thomas M Grist; エム．グリストトマス; Richard Frayne; フレインリチャード; Jason A Polzin; エイ．ポルジンジェイソン
Original assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Current assignee: Wisconsin Alumni Research Foundation
Priority date: 1996-03-26
Filing date: 1997-03-25
Publication date: 1998-01-13
Also published as: US5713358A; JP4011585B2; JP2005095694A; DE69709425D1; DE69709425T2; EP0798566B1; JP2007260454A; EP0798566A1

Abstract

(57)【要約】【課題】三次元高速傾斜再呼出しエコー・パルス・シ
ーケンスを用いて患者の動的な検査を実行する。【解決手段】ｋ空間の周辺領域のサンプリング速度よ
りも高速でｋ空間の中央領域をサンプリングすることに
より、再構成された連続的な画像を増加させる。前記ｋ
空間の周辺領域から時間的に最近傍の複数のサンプルを
用いて前記ｋ空間の中央領域の各サンプリングにおいて
複数の画像フレームを再構成する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明が属する技術分野】本発明の技術分野は、磁気共
鳴血管造影法（ｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎａｎｃｅ
ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ（ＭＲＡ））であり、特にＮ
ＭＲ（ｎｕｃｌｅａｒｍａｇｎｅｔｉｃｒｅｓｏｎ
ａｎｃｅ（核磁気共鳴））信号を増強するコントラスト
剤を用いて人の脈管構造の動的な検査方法及び装置に関
する。

【０００２】

【従来の技術及び課題】人の脈管構造の診断研究は多く
の医学的な応用がある。ディジタル減算血管撮影法（ｄ
ｉｇｉｔａｌｓｕｂｓｔｒａｃｔｉｎａｎｔｉｏｇ
ｒａｐｈｙ：ＤＳＡ）のようなＸ線イメージング方法
は、心臓及び関連する血管を含む心臓血管系の明視化に
広く用いられている。腎臓の動脈及び静脈と、勁部及び
心臓の勁動脈及び静脈とにおける血液循環を示す画像
は、診断に測り知れない有用性を持っている。しかし残
念なことに、これらのＸ線イメージング方法は患者を潜
在的に有害な電離放射線に暴露させ、またしばしば侵襲
性のカテーテルを使用して画像化されるべき脈管構造に
コントラスト剤を注入させることが必要である。

【０００３】これらＸ線技術の利点の一つは、高速に
（即ち、時間的に高分解能で）画像データを収集できる
ので、コントラスト剤の注入中に一連の画像を収集でき
ることである。このような「動的な検査」は、大きな丸
剤のコントラスト剤が患者の脈管構造を流れる画像を選
択可能にする。このシーケンスにおいて、初期の画像は
疑いのある脈管構造におけるコントラストを十分なもの
とすることができず、また後期の画像はコントラスト剤
が静脈に達して周辺の組織に拡散するので、解釈に困難
を来す恐れがある。リアル・タイム・ディジタルＸ線減
算イメージング(Real Time Digital X-ray Subtraction
Imaging ) と題して米国特許第４，２０４，２２５号
に開示されたような減算法は、このような画像による診
断の有用性を大いに強化するために用いられてもよい。

【０００４】磁気共鳴血管造影法（ＭＲＡ）は人の脈管
構造の画像を発生させるために核磁気共鳴（ＮＭＲ）現
象を利用している。人の組織のような物質を均一な磁場
（偏向磁場Ｂ₀）に置いたときは、その組織におけるス
ピンの個々の磁気モーメントは、この偏向磁場に合わせ
ようとするが、それらに固有のラーモア周波数でランダ
ムな順序によりその周辺を歳差運動する。物質又は組織
がｘ−ｙ平面にあり、かつラーモア周波数近傍にある磁
場（励磁場Ｂ₁）に置かれると、揃えられた正味のモー
メントＭ_zは、ｘ−ｙ平面に回転されて即ち「チップ」
されて正味の横方向磁気モーメントＭ_tを発生させるこ
とができる。励起されたスピンにより信号が放射され、
励起の後、信号Ｂ₁が生成され、この信号が受信され、
一つの画像を形成するように処理される。

【０００５】これらの信号を用いて画像を発生させると
きは、傾斜磁場（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）を用いる。通
常、画像を形成しようとする領域は、使用している特定
の位置決定法に従ってこれらの傾斜を変化させる一連の
測定サイクルにより、走査される。その結果の受信ＮＭ
Ｒ信号セットは、周知の多くの再構成技術のうちの一つ
を用いて、ディジタル化され、かつ画像を再構成するよ
うに処理される。

【０００６】医療画像を発生するために現在用いられて
いる大抵のＮＭＲ走査は、必要とするデータを収集する
のに数分掛かる。この走査時間が数分よりも数秒に減少
しなければならないということは、ＭＲＩ法を用いる臨
床上の動的な検査を実行する際の主要な障害である。非
トリガの時間分解されたイメージングに現在用いられて
いる最も一般的なＭＲＩ法は、最初にピータ・マンスフ
ィールド（ＰｅｔｅｒＭａｎｓｆｉｅｌｄ）（Ｊ．Ｐｈ
ｙｓ．Ｃ．１０：Ｌ５５−Ｌ５８，１９７７）が説明し
たように、エコー・プレーナ・イメージング（ｅｃｈｏ
−ｐｌａｎｅｒｉｍａｇｉｎｇ（ＥＰＩ））パルス・
シーケンスを用いることである。要するに、ＥＰＩ走査
は数百ミリ秒程度で測定される期間で発生するダイナミ
ック処理によるイメージングを可能にする。しかしそう
でなければ、時間分解されたＥＰＩは、ＲＦ励起間の時
間間隔が長い（例えば１００ｍｓ）ために、血液及び周
辺組織との間のコントラストが低くなるので、コントラ
スト強調ＭＲＡに適していない。ＥＰＩは更に種々の流
れに関連したアーティファクト（偽像）に対する感度が
高く、かつｋ空間のＴ₂変調のために、ＥＰＩ画像が不
鮮明になる恐れがある。

【０００７】ＭＲＡに適用可能なパルス・シーケンスを
用いてＭＲＩ走査の時間分解能を増加させるために多数
の方法が開発された。米国特許出願第４，８３０，０１
２号に説明され、「ＭＲ螢光透視法」として当該技術分
野において知られている方法では、完全な画像に必要と
されるＮ位相エンコーディング・ビューを連続的かつ反
復的に収集することにより、患者を走査する。しかし、
次の画像を再構成する前に、全面的に新しいＮビュー・
セットについて待機するよりも、画像は最新Ｎビューを
用いることにより、遥かに高速に再構成される。換言す
れば、画像は新しく収集したビューと共に、動的な検査
において以前の画像を再構成する際に使用した像から再
構成される。ＭＲ透視により非常に高い時間速度を達成
すると同時に、総合的な画像コントラストを支配するｋ
空間における中央ビューが遥かに遅い固有の走査速度
（即ち、ＮｘＴＲ）でそのまま更新されるので、ＭＲＡ
にとって満足できるものではない。

【０００８】ＭＲＩ画像の時間分解能を増加させる他の
方法は、当該技術分野において「キーホール（ｋｅｙｈ
ｏｌｅ）」イメージングと呼ばれている。例えば「ｋ空
間置換を用いたラットにおける局部大脳虚血のダイナミ
ック・コントラスト強調ＮＭＲ潅流像（Ｄｙｎａｍｉ
ｃ，ＣｏｎｔｒａｓｔＥｎｈａｎｃｅｄ，ＮＭＲＰ
ｅｒｆｕｓｉｏｎＩｍａｇｉｎｇｏｆＲｅｇｉｏ
ｎａｌＣｅｒｅｂｒａｌＩｓｃｈａｅｍｉａＩｎ
ＲａｔｓＵｓｉｎｇＫ−ＳｐａｃｅＳｕｂｓｔ
ｉｔｕｔｉｏｎ）」、ＳＭＲ第１１回年会合１９
９２ａｂｓ．１１３８において、ジョーンズ（Ｒ．Ａ
Ｊｏｎｅｓ）ほかにより説明されているように、コント
ラスト剤を患者に注入する動的な検査中に、一連の画像
が収集される。この一連の画像における第１の画像は、
全位相エンコーディング・ビュー（例えば１２８ビュ
ー）を収集する基準画像である。しかし、中央ビュー
（例えば中央３２ビュー）を収集するだけで、次の画像
を発生させる。これらのキーホール走査は、明らかに完
全走査よりも遥かに高速に実行でき、かつ時間速度は比
例して増加される。キーホール画像は基準走査によるｋ
空間の外周辺のビューを用いて再構成される。残念なが
ら、再構成された画像における低い空間周波数変化では
動的な検査の展開が捕捉できない状況にあり、ｋ空間の
キーホール・イメージングは適当でない。これは小領域
におけるコントラストの変化を検査しようとするときに
問題となり、またこのような検査により収集される中央
ビューの数は、時間分解能におけるゲインを喪失する点
まで増加される必要がある。

【０００９】ｋ空間のキーホール・イメージング方法に
関連しているのは、限定された観察領域（ｆｉｅｌｄ
ｏｆｖｉｅｗ（ＦＯＶ））のダイナミック・イメージ
ングとして当該技術分野において知られている方法であ
る。例えば、フー（Ｈｕ）及びパリッシュ（Ｐａｒｒｉ
ｓｈ）により医療における磁気共鳴（ｖｏｌ．３１、ｐ
ｐ．６９１−６９４、１９９４）において、及びフレデ
リックソン（Ｆｒｅｄｅｒｉｃｋｓｏｎ）及びペルク
（Ｐｅｌｃ）により３ｒｄＳＭＲ（１、１９７．１９
９５）において説明されているように、この方法は、画
像の変化部分が全ＦＯＶの半分を超えていない動的な検
査に適用される。画像の静的な部分を表す基準画像は、
動的な検査の開始で発生され、かつ画像のダイナミック
な中央部分のみを取り囲む一連の画像は、位相エンコー
ディング・ビュー数の半分を用いて発生される。ビュー
数の半分（奇数か又は偶数のビュー）を収集する必要が
あるので、これらのダイナミック画像を高い時間速度で
収集することができる。画像の動的部分及び静的部分
は、対応する連続的な完全ＦＯＶ画像を発生させるよう
に組み合わせられる。勿論、画像の静的部分に変化が発
生すれば、これらの領域から得た情報はＦＯＶに現れる
小さなアーティファクトを正確に除去するものにはなら
ない。

【００１０】ＭＲ血管造影撮影法（ＭＲＡ）は研究が活
発な分野であり、２つの基本的な技術が提案されて評価
された。その第１のクラスのタイム・オブ・フライト
（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ（ＴＯＦ））技術は、
周辺組織に対する血液の動きを利用する方法からなる。
最も一般的な手法は流れる血液と静止組織との間に存在
する信号飽和の差を活用することである。これは流れ関
連の増強として知られている。しかし、実際のところ、
血液−組織のコントラストの改善は静止組織が多くの励
起パルスを受けて飽和することによるものなので、その
効果は誤称されている。励起された区間を流れる血流
は、数個の励起パルスを受けたスピンによって連続的に
リフレッシュされ、従って飽和に至らない。その結果、
高レベル信号の血液と低レベル信号の静止した組織との
間で所望の画像コントラストが得られる。

【００１１】更に、米国特許番号Ｒｅ．３２，７０１号
に開示されているように、収集した信号の位相に動きを
符号化する複数のＭＲ法も開示されている。これらのＭ
Ｒ法は第２クラスのＭＲＡ技術を形成しており、位相コ
ントラスト（ＰＣ）法として知られている。現在、大抵
のＰＣＭＲＡ技術は２つに画像を収集すると共に、各
画像が同一の速度成分に対して異なる感度を有する。次
いで、一対の速度符号化画像間の位相差か又は複合差を
形成することにより、血管造影撮影の画像が得られる。
位相コントラストＭＲＡ技術は、直交する３方向全てに
おける速度成分に対して感度を有するように拡張されて
いた。

【００１２】ＭＲＡは、多くの臨床現場において近年急
速に進展したにも拘わらず、まだ研究の道具とみなされ
ており、臨床の実際面で日常的に用いられてはいない。
ＴＯＦ技術又はＰＣ技術による広範なアプリケーション
は、ある場合では、模倣的な病理学においてもマスク可
能な種々の有害な画像アーティファクトの存在によって
妨げられる。これらのアーティファクトは、通常、特異
性を低下させると共に感度を妥協させる結果となる。

【００１３】ＭＲＡの診断能力を高めるためには、ＭＲ
Ａ走査の前に患者にガドリニウムのようなコントラスト
剤を注入することができる。米国特許第５，４１７，２
１３号に説明したように、特徴は大きな塊のコントラス
ト剤が患者の脈管構造を流れる時点で、中央ｋ空間・ビ
ューを収集することである。日常的な診療手順の一部と
してこのタイミングを達成することは容易ではない。

【００１４】

【課題を解決するための手段】本発明は、動的な検査中
にＭＲＩ画像を収集し得る時間速度を増加させる方法で
ある。特に、この方法は、動的な検査中に選択したｋ空
間から反復的に収集するステップと、前記動的な検査中
にｋ空間の周辺領域をサンプリングする時間速度よりも
高い時間速度により選択したｋ空間の中央領域をサンプ
リングするステップと、ｋ空間の中央領域のサンプルと
前記ｋ空間の周辺領域の時間的に最隣接サンプリングか
ら導き出されたサンプルとを含むｋ空間の中央領域のサ
ンプルの各セットについてデータ・セットを形成するス
テップと、前記各データ・セットからＭＲＩ画像を再構
成してより高い時間速度で一連の画像を発生させるステ
ップとを含む。ｋ空間の周辺領域の前記サンプルから導
き出される各データ・セットにおけるサンプルは、単純
に、前記ｋ空間の中央領域のサンプルを収集するために
時間的に最近傍で収集した対応のｋ空間・サンプルを選
択することにより、導き出されてもよく、又は前記ｋ空
間の中央領域のサンプルを収集する前後で収集された対
応するｋ空間・サンプル間を補間することにより、これ
らのサンプルを導き出してもよい。

【００１５】本発明の一般的な目的は、それらの診断評
価を減少させることなく、動的な検査中にＭＲＩ画像を
発生し得る時間速度を増加させることである。高い時間
速度で前記ｋ空間の中央領域をサンプリングすることに
より、患者における大きな物体のコントラストの各動的
な変化を高精度で識別する。前記ｋ空間の周辺領域に対
しては低いサンプリング速度を用いることにより、再構
成された画像の診断評価を大幅に低下させることなく、
画像フレーム当り収集されるべきデータ量を大幅に減少
させる。その効果は特に三次元収集において顕著であ
る。

【００１６】本発明の他の目的は、小さなＦＯＶ画像技
術を用いることにより時間速度を更に増加し得る方法を
提供することである。本発明を用いることは、動的な検
査におけるフレーム速度を増加させるその技術及び他の
技術の使用を排除するものではない。これに加えて、本
発明により達成される時間的により高い画像フレーム速
度は、２つの画像フレームを減算することにより、画像
を発生可能にさせる。これは小さなＦＯＶイメージング
法に関連した折り返し雑音のアーティファクトを除去す
る。

【００１７】本発明の他の目的は、連続するデータ・セ
ット間を補間することにより形成された補間画像を発生
させることにより、時間速度を更に増加し得る方法を提
供することである。ｋ空間の中央領域がサンプリングさ
れる速度により決定される基本フレーム速度は、複数の
画像フレームを形成するように連続するサンプル間を補
間することにより、増加されてもよい。

【００１８】本発明の他の目的は、２つのＭＲＩ画像間
における差を計算することにより、アーティファクトを
減少させた血管造影撮影法を提供することである。動的
な検査中に一連の画像フレームを収集し、その連続にお
ける２又は２より多くの画像フレームからのデータを用
いることにより、種々の画像強調方法を用いることがで
きる。

【００１９】本発明の他の目的は、３次元領域からデー
タを収集することにより改良された磁気共鳴血管造影法
を提供することである。再構成された三次元ＭＲＩ画像
フレームは、それらの診断評価を大幅に増加させる方法
を用いて二次元平面に投影されてもよい。前記三次元Ｍ
ＲＩ画像フレームのうちの２つを減算することにより形
成された三次元差動画像上で、同じような投影を用いる
こともできる。

【００２０】本発明の以上の目的、他の目的及び効果
は、以下の説明から明らかである。説明では、その一部
分を形成し、本発明の好ましい実施例を例示として示す
添付図面を参照する。しかし、このような実施例は本発
明の全範囲を必ずしも表すものではない。従って、ここ
では、本発明の範囲を解釈するために請求の範囲を参照
する。

【００２１】

【発明の実施の形態】図１をまず参照すると、本発明に
関連する好ましいＭＲＩシステムの主要な要素が示され
ている。ＭＲＩシステムの動作は、キー・ボード及び制
御パネル１０２と、ディスプレイ１０４とを含むオペレ
ータ・コンソール１００から制御されている。オペレー
タ・コンソール１００はリンク１１６を介して別個のコ
ンピュータ・システム１０７と通信をし、このコンピュ
ータ・システム１０７はオペレータがディスプレイ１０
４上に画像を発生させること、及び表示することを制御
可能にさせる。コンピュータ・システム１０７はバック
プレーンを介して相互に通信する多数のモジュールを含
む。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュ
ール１０６、ＣＰＵモジュール１０８、及び画像データ
・アレーを記憶するフレーム・バッファとして当該技術
分野において知られているメモリ・モジュール１１３が
含まれている。コンピュータ・システム１０７は、ディ
スク・ストーレジ１１１と、画像データ及び複数のプロ
グラムを記憶するテープ・ドライブ１１２とに接続され
ており、かつ高速の直列リンク１１５を介して別個のシ
ステム制御１２２と通信をする。

【００２２】システム制御１２２にはバックプレーンに
より相互に接続された一組のモジュールが含まれてい
る。これらには、ＣＰＵモジュール１１９と直列リンク
１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続さ
れたパルス発生器モジュール１２１とが含まれている。
システム制御１２２が実行すべき走査シーケンスを指示
するオペレータからのコマンドを受け取るのは、この直
列リンク１２５を介してである。パルス発生器モジュー
ル１２１は所望の走査シーケンスを実行するようにシス
テム要素を動作させる。この走査シーケンスは、発生さ
せるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状と、デ
ータ収集窓のタイミング及び長さを表すデータを発生さ
せる。パルス発生器モジュール１２１は、走査中に発生
する傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために
一組の傾斜増幅器１２７に接続されている。更に、パル
ス発生器モジュール１２１は、生理機能収集コントロー
ラ１２９から患者データも受け取っており、生理機能収
集コントローラ１２９は、電極からのＥＣＧ信号、又は
下記の呼吸器信号のように、患者に接続された多数の異
なるセンサからの信号を入力している。最後に、パルス
発生器モジュール１２１は走査ルーム・インターフェイ
ス回路１３３に接続されており、走査インターフェイス
回路１３３は患者及び磁気システムの条件に関連した種
々のセンサからの信号を入力している。更に、患者位置
決定システム１３４が走査のために患者を所望の位置に
移動させる複数のコマンドを入力しているのは、この走
査インターフェイス回路１３３を介してである。

【００２３】パルス発生器モジュール１２１が発生する
傾斜波形は、Ｇx 、Ｇy 及びＧz 傾斜増幅器を備えた傾
斜増幅器システム１２７に供給される。各傾斜増幅器
は、１３９により概要的に表すアッセンブリ内の対応す
る傾斜コイルを励起して位置エンコーディング収集信号
に用いる傾斜磁場を発生させる。傾斜コイル・アッセン
ブリ１３９は偏向磁石１４０及び全身ＲＦコイル１５２
を含む磁石アッセンブリ１４１の一部を形成する。シス
テム制御１２２におけるトランシーバ・モジュール１５
０はパルスを発生し、これらのパルスはＲＦ増幅器１５
１により増幅され、かつ送信／受信スイッチ１５４に供
給される。患者において励起された核が照射することに
よる結果信号は、同一のＲＦコイル１５２により検知さ
れてもよく、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増
幅器１５３に供給される。増幅されたＮＭＲ信号はトラ
ンシーバ・モジュール１５０の受信部において復調さ
れ、ろ波され、かつ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
信号により制御されて、送信モードではＲＦ増幅器１５
１を全身ＲＦコイル１５２に電気的に接続し、また送信
モードでは前置増幅器１５３に接続する。更に、送信／
受信スイッチ１５４は別個のＲＦコイル（例えばヘッド
・コイル又は表面コイル）を送信モードにおいても又は
受信モードにおいても使用できるようにする。

【００２４】ＲＦコイル１５２によりピック・アップさ
れたＮＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０に
よりディジタル化されて、システム制御１２２における
メモリ・モジュール１６０に転送される。走査を終了し
て、データの全アレーをメモリ・モジュール１６０に収
集したときは、アレー・プロセッサ１６１がデータを画
像データのアレーにフーリエ変換するように動作する。
この画像データは直列リンク１１５を介してコンピュー
タ・システム１０７に搬送されて、ディスク・メモリ１
１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から
受け取るコマンドに応答して、この画像データは、テー
プ・ドライブ１１２に保管されてもよく、又は画像プロ
セッサ・モジュール１０６により更に処理されてオペレ
ータ・コンソール１００に搬送され、かつディスプレイ
１０４に提供されてもよい。

【００２５】図１及び図２を詳細に参照すると、トラン
シーバ・モジュール１５０はコイル１５２Ａにおいて電
力増幅器１５１によりＲＦ励起磁場Ｂ１を発生し、コイ
ル１５２Ｂに誘導された結果信号を受け取る。以上で述
べたように、コイル１５２Ａ及び１５２Ｂは図２に示す
ように分離されていてもよく、又は図１に示すように単
一の全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本又
は搬送周波数は、ＣＰＵモジュール１１９及びパルス発
生器モジュール１２１からの一組のディジタル信号を入
力している周波数シンセサイザ２００の制御により発生
される。これらのディジタル信号は出力２０１において
発生するＲＦ搬送波信号の周波数及び位相を表してい
る。指令されたＲＦ搬送波は変調器及びアップ・コンバ
ータ２０２に入力されて、その振幅がパルス発生器モジ
ュール１２１から受け取る信号Ｒ（ｔ）に応答して変調
される。この信号Ｒ（ｔ）は、発生するＲＦ励起パルス
のエンベロープを規定しており、パルス発生器モジュー
ル１２１において一連の記憶したディジタル値を逐次読
み出すことにより発生される。記憶されたこれらのディ
ジタル値は、続いて所望のＲＦパルス・エンベロープを
発生できるようにオペレータ・コンソール１００から変
更されてもよい。

【００２６】出力２０５において発生されるＲＦ励起パ
ルスの大きさは、バックプレーン１１８からディジタル
・コマンド受け取るエキサイタ減衰回路２０６により減
衰される。減衰されたＲＦ励起パルスはＲＦコイル１５
２Ａを駆動する電力増幅器１５１に入力される。システ
ム制御１２２のこの部分の更に詳細な説明については、
米国特許第４，９５２４，８７７号を参照すべきであ
り、ここでは引用により関連される。

【００２７】図１及び図２を参照すると、患者が発生す
る信号がレシーバ・コイル１５２Ｂによりピックアップ
されて、前置増幅器１５３を介してレシーバ減衰器２０
７の入力に入力されている。レシーバ減衰器２０７は、
更にこの信号を、バックプレーン１１８から受信したデ
ィジタル減衰信号により決定された量により、増幅す
る。

【００２８】受信した信号はラーモア周波数であるか、
又はその近傍にある。この高周波信号はダウン・コンバ
ータ２０８による２ステップの処理によりダウン・コン
バートされるものであり、まずダウン・コンバータ２０
８がＮＭＲ信号を線２０１の搬送波信号と混合し、次い
でその結果の差信号を線２０４の２．５ＭＨｚ基準信号
と混合する。ダウン・コンバートされたＮＭＲ信号はア
ナログ・ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力に印
加され、Ａ／Ｄ変換器２０９はアナログ信号をディジタ
ル化してディジタル検出器及び信号プロセッサ２１０に
印加し、このディジタル検出器及び信号プロセッサ２１
０は受信した信号に対応した１６ビットの同相（Ｉ）値
及び１６ビットの直交（Ｑ）値を発生する。受信した信
号をディジタル化したＩ値及びＱ値の合成ストリーム
は、バックプレーン１１８を介してメモリ・モジュール
１６０に出力され、メモリ・モジュール１６０において
画像を再構成するために用いられる。

【００２９】２．５ＭＨｚの基準信号、並びに２５０Ｋ
Ｈｚのサンプリング信号、５、１０及び６０ＭＨｚの基
準信号は、基準周波数発生器２０３により共通の２０Ｍ
Ｈｚマスタ・クロック信号から発生される。レシーバの
更に詳細な説明については、米国特許第４，９９２，７
３６号を参照すべきであり、ここでは参照により関連さ
れる。

【００３０】本発明は異なる多数のパルス・シーケンス
を用いることができるが、本発明の好ましい実施例で
は、図３に説明した三次元傾斜再呼出しエコー・パルス
・シーケンスを採用している。改定レベル５．５のシス
テム・ソフトウェアを備え、商標名「ＳＩＧＭＡ」によ
り販売されているゼネラル・エレクトリック社の１．５
テスラ（Ｔｅｓｌａ）ＭＲスキャナとして入手可能なパ
ルス・シーケンス「３ｄｆｇｒｅ」が使用された。これ
は、本発明が教えているｋ空間・サンプリング・パター
ンを実施できるように多数量からデータを収集するため
の変更が行われた。

【００３１】図３を詳細に参照すると、６０°のフリッ
プ角を有するＲＦ励起パルス２２０は、米国特許第４，
４３１，９６８号が教えているように、スラブ選択傾斜
パルス２２２が存在するときに、発生されて患者の三次
元容積に横磁化を発生させる。これに、ｚ軸方向の位相
エンコーディング傾斜パルス２２４及びｙ軸方向の位相
エンコーディング傾斜パルス２２６が続く。前述のよう
に、ｘ軸方向を向く読み出し傾斜パルスが続き、かつ部
分エコー（６０％）ＮＭＲ信号２３０が収集されてディ
ジタル化される。その収集後、米国特許第４，６６５，
３６５号において教えているように、パルス・シーケン
スを反復させる前に、リワインダ傾斜パルス２３２及び
２３４が磁化の再位相合わせをする。

【００３２】当該技術分野において知られているよう
に、パルス・シーケンスは反復され、かつ位相エンコー
ディング・パルス２２４及び２２６は一連の値によりス
テップされて図４に示す三次元のｋ空間をサンプリング
する。好ましいこの実施例では、ｚ軸方向に１６位相エ
ンコーディングが採用され、ｙ軸方向に１２８位相エン
コーディングが採用されている。従って、特定の各ｙ位
相エンコーディングのときは、異なる１２ｚ位相エンコ
ーディングによる１６収集を実行してｋ_z軸に沿って完
全にサンプリングさせる。これはｋy 軸に沿って完全に
サンプリングするように１２８異なるｙ位相エンコーデ
ィングにより１２８回反復される。以下の説明から明ら
かとなるように、このサンプリングを実行する順序は、
本発明の重要な側面である。

【００３３】ｋx 軸に沿ったサンプリングは、各パルス
・シーケンス中に読み出し傾斜パルス２２８が存在する
ときにエコー信号２３０をサンプリングすることによ
り、実行される。ｋx 軸に沿った部分サンプリングのみ
が実行され、かつ喪失したデータがホモダイン再構成を
用いて又は０フィリングにより計算されることは、当該
技術分野に習熟する者により理解されるべきである。こ
れは、パルス・シーケンスのエコー時間（ＴＥ）を１．
８〜２．０ｍｓ以下に短縮できるようにし、かつパルス
繰返し速度（ＴＲ）を１０．０ｍｓ以下に短縮できるよ
うにする。

【００３４】本発明による動的な検査を行うために図４
を詳細に参照すると、サンプリングされるべきｋ空間
は、複数の領域に分割される。好ましいこの実施例で
は、三次元のｋ空間が「Ａ〜Ｄ」により表された４領域
に分割されている。これらの領域Ａ〜Ｄの領域は、ｋy
軸に沿って配置され、かつｋy ＝０を中心として対称を
なす。中央領域「Ａ」はｋy ＝−１６から＋１５に及ぶ
ｋ空間の中央領域を占める。これらの「中央」サンプル
は、当該技術分野において周知のように、再構成画像に
おける総合的なコントラストを決定する大抵の情報を含
む。ここで説明するように、動的な検査において各フレ
ーム画像に対する基本を形成すると共に、最終的な時間
フレーム速度を決定するのは、このｋ空間の中央領域Ａ
である。

【００３５】ｋ空間の残りの３「周辺」領域Ｂ〜Ｄは、
分割されて、中央領域Ａの反対側に配置される。これら
は下記の領域上のｋ空間を占める。

【００３６】

【数１】

【００３７】動的な検査中にｋ空間の中央領域を周辺領
域より高速にサンプリングすることは本発明の重要な教
えである。好ましいこの実施例では、中央領域Ａ及び周
辺領域Ｂ〜Ｄのうちの連続するものを交互にサンプリン
グすることにより、これを達成している。従って、動的
な検査中に下記のサンプリング・シーケンスのいずれも
実行される。即ち、ＡＢＡＣＡＤＡＢＡＣＡＤＡＢＡＣＡＤ．．．ＡＤＡＣＡＢＡＤＡＣＡＢＡＤＡＣＡＢ．．．

【００３８】このような後者のサンプリング・シーケン
スを図５に図表により示す。ただし、水平軸は動的な検
査中の実時間を表し、また垂直軸はサンプリングされて
いるｋy 軸に沿ったｋ空間の領域である。ｋ空間の各周
辺領域Ａ〜Ｄをサンプリングする期間はラベル付けされ
ており、また下付き文字は動的な検査中にサンプリング
された領域の時間番号を表す。中央領域Ａがｋ空間の周
辺領域Ｂ〜Ｄより高い時間速度でサンプリングされるこ
とは容易に明らかとなる。

【００３９】この実施例では、最初、全領域Ａ〜Ｄが走
査され、また以下に説明する他の再構成戦略のために動
的な検査の終了で再び走査される。そのときに、前述し
た交互シーケンスは、２４０により表す動的な検査の臨
界的な期間中に実行されることを理解すべきである。こ
の交互シーケンスは、特定の動的な検査中に発生する患
者のコントラスト変化を包含する必要がある限り、延長
されてもよい。

【００４０】本発明を実施するために他の方法により、
ｋ空間を分割できることは当該技術分野に習熟する者に
おいて理解すべきである。例えば、領域数は変更されて
もよく、またこれらの境界をスライス選択ｋz 軸に沿っ
て配置するように、方向付けてもよい。更に、ｋ空間は
円形の中央領域と、周辺の複数の環状周辺領域とに分割
されてもよい。

【００４１】動的な検査中に収集したデータは、動的な
検査中に発生したコントラスト変化を記述する一連のフ
レーム画像Ｆ₁〜Ｆ_nを再構成するように多くの方法に
用いられてもよい。図６に示す一実施例において、Ｆ₁
〜Ｆ_nにより表す画像フレームはｋ空間の各中央領域か
らの収集データ（Ａ₁−Ａ₇）を用いて再構成される。
これは、取り囲むｋ空間の周辺領域Ｂ〜Ｄからの時間的
に隣接するデータと組み合わせられた特定のｋ空間の中
央領域のデータを用いてフレーム画像を再構成するのに
十分なデータ・セットを形成することにより、達成され
る。各画像フレームのデータ・セットは、動的な検査中
の特定時間における患者を記述している。

【００４２】このような各画像フレーム・データ・セッ
トを形成する一つの方法は、ｋ空間の中央領域Ａの収集
に対して時間が最も近い周辺領域から収集したデータを
用いることである。従って、フレーム画像Ｆ₂〜Ｆ₆の
ときは、収集し、かつ図６に記述したデータは、下記の
ようなデータ・セットに形成されてもよい。

【００４３】

【数２】

【００４４】ここで、画像フレームのデータに対して時
間的に最も近いデータを選択する方法を「最近傍方法
（ｎｅａｒｅｓｔｎｅｉｇｈｂｏｒｍｅｔｈｏ
ｄ）」と呼ぶ。しばしば、ｋ空間の周辺領域に対して最
近のデータは、フレーム時間に近く、その他の場合では
フレーム時間が２つのサンプリング期間の中間にあるこ
とが理解できる。

【００４５】各フレームＦ₂〜Ｆ₆においてデータ・セ
ットを形成する他の方法は、各周辺領域に対して収集さ
れた隣接する２データ・セット間を補間することであ
る。例えば、収集し、かつ図６に記述したデータからフ
レーム画像Ｆ₂〜Ｆ₆を形成する線形補間方法は、下記
のようになる。

【００４６】

【数３】

【００４７】非線形補間も用いることができる。例え
ば、もし動的な検査中に患者の領域へのコントラスト剤
の流れを表す機能が決定されるときは、この機能を用い
て動的な検査中に異なる時間に行われたサンプリングを
重み付けすることもできる。

【００４８】画像フレームを再構成できるデータ・セッ
トを形成する前述の方法では、ｋ空間の中央領域につい
ての各サンプリングに対して１データ・セットが形成さ
れる。しかし、付加的な画像フレームを再構成して、収
集したデータの更なる補間により動的な検査の時間分解
能を更に増加させることができる。その一つの方法は前
述のように形成された完全なデータ・セットＦ₂〜Ｆ₆
間を単に補間することである。これは、下記の付加的な
データ・セットを発生し、これらのデータ・セットが更
なる画像フレームを再構成することができる。即ち、

【００４９】

【数４】

【００５０】しかし、好ましいこの実施例は収集したサ
ンプル・データから直接、付加的な中間画像フレーム・
データ・セットを完全に形成することである。図７を特
に参照すると、これはｋ空間の中央領域に関する連続的
なサンプル・データ間を補間し、かつ連続するｋ空間の
周辺領域のサンプル間を補間することにより達成され
る。従って、これらの中間データ・セットは下記のよう
に形成されてもよい。ただし、「Ｉ」は対応する時間的
に隣接するｋ空間のサンプルから所望のフレーム時間に
おいてｋ空間のサンプル・データを計算するために用い
られる補間方法である。

【００５１】

【数５】

【００５２】画像フレーム・データ・セットは、どのよ
うに形成されようとも、対応する三次元フレーム画像セ
ットを再構成するために用いられる。好ましいこの実施
例では、三次元フーリエ変換方法を用いて各三次元フレ
ーム画像を再構成する。このような６つの三次元フレー
ム画像は図８にフレーム画像データ・セット２５０〜２
５５として示されている。これらのフレーム画像データ
・セット２５０〜２５５から有用な診断画像を発生させ
るために多数の異なる手順を用いることができる。

【００５３】三次元データ・アレー２５０〜２５５のう
ちの一つを介して交差部に位置する一組のデータ・ポイ
ントを選択することにより、簡単に画像を発生すること
ができるが、このような画像は診断評価を限定してい
た。これは、血管が通常単一の平面に存在するものでな
いためであって、このような断面画像は選択した面をた
またま通る多数の血管のおける短い断片又は断面のみを
示す。このような画像は、特定の血管における特定の位
置を調べようとするときに有用である。しかし、これら
は血管構造の健康度を調べて、病気の恐れがある領域を
確認する手段としてそれ程有用ではない。

【００５４】血管構造の全体及び健康度を評価するため
に、三次元アレーのＮＭＲデータを単一の二次元投影画
像に投影して脈管構造の血管造影状の図形を発生させこ
とは更に有用である。これを行うために最も一般的に用
いられている技術は、データ・ポイントのアレーを介し
て投影画像における各画素からの光線を投影させ、かつ
最大値を有するデータ・ポイントを選択することであ
る。各光線について選択した値は、投影画像においてこ
れに対応する画素の輝度を制御するように用いられる。
以下、「最大画素技術」と呼ぶこの方法は、実施するの
が非常に容易であり、かつ芸術的に満足すべき画像を与
える。これは現在好ましい方法である。

【００５５】投影画像を形成するために用いられ、かつ
利用可能な情報を更に保持する他の技術は、以下におい
て「統合方法」と呼ぶものである。この投影方法は、
「適応ＮＭＲ血管造影撮影法」と題する米国特許第５，
２０４，６２７号に説明されており、ここで用いられる
と共に、引用により関連される。各投影画像の輝度は、
この方法により、投影線に沿って全てのデータ・ポイン
トの和により決定される。

【００５６】更に、投影画像を発生するために用いる他
の技術は、三次元領域成長方法を用いる。成長されるべ
き三次元データ・セットにおいて領域の原点は、オペレ
ータにより決定される。成長領域はぼかされ、管の端の
丁度外側の複数ボクセル（ｖｏｘｅｌ：容積要素）を含
み、領域成長プロセスにおいて廃棄されたと思われるマ
スクを発生させるようにしきい値が設定される。この方
法は脈管構造を非常に滑らかに表示するものであり、こ
の脈管構造では血管の末端を確保し、かつレンダリング
処理において含まれる可視的なキューを使用することに
より、血管の重なりを推論することができる。

【００５７】図８に、各三次元画像フレーム・データ・
セット２５０〜２５５からの二次元投影画像が２６０−
２６５として示されている。これらは直接見ることがで
き、かつ動的な検査の時間経過上で患者の脈管構造へコ
ントラスト剤が流れるのを観測するために用いられる。
いくつかの場合において、１又は１より多くの二次元投
影画像２６０〜２６５は診断を行うのに十分である。

【００５８】二次元投影画像２６０〜２６５により決定
的な診断を行うことができないときは、更なる診断情報
を得るために異なる投影画像を発生させることもでき
る。これは、図８に示すように、三次元画像フレーム・
データ・セット２５０〜２５５のうちから２つを選択し
て、対応するこれら画素値間の差を計算することにより
達成される。データ・セット２７０により表されている
ように三次元差画像を発生し、次いでこれを用い、前述
したと同一の投影方法を用いて、二次元差分投影画像２
７２を発生させる。２つの三次元画像フレーム・データ
・セット２５０〜２５５の選択は、特定の患者の脈管構
造における画像コントラストを強調するように診断者に
より行われる。いつピーク・コントラスト剤の流れが患
者の脈管構造に発生するのかを正確に予測することは困
難なので、連続する三次元画像フレームは、この事象が
発生すべき時間範囲となる。

【００５９】更なる多数の技術を用いて画像品質を増加
させ、かつ時間分解能を増加させることができること
は、当該技術分野に習熟する者に明なことである。好ま
しいこの実施例では、１フレーム画像の時間分解能とし
て各２秒が達成される。これは、その画像のダイナミッ
ク部分が全観察領域の半分より小さい場合に、前述のリ
アル・スペース・キーホール・イメージング方法を用い
ることにより、更に増加されてもよい。図５を参照する
と、時間臨界期間２４０の前後に実行される完全走査
（即ち、Ｄ、Ｃ、Ｂ、Ａ）は、基準画像を発生するため
に用いられる基準画像をこれらの方法を実行するために
用いるようにしてもよい。

【００６０】これに加えて、動的な検査中の患者の動き
が最小のときは、ディジタル減算血管造影撮影方法を行
うように画像フレーム・データ画像フレーム・データ・
セット上で多数の時間的処理方法を用いることもでき
る。複合画像を得るためにマスク・モードの減算、簡単
な一致フィルタリング、及びアイゲン（Ｅｉｇｅｎ）フ
ィルタリングを用いてもよい。これらの複合画像は、通
常、増大するＳＮＲ又は無視可能な静脈信号を有する。

【００６１】画像減算及び他の時間処理技術がなぜ有用
なのかという理由には、いくつかの理由がある。多重注
入を行ったときは、非脈管構造の背景が非常に明るくな
り、背景に対する血管のコントラストを低下させる。脈
管構造の混濁化以前の初期フレームを減算することによ
り、背景が除去される。減算は、更に静脈及び動脈を個
別的に表示する画像を得る付加的な機会を作成するのに
も有用である。しばしば、静脈信号上に動脈信号を重ね
ている初期の画像から、静脈のみを含む後期の画像を減
算することにより、動脈画像を形成することもできる。

【００６２】時間的に直列の画像が利用可能なときは、
種々の整合フィルタ及びアイゲン・フィルタを適用する
ことができる。整合フィルタではいくつかの画像を直列
に組み合わせて信号対雑音比を改善させた画像を得る。
複数の画像はＳＮＲを最大にするように整合フィルタの
和で重み付けされる。アイゲン・フィルタでは総和した
画像から静脈信号を除去するように、特定の重み付け係
数セットを用いる。この技術は必要な係数を決定するた
めに静脈ＲＯＩ（関心領域）内の信号を測定することを
必要とする。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明を採用するＭＲＩシステムのブロック
図。

【図２】図１のＭＲＩシステムの部分を形成するトラン
シーバの電気ブロック図。

【図３】本発明の好ましい実施例において採用されたパ
ルス・シーケンスを図形表示する図。

【図４】本発明の好ましい実施例を実施するときにデー
タをサンプリングする三次元的にｋ空間を図形表示する
図。

【図５】図４の三次元表示のｋ空間をサンプリングする
順序を図形表示する図。

【図６】本発明の一実施例により動的な検査における各
画像フレームを再構成する時点を表した図４の三次元表
示のｋ空間のサンプリングを図形表示する図。

【図７】本発明の第２の実施例により動的な検査におけ
る各画像フレームを再構成する時点を表した図４の三次
元表示のｋ空間のサンプリングを図形表示する図。

【図８】各画像フレーム用のデータ・セット、及びどの
ようにしてこれらのデータ・セットを組み合わせてＭＲ
Ａ画像を発生させるかを図形表示する図。

【符号の説明】

１０６画像プロセッサ・モジュール１０８ＣＰＵモジュール１１８バックプレーン１１９ＣＰＵモジュール１２１パルス発生器モジュール１２７傾斜増幅器システム１２９生理機能収集コントローラ１３３走査インターフェイス回路１３９傾斜コイル・アッセンブリ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者トマスエム．グリストアメリカ合衆国ウィスコンシン州マジソン，カウンスルクレスト 3805 (72)発明者リチャードフレインアメリカ合衆国ウィスコンシン州マジソン，ヒルクレストドライブ 3712 (72)発明者ジェイソンエイ．ポルジンアメリカ合衆国ウィスコンシン州マジソン，ポンウッドサークル 66，アパートメントエィチ.

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】患者の動的な検査中に選択されたｋ空間
から反復的に収集するサンプルにより一連のフレーム画
像を発生させるように前記患者からＮＭＲデータを収集
する方法において、ある時間速度で選択されたｋ空間の中央領域をサンプリ
ングするステップと、より低い時間速度で前記選択されたｋ空間の周辺領域を
サンプリングするステップと、前記ｋ空間の中央領域のサンプルと、前記ｋ空間の周辺
領域の時間的に最近傍のサンプリングから導き出した複
数のサンプルとを含む、前記ｋ空間の中央領域のサンプ
ルの各セットに対するデータ・セットを形成するステッ
プと、各データ・セットから１つのフレーム画像を再構成する
ステップとを含む方法。
【請求項２】前記ＮＭＲデータは前記患者の三次元領
域から収集される請求項１記載の方法。
【請求項３】各フレーム画像は三次元画像である請求
項２記載の方法。
【請求項４】二次元画像は選択された三次元フレーム
画像を投影することにより発生される請求項３記載の方
法。
【請求項５】更に三次元画像は前記複数の三次元フレ
ーム画像のうちの一方を前記複数の三次元フレーム画像
のうちの他方から減算することにより、発生される請求
項３記載の方法。
【請求項６】更なる三次元画像を投影することによ
り、二次元画像が形成される請求項５記載の方法。
【請求項７】前記ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍
のサンプリングから導き出した前記複数のサンプルは、
ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍の複数のサンプリン
グを選択することにより、導き出される請求項１から請
求項６までのいずれかに記載の方法。
【請求項８】前記ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍
のサンプリングから導き出した前記複数のサンプルは、
前記ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍の２つのサンプ
リング間を補間することにより、導き出される請求項１
から請求項６までのいずれかに記載の方法。
【請求項９】前記補間は線形補間である請求項８記載
の方法。
【請求項１０】ｋ空間の３つの異なる周辺領域が存在
し、かつｋ空間の中央領域と、前記ｋ空間の３つの異な
る周辺領域のうちの一つとを交互にサンプリングするこ
とにより、前記動的な検査中に反復的に前記ｋ空間がサ
ンプリングされる請求項１から請求項９までのいずれか
の項記載の方法。
【請求項１１】連続するデータ・セット間を補間する
ことにより付加的なデータ・セットを形成し、かつ前記
付加的なデータ・セットから付加的なフレーム画像を再
構成する前記請求項のいずれかの項記載の方法。
【請求項１２】前記ｋ空間の中央領域の連続するサン
プリング間を補間することにより付加的なデータ・セッ
トを形成し、かつ前記付加的なデータ・セットから付加
的なデータ・セットを再構成する請求項１から請求項１
０までのいずれかの項記載の方法。
【請求項１３】前記付加的なデータ・セットは、前記
ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍の２つのサンプリン
グ間を補間することにより、形成される請求項１２記載
の方法。
【請求項１４】前記付加的なデータ・セットは、前記
ｋ空間の周辺領域の時間的に最近傍の複数のサンプリン
グを選択して、前記ｋ空間の周辺領域の前記時間的に最
近傍の複数のサンプリングから複数のサンプリングを導
き出すことにより、形成される請求項１２記載の方法。
【請求項１５】前記動的な検査は前記選択されたｋ空
間のサンプリング中に収集したＮＭＲ信号を強調するコ
ントラスト剤を患者に注入するステップを含む前記いず
れかの項に記載の方法。
【請求項１６】患者の動的なＭＲＡ検査に用いて前記
患者の動的な検査中に選択されたｋ空間から反復的に収
集する複数のサンプリングにより一連のフレーム画像を
発生させるＮＭＲスキャナにおいて、ある時間速度で前記選択されたｋ空間の中央領域をサン
プリングする第１の手段と、より低い時間速度で前記選択されたｋ空間の周辺領域を
サンプリングする第２の手段と、ｋ空間の中央領域のサンプルと前記ｋ空間の周辺領域の
前記時間的に最近傍の複数のサンプリングから導き出さ
れた複数のサンプルとを含む、ｋ空間の中央領域のサン
プルの各セットに対するデータ・セットを形成する手段
と、各データ・セットから一つのフレーム画像を再構成する
手段とを含むＮＭＲスキャナ。