JPH105191A - 三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法 - Google Patents
三次元ディジタル減算磁気共鳴血管撮影法Info
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Abstract
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
鳴血管造影法(magnetic resonance
angiography(MRA))であり、特にN
MR(nuclear magnetic reson
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。
の医学的な応用がある。ディジタル減算血管撮影法(d
igital substractin antiog
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。
(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。
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Mz 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Mt 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。
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。
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
−planer imaging(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。
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。
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,Contrast Enhanced,NMR P
erfusion Imaging of Regio
nal Cerebral Ischaemia In
Rats Using K−Space Subst
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。
関連しているのは、限定された観察領域(field
of view(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3rd SMR(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。
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。
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PC MRA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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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kz 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。
・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。
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。
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。
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、 AB AC AD AB AC AD AB AC AD... AD AC AB AD AC AB AD AC AB...
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。
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。
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。
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 〜Fn 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
〜Fn 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。
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。
間的に最も近いデータを選択する方法を「最近傍方法
(nearest neighbor metho
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。
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。
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。
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、
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
シーバの電気ブロック図。
ルス・シーケンスを図形表示する図。
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。
順序を図形表示する図。
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。
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。
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。
Claims (16)
- 【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。
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