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
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Description
【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Mz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(Gx、Gy、Gz)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(ky)方向に沿ってか、もしくは、位相コード化(ky)とスライスコード化(kz)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ky−kz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、Gx/Gy/Gz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 ky)で、異なる値のスライスコード化値(kz)で行われる。次の心拍インターバルで位相コード化値(ky)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(kz)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ky空間周波数のビューよりも、低いky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ky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ky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ky空間周波数のビューの獲得処理を示し、図3は高いky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ky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nz倍に等しくなるように、関連する一相のコード化値とnz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ky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ky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ky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ky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ky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nz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ky空間周波数のビューと、中間のky空間周波数のビューと、高いky空間周波数のビューに分けられる。この例では、kyの直線的サンプリング法が示されている。各kyブロックでは、nz個のスライスコード化値の全てが獲得される。低いky空間周波数のビューの場合は、中間のky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ky空間周波数のビューは、高いky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ky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ky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ky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ky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、ky<ky_lim1である2つのkyビューの区画が獲得される。尚、ky_lim1は、低いk空間ビューに対する限界閾値である。ky_lim1≦ ky≦ ky_lim2である中間のk空間ビューに対して4本のky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、ky_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ky≦ ky_lim2である6本のkyラインが獲得される。本スキームでは、n本のky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kyラインには、全てのkz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、
Tacq = (nz) x (ny_acq) x (TR) … 式2
である。ここで、nzはスライスパーティションの数であり、ny_acqは区画毎のkyビューの数であって、これはky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、ky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ky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kyビューの全てを獲得するのではなく、kyとkz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Tacq (kr)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、
ky = 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、kyとkz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、kyが先かkz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、nz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ky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、kyが次のky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、ky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、kyが次のky値にインクリメントされて234、nz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)
- 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。 - 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。
- 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。
- 前記コンピュータ(20)は、R−Rインターバル毎に各区画のkY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。
- 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nL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nH枚のkyビューが獲得され(212)、nL<nHであることを特徴とする請求項1の装置。
- 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。
- 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。 - 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。
- 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。 - 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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