JP5750452B2 - 時間分解磁気共鳴血管造影と潅流画像のシステムと方法 - Google Patents

Description

本発明は、「時間分解磁気共鳴血管造影と潅流画像の方法」という名称で、２０１０年１月４日に提出されたアメリカ国仮出願番号ＵＳ６１／２９２，０５２の利点を特許申請したものである。

本発明は、国立衛生研究所により賞を受けたＥＢ０００２１２を基にアメリカ政府支援によりなされた。

本願発明は、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムおよび方法に関し、特に、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）および潅流画像のシステムと方法に関する。

人間の組織のような物質が均一な磁場（偏向磁場Ｂ₀）にさらされるとき、その組織の中の細胞核の個々の磁気モーメントが、この偏向磁場に倣おうとするが、その特有のラーモア周波数でランダムな順で行われる。もし、物質あるいは組織が、Ｘ−Ｙ平面内にあり、ラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ₁）にさらされているならば、純横断磁気モーメントＭ_xyを形成するように、純配向モーメントＭ_zが、Ｘ−Ｙ平面に向かうよう、回転される、あるいは、傾斜させられる。励起信号Ｂ₁が終了した後、励起された細胞核またはスピンにより信号が放射され、この信号が受信され、画像を形成するよう処理される。

画像を形成するために、これらのＭＲ信号を利用するとき、磁場勾配（Ｇ_x，Ｇ_y，Ｇ_z）が用いられる。典型的には、使用される特定の位置測定方法によってこれらの勾配が変化する計測サイクルのシーケンスにより、画像化される範囲がスキャンされる。受信されたＭＲ信号の最終セットが、デジタル化され、多くの公知の再現技術のひとつを用いて、画像を再現するために処理される。

それぞれのＭＲ信号を取得するために用いられる計測サイクルは、パルスシーケンサーにより生成されたパルスシーケンスの方向に実行される。臨床医学的に可能なＭＲＩシステムは、多くの異なる臨床医学的な用途の必要性を満たすため規定できるパルスシーケンスのライブラリを記憶している。研究用ＭＲＩシステムは、臨床的に証明されたパルスシーケンスのライブラリを含み、さらに、新たなパルスシーケンスの開発が可能となっている。

ＭＲＩシステムで取得されたＭＲ信号は、フーリエ空間あるいはｋ空間として同技術分野でしばしば参照される空間での検査の主題の信号サンプルである。典型的には、それぞれのＭＲ測定サイクルあるいはパルスシーケンスはパルスシーケンスのサンプリング軌道の特性に沿ってｋ空間の一部をサンプリングする。多くのパルスシーケンスが、「スピンワープ」「フーリエ」「直線的」「デカルト」スキャンとしてときどき参照されるラスタースキャン状のパターンで、ｋ空間をサンプリングする。スピンワープスキャン技術は、ＭＲスピンエコー信号の取得の前に、可変振幅位相コード磁界勾配パルスを、勾配の方向に、位相符号空間情報に与える。例えば、二次元での実行（２ＤＦＴ）においては、空間情報は、一つの方向に沿った位相コード勾配Ｇ_yを与えることにより、その一つの方向に符号化され、位相コード方向に直角の方向に、読出磁界勾配Ｇ_xに対応して取得される。スピンエコー取得の間、読出磁界勾配は直角方向に空間情報を符号化する。典型的な２ＤＦＴパルスシーケンスにおいて、位相コード勾配パルスＧ_yの大きさは、測定サイクルのシーケンス、あるいは、全体の画像が再現できるｋ空間ＭＲデータのセットを生成するために、スキャンの間に取得される画像において、(Ｇ_y増加する。

ＭＲＩシステムにより使用される多くの他のｋ空間サンプリングパターンがある。これらは、ｋ空間の中心から伸びる半径方向サンプリング軌道の組としてｋ空間がサンプリングされる「半径方向」あるいは「投影再現」スキャンを含む。半径方向スキャンのためのパルスシーケンスは、パルスコード勾配の欠如と、一つのパルスシーケンス画面から次のシーケンス画面に方向を変化させる読出勾配の存在により特徴付けられる。半径方向スキャンと近い関係であり、直線的半径方向軌道よりむしろ曲線的ｋ空間サンプリング軌道に沿うサンプリングをする多くのｋ空間サンプリング方法がある。

ｋ空間データセットを画像空間データセットに変換することにより、取得されたｋ空間データから画像が再現される。このタスクを実行するための多くの異なる方法があり、使用される方法は、ｋ空間データを取得するために使用される技術に決定されることが多い。２Ｄあるいは３Ｄのスピンワープ取得から得られたｋ空間のデカルトグリッドを有する、最も普通に使用される再現方法は、データセットの２軸あるいは３軸にそれぞれに沿った逆フーリエ変換（２ＤＦＴあるいは３ＤＦＴ）である。半径方向ｋ空間データセットあるいはその変形を有する、最も普通に使用される再現方法は、ｋ空間サンプルのデカルトグリッドを形成し、再グリッドされたｋ空間データセットについて、２ＤＦＴまたは３ＤＦＴを実行するような、ｋ空間サンプルの再グリッドが含まれる。その代替として、それぞれの半径方向投影画像の１ＤＦＴを実行し、フィルタされた後方投影を実行することによりラドン空間データセットを画像空間に変換することにより、半径方向ｋ空間データセットを、ラドン空間に変換することができる。

磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）は、人間の血管系の画像を形成するために磁気共鳴現象を用いる。ＭＲＡの診断の性能を向上させるため、ガドリニウムのようなコントラスト剤が、ＭＲＡスキャンをする前に患者に注入される。典型的には、このコントラストが改善された（ＣＥ）ＭＲＡ方法を用いるやり方のひとつは、コントラスト剤の一回分が関心のある血管系を通り流れる時の中央ｋ空間画像を取得するためのものである。ピーク動脈増大の間のｋ空間の中心線の収集がＣＥ−ＭＲＡテストの成功の鍵である。ｋ空間の中心線がコントラストが到達する前に取得されたならば、厳密な画像人工産物が、画像内に診断情報を限定する。代替として、ピーク動脈コントラストが通過した後に取得される動脈画像が、静脈の増大によって、不鮮明になることもある。頚動脈あるいは腎臓部動脈のような多くの解剖学的な領域において、動脈と静脈の増大の間の分離は、６秒くらいの短時間で可能である。

動脈と静脈拡大の間の短時間の分離は、低い空間分解能または非常に短い繰り返し時間（ＴＲ）の取得シーケンスの使用を必要とする。短時間ＴＲ取得シーケンスは、長時間ＴＲが可能な試験と比較して、取得した画像の信号ノイズ比（ＳＮＲ）を制限する。第一パスＣＥ−ＭＲＡ方法により必要とされる迅速な取得は、空間的あるいは時間的な分解能について上限を強いられる。

上記のように、ＭＲＡデータの取得は、ｋ空間の中心領域が、コントラスト剤の固まりが関心のある動脈に到達するとき取得される時間に合わせられる。コントラスト剤の到達に時間を合わせる可能性は、いろいろ考えられるが、動脈と静脈の分離された増大を描画する、動的な研究におけるＭＲＡ画像フレームの列を取得するための適切な時間合わせは、困難であることが、多くの用途において示されている。このような画像フレームの時間的シリーズは、病気によって起こされた遅延脈管充填パターンを観察するために有効である。この要求は、３Ｄフーリエ取得を用いる時間分解画像のシリーズを取得することにより、部分的に取り組まれる。動的な研究がなされるとき、その研究の時間分解能が、ｋ空間データがそれぞれの画像フレームのために、いかに早く取得できるかによって、決定される。この時間分解能の目標は、規定間隔以下での動脈のサンプリングをしないで、所定の分解能の画像フレームを形成するために必要とされるすべてのｋ空間データを取得するため、しばしば妥協させられる。

潅流画像化は、組織の生存能力を評価するために用いられる。一つの例としての潅流画像化方法は、コントラスト剤を目標に投与し、その後、関心のある組織にコントラスト剤が潅流するとき、ＭＲ画像のシリーズが取得される。コントラスト増大化されたＭＲ画像から、血流や、血液量、平均移動時間のような、血流力学パラメータが計算される。

大脳血流（ＣＢＦ）の血流力学的重み付けされたＭＲ潅流画像が取得され、さらなる梗塞のリスクとなる生存可能な脳の実質組織の領域を輪郭で描くよう、拡散重み付けされた（ＤＷＩ）ＭＲ画像と組み合わせて用いられる。このＤＷＩ・ＭＲ画像は脳細胞が死滅した虚血性領域を示し、ＣＢＦ画像はリスクのある組織で示す減少した血流の領域を示す。虚血性の組織を囲む虚血性の半影の大きさは、評価処置オプションにおける発症の要素である。

常磁性のコントラスト媒体の第一回目のパスの後のＭＲ信号の輝度の変化を解析することによって、部分的な大脳血流力学を査定することができる。毛細血管網を通るとき、コントラスト剤の短い塊がバルク組織の横断磁化緩和時間Ｔ₂ ^*内の低減に導く部分磁場不均等性を形成する。この感受性効果は、コントラスト剤の一回目の通過の間にＭＲ信号がいかに変化したかを明確にする重み付けされた勾配エコー画像である急速なＴ₂ ^*のシリーズによって記録可能である。得られたＭＲ信号輝度対時間曲線は、コントラスト剤集中度―時間曲線に変換できる。標識希釈理論を用いて、二つの重要な血流力学のパラメータが、これらの曲線から決定できる：組織潅流として知られているＣＢＦおよび大脳血液量（ＣＢＶ）。しかし、動脈血液プール内のコントラスト剤の集中、いわゆる「動脈入力関数」（ＡＩＦ）は、ＣＢＶとＣＢＦ計測の絶対的数量化が到達されるべきならば、知られている必要がある。ＡＩＦ測定に使用される典型的な方法は、動脈を描画する、解剖学的情報をベースにして、操作者が手動で関心のある領域（ＲＯＩ）を選択する工程を必要とする。

与えられたＭＲＡ画像とＭＲ潅流画像の両方の臨床的有用性のいくつかは、両方の画像のタイプのための情報の取得を組み合わせようと試みることである。たとえば、それは、動的コントラスト改善（ＤＣＥ）ＭＲＩ潅流画像を、シリアル様式でＭＲＡ画像と結合させる。もちろん、上述のように、ＣＥ−ＭＲＡ画像化は、ピーク動脈コントラストの通過の時間を合わせ、動脈と静脈の増大の間の分離を維持する必要となる。シリアル潅流とＭＲＡ取得において、ＣＥ−ＭＲＡデータ取得の前に潅流画像化を実行することは、継続時間分解ＭＲＡ画像における予期せぬ静脈汚染を導く。その他方では、潅流画像化前に時間分解ＭＲＡを実行することが、継続潅流研究と混同する、なぜなら、ベースライン背景信号が改善されるから。

したがって、複数の完全２Ｄ潅流画像データの取得を含む３Ｄ−ＭＲＡデータ取得のセグメントの挿入が要求される。二つの分割パルスシーケンスのこのような組み合わせをもっと余裕を持たせるために、いくつかの位相コード化の線を集め、２Ｄ潅流データ取得のＴＲを短縮することが提案されている。しかし、そうすると、取得された潅流画像の分解能を低下することにより、全体のデータ取得時間を低くする。同様に、全体のデータ取得時間の期間を制御するため、潅流および／またはＭＲＡ画像の時間的分解能を犠牲にする試みは制限されており、例えば、少なくとも、コントラスト増大の速度とタイミングによる。どんな場合でも、臨床的な必要性が、得られる画像の空間的あるいは時間的分解能に相当の犠牲に余裕があるときでも、これらの挿入法は、取得時間を必然的に増加させ、画像取得中のコントラスト剤通過を調整し、理想より少ないコントラスト増大を許容するよう、相当な挑戦をもたらす。

したがって、取得時間を過度に延ばさず、あるいは、取得すべきデータのためコントラスト増大の好ましくない位相に時間を合わせる期間の間に取得すべき特定のデータを必要としないコード化様式でＭＲＩを用いる血管造影、潅流画像を取得するためのシステムと方法を有することが好ましい。

本願発明は、離れたところで、ｋ空間の投影再現サンプリングと同様な特徴を有する方法で、ｋ空間をサンプリングするデカルト取得でＭＲデータを取得することによる単一ＭＲＩ取得を用いる血管造影と潅流情報の両方を与えるシステムと方法を提供することによって、上述の欠点を解決する。このｋ空間サンプリング方法で取得されるデータから、複数の画像―フレームデータセットが組まれ、画像フレームの時間シリーズがそこから再現される。ひとつのＭＲＡ画像とひとつの潅流画像が、画像フレームの時間シリーズを用いて形成される。

本願発明によれば、本願発明は、ｋ空間の中央領域と、ｋ空間のその中央領域からｋ空間の外側境界に向かって外側に伸びる複数の半径方向延在ｋ空間セクタとにｋ空間を分割する。ｋ空間のサンプリングは、第一期間の間にｋ空間の中央領域内の区域をサンプリングし、第２期間の間に複数の半径方向延在ｋ空間セクタ内の区分をサンプリングすることにより実行される。第一期間と第２期間の間のｋ空間のサンプリングは、時間分解画像データを取得するために、複数回繰り返される。複数の画像フレームデータセットが、第２期間の間に取得されるデータと共に第１期間から取得されたデータを結合することにより形成される。画像の時間シリーズは、画像フレームデータセットから再現され、それから、ＭＲＡ画像と潅流画像が形成される。

本願発明のもう一つの限定によると、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムを有する患者の潅流画像を形成するための方法が、提供される。コントラスト剤が患者に施された後、ＭＲＩシステムが画像データを取得するために用いられる。第１の時間フレームの間のｋ空間の中心領域内の位置と、複数の追加時間フレームのそれぞれの間の半径方向の複数の異なるｋ空間セクターのセット内のｋ空間内の位置とをサンプリングするパルスシーケンスを実行することにより、画像データが取得される。これらの半径方向セクターは、ｋ空間の中心領域からｋ空間の外周境界に向かって外側に伸びている。このプロセスは、時間分解画像データを取得するために、複数回、繰り返される。複数の画像フレームデータセットは、ｋ空間の中央領域をサンプリングすることにより取得された時間分解画像データを半径方向ｋ空間セクターの種々の異なるセットをサンプリングすることにより取得された時間分解画像データと結合することにより形成される。これらの画像フレームデータセットから、画像フレームの時間シリーズが再現される。これらの画像は、患者のＭＲＩ画像と潅流画像を形成するために用いられる。

本願発明の上述および他の限定と、利点とは、以下の記述から理解される。この記述において、記号は、その部分を形成する関連の図面に記され、発明の好ましい実施例が説明図によって示される。このような実施例は、発明のすべての範囲を示すものではなく、参照は、発明の範囲を理解するため、クレームに対してなされている。

本願発明を用いたＭＲＩシステムのブロックダイアグラムである。 本願発明のいくつかの範囲を実行するときに用いられる典型的な３Ｄスポイル勾配、いわゆる、エコーパルスシーケンスの説明図である。 ｋ空間における典型的な矩形スパイラル中心視点オーダーサンプリングパターンの説明図である。 本願発明のある限定を実行するときに用いられる典型的なサンプリングパターンの説明図である。 本願発明のある限定を実行するときに用いられるもう一つの典型的なサンプリングパターンの説明図である。 同じデータ取得を用いる、患者の磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と潅流画像との両方を形成するための典型的な方法のステップを表すフローチャートである。 図６のフローチャートに表された典型的な方法によってデータを取得するための典型的なタイミング図の画像。 同じデータ取得を用いた患者の磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と定量的潅流画像の両方を形成するための典型的な方法のステップを表すフローチャートである。

図１を参照し、本願発明は、磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムに用いられる。このＭＲＩシステムは、ディスプレイ１１２とキーボード１１４とを備えるワークステーション１１０を有する。このワークステーション１１０は、市販の入手可能なオペレーションシステムが動作する市販の入手可能なプログラム可能な装置であるプロセッサ１１６を備える。このワークステーション１１０は、ＭＲＩシステムに入力されるスキャン規定を可能とするインターフェイスを操作者に提供する。ワークステーション１１０は、パルスシーケンスサーバー１１８、データ取得サーバー１２０、データ処理サーバー１２２、データ保存サーバー１２３の４つのサーバーに結合されている。ワークステーション１１０とそれぞれのサーバー１１８、１２０、１２２、１２３は、互いに通信できるように接続されている。

パルスシーケンスサーバー１１８は、勾配システム１２４と無線周波数（ＲＦ）システム１２６とを操作するため、ワークステーション１１０からダウンロードされた命令に応答して機能する。所定のスキャンを実行するのに必要な勾配波形が形成され、位置符号化ＭＲ信号のために使用される磁場勾配Ｇ_x，Ｇ_y，Ｇ_zを形成するため、組立体の勾配コイルを励磁させる勾配システム１２４に供給される。勾配コイル組立体１２８は、分極化磁石１３２と全体ＲＦコイル１３４を備える磁石組立体１３０の一部を形成する。

ＲＦ励磁波形は、所定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行するため、ＲＦシステム１２６によって、ＲＦコイル１３４に供給される。ＲＦコイル１３４あるいは分離された局所コイル（図示せず）により検出された応答ＭＲ信号は、ＲＦシステム１２６により受信され、パルスシーケンスサーバー１１８によって形成された命令に従って、増幅され、復調され、ろ過され、デジタル値化される。ＲＦシステム１２６は、ＭＲパルスシーケンスに使用される、多くの種類のＲＦパルスを形成するためのＲＦ送信機を有する。このＲＦ送信機は、所望の周波数、位相、パルス振幅の波形のＲＦパルスを形成するため、パルスシーケンスサーバー１１８からのスキャン規定および方向に応答する。形成されたＲＦパルスは、全体ＲＦコイル１３４またはひとつ以上の局所コイルあるいはコイル列（図示せず）に供給される。

ＲＦシステム１２６は、ひとつ以上のＲＦ受信チャンネルを備える。それぞれのＲＦ受信チャンネルは、それが接続されるコイルにより受信されたＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器と、受信されたＲＦ信号のＩとＱの直交成分を検出し、デジタル化するディテクタとを備える。受信されたＭＲ信号の大きさ（Ｍ）は、ＩとＱ成分の二乗の合計の平方根による任意のサンプル点で決定される。

M = (I² + Q²)^1/2

受信されたＭＲ信号の位相は、つぎのように決定される。

φ = tan^-1(Q/I)

パルスシーケンスサーバー１１８は、生理学取得コントローラ１３６からの患者のデータを選択的に受信する。コントローラ１３６は、電極からのＥＣＧ信号あるいはベローズからの呼吸信号のように、患者に接続された多くの異なる検出器からの信号を受信する。このような信号は、典型的には、対象の呼吸や脈拍を伴うスキャンを実行に同期あるいは取り込みをするため、パルスシーケンスサーバー１１８によって使用される。

パルスシーケンスサーバー１１８は、患者の状態に関連するさまざまなセンサーと磁石システムからの信号を受信するスキャン室インターフェイス回路１３８に接続される。患者位置システム１４０が、スキャンの間に患者を所望の位置に移動させる命令を受け取るのは、このスキャン室インターフェイス回路１３８を通してである。

ＲＦシステム１２６により形成されデジタル化されたＭＲ信号サンプルは、データ取得サーバー１２０により受信される。データ取得サーバー１２０は、リアルタイムのＭＲデータを受信するためワークステーション１１０からダウンロードされた命令に応じて動作し、データのオーバーランによりデータが失われないようバッファーストレージを備えている。いくつかのスキャン中に、データ取得サーバー１２０は、その取得されたＭＲデータをデータ処理サーバー１２２に伝達する。しかし、スキャンのさらなる実行を制御するために、取得されたＭＲデータから導かれた情報を必要とするスキャンにおいて、データ取得サーバー１２０は、このような情報を形成するためにプログラムされており、それをパルスシーケンスサーバー１１８に移送する。たとえば、前段スキャンの間、ＭＲデータは、取得され、パルスシーケンスサーバー１１８により実行されるパルスシーケンスを較正するために使用される。また、スキャンの間に、ナビゲータ信号が取得され、パラメータを操作し、ＲＦまたは勾配システムを調整するため、または、ｋ空間がサンプリングされる視点オーダーを制御するために使用される。さらに、データ取得サーバー１２０は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）スキャンにおいてコントラスト剤の到達を検出するために使用されるＭＲ信号を処理するために用いられる。これらすべての例において、データ取得サーバー１２０は、ＭＲデータを取得し、スキャンを制御するために使用される情報を生成するようにリアルタイムでそれを処理する。

データ処理サーバー１２２は、データ取得サーバー１２０からのＭＲデータを受信し、ワークステーション１１０からダウンロードされた命令によって、それを処理する。このような処理は、２次元または３次元の画像を形成するための生のｋ空間ＭＲデータのフーリエ変換；取得されたＭＲデータの後方投影画像の再現の実行；機能ＭＲ画像の計算；移動あるいは流れ画像の計算、などが含まれる。

データ処理サーバー１２２により再現された画像は、それが記憶されるワークステーション１１０に伝送される。リアルタイム画像は、データベースメモリーキャッシュ（表示せず）に記憶され、そこから画像が、担当の医師によって使用されるため、磁石組立体１３０の近くに配置された操作ディスプレー１１２またはディスプレー１４２に出力される。バッチモードの画像あるいは選択されたリアルタイム画像がディスク記憶装置１４４のホストデータベースに記憶される。このような画像が再現され、記憶装置に伝送されるとき、データ処理サーバー１２２はワークステーション１１０のデータ記憶サーバー１２３に通知する。ワークステーション１１０は、画像を保管し、フィルムを形成または、ネットワークを介し、他の施設へ画像を送るために、使用される。

つぎに図２を参照、本願発明を実施するのに用いられる、典型的な３Ｄスポイル勾配エコーパルスシーケンスが図示されている。このパルスシーケンスは、スラブ選択的勾配パルス２０２の存在に無線周波数（ＲＦ）励磁パルス２００によって、関心の領域（ＲＯＩ）の選択的励磁で始める。励磁パルス２００の周波数内容と、スラブ選択的勾配パルス２０２の振幅は、スキャンの目標であるＲＯＩ内の横断する磁化を形成するように選択される。このスラブ選択的勾配パルス２０２は、位相コード化と読出しの準備において、励磁スピンを再同調させるように実行される負勾配ローブ２０４と結合される。

位相コード化は、二つの長い軸、例えばｘ軸とｙ軸に沿って実行される。ｚ軸コード化は、Ｇ_z勾配軸に沿った位相コード化パルス２０６を与えることで達成され、ｙ軸コード化は、Ｇ_y勾配軸に沿った位相コード化パルス２０８を与えることで達成される。当業者によく知られているように、位相コード化パルス２０６、２０８の大きさは、スキャンの間の正負値の列を通る段差を有する。しかし、それぞれは、パルスシーケンスのそれぞれの繰り返しの間は一つの値に設定される。詳細は後述するが、これらの位相コード化パルス２０６、２０８が値のセットを通し段差を有する順序は、発明における特定の臨床的応用による。その分野で知られているように、位相コード化勾配パルスの大きさは、その継続期間、すなわち、その面積にわたる振幅の積分によって決定される。ほとんどのパルスシーケンスにおいて、一定に継続され、位相コード化パルスの大きさは、その振幅を変化することにより、その値を通し段差を有する。

横断磁化を位相コード化した後、ＭＲエコー信号２１０が読み出し勾配２１２の存在中に読み出される。この読出しは、通常の方法で勾配再焦点化エコー信号２１０を形成するために、負勾配ローブ２１４によって先行される。パルスシーケンスは、以下に示すパルスシーケンスの次の繰り返しのための磁化を準備するために、大きいスポイラ勾配パルス２１６と巻き戻し勾配パルス２１８の適用によって、終結される。当業者に知られているように、スポイラ勾配パルス２１６は、横断磁化の位相をはずし、巻き戻しパルス２１８が、次のパルスシーケンスの準備で与えられた軸に沿った横断磁化を再焦点化する。さらに、巻き戻しパルス２１８が大きさにおいて等しくなるが、位相コード化パルス２０８と極性において逆となる。その代替として、ＲＦスポイルは、横断磁化の位相を外すために用いられる。

３ＤＦＴスキャンでのデータの取得は、３次元ｋ空間のサンプリングと考えられる。次元ｋ_y、ｋ_zの二つは、パルスシーケンスのそれぞれの繰り返しの間にそれぞれ異なる位相コード化勾配２０８、２０６を与えることによりサンプリングされ、それぞれの取得されたエコー信号２１０は、ｋ_x方向の直線に沿って例えば２５６サンプリングされる。このパルスシーケンスは、すべての所望のｋ_y、ｋ_z値をサンプリングするのに必要なだけ多く繰り返される。例えば、ｋ_yが１２８の異なる値と仮定すると、ｋ_zは、６４の値であろう。この場合、パルスシーケンスの繰返数は、１２８×６４あるいは８１９２である。

中心視点オーダーは、ほとんどの目標として、信号パワーの固まりが、ｋ空間の原点近くで取得されたサンプルに含まれるという考え方をベースにしている。このように、再現された画像の形に最も大きく寄与しているのが、このサンプリングである。これは、スキャンの間に取得されたＮＭＲ信号が、実数（ｘ、ｙ、ｚ）での画像あるいは画像空間のための輝度値を形成するため、ｋ_x、ｋ_y、ｋ_z方向に沿ったフーリエ変換される事実から結果として得られる。例によると、中心視点オーダーを用いるｋ_y−ｋ_z面のサンプリングについて、以下に説明する。ただ、これは、単なる例示にすぎない。ｋ空間原点（ｋ_y＝０、ｋ_z＝０）近傍で取得されたサンプルが再現画像の信号パワーと不釣合いな負担に寄与することが、この変形の性質である。したがって、できるだけ短時間で、スキャンの開始にできるだけ近くで、ほとんどの信号パワーを含む点（ｋ_y、ｋ_z）をサンプリングすることが、中央視点オーダーの基本的な考え方である。これは、ｋ_y−ｋ_z面がサンプリングされるｋ空間の軌道を変更することによって成される。例えば、図３に示される一つのような矩形スパイラルの軌道が使用される。このような軌道で、ｋ_y−ｋ_z平面の原点あるいはその近傍でスキャンが開始され、スパイラルに外側に向かって順次作業が成される。Ｇ_y，Ｇ_z位相コード化勾配２０８、２０６の値がそれぞれこのような矩形スパイラル軌道を完成するよう段差を成す方法は、引例として米国特許ＵＳ５，１２２，７４７に記載されている。

本願発明の考え方によれば、中心視点オーダー構成以外の、いわゆる、楕円中心（ＥＣ）視点オーダー、引例として米国特許ＵＳ５，９１２，５５７に記載されている、そのようなひとつが、使用できる。これは、ｋ空間の原点から離れたサンプル点を基にした視点オーダーである。この例によると、ｙ軸に沿った視野は定量化ＦＯＶであり、ｚ軸に沿った視野は、このいつくかの部分ＦＯＶ／Ｎであると仮定している。位相コード化工程においてサンプリングされるｋ_yの値は、次のとおりである。

ここで、ｍ＋１は、所望のｋ_y位相コードの総数である。これは、ｋ_y原点が正味サンプリングされ、サンプリングされたゼロでない最小値のｋ_y空間周波数が１／（２ＦＯＶ）であると仮定している。同様にサンプリングされたｋ_z値は、以下による。

ここで、ｎ＋２はｋ_z位相コードの総数である。サンプリングされたすべての位相コードは、指数（ｉ，ｊ）により規定することができる。ここで、以下の関係による。

―ｍ≦ｉ≦ｍ，−ｎ≦ｊ≦ｎ

指数ｉ，ｊの値は、ゼロでない整数と仮定する。ｋ空間原点からサンプル点までの距離は、指数（ｉ，ｊ）により規定され、以下の式に等しい。

この距離が、ｋ空間サンプル点（ｉ，ｊ）のために決定されると、第１にランクされた最小の距離を有する点について、それぞれの距離を基にランク付けされる。この方法で、所望の位相コード化あるいは視点のオーダーリストが決定され、画像データが取得されるスキャンの間に使用されるため記憶される。

図４を参照し、本願発明は、ｋ_y−ｋ_z空間の中央領域４００をサンプリングするために、楕円中心視点オーダーを使用する前述のｋ空間サンプリングパターンを用いる。所望の画像の前述の視野と分解能は、全ｋ空間サンプリングのため、ｋ_y−ｋ_z空間が矩形４５０により結ばれ、円４５２により示されたサンプリングポイントのグリッドでサンプリングされると求めている。しかし、ｋ空間は単に部分的にサンプリングされるにすぎない。実質的に完全サンプリングは、中央領域４００についてだけ成され、中央領域４００から半径方向外側に向かって延びる暗色の半径セクタ４０２、４０４、４０６、４０８のセットにより示されたように、ｋ_y−ｋ_z空間の周囲の円弧部についてだけ、部分サンプリングが成される。特に、半径セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）の４つの異なるセットは、ｋ_y−ｋ_zの周囲領域をサンプリングするのに使用される。以下に述べるように、半径セクタの異なるセットを用いて取得された画像データは、患者の画像を再現するために結合することができる。サンプリングされたｋ_y−ｋ_z空間の周囲は、寸法がｋ_y,max、ｋ_z,maxにより規定される楕円によって限定される。中央領域４００は、ｋ空間の１０−２０パーセントを占め、サンプリングされた半径セクタ（４０２、４０４、４０６，４０８）は、ｋ_y−ｋ_z空間の円弧領域の周囲の外周部４５４内のｋ空間の５０パーセントをサンプリングする。外周部４５４を超えるｋ空間のサンプリングはない。

サンプリングされた半径方向セクタ４０２、４０４、４０６、４０８は、ｋ空間の対応するサンプリングされていないセクタの対である。例えば、正のｋｙ位置と負のｋｚ位置をサンプリングした半径方向セクタは、サンプリングされていない原点について半径方向セクタの対称的な反射である、対応する対セクタである。サンプリングされた半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）は、非対称である。中央領域４００と半径方向セクタ（４０２，４０４，４０６，４０８）がサンプリングされた位置とオーダーは、ｋ空間サンプリングテーブルに記録される。特定のサンプリングオーダーが特定の臨床用の用途に適しており、他のサンプリング方法が他の臨床的な応用に適し、サンプリングテーブルに記録されることは、当業者に明確である。例えば、半径方向セクタ４０２、４０４、４０６、４０８は、図４に示されている４以外の異なる番号のグループに設けることができる。このサンプリング方法のこのような変更は、画像品質とフレーム率とのトレードオフになる。例えば、図４に図示されているように、半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）が、８のセクタの４つのグループの代わりに、４つのセクタの８つのグループに分解されるならば、セクタグループ毎における取得時間は減少し、連続した画像フレーム間の時間は小さくなる。しかし、この方法を使用するときは、８つのグループを取得するのに必要とされる時間は、４つのグループが取得されるときよりも長くなる。さらに、データ取得方法により人工物を不十分なサンプリングをする可能性が大きくなる。この検討の結果、サンプリング方法の変更は、フレーム率と画像品質との間でのトレードオフとなるよう作用する。

図４に示されたサンプリングパターンは、位相コード化軸のそれぞれに沿った、Ｒ＝２を有する、加速された取得の典型である。すなわち、サンプリングパターンは、図５に示された交互のサンプリングパターンにおけるサンプリング間隔のように、ナイキスト基準を満足するサンプリンググリッドと比較した、サンプリング間隔の二倍の増分Δｋ_yとΔｋ_zを含む。しかし、サンプリング密度は、サンプル点４５２のパターンの全部にわたって増加される。

変更は、不十分サンプリング技術が適用されて、経験からのＳＮＲロスのいくつかを相殺することが必要とされるか、あるいは、より高い空間分解能が必要とされるならば、さらなるサンプル点を受け入れることができる。追加のサンプル点は、完全サンプリング中央領域４００を拡大するために使用することができる、あるいは、いつくかのセクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）を広げ、追加の高い空間周波数情報を提供するために分配される、あるいは、ｋ空間サンプリングパターンの外側境界４５４を広げるために用いられる。ひとつの実施例において、サンプル点の５８パーセントがスキャンの間に取得されている。

３Ｄ時間分解技術は、図４、５に示されるサンプリングパターンに用いられる。特に図４を参照し、図示された点の直線のグリッドのそれぞれの点４５２は、取得された画像データに使用されるパルスシーケンスの可能な繰り返しを表している。このような点がサンプリングされるとき、ｋ_y−ｋ_z面に垂直に、周波数コード化方向に沿った全エコーを持って成される。中央領域４００のそれぞれの点４５２は、取得時にサンプリングされる。この中心領域４００の外側は、ｋ_y−ｋ_z原点について非対称に置かれた半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）で構成された円環である。これらの半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）内に置かれた基礎となるグリッド点４５２がサンプリングされ、円環領域内にあり半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）の間に置かれたこれらの点４５２は、サンプリングされない。特定の臨床的応用が必要ならば、これらのサンプリングされなかった点での信号値は、ホモダイン処理方法を用いて、サンプリングされた点から推定することができる。

上記のサンプリングパターンで時間分解画像データを取得するため、サンプリングの全部あるいはほぼ全部が、繰り返して行われる。しかし、中央領域４００は、周囲の、円環領域内の半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）よりもっと頻繁にサンプリングされる。中央領域４００と周囲領域の間の異なるサンプリングレートは、半径方向セクタ（４０２、４０４、４０６、４０８）を例えば４つの異なるセットにグループ分けすることにより達成される。フレームレート、あるいは、画像再現が実行されるレートは、中央領域４００のサンプリングレートと合うように選択される。

図６を参照し、同じパルスシーケンスで取得されたデータから磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）と潅流画像を形成する典型的な方法の工程を記述するフローチャートが、図示されている。第１に、ステップ６００に示されるように、コントラスト剤が、患者に処置される。典型的なコントラスト剤は、Ｇｄ−ＤＰＴＡのようなコントラスト剤をベースにしたガドリニウムを含む。次に、ステップ６０２に示されるように、画像データが、図２に示されたパルスシーケンスを実行するよう、ＭＲＩシステムを指揮することにより、取得される。時間解決画像データは、図４に示されたサンプリングパターンに従って、画像データの取得のための適切なデータ取得タイミング構成を用いて取得される。典型的なタイミング構成は、図７に示される。

図４と図７を参照し、楕円中心オーダーを用いる中心領域４００内に配列されたサンプル点４５２でｋ空間のサンプリングをすることにより、このタイミング構成が開始される。中央領域４００が全部サンプリングされた後、再度、楕円中心画面オーダーを用いて、最も明るく陰影をつけられた半径方向セクタ４０２内に配置されたサンプル点４５２に、データ取得が直ちに継続される。それぞれのセット内の半径方向セクタは、ｙ−ｚ面内で最小の方向依存性を点拡大機能に加えるために、方位について２πラジアンの間隔となるよう選択される。最も明るく陰影をつけられた半径方向セクタ４０２内のすべてのサンプル点４５２がサンプリングされると、この工程のスタートが完了し、中央領域４００内のすべてのサンプル点４５２が再度サンプリングされる。中央領域４００の第２のサンプリングが完了したら、半径方向セクタの異なるセットがサンプリングされる。例えば、第２に明るい半径方向セクタ４０４内に配置されたそれぞれのサンプル点４５２が、楕円中心視点オーダーに従ってサンプリングされる。この工程は、２番目に暗い半径方向セクタ４０６のセットに続き、最も暗い半径方向セクタ４０８のセットについても同様であり、それぞれで、入力データ取得サイクルが繰り返される。

再度、図６を参照し、画像データが取得された後、ステップ６０４に示されるように、個々の画像フレームデータセットが形成される。所望のｋ空間サンプル点のすべてをサンプリングするためには、半径方向セクタの４つのセットすべてのサンプリングと、中心領域の少なくとも一つのサンプリングを含むことが必要である。図示の例において、中央領域４００が半径方向セクタのどのセットよりも頻繁に４回は測定されるので、使用する中央領域のサンプリングの選択となる。図７に示されるように、半径方向セクタの一つのグループにつながる中央領域４００の使用は、高い空間分解能と低い人工物との間のいいトレードオフとなることに注目できる。代替として、ほかの構成を用いることができるが、その結果、画像品質の低下をもたらすこともある。例えば、サンプリングの非常に端のところで中央領域４００の使用は、前に進んでいるコントラスト剤の塊の先端に横方向の制限された空間分解能の原因となる。それは、サンプリングの初期おける中央領域４００の使用は、コントラスト剤の塊の前の人工物となる。中央領域４００の複数のサンプリングは平均化される他の代替は、結果として得られる画像シリーズにおける一時的応答を不明確にする。

分割画像フレームデータセットを形成するため取得された画像データの典型的な組み合わせが図７に示されている。それは、典型的な第１と第２の画像フレームセットを形成するために使用される４つの半径方向セクタと１つの中央領域サンプリングが、図示されている。画像フレームは、ステップ６０６に示されるように、これらの形成された画像フレームデータセットから再現される。画像データは、デカルトサンプル点でｋ空間をサンプリングすることにより取得され、フーリエ変換のような典型的な方法で、再現される。しかし、他の再現方法も、同様に用いることができる。例えば、ｋ空間がデカルトサンプル点空間の増大によって、不十分なサンプリングがなされ、あるいは、受信コイル列を用いデータ取得が実行されるなら、ＳＥＮＳＥのような並行再現方法が用いられる。ステップ６０６で形成される画像フレームの時間分解列は、ステップ６０８に示されるように、ＭＲ血管造影図を形成する通常の方法で処理される。

画像フレームの再現時間シリーズは、ステップ６１０に示されるように、潅流パラメータのマップを形成するために用いられる。例えば、相対大脳血液量（ｒＣＢＶ）が形成される。

以下に示すように、本願発明によるＤＣＥ潅流方法は、有効な測定血管透過率で、脈管内の空間から隙間の空間にガドリニウムのコントラスト材料の漏れを見積もるため、Ｔ₁重み付けされたＭＲ取得を使用することができる。この隙間の空間にコントラスト剤を蓄積させることは、集中に関するＴ₁緩和時間の減少をもたらす。Ｔ₁重み付けＤＣＥ潅流画像の使用は、血液脳関門（ＢＢＢ）の破損とＴ₂ ^*重み付けＤＳＣ潅流方法を悩ます透過率の問題を低減する。ＤＣＥ方法を用いると、腫瘍の強調あるいはその透過率が、ｒＣＢＶを計算するために使用でき、透過率の効果は、修正の必要がない。

以下に述べるように、本願発明は、毛細血管の透過率、内皮透過率表面積の積（ＰＳ）、細胞外空間体積Ｖ_eと関連する体積移動係数（Ｋ_trans）を含む安定状態パラメータと同様の大脳血液量（ＣＢＶ）、平均通過時間（ＭＴＴ）や大脳血流（ＣＢＦ）のような第１の通過運動パラメータと、血液脳関門率係数Ｋ_ep，ここでＫ_ep＝Ｋ_trans／Ｖ_e、を含む生理学パラメータを決定してもよい。

図８を参照し、同じパルスシーケンスで取得されたデータから磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）と量的な潅流画像を形成する典型的な方法の工程を表すフローチャートが示されている。量的な潅流見積もりにおける第１のステップは、コントラストを強調する前の関心のある体積からＴ１マップを得ることである。これは、ステップ８００に示されているように、較正スキャンによって成される。画素―画素ベースでベースラインＴ１の値を測定することは、正確で広いレンジのＴ１の値、典型的には１００ミリセカンド（ｍｓ）くらいから２０００ｍｓあたりまで、を超える十分なＳＮＲのデータを取得することにより、実行される。

ステップ８０２に示されているように、較正データが取得された後、コントラスト剤が患者に処置される。その後、ステップ８０４に示されているように、ステップ６０２に関して上に記載されているように、データ取得が実行される。次に、取得されたデータから、ステップ８０６に示されているように、画像フレームデータセットが形成される。ステップ８０８に示されているように、画像フレームは、この画像フレームデータセットから再現される。詳細を上述したように、これらの画像フレームは、ステップ８１０に示されているように、患者のＭＲ血管造影を形成するために使用される。

コントラスト強調前、あるいは、較正画像は、ステップ８１２に示されているように、取得された較正データから再現される。この画像再現は、通常の感覚で実行されるが、使用される特定の再現方法は、較正データが取得される方法に依存する。例えば、もし較正データが投影再現タイプのサンプリングパターンを用いて取得されるならば、画像再現方法を基にした投影再現が用いられる。同様に、もし、デカルトサンプリング方法が使用されるならば、旧来のフーリエ変換ベースの再現が用いられる。

再現較正画像が、ステップ８１４に示されているように、Ｍ₀とＲ１₀のような緩和パラメータを見積もるために、信号モデルに適合される。反転リカバリーパルスシーケンスに、異なる反転時間を用いるような、Ｔ１見積もりの実行には、多くの方法がある。代替の方法として、異なるＲＦフリップ角で取得されたデータを用いる方法がある。フリッピ角を変化させて、少なくとも２と、１０またはそれ以上の勾配エコー画像が、使用できる。さまざまな適合するアルゴリズムが取得されたデータに適用可能だが、最終的には、測定された信号は、次の関係を基に、Ｍ₀とＴ１₀あるいはＲ１₀＝１／Ｔ１₀を見積もるために用いられる。

ここで、ｓ（α）はフリップ角αを用いることにより得られた勾配エコー画像における画素位置での画像輝度であり、Ｍ₀は長手方向の磁化であり、ＴＲはパルスシーケンスの繰り返し時間間隔であり、Ｒ１₀はコントラスト強調前あるいはベースライン、長手方向緩和率である。

ひとつの方法は、ガウスーニュートンアルゴリズム（ＧＮＡ）と勾配降下法との間を補間するレーベンバーグ・ マルカートアルゴリズム（ＬＭＡ）がある。このＬＭＡはＧＮＡよりも強固であり、その意味は、最終の最小から非常に離れて開始しても、多くの場合に、解を見出せることである。他方、きちっとした機能と、合理的な開始パラメータのため、ＬＭＡ方法は、ＧＮＡよりもすこし遅い傾向にある。もう一つの方法は、ｓ（α）／ｓｉｎ（α）をｓ（α）／ｔａｎ（α）に当てはめることによって式４を線形に投影することである。

コントラスト剤の集中度［ＣＡ］（ｔ）は、ステップ８１６に示されているように、次のように計算される。コントラスト剤が患者の関心のある組織を通過すると、式５に従って関心のある組織内の長手方向の緩和率が変化する。

ここで、ｒ１は、コントラスト剤集中における単位変化に対する長手方向の緩和率の変化を規定する緩和係数である。ｒ１の典型的な値は、１．５テスラのオーダーの磁界の強さでコントラスト剤の４毎秒・毎ミリモル（ｓ^-1ｍＭ^-1）を含む。長手方向緩和率は、式６によりモデル化できる。

ここで、ｓ（ｔ）は、時間フレームｔに対応する画像フレームの画素位置での画像輝度で、ｓ₀は、再現されたコントラスト前の画像における対応する画素位置での画像輝度である。従って、次の式となる。

これは、より簡潔に次のように表すことができる。

次に、ステップ８１８に示されているように、潅流パラメータが計算される。典型的な潅流パラメータは、大脳血液量（ＣＢＶ）、平均通過時間（ＭＴＴ）のような第一の通過運動パラメータと大脳血流（ＣＢＦ）、および、毛細血管の透過率と関係する体積移動係数を含む安定状態パラメータＫ_transと同様に、
内皮の透過率表面積の積（ＰＳ）、細胞外空間体積Ｖ_eと血液脳関門係数Ｋ_epが含まれる。ここで、Ｋ_ep＝Ｋ_trans／Ｖ_e。

脈管外細胞外空間（ＥＥＳ）内の細胞外コントラスト媒体の蓄積と除去の比率は、次の一般比率式によって表される。

ここで、Ｖ_eは組織の単位体積当たりの細胞外空間体積であり、Ｃ_p（ｔ）は血液血漿体積Ｖ_p中のコントラスト剤の集中度、Ｋ_transはＶ_pとＶ_eの間の体積移動係数である。この集中度は、脳の定量ＭＲＩ：病気により起こされた変化の測定にToftsとKermodeにより記載されており、これはJohn Wiley and Sons出版、ウエストサセックス、イギリス、２００３年出版で、そこには、次の式による、組織集中が指数関数カーネルを有する入力関数の畳み込み積分が示されている。

第１通過塊力学は、第一通過時間集中曲線Ｃ（ｔ）をもたらす画素―画素ベースのガンマ変量関数に適合する。これは、ガンマ変量の線形最小自乗法あるいはモンテカルロの基の非線形最小自乗法を用いて、成される。線形最小自乗法近似は、少なくとも半分の正確さで、速く簡単な方法である。代替のモンテカルロによる非線形最小自乗法は、遅くてしっかりしており、最適に適合するよう収束することが理論的に保障されている。

大脳血液量（ＣＢＶ）は、次式の曲線による面積の合計の比率から決定される。

平均通過時間（ＭＴＴ）は、第１通過データに適合するガンマ変量から決定できる。中央体積理論により、大脳血流（ＣＢＦ）は、ＣＢＦ＝ＣＢＶ／ＭＴＴにより与えられる。

従って、上記の点について、より効率的で、ＭＲＡと潅流のために別々にデータを取得するよりも少ない時間で足りる、おなじ取得でＭＲＡと潅流画像データの両方が取得する方法は、時間分解ＭＲＡのためにタイミングを必要とせず、コントラスト材料効果により潜在的に混乱する人工物を軽減することにより、改善された血管造影と潅流画像を提供し、コントラスト剤の単一の塊だけ使用し、それにより患者へのコントラスト剤を低減できる方法が提供される。

投影再現のサンプリング、あるいはＣＡＰＲ、ＭＲＡによるデカルト的取得としての方法は、ＭＲＡのため初めに開発された時間分解ＭＲＡ技術である。ＣＡＰＲ取得は、関心のある組織の４Ｄ ＣＡＰＲ血管造影と潅流パラメータの見積りができるデータとの同時取得のために適応されている。さらに、ＳＥＮＳＥ（感度コード化）加速ＣＡＰＲベース技術が、必要とされる基準のために潅流画像に利点がある。ＣＡＰＲ潅流は、高い時間的空間的分解能、体積範囲、Ｔ１重み付け、十分なＳＮＲを有している。潅流パラメータは、比較基準について判定され、あるいは、潅流パラメータの量的見積もりのための測定されたＴ１マップと結合される。

ＣＡＰＲパルスシーケンスを用いた時間分解ＭＲＡと潅流の同時取得により、互いに関連する研究の順序は、もはや問題ではなく、最適な時間分解ＭＲＡと潅流データを得ることができる。ひとつのシーケンスでＭＲＡの実行と潅流画像化のため、使用される全体のガドリニウムを低減される。ガドリニウムの毒性は、一般的に、腎臓不全がない場合には存在しないが、それでも、患者へ処置するガドリニウム全体の量を低減することは、常識的で、好ましい。

上述のＣＡＰＲ、ＭＲＡ、ＤＣＥ、潅流スキャンは、取得に約９５秒必要で、動脈、静脈の梗塞症の診断のために、動脈と静脈の血管造影情報が提供される。塊のタイミングは要求されない。技術は、堅実で、コントラスト注入システムのいまなる故障も防止でき、それは、血管内に注入されたコントラスト剤の塊が通過することがないので、まったく似ていない。ローカライザ、矢状方向と軸方向の形態学的な画像化、拡散重み付け画像化、時間分解ＣＡＰＲ ＭＲＡ ＤＣＥ潅流を含む所定のストローク画像化プロトコルが、１０分以下で可能となる。血管造影と潅流情報が、治療介入（すなわち血栓崩壊）を指示したり、療法の効果を効果的にフォローするために、非常に好ましいことを示す。

本発明は、ひとつ又はそれ以上の実施例について記載されている。説明に記載された以外に、多くの同等なもの、代替のもの、変形されたもの、変更されたものが、発明の範囲内で、可能である。

Claims (20)

1. 磁気共鳴システム（ＭＲＩ）を用い患者の磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と潅流画像を形成する方法において、
   前記ＭＲＩシステムが
   ｉ）ｋ空間を、中央領域と、前記中央領域から外側に向かって延在する複数の半径方向セクタとに分割するｋ空間サンプリングパターンを決定し、
   ｉｉ）第１期間中にｋ空間の中央領域内のｋ空間位置をサンプリングし、第２期間中に複数の半径方向セクタ内のｋ空間位置をサンプリングし、
   ｉｉｉ）時間分解画像データを取得するためにステップｉｉ）を複数回繰り返す工程を実行し、
   前記方法が
   ａ）前記ＭＲＩシステムに配置された患者からのｋ空間画像データを取得し、
   ｂ）前記第１期間で取得されたデータを前記第２期間で取得されたデータと結合することにより複数の画像フレームデータセットを形成し、
   ｃ）前記画像フレームデータセットから画像の時間シリーズを再現し、
   ｄ）患者のＭＲＡ画像と潅流画像を形成する
   工程を有し、
   前記ｉｉｉ）が、一貫性のあるパターンに従って前記ｋ空間の前記中央領域を再サンプリングするデータ取得タイミング構成を用いて前記ｋ空間サンプリングパターンを実行することを含んでいる
   ことを特徴とする方法。
2. 前記半径方向セクタが、前記中央領域について対称であることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 前記ステップｉｉｉ）が、それぞれの前記ステップｉｉ）の繰り返しの間に、前記中央領域およびそれぞれの前記半径方向セクタ内のｋ空間位置をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
4. 前記ステップｉｉｉ）が、前記半径方向セクタよりも、頻繁に、前記中央領域のｋ空間位置をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 前記ステップｉｉ）が、楕円中央サンプリングオーダーを使用するｋ空間の中央領域のｋ空間位置をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
6. 前記ステップｉｉｉ）が、楕円中心サンプリングオーダーを有するｋ空間の半径方向セクタのｋ空間位置をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
7. 前記ステップｉｉｉ）が、前記半径方向セクタの２回目の所定のサブセットでｋ空間位置をサンプリングする前に、前記半径方向セクタの１回目の所定のサブセットで、ｋ空間全体をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
8. 前記半径方向セクタの前記１回目のサブセットと前記半径方向セクタの前記２回目のサブセットとが、ｋ空間の中央領域に対する半径方向に交互になされることを特徴とする請求項７記載の方法。
9. 前記ステップｉｉｉ）が、半径方向セクタの３回目の所定のサブセットでｋ空間位置のサンプリングをする前に、前記半径方向セクタの前記２回目の所定のサブセットでｋ空間全体をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項７記載の方法。
10. 前記ステップｉ）が、２πラジアンの角度間隔を有するように前記半径方向セクタを規定する工程を含むことを特徴とする請求項１記載の方法。
11. 前記ステップｄ）が、量的潅流情報が、Ｔ１マップ、脈管内集中剤の集中、動的コントラスト強調潅流パラメータ、および、一回目通過潅流パラメータの少なくとも１つを備えるよう規定する工程を特徴とする請求項１記載の方法。
12. 磁気共鳴システム（ＭＲＩ）を用いコントラスト剤を処置された患者の磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と潅流画像を形成する方法において、
    前記ＭＲＩシステムが
    ｉ）時間フレームの間に、ｋ空間の中央領域内のｋ空間点をサンプリングし、
    ｉｉ）複数の追加の時間フレームのそれぞれの間で、ｋ空間の中央領域から外周境界に外側に向かって延在する半径方向セクタの複数の異なるセット内で、ｋ空間位置をサンプリングし、
    ｉｉｉ）時間分解画像データを取得するためにステップｉ）とｉｉ）を複数回繰り返す
    パルスシーケンスを実行し、
    前記方法が、
    ａ）前記ＭＲＩシステムを働かせることにより、画像データを取得し、
    ｂ）ｋ空間の中央領域をサンプリングすることにより取得された時間分解画像を、半径方向セクタの異なるセットのそれぞれの一つをサンプリングすることにより取得される時間分解画像データと結合することにより複数の画像フレームデータセットを形成し、
    ｃ）形成された複数の前記画像フレームデータセットから画像フレームの時間シリーズを再現し、
    ｄ）再現された前記画像フレームの時間シリーズから、ＭＲＡ画像と潅流画像を形成する
    工程を有することを特徴とする方法。
13. 前記ステップｉｉｉ）が、前記半径方向セクタよりも、頻繁に、前記中央領域のｋ空間位置をサンプリングする工程を含むことを特徴とする請求項１２記載の方法。
14. 前記ステップｄ）が、量的潅流情報が、Ｔ１マップ、脈管内集中剤の集中、動的コントラスト強調潅流パラメータ、および、一回目通過潅流パラメータの少なくとも１つを備えるよう規定する工程を含むことを特徴とする請求項１２記載の方法。
15. 大脳血液量（ＣＢＶ）、平均通過時間（ＭＴＴ）、大脳血流（ＣＢＦ）、体積移動係数、細胞外空間体積、画像フレームの再現された時間シリーズを使用する血液脳関門率係数の少なくとも一つを決定する工程を含むことを特徴とする請求項１４記載の方法。
16. 磁気共鳴システム（ＭＲＩ）を用い患者の磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）画像と潅流画像を形成する方法において、
    ａ）ｋ空間の中央領域内のｋ空間点と、ｋ空間の前記中央領域から外周境界へ外向きに延在する半径方向セクタの複数の異なるセットのｋ空間点と、をサンプリングするパルスシーケンスを実行する前記ＭＲＩシステムを働かせることにより、コントラスト前の画像データを取得し、
    ｂ）患者へのコントラスト剤処置を実行し、コントラスト強調された画像データを取得するようステップａ）を複数回繰り返し、
    ｃ）ｋ空間の前記中央領域をサンプリングすることにより取得されるコントラスト強調画像データを、半径方向セクタの異なるセットをサンプリングすることにより取得されるコントラスト強調画像データとを結合して、複数の画像フレームデータセットを形成し、
    ｄ）複数の画像フレームデータセットから画像フレームの時間シリーズを再現し、
    ｅ）コントラスト前の画像データから複数のコントラスト前の画像を再現し、
    ｆ）再現されたコントラスト前の画像を用いて、コントラスト剤の集中を決定し、
    ｇ）画像フレームの再現された時間シリーズからＭＲＡ画像と、コントラスト剤の決定された集中と画像フレームの再現された時間シリーズを用いて量的な潅流画像とを形成する
    工程を有することを特徴とする方法。
17. 前記半径方向セクタが、ｋ空間の前記中央領域について対称であることを特徴とする請求項１６記載の方法。
18. 前記量的潅流画像が、コントラスト前の画像と複数の画像フレームデータセットを用いて、緩和パラメータを見積もることにより形成されることを特徴とする請求項１６記載の方法。
19. 前記緩和パラメータが、潅流パラメータ大脳血液量（ＣＢＶ）、平均通過時間（ＭＴＴ）、大脳血流（ＣＢＦ）、体積移動係数、細胞外空間体積、複数の前記画像フレームデータセットを用いる血液脳関門率係数を含むことを特徴とする請求項１６記載の方法。
20. 前記ステップａ）が、楕円中心サンプリングオーダーを用いてｋ空間位置のサンプリング工程を含むことを特徴とする請求項１６記載の方法。

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