(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象の検査のための磁気共鳴検査システムであって、
検査されるべき対象を入れるように構成される検査空間においてＲＦ送信場を生成するＲＦシステムと、
前記検査空間において一時的傾斜磁場を生成する傾斜磁場システムと、
磁気共鳴信号を生成するＲＦパルスと傾斜磁場パルスとを生成するように前記ＲＦシステムと前記傾斜磁場システムを制御するシーケンスコントローラを含む制御モジュールとを有し、
前記シーケンスコントローラが前記対象から定常状態ＦＦＥグラジエントエコー信号を生成するために前記検査空間における前記対象に定常状態ＦＦＥグラジエントエコー取得シーケンスを適用すると共に、前記対象からＴ１‐ＦＦＥエコー信号を生成するために前記検査空間における前記対象にＴ１‐ＦＦＥエコー取得シーケンスを適用し、
前記制御モジュールが、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号における差を検出し、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号における前記差から機器が前記対象内に存在するかどうかを決定するための解析ユニットをさらに含む、
磁気共鳴検査システム。
【請求項２】
前記ＦＦＥ取得シーケンス及び前記Ｔ１‐ＦＦＥ取得シーケンスが１０°未満のフリップ角で磁気共鳴スキャンにおいて適用される、請求項１に記載の磁気共鳴検査システム。
【請求項３】
分析ユニットが、
前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号から前記ＦＦＥグラジエントエコー信号の２倍、
プリセットフリップ角において生成される前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号及び前記プリセットフリップ角の２倍において生成される前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号、又は、
エルンスト角に等しいフリップ角において取得される前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥ信号
の１つを減算する、請求項１に記載の磁気共鳴検査システム。
【請求項４】
対象を検査する方法であって、
前記対象から定常状態ＦＦＥグラジエントエコー信号を生成するために検査空間における前記対象に定常状態ＦＦＥグラジエントエコー取得シーケンスを適用するステップと、
前記対象から前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号を生成するために前記検査空間における前記対象にＴ１‐ＦＦＥエコー取得シーケンスを適用するステップと、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号における差を検出するステップと、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号における前記差から機器が前記対象内に存在するかどうかを検出するステップと
を含む、方法。
【請求項５】
コントローラによる実行のための機械実行可能な命令を含むコンピュータプログラムであって、前記機械実行可能な命令は、
前記対象から定常状態ＦＦＥグラジエントエコー信号を生成するために検査空間における対象に定常状態ＦＦＥグラジエントエコー取得シーケンスを適用するステップと、
前記対象からＴ１‐ＦＦＥエコー信号を生成するために前記検査空間における前記対象にＴ１‐ＦＦＥエコー取得シーケンスを適用するステップと、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥエコー信号における差を検出するステップと、
前記ＦＦＥグラジエントエコー信号及び前記Ｔ１‐ＦＦＥ信号における前記差から機器が前記対象内に存在するかどうかを検出するステップと
のための命令を有する、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は検査対象の中の埋め込み機器を識別する機能を含む磁気共鳴検査システムに関する。ペースメーカ若しくは神経刺激装置などの埋め込み医療機器の形などのインプラントは、磁気共鳴検査システムにおいて危険な状態を引き起こし得ることが一般に知られている。かかる磁気共鳴検査システムはＩＳＭＲＭ  ２００９  ａｂｓｔｒａｃｔ  ３０６'Ｄｅｔｅｃｔｉｎｇ  ｕｎｓａｆｅ  ｄｅｖｉｃｅ  ｃｏｕｐｌｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｒｅｖｅｒｓｅｄ  ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ'から知られる。
【背景技術】
【０００２】
既知の磁気共鳴検査システムは、右旋円偏波ＲＦ場が送信に使用され左旋円偏波ＲＦ場が受信に使用される、いわゆる逆偏波を利用する３２リングバードケージコイルを有する。バードケージコイルの視野内に結合ワイヤが存在するとき、ワイヤはワイヤを通る電流に比例する二次直線偏波場を生成する。この誘導直線偏波場の前方偏波成分はその結合に比例する局所磁気共鳴信号を生じる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
本発明の目的は磁気共鳴検査システムのわずかな修正のみが要求されるような機器の安全な検出を伴う磁気共鳴検査システムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
この目的は本発明によれば、ＲＦ送信場を生成するＲＦシステムと、
一時的傾斜磁場を生成する傾斜磁場システムと、
磁気共鳴信号を生成するＲＦパルスと傾斜磁場パルスを含む取得シーケンスを生成するようにＲＦシステムと傾斜磁場システムを制御するシーケンスコントローラを含む制御モジュールとを有し、
シーケンスコントローラが定常状態グラジエントエコー信号を生成する定常状態グラジエントエコー取得シーケンスとＲＦスポイルエコー信号を生成するＲＦスポイルエコー取得シーケンスを含む検出スキャンを生成するように構成され、
制御モジュールが、グラジエントエコー信号をＲＦスポイルエコー信号と比較し、グラジエントエコーとＲＦスポイルエコーの比較から対象内の機器を検出するための解析ユニットをさらに含む、磁気共鳴検査システムによって達成される。
【０００５】
本発明の見識は、グラジエントエコー取得シーケンスとＲＦスポイルグラジエントエコー取得シーケンスの反応間の差が、機器とのＲＦ場の予想外のＲＦ結合の正確で敏感な指標であるということである。機器は例えば患者の体内の埋め込み機器（インプラント）である。かかる埋め込み機器の検出は患者の体内の機器の実際の存在を確立することを伴う。機器の別の実施例は患者の体内に挿入されるカテーテル若しくは内視鏡などのインターベンション機器である。ＲＦ場とのインターベンション機器のＲＦ結合に基づいて、インターベンション機器の位置が追跡されることができる。つまり、インターベンション機器の実施例において、検出はインターベンション機器が患者の体内で動かされるときにその存在の検出とその位置の表示を伴う。本発明は磁気共鳴検査システムへのハードウェア適応を要求しない。本発明にかかる検出は腹部空間の大部分において１．５Ｔ及び３．０Ｔでゼロに近いバックグラウンドを持つ。とりわけ、３．０Ｔにおけるバックグラウンド抑制は逆偏波若しくは非直交ＲＦ場に基づく既知の磁気共鳴検査システムによって達成されるものよりも顕著に優れている。また、本発明にかかる検出方法は存在する可能性のある装置と身体組織の間の危険な相互作用を防ぐために非常に低いＢ１，Ｂ１ｒｍｓ及びグラジエントスルーレート値を適用する。従ってこれは本質的に安全である。
【０００６】
本発明のこれらの及び他の態様は従属請求項に規定される実施形態を参照してさらに詳述される。
【０００７】
本発明の磁気共鳴検査システムの好適な実施形態において、検出スキャンは空間低分解能調査スキャンに組み込まれる。かかる調査スキャンは特定対象、つまり被検患者にあわせて磁気共鳴検査システムの複数の設定を調節するためになされることが多い。検出スキャンは好適には磁気共鳴検査システムの患者アクセス空間を包囲する感度領域を持つように設計される。感度領域とは、そこから検出スキャンが、機器の検出若しくは追跡を可能にする感知できる信号振幅若しくは信号対ノイズ比で磁気共鳴信号を生成する領域である。患者アクセス空間は患者にアクセスできる磁気共鳴検査システム内の領域である。とりわけ、検査領域、すなわち診断品質の磁気共鳴画像が作られ得る程度に主磁場と傾斜磁場が空間的に一様である領域が、患者アクセス空間内に含まれる。検出スキャンは例えば検出スキャンの感度領域を５００‐６００ｍｍ３に設定することによって患者アクセス空間を包囲することができる。別の実施例において検出スキャンの感度領域は磁気共鳴検査システムの０．５ｍＴ輪郭内の領域の大部分に及ぶ。とりわけ、検出スキャンの視野はそこから患者が検査領域に入れられる磁気共鳴検査システムの側の０．５ｍＴ輪郭内の領域をとらえる。例えば、検出スキャンの感度領域は検出スキャンの取得シーケンスのｋ空間サンプリングによって決定される検出スキャンの視野として設定されることができる。しかしながら低レベルの折り返しアーチファクトが機器の検出において許容され得る場合、感度領域は視野よりも大きくなり得る。調査スキャンはまたＲＦシステムのＲＦ受信アンテナ（コイル）の受信空間感度プロファイルを得るためにも利用され得る。これらの空間感度プロファイルはアンダーサンプリングに起因するエイリアシングを展開するためにＳＥＮＳＥのようなパラレルイメージング技術において利用される。この調査スキャンは一般に非常に低い比吸収率（ＳＡＲ）と低い末梢神経刺激（ＰＮＳ）で動作するように設計される。これは危険な可能性があるインプラントの安全な検出を可能にする。低Ｂ１，Ｂ１ｒｍｓ及びスルーレートを適用することは、こうした危険な可能性のあるインプラントからの局所組織加熱若しくは振動の可能性を防ぐ。さらに、調査スキャンは多くのＲＦ励起及びリフォーカシングＲＦパルスを含まず、低スルーレートの傾斜磁場パルスのみを含む。従って、調査スキャンは一方でいかなるインプラントについても被検患者を評価するために検出スキャンを適応させることができ、他方で一般に調査スキャンはインプラントを持つ患者がスキャンされる場合に危険な状況を誘導しない。
【０００８】
本発明のさらなる態様において検出スキャンは、グラジエントエコー信号レベルの２倍とＲＦスポイルエコー信号レベル、又はプリセットフリップ角におけるＲＦスポイルエコー信号レベルとプリセットフリップ角の２倍におけるＲＦスポイルエコー信号、又はエルンスト角に等しいフリップ角におけるＲＦスポイルエコー信号レベルとグラジエントエコー信号レベルの比較を含む。とりわけ定常状態グラジエントエコー及びＲＦスポイルエコー信号の両方の繰り返しリフォーカシングＲＦパルスの低フリップ角において、これらの選択肢はインプラントへの結合がない場合、すなわち公称フリップ角において最小信号を生じる。よい結果は１０°未満のフリップ角で得られる。従って、フリップ角がＲＦ結合によって強調されるときにこれらの選択肢が高感度のインプラント検出若しくは機器追跡をもたらすように、これらの選択肢は各々インプラントが存在しない場合若しくはインターベンション機器のない領域において低バックグラウンド信号を生じる。
【０００９】
検出スキャンにとって特に適切な取得シーケンスはＴ１‐ＦＦＥ及びＦＦＥシーケンスである。
【００１０】
本発明はさらに請求項６に記載のインプラントを検出する方法に関する。本発明の方法は従来の磁気共鳴検査システムの大幅な改良の必要なく被検患者におけるインプラントの安全な検出を達成する。とりわけ、本発明の方法は被検患者がインプラントを持っているかどうか、従って磁気共鳴イメージングを用いて検査されることが安全でない可能性があるかどうかの技術的結果を得る。
【００１１】
本発明はさらに請求項７に記載のコンピュータプログラムに関する。本発明のコンピュータプログラムはＣＤ‐ＲＯＭディスク若しくはＵＳＢメモリスティックなどのデータキャリアで提供され得るか、又は本発明のコンピュータプログラムはワールドワイドウェブなどのデータネットワークからダウンロードされ得る。磁気共鳴イメージングシステムに含まれるコンピュータにインストールされるとき、磁気共鳴イメージングシステムは本発明に従って動作することができ、従来の磁気共鳴検査システムの大幅な改良の必要なく被検患者におけるインプラントの安全な検出を達成することができる。
【００１２】
本発明のこれらの及び他の態様は以下に記載の実施形態を参照し、添付の図面を参照して解明される。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。
【図２】フリップ角の範囲におけるＲＦスポイリング有り及び無しのグラジエントエコー取得シーケンスからの差分信号のシミュレーションを示す。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
図１は本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。磁気共鳴イメージングシステムは主コイル１０のセットを含み、それによって定常均一磁場が生成される。主コイルは例えばトンネル型検査空間を包囲するような方法で構成される。被検患者はこのトンネル型検査空間の中にスライドされる患者キャリアの上に置かれる。磁気共鳴イメージングシステムは複数の傾斜磁場コイル１１，１２も含み、これによってとりわけ個々の方向に一時的傾斜磁場の形で空間変動を示す磁場が均一磁場に重ねられるように生成される。傾斜磁場コイル１１，１２は傾斜磁場制御部２１に接続され、これは１つ以上の傾斜磁場増幅器と制御可能な電源ユニットを含む。傾斜磁場コイル１１，１２は電源ユニット２１を用いて電流の印加によって通電され、このために電源ユニットは適切な時間形状の傾斜磁場パルス（'傾斜磁場波形'ともよばれる）を生成するように傾斜磁場コイルに電流を印加する電子傾斜磁場増幅回路が取り付けられる。傾斜磁場の強度、方向及び持続期間は電源ユニットの制御によって制御される。磁気共鳴イメージングシステムのＲＦシステムはそれぞれＲＦ励起パルスを生成するため及び磁気共鳴信号をピックアップするための送信及び受信コイル１３，１６を含む。送信コイル１３は好適にはボディコイル１３として構成され、それによって検査対象（の一部）が包囲されることができる。ボディコイルは通常、被検患者３０が磁気共鳴イメージングシステム内に配置されるときにボディコイル１３によって包囲されるような方法で磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル１３はＲＦ励起パルスとＲＦリフォーカシングパルスの送信用の送信アンテナとしてはたらく。好適には、ボディコイル１３は送信されたＲＦパルス（ＲＦＳ）の空間的に一様な強度分布を含む。同じコイル若しくはアンテナが通常は送信コイル及び受信コイルとして交互に使用される。さらに、送信及び受信コイルは通常はコイルの形をとるが、送信及び受信コイルがＲＦ電磁信号のための送信及び受信アンテナとしてはたらく他の形状もまた実現可能である。送信及び受信コイル１３は電子送受信回路１５に接続される。
【００１５】
代替的に個別の受信及び／又は送信コイル１６を使用することが可能であることが留意される。例えば、表面コイル１６が受信及び／又は送信コイルとして使用されることができる。かかる表面コイルは比較的小さなボリュームにおいて高い感度を持つ。復調器がＲＦシステム内に設けられる。表面コイルなどの受信コイルが復調器２４に接続され、受信された磁気共鳴信号（ＭＳ）が復調器２４を用いて復調される。復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は再構成ユニットに適用される。受信コイルは前置増幅器２３に接続される。前置増幅器２３は受信コイル１６によって受信されたＲＦ共鳴信号（ＭＳ）を増幅し、増幅されたＲＦ共鳴信号は復調器２４に適用される。復調器２４は増幅されたＲＦ共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は撮像対象の一部における局所スピン密度に関する実際の情報を含む。さらに、ＲＦシステムは変調器２２を含み、送受信回路１５が変調器２２に接続される。変調器２２と送受信回路１５はＲＦ励起及びリフォーカシングパルスを送信するように送信コイル１３を駆動する。表面コイル１６によって受信された磁気共鳴信号データは送受信回路１５へ送信され、制御信号（例えば表面コイルを同調及び離調する）が制御モジュール２０によって表面コイルへ送信される。
【００１６】
再構成ユニットは復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ以上の画像信号を導出し、この画像信号は検査対象の撮像部位の画像情報をあらわす。実際の再構成ユニット２５は好適には復調された磁気共鳴信号から撮像対象の一部の画像情報をあらわす画像信号を導出するようにプログラムされるデジタル画像処理ユニット２５として構成される。信号は、モニタが磁気共鳴画像を表示することができるように再構成モニタ２６の出力である。代替的にさらなる処理を待つ間バッファユニット２７に再構成ユニット２５からの信号を保存することが可能である。
【００１７】
本発明にかかる磁気共鳴イメージングシステムは例えば（マイクロ）プロセッサを含むコンピュータの形で制御モジュール２０も備える。制御モジュール２０は、シーケンスコントローラ３１を用いて、ＲＦ励起の実行と一時的傾斜磁場の印加を制御する。とりわけ、制御モジュールはインプラントを識別する若しくはインターベンション機器を追跡するために実行される検出スキャンを実行するように構成若しくはプログラムされる。このために、本発明にかかるコンピュータプログラムは例えば制御ユニット２０及び再構成ユニット２５にロードされる。さらに、制御モジュールは解析ユニット３２をさらに備える。解析ユニット３２はグラジエントエコー信号をとりわけ検出スキャンで生成されたＲＦスポイルエコー信号と比較する算術関数を組み込む。解析ユニット３２は定常状態グラジエントエコー及びＲＦスポイルグラジエントエコー信号の信号レベルを比較する。一実施形態によれば、インプラントの実際の存在はイメージングボリュームからの差分信号の比較に基づいて検出され、識別されたインプラントの表示をオペレータに提供するように検出信号（ＩＳ）がモニタ２６へ適用される。オペレータが信号強調のために提示された画像データをレビューすることも可能である。代替的に、検出信号（ＩＳ）は例えばインターベンション機器の先端の位置をあらわし得る。検出信号に基づいてインターベンション機器の実際の位置が磁気共鳴画像において示されることができる。
【００１８】
本発明によれば、定常状態グラジエントエコー及びＲＦスポイルグラジエントエコー信号の減算に基づいて、危険な可能性があるインプラントが検出されるか、若しくはインターベンション機器が追跡される。さらに特にＦＦＥシーケンス及びＴ１‐ＦＦＥシーケンスからの信号間の差が利用される。短いＴＥ／ＴＲの場合ＲＦスポイル信号強度は：
0005997334.tif 000002
定常状態信号強度は：
0005997334.tif 000003
ここで
0005997334.tif 000004
スピン密度はρであらわされαはフリップ角である。フリップ角の低い値に対しこれらの信号強度は適正な近似において：
Ｓｓｐ（α）＝ρα  Ｓｓｓ（α）＝１／２ρα
これらの信号を比較し、インプラントが存在しないとき若しくはインターベンション機器がない領域において低レベルのバックグラウンド信号を得るために、以下の代替式が利用可能である。
Ｓｎ２α＝Ｓｓｓ（２α）−Ｓｓｐ（α）；Ｓ２ｎα＝２Ｓｓｓ（α）−Ｓｓｐ(α)；Ｓｎα＝Ｓｓｓ（α）−Ｓｓｐ（α）
【００１９】
図２はＲＦスポイリング有り及び無しのグラジエントエコー取得シーケンス間の比較のフリップ角のシミュレーションを示す。差分Ｓｎ２αはα＝４°‐５°の低フリップ角と比較されるときに妥当な約３倍強調を示す。しかしながらシミュレーションは差分Ｓｎ２αがα＞２０°の範囲における非常に大きいフリップ角について減少することを示すことが留意される。従って、検出される差分はＲＦ結合によるフリップ角のわずかな増加若しくは非常に強いＲＦ結合によるフリップ角の非常に大きな増加に起因し得るという点で縮退（ｄｅｇｅｎｅｒａｔｅ）である。とりわけ、差分Ｓｎ２αは例えばカテーテルなどのインターベンション機器の追跡のために非常に強いＲＦ結合が除外される状況において有用である。さらに、軽度の、約３倍強調の範囲において、ＲＦ結合によって生じる約３倍強調が周辺組織型によって強く影響されないように、特にＴ＞１６００ｍｓについて、強調は比率Ｔ１／Ｔ２に強く依存しない。
【００２０】
フリップ角αの低い値について、実際にＳｎ２α∝αは、少なくとも長いＴ１／Ｔ２について、ＲＦ共鳴がないとき、すなわちインプラントがないときにα＜４°‐５°についてゼロ値へ向かう。しかしながら短いＴ１／Ｔ２について、差分Ｓｎ２αは約１０°までのフリップ角αまで非縮退強調を示す。従って差分Ｓｎ２αはα＝１０°までのフリップ角を使用して高感度でインプラントを検出する若しくはインターベンション機器を追跡するのに適している；α＜６°の範囲の低いフリップ角に対して非常によい非縮退感度が得られる。
【００２１】
差分Ｓｎαは、ＲＦ結合を生じるインプラントの存在を区別するためにエルンスト角付近でこの差分が低いパワーを持つように、エルンスト角においてゼロである。それにもかかわらず差分Ｓｎαはエルンスト角よりも大きいフリップ角の範囲において低い約３倍強調を持つ。さらに、強調及びエルンスト角の両方は比率Ｔ１／Ｔ２に依存し、すなわち低い強調は組織型に依存する。従って、差分Ｓｎαはそれにもかかわらず周辺組織が先験的に既知であるときインプラントの存在の有用な指標である。例えば、差分Ｓｎαは患者の脳内のインプラントの検出のため、又は患者の脳内の生検針などの侵襲的装置の追跡のために有用である。
【００２２】
差分Ｓ２ｎαはフリップ角αとともに単調増加している。つまり、差分Ｓ２ｎαはフリップ角がＲＦ結合に起因して増加するときに強い強調を示し、一方低いフリップ角に対して、すなわちＲＦ結合がないとき、差分は小さい。例えば、シミュレーションは差分Ｓ２ｎαがα＝４°における差分に対して約一桁の強調を示すことを示す。従って差分Ｓ２ｎαはインプラントなどの機器の存在に起因するＲＦ結合に対して高感度である。さらに、差分Ｓ２ｎαは短いＴＲ、低フリップ角及び広範囲のＴ１／Ｔ２についてＦＦＥとＴ１ＦＦＥの間の信号差を効果的にゼロにする。従って、差分Ｓ２ｎαは周辺組織の型に関係なく機器の検出若しくは追跡に適している。
【図１】
0005997334.tif 000005
【図２】
0005997334.tif 000006