(57)【要約】  断熱流れラベリングの方法及びこの方法を容易とするシステムであって、システムは、ＭＲ装置と、例えばＲＦ送信コイルと、このＲＦ送信コイルを含む体積内に局所的な定常傾斜磁場を誘導する磁気手段とを具備したインターベンショナルなカテーテルといった専用ラベリング手段とを有する。カテーテルは、送信コイルから遠くに配置されたＲＦ受信コイルを更に有しうる。
2005509508.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
血管の撮像体積のスピンラベリングされた画像を取得する方法であって、
前記撮像体積は実質的に静止した物質及び実質的に動く物質とを含み、
前記方法は、
前記撮像体積の上流の体積内で血管内の動く物質のスピンの磁気ラベリングを断熱的流れ規準によって行う段階と、
このようにして形成されたスピンラベリングされた動く物質が前記撮像体積内へ流れ込むための時間をおく段階と、
このようにして形成されたスピンラベリングされた画像の取得を、前記撮像体積内の静止した物質及び動く物質を有する平面上で行う段階とを含み、
前記磁気ラベリングは、実質的に連続的な態様で侵襲的に専用の磁気ラベリング手段によって行われることを特徴とする方法。
【請求項２】
スピンラベリングなしに前記撮像体積の制御画像を作成する段階と、
前記制御画像から前記スピンラベリングされた画像の画像データを差し引く段階とを有することを特徴とする、請求項１記載の方法。
【請求項３】
血管の撮像体積のスピンラベリングされた画像の取得を行うシステムであって、
前記システムは、磁気共鳴装置と、前記撮像体積の上流の体積内で血管中の動く物質のスピンの磁気ラベリングを断熱流れ規準により行う磁気ラベリング手段とを有し、
前記磁気ラベリング手段は専用の侵襲的な手段であることを特徴とする、システム。
【請求項４】
前記磁気ラベリング手段は、細長い磁気共鳴撮像プローブを有し、前記プローブは血管に導入されるべきものであり、前記磁気共鳴撮像プローブは、ＲＦ送信コイルと、前記ＲＦ送信コイルを含む体積内に局部的に静止した傾斜磁場を生じさせるよう配置された更なる磁気手段とを有し、前記傾斜磁場は前記磁気共鳴撮像プローブの長手方向に略平行であることを特徴とする、請求項３記載のシステム。
【請求項５】
請求項４に記載のシステムにおいて使用されるべき磁気共鳴撮像プローブであって、
前記更なる磁気手段は少なくとも１つの永久磁石を有することを特徴とする磁気共鳴撮像プローブ。
【請求項６】
請求項４に記載のシステムにおいて使用されるべき磁気共鳴撮像プローブであって、
前記更なる磁気手段は、血管内の周りの媒体の磁化率とは実質的に異なる磁化率を有する材料を含むことを特徴とする、磁気共鳴撮像プローブ。
【請求項７】
前記磁気共鳴撮像プローブは、前記撮像体積から発せられる撮像信号を受信するよう配置されるＲＦ受信コイルを更に有し、前記ＲＦ受信コイルは前記磁気共鳴撮像プローブの長手方向に前記ＲＦ送信コイルから遠位に配置されることを特徴とする、請求項５又は６記載の磁気共鳴撮像プローブ。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、血管の撮像体積のスピンラベリングされた画像を取得する方法であって、
撮像体積は実質的に静止した物質及び実質的に動く物質とを含み、
方法は、
撮像体積の上流の体積内で血管内の動く物質のスピンの磁気ラベリングを断熱的流れ規準によって行う段階と、
このようにして形成されたスピンラベリングされた動く物質が撮像体積内へ流れ込むための時間をおく段階と、
このようにして形成されたスピンラベリングされた画像の取得を、撮像体積内の静止した物質及び動く物質を有する平面上で行う段階とを含む方法に関する。
【０００２】
本発明は更に、血管中の撮像体積のスピンラベリングされた画像の取得を行うシステムに関連する。
【０００３】
本発明は更に、上記のシステムで用いられるべき磁気共鳴撮像プローブに関連する。
【０００４】
本発明は、動脈スピンラベリング技術の分野に関連する。実際上は、磁気共鳴撮像により灌流を調べるため及び血管造影を行うために、殆どの場合に造影剤が用いられる。血管内の血流を視覚化するために造影剤として内生的な水を用いる１つの公知の技術には、動脈スピンラベリングと称されるものがあり、ここに参照として組み入れられる文献、ディクソン（Dixon）外、「Projection  angiograms  of  blood  labeled  by  adiabatic  fast  passage」、Magnetic  Resonance  in  Medicine  3,  第４５４乃至４６２頁、１９８６年、に記載されている。断熱流れ規準は、
Ｈ１／Ｄ＜＜Ｇ＜＜Ｈ１2／Ｖ
但し、
Ｈ１はＲＦ場の強さの値、
Ｇは傾斜磁場の値、
ＤはＲＦ送信コイル長、
Ｖは血流速度、
と定義される。
【０００５】
断熱流れ規準によるスピンラベリングの手順によれば、血液の水の水素のスピンは、撮像体積の上流で反転される。このようにスピン反転された血液は、撮像体積に到達すると、内在的な造影剤として作用する。
【０００６】
一般的に用いられる外生的な造影剤に対するこの技術の利点は、受容体の自然の物質がここでは一時的なコントラスト強調特徴を有する造影剤として用いられ、調査の繰り返し率に対して制限を与えないことである。
【０００７】
冒頭の段落に記載の方法及びシステムの実施例は、ジー・ザハルチャク（G.  Zaharchuk）外、「Multislice  perfusion  and  perfusion  territory  imaging  in  humans  with  separate  label  and  image  coils」、Magnetic  Resonance  in  Medicine,  ４１：第１０９３乃至１０９８頁、１９９９年に記載されている。公知の方法では、表面ＲＦ送信コイルが、汎用磁気共鳴装置と組み合わせて用いられる。表面ＲＦ送信コイルは、患者の皮膚の上に、断熱動脈血液ラベリングを行うため、撮像体積の上流の関心血管の上に配置される。磁気スピンラベリングのために必要な傾斜磁場は、磁気撮像装置の傾斜コイルによって発生される。公知の方法の不利な点は、画像取得が、２秒のオーダの長い時間間隔が必要とされる磁気スピンラベリングのない時間間隔中にのみ画像取得が実行されうるため、撮像の効率が低いことである。
【０００８】
本発明は、血管中の撮像体積の高画質なスピンラベリングされた画像を取得する比較的効率の良い方法を提供することを目的とする。
【０００９】
これは、磁気ラベリングは、実質的に連続的な態様で侵襲的に専用の磁気ラベリング手段によって行われることを特徴とする本発明による方法によって達成される。当業者にとって明らかであるように、磁気ラベリング手段を、例えばインターベンショナルなカテーテル上に取り付けることにより侵襲的に位置決めすることは、磁気共鳴装置の画像取得ハードウエアと時間的な干渉なしに、磁気ラベリング手段の周りの体積中で血液の磁気スピンの一定且つ連続的な反転を与えうる。このことは、断熱流れ規準により磁気スピンラベリングを行うためには、ＲＦ場の放出の次に、ラベリング体積中に磁場の局所的な傾斜が作られねばならないという考えに基づく。そのために必要なハードウエアを含む専用磁気ラベリング手段を用いることにより、撮像スライスの画成に必要とされる傾斜磁場コイルといった磁気共鳴装置のハードウエアは負担が軽くされる。
【００１０】
このような専用磁気ラベリング手段を用いることにより、半連続的モード又はパルス化モードにおいても、データ取得における許容可能な間隔はそれでもなお従来技術から知られている数秒よりもはるかに短いため、効率的なスピンラベリングを行うことが可能である。インターベンショナルなカテーテルが関心血管に近づけられることにより、送信時間は大きく減少され、強調は強い。これは、例えばウィリス動脈輪の中大脳動脈等の領域的に選択的な血管造影調査を行うための有利な特徴である。従って、反転された血液がラベリング手段の下流に位置する撮像体積に到達すると、撮像体積の画像取得は、スピンラベリングのための中断なしにＭＲ装置の利用可能なハードウエアによって行われうる。磁気ラベリング手段が連続モードで動作するとき、画像データ取得は、最初に遅延が経過しラベリングされた血液を撮像体積へ流れ込ませた後に、連続モードでも行われうる。従って、高画質のスピンラベリングされた画像の取得は効率的に行われうる。
【００１１】
本発明による方法の実施例は、スピンラベリングなしに撮像体積の制御画像を作成する段階と、制御画像から前記スピンラベリングされた画像の画像データを差し引く段階とを有することを特徴とする。
【００１２】
灌流画像を得るために、ラベリングされたスピン及び制御画像の集合のデータは差し引かれねばならない。灌流画像を行う方法は、それ自体として知られており、米国特許第６，２７１，６６５号明細書に記載されている。本発明による方法による制御画像は、血液のスピン反転が行われていないときに取得される。そのために、スピンラベリング手段は非作動状態とされえ、撮像体積の通常の画像取得が行われる。また、撮像体積の近傍で侵襲的なスピンラベリング手段の位置決めの前に制御画像取得を行うことも可能である。本発明による灌流方法は、連続的な高画質の撮像を可能とするため、公知の方法よりも有利である。
【００１３】
血管の撮像体積のスピンラベリングされた画像の取得を行うシステムは、磁気共鳴装置と、撮像体積の上流の体積内で血管中の動く物質のスピンの磁気ラベリングを断熱流れ規準により行う磁気ラベリング手段とを有する。本発明によるシステムは、磁気ラベリング手段が専用の侵襲的な手段であることを特徴とする。
【００１４】
本発明によるシステムの実施例は、磁気ラベリング手段が、細長い磁気共鳴撮像プローブを有し、プローブは血管に導入されるべきものであり、磁気共鳴撮像プローブが、ＲＦ送信コイルと、ＲＦ送信コイルを含む体積内に局部的に静止した傾斜磁場を生じさせるよう配置された更なる磁気手段とを有し、傾斜磁場が磁気共鳴撮像プローブの長手方向に略平行であることを特徴とする。例えば、インターベンショナルなＭＲ装置では、カテーテルは小さいＲＦ送信コイルを具備しうる。このような侵襲的なスピンラベリング手段のために動作パラメータを選択するうえで、これらが上述の断熱流れ規準の式を満たす限り、幾らかの自由がある。例えば、１又は２ｃｍの寸法であり２０μＴの誘導ＲＦ場のＲＦコイルの場合の典型的な血流速度ｖ＜＜１ｍ／ｓでは、磁場の十分な局所グラジエントは２ｍＴ／ｍである。従って、このような断熱流れ規準に従って動作する侵襲的スピンラベリング手段により、非常に低いＲＦ沈着で非常に局所的なラベリングが得られうる。インターベンショナルなカテーテルは関心血管に近づけられるため、送信時間は大きく減少され、強調は強い。ウィリス動脈輪中の血流についての一般的な値は、約０．５ｍ／ｓである。従って、１０μＴのＲＦ場では、２ｍＴ／ｍのオーダで磁場の局所勾配を誘導することで十分である。断熱流れ規準は、比較的低い傾斜磁場を必要とし、最適な方向性は血流方向であり、これはインターベンショナルカテーテルを用いると容易に行われうる。従って、このような誘導手段は、静磁場内でカテーテルに対して過剰なトルクを生じさせない。明らかに、カテーテルは、ラベリングが撮像体積の上流の体積内で生ずるように関心体積中に導入されねばならない。
【００１５】
本発明による磁気共鳴撮像プローブの１つの実施例は、更なる磁気手段が少なくとも１つの永久磁石を有することを特徴とする。磁気手段及びＲＦコイルを有するカテーテルは、それ自体として国際公開第０１／４２８０７号パンフレットから知られている。公知のカテーテルは、完全な独立したＭＲ取得を行うよう配置される。公知のカテーテルの磁気手段は、血流を横切る方向に傾斜磁場を誘導するよう永久磁石を有する。このようなカテーテルは、断熱流れ規準によりスピンラベリングされた画像を実行するためには使用されえない。
【００１６】
本発明による磁気撮像プローブでは、ＲＦ転送コイルの近傍で１つの永久磁石を使用することで十分である。フリンジ磁場は、単一の永久磁石によって形成され、ラベリングのために使用されうる。このフリンジ磁場は、傾斜磁場の効果を有し、断熱流れ規準の式を満たす。また、この誘導された傾斜磁場と血管中の血流の方向のより良い空間的な整列のためにＲＦ送信コイルを囲む異なる磁気強度の２つの磁石を用いることが可能である。
【００１７】
本発明による磁気共鳴撮像プローブの更なる実施例は、更なる磁気手段が、血管内の周りの媒体の磁化率とは実質的に異なる磁化率を有する材料を含むことを特徴とする。ＲＦ送信コイルの近傍に血液と異なる磁化率を有する材料を配置することにより、主磁場Ｂ0の非常に局所的な合焦が達成されうる。これは、カテーテルに沿って小さい傾斜磁場を生じさせ、これは断熱流れ規準に従ったスピンラベリングのために十分である。このような材料の可能な例は、ランタニド及びアクチニドの群、それらの酸化物、及び異なる形のものから選択される金属である。また、Ｏ２といった永続的な３つ組の分子もまたこのために適している。これらのために、ＲＦ送信コイルの近傍又は周りのカテーテルの本体の中に意図的に取り込まれた気泡は、磁場の非常に局所的な傾斜を生じさせるために使用されうる。
【００１８】
磁気共鳴撮像プローブの更なる実施例は、撮像体積から発せられる撮像信号を受信するよう配置されるＲＦ受信コイルを更に有し、ＲＦ受信コイルは磁気共鳴撮像プローブの長手方向にＲＦ送信コイルから遠位に配置されることを特徴とする。改善された信号対雑音比のためにＲＦ受信コイルをインターベンショナルなカテーテル上に配置することが有利であることが理解される。
【００１９】
本発明の上述の及び他の面について、対応する参照番号が対応する要素を示す添付の図面を参照してより詳細に説明する。
【００２０】
従来技術で知られているシステム及び画像取得シーケンスを、図１ａ及び図１ｂに夫々示す。公知のシステムは、断熱流れ規準に従ってスピンラベリングにより灌流調査を行うためにその中に患者１０が位置決めされうる磁気共鳴装置（図示せず）を有する。公知のシステムは、調査されている体積Ａ２の上流の体積Ａ１中で血液のスピンの反転を行うよう配置される。スピンラベリングを行うために、表面ＲＦ送信コイル３は、左頸動脈に対応する体積Ａ１に隣接して患者の皮膚上に配置される。スピンラベリングを行うために、制御ユニット１によって制御されるＲＦ送信コイルは、パルスシーケンスソフトウエアで定義される時間期間に亘ってＲＦ波を発する。この時間期間は、図１ｂ中、参照番号１１で概略的に示される。ラベリングの所定の期間が経過した後、ラベリングＲＦコイル３は非同調とされる。取得ソフトウエアは、血液のラベリングした部分が目標体積Ａ２に到達し、その後、目標体積中のスライス７の取得が行われるよう（図１ｂの１３参照）、ラベリング後遅延１２（図１ｂ参照）を可能とする。図１ａ及び図１ｂから明らかであるように、公知のシステムは、ラベリング、遅延、及びデータ取得が時間的なシーケンスで行われ、データ取得に費やされる時間がラベリング及び遅延期間よりも短く、不必要な時間損失を生じさせているため、効率性が低い。
【００２１】
本発明による断熱流れ規準に従ってスピンラベリングを行う改善されたシステムは、図２に示されている。磁気共鳴装置２０は、静磁場を発生する第１の磁石システム２２を有する。図示の座標系のＺ方向は、慣習通り、磁石系２２における静磁場の方向を示す。磁気共鳴撮像装置２０はまた、Ｘ、Ｙ及びＺ方向に傾斜を有する追加的な磁場を発生する幾つかの傾斜コイル２３、２４、２５を含む。傾斜コイル２３、２４、２５は、電源２７によって給電される。磁石系２２は、例えば患者２６である検査されるべき対象の一部を収容するのに十分に大きい検査空間を囲む。ＲＦ送信器コイル２９は、励起パルスを放出するために検査空間中の患者２６の一部の周り又は上に配置される。また、送信／受信回路３０を介して信号増幅器及び復調ユニット１０に接続される受信コイル（図示せず）が設けられる。制御ユニット３２は、画像取得のための特別なパルスシーケンスを発生するために変調器３４及び電源２７を制御する。ＲＦ励起パルスに対する応答として患者の体の中で生じたパルスが受信コイルによって検出された後、情報は、処理装置によって、変換により画像データへと処理される。この画像は、例えばモニタ４０上に表示されうる。図１はまた、磁気スピンラベリングのために患者２６の中に配置されるべき磁気共鳴撮像プローブの例としてカテーテル５０を示す。カテーテル５０の例は、制御ユニット５２によって制御される。カテーテルは、図３中、より詳細に示されており、図では磁気ラベリングもまたより詳細に示されている。中空の流れカテーテルもまたカテーテル５０として使用されうることが理解されるべきである。この場合、ラベリングされるべき物質は、カテーテルの体積を通ってＲＦコイル内を流れる。
【００２２】
本発明により血液の磁気スピンラベリングを行うために、図２のシステムは以下のように動作する。カテーテルを所定のドエル（dwell）位置へ挿入した後、血液のスピンラベリングが行われうる。カテーテル上に配置された磁気ラベリング手段は、断熱流れ規準を満足するよう、制御ユニット５２によって作動される。制御ユニット５２がカテーテル５０の磁気ラベリング手段へ連続信号を供給する場合、磁気ラベリングは、磁気共鳴装置の傾斜磁場コイル２３、２４、２５とは干渉することなく連続的に実行される。従って、患者の目標体積Ａ２の撮像スライス７の取得は、カテーテル５０上に配置された磁気共鳴手段の動作とは独立に傾斜コイル２３、２４、２５を用いて行われうる。
【００２３】
図３は、本発明による磁気共鳴プローブの第１の実施例を示す概略的な図である。カテーテル５０は、調査されている血管内に挿入されるべきであり、それにより、カテーテル５０の長手方向Ｌは血管内の血流の方向と略平行である。カテーテル５０は、カテーテルの周りの体積内へ無線周波数波を送信するようＲＦ送信コイル５４を具備する。断熱流れ規準によるラベリングのためのＲＦ送信コイルの長さの一般的な値は、１又は２ｃｍである。本発明の方法によれば、独立な弱い静止した傾斜磁場は、ＲＦ送信コイルの近傍に誘導されるべきである。これは、ＲＦコイルの近傍に配置される単一の磁石５６により単一の永久磁石によって達成される。磁石の向きは、傾斜磁場の向きがカテーテル５０の長手方向Ｌと略整列するよう、選定される。ＲＦ送信コイル５４は、電気接続１９により制御ユニット５２に接続され、制御ユニット５２は、強さを制御し、必要であればＲＦパルスの持続時間を制御ユニット５２を制御する。最も単純な実施例では、ＲＦパルスは連続的に与えられ、目標体積Ａ２の連続的な画像取得を導く連続的なスピンラベリングを可能とする。カテーテル５０は、遠位端５１及び近位端５３を有するエンベロープ５８を更に有する。カテーテルは、遠位端によって、患者の血管へと導入されうる。ＲＦコイル５４は、遠位端５１の近くに配置される。カテーテル５０は、更に、キャリア５５を有する。キャリア５５は、例えば合成材料の可撓性の材料を含み、中空の管として構築されうる。キャリア５５の一般的な直径は０．３乃至３ｍｍであり、その長さは、例えば１１０ｃｍ乃至１５０ｃｍである。
【００２４】
組立体５４、５６によって実施される適切に選択されたＲＦパルスと及び局部傾斜磁場を用いて、断熱流れ規準によるスピンラベリングが行われうる。連続波ＲＦパルスでは、パルス設計は必要ではなく、これは更に処理の簡単化に寄与する。局部傾斜磁場を他の手段によって血管内に誘導することが可能であることに留意すべきである。例えば、傾斜磁場の方向の血流の間をより良く描写するため、ＲＦ送信コイル５４の近傍でカテーテル５０の長手方向に傾斜磁場を誘導するよう配置される、例えば異なる磁気強度の２つの別々の永久磁石が使用されうる。断熱流れラベリングのために非常に弱い傾斜磁場で充分であるため、過剰なトルクは誘導されないことが理解されるべきである。また、非常に低い傾斜磁場を誘導させる血液とは異なる磁化率を有する一体化された材料がその中にあるカテーテルを用いることが可能である。例えば、ＲＦ送信コイル５４の周り又は中にカテーテルの本体内に意図的に取得されたジスプロシウム酸化物又は気泡を使用しうる。この場合もまた、過剰なトルクは誘導されない。
【００２５】
図４は、磁気共鳴撮像プローブの他の実施例を示す。インターベンショナルなカテーテル５０は、更に、ＲＦ送信コイル５４に対して遠くに配置されたＲＦ受信コイル５９を有する。この技術的な配置を用いて、このようなカテーテルを用いて画像取得を行うことが可能である。この場合は、ＲＦ送信及びＲＦ受信コイルの間の距離は、不必要な信号干渉なしにラベリングと画像取得の両方を可能とするよう、十分に大きいべきである。頭蓋の適用のためのＲＦ送信コイルとＲＦ受信コイルの間の典型的な距離は、２０ｃｍのオーダである。従って、画像スライスは磁気共鳴装置によって決定されるが、ＲＦコイル５９の近くの体積の中のスピンからの共鳴信号は、ＲＦ受信コイル５９によって受信される。この実施例は、信号対雑音比が高められる血管のよい撮像を可能とする。受信される磁気共鳴信号は、図示しないが、画像変換が行われる処理ユニット内で更に処理される。
【００２６】
当業者は、本発明の範囲を逸脱することなく、上述の本発明の望ましい実施例に対して様々な変更及び修正が与えられうることを容易に認識するであろう。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１ａ】従来技術で公知のスピンのラベリングを行うためのシステムを概略的に示す図である。
【図１ｂ】従来技術で公知の画像取得シーケンスを概略的に示す図である。
【図２】本発明によるシステムを概略的に示す図である。
【図３】本発明による磁気共鳴プローブの第１の実施例を概略的に示す図である。
【図４】本発明による磁気共鳴プローブの第２の実施例を概略的に示す図である。
【図１ａ】
2005509508.tif 000003
【図１ｂ】
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【図２】
2005509508.tif 000005
【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
2005509508.tif 000008
2005509508.tif 000009
2005509508.tif 000010