(57)【要約】磁気共鳴撮像方法及び装置は、選択的な励起により患者内に定められたナビゲーション領域を含む。血流は、位相コントラストＭＲ血管造影法の原理を使用して選択された領域内で測定される。心周期プロットは、時間の関数として前記ナビゲータ領域を通る血流の測定された速度を表すフーリエ変換されたデータから構成される。前記心周期プロット及びナビゲータ測定に基づいて、データ収集は、前記心周期の部分に対して同期又はゲーティングされる。
2005528175.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
関心領域及び血流領域を主磁場内に配置するステップと、
ナビゲータ・エコーを生成するために少なくとも１つの位相コントラスト・ナビゲータ・シーケンスを前記血流領域に印加するステップと、
前記ナビゲータ・エコーから血液移動の測定値を決定するステップと、
前記血液移動の測定値に従って前記関心領域の撮像シーケンスをゲーティングするステップと、
を有する磁気共鳴の方法。
【請求項２】
前記ナビゲータ・シーケンスが、血流速度を示すナビゲータ・エコーを生成する、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記血流領域が、非血液組織をも含み、前記方法が更に、
前記ナビゲータ・エコーに対する非血液組織の寄与を示すナビゲータ・ベースライン測定値を収集するステップ、
を含む、請求項１及び２の一項に記載の方法。
【請求項４】
少なくとも１心周期にわたり位相コントラスト・ナビゲータを繰り返し印加し、前記心周期にわたり複数の血液移動の測定値を決定するステップと、
前記血液移動の測定値から前記心周期を示す時間対血液移動の心周期プロットを生成するステップと、
を更に含む、請求項１乃至３の何れか一項に記載の方法。
【請求項５】
撮像されるべき前記心周期の一部を選択するように前記心周期プロットに対して血流測定値の閾値を設定するステップ、
を更に含む、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記心周期プロットと心電図信号とを相互に関連付けるステップ、
を更に含む、請求項４及び５の一項に記載の方法。
【請求項７】
前記心周期プロットの一次導関数を得るステップ、
を更に含む、請求項４乃至６の何れか一項に記載の方法。
【請求項８】
前記印加されたナビゲータ・シーケンスが、エンコードされた速度及び加速度であるナビゲータ・エコーを生成し、前記方法が更に、
前記心周期における時点を決定するために前記血流の前記速度及び加速度を前記心周期プロットの振幅及び導関数と比較するステップ、
を更に含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記心周期における前記決定された時点に応答して撮像シーケンス・データ収集を誘発するステップ、
を更に含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
誘発時間を決定するために前記心周期プロットの前記一次導関数に基づいて前記心周期プロットに対して少なくとも１つの外挿アルゴリズムを適用するステップと、
前記誘発時間において前記関心領域のデータ収集を誘発するステップと、
を更に含む、請求項７乃至９の何れか一項に記載の方法。
【請求項１１】
前記血流領域の配置を血管と調整するために前記ナビゲータ・シーケンスを調整するステップ、
を更に含む、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の方法。
【請求項１２】
関心領域及び血流領域が配置された撮像領域内に主磁場を生成する主磁場手段と、
ナビゲータ・エコーを生成するために前記血流領域に対して少なくとも１つの位相コントラスト・ナビゲータ・シーケンスを印加し、前記関心領域に対して撮像シーケンスを印加する手段と、
前記ナビゲータ・エコーから前記血流領域における血液移動を測定する手段と、
前記血液移動の測定値に従って前記撮像シーケンスをゲーティングするゲーティング手段と、
を有する磁気共鳴装置。  
【請求項１３】
前記血液移動の測定値から心周期を示す時間対血液移動の心周期プロットを生成する手段、
を更に含む、請求項１２に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１４】
前記心周期プロットの一次導関数を得る導関数手段、
を更に含む、請求項１３に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１５】
血流速度を心電図と比較し、これらの間の類似性を見つける比較器手段、
を更に含む、請求項１２、１３及び１４の何れか一項に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１６】
外挿アルゴリズムを前記心周期プロットに適用し、
外挿されたデータを一次導関数基準と結合し、
誘発時間を計算し、
前記誘発時間において前記関心領域に対して前記撮像シーケンスを誘発する、
誘発時間計算手段、
を更に含む、請求項１２乃至１５の何れか一項に記載の磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮像の分野に関する。本発明は、心周期から誘発される（triggered）撮像と連携する特定の応用例を見つけ、特に当該応用例を参照して記述される。しかしながら、本発明が他の心同期の（cardiac gated）応用例、及び他の動く体液又は組織により誘発される同期撮像（gated imaging）等においても応用例を見つけることができる。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴撮像において、実質的に一様な主磁場が検査領域内に生成される。前記主磁場は、前記検査領域内で撮像される患者の核スピン系を分極化する。磁気共鳴は、前記検査領域を通して高周波（radio frequency）励起信号から生成されたＢ1磁場により分極化された双極子において励起される。特に、高周波パルスは、前記主磁場との配置から傾け、前記主磁場に平行な軸のまわりで巨視的な磁気モーメントに歳差運動させる。歳差運動する磁気モーメントは、前記主磁場の方向に直交する磁気モーメントが緩和するにつれて、対応する高周波磁気共鳴信号を生成する。磁場勾配は、前記共鳴信号の位相及び周波数の空間的情報をエンコードするためにこの過程の間に印加される。撮像される組織の運動及び血液及び他の体液の流れは、この空間的エンコードを乱す。前記高周波磁気共鳴信号は、高周波コイルアセンブリにより受信される。受信された信号の空間的エンコードから、人間視認可能ディスプレイに表示する画像表現が再構成される。
【０００３】
心臓撮像において、最大の問題の１つは、心臓が動いていないときのデータを収拾することである。もし画像データ収集が心周期全体にわたり分散していれば、結果として生じる画像は、心周期にわたり心臓の全ての配置から再構成される。従って、心周期内の固定された時間区分から複数の画像データスナップショットを取ることが望ましく、これにより前記スナップショットが完全なデータセットに結合される場合に、再構成画像は、心臓の静止スナップショットが取られたかのように見える。心周期の位相に基づく選択的撮像は、心同期（cardiac gating）として既知である。心臓の撮像に加えて、心同期は、血流変化により影響を受ける心臓から離れた撮像領域においても有用である。例えば、動脈、動脈瘤、又は心周期と共に変化する他の構造を含む脳の領域の画像がゲーティングされる（gated）。
【０００４】
このような画像を達成するために、心活動は監視され、データ収集は、監視信号のフィーチャと同期される（synchronized）。心同期の１つの方法において、患者のパルスは、前記患者の指に配置された光学変換器を用いて監視される。前記指を通る光透過率は血流と共に変化する。光信号の最大値は、データの収集を誘発する。固定遅延が導入され、データ収集を心周期の他の部分に集中させる。実際に、複数の要素、例えば、前記患者の快適さ、前記患者の健康状態、心臓からの撮像領域の距離、及び他の要素が、心周期のタイミングに影響を与える可能性がある。
【０００５】
心同期の他の方法は、心電図（ＥＣＧ）信号からの誘発を伴う。典型的には、３つ以上の電極が、心臓を制御する脳からの電気信号を検出するために前記患者の胸に配置される。通常のＥＣＧ信号の各周期は、左心室に収縮するように指示する信号を表す鋭いスパイクを持つ。この後すぐに、左心室は収縮する。典型的には、ＥＣＧ誘発ＭＲＩにおいて、画像データは、ある時点に開始し、選択された時間間隔の間続けて収集される。
【０００６】
磁気共鳴撮像を誘発するためにＥＣＧ信号を使用することにより、複数の不利点が生じる。金属電極及びリード線が、電気信号を検出するために使用される。前記電極及びリード線は、磁場内で局所的な異常を生じ、画像を歪める可能性がある。また、前記高周波及び勾配パルスは、前記患者をやけどさせる可能性がある電極加熱を生じる電流を誘導する可能性もある。極端な電極加熱は、前記患者をやけどさせる可能性がある。前記ＥＣＧ信号は、複数のソース、特に表面抵抗、前記患者の物理的状態、前置増幅器の品質、及び他の外部ソースから減衰及び歪を受ける。これらのソースは、前記ＥＣＧ信号を弱め又は崩壊し、場合によっては前記ＥＣＧ信号を心活動を代表するものではなくさせる。加えて、前記患者は、病気であり、強いＥＣＧ信号を持たないかもしれない。前記ＥＣＧ信号が正確なトリガとして使用されることができない複数の時間枠（windows of time）が、例えば主要なＲ波スパイクの直前の時間に存在する。勾配及びＲＦ磁場が実行中の場合に、データ収集の間にＥＣＧ信号を得ることは難しい。しばしば前記ＥＣＧ信号は、これらの時間に見えなくなる。また、１.５及び３テスラの磁場は、電気的活性（electrical activity）を歪め且つ相互作用し、有用なＥＣＧ信号の検出を難しくする。これらの要素の全ては、変化するベースライン、前記信号の歪み、及び異なる電極配置での実験等において明らかになることができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、上で参照された不利点等を克服する新しい改良された心同期方法及び装置を検討する。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の１つの態様によると、磁気共鳴の方法が提供される。関心領域及び血液が流れている領域（以下、血流領域とする）は、主磁場内に配置される。少なくとも１つの位相コントラスト・ナビゲータ・シーケンスが、ナビゲータ・エコーを生成するために前記血流領域に加えられる。血液移動の測定値は、前記ナビゲータ・エコーから決定され、撮像シーケンスは、前記血液移動の測定値によりゲーティングされる。
【０００９】
本発明の他の態様によると、磁気共鳴装置が提供される。主磁場手段は、血流領域を含む少なくとも患者の一部が配置される撮像領域に主磁場を印加する。印加手段は、少なくとも１つの位相コントラスト・ナビゲータ・シーケンスを前記血流領域に印加する。測定手段は、血液移動を測定し、ゲーティング手段は、前記血液移動により前記撮像シーケンスをゲーティングする。
【００１０】
本発明の１つの利点は、予期的（prospective）ゲーティングを実行する機会に存在する。
【００１１】
本発明の他の利点は、遡及的（retrospective）ゲーティングを実行する機会に存在する。
【００１２】
他の利点は、磁場領域からのＥＣＧ電極及び他の心臓監視ハードウェアの除去である。
【００１３】
他の利点は、離れた電気信号の代わりの局所的な血流に関する信号からのゲーティングに存在する。
【００１４】
他の利点は、心周期の全位相において撮像を誘発する能力に存在する。
【００１５】
他の利点は、胎児の血流からゲーティングする能力に存在する。
【００１６】
他の利点は、より頻繁なサンプリングによる、より短い撮像時間に存在する。
【００１７】
依然として本発明の更に他の利点は、以下の好適実施例の詳細な記述を読み、理解すると当業者に明らかになるであろう。
【００１８】
本発明は、様々な部分及び部分の配置で具体化することができる。図面は、好適実施例を説明する目的のみのためであり、本発明を制限するように解釈されるべきではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
図１を参照すると、主磁場制御部１０は、実質的に一様な、時間的に一定の主磁場が、検査領域１４を通してｚ軸に沿って生成されるように、超伝導又は抵抗性磁石１２を制御する。磁気共鳴生成及び操作システムは、一連の高周波（ＲＦ）及び磁場勾配パルスを印加し、磁化に新しい方向を与えるか又は磁気スピンを励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴の焦点を合わせ、磁気共鳴を操作し、空間的に及び他の状態で前記磁気共鳴をエンコードし、スピンを飽和させ、並びに磁気共鳴撮像及び分光シーケンスを生成する他のことを行う。より具体的には、勾配パルス増幅器２０は、電流パルスを全身勾配コイル２２の選択されたもの又は対に印加し、検査領域１４のｘ、ｙ及びｚ軸に沿って磁場勾配を生成する。デジタル高周波トランスミッタ２４は、高周波パルス又はパルスパケットを全身ＲＦコイル２６に送信し、前記検査領域内に高周波のＢ1磁場を送信する。典型的な高周波パルスは、短い持続時間の隣接したパルスセグメントのパケットからなり、前記パルスセグメントは互いに一緒に取られ、印加された磁場勾配は、選択された磁気共鳴操作を達成する。前記ＲＦ信号は、飽和し、共鳴を励起し、磁化を反転させ、共鳴の焦点を合わせ、前記検査領域の選択された部分に共鳴を操作するために使用される。全身の応用例に対して、前記共鳴信号は、一般に全身ＲＦコイル２６により獲得される。随意的に、局所化されたコイル（localized coil）（図示されない）は、前記撮像領域のより近くに隣接した穴（bore）に配置される。
【００２０】
シーケンス制御回路３０は、勾配パルス増幅器２０及びトランスミッタ２４を制御して、エコープラナー撮像（echo planar imaging）、エコーボリューム撮像、勾配及びスピンエコー撮像及び高速スピンエコー撮像等のような複数のエコーシーケンスの何れかを生成する。選択されたシーケンスに対して、レシーバ３２は、ＲＦコイル２６から磁気共鳴信号を受信し、前記信号を複数のデータラインに復調する。もし前記レシーバがアナログであれば、アナログ／デジタル変換器３４は、各データラインをデジタル形式に変換する。代替的に、前記アナログ／デジタル変換器は、デジタルレシーバのためにレシーバ３２と高周波受信コイル２６との間に配置される。前記データラインは、データメモリ３６に記憶又はバッファリングされる。前記データラインは、再構成プロセッサ４０により画像表現に再構成され、再構成プロセッサ４０は、逆フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムを適用する。前記画像は、前記患者を通る平面スライス、平行な平面スライスのアレイ又は３次元ボリューム等を表すことができる。前記画像は、この場合、ビデオプロセッサ４４により選択的にアクセスされる画像メモリ４２に記憶され、ビデオプロセッサ４４は、前記画像表現のスライス、投影像、又は他の部分を、結果として生じる画像の人間読取可能な表示を提供するモニタ４６のようなディスプレイに対して適切な形式に変換する。
【００２１】
好適実施例において、診断用撮像シーケンスは、血流が無いようにゲーティングされる。前記好適実施例において、診断用撮像シーケンスは、選択された領域又は位置における血流が無いようにゲーティングされる。ナビゲータ・パルス合成器５０は、選択された領域、あるいは主要な血管における血流速度の分布を測定する心周期ナビゲータを合成する。位相コントラスト・ナビゲータＮは、２つの収集間の差のフーリエ変換である。
Ｎ＝[血流を持つ信号]−[血流の無い基準信号]
Ｎ＝[血流エンコード勾配を持つ信号]−[血流勾配の無い基準信号]
フーリエ変換は、前記血流の位相エンコードを速度分布に変換する。前記位相コントラスト・ナビゲータに対する選択された領域は、スライスに対して１次元であることができ、選択されたボリュームに対して２次元又は３次元であることができ、好ましくは前記選択された領域は、血流エンコード勾配にそろえられる。位相コントラストＲＦパルスシーケンスは、印加される場合に、血流を含む領域において共鳴を励起する。もし励起された領域が全体的に、血流内であるならば、前記ＲＦ信号の位相は、前記血流の速度に比例する。もし前記励起された領域に他の組織が存在するならば、基準スキャンが行われ、静的な組織背景を減算するために使用される。
【００２２】
一連の励起が実行され、心周期にわたり速度又は血流速度を時間マッピングする。血流周期における選択された点において（又は較正された遅延の後に）、従来の撮像シーケンスが、前記血流周期の選択された部分に対して開始又は続行される。前記ナビゲータ・シーケンスは、この場合、次の心周期における同じ点を配置するために再び印加される。
【００２３】
より具体的には、前記血流は、ナビゲーション領域を通して監視され、特徴的な心周期プロットが構築される。前記心周期プロットは、前記ナビゲーション領域を通る前記血流の速度を表す。上行大動脈のような心臓の近くの領域において、前記心周期プロットは、ＥＣＧ信号に似ている。前記心周期プロットは、左心室の収縮に対応する大きなピークを持ち、この時、血液は前記ナビゲーション領域を素早く流れる。心臓から更に離れた領域において、前記心周期プロットは、血管の伸縮性により滑らかにされたパルスに似ている。望ましければ、前記心周期プロットは、特徴的なＥＣＧ信号又は前記患者のＥＣＧ信号の測定値と比較され、これらの間の相関をリファインすることができる。
【００２４】
前記心周期プロットは、心周期プロット解析器５２により解析される。血流計算器５４は、前記ナビゲータ・エコーを解析し、血流速度を決定する。心周期プロット・トランケータ５６は、血流速度閾値又は枠（window）を確立する。例えば、診断者は、血流量の多いサンプル時間を含む領域の画像のみを望むかもしれない。図２を参照すると、典型的な心周期プロット６０は、前記血流速度が閾値６２より大きい撮像時間枠６４を設定する閾値６２により切り捨てられる（truncated）。同様に、前記診断者は、血流量の少ない画像のみを望むかもしれない。随意的に、独立した固定時間枠が、確立されることができる。
【００２５】
導関数プロセッサ６６は、心周期プロット６０の一次導関数を取る。これは、前記解析器５２が、前記血流速度が増加しているか又は減少しているかをいかなる時点であっても決定することを可能にする。図１にゴースト化された（ghosted）ように、随意ＥＣＧ比較器６８は、前記心周期プロットをＥＣＧ信号と比較してこれらの間の相関を決定する。好適な予期的実施例において、遅延係数計算器７０は、前記ナビゲーション領域と前記撮像領域との間の血液パルス移動時間からなる遅延係数を計算する。前記遅延の長さは、主として前記ナビゲーション領域と前記撮像領域との間の距離の因数である。もし前記撮像領域が前記ナビゲーション領域に相対的に近いならば、前記遅延は、相対的に短い。同様に、２つの領域が空間的に離れているほど、前記遅延は長くなる。予期的ゲーティングにおいて、前記ナビゲーション領域は、典型的には前記撮像領域の上流である。前記遅延は、血液のパルス（血液自体ではない）が前記ナビゲーション領域から前記撮像領域まで移動するのに要する時間を表す。閾値条件が満たされた場合、前記ナビゲーション領域において（上行する又は下行する）一次導関数条件が満たされ、計算された前記遅延の後に、画像誘発計算器７２は、ナビゲータ・エコーの生成を中止し、診断用撮像を開始するようにシーケンスコントローラ３０に指示する。代替的に、誘発点は、閾値又は誘発枠を設定することなく前記心周期プロットの振幅及び／又は傾きから外挿されることができる。１秒の一部のみが、各心周期において狭い枠を撮像するために利用可能であるので、高速スピンエコー撮像シーケンスが好ましいが、しかしながら他のシーケンスが予期される。複数のデータラインが、複数の連続的な心周期のそれぞれにおいて時間枠６４の間に集められる。ナビゲータ・エコーは、前記血流速度が枠６４から出たかどうかを決定するために高速スピンエコー反復間に随意的に散在している。より長い撮像枠に対して、エコープラナー撮像シーケンスのような他の撮像シーケンスが予期される。好適なデータ収集は、サンプリング時間を通して前記撮像領域を通る実質的に同じ血流速度を生じる。
【００２６】
遡及的ゲーティングに対して、ナビゲータ・エコーは、ベースライン心周期を確立するために少数の心周期にわたり印加される。一度撮像が開始すると、ナビゲータ・エコーは、前記心周期のどこに各データライン又はデータラインのグループが集められるかを記すために撮像シーケンス区分に散在している。例えば、ナビゲータ及び単一スピンエコー・シーケンスは、前記心周期における各データラインの位置を記すように変更される。代替的に、複数のデータラインが各ナビゲータ・エコー間に集められ、各データラインの心位相は、前記ベースライン心周期から外挿される。エコープラナー、高速スピンエコー、及び他のマルチエコー・シーケンスが予期される。各集められたデータライン及び前記心周期における点は、データメモリ３６に記憶される。オペレータは、前記心周期の区分を選択し、対応するデータラインが再構成される。前記心周期は、複数の区分に分割されることができ、再構成された画像は、連続的にシネモードで表示される。
【００２７】
予期的モード及び遡及的モードにおいて、ナビゲータ・エコーは、好ましくは心周期位置を監視するために周期毎に２つ以上印加される。周期毎のより多くの監視点は、精度を向上させる。少数の点は、非常に安定した心周期を持つ患者に対しては許容できるかもしれない。前記監視点から推定された各心周期は、前記ベースライン心周期と比較される。もし監視された周期が異常であるならば、この間に集められたデータは捨てられる。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明による磁気共鳴装置の概略的な説明図である。
【図２】本発明による典型的な心周期プロットの説明図である。
【図１】
2005528175.tif 000003
【図２】
2005528175.tif 000004
【国際調査報告】
2005528175.tif 000005
2005528175.tif 000006
2005528175.tif 000007