(57)【要約】  高感度の取得は、同一符号のフリップ角を繰り返し適用することによって達成される（ダイナミックな）定常状態を伴う。磁気共鳴信号の読出しは、時間的な傾斜磁場を印加することによって発生したグラジエントエコーの形態で行われる。好適には、全ての傾斜磁場が完全に補償される。したがって、いわゆるリフェーズファーストフィールドエコー（Ｒ−ＦＦＥ）シーケンスが、高感度取得シーケンスとして用いられる。３°から１５°の範囲のフリップ角が用いられるときに高感度が達成されることが明らかである。分子イメージングに適切な範囲にある非常に低い濃度の造影剤に対して高感度が達成される。
2007534418.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＲＦ励起システムと、
グラジエントエンコーディングシステムと、
ＲＦ受信システムと、
前記ＲＦ励起システム、前記グラジエントエンコーディングシステム及び前記ＲＦ受信システムを制御する制御システムとを具え、
前記コントロールシステムが、
高感度磁気共鳴信号を取得する高感度取得シーケンスを実行し、
前記高感度取得シーケンスが、同一符号を有する予め決定されたフリップ角を伴う連続的なＲＦ励起パルスを有することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
【請求項２】
前記フリップ角が３°と１５°との間の範囲にあることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項３】
静磁場を生成する主磁石と、
前記静磁場のシミングを行うシムシステムと、
磁気共鳴画像を再構成する再構成システムと、
前記制御システムが、磁気共鳴画像信号を取得する画像取得シーケンスを実行し、
前記制御システムが、関心のある領域の磁気共鳴画像を前記磁気共鳴画像信号から再構成するとともに前記関心のある領域の磁気共鳴画像に基づいて前記静磁場のシミングを制御するように前記シムシステム及び前記再構成システムを制御することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項４】
前記再構成システムが、
高感度磁気共鳴画像を前記高感度磁気共鳴信号から再構成し、
概観磁気共鳴画像を前記磁気共鳴画像信号から再構成することを特徴とする請求項３記載の磁気共鳴撮像装置。
【請求項５】
磁気共鳴画像信号を取得するために画像取得シーケンスを実行し、
関心のある領域の磁気共鳴画像を前記磁気共鳴画像信号から再構成し、
前記関心のある領域に対するシミングを、取得した磁気共鳴画像信号に基づいて設定し、
シミングの設定時に高感度磁気共鳴信号を取得するために高感度取得シーケンスを実行し、
前記高感度取得シーケンスが、同一符号を有する予め決定されたフリップ角を伴う連続的なＲＦ励起パルスを有することを特徴とする磁気共鳴撮像方法。
【請求項６】
磁気共鳴画像信号を取得するために画像取得シーケンスを実行する命令と、
関心のある領域の磁気共鳴画像を前記磁気共鳴画像信号から再構成する命令と、
前記関心のある領域に対するシミングを、取得した磁気共鳴画像信号に基づいて設定する命令と、
シミングの設定時に高感度磁気共鳴信号を取得するために高感度取得シーケンスを実行する命令とを具え、
前記高感度取得シーケンスが、同一符号を有する予め決定されたフリップ角を伴う連続的なＲＦ励起パルスを有することを特徴と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、定常状態の磁気共鳴撮像を行う磁気共鳴撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
定常状態の磁気共鳴撮像は、M.T. Vlaardingerbroek及びJ.A. den Boerによるハンドブック’Magnetic resonance imaging’（第２版）(Springer Berlin 1999)から知られている。
【０００３】
一般に、定常状態の磁気共鳴撮像方法は、磁気共鳴信号を取得するために非常に短い全走査時間を有する。連続的なＲＦ励起が一連のＲＦ励起パルスの形態で実行され、縦方向磁化（可能な場合には横方向磁化も）が緩和して零に戻らないようにする。ＲＦ励起パルス前の磁化は、多数の以前のＲＦ励起パルスによって生じる。複数のＲＦ励起パルスの後、動的平衡が強まり、この場合、縦方向磁化成分と横方向磁化成分の両方が存在する。造影磁気共鳴撮像方法において、磁気共鳴信号のコントラストに影響を及ぼす造影剤は、検査すべき被検体に施される。例えば、血液のＴ１緩和時間を短縮するＧｄ造影剤を用いることができる。造影磁気共鳴撮像においてしばしば、“Ｔ１−ＦＦＥ”のような悪化したＦＦＥ取得シーケンスが用いられる。悪化したＦＦＥにおいて、横方向磁化の種々の寄与が有害な相互作用を及ぼし、これによって、主にＴ１で重み付けられた磁気共鳴画像が生じる。このアプローチは、非常に高い濃度の造影剤を用いたときに成功することを証明している。さらに、悪化したＦＦＥ磁気共鳴撮像方法において、繰返し周波数ＴＲが小さくなるにしたがってコントラストが増大する。
【発明の開示】
【０００４】
本発明の目的は、非常に低い濃度の造影剤を検出することができる磁気共鳴撮像装置を提供することである。
【０００５】
本発明は、
ＲＦ励起システムと、
グラジエントエンコーディングシステムと、
ＲＦ受信システムと、
前記ＲＦ励起システム、前記グラジエントエンコーディングシステム及び前記ＲＦ受信システムを制御する制御システムとを具え、
前記コントロールシステムが、
高感度磁気共鳴信号を取得する高感度取得シーケンスを実行し、
前記高感度取得シーケンスが、同一符号を有する予め決定されたフリップ角を伴う連続的なＲＦ励起パルスを有することを特徴とする磁気共鳴撮像装置によって達成される。
【０００６】
本発明によれば、高感度の取得は、同一符号を有するフリップ角を繰り返し適用することによって達成される定常状態を伴う。磁気共鳴信号の読出しは、時間的な傾斜磁場をかけることによって生じたグラジエントエコーの形態で行われる。好適には、全てのグラジエントが完全に補償される。したがって、いわゆるリフェーズファーストフィールドエコー（Ｒ−ＦＦＥ）シーケンスが、高感度取得シーケンスとして用いられる。３°から１５°までのフリップ角を用いるときに高感度を達成できることは明らかである。高感度は、ＭＲ撮像、特に、分子イメージングの場合のように低濃度の造影剤が予測される場合に強く要求され、この場合、造影剤は、典型的にはナノモルからピコモルまでの範囲の濃度で人体に存在する細胞表面受容体を対象とする。したがって、本発明は、非常に低い濃度のターゲット造影剤の磁気共鳴撮像に対して非常に関連する。すなわち、本発明の磁気共鳴システムは、分子イメージングに適している。３．５°のフリップ角で非常に良好な結果が見つけられる。
【０００７】
本発明のこれら及び他の態様を、従属項で規定した例を参照して更に詳しく説明する。
【０００８】
Ｒ−ＦＦＥにおいて、好適には全ての傾斜磁場が補償されるが、磁場の不均一すなわち主要な静磁場の不均一及び時間的な傾斜磁場の不完全さに起因して一部の残留した補償されない傾斜磁場が存在したままとなることがある。これらの不完全さによって、磁気共鳴画像にバンド状のアーティファクトが生じることがある。バンド状のアーティファクトを、各繰返し時間ＴＲの連続的なＲＦ励起に対して位相増分を用いることによって更に減少することができる。例えばＴＲ＜３ｍｓの短い繰返し時間を用いることによって、バンド状のアーティファクトに加わる位相差の増大を回避する。本発明の他の態様によれば、磁気共鳴画像信号を取得するために画像取得シーケンスが実行される。磁気共鳴画像は、これら磁気共鳴画像信号から再構成される。磁場の不均一に対して比較的反応を示さない任意の取得シーケンスを、画像取得シーケンスとして用いることができる。適切な画像取得シーケンスは、例えば、バランスＦＦＥシーケンスである。磁気共鳴画像信号から再構成された磁気共鳴画像に基づいて、磁気共鳴撮像装置のシムシステムは、特に関心のある小領域の磁場の不均一を更に除去するように調整される。その後、高感度取得シーケンスは、磁気共鳴画像に基づいてシミングセットで実行される。本発明のこの態様は、関心のある領域、特に腫瘍のサイズが残留磁界の不均一に起因するバンド状のアーティファクトのサイズより小さく、かつ、バンド状のアーティファクトによってほとんど又は全く悪影響が及ぼされない有効視界が関心のある領域より十分に大きいという洞察に基づく。したがって、正確なシミングによって、関心のある領域の撮像にほとんど又は全く影響を及ぼさないバンド状のアーティファクトを高感度磁気共鳴信号に基づいて配置する。正確なシミングに影響を及ぼすシム傾斜は、関心のある領域に対して調整される。このために、例えば、検査すべき被検体内でボックスの形態の関心のある３次元領域が選択される。次に、選択されたボックスを超えるスピンのサチュレーションを、例えばＰＲＥＳＳシーケンスによって実行する。次に、ボックスからのエコーが各読出し傾斜磁場で測定され、特に、三つの連続する直交読出し傾斜が用いられる。主磁場の局所的な不均一は、これら三つの傾斜に対してエコートップが選択したボックスから生じる瞬時に取得される。最後に、選択したボックス内の主磁場の不均一を補償するために静止オフセットが傾斜磁場に加えられる。好適には、エコートップは、支配的に（プロトン）密度重み付けされた取得シーケンスを用いて測定され、取得シーケンスは、弱いＴ１及びＴ２の重み付けのみを有する。
【０００９】
本発明の他の態様によれば、概観磁気共鳴画像が、磁気共鳴画像信号から再構成され、高感度磁気共鳴画像が、高感度磁気共鳴信号から再構成される。この概観磁気共鳴画像及び高感度磁気共鳴画像を、同時に、所定の間隔を置いて連続的に又は中断されることなく次々と表示することができる。例えば、結合された磁気共鳴画像を、概観磁気共鳴画像及び高感度磁気共鳴画像からそれぞれ再構成した画素から形成することができる。概観磁気共鳴画像は、関心のある領域、例えば、腫瘍を包囲する組織の情報を保持し、高感度磁気共鳴画像は、腫瘍のような関心のある領域それ自体に関連する情報を保持する。結合された磁気共鳴画像は、組織の周辺に腫瘍が示されるという点で他の情報をユーザ、例えば、放射線技師に提供する。
【００１０】
また、本発明は、請求項５で規定したような磁気共鳴撮像方法に関する。本発明の磁気共鳴撮像方法によって、非常に低い濃度のターゲット影剤を用いた磁気共鳴撮像が可能となる。また、本発明は、請求項６で規定したような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によって、磁気共鳴撮像装置は、非常に低い濃度のターゲット影剤を用いた磁気共鳴撮像が可能となる。本発明のコンピュータプログラムを、磁気共鳴撮像装置の処理システムにインストールすることができる。本発明のコンピュータプログラムを、ＣＤ−ＲＯＭのようなデータ担体として提供することができ、ワールドワイドウェブのようなデータネットワークから、例えば、デジタル信号の形態でダウンロードすることができる。
【００１１】
本発明のこれら及び他の態様を、以下説明する実施の形態及び添付図面を参照して更に詳しく説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
図１は、本発明で用いられる磁気共鳴撮像装置を線形的に示す。磁気共鳴撮像装置は、安定した一様な磁界を発生する１組の主コイルを有する。主コイルは、例えば、トンネル形状の検査空間を包囲するように構成される。検査される被検体は、このトンネル形状の検査空間をスライドされる被検体台に配置される。磁気共鳴撮像装置は、一様な磁界に重畳するために特に個別の方向において時間的な傾斜磁場の形態で空間的な変動を示す磁場を発生する複数の傾斜磁場コイル１１，１２も有する。傾斜磁場コイル１１，１２は、制御可能な電源ユニット２１に接続される。傾斜磁場コイル１１，１２は、電源ユニット２１から電流を供給することによって励起される。傾斜磁場の大きさ、向き及び持続時間は、電源ユニットの制御によって制御される。磁気共鳴撮像装置は、ＲＦ励起パルスを発生する送信コイル１３及び磁気共鳴信号を取り出す受信コイル１６も有する。送信コイル１３は、好適には、検査すべき対象（の一部）を包囲することができるボディコイル１３として構成される。ボディコイルは通常、検査すべき被検体３０が磁気共鳴撮像装置に配置されるときに検査すべき被検体３０がボディコイル１３によって包囲されるように、磁気共鳴撮像装置に配置される。ボディコイル１３は、ＲＦ励起パルス及びＲＦ再収束パルスを送信する送信アンテナとしての役割を果たす。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伴う。送信コイル及び受信コイルとして、通常、同一のコイル又はアンテナが用いられる。さらに、送信及び受信コイルは通常、一つのコイルとして用いられるが、送信及び受信コイルがＲＦ電磁信号用の送信及び受信アンテナとしての役割を果たす他の幾何学的配置も容易である。送信及び受信コイル１３は、電子的な送信及び受信回路１５に接続される。
【００１３】
個別の受信及び／又は送信コイル１６を用いることもできる。例えば、表面コイル１６を、受信及び／又は送信コイル１６として用いることができる。そのような表面コイルは、比較的小さい容量で高感度を有する。表面コイルのような受信コイルは、復調器２４に接続され、受信した磁気共鳴信号（ＭＳ）は、復調器２４によって復調される。復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニットに供給される。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によって受信した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に供給される。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、撮像すべき対象の一部の局所スピン密度に関する実際の情報を有する。さらに、送信及び受信回路１５は変調器２２に接続される。変調器２２並びに送信及び受信回路１５は、ＲＦ励起パルス及びＲＦ再収束パルスを送信するよう送信コイル１３を励起させる。再構成ユニットは、復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から一つ以上の画像信号を取得し、画像信号は、検査すべき対象の撮像された部分の画像情報を表す。再構成ユニットは、好適には、撮像すべき対象の一部の画像情報を表す画像信号を復調された磁気共鳴信号から取得するようにプログラムされたデジタル画像処理ユニット２５として実際に構成される。再構成モニタ２６の出力部の信号によって、モニタは磁気共鳴イメージを表示することができる。更なる処理を待機する間に、再構成ユニット２５からの信号をバッファユニット２７に格納することもできる。
【００１４】
本発明による磁気共鳴撮像装置には、（マイクロ）プロセッサを有する例えばコンピュータの形態の制御ユニット２０も設けられる。制御ユニット２０は、ＲＦ励起の実行及び時間的な傾斜磁場の印加を制御する。制御ユニットは、静止磁場の不均一性を減少するために磁気共鳴撮像装置のシミングの設定も制御する。このために、本発明によ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。
【００１５】
図２，３及び４を参照すると、バランスＦＦＥ及びリフェーズＦＦＥ（定常状態の十分なコヒーレント型グラジエントエコーシーケンス、エコー及びリフェーズされたＦＩＤ）が通常用いられるＴ１−ＦＦＥに比べて低濃度の造影剤の検出の際に６倍まで感度が上昇する著しい利得を提供することを示す。ＭｎＣｌ２を添加したＧｄ−ＤＴＰＡ水溶液の一連の濃度を用いて理論的かつ実験的に感度の増大が示される。
【００１６】
図２において、Ｔ２／Ｔ１による理論的に最適なフリップ角におけるＴ１−ＦＦＥ（＋）、バランスＦＦＥ（Ｏ）及びリフェーズＦＦＥ（＊）の計算された信号エンハンスメント（基準信号を、Ｔ１−ＦＦＥを用いる基準サンプルとする。）は、テストサンプルのものと等しくなる。
【００１７】
図２は、Ｔ２／Ｔ１比の関数としての３シーケンスの計算された信号エンハンスメントを示す。理論的に最適なフリップ角は、Ｔ１−ＦＦＥ、バランスＦＦＥ及びリフェーズＦＦＥのそれぞれに対して９°，７７°及び１°であった。グラフは、バランスＦＦＥとリフェーズＦＦＥの両方に対して信号エンハンスメントの顕著な利得が予測されることを明確に示す。画像は、増大するＧｄ−ＤＴＰＡ濃度０／０．０４／０．０８／０．１２／０．１６／０．２ｍＭｎを有する６サンプル（ＭｎＣｌ２溶液（１３ｍｇ／ｌ），φ＝２２ｍｍ）で取得され、ヘッドコイルで束ねられ、１．５Ｔ  ＭＲＩスキャナでイメージされる（フィリップス社の医療システムが最適である。）。画像は、次のパラメータを用いて形成される。ＴＲ／ＴＥ＝４／１．６９−２ｍｓ、マトリックス＝１２８２，ＮＳＡ＝８及びＦＯＶ＝１４×１４ｃｍ２。測定前に、ＢＯ磁場が局所的にシミングされ、走査準備パラメータが固定された。バランスＦＦＥイメージ、リフェーズＦＦＥイメージ及びＴ１−ＦＦＥイメージを、フリップ角の関数として記録した。実験的に決定されたサンプルのＴ２／Ｔ１を用いて計算を行った。（Ｇｄ−ＤＴＰＡのない）基準サンプルは、２１５／１４０６ｍｓ／ｍｓのＴ２／Ｔ１比を有した。溶液の緩和度Ｒ１及びＲ２をそれぞれ、４．１ｓ−１ｍＭ−１及び５．５ｓ−１ｍＭ−１とした。
【００１８】
サンプルのイメージを、関心のある領域の信号対雑音比（ＳＮＲ）の平均値を計算することによって分析した。０．２ｍＭのサンプルが最大のエンハンスメントを示したフリップ角に対して、各サンプルのＳＮＲを基準サンプルのＳＮＲから抽出した。このようにして、濃度の関数としてコントラスト対雑音比（ＣＮＲ）を取得した。緩和度を、Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度（ｍＭ）ごとのＣＮＲの変化として規定した。
【００１９】
図３は、フリップ角の関数としての（Ｇｄ−ＤＴＰＡのない）基準サンプルのＳＮＲを示す。記号は、図２に示すものと同一である。図３において、Ｇｄ−ＤＴＰＡのない基準サンプルのＳＮＲを３シーケンスに対してプロットする。形状は理論に従っている。
【００２０】
図４は、６サンプルのＧｄ−ＤＴＰＡ濃度の関数としてＣＮＲが［Ｇｄ−ＤＴＰＡ］＝０に対して増大することを示す。記号は、図２に示すものと同一である。図４の連続的な点は、図２のＴ２／Ｔ１比の点に対応する。３シーケンスの最大ＣＮＲに対するフリップ角は、Ｔ１−ＦＦＥ、バランスＦＦＥ及びリフェーズＦＦＥのそれぞれに対して１５°，１２５°及び６５°であった。これらのシーケンスの感度（図４）は、観察した濃度範囲でほぼ一定である。Ｇｄ−ＤＴＰＡ溶媒の感度は、Ｔ１−ＦＦＥに対して４９ｍＭ−１（ｒ２＝０．９９８４）であり、バランスＦＦＥに対して１８４ｍＭ−１（ｒ２＝０．９９１９）であり、リフェーズＦＦＥに対して３０５ｍＭ−１（ｒ２＝０．９９８２）である。Ｔ１−ＦＦＥと比べると、バランスＦＦＥ及びリフェーズＦＦＥは、図２に適合して感度の著しい増大を示す。リフェーズＦＦＥのフリップ角は、理論的に予測したときに比べて高くなった。予測は、零磁場オフセットに当てはまり、実験的に得られたオフセットに比べて小さくなった。
【００２１】
簡単なモデル計算がスライスプロファイル及び残余ＢＯの不均一を考慮しなかったことを考察すると、計算によって予測される信号エンハンスメントは、測定された信号エンハンスメントに良好に適合している。全てのシーケンスは、濃度の関数として感度の良好な線形性を示し、このことは、定量化のためには重大である。リフェーズＦＦＥは最大の感度を示し、これによって、このシーケンスは、ＭＲＩによる分子イメージングに対して最も魅力的なものとなる。リフェーズＦＦＥの他の利点は、要求されるフリップ角が更に小さくなることであり、これによって、ＳＡＲの制約が重要となる高い磁場強度のときでさえも非常に短い繰返し時間を許容する。
【００２２】
結論として、通常用いられるＴ１−ＦＦＥに比べてバランスＦＦＥやリフェーズＦＦＥのような定常状態の十分なコヒーレントグラジエントエコーシーケンスが低濃度の造影剤の検出の際に感度の著しい利得を提供することを示す。したがって、これらのシーケンスは、ターゲットとされた造影剤を用いた疾病マーカの体内での検出の際に魅力的な候補となる。
【図面の簡単な説明】
【００２３】
【図１】本発明で用いられる磁気共鳴撮像装置を線形的に示す。
【図２】Ｔ１／Ｔ２比の関数としての３シーケンスの計算された信号エンハンスメントを示す。
【図３】３シーケンスに対してＧｄ−ＤＴＰＡなしの基準サンプルのＳＮＲをプロットする。
【図４】Ｇｄ−ＤＴＰＡ濃度の関数としての測定されたＣＮＲを示す。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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2007534418.tif 000008
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