(57)【要約】  本発明は、検査ボリュームにおける局所緩和時間値を定量的に決定するMR方法に関する。まず、異なるエコー時間値t1、t2、t3を持つ複数のエコー信号1、2、3が位相敏感態様で記録される。そして、これらのエコー信号1、2、3から、複雑なMR画像4、5、6が、異なるエコー時間値t1、t2、t3に対して再構成される。次に、局所共振周波数値7が、その複雑な画像値の位相におけるエコー時間従属な変化から各画像点に対して計算され、そして、予備的な局所磁場不均質値8が、局所共振周波数値7から計算される。本発明は、局所緩和時間値10が画像値の振幅におけるエコー時間従属な変化から決定されること及び局所緩和時間値10の訂正が、最終的な局所磁場不均質値を考慮して実行されることを提案する。予備的な磁場不均質値8が、最終的な局所磁場不均質値に対する反復的な最適化手順19を決定するための開始値として使用される。
2008509717.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査ボリュームにおける局所緩和時間値を定量的に決定するMR方法において、
a)  異なるエコー時間値を持つ複数のエコー信号を位相敏感記録するステップと、
b)  前記異なるエコー時間値に対する前記エコー信号から複雑なMR画像を再構成するステップと、
c)  前記複雑な画像値の位相におけるエコー時間従属な変化から各画像点に対する局所共振周波数値を計算するステップと、
d)前記局所共振周波数値から予備的な局所磁場不均質値を計算するステップと、
e)前記画像値の振幅における前記エコー時間従属な変化から前記局所緩和時間値を決定し、最終的な局所磁場不均質値を考慮して前記局所緩和時間値を訂正するステップとを有し、前記予備的な磁場不均質値が、前記最終的な局所磁場不均質値を決定する反復的な最適化手順に対する開始値として使用される、方法。
【請求項２】
前記エコー信号が、互いに直接的に隣接する複数の画像スライスに対するスライス選択的な２次元マルチエコー・シーケンスを用いて記録される、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
同じ位相エンコーディングを持つ前記エコー信号が、異なるエコー時間値に対して記録される、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記マルチエコー・シーケンスがEPIシーケンスである、請求項２又は３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
前記反復的な最適化手順が、停止基準に到達するまで繰り返されるステップとして、
−前記対応する局所磁場不均質値に基づき、各画像点に対する前記エコー時間従属な画像値を訂正するステップと、
−前記訂正された画像値から各画像点に対する局所緩和時間値を計算するステップと、
−各画像点に対する緩和関数から前記訂正されたエコー時間従属な画像値の差の二乗和を最小化することにより、前記局所磁場傾斜値を最適化するステップとを有する、請求項１乃至４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
前記局所共振周波数値を計算するため、画像値の前記振幅が平均信号ノイズより所定の係数倍大きいような前記画像値のみが利用される、請求項１乃至５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
前記検査ボリュームにおける酸化鉄含有造影剤の空間的な分布を決定するための請求項１乃至５のいずれかに記載の方法の使用。
【請求項８】
エコー信号を記録する記録手段と、前記エコー信号から局所緩和時間値を定量的に決定する計算手段とを有し、前記計算手段が、適切なプログラム制御を用いて、請求項１乃至６のいずれかに記載の方法を実行するようデザインされる、MR画像化デバイス。
【請求項９】
MR画像化デバイスのためのコンピュータプログラムであって、請求項１乃至６のいずれかに記載の方法が、前記MR画像化デバイスの計算手段において前記コンピュータプログラムにより実現される、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、検査ボリュームにおける局所緩和時間値の定量的な決定のためのMR方法に関する。
【０００２】
本発明は更に、その方法を実行するMR画像化デバイス及び斯かるMR画像化デバイスのためのコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００３】
知られているように、MR画像化においては、使用されるMR画像化デバイスの検査ボリューム内で核磁化が、時間的に可変で空間的に非一様な磁場（磁場傾斜(magnetic field gradient)）を用いて局所化される。画像再構築に使用されるMR信号は通常、時間領域において切り替えられた(switched)磁場傾斜と高周波パルスとの適切なシーケンスの効果の下、検査ボリュームの領域に配置される高周波コイルにおいて誘起される電圧として記録される。非常に多くの異なる画像化シーケンスが知られている。そこでは、できるだけ高速な画像化の目的のため、高周波パルスを用いる核磁化の励起の後、異なるエコー時間値を持つエコー信号としてMR信号が生成される。斯かるシーケンスは、「マルチエコー・シーケンス」とも呼ばれる。この接続において、例えばEPI(エコー・プラナー・イメージング)シーケンスといったいわゆる傾斜エコーシーケンスと、例えばTSE(ターボ・スピン・エコー)シーケンスといった、追加的な高周波パルスを用いて再フォーカスを行うことによりエコー信号が生成されるような画像化シーケンスとが、特に説明する価値がある。記録されたエコー信号からの実際の画像の再構築は、通常、時間信号のフーリエ変換により行われる。どの視野(FOV)が画像化されるかと画像分解能とを決定することにより、検査ボリュームに割り当てられる空間周波数領域(いわゆるk-空間)のスキャンは、使用される磁場傾斜及び高周波パルスの数、時間的なスペーシング(spacing:配置、間隔)、持続時間及び強度により規定される。k-空間のスキャンの間、従って同時に画像化シーケンスの持続時間の間、位相エンコーディングステップの数が、FOVと画像分解能との観点から個別の必要条件の関数として規定される。
【０００４】
従来技術からは、核磁化(T2又はT2*緩和)の局所横緩和時間(local transverse relaxation time)の決定が特に重要であるMR画像化方法が知られる。例えば核磁化の横緩和に影響を与える造影剤がMR画像化において使用されるとき、緩和時間の空間分布の視覚化及び定量的な決定が重要である。例えば酸化鉄に基づく斯かる造影剤は、近年MRを用いてマークされたセルを追跡し、検査ボリューム内の能動物質(active substance)を位置決めするのにも使用される。横緩和時間の空間分解測定(spatially resolved determination)は、機能的MR画像化(fMRI)にも有益である。一方で、従来技術から、緩和時間の空間分布を視覚化するために、T2*重み付けされたMR画像を記録することが知られている。他方では、いくつかの用途に対して、定量的な観点でできるだけ正確に局所緩和時間を決定することができることが望ましい。これは、例えば、特有の生体構造を通る造影剤ボーラスの通過の時間的な進行が調査される灌流調査の場合である。別の例は、MRを用いて、毛細血管の寸法及びその密度を測定する場合である。定量的なMRリラクソメトリ(relaxometry)も、特定の内部器官(例えば、肝臓、肺、脳)における鉄含有量の定量のために使用されることができる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
定量的なMRリラクソメトリに関する１つの問題は、静的な磁場の局所的な非一様性(不均質性)が、核磁化の横緩和時間を短くすることである。斯かる非一様性は、検査される個別の患者の異なる感受性(susceptibility property)のため、医療MR画像化においては特に回避されることができない。医療MR画像化において、磁場の局所的な非一様性は、異なる感受性を持つ異なるタイプの組織間のインターフェースの領域において生じる。巨視的な磁場非一様性もまた、検査ボリュームの領域に位置する強磁性体対象物によりもたらされる。これらの破壊的な影響は、核磁化の加速された緩和を生じさせる。核磁化緩和における磁場の非一様性の効果は、静的磁場の強度に比例する。3テスラ以上の高い磁場強度の場合、それが医療MR画像化デバイスにおいては徐々に当たり前になりつつあるが、核磁化の横緩和に関する磁場の非一様性の効果は、もはや無視されることができない。高い磁場強度の場合、上述した感受性アーチファクトが、T2*を測定する際、完全に偽りの値をもたらすことがわかった。局所磁場の非一様性は、結果として緩和率のシステマチックな過大評価を生じさせる。その結果、例えば、明らかに高い緩和率のため、実際には問題の箇所に造影剤が存在しない場合であっても、特定の画像領域に酸化鉄含有の造影剤が存在するという結論が導き出されることになる。従って、これは、誤診断に対応するケースを生じさせる。
【０００６】
上述された問題に対する解決のためのアプローチが、従来技術から既に知られている。例えば、An他(Magnetic Resonance in Medicine、47巻、出版年2002年、958から966頁)は、MRリラクソメトリを用いて脳におけるデオキシヘモグロビンの濃度の空間分解測定(spatially resolved measurement)を処理する。An他は、横T2*緩和に関する静的磁場とデオキシヘモグロビンとの局所的な非一様性の効果が、互いに分離されることができることを発見した。それは、つまり記録されたMR信号において重畳される緩和成分の異なる時間的な応答のためである。An他は、最初のステップで、高分解３次元MR画像化を用いて局所磁場の非一様性を測定することを提案する。第２のステップにおいて、空間分解T2*測定に関する、分解能を少し落としたMRデータが記録される。そして、これらのデータは、以前に測定された磁場の非一様性に基づき訂正され、その結果、リラクソメトリに使用されるデータは、望まない破壊的な影響から解放される(are free of)。
【０００７】
以前において知られる方法の重要な不都合点は、追加的に必要とされる高分解能３次元画像化が原因で、全体的に測定時間が非常に長いことである。測定時間は、追加的な画像記録ステップにより２倍以上にされる。
【０００８】
以上に鑑み、本発明の目的は、局所磁場の非一様性によりもたらされる破壊的な影響を削減しつつ、局所緩和時間値の定量的な決定を可能にするMR方法を提供することである。そこでは、測定時間が従来技術において知られる方法よりも短いものとなる。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、請求項１に記載された特徴を持つMR方法によりこの目的を達成する。
【００１０】
本発明によれば、第１の方法ステップにおいて、異なるエコー時間値を持つ複数のエコー信号が、位相敏感態様(phase-sensitive manner)で記録される。異なるエコー時間値を持つエコー信号の記録は、緩和時間値を決定する核磁化の時間応答を解析することができるようにするため必要である。次の方法ステップでは、それぞれの場合において、異なるエコー時間値に対して記録されたエコー信号から複雑なMR画像が再構築される。その結果、完全なMR画像が各エコー時間値に対して存在する。そして、複雑なMR画像の各画像点に対して局所共振周波数値が計算される。つまり、複雑な画像値の位相におけるエコー時間従属な(echo-time-dependent)変化を評価することによってである。複雑な画像値の位相は、エコー時間に比例する態様で変化する。それぞれの場合において、比例定数は局所共振周波数値である。局所共振周波数値は、順に、局所磁場強度に比例する。すると、この方法ステップにおいて、各画像点に対する局所磁場強度が分かるので、次の方法ステップにおいて、各画像点に対して、予備的な局所磁場不均質値(preliminary local magnetic field inhomogeneity value)が計算されることができる。こうして決定される局所磁場不均質値は、予備的な値として認識されることになる。なぜなら、局所磁場不均質性が上述された態様で決定される精度が、局所緩和時間値の正確な定量的決定のためにはまだ不十分だからである。本発明によれば、局所緩和時間値は、最後の方法ステップにおいて、画像値の振幅におけるエコー時間従属な変化から決定される。そこでは、最終的な局所磁場不均質値を考慮しつつ、局所緩和時間値が訂正される。最終的な局所磁場不均質値は、反復的な最適化手順を用いて決定される。そこでは、予備的な局所磁場不均質値が開始値として使用される。従って、反復的な最適化手順を用いることにより、予備的に計算された局所磁場不均質値が、より正確に決定される。ここでは、最適化手順が、核磁化緩和及び／又は局所磁場不均質性によりもたらされる、画像値の振幅の異なる時間応答を利用する。
【００１１】
本発明の中核となる概念は、従来技術に基づき必要とされる追加的な画像記録ステップを節約する(save)ため、記録された画像データにすでに存在する局所磁場不均質性に関する情報を用いることにある。有利なことに、これは結果として、測定時間におけるかなりの削減を生じさせる。
【００１２】
従って本発明は、検査ボリュームにおける静的磁場の進路が、記録された画像データに含まれる位相情報から少なくとも大雑把に推定されることができるという知識に基づく。すると緩和時間値は、画像値の振幅におけるエコー時間従属な変化から決定されることができる。そして単に反復的な最適化手順を用いる、記録された画像データのコンピュータ補助のポストプロセッシングを用いることにより、局所緩和時間値と局所磁場不均質性との十分に正確な決定が可能となる。必要とされる計算時間は、従来技術による追加的な３次元画像データを記録するのに必要とされる時間よりも明らかに少ない。
【００１３】
MRリラクソメトリに関連する、記録された画像データのコンピュータ補助のポストプロセッシングは、Fernandez-Seara他(Magnetic Resonance in Medicine、44巻、出版年2000年、358から366頁)による従来技術から既に知られている。しかしながら、以前に知られた方法においては、本発明の本質的な基礎的アイデアである、局所磁場不均質性を決定するのに画像データに含まれる位相情報が使用される場合にあてはまらず、むしろ、反復的な最適化の枠組みの中で、局所磁場傾斜値が、画像値の振幅の時間応答のみから推定及び決定される場合である。従って、本発明による方法は、従来技術から知られる方法における場合よりも、一層完全でそして一層効果的な態様で、記録された画像データに含まれる情報を用いる。これにも関わらず、計算時間の観点から、本発明による方法は、Fernandez-Seara他により提案される方法よりも約１０倍高速であることがわかる。
【００１４】
本発明による方法の１つの有利な実施形態よれば、互いに直接隣接する複数の画像スライスに対するスライス選択的な(slice-selective)２次元マルチエコー・シーケンスを用いてエコー信号が記録される。斯かるマルチスライス画像記録は、予備的な局所磁場不均質性を計算するのに必要とされるデータを全て、反復的な最適化手順に対する開始値として与える。互いに直接隣接する複数の画像スライスを記録することは、それぞれの予備的な局所磁場不均質値が、各画像点に対して十分な精度を持って決定されることができることを確実にする。これは、それぞれ空間的に隣接する画像点の局所共振周波数値の補間により各画像点に対してすばやくかつ簡単に達成されることができる。
【００１５】
エコー信号の位相敏感記録に対するマルチエコー・シーケンスを用いるとき、異なるエコー時間値に対して同じ位相エンコーディングを持つエコー信号を記録することも有利である。これを達成するため、EPIシーケンスを用いるとき、いわゆる「ブリップ(blip)」傾斜の少なくともいくつかは、省略されることができる。全体としては、それぞれの場合にMR画像が異なるエコー時間値に対して再構成されることができるよう、もちろん全体のk-空間が、各エコー時間値に対してスキャンされなければならない。もし同じ位相エンコーディングを備えるエコー信号が異なるエコー時間値に対して存在する場合、本発明によれば、これは、予備的な局所磁場不均質値が、複雑な画像値の位相におけるエコー時間従属な変化に基づき、確実に計算されることができることを確実にする。本発明による方法の信頼性の高い機能に関して、異なるエコー時間値に対して再構成される複雑なMR画像が、１つ及び同じk-空間スキャニングパターンを用いて記録される場合、特に有利である。
【００１６】
本発明に基づき使用される反復的な最適化手順は、以下の方法ステップを有することができる。それらは、停止基準に到達するまで繰り返される：まず、各画像点に対するエコー時間従属な画像値が、対応する局所磁場不均質値に基づき訂正される。物理的な条件のため、局所磁場不均質性によりもたらされる画像値の振幅のエコー時間従属な応答が、理論的に知られている。従って、磁場非一様性の効果が、エコー時間従属な画像データから無視されることができる。事案を簡単化するために、個別の画像点の領域における局所磁場の進路が、線形磁場傾斜により規定されることが大体推測されることができる。すると、訂正されたエコー時間従属な画像値から、各画像点に対する局所緩和時間値が計算されることができる。これは、それぞれの場合におけるエコー時間従属な画像値を(例えば、単一指数)適合関数に従来の態様で適合させることにより、達成されることができる。この適合は、結果として、実際の緩和時間値の第１の近似を表す局所緩和時間値を生じさせる。その後、最適化ステップが行われ、そのステップは、最初はまだ予備的な値である局所磁場不均質値を一層正確に決定するようデザインされる。これは、各画像点に対して対応する緩和関数から訂正されたエコー時間従属な画像値の差の二乗和を最小化することにより達成される。そこでは、各場合において、以前に決定された局所緩和時間値が利用される。この最適化ステップにおいて、核磁化緩和が、エコー時間に関する画像値の所与の(例えば、単一指数)関数的な従属性をもたらすことが推測される。局所磁場不均質性が、それとは異なる画像値の時間的な応答を生じさせる。これは、対応するように訂正されたエコー時間従属な画像値が緩和関数に近づくよう局所磁場不均質値が最適化されるという点で、上述された最適化手順に使用されることができる。すると、上述されたステップは、局所緩和時間値及び局所磁場不均質値が実際の値に向かって反復的に収束するよう、多数回繰り返される。その反復は、適切に選択された停止基準に到達するまで行われる。
【００１７】
局所共振周波数値を計算するため、実際は、画像値の振幅が平均信号ノイズより大きい、事前規定可能な係数(例えば１０倍)であるような画像値のみを使用する場合に有利であることがわかった。これは、予備的な局所磁場傾斜値の十分な精度を確実にし、低い信号振幅を持つ画像値を省略することにより、局所共振周波数値の決定の間の計算時間が節約されることができる。
【００１８】
本発明による方法は、検査ボリュームにおいて酸化鉄含有の造影剤の空間的な分布を決定するのに非常に適している。微小及び極小常磁性酸化鉄粒子(いわゆるSPIO)をMR画像化法における造影剤として用いることは、近時において特に興味深い。検査ボリュームにおけるこれらの粒子の分布は通常、T2又はT2*重み付きMR画像に基づき評価される。本発明による方法は、MRリラクソメトリを用いて、検査ボリュームにおけるSPIO粒子の局所濃度を定量的に決定するのに特に適している。特に興味深いのは、マクロファージのSPIO粒子が記録されるという事実である。これは、SPIO粒子の挿入の後、肝臓において生じる。SPIO粒子はまた、生体外でセル(例えば幹細胞)をマークするのにも使用されることができる。すると、本発明による局所緩和時間値の定量的決定のおかげで、患者の体への挿入の後、斯かるマーク付けされたセルが追跡されることができる。有利なことに、本発明による方法は、T2とT2*との差に基づき、セルの外側に位置するSPIO粒子と、セルによって取り上げられるSPIO粒子とを区別することを可能にする。
【００１９】
本発明による方法を実行するために、エコー信号を記録する記録手段と、エコー信号から局所緩和時間値を定量的に決定する計算手段とを有するMR画像化デバイスが使用される。上述の方法は、計算手段の適切なプログラム制御を用いて、本発明によるMR画像化デバイスで実行されることができる。本発明による方法は、対応するコンピュータプログラムの形式で、MR画像化デバイスのユーザに対して利用可能とされることができる。そのコンピュータプログラムは、例えば、CD-ROM又はフロッピーディスクといった適切なデータ担体に格納されることができるか、又はMR画像化デバイスの計算手段へインターネットからダウンロードされることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
本発明は、図面に示される実施形態の例示を参照して更に説明されることになるが、本発明は、それらに限定されるものではない。
【００２１】
図１に示される方法は、３つの異なるエコー時間値t1、t2及びt3を持つ複数のエコー信号の位相敏感記録で始まる。データ記録１、２及び３が、これらのエコー時間値のそれぞれに対して存在する。それぞれの場合において、複雑なMR画像４、５及び６が３つのデータ記録１、２及び３から再構成される。従ってMR画像４、５及び６は、各エコー時間値t1、t2及びt3に対して存在する。MR画像４、５及び６の各画像点に対して、複雑な画像値の位相におけるエコー時間従属な変化から局所共振周波数値が計算される。その結果は、各画像点に対して周波数シフト値Δω(x)として局所共振周波数値を有するデータ記録７である。ここでも各画像点に対して、予備的な局所磁場不均質値がそのデータ記録７から計算される。実施形態の例示において、局所磁場不均質値は、ΔB0(x)として、つまり、それぞれ空間的に隣接する画像点間の磁場差として存在する。最終的に、MR画像４、５及び６と、予備的な局所磁場不均質値８とが、入力データとして反復的な最適化アルゴリズム９に与えられる。ここで、局所緩和時間値は、MR画像４、５及び６の画像値の振幅におけるエコー時間従属な変化から決定される。そこでは、局所緩和時間値は、最終的な磁場非一様性値を考慮に入れて訂正される。使用される反復的な最適化手順に対して、データ記録８による予備的な局所磁場不均質値が開始値として使用される。局所緩和時間値T2*(x)は、末端においてデータ記録１０として存在する。
【００２２】
最終的な局所磁場不均質値を決定する反復的な最適化手順は、次のようにして実現されることができる：
【００２３】
まず、各画像点に対するエコー時間従属な画像値S(TE)が、対応する局所磁場傾斜値ΔB0に基づき、特に、以下の式
2008509717.tif 000003
に基づき訂正される。
【００２４】
ここで、S0は、画像値振幅の絶対値である。この値は、それ以上面白いものではない。TEは、それぞれのエコー時間値である。T2*は、注目する実際の局所横緩和時間である。S(TE)は、画像値振幅におけるエコー時間従属な変化である。γは、磁気回転比である。従って、エコー時間従属な画像値をサイン関数の値で割ることにより訂正が行われる。それは、局所磁場傾斜値ΔB0とエコー時間TEとに依存する。サイン関数は、画像値振幅の時間応答を表す。それは、磁場傾斜値ΔB0の効果から生じる。すると、局所緩和時間T2*は、指数関数への適合により、こうして訂正される画像値から決定されることができる。次のステップにおいて、差の二乗和SDが、次の式：
2008509717.tif 000004
に基づいて計算される。
【００２５】
すべてのエコー時間値TEiに対する総和が実行される。局所磁場傾斜値ΔB0は、上述の差の二乗和を最小化することにより、適切な画像点に対して最適化される。その結果、訂正されたエコー時間従属な画像値が単一指数緩和関数にできるだけ一致するようにする試みがなされる。一旦最適化された局所磁場傾斜値が見つかると、最適化された局所磁場傾斜値を用いてエコー時間従属な画像値の訂正が繰り返され、改善された緩和時間値T2*が決定される。全体の手順は、局所磁場傾斜値ΔB0の観点及び局所緩和時間値T2*の観点から収束が確定されることができるまで繰り返される。
【００２６】
図２は、本発明による方法が実行されることができるMR画像化デバイスのブロック図を示す。MR画像化デバイスは、患者１２が位置される検査ボリュームにおける一様な静的磁場を生成する主場コイル１１を含む。MR画像化デバイスは更に、検査ボリューム内の異なる空間方向における磁場傾斜を生成する傾斜コイル１３、１４及び１５を持つ。検査ボリューム内の磁場傾斜の時間的及び空間的進路は、中央制御ユニット１６を用いて制御される。それは、傾斜増幅器１７を介して傾斜コイル１３、１４及び１５に接続される。示されるMR画像化デバイスは、検査ボリュームにおける高周波場を生成し、及び検査ボリュームからエコー信号を受信する高周波コイル１８も有する。高周波コイル１８は、送信機ユニット１９を介して制御ユニット１６に接続される。高周波コイル１８により記録されるエコー信号は、受信機ユニット２０により復調及び増幅され、再構成及び視覚化ユニット２１に与えられる。高周波コイル１８は、受信機ユニット２０と共にMR画像化デバイスの記録手段を形成する。制御ユニット１６と再構成及び視覚化ユニット２１とは、本発明によるMR画像化デバイスの計算手段である。再構成及び視覚化ユニット２１により処理されるエコー信号は、スクリーン２２に表示されることができる。再構成及び視覚化ユニット２１と制御ユニット１６とは、本発明による方法を実行する適切なプログラム制御を持つ。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】本発明による方法の進行を概略的に示す図である。
【図２】本発明によるMRデバイスを示す図である。
【図１】
2008509717.tif 000005
【図２】
2008509717.tif 000006
【国際調査報告】
2008509717.tif 000007
2008509717.tif 000008
2008509717.tif 000009