(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
デルタ緩和拡張ＭＲ画像（ＤＲＥＭＲ）システムにおいて、核磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得する方法であって、
強度Ｂ０の静磁場を生成することと、
Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号、磁化率強調画像（ＳＷＩ）信号、及び飽和撮像信号のうちの少なくとも１つを取得するための初期パルスシーケンスを生成することと、
前記初期パルスシーケンスの少なくとも一部分の間に、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させることと、
前記初期パルスシーケンスに基づいて、第１の画像を取得することと、を含む、方法。
【請求項２】
前記初期パルスシーケンスは、飽和撮像信号を取得するためのものであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つのスペクトル飽和パルスを含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記少なくとも一部分は、前記少なくとも１つのスペクトル飽和パルスの少なくとも一部分である、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記スペクトル飽和パルスは、脂肪からのＭＲ信号を抑制する、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記初期パルスシーケンスは、ＳＷＩ信号を取得するためのパルスシーケンスであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つの位相付加部分を含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記一部分は、前記少なくとも１つの位相付加部分の少なくとも一部分である、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記方法は、
ＳＷＩ信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応することと、
前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの各部分について、前記反復パルスシーケンスの前記対応する部分の前記静磁場強度を、Ｂ１とは異なる強度Ｂ２まで変化させることと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得することと、
前記第１の画像と前記第２の画像を組み合わせて、磁化率誘導コントラストを強調した組み合わせ画像を生成することと、を更に含む、請求項４に記載の方法。
【請求項６】
前記組み合わせることは、一方の画像を他方の画像から減算すること、前記２つの画像を加算すること、及び、前記２つの画像全体に亘り、ピクセル位置毎に、前記信号をパラメトリックモデルにフィッティングすること、のうちの少なくとも１つを更に含む、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記静磁場強度を変化させずに、ＳＷＩ信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応することと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得することと、
前記第１の画像と前記第２の画像を組み合わせて、磁化率誘導コントラストを強調した組み合わせ画像を生成することと、を更に含む、請求項４に記載の方法。
【請求項８】
請求項１に記載の方法であって、前記初期パルスシーケンスは、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するためのパルスシーケンスであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つのＴ２＊減衰部分を含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記一部分は、前記少なくとも１つのＴ２＊減衰部分の少なくとも一部分であり、前記方法は、
Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記静磁場強度をＢ１まで変化させる前記初期パルスシーケンスの前記少なくとも一部分に対応する、前記反復パルスシーケンスの各部分は、Ｂ１とは異なる静磁場強度を有することと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得することと、を更に含む、方法。
【請求項９】
第１の画像及び第２の画像に基づいて、Ｔ２＊分散分析を行い、組織を差異化することを更に含む、請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
前記分散分析は、
前記Ｔ２＊分散曲線の急激な変化が存在する静磁場強度、及び
Ｔ２＊と磁場強度との間の関係におけるパターンのうちの少なくとも１つの識別である、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
請求項１に記載の方法であって、前記初期パルスシーケンスは、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するためのパルスシーケンスであり、前記初期パルスシーケンスは、Ｔ２＊減衰部分を含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記一部分は、前記少なくとも１つのＴ２＊減衰部分の少なくとも一部分であり、前記方法は、
前記静磁場強度をＢ１まで変化させる前記初期パルスシーケンスの各Ｔ＊減衰部分について、Ｂ１への前記変化をバランスさせるように、前記Ｔ２＊減衰部分の間、前記静磁場強度を更に変化させることと、
Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記静磁場強度をバランスするように変化させる前記初期パルスシーケンスの前記少なくとも一部分に対応する、前記反復パルスシーケンスの各部分は、Ｂ１への前記変化とは異なる様式でバランスさせた静磁場強度を有することと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得することと、を更に含む、方法。
【請求項１２】
デルタ緩和拡張ＭＲ画像（ＤＲＥＭＲ）システムにおいて、核磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得する方法であって、
強度Ｂ０の静磁場を生成することと、
ＭＲ分光信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成することと、
前記初期パルスシーケンスに基づいて、第１の分光信号を取得することと、
ＭＲ分光信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応することと、
前記反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間に、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させることと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて、第２の分光信号を取得することと、
前記第１の分光信号及び第２の分光信号からピークを特定することと、
前記特定したピークを相関させることと、を含む、方法。
【請求項１３】
様々な時点において、画像取得を反復することと、
前記取得画像に基づいて、造影剤の広がりを計算することと、を更に含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１４】
デルタ緩和拡張ＭＲ画像（ＤＲＥＭＲ）システムにおいて、核磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得する方法であって、
強度Ｂ０の静磁場を生成することと、
指紋法用のＭＲ信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成することと、
前記初期パルスシーケンスに基づいて、第１の画像を取得することと、ＭＲ指紋信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成することであって、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応することと、
前記反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間に、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させることと、
前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得することと、
前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて、少なくとも１つのＭＲ信号特性を測定することと、
前記少なくとも１つのＭＲ信号特性に基づいて組織の種類を特定することと、を含む、方法。
【請求項１５】
デルタ緩和拡張核磁気共鳴（ＭＲ）画像法（ＤＲＥＭＲ）システムであって、
強度Ｂ０の静磁場を生成するように動作する主磁石と、
送信態様を有する無線周波数コイル、及び傾斜磁場コイルであって、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号、磁化率強調画像（ＳＷＩ）信号、及び飽和撮像信号のうちの少なくとも１つを取得するための初期パルスシーケンスを生成するように動作する、無線周波数コイル、及び傾斜磁場コイルと、
前記初期パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させるように動作する、磁場シフト用磁石と、を含み、
前記無線周波数コイルは、前記初期パルスシーケンスに基づいて第１の画像を取得するように動作する受信態様を有する、システム。
【請求項１６】
前記初期パルスシーケンスは、飽和撮像信号を取得するためのものであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つのスペクトル飽和パルスを含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記少なくとも一部分は、前記少なくとも１つのスペクトル飽和パルスの少なくとも一部分である、請求項１５に記載のＤＲＥＭＲシステム。
【請求項１７】
前記初期パルスシーケンスは、ＳＷＩ信号を取得するためのパルスシーケンスであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つの位相付加部分を含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの前記一部分は、前記少なくとも１つの位相付加部分の少なくとも一部分であり、
前記無線周波数コイルの前記受信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、ＳＷＩ信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成するように更に動作し、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記磁場シフト用磁石は、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記初期パルスシーケンスの各部分について、前記反復パルスシーケンスの前記対応する部分の前記静磁場強度を、Ｂ１とは異なる強度Ｂ２まで変化させるように更に動作し、
前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得するように更に動作し、
前記ＤＲＥＭＲシステムは、
前記第１の画像と前記第２の画像を組み合わせて、磁化率誘導コントラストを強調した組み合わせ画像を生成するように動作する、データ処理システムを更に含む、請求項１５に記載のＤＲＥＭＲシステム。
【請求項１８】
前記初期パルスシーケンスは、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するためのパルスシーケンスであり、前記初期パルスシーケンスは、少なくとも１つのＴ２＊減衰部分を含み、前記静磁場強度をＢ１まで変化させる、前記パルスシーケンスの前記一部分は、前記少なくとも１つのＴ２＊減衰部分の少なくとも一部分であり、
前記無線周波数コイルの前記送信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成するように更に動作し、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記静磁場強度をＢ１まで変化させる前記初期パルスシーケンスの前記少なくとも一部分に対応する、前記反復パルスシーケンスの各部分は、Ｂ１とは異なる静磁場強度を有し、
前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得するように更に動作する、請求項１５に記載のＤＲＥＭＲシステム。
【請求項１９】
デルタ緩和拡張核磁気共鳴（ＭＲ）画像法（ＤＲＥＭＲ）システムであって、
強度Ｂ０の静磁場を生成するように動作する主磁石と、
傾斜磁場コイルと、
送信態様を有する無線周波数コイルであって、前記無線周波数コイルの前記送信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、ＭＲ分光信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成するように動作する、無線周波数コイルと、
前記初期パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させるように動作する、磁場シフト用磁石と、を含み、
前記無線周波数コイルは、受信態様を有し、前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記初期パルスシーケンスに基づいて第１の分光信号を取得するように動作し、
前記無線周波数コイルの前記送信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、ＭＲ分光信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成するように動作し、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記磁場シフト用磁石は、前記反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させるように動作し、
前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の分光信号を取得するように動作し、
前記ＤＲＥＭＲシステムは、前記第１の分光信号及び前記第２の分光信号からピークを特定するように動作し、かつ、前記特定されたピークを相関させる、データ処理システムを含む、ＤＲＥＭＲシステム。
【請求項２０】
デルタ緩和拡張核磁気共鳴（ＭＲ）画像法（ＤＲＥＭＲ）システムであって、
強度Ｂ０の静磁場を生成するように動作する主磁石と、
傾斜磁場コイルと、
送信態様を有する無線周波数コイルであって、前記無線周波数コイルの前記送信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、指紋法用のＭＲ信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成するように動作する、無線周波数コイルと、を含み、
前記無線周波数コイルは、受信態様を有し、前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記初期パルスシーケンスに基づいて第１の画像を取得するように動作し、
前記無線周波数コイルの前記送信態様、及び前記傾斜磁場コイルは、ＭＲ指紋信号を取得するための反復パルスシーケンスを生成するように動作し、前記反復パルスシーケンスは、前記初期パルスシーケンスに対応し、
前記ＤＲＥＭＲシステムは、前記反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、前記静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させるように動作する、磁場シフト用磁石を含み、
前記無線周波数コイルの前記受信態様は、前記反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得するように動作し、
前記ＤＲＥＭＲシステムは、前記第１の画像及び前記第２の画像に基づいて取得した、前記少なくとも１つのＭＲ信号特性に基づいて、組織の種類を特定するように動作する、データ処理システムを含む、ＤＲＥＭＲシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、概ね、核磁気共鳴画像法に関する。より具体的には、本発明は、デルタ緩和拡張核磁気共鳴画像法に関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）は、医学において使用されている主な画像化技術である。ＭＲＩは、脳、筋肉、及び腎臓などの柔組織の詳細画像を生成可能である。組織内に存在する水及び／又は脂肪などの種々な化合物の特異的性質を使用して、画像を生成する。強力な磁場を印加すると、核スピン角運動量を有する多数の原子（水素など、水素は水及び脂肪に多く含まれる）の核磁気モーメントのベクトル和により、外部から印加された磁場と整列した正味磁気モーメントが作り出される。更に、得られた正味磁気モーメントは、印加された磁場に比例する、明確に定義された周波数で歳差運動をすることができる。無線周波数パルスによる励起の後、この正味の磁化により、検出可能な信号が生成される。
【０００３】
デルタ緩和拡張核磁気共鳴画像法（ＤＲＥＭＲ：ｄｅｌｔａ  ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ  ｅｎｈａｎｃｅｄ  ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ）は、一般的には、磁場循環緩和時間測定法（ｆｉｅｌｄ−ｃｙｃｌｅｄ  ｒｅｌａｘｏｍｅｔｒｙ）、又は磁場循環画像法（ｆｉｅｌｄ−ｃｙｃｌｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ）と呼ばれており、印加する磁場の強さによって変化する内在組織のコントラスト機構を使用して、新規な画像コントラストを生成可能とするＭＲＩ技術である。ＤＲＥＭＲコントラストを得るために、ＭＲパルスシーケンスの特定の部分の間、時間に応じて、静磁場を変化させる。磁場を変化させるために、磁場シフト用磁気コイルが用いられる。現時点では、ＤＲＥＭＲ画像法は、静磁場の変化が撮像する物質のＴ１緩和特性に与える影響を、主な対象としている。しかしながら、このようなＤＲＥＭＲシステムの使用は、限定的である。
【発明の概要】
【０００４】
ＭＲＩスキャニングシステム用の新規なシステム及び方法、並びに従来技術について、上で指摘した欠点のうちの少なくとも１つを回避及び軽減する方法を提供することを目的とする。
【０００５】
一態様によれば、デルタ緩和拡張ＭＲ画像（ＤＲＥＭＲ）システムにおいて、核磁気共鳴（ＭＲ）信号を取得する方法が提供される。本方法によれば、ＤＲＥＭＲシステムは、強度Ｂ０の静磁場、及びＴ２＊強調ＭＲ撮像信号、磁化率強調画像（ＳＷＩ）信号、及び飽和撮像信号のうちの少なくとも１つを取得するための初期パルスシーケンスを生成し得る。静磁場強度は、初期パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、強度Ｂ１にまで変化させることができ、この初期パルスシーケンスに基づいて第１の画像を取得できる。
【０００６】
他の態様によれば、ＤＲＥＭＲシステムにおいてＭＲ信号を取得する方法が提供される。本方法によれば、ＤＲＥＭＲシステムは、強度Ｂ０の静磁場、及びＭＲ分光信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成し得る。この初期パルスシーケンスに基づいて、第１の分光信号を取得し得る。また、ＭＲ分光信号を取得するための反復パルスシーケンスが生成されてよく、この反復パルスシーケンスは、初期パルスシーケンスに対応する。静磁場強度は、反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、強度Ｂ１まで変化し得る。反復パルスシーケンスに基づいて、第２の分光信号を取得することができ、第１及び第２の分光信号からピークを特定することができる。続いて、特定されたピークを補正することができる。
【０００７】
更なる他の態様によれば、ＤＲＥＭＲシステムにおいてＭＲ信号を取得する方法が提供される。本方法によれば、ＤＲＥＭＲシステムは、強度Ｂ０の静磁場、及び指紋法のためのＭＲ信号を取得するための初期パルスシーケンスを生成し得る。この初期パルスシーケンスに基づいて、第１の画像を取得し得る。ＭＲ指紋信号を取得するための反復パルスシーケンスが生成されてよく、この反復パルスシーケンスは、初期パルスシーケンスに対応する。静磁場強度は、反復パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、強度Ｂ１にまで変化させることができ、この反復パルスシーケンスに基づいて第２の画像を取得できる。第１の画像及び第２の画像に基づいて、少なくとも１つのＭＲ信号特性を測定し得る。この少なくとも１つのＭＲ信号特性に基づいて、組織の種類を特定することができる。
【０００８】
更なる態様によれば、ＤＲＥＭＲシステムが提供される。本システムは、強度Ｂ０の静磁場を生成するように動作する主磁石を含んでいてよい。本システムは、送信態様を有する無線周波数コイル、及び傾斜磁場コイルであって、Ｔ２＊強調ＭＲ撮像信号、磁化率強調画像（ＳＷＩ）信号、及び飽和撮像信号のうちの少なくとも１つを取得するための初期パルスシーケンスを生成するように動作する、無線周波数コイル、及び傾斜磁場コイルを更に含んでいてよい。また、本システムは、初期パルスシーケンスの少なくとも一部分の間、静磁場強度を強度Ｂ１まで変化させるように動作する、磁場シフト用磁石を含んでいてもよい。無線周波数コイルは、初期パルスシーケンスに基づいて第１の画像を取得するように動作する受信態様を有していてもよい。
【０００９】
これらは、これ以降、明らかとなる他の態様及び利益と共に、より完全に以下に記載及び特許請求の範囲に記載された構築及び動作の詳細に記載され、その一部を形成する添付の図面が参照される。図面全体を通して、同様の符号は、同様の部分を指す。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】実施形態によるデルタ緩和核磁気共鳴画像（ＤＲＥＭＲ）システムの機能的サブシステムのブロック図である。
【００１１】
【図２】実施形態による図１のデルタ緩和核磁気共鳴システムによりスキャンされる撮像ボリューム及び対応するスライスである。
【００１２】
【図３】例示的なＴ１緩和、及びＴ２緩和の図を示す。
【００１３】
【図４】実施形態による例示的なパルスシーケンス図である。
【００１４】
【図５】実施形態による１本の受信された行を含むｋ空間の模式図である。
【００１５】
【図６】異なる磁場強度における、２つの物質の理想化された周波数分布を示す。
【００１６】
【図７】スペクトル抑制に基づく、図１の例示的なＤＲＥＭＲシステムを用いた、増大ＭＲ信号取得のための、例示的なパルスシーケンスを示す。
【００１７】
【図８】磁化率強調画像法に基づく、図１の例示的なＤＲＥＭＲシステムを用いた、増大ＭＲ信号取得のための、例示的なパルスシーケンスを示す。
【００１８】
【図９】磁化率強調画像法に基づく、図１の例示的なＤＲＥＭＲシステムを用いた、増大ＭＲ信号取得のための、例示的なパルスシーケンスを示す。
【００１９】
【図１０】Ｔ２＊に基づく画像法に基づく、図１の例示的なＤＲＥＭＲシステムを用いた、増大ＭＲ信号取得のための、例示的なパルスシーケンスを示す。
【００２０】
【図１１】２種類の物質からのＴ２＊信号の分離についての概念図である。
【００２１】
【図１２】Ｔ２＊に基づく画像法に基づく、図１の例示的なＤＲＥＭＲシステムを用いた、増大ＭＲ信号取得のための、例示的なパルスシーケンスを示す。
【００２２】
【図１３】図１の例示的なＤＲＥＭＲシステム１００を用いて増大ＭＲ信号取得を行った仮想的な結果を示す。
【００２３】
【図１４】磁場強度の変化がＭＲ指紋法の結果に及ぼす影響を単純化した一例である。
【発明を実施するための形態】
【００２４】
図１を参照すると、例示的な実施形態によるデルタ緩和磁気共鳴画像（ＤＲＥＭＲ）システムのブロック図１００が示されている。１００によって示されるＤＲＥＭＲシステムの例示的な実施形態は、単に例示を目的とするものであり、更なる構成要素、より少ない構成要素、及び／又は変更された構成要素を含む変更形態が可能である。従来の核磁気共鳴画像（ＭＲＩ）システムは、物体中の水素原子などのプロトンからの核磁気共鳴（ＭＲ）信号の画像を構築するために主に使用される撮像モダリティを指す。医療用ＭＲＩにおいて、対象となる典型的な信号は、組織における主な水素含有要素である水及び脂肪からのＭＲ信号である。ＤＲＥＭＲシステムでは、従来のＭＲＩ手法と合わせて、磁場シフト型核磁気共鳴法を用いることにより、従来のＭＲＩにおいて可能なコントラストとは異なるコントラスト（特定の分子のコントラストなど）が得られる。
【００２５】
図１に示されるように、例示的なＤＲＥＭＲシステム１００は、データ処理システム１０５を備える。データ処理システム１０５は、概ね、ディスプレイなどの１つ又は２つ以上の出力デバイスと、キーボード及びマウスなどの１つ又は２つ以上の入力デバイスと、揮発的部品及び永続的部品を有するメモリに接続されている１つ又は２つ以上のプロセッサと、を備えることができる。データ処理システム１０５は、スキャンを行うために使用されるＭＲＩシステム１００のハードウェア構成要素との通信及びデータ交換に適合した１つ又は２つ以上のインターフェースを更に備えることができる。
【００２６】
図１を継続して参照して、例示的なＤＲＥＭＲシステム１００はまた、主磁石１１０を備えることができる。主磁石１１０は、例えば、永久磁石、超伝導磁石、又は抵抗磁石として実装されてもよい。ハイブリッド磁石を含む、ＤＲＥＭＲシステム１００における使用に適した他の磁石種が、現在、当業者に想起及び想到されると思われる。主磁石１１０は、強度Ｂ０及び軸に沿った方向を有する、実質的に均一な静磁場を生成するように動作可能である。この静磁場を使用して、撮像ボリューム内にある物体の所望の原子核（水及び脂肪の水素におけるプロトンなど）を、スキャンに備えて磁気的に整列させる。この例示的な実施形態でも同様であるが、一部の実施形態においては、主磁石１１０の動作を制御するために、データ処理システム１０５と通信接続される静磁場制御装置１１５を使用することができる。
【００２７】
ＤＲＥＭＲシステム１００は、例えば、３つの直交する傾斜軸に沿って、静磁場における空間情報をエンコーディングするために使用される、傾斜磁場コイル１２０を更に備えてもよい。傾斜磁場コイル１２０のサイズ及び構成は、それらの傾斜磁場コイル１２０によって、制御された均一な線形傾斜が作り出されるようなものであってよい。例えば、主磁石１１０内に位置する３対の、直交する、通電された一次コイルが、所望の線形傾斜磁場を生成するように設計されていてよい。
【００２８】
一部の実施形態では、傾斜磁場コイル１２０は、遮蔽され、一次傾斜磁場コイルにより生成された傾斜磁場と逆方向の逆磁場を生成可能な、遮蔽コイルからなる外層を含んでいてもよく、これにより、一次−遮蔽コイル対が形成されている。このようなコイル対において、「一次」コイルは、傾斜磁場の生成に関与し、「遮蔽」コイルは、撮像ボリュームなどの特定のボリュームの外側の一次コイルによる漂遊磁場の低減に寄与することができる。傾斜磁場コイル１２０の一次−遮蔽コイル対、即ち、一次コイルと遮蔽コイルは、直列に接続されていてもよい。遮蔽付き傾斜磁場コイルを共に形成するように、任意の所与の傾斜磁場軸のためのコイルを二層よりも多く有していてもよい。遮蔽付き傾斜磁場コイル１２０により、スキャンされた画像にアーチファクトを生じさせ得る渦電流、及び他の干渉などを低減させることができる。渦電流は、ＤＲＥＭＲシステム１００の導電性部品内を主に流れ、撮像ボリュームの外側の磁場（フリンジ場）により生じるため、傾斜磁場コイル１２０により生じるフリンジ場を減らすことにより、干渉を減らすことができる。したがって、一次−遮蔽コイル対の形状及びサイズ、導電体ワイヤのパターン及びサイズ、並びに電流の振幅及びパターンを、傾斜磁場コイル１２０の外側の正味磁場が可能な限りゼロに近づくように選択することができる。円筒状の磁石の場合は、例えば、２つのコイルを、同心の円筒形態で配置することができるが、垂直磁場の磁石の場合は、２つのコイルを、同軸ディスクとして配置することができる。
【００２９】
遮蔽による副作用の１つとして、傾斜磁場コイル１２０の一次−遮蔽コイル対により生成される磁場が、撮像ボリューム内で、部分的に互いに打ち消し合う場合がある。したがって、遮蔽付き傾斜磁場コイル１２０によって、ある特定の強度の傾斜磁場を生成するためには、遮蔽されていない傾斜磁場コイル１２０の場合よりも、多くの電流が必要となり得る。この作用は、傾斜磁場効率として数値化することができ、駆動電流１アンペアに対して達成可能な傾斜強度として定義することができる。傾斜磁場コイルの性能を記述する別の重要なパラメータとして、傾斜スルーレートと呼ばれるものがあり、これは、傾斜磁場コイルをゼロから最大振幅まで駆動させる速度である。この値は、傾斜磁場コイルのインダクタンスに逆比例する。通常、遮蔽付き傾斜磁場コイル１２０の効率を、遮蔽されていない傾斜磁場コイル１２０の効率に匹敵し得るほどに高めるためには、インダクタンスの増加が必要となる。このインダクタンスの増加により、最大達成可能スルーレートが低下することとなる。遮蔽付きの構成における効率の低下は、一次コイルと遮蔽コイルとの間の距離と電流密度の比に依存し得る。一次−遮蔽コイル対間の距離を広げることにより、効率を高めることができる。
【００３０】
遮蔽されているかどうかに関わらず、一次コイル及び遮蔽コイルを含む傾斜磁場コイル１２０の導電性構成要素は、導電体（例えば、銅、アルミニウムなど）から構成することができる。内部の電気接続は、傾斜磁場コイル１２０の両端子に電位差が印加されると、電流が所望の経路を流れ得るように、行われ得る。一次傾斜磁場コイル及び遮蔽傾斜磁場コイルの両方について、３つの傾斜磁場軸のための各導電性構成要素は、物理的に分離されることにより、かつ／又は非導電性のバリアにより絶縁されていてよい。非導電性基板（例えば、Ｇ１０、ＦＲ４、エポキシなど）に、一次傾斜磁場巻線を配置してもよい。
【００３１】
いくつかの変更形態において、傾斜磁場コイル１２０に、熱制御機構又は熱抽出機構が設けられていてもよい。例えば、巻線の一部は、中空であってもよく、これらの中空導体に冷却剤を通過させて、傾斜磁場コイル１２０から、例えば、電気が印加された際の巻線の抵抗熱による熱を抽出してもよい。あるいは、傾斜磁場コイル１２０内に冷却剤流路を挿入するなど、熱を抽出する他の方法が使用されてもよい。冷却剤流路は、傾斜磁場コイルの巻線と熱接触していてもよい。また、傾斜磁場コイル１２０を、熱伝導性、かつ非電導性のエポキシに組み込むことにより、機械アセンブリを確実に固定し、かつ電気的破壊の可能性を抑制することができる。
【００３２】
撮像ボリューム内の物体の空間選択的な励起を行い得るように、傾斜磁場コイル１２０により生成される磁場を、組み合わせて、かつ／又は順次、静磁場に重ね合わせることができる。空間的な励起が可能であることに加えて、傾斜磁場コイル１２０により、撮像ボリューム内にある原子核に対して、空間特異的な周波数及び位相の情報を付加することができることから、得られたＭＲ信号を有用な画像に再構成することができるようになる。データ処理システム１０５と通信接続された傾斜磁場コイル制御装置１２５を使用して、傾斜磁場コイル１２０の動作を制御することができる。
【００３３】
ＤＲＥＭＲシステム１００の一部の実施形態においては、シムコイル（以下に限定されるわけではないが、通例、２次又はそれよりも高次の球面調和関数の磁場プロファイルを生成する）、又は一様な磁場オフセットコイル、又は何らかの他の補正電磁石などの追加的な磁気コイルが存在してもよい。能動的なシミング（様々の物体がシステム内部、又はシステムの周囲に存在するときに入り込む、磁場の歪みを補正すること）を行うためには、静磁場をより均一にするように作用する磁場を提供するために用いられる、シムコイルなどの補正電磁石に通電する。例えば、これらのコイルにより生成した磁場により、主磁石１１０の欠陥、若しくは外部の強磁性体の存在に起因する静磁場の不均一性、又は撮像領域内の物質の磁化率の違い、又は、何らかの他の静的事象若しくは時変的事象に起因する静磁場の不均一性の補正が容易になり得る。
【００３４】
ＤＲＥＭＲシステム１００は、無線周波数（ＲＦ）コイル１３０を更に備えていてもよい。ＲＦコイル１３０を使用して、強度Ｂ１のＲＦ磁場を確立し、原子核又は「スピン」を励起させることができる。ＲＦコイル１３０はまた、撮像される物体内の「緩和している」スピンから発せられる信号を検出することができる。したがって、ＲＦコイル１３０は、送信コイルと受信コイルが別個になった形式であってもよいし、送信モードと受信モードとを切り替えるための切り替え機構を備えた、統合型送受信コイルであってもよい。
【００３５】
ＲＦコイル１３０は、通常、受信専用のコイルである表面コイル、及び／又は、送受信コイルの場合もある、ボリュームコイルとして実装され得る。ＲＦコイル１３０は、主磁石１１０のボアにおいて、一体化されていてもよい。あるいは、頭部など、スキャンされる物体のより近位にＲＦコイル１３０を実装してもよく、緊密に適合するヘルメットなど、物体の形状に近似する形状であってもよい。データ処理システム１００と通信接続されたＲＦコイル制御装置１３５を使用して、ＲＦコイル１３０の動作を制御することができる。
【００３６】
磁場シフト法によりコントラスト画像を作成するため、ＤＲＥＭＲシステム１００では、ＭＲ信号の生成及び取得と同時に、磁場シフト用電磁石１４０を使用することができる。磁場シフト用電磁石１４０によって静磁場の強度を変動させることができる。したがって、磁場シフト用電磁石１４０は、静磁場を増大させるか、又は摂動させる、磁場シフト用磁場を作り出すことにより、主磁石１１０を補助する役目を果たし得る。磁場シフト用電磁石１４０の動作は、データ処理システム１００に通信接続された磁場シフト用電磁石制御装置１４５を用いて制御することができる。
【００３７】
干渉及びアーチファクトを減らすため、磁場シフト用電磁石１４０は、上述した遮蔽付き傾斜磁場コイル１２０と同様の遮蔽体を含んでいてもよい。遮蔽付き磁場シフト用電磁石１４０は、２つの構成要素、即ち、磁場シフトを生み出す、内側の一次磁場シフト用電磁石と、撮像ボリュームなどの特定のボリュームの外側における、一次磁場シフト用電磁石の漂遊磁場を弱めることにより、遮蔽を形成する、外側の遮蔽磁場シフト用電磁石と、を有していてよい。インダクタンスを下げること（スルーレートを高速化すること）、効率を上げること（所与の電流振幅について磁場強度を高めること）、及び抵抗を減らすこと（発熱を抑え、後で冷却する必要性を減らすこと）など、競合する各要件のバランスをとって、磁場シフト一次電磁石と遮蔽電磁石とを組み合わせ、実装を行うことは、電磁石に関する複雑な問題である。
【００３８】
実際のところ、磁場シフト用電磁石１４０を遮蔽することによる副作用の１つとして、遮蔽付き磁場シフト用電磁石１４０の一次部分と遮蔽用部分によって作られる磁場が、撮像ボリューム内において部分的に互いに打ち消し合う場合がある。したがって、遮蔽付き磁場シフト用電磁石１４０によって、ある特定の強度の磁場を生成するためには、遮蔽されていない磁場シフト用電磁石１４０の場合よりも、多くの電流が必要となり得る。この作用は、磁場シフト効率として数値化することができ、電磁石を通る電流１アンペア当たりの磁場シフト振幅として定義することができる。遮蔽付きの構成における効率の低下は、遮蔽電磁石と一次電磁石との間の距離と電流密度の比に依存する。一次電磁石と遮蔽電磁石との間の距離を広げることにより、磁場シフト効率を高めることができる。
【００３９】
一次電磁石及び遮蔽電磁石などの磁場シフト用電磁石１４０の導電性部分は、導電体（例えば、銅、アルミニウムなど）から構成することができる。内部の電気接続は、磁場シフト用電磁石１４０の両端子に電位差が印加されると、電流が所望の経路を流れ得るように、行われ得る。一次電磁石及び遮蔽電磁石の両方について、各導電性構成要素は、物理的に分離されることにより、かつ／又は非導電性のバリアにより絶縁されていてよい。磁場シフト用巻線は、非導電性基材（例えば、Ｇ１０、ＦＲ４、エポキシなど）上に、又は非導電性基材内に、重なって配置されていてよい。
【００４０】
いくつかの変更形態において、磁場シフト用電磁石１４０に、熱制御機構又は熱抽出機構が設けられていてもよい。例えば、巻線を用いて電磁石を形成する場合、その巻線は、中空であってもよく、これらの中空導体に冷却剤を通過させて、電気を流したときの巻線の抵抗熱により電磁石に溜まった熱を抽出してもよい。あるいは、磁場シフト用電磁石１４０内に冷却剤流路を挿入するなど、熱を抽出する他の方法が使用されてもよい。冷却剤流路は、磁場シフト用電磁石１４０と熱接触していてもよい。磁場シフト用電磁石１４０についても、熱伝導性、かつ非電導性のエポキシに組み込むことにより、機械アセンブリを確実に固定し、かつ電気的破壊の可能性を抑制することができる。
【００４１】
ＤＲＥＭＲシステム１００を使用して、Ｔ１強調画像及びＴ２強調画像などの画像を取得するための多くの手法が存在する。ＤＲＥＭＲシステム１００の機能を簡潔に説明するために、プロトン密度強調画像を得るための動作を単純化し、非限定的な例として記載する。この例によると、ＤＲＥＭＲシステム１００は、画像を生成するために、物体に比較的大きな磁場をかけて、その物体中のスピン角運動量を含む原子核（組織中に存在する水又は脂肪中の水素のプロトンなど）の存在を検出する。この例示的な実施形態において、静磁場の強度はＢ０であり、スピン角運動量を含む原子核は、水素プロトン又は単にプロトンであってよい。静磁場は、主磁石１１０の撮像ボリューム内に配置された物体中の水素プロトンを部分的に分極させる。続いて、適切にチューニングしたＲＦ放射により、例えば、強度Ｂ１のＲＦ磁場を形成し、プロトンを励起する。最終的に、プロトンが磁性相互作用から「緩和」する際に、励起されたプロトンからの弱いＲＦ放射信号が、ＭＲ信号として検出される。検出されるＭＲ信号の周波数は、印加した磁場に比例する。物体を横断して傾斜した磁場を生成し、物体内での位置が変われば、静磁場の磁場の数値が変化し得るようにすることにより、信号を得るための物体の断面が選択可能となる。信号周波数が生成された変動磁場に比例すると仮定すると、この変化により、特定の信号周波数及び位相から、物体内での位置が特定される。したがって、得られたＭＲ信号から、プロトンの存在という観点での物体のマップを構成するための十分な情報を得ることができる。これが従来のＭＲＩ画像法の原理である。例えば、プロトンの密度が組織の種類により変化するため、得られた信号を処理した後、組織の違いを画像コントラストの違いとしてマッピングすることができる。
【００４２】
ここから図２を参照して、ＤＲＥＭＲシステム１００による例示的な信号取得プロセスを更に説明するために、２４０によって示されるＺ軸に沿った方向の、強度Ｂ０の静磁場２１０を有する主磁石１１０の撮像ボリューム２５０内に、物体が配置されると想定するものとする。続いて、物体は、正味磁化ベクトルを有する。この説明のための例では、２０５によって示されるように、Ｘ軸及びＹ軸に沿う平面におけるスライスが撮像されている。この例では、スライスが、Ｚ軸に沿う有限の厚さを有し、体積スライス２０５が生じていることに留意されたい。
【００４３】
物体をＢ０の静磁場においたとき、個々のスピンが、Ｚ軸の方向に整列する。図３を参照すると、平衡状態において、Ｂ０の静磁場による磁化により、Ｍ０の振幅を有する、正味の縦磁化Ｍｚが静磁場に平行に作り出され得る。
振幅Ｂ１のＲＦ磁場を生成する無線周波数（ＲＦ）パルスを、ＲＦコイル１３０によりラーモア周波数にて印加すると、これらのスピンを励起させることができる。ＲＦ磁場が印加されている間、正味の磁化は、印加されたＲＦ（Ｂ１）磁場の周りに回転し、正味の磁化をＺ軸から離れるように回転させることができる。Ｘ−Ｙ平面に投射される回転した磁化の成分は、正味の横磁化Ｍｘｙである。ＲＦ磁場が取り除かれるまで、スピンは、印加されたＲＦ磁場の周りに歳差運動し得る。
【００４４】
平衡状態の磁化が摂動させられると、スピン緩和プロセスが起こる。スピン−格子緩和プロセスによって、磁化がＺ軸に沿った平衡状態の分布へと戻される。そのため、３０５で示すように、スピン−格子緩和により、縦磁化Ｍｚは、特徴的な時定数Ｔ１で、最大値Ｍ０に向かって戻され得る。Ｚ軸に沿った磁化が３７％回復したときの特徴的な時間を、Ｔ１緩和時間、又はＴ１時間と呼ぶ。１／Ｔ１は、縦緩和率と呼ばれる。
【００４５】
一方で、スピン−スピン緩和により、正味の横磁化のディフェージングに起因して、コヒーレンス性が失われ得る。それ故、スピン−スピン緩和の間、横磁化Ｍｘｙは、３１０に示すように、特徴的な時定数Ｔ２でゼロへ向かって指数関数的に減衰する。信号が３７％減衰したときの特徴的な時間を、Ｔ２緩和時間、又はＴ２時間と呼ぶ。１／Ｔ２は、横緩和率と呼ばれる。
【００４６】
横緩和（Ｔ２）は、横磁化の不可逆的なディフェージングを引き起こし得る。また、磁場の不均一性によって引き起こされる可逆的なディフェージング効果も存在する。これらの更なるディフェージング場は、静磁場の不均一性、各種組織又は物質間での磁化率の違い、化学シフト、空間エンコーディングのために適用した傾斜などの様々な要因により引き起こされ得る。横緩和時間に対する、これらの可逆的ディフェージング効果の寄与分は、通常、Ｔ２’と呼ばれる。可逆的な（Ｔ２’）ディフェージング効果、及び不可逆的な（Ｔ２）ディフェージング効果を組み合わせた特徴的な緩和時間は、通常、Ｔ２＊緩和と呼ばれる。
【００４７】
時定数Ｔ１と時定数Ｔ２との間の差は、ＭＲ画像にてコントラストを作り出すために重要である。これらの緩和時間は、印加する磁場の強度、並びに温度によって変化し得る。更に、生物の組織に関するＴ１及びＴ２の値は様々となり得る。一般的に、Ｔ１時間が短い（３１５で示すＴ１ａなど）組織ほど、信号の回復が早いため、Ｔ１時間が長い（３０５で示すＴ１ｂなど）組織と比べて、所与の時点において大きな信号強度を示し得る（画像においてより明るくなる）。一方で、Ｔ２時間が短い（３２０で示すＴ２ａなど）組織は、検出される横磁化Ｍｘｙにおける減少のため、信号強度が小さくなり得る（画像においてより暗くなる）。それ故、ある画像からのＭＲ信号は、内因的な組織特性と、使用者により選択される、外因的な画像パラメータ及び造影剤との組み合わせに依存し得る。
【００４８】
ＤＲＥＭＲシステム１００において、従来法で画像を取得するためには、データ処理システム１０５にて、１組又は２組以上のＲＦパルス及び傾斜波形（まとめて、「パルスシーケンス」と呼ばれる）を選択する。データ処理システム１０５は、選択されたパルスシーケンス情報を、ＲＦ制御装置１３５及び傾斜磁場制御装置１２５に伝達する。これらの制御装置は協働して、パルスシーケンスの提供に関する波形及びタイミングを生成し、スキャンが行われる。
【００４９】
印加されるＲＦパルスシーケンス及び傾斜磁場波形、即ち、パルスシーケンスの種類は、緩和時間が画像の特徴に最も大きく影響するように変更することができる。例えば、Ｔ２＊緩和は、グラディエントエコー（ＧＲＥ）シーケンスにおいて用いられる９０°ＲＦパルスの後に、有意な影響を有し、Ｔ２緩和は、（スピンエコーシーケンスとしても知られる）９０°〜１８０°の連続的なＲＦパルスの後に、更に有意な影響を有する。
【００５０】
ここからは図４を参照して、ＤＲＥＭＲシステム１００を使用して画像を取得するために使用することができる例示的なパルスシーケンス４００を示す。具体的には、例示的なパルスシーケンスのタイミング図が示されている。このタイミング図は、時間に対する、送信された（ＲＦｔ）信号、磁場傾斜Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚ、並びに受信されたＲＦｘ信号及び磁場シフト信号（ＦＳ）のパルス又は信号の大きさを示している。理想化したパルスシーケンスは、例示の目的のため単純化したものであり、ＲＦｔにおけるスライス選択無線周波数パルス４１０、Ｇｚにおけるスライス選択傾斜磁場パルス４２０、Ｇｙにおける位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０、Ｇｘにおける周波数エンコーディング傾斜磁場パルス４４０、並びに、ＲＦｘにおける検出ＭＲ信号４５０を含み得る。３つの傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚに対するパルスは、傾斜磁場コイル１２０により生成することができる磁場傾斜の大きさ及び持続期間を表わす。スライス選択パルス４１０は、ＲＦコイル１３０の送信態様により生成することができる。検出ＭＲ信号４５０は、ＲＦコイル１３０の受信態様により検出することができる。この説明のための例では、ＲＦコイル１３０の送信態様及び受信態様は、別箇のコイルにより形成されるものとする。最後に、磁場シフト信号ＦＳは、信号ＦＳの期間に亘って、静磁場強度を変化させる。画像化手法が異なれば、パルス又は信号の正確なタイミング、振幅、形状、及び期間も変化し得る。例えば、磁場シフト信号ＦＳは、用いる手法において画像コントラストを向上させ得る時間、及び様式にて適用されてよい。
【００５１】
パルスシーケンス４００において生じる最初のイベントは、スライス選択傾斜磁場パルス４２０をオンにすることであり得る。スライス選択ＲＦパルス４１０を、同時に印加することができる。この説明のための例では、スライス選択ＲＦパルス４１０は、ＲＦエネルギーのサイン関数型のバーストであってもよい。他の実施形態において、他のＲＦパルスの形状及び期間が使用されてもよい。スライス選択ＲＦパルス４１０をオフにした後は、スライス選択傾斜磁場パルス４２０もオフにすることができ、また、位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０をオンにすることができる。一部の実施形態では、この時点において、静磁場強度を変化させるために、磁場シフト信号４６０もオンにしてよい。位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０をオフにした後は、周波数エンコーディング傾斜磁場パルス４４０をオンにすることができ、検出ＭＲ信号４５０を記録することができる。図４に示されたパルス及び信号の形状、大きさ、及び期間は、例示の目的で選択されたものであり、実施形態においては、所望のスキャンの結果を得るために、これらのファクタなどのうち、１つ又は２つ以上を、変更してもよいことに留意されたい。
【００５２】
１つの画像を生成するのに必要とされる全てのデータを収集するために、パルスシーケンス４００を、特定の回数又は反復数、通常は、２５６回反復してよい。パルスシーケンス４００のそれぞれの反復間の時間は、反復時間（ＴＲ）と呼ばれる場合がある。更に、スライス選択パルス４１０の中心点と検出ＭＲ信号４５０のピークとの間の期間は、エコー時間（ＴＥ）と呼ばれる場合がある。ＴＲ及びＴＥは両方とも、所望のスキャンに適するように変更可能である。
【００５３】
ＤＲＥＭＲシステム１００の信号取得プロセスを更に説明するために、図４と併せて、図２を参照する。スライスを選択するために、スライス２０５中に位置しているプロトンに対する共鳴条件を満たす、スライス選択傾斜磁場パルス４２０がＺ軸に沿って印加されてもよい。実際に、Ｚ軸に沿うスライスの位置は、スライス選択傾斜磁場パルス４２０に部分的に基づいて決定することができる。したがって、スライス選択傾斜磁場パルス４２０と同時に生成されるスライス選択パルス４１０は、この例におけるスライス２０５内に位置しているプロトンを励起させることができる。スライス２０５の上下に位置しているプロトンは、通常、スライス選択パルス４１０により影響を受けない。
【００５４】
この例を続いて参照すると、パルスシーケンス４００によると、スライス選択傾斜磁場パルス４２０の後に位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０を印加することができる。Ｙ軸に沿って印加されたと仮定すると、Ｙ軸に沿う種々の位置におけるスピンは、種々のラーモア周波数で歳差運動を開始し得る。位相エンコーディング傾斜磁場パルス４２０がオフになると、種々の位置における正味磁化ベクトルは、同じ速度で歳差運動し得るが、異なる位相を有し得る。これらの位相は、位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０の期間及び大きさにより決定され得る。
【００５５】
位相エンコーディング傾斜磁場パルス４３０をオフにした後は、周波数エンコーディング傾斜磁場パルス４４０をオンにしてよい。この例では、周波数エンコーディング傾斜磁場は、Ｘ方向にある。周波数エンコーディング傾斜磁場により、選択されたスライス内のプロトンを、Ｘ方向の位置に応じた速度で歳差運動させ得る。したがって、スライス内の種々の空間的位置は、固有の位相角及び歳差周波数により特徴付けられる。周波数エンコーディング傾斜磁場パルス４４０がオンである間に、ＲＦ受信コイル１３０を使用して、スキャン中の物体に含まれるプロトンにより生成された検出信号４５０を受信することができる。
【００５６】
パルスシーケンス４００がＤＲＥＭＲシステム１００により行われる場合、図５の５００によって示されるように、ｋ空間と呼ばれる一時的な行列に、取得した信号を格納することができる。通常、ｋ空間は、あるスキャンについて測定された検出信号の集合であり、空間周波数ドメインに存在する。Ｘ軸５２０（Ｋｘ）に沿う周波数エンコーディングデータ及びＹ軸５３０（Ｋｙ）に沿う位相エンコーディングデータによりｋ空間をカバーすることができる。スライスについてのｋ空間行列に対する全ての行が（例えば、シグナルスライスのスキャン終了時に）受信されたとき、例えば、二次元フーリエ変換により、数学的にデータを処理して、最終的な画像を生成することができる。このため、ｋ空間は、画像を空間ドメインで再構成する前に、生データを保持することができる。通常、ｋ空間は、最終的な画像と同じ数の列及び行を有し、スキャン中、通常、パルスシーケンス４００当たり１本の行である生データにより満たされる。例えば、５１０で示されるｋ空間５００の第１の行は、スライスをスキャンするために生成されたパルスシーケンスの第１の反復完了後に満たされ、そのパルスシーケンス反復について検出された信号を含む。パルスシーケンスの複数回の反復後に、ｋ空間を満たすことができる。パルスシーケンスの各反復は、ｋ空間の適切な部分に対する信号が取得されるように、わずかに変更可能である。尚、種々のパルスシーケンスに基づいて、例えば、スパイラル様式などでｋ空間を満たす他の方法が可能であり、他の方法が想到されることに留意されたい。
【００５７】
ＤＲＥＭＲシステム１００において、組織コントラストが引き出されるように、最適化したパラメータによる特定のパルスシーケンスを選択することにより、組織及び物質の特性の違いを表現し得る画像を得ることができる。例えば、上述したように、Ｔ２＊緩和は、９０°のＲＦパルスの直後の相対的な信号強度に大きな影響を有する。Ｔ２＊緩和は、ＧＲＥパルスシーケンスによる画像コントラストにおいて主な決定因子の１つとなり得、磁化率強調画像法（ＳＷＩ）、灌流ＭＲ画像法、及び機能ＭＲ画像法などの多くの核磁気共鳴（ＭＲ）用途において基礎をなす。Ｔ２＊に基づくコントラストによるＧＲＥシーケンスを使用して、様々な組織及び病変における出血、石灰化、及び鉄沈着を描写する事ができる。
【００５８】
ＳＷＩでは、Ｔ２＊緩和に基づくコントラストに加えて、位相情報を用い、様々な組織における血液、鉄分、及び石灰化の磁化率の違いを導き出す。したがって、ＳＷＩは、信号損失及び位相情報の利点を利用することで、血管及び他の組織の良好な画像を得ることを可能としたＭＲ画像法である。
【００５９】
機能ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）の研究では、局所的な活性を描写するために、脳血流の局所的な違いに依存している。血中酸素濃度依存型画像法（ＢＯＬＤ）は、機能ＭＲＩの研究において画像の生成に用いられる技術である。ＢＯＬＤ−ｆＭＲＩにより、酸素化ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンとの常磁性の違いに部分的には起因する、脳血流の差異を検出することができる。脱酸素化ヘモグロビンは、酸素化ヘモグロビンよりも強く常磁性となり得るため、前者は、より大きなプロトンの局所的ディフェージングを引き起こし得る。この局所的ディフェージングにより、その直近の組織からのＭＲ信号が減少し得る。Ｔ２＊強調パルスシーケンスを使用して、この変化を検出することができる。
【００６０】
また、ＤＲＥＭＲシステム１００は、ＭＲ分光法の実施のために用いることもできる。
分光法では、化学試料、又は組織試料などの物質から放出される電磁気エネルギーのスペクトルを観察することにより、物質の化学組成を決定できる。ＭＲ分光法は、物質の核から得られるＭＲ信号を分析して、その物質の組成を特定する技術である。ＭＲ分光法は、物質の各成分が、異なる共鳴周波数を有するということに基づくものである。ＭＲ分光法では、相対的な信号強度に基づくグレースケールの画像としてＭＲ信号を表示するのではなく、ＭＲ信号をスペクトルグラフとして表示する。したがって、グラフ上において、各成分の共鳴周波数は、ピークとして表される。
【００６１】
ＭＲ分光法は、各種パルスシーケンスで実施可能である。基本的なシーケンスは、９０°のＲＦパルスに続いて、傾斜パルスを介在させずに、ＲＦコイル１３０の受信構成要素により、ＭＲ信号を受信することからなる。更に、撮像に用いられる多くのパルスシーケンス（スピンエコーシーケンスなど）は、ＭＲ分光法においても同様に使用できる。
【００６２】
ＤＲＥＭＲシステム１００は、１つ又は２つ以上のパルスシーケンスの少なくとも一部分の間、静磁場の強度Ｂ０を変動又は変化させることにより、従来のＭＲ画像を向上させ得る。ＤＲＥＭＲシステム１００を用いて磁場シフトスキャンを行うためには、画像を形成可能な画像信号を得るために、使用する１つ又は２つ以上のパルスシーケンスの１つ又は２つ以上の部分の間、静磁場の磁場強度レベルＢ０を高速で均一に変化させてよい。この目的は、静磁場の変化に起因したアーチファクト又は画像劣化を生じることなく、所定の磁場シフト用磁場によって、静磁場をシフトさせることである。
【００６３】
具体的には、磁場シフト用電磁石１４０を使用して、静磁場強度をシフトさせることにより、コントラスト画像を得ることができる。パルスシーケンスの一部分の間、磁場シフト用磁場を印加し、静磁場を強度において場シフトさせることができる。より具体的には、磁場シフト用電磁石１４０を使用して、主磁石１１０によって生成される静磁場強度Ｂ０を、ｄＢ量だけ、増加又は減少させてよい。磁場シフト用電磁石１４０によって生成される磁場シフト用磁場を、パルスシーケンスの一部、パルスシーケンスの実質的に全体、又はパルスシーケンスの全体に亘って印加してよい。
【００６４】
従来のパルスシーケンスを適宜変更したり、適切な磁場シフト信号を含めたりすることで、ＤＲＥＭＲシステム１００の磁場シフト特性を様々な従来の撮像法と組み合わせ、画像を向上させることができる。例えば、特定の種類のＭＲ画像法では、異なる物質から生じるＭＲ信号を抑制することが望ましいことが多い。その一般的な例としては、水によるＭＲ信号を保持したまま、脂肪によるＭＲ信号を抑制することがある。この抑制は、異なる物質からのＭＲ信号は、歳差運動の周波数が異なり得るという事実を利用して行われ得る。例えば、脂肪のプロトンと水のプロトンとでは、歳差周波数、又はラーモア周波数が異なる。それ故、均一な静磁場において、ＲＦコイル１３０で十分に狭い帯域のＲＦパルスを生成させて、所望の種類の組織のみを励起させることができる。このようなパルスを用いて水を励起させる場合、例えば、通常のスライス選択の送信４１０の代わりに、主に水分子の磁化を横面へと傾けてもよい。これにより、結果として測定されるＭＲ信号は、主に水分子によるものとなるであろう。
【００６５】
代替的な実施形態では、代わりに飽和パルスを印加して、脂肪などの不要な種類の組織からの信号を抑制してもよい。それ故、ＤＲＥＭＲシステム１００によって、十分に狭い帯域の飽和パルスを使用して、所望されない種類のプロトンを横面へと傾けてもよい。例えば、脂肪のプロトンからの信号を抑制するためにこのようなパルスを用いる場合、脂肪のプロトンは、スライス選択パルスの印加の前に既に、飽和パルスによって励起させられていることから、そのすぐ後に、パルス４１０とパルス４２０のような従来のスライス選択パルスの組み合わせを印加することにより、主に水のプロトンの磁化を横面へと傾けることができる。脂肪のプロトンの縦磁化が再生する時間はなかったことから、スライス選択パルスが適用される時点において、脂肪のプロトンが、横面へと傾くことはできない。それ故、結果として測定されるＭＲ信号は、主に水のプロトンから得られたものとなるであろう。所望の種類を励起させるために用いられる、選択性のＲＦパルスを、飽和パルスと呼ぶことがある。
【００６６】
この飽和法における問題点は、各物質間の歳差周波数の差は静磁場強度に比例するということであり得る。静磁場強度が弱ければ、異なる物質のプロトンの歳差周波数間の隔たりは小さくなる。例えば、Ｂ０が０．５Ｔの場合、脂肪のプロトンと水のプロトンとの間（これらの歳差周波数は、３．５ｐｐｍ異なる）の歳差周波数の間隔は、およそ７０Ｈｚであり、一方で、１．５Ｔの場合は、この間隔はおよそ２２０Ｈｚとなる。図６（ａ）は、ある仮定上の静磁場強度Ｂ０における脂肪からの信号（６１０）、及び水（６１５）からの信号と比較した、励起した水に対する一般的な１５ｍｓ無線周波数飽和パルス応答６０５である。図６（ｂ）に示すように、強度Ｂ０’が低く、かつ同様の期間の飽和パルスのとき、飽和パルス応答６０５は、ロバストな飽和のために十分ではない。なお、図６は、一定の縮尺に合わせてあるわけではなく、各要素は、説明されている概念が明確になるように選択されたものであることに留意されたい。
【００６７】
更なる問題として、狭帯域飽和パルスを生成するための基準が挙げられる。飽和パルスは、狭い周波数範囲にのみ影響するように設計され、周波数依存型効果がどの程度鮮明に生じ得るのか、ＲＦパルスがどの程度の長さなのか、どの程度のＲＦ電力が必要なのか、及びその他の基準などの、様々な実用上の制約に合わせて、生成される。したがって、各種組織間でのラーモア周波数の間隔が小さくなるため、効果的な狭帯域飽和パルスの生成は更に困難となる。
【００６８】
例えば、磁場シフト用コイル１４０などによって生成した磁場シフト用磁場を印加することにより、ＭＲパルスシーケンスのスペクトル選択部分、又は飽和部分の間、強度Ｂ０の静磁場を、ｄＢだけ増加させることができる。それ故、異なる物質間での歳差周波数の間隔を増加させることができ、より実用的かつ効果的に飽和パルスを使用できるようになる。したがって、静磁場強度がＢ０＋ｄＢとなるようにスペクトル選択的な飽和パルスを設計してよく、ここで、ｄＢは、磁場シフト用コイル１４０が生成する磁場によって加えられる強度である。
【００６９】
図７を参照すると、増大ＭＲ信号取得の例示的な方法が図示されている。飽和パルスをパルス４００などの所定パルスシーケンスと組み合わせることで、ＭＲ画像取得を達成できる。したがって、７０５の組み合わせパルスシーケンスの飽和部分において、磁場シフト用コイル１４０によって生成される磁場シフト用磁場と同時的に、飽和パルスがＲＦコイル１３０によって生成され、静磁場強度がＢ０＋ｄＢまで増加する。この増加により、異なる物質での歳差周波数の間隔を大きくすることができ、飽和パルスの実効性が高まる。飽和部分７０５の後、組み合わせパルスシーケンスの所定部分７１０を印加する。所定部分７１０の間、磁場シフト用磁場は切っておいてよく、また、パルスシーケンス４００の所定パルスシーケンスなどの所定パルスシーケンスを印加してよく、ここで、このパルスシーケンスは、静磁場強度Ｂ０に対して設計される。続いて、７１５と７２０で示されているように、このプロセスを反復してよい。この反復は、適切なＭＲ画像が得られるように所望の回数行ってよい。変更形態では、組み合わせパルスシーケンスのスペクトル飽和部分は、常に、所定パルスシーケンスの開始の前に提供されなくてもよい。一部の変更形態では、スペクトル飽和部分は、所定パルスシーケンスの何らかの時点で印加されてよい。更なる変更形態では、磁場シフト用磁場は、パルスシーケンスの所定部分７１０の少なくとも一部分の間に、印加されてもよく、印加されるパルスシーケンスは、静磁場のシフトした強度に関連するように、適切に変化させられる。パルスシーケンス部分の間の磁場シフト用磁場の更なる印加は、スペクトル飽和部分の間に印加される磁場シフト用磁場とは異なる強度（例えば、ｄＢ１）であってもよい。更に、各反復は、以前の磁場シフト用磁場の印加とは異なる強度及び期間の磁場シフト用磁場を含んでいてもよい。
【００７０】
また、ＤＲＥＭＲシステム１００の磁場シフト特性は、磁化率強調画像法（ＳＷＩ）と組み合わせることもできる。ＳＷＩとは、ＭＲ画像法において、各物質の局所的な磁化率の変化により生じる、磁場の局所変化に基づいて、画像コントラストを生成することである。ＳＷＩでは、Ｔ２＊緩和時間に基づくコントラストに加えて、位相情報を用い、血液及び鉄分などの組織及び／又は物質の磁化率の違いを導き出す。言い換えれば、ＳＷＩは、組織間、及び／又は物質間での磁化率の違いに基づき、画像コントラストを向上させることができる画像法である。
【００７１】
磁化率とは、物質をＭＲ画像法の際の静磁場などの磁場内に配置したときに、その物質によって生じる磁場の変化を決定する、物質の特性である。例えば、組織内部の磁場強度Ｈは、組織の本来的な特性である組織の磁化率に依存する。磁化率変化磁場の強度Ｈと静磁場Ｂ０との間の関係は、Ｈ＝（１＋χ）＊Ｂ０で表すことができ、式中、χは、物質の磁化率特性値である。例えば、静脈血のχは、およそ−６．５６×１０−６に等しく、柔組織のχは、およそ−９．０５×１０−６に等しい。したがって、ＳＷＩ画像法を用いて、静脈血と柔組織との間で、これら２種類の組織の間の磁化率の違いによって生じる、磁化率変化磁場の違いを画像化することができる。
【００７２】
一例として、静脈血及び出血（溢血）領域の磁化率は、柔組織とは異なる。この違いにより、静脈血又は出血領域の信号では、柔組織と比較して、Ｔ２＊がより短くなる。したがって、静脈血／出血からの信号は、より早く減衰し、Ｔ２＊強調パルスシーケンス（例えば、ＧＲＥシーケンス）においてより弱い信号を生成する。
【００７３】
静磁場の強度は、各組織間での磁化率変化磁場の違いに影響する他の因子であり得る。したがって、撮像の際、磁場シフト用磁場の印加により、物体に印加される磁場を増加させると、例えば、ＳＷＩ画像法により得られる、静脈血などの血液と他の組織との間の画像コントラストを高めることができる。例えば、強度Ｂ０の静磁場を、磁場電磁石１４０によって生成される磁場シフト用磁場によって追補し、静磁場強度がＢ０＋ｄＢに増加した状態で、通常のＳＷＩパルスシーケンスを生成してよい。磁場シフト用磁場は、信号の励起と取得との間のインターバルの間に印加されてもよい。
【００７４】
図８を参照すると、ＤＲＥＭＲシステム１００を使用する磁場シフト用磁場を使用したＳＷＩ増大の例示的な方法が示されている。ＳＷＩ画像を取得するためのＳＷＩパルスシーケンス８０５の励起部分８１０において、ＲＦコイル１３０によるＲＦパルスの印加により励起が行われる。静磁場強度は、Ｂ０である。ＳＷＩパルスシーケンス８０５の位相付加部分（ｐｈａｓｅ  ａｃｃｒｕａｌ  ｐｏｒｔｉｏｎ）８１５は、磁化率に基づく画像コントラストのほとんどが生成される期間であり、この期間においては、磁場シフト用コイル１４０により、磁場シフト用磁場が印加され、これにより、８２０で示すように、静磁場の強度がＢ０＋ｄＢまで増加させられる。次に、ＳＷＩパルスシーケンスのデータ取得部分８２５では、ＭＲ信号の取得が可能である。このプロセスは、第２のＳＷＩパルスシーケンス８３０において示すように、反復されてよい。所望の画像が得られるよう、所定の回数だけ反復してよい。なお、磁場シフト用磁場は、パルスシーケンスの位相付加部分以外の部分、及び変化させた静磁場強度に従って所望されるように調整されたパルスシーケンス部分の間に印加されてよいことに留意されたい。更に、印加される磁場シフト用磁場の強度及び期間は、ＳＷＩパルスシーケンスの異なる部分又は異なる反復において変化させてもよい。
【００７５】
変更形態では、ＳＷＩは、組織内の小規模な出血の可視化を補助し得る方法として使用されてよい。出血している小さな組織領域、又は血液の小さな領域などの、一部の場合、特に、磁場強度が小さく、高い磁場の場合と比較して磁化率の影響が小さくなってしまうときには、磁化率の影響によるコントラストの違いを描写することが困難となり得る。これらの状況においては、磁化率強調のレベルが異なる画像を組み合わせることにより、磁化率の影響に起因する信号強度のわずかな変化を増大させ得る。これは、異なる静磁場強度において画像を取得することによって行い得る。一例として、異なる静磁場強度を使用して画像を取得した場合、一部の組織については、ＳＷＩ画像において取得される対応する信号は高くなり得るが、大きく変化することがないことがある。更に、対応するＳＷＩ画像信号が低いものの、異なる静磁場強度によって大きく変化し得る、小規模な出血の領域（血液が及んでいる背景組織）も存在し得る。この小規模な出血領域が背景組織内に埋もれている場合、背景組織のみを含む画像位置と、小規模な出血領域を含む画像位置との間の画像コントラストは、比例して小さくなるであろう。２つの画像を異なる２つの磁場強度において取得した後に減算した場合、背景組織の信号が消去され、背景組織のみを含む領域と、背景組織に加えて小規模な出血を含む領域との間の相対的なコントラストは増加するであろう。
【００７６】
一例として、第１の静磁場強度（例えば、Ｂ０）において、あるＳＷＩパルスシーケンスによって、ＳＷＩ画像を取得できる。取得の後、同一のＳＷＩパルスシーケンスを使用するが、磁場シフト用コイル１４０により磁場シフト用磁場を印加することで得られる、異なる静磁場強度における、１つ又は２つ以上の更なる磁化率強調画像の取得を行ってもよい。続いて、これらの取得のそれぞれによる画像（各画像は異なる静磁場強度で取得されている）を、組み合わせて、静磁場強度〜磁場強度間の変化に基づき、画像〜画像間で、磁化率誘導コントラストが変化した領域を強調した画像を生成してもよい。相対的な画像コントラストを高め得る任意の方法で、これら２つの画像を組み合わせてよい。このような方法としては、対の画像を減算すること、全ての画像を加算すること、それらの画像全体に亘るピクセル位置毎に、信号を何らかのパラメトリックモデルにフィッティングすること、又は、他の数学的組み合わせなどを挙げることができる。
【００７７】
図９を参照すると、ＤＲＥＭＲシステム１００において、組織内の小規模な出血を可視化するための方法の単純化した一例が示されている。ＳＷＩ画像を取得するためのＳＷＩパルスシーケンス９０５の励起部分９１０において、ＲＦコイル１３０によるＲＦパルスの印加により励起が行われ得る。ＳＷＩパルスシーケンス９０５の位相付加部分９１５は、典型的には、磁化率に基づく画像コントラストのほとんどが生成され得る期間であり、この期間において、少なくとも部分９１５の一部の間、磁場シフト用コイル１４０により、磁場シフト用磁場が印加されてよい。典型的には、磁場シフト用磁場の印加により、９２０に示すように、静磁場の強度がＢ０＋ｄＢまで増加する。次に、ＳＷＩパルスシーケンスのデータ取得部分９２５では、ＭＲ信号の取得が可能であり、これによって、ＭＲ画像の一部分の取得できる。続いて、このプロセスは、第２のＳＷＩパルスシーケンス９３０において示すように、反復されてよい。しかしながら、ＳＷＩパルスシーケンス９３０の間、９３５において示すように、磁場シフト用コイル１４０によって印加される磁場シフト用磁場は、強度ｄＢ１であり、９２０において示す、最初に印加した強度ｄＢの補助磁場とは異なる。なお、パルスシーケンス９３０は、典型的には、パルスシーケンス９０５と同一のパルスシーケンスであり、静磁場の変化を適用する必要性に応じて変更されることに留意されたい。静磁場強度のｄＢ１へ、及びｄＢへの変化は、これら２つのパルスシーケンス内の位置及び期間と重なっていてよい。２つの完全な画像を得るために、適切に変化させながら、所定の回数だけ、このパルスシーケンス対を反復してもよい。変更形態では、これら２つの画像は、連続的に取得されてよい。例えば、第１の画像を得るために所望される数のパルスシーケンスを、第１の静磁場において印加してよく、第２の画像を得るために、第２の静磁場強度において反復してもよい。他の変更形態では、２つの異なる静磁場強度において２つの画像を得るために、他の方法が使用され得る。最終的なコントラスト向上画像を生成するために、これら２つの画像を上述したように組み合わせてもよい。なお、磁場シフト用磁場は、スキャンの位相付加部分以外の部分の間に印加してもよいことに留意されたい。例えば、磁場シフト用磁場は、データ取得の間、又はデータ取得の一部の間、残存させてもよい。更なる実施形態では、印加される磁場シフト用磁場の強度は、ＳＷＩパルスシーケンスの別々の部分内で、又は別々の部分において変化させてもよい。
【００７８】
磁場シフト用コイル１４０によって磁場シフトさせた異なる静磁場にて複数の画像を取得するプロセスは、必要な回数だけ、反復してよい。例えば、一部の実施形態では、２つよりも多くの画像が取得される。２つよりも多くの画像を用いる場合、相対的な画像コントラストを高め得る任意の方法で、それらの画像を組み合わせてよい。このような方法としては、対の画像を減算してから、減算後の画像を加算すること、全ての画像を加算すること、全ての画像全体に亘るピクセル位置毎に、信号を何らかのパラメトリックモデルにフィッティングすること、又は、他の数学的組み合わせなどを挙げることができる。更なる実施形態では、印加される磁場シフト用磁場の強度は、ＳＷＩパルスシーケンスの別々の部分内で、又は別々の部分において変化させてもよい。例えば、補助磁場は、データ取得の間、又はデータ取得の一部の間、残存させてもよい。
【００７９】
また、ＤＲＥＭＲシステム１００の磁場シフト特性は、他のＴ２＊強調ＭＲ画像法と組み合わせることもできる。上述したように、Ｔ２＊緩和は、スピン−スピン緩和と磁場の不均一性とが組み合わさって生じる、横磁化の減衰を指す。Ｔ２＊緩和は、組織本来の特性であるＴ２緩和の寄与分と、局所的な磁場の不均一性（一般的には、減衰時間Ｔ２’と呼ばれる）による寄与分との両方を有している。これら３つの緩和には次の関係：
0006511156.tif 000002
があり、式中、
0006511156.tif 000003
であり、ΔＢ０は、磁場の不均一性を示す。したがって、スピン−エコー画像法における１８０°パルスの場合とは異なり、磁場の不均一性により生じる横緩和Ｔ２’は、ＧＲＥパルスによって消滅しないので、上述したようにＴ２＊緩和を、傾斜−エコー（ＧＲＥ）画像法で検出することができる。
【００８０】
磁場の不均一性には、主磁石１１０の特性に起因する静磁場の不均一性、並びに、磁化率に基づく磁場の違いなど、多くの要素が関与し得る。これらの影響はいずれも、静磁場の強度に比例して変化する。それ故、信号減衰Ｔ２’の速さ、即ちＴ２＊は、異なる静磁場内にある異なる物質において様々となり得る。
【００８１】
パルスシーケンス内にＴ２＊減衰が生じる時間の全て又は一部の間、これらの画像の少なくとも一部に対して、磁場シフト用コイル１４０によりもたらされる磁場シフト用磁場をかけ、公知のＴ２＊強調画像法を使用して、１つ又は２つ以上のＴ２＊強調ＭＲ画像を取得してよい。続いて、例えば、画像の領域及び／又は組織などの所与の物質について、各磁場強度におけるＴ２＊強調信号の変化を観察することにより、Ｔ２＊分散信号を生成できる。したがって、ＤＲＥＭＲシステム１００の静磁場強度における変化は、磁場シフト用コイル１４０によって印加される磁場シフト用磁場の変化によってもたらされ得る。続いて、静磁場に従ったＴ２＊分散信号の変化を分析することで、例えば、Ｔ２＊と磁場強度との間の関係における特有のパターンを識別することによる異なる組織の判別、又は他の例示的な用途としては、組織内の鉄分含量の測定などが可能となる。更なる例として、Ｔ２＊分散分析は、所与の組織について特有の性質となり得る、Ｔ２＊分散曲線における急激な増加又は減少が存在する、特有の磁場強度の識別を含んでいてもよい。
【００８２】
図１０を参照すると、ＤＲＥＭＲシステム１００を用いて、Ｔ２＊分散信号を生成する例示的な方法が示されている。Ｔ２＊信号を取得するためのＴ２＊パルスシーケンス１００５の励起部分１０１０において、ＲＦコイル１３０によるＲＦパルスの印加により励起が行われる。Ｔ２＊パルスシーケンス１００５のＴ２＊減衰部分１０１５において、１０２０において示すように、磁場シフト用コイル１４０により磁場シフト用磁場が印加される。次に、Ｔ２＊パルスシーケンスのデータ取得部分１０２５により、ＭＲ信号の取得が可能となる。続いて、第２のＴ２＊パルスシーケンス１０３０、及び第３のＴ２＊パルスシーケンス１０３５において示すように、このプロセスを反復する。しかしながら、第２のパルスシーケンス１０３０及び第３のパルスシーケンス１０３５の間、１０４０及び１０４５においてそれぞれ示すように、磁場シフト用コイル１４０によって印加される磁場シフト用磁場は、１０２０において示す、最初に印加した磁場シフト用磁場とは異なる強度のものである。具体的には、１０４０において、静磁場強度は、Ｂ０＋ｄＢ１にシフトしており、１０４５において、静磁場強度は、Ｂ０＋ｄＢ２にシフトしている。更に所定の回数だけ反復してもよい。なお、磁場シフト用磁場は、パルスシーケンスのＴ２＊減衰部分以外の部分の間に印加してもよいことに留意されたい。一部の実施形態では、印加される磁場シフト用磁場の強度及び／又は期間は、Ｔ２＊パルスシーケンスの別々の部分内で、又は別々の部分において変化させてもよい。例えば、磁場シフト用磁場は、パルスシーケンスのデータ取得部分の間、又はデータ取得部分の一部の間、残存させてもよい。この例では、異なる静磁場強度で反復される単一のパルスシーケンスに関して、信号を取得し、比較したが、異なる静磁場強度を使用して、同様の方法で取得した画像全体、又は画像の一部分若しくは領域に対して、同一のプロセスを適用してもよい。
【００８３】
異なる静磁場強度にて、多数の信号又は画像を取得した後、それらを比較して、Ｔ２＊分散における変化を決定する。図１１を参照すると、１つの磁場強度（１１０５において示され、かつ図１０のＴ２＊パルス１００５を使用して取得される信号に対応するＢ０＋ｄＢ）において同一（Ｐ１）であり得る、丸印及び星印で示されている２種類の物質からのＴ２＊信号が、シフトした静磁場においてＭＲ信号の取得を反復することにより、どのように異なり得るかについての概念図である。磁場強度Ｂ０＋ｄＢ１では、１１１０において示されている、図１０のＴ２＊パルス１０３０を使用して取得された信号に対応する、これら２種類の物質についてのＴ２＊信号は、異なっている（Ｐ２及びＰ４）。磁場強度Ｂ０＋ｄＢ２では、１１１５において示されている、図１０のＴ２＊パルス１０３５を使用して取得された信号に対応する、これら２種類の物質又は組織についてのＴ２＊信号は、更に大きく異なっている（Ｐ３及びＰ５）。このような差異化に基づいて、物質の種類を決定できる。例えば、この差異化は、単に、２種類の組織間のＴ２＊値における差が最大となり、かつＴ２＊に基づく画像法が、好ましくは行われた、特定の磁場強度（ＭＲＩシステムのシフトしていない静磁場強度とは異なってもよい）を示してもよい。代替的には、任意の組織の組についての分散パターンにより、これらの組織からのＴ２＊に基づく信号の差異化を強める特定のデータ処理が示唆され得る。これには、測定したＴ２＊分散点を特定のモデル（変化の形状）にフィッティングすること、減算、又は、特定の磁場強度において信号若しくは画像を一次結合する他の方法、又は、他の画像の組み合わせ方法が含まれ得る。
【００８４】
上述したように、Ｔ２＊のＴ２’成分、及びしたがって、Ｔ２＊は、印加された磁場強度と共に変化する。ほとんどの物質又は組織について、静磁場強度に対するＴ２＊の予期される変化は、線形的である。具体的には、静磁場強度の増加により生じるＴ２＊の変化は、同一の量の磁場強度の減少によって生じるＴ２＊の変化によりバランスされ得る。一部の物質（特に鉄分を含むもの）に関しては、磁場強度に対するＴ２＊の変化は線形的ではない場合がある。ＤＲＥＭＲシステム１００を使用してこの非線形性を利用することにより、鉄分又はＢＯＬＤの撮像を向上させることができる。Ｔ２＊強調画像は、静磁場摂動がある場合と、ない場合の両方で取得できる。このような画像化ペアは、磁場変化に対するＴ２＊応答が非線形的である領域にて、それらの画像ペアが差異化されるように行われてよい。例えば、鉄系成分を含む領域は、コントラストにおける変化を示し得る。
【００８５】
差異化された取得を実行するために、静磁場摂動が印加されていない場合に、第１の取得を行ってもよい。同じＭＲ画像の第２の取得においては、磁場変化に応答して、非線形性を有する物質についての画像コントラストを変化させ得るように、静磁場強度を変化させてよい。一例として、Ｔ２＊パルスシーケンスのＴ２＊減衰部分の間、静磁場をある方向に変化させてよく、また、Ｔ２＊減衰の他の部分については、同じ時間に亘って、同じだけ、ただし反対方向に変化させてよい。静磁場の変化に応じて非線形的に応答する物質の場合、所定量だけ静磁場を増加させたときのＴ２＊分散の変化は、同じ量かつ同じ期間に亘って静磁場を減少させたときのＴ２＊分散の変化によってバランスされ得ない。このことは、静磁場を、同じ量かつ同じ期間に亘って上下に摂動させたとき、Ｔ２＊分散の変化が、同一となり得る、静磁場における変化に対して線形的に変化する組織又は物質とは対照的であり得る。
【００８６】
図１２を参照すると、ＤＲＥＭＲシステム１００を使用して鉄分又はＢＯＬＤの撮像を行う方法の一例が示されている。この図では、パルスシーケンス１２０５を使用し、静磁場摂動を伴わず、静磁場強度Ｂ０において、Ｔ２＊強調取得を実行している。パルスシーケンス１２０５に基づくＭＲ信号取得に続いて、１２１０において同一のパルスシーケンスを反復する。しかしながら、ここでは、磁場シフト用コイル１４０による磁場シフト用磁場の印加によって、Ｔ２＊減衰が生じている期間に亘って、静磁場強度Ｂ０をｄＢ増加させる。この増加に続いて、同じ期間に亘って、磁場シフト用コイル１４０により補助磁場を再度印加することにより、同一の量ｄＢだけ静磁場強度を減少させる。続いて、ＭＲデータを取得する。なお、この例では、初めに静磁場強度を増加させてから、同一の期間に亘って同一の量だけ減少させているが、磁場変化に応答して非線形性を有する物質に対して画像コントラストを変化させ得る方法で摂動が生じる限りは、パルスシーケンスのＴ２＊減衰部分の間、静磁場を摂動させるために、多くの異なる方法が可能であることに留意されたい。例えば、静磁場は、これらの変化がバランスするように変化させられてよい。バランスした変化を達成するために様々な方法がある。例えば、一部の変更形態では、静磁場強度において等しい量の一続きの増減を、パルスシーケンスのＴ２＊減衰部分の間、印加してよい。静磁場は、最初に増加させられ、続いて、同じ量及び期間だけ減少させられ、再度増加させられ、再度、先の増加と同じ量及び期間だけ減少させられる。増加−減少のそれぞれのペアは、異なる量及び期間によるものであってもよい。更に、増加及び減少の順番を変えてもよいし、ペア同士が互いに直に隣り合っていなくてもよい。この例では、異なる静磁場強度において反復される単一のパルスシーケンスに関して、信号を取得することについて述べたが、同様のプロセスは、２つ以上の画像の取得及び分析のために適用されてもよいことが理解されるべきである。
【００８７】
また、ＤＲＥＭＲシステム１００の磁場シフト特性は、ＭＲ分光法と組み合わせることもできる。上述したように、ＭＲ分光法は、異なる共鳴周波数を有する物質の各成分を識別するために、ＭＲデータを取得及び処理するための方法である。共鳴周波数における差は、例えば、ある化合物内、又は組織などのある物質内の様々な化合物内にて、プロトンが異なる化学的環境下にあることに基づき生じ得る。大抵、ＭＲ分光法は、非常に濃度が低く、そのために非常に低いＭＲ信号を生成する物質を分析するために用いられる。したがって、ＭＲ信号から、異なる周波数におけるピークの分布を生じさせて、異なる組織又は物質を識別する。しかしながら、取得されるＭＲ信号には、大きなノイズも含まれている。このノイズは、一般的に全周波数に亘って均一に分布している。組織又は物質における化合物の濃度の低さ、及び信号の弱さに起因して、信号取得に関連するランダムなノイズを超えるピークを識別するのは困難な場合がある。こうした測定においてよく見られる、低いＳＮ比に対処するため、大抵は、ホワイトノイズを平均化する方法として、ＭＲ信号取得を反復し、平均をとる。
【００８８】
ＤＲＥＭＲシステム１００では、異なる静磁場強度において複数のＭＲ信号を取得することにより、ＭＲ分光法の改善を図ることができる。ピークの相対的間隔は、静磁場強度に比例し得る。また更に、これらのピークのサイズは、静磁場強度にわずかに依存し得る。一方で、ランダムなノイズ信号は、典型的には、静磁場強度の変化によっては、明確に変化しない。したがって、ＤＲＥＭＲシステム１００を使用してＭＲ信号取得を反復することができ、ここで、この反復の少なくとも一部は、異なる静磁場強度において行う。それ故、取得されたＭＲ信号に含まれるいずれのピークも、既知の静磁場のシフトに基づく既知の量だけ移動し得る。したがって、取得されたＭＲ信号を処理することで、予測量だけシフトしたピークを特定することができ、所望される信号ピークの検出を向上させることが可能である。
【００８９】
図１３を参照すると、ＤＲＥＭＲシステム１００を使用して、ＭＲ分光法を行う方法の一例が示されている。図１３（ａ）は、所与の静磁場Ｂ０について、異なる周波数にある、３つの仮想上の信号ピークを示す。図１３（ｂ）は、全ての周波数に亘って均一に分布している特徴的なランダムノイズを示し、図１３（ｃ）は、仮想ピークと、この特徴的なノイズとの組み合わせにより得られる組み合わせ信号を示す。図１３（ｃ）は、ＤＲＥＭＲシステム１００によって取得され得る信号の種類を表す。
【００９０】
図に関して続けると、図１３（ｄ）は、図１３（ａ）の３つの信号ピークに対応する、想定し得る３つの仮想的信号ピークを示す。しかしながら、図１３（ｄ）において、これらのＭＲ信号の取得のために与えられる静磁場は、強度ｄＢの磁場シフト用磁場によって増加させられている。したがって、３つピーク全ての位置及び振幅は、Ｂ０からＢ０＋ｄＢへの静磁場強度の変化に比例した、図１３（ａ）の３つのピークに対するスケールとなっている。例えば、Ｂ０＋ｄＢが２＊Ｂ０の強度を有する静磁場に等しい場合、図１３（ｄ）におけるピークの位置は、周波数において、図１３（ａ）におけるピークに対して２倍のスケールとなり得る。図１３（ｅ）は、増大された静磁場強度Ｂ０＋ｄＢにおいて、取得される特徴的なランダムノイズを示す。図示されるように、ノイズは、静磁場強度における変化に対して、予測可能かつシステマチックに変化しない場合がある。最後の図１３（ｆ）は、図１３（ｄ）の仮想ピークと図１３（ｅ）の特徴的なノイズとの組み合わせにより得られる組み合わせ信号を示す。図１３（ｆ）は、ＤＲＥＭＲシステム１００によって取得され得る信号の種類を表す。
【００９１】
静磁場の強度の変化と、ピークの移動との相関により、静磁場強度における変化に対して変化しないランダムに分布するノイズをフィルタリングにより取り出しやすくなる。例えば、異なる静磁場強度において取得されたＭＲ信号のペアに、ピークが存在するかどうかを決定するために、異なる静磁場強度において変化すると考えられるピークの予想位置を、両方のＭＲ信号において確認することができる。両方の画像において予想位置に見つかった場合、ピークは存在するものと推定でき、ここで、これらの位置は、静磁場強度の違いに部分的に基づいて決定される。
【００９２】
この例示した例においては、２回の取得を行ったのみであるが、追加的な取得を行い、得られたスペクトルを使用して、追加的なＭＲ信号におけるピーク位置の相関による、ピークの存在の決定を行うことができる。変更形態では、所与の静磁場強度における各信号取得を、同一の磁場強度において反復することによって、取得される信号を平均化し、上述したようなホワイトノイズを部分的に平均化してもよい。
【００９３】
また、ＤＲＥＭＲシステム１００の磁場シフト特性は、ＭＲ指紋法と組み合わせることもできる。任意の所与の組織又は物質について、その組織のＭＲ指紋と呼ばれる、測定したＭＲ信号特性の組に基づく特性決定を行うことができる。例えば、所与の組織又は物質について、複数のＭＲ信号特性を、その組織又は物質について取得されたＭＲ信号に基づいて数値化することができる。したがって、１つ又は２つ以上のパルスシーケンスを用いて取得したＭＲ信号に基づいて、各組織又は物質について、Ｔ、Ｔ２、Ｔ２＊及び／又は他のＭＲ信号特性を得ることができる。続いて、こうして得られたＭＲ信号パラメータの組を使用して、ＭＲスキャンを行った組織又は物質の特性を決定できる。
【００９４】
ＭＲ信号特性は、信号取得の間に印加された静磁場の強度に依存し得る。したがって、複数の磁場強度におけるＭＲ信号特性を取得することにより、組織の特性決定及び差異化を行うために使用し得るパラメータの組に対して、更なる次元を加えることができる。したがって、一組のＭＲ信号特性を選択し、選択したＭＲ特性に対して適切なパルスシーケンスを使用して、ＤＲＥＭＲシステム１００によるスキャンを行うことにより、選択的なＭＲ信号特性を取得する。続いて、ＭＲ信号特性の取得を異なる静磁場強度で反復する。静磁場強度における変化は、磁場シフト用コイル１４０を使用して補助磁場を印加することにより行われる。磁場シフト用磁場は、各ＭＲ信号取得に特定的なものであってもよく、静磁場強度の変化に反応するＭＲ信号測定値が生じるような方法で印加されてもよい。これらの手法の一部、例えば、Ｔ２＊特性の取得については、上述したとおりである。更なる例として、Ｔ１測定値を得るために、Ｔ１緩和パラメータのマッピングのために十分に確立されたＭＲ取得方法を使用してもよい。この取得は、パルスシーケンスの反転時間（ＴＩ）部分の間、磁場シフト用コイル１４０によって印加される、補助磁場を用いて反復されてもよい。
【００９５】
図１４は、磁場強度の追加により、ＭＲ指紋法がどのように改善され得るかを示す、単純化された一例を示す。図１４（ａ）は、Ｘ軸に沿う、静磁場強度Ｂ０での異なる２種類の組織についての、１つのＭＲ信号特性（パラメータ１）の値の分布を示す。ｙ軸は、例示しやすいように付け加えたものであり、何らかの値を表すためのものではない。図１４（ａ）によると、測定されたＭＲ信号特性パラメータ１が１４０５〜１４１０の間にある場合、この組織を組織Ａであると特定できる。一方で、測定されたＭＲ信号特性パラメータ１が１４１５〜１４２０の間にある場合、この組織を組織Ｂであると特定できる。これら２種類の組織の値の分布は重複している。したがって、対象の組織について、その組織をスキャンした後、得られたＭＲ信号パラメータ値が「Ｖａｌ１」であった場合、その値が示す組織の種類が何であるかを一意に特定することはできないであろう。
【００９６】
図を続けて参照すると、図１４（ｂ）は、図１４（ａ）と同様に、Ｘ軸に沿う、静磁場強度Ｂ０における、異なる２種類の組織についての１つのＭＲ信号特性（「パラメータ１」）値のＸ軸に沿った分布を示す。しかしながら、この場合、ｙ軸は、静磁場強度Ｂ０＋ｄＢにおける、同じ２種類の組織についての、同一のＭＲ信号特性（パラメータ１）の値の取得分布を表す。なお、ＭＲ信号特性パラメータ１が静磁場強度の変化に対して変化する場合、所与の組織についてのパラメータ１に対する測定されたＭＲ信号特性値も変化することに留意されたい。したがって、磁場強度Ｂ０においてパラメータ１値がＶａｌ１である上記の対象組織は、磁場強度Ｂ０＋ｄＢにおいてパラメータ１値がＶａｌ２又はＶａｌ３となり得る。したがって、ある組織が、Ｂ０においてパラメータ１を測定したとき、測定値Ｖａｌ１を与え、Ｂ０＋ｄＢにおいてパラメータ１を測定したとき、測定値Ｖａｌ２を与える場合、この組織は、一意に特定され得る。同様に、Ｂ０＋ｄｂにおけるパラメータ１の測定値がＶａｌ３のとき、対象の組織を別の組織として一意に特定することができる。この例は、１つの測定パラメータについてのものであったが、一方で、実際には、１つより多くのパラメータを使用してもよく、そのうちの少なくとも一部は、磁場に依存するものである。変化する磁場強度における１つ又は２つ以上の測定値を一部に含む、複数のパラメータ次元に亘って、組織の種類の個別分離を行ってもよい。
【００９７】
ＤＲＥＭＲシステム１００のパルスシーケンスによりスキャンされる組織に、磁場に依存する造影剤を追加することにより、従来のＭＲＩ法を使用した撮像では非常に困難だった、外傷性脳損傷（ＴＢＩ）の検出を更に向上させ得る。使用される造影剤は、典型的には、それらが結合状態にあるときも、非結合状態にあるときも静磁場強度と共に変化する緩和プロファイルを有する。
【００９８】
場合によっては、通常は閉じている血液脳関門（ＢＢＢ）における開口により、アルブミン及びフィブリノーゲンが、（通常は到達できない）脳組織内に入り込めるようになり得、脳炎の具体的な要因となり得る。これらの分子の選択的撮像により、脳内のアルブミン及びフィブリノーゲン浸透箇所の撮像が可能となり、これを用いて、頭部外傷領域を特定することができる。脳内においてアルブミン／フィブリノーゲンが増加している箇所を決定するために、患者に（適切な）造影剤のボーラスを注入し、磁場変化型グラディエントエコースキャンによる撮像を行うことができる。磁場強度を変化させることにより、分子のコントラストを得ることができる。脳内のアルブミン／フィブリン量を観察することに加え、現行の灌流画像法に類似した方法でアルブミン／フィブリンの拡大の時間経過を観察することが有用であろう。
【００９９】
上述した実施形態は、例示であることを意図しており、本明細書に添付の特許請求の範囲によってのみ定義される範囲から逸脱することなく、当業者により、変形及び改変がこれらになされてもよい。例えば、検討された方法、システム、及び実施形態を、完全に又は部分的に、変形及び組み合わせることができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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