(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
MR装置の検査ボリュームにおいて位置される対象物のMRイメージングの方法であって、
a)前記対象物を、RFパルスのイメージングシーケンス及びスイッチされる磁場傾斜に当てることによって、異なるエコー時間において少なくとも二つのエコー信号を生成するステップと、
b)前記エコー信号を収集するステップと、
c)複数の位相エンコーディングステップのためにステップa)及びb)を繰り返すステップと、
d)前記収集されたエコー信号から、各々のエコー時間に対して、中間MR画像を再構成するステップと、
e)磁化率重み付けされたMR画像の各々のボクセルに対して、各々の前記画像位置における前記中間MR画像の前記ボクセル値の非線形結合を計算することによって、前記磁化率重み付けされたMR画像を生成し、前記非線形結合は、より高いボクセル強度値よりも、より低いボクセル強度値を強調する、ステップと
を有する、方法。
【請求項２】
前記非線形結合は、各々の前記画像位置において前記中間MR画像の前記ボクセル値の逆数値を結合することによって計算される、請求項1に記載の方法。
【請求項３】
前記磁化率重み付けMR画像を生成するステップは、
-各々の画像位置における前記中間画像の前記ボクセル値の絶対値を計算するステップと、
-各々の前記絶対値を負の指数に累乗することによって、前記逆数値を計算するステップと、
-前記磁化率重み付けMR画像の各々の前記ボクセルに対して、各々の前記画像位置における前記逆数値を合計するステップと
を有する、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記磁化率重み付けMR画像を生成するステップは、各々の前記画像位置における前記逆数値の前記合計の正規化のステップを更に有する、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記非線形結合は、重み付け和の計算を含み、より大きな重み付けファクタが、より低い強度をもつ前記中間画像のボクセル値にもたらされ、より小さな重み付けファクタは、より高い強度をもつ前記中間画像のボクセル値にもたらされるステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記中間MR画像及び前記磁化率重み付けMR画像は複素画像である、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記中間MR画像は、強度画像又は磁化率強調強度画像である、請求項1乃至５の何れかの一項に記載の方法。
【請求項８】
前記イメージングシーケンスは、マルチエコー傾斜エコーシーケンスである、請求項1乃至７の何れかの一項に記載の方法。
【請求項９】
前記MR装置は、前記検査ボリューム内において均一定常磁場B0を生成するための、少なくとも一つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内における異なる空間方向において、スイッチされる磁場傾斜を生成するための、いくつかの傾斜コイルと、前記検査ボリューム内においてRFパルスを生成するため、及び/又は前記検査ボリューム内において位置される対象物からMR信号を受信するための、少なくとも一つのRFコイルと、スイッチされる磁場傾斜及びRFパルスの時間連続性を制御するための制御ユニットと、前記受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを含み、前記MR装置は、
a)前記対象物を、RFパルスのイメージングシーケンス及びスイッチされる磁場傾斜に当てることによって、異なるエコー時間において少なくとも二つのエコー信号を生成するステップと、
b)前記エコー信号を収集するステップと、
c)複数の位相エンコーディングステップのためにステップa)及びb)を繰り返すステップと、
d)前記収集されたエコー信号から、各々のエコー時間に対して、中間MR画像を再構成するステップと、
e)磁化率重み付けされたMR画像の各々のボクセルに対して、各々の前記画像位置における前記中間MR画像の前記ボクセル値の非線形結合を計算することによって、前記磁化率重み付けされたMR画像を生成し、前記非線形結合は、より高いボクセル強度値よりも、より低いボクセル強度値を強調する、ステップと
を実行するように構成される、請求項1乃至８の何れかの一項に記載の方法を実行するためのMR装置。
【請求項１０】
MR装置上で実行されるべきコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、
a)異なるエコー時間において少なくとも二つのエコー信号を生成するイメージングシーケンスを実行するステップと、
b)前記エコー信号を収集するステップと、
c)複数の位相エンコーディングステップのためにステップa)及びb)を繰り返すステップと、
d)前記収集されたエコー信号から、各々のエコー時間に対して、中間MR画像を再構成するステップと、
e)磁化率重み付けされたMR画像の各々のボクセルに対して、各々の前記画像位置における前記中間MR画像の前記ボクセル値の非線形結合を計算することによって、前記磁化率重み付けされたMR画像を生成し、前記非線形結合は、より高いボクセル強度値よりも、より低いボクセル強度値を強調する、ステップと
のための命令を有する、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、磁気共鳴（MR）イメージングの分野に関する。また、本発明は、MR装置の検査ボリュームにおいて位置される対象物のMRイメージングの方法に関する。また、本発明は、MR装置及びMR装置上において実行されるべきコンピュータプログラムにも関する。
【背景技術】
【０００２】
二次元又は三次元画像を形成するために、磁場と核スピンとの間の相互作用を利用する、画像形成MR方法は、軟組織のイメージングのために、それらは、多くの点において他のイメージング方法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常、非侵襲性であるため、特に医用診断の分野において、近年広く使われている。
【０００３】
概して、MR方法によれば、方向は、測定が基づく座標系の軸（通常ｚ軸）を同時に規定する、強力で、均一な磁場B0において、検査されるべき患者の身体は配置される。磁場B0は、既定の周波数（いわゆるラーモア周波数又はMR周波数）の交番電磁界（ＲＦ場）の印加によって励起され得る磁場強度（スピン共鳴）に依存して、個々の核スピンのための、異なるエネルギー準位（レベル）を生成する。巨視的な見地からすると、個々の核スピンの分布は、磁場B0がｚ軸と直角に延在する間、適切な周波数（RFパルス）の電磁パルスの印加によって平衡状態から偏らされ得る全磁化を生成するので、磁化は、ｚ軸のまわりに歳差運動を行う。歳差運動は、アパーチャの角度がフリップ角と称されるコーンの表面を描く。フリップ角の大きさは、もたらされた電磁パルスの強度及び持続期間に依存する。いわゆる90°パルスの場合、スピンは、z軸から水平面（フリップ角90°）まで偏らされる。
【０００４】
RFパルスの終了後、磁化は、平衡の元の状態に再び緩和され、z方向における磁化は、第一の時定数T1（スピン格子又は縦緩和時間）で再びビルドアップされ、z方向に対して直角方向における磁化は、第二の時定数T2（スピン-スピン又は横緩和時間）で緩和する。磁化の変化が、ｚ軸と直角をなす方向で測定されるような態様で、磁化の変化は、MR装置の検査ボリューム内において配置され、方向付けられる、受信RFコイルによって検出されることができる。例えば、90°パルスの印加の後、同じ位相（フェーズ）を備える秩序状態から、すべての位相角が均一に分布される（デフェージング）状態への、（局所的な磁場不均一性によって誘導される）核スピンの遷移によって、横磁化の減衰は達成される。デフェージングは、リフォーカシングパルス（例えば180°パルス）によって補償されることができる。これにより、エコー信号（スピンエコー）が受信コイルにおいて生成される。
【０００５】
体内において空間的分解能を実現するため、三つの主軸に沿って延在する線形磁場傾斜は、均一磁場B0上において重ねられ、スピン共鳴周波数の線形空間依存性がもたらされる。受信コイルにおいてピックアップされる信号はそれから、体内における異なる位置に関連し得る、異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは、空間周波数領域（ドメイン）に対応しており、k-スペースデータと称される。k-スペースデータは通常、異なる位相エンコーディング（符号化）を用いて収集される複数のラインを含む。各々のラインは、いくつかのサンプルを集めることによってデジタル化される。１セットのk-スペースデータは、フーリエ変換によってMR画像に変換される。
【０００６】
MRイメージングにおいて、特定のイメージングシーケンスの選択は、結果としてもたらされるMR画像において、異なる組織タイプの相対的な外観を決定する。組織のいろいろな特性は、異なる組織の間の所望されるコントラストを備えるMR画像を生成するために用いられてもよい。T2*又は磁化率重み付けコントラストは、組織の間の、磁場の局所的な不均一性からもたらされる。T2*重み付けコントラストは、限定されないが、脳卒中及び脳出血、腫瘍、精神的外傷患者の微小出血、並びに潜在性血管疾患の高度な検出を含むいくつかのアプリケーションのため、更には、動脈と静脈との分離、静脈脈管ネットワークのイメージング、並びに神経変性疾患における鉄分増加の評価のようなアプリケーションのために使われてもよい。体組織の磁化率の差は、スピン密度、T1-、又はT2-重み付けイメージングのような、他のタイプのコントラストと異なるMRイメージングにおけるコントラストのタイプとして利用されることができる。隣接する組織と比較して異なる磁化率を備える対象物質からの信号は、十分に長いエコー時間における、隣接する組織と位相が異なるであろう。これに基づいて、ハーケ（Haacke）他（米国特許6,658,280B1）は、位相イメージングが、MRイメージングにおいてコントラストを強調する手段を提供することを実証している。具体的には、位相画像自体が、脳イメージング、鉄を多く含む組織、静脈、及びバックグランド組織と異なる磁化率を備える他の組織において、灰白質（GM）と白質（WM）との間のコントラストを提供することができる。特に、血管と周囲の組織との間の画像コントラストは、磁化率の差によってもたらされる血液及び組織からのMR信号の間の位相差に基づいて実現されることができる。ハーケ他のアプローチにおいて、強度及び位相画像は結合される。位相画像は、ハイパスフィルタリングされ、それから、０と１の間の振幅で変動する、特別な位相マスクに変換される。このマスクは、異なる磁化率を備える組織の間の、強調されたコントラストを生成するために、元の強度の画像に、整数倍される。代わりのアプローチは、バルドワイ（Bhardwaj）他（米国公開2009/0251140 A1）によって提案されており、磁化率重み付け画像が、重み付け関数のアプリケーションに基づいて、異なるエコー時間において収集される画像データを結合することによって生成される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明の目的は、改善された磁化率重み付けコントラストによるMRイメージングの方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明によれば、MR装置の検査ボリュームにおいて位置される対象物のMRイメージングの方法が開示される。本方法は、
a)対象物を、RFパルスのイメージングシーケンス及びスイッチされる磁場傾斜に当てることによって、異なるエコー時間において少なくとも二つのエコー信号を生成するステップと、
b)エコー信号を収集するステップと、
c)複数の位相エンコーディングステップのためにステップa)及びb)を繰り返すステップと、
d)収集されたエコー信号から、各々のエコー時間に対して、中間MR画像を再構成するステップと、
e)磁化率重み付けされたMR画像の各々のボクセルに対して、各画像位置における中間MR画像のボクセル値の非線形結合を計算することによって、磁化率重み付けされたMR画像を生成し、非線形結合は、より高いボクセル強度（マグニチュード）値よりも多い、より低いボクセル強度値を強調する、ステップと
を有する。
【０００９】
本発明によれば、少なくとも二つの独立MR信号データセットが収集され、各々のMR信号データセットは、一つのエコー時間値において収集されるエコー信号を有する。すなわち、各々のMR信号データセットは、二つ又はそれより多くのエコー時間値の一つに帰する。中間MR画像は、各々のMR信号データセットから再構成されるので、各々の中間MR画像は各々のエコー時間値に帰する。磁化率重み付け画像は、特定の非線形態様で中間MR画像を結合することによって得られる。本発明によれば、エコーデータのボクセル的な非線形結合は、最も低い信号振幅が強調されるような態様で形成される。すなわち、これは、非線形結合が、中間MR画像におけるより低い信号振幅を、磁化率重み付け画像に対するより大きな寄与に変換し、より高い信号振幅は、磁化率重み付け画像に対するより小さな寄与に変換される。
【００１０】
一つの可能な実施例において、中間MR画像のボクセル値の逆数値が計算され、結果としてもたらされる値は、各々の画像位置に対して結合される。本発明はそれによって、小さな血管と周囲の組織との間にさえ、改善された磁化率重み付けコントラストを実現する。特に、周囲の組織からのMR信号におけるノイズ（雑音）は、効果的な平均によって低減される。血管を（部分的に）含むボクセルにおいて、部分的なボリューム効果による振幅減少は強調される。
【００１１】
本発明の好ましい実施例において、磁化率重み付けMR画像を生成するステップは、
-各々の画像位置における各々の中間画像のボクセル値の絶対値を計算するステップと、
-整数又は非整数になり得る、負の指数に、各々の絶対値を累乗することによって、逆数値を計算するステップと、
-磁化率重み付けMR画像の各々のボクセルに対して、各々の画像位置における逆数値を合計するステップと
を有する。この実施例において、最初にエコーデータが反転させられて、それから各々のボクセル位置において結合されることは本質的である。逆数値の合計が計算されるとき、更なる重み付けファクタがもたらされてもよい。さらに、各々の画像位置における逆数値の結合は、正規化されるべきである。この概念は、低強度エコー信号データ、すなわち磁化率コントラストに対する特定の強調をもたらす。
【００１２】
本発明の方法の中間MR画像は、強度画像若しくは磁化率強調強度画像又は複素画像であってもよい。
【００１３】
最適な磁化率コントラストを得るために、本発明のエコー結合技術を、すでにある磁化率強調中間MR画像データにもたらすことは有利である。このために、中間MR画像が、例えば、知られている位相差強調イメージング（PADRE）概念（WO2010/073923A1）を使用することによって収集されてもよい。
【００１４】
中間画像が複素画像である場合、非線形結合は、重み付け（加重）和の計算を含んでいてもよく、より大きな重み付けファクタが、より低い強度をもつ中間画像のボクセル値に適用され、より小さな重み付けファクタは、より高い強度をもつ中間画像のボクセル値に適用される。このように、結果としてもたらされる磁化率重み付けMR画像は、（保存された位相情報を備える）複素画像として生成されることができる。
【００１５】
本発明のさらに好ましい実施例において、エコー信号を生成し、収集するために使われるイメージングシーケンスは、マルチエコー傾斜エコーシーケンスである。すなわち、二つ又はそれより多くのエコー信号は、磁場傾斜の適切なスイッチングによって、傾斜エコーとして生成される。傾斜エコーは、主磁場不均一性の効果をリフォーカスしないため、傾斜エコーシーケンスは、磁化率効果に対して本質的に感度が高いことが知られている。マルチエコーシーケンスは、短いスキャン期間内において、必要とされる信号データの収集を可能にする。
【００１６】
これまで説明した本発明の方法は、検査ボリューム内において均一定常磁場B0を生成するための、少なくとも一つの主磁石コイルと、検査ボリューム内における異なる空間方向において、スイッチされる磁場傾斜を生成するための、いくつかの傾斜コイルと、検査ボリューム内においてRFパルスを生成するため、及び/又は検査ボリューム内において位置される対象物からMR信号を受信するための、少なくとも一つのRFコイルと、スイッチされる磁場傾斜及びRFパルスの時間連続性を制御するための制御ユニットと、受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを含むMR装置によって実行されることが可能である。本発明の方法は、MR装置の制御ユニット及び/又は再構成ユニットの、対応するプログラミングによって実現されることができる。
【００１７】
本発明の方法は、有利なことに、現在臨床使用において、大部分のMR装置上で実行されることができる。このために、本発明の上記方法のステップを実行するように、MR装置が制御される、コンピュータプログラムを使用することが単に必要とされるだけである。コンピュータプログラムは、MR装置の制御ユニットにおけるインストールのためにダウンロードされるように、データネットワークにおいてもたらされるか、又はデータキャリア上にもたらされてもよい。
【００１８】
含まれる図面は、本発明の好ましい実施例を開示する。しかしながら、図面は例示を目的とするのみであり、本発明の限定を規定するものでないことは理解されるべきである。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】発明の方法を実行するためのMR装置を示す。
【図２】従来の磁化率重み付けMRイメージング(b)によって、及び本発明(a)によって処理され、収集される、生体内MR画像を示す。
【本発明を実施するための形態】
【００２０】
図1に関して、MR装置1が示される。本装置は、実質的に均一な、時間的に一定の主磁場B0が、検査ボリュームを通じてｚ軸に沿って生成されるように、超伝導又は抵抗性主磁石コイル2を有する。本装置は、１セットの（一次、二次、及び可能な場合、三次）シミングコイル2'を更に有し、セット2'の個々のシミングコイルを通じる電流が、検査ボリューム内におけるB0逸脱を最小化するために制御可能である。
【００２１】
MRイメージングを実行するため、磁気共鳴生成及び操作システムは、核磁気スピンを反転させるか、又は励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に、及びその他の方法でエンコードし、スピンを飽和させるため、一連のRFパルス及びスイッチされた磁場傾斜をもたらす。
【００２２】
より特定されることに、傾斜パルス増幅器3は、検査ボリュームのx、y、及びz-軸に沿う、全身（ホールボディ）傾斜コイル4、5、及び6の選択された一つに電流パルスをもたらす。デジタルRF周波数送信器7は、検査ボリュームにRFパルスを送信するために、送信/受信スイッチ8を介して、RFパルス又はパルスパケットをボディ（体）RFコイル9に送信する。通常のMRイメージングシーケンスは、何れのもたらされた磁場傾斜と共に、核磁気共鳴の選択された操作を実現する、短い期間のRFパルスセグメントのパケットから構成される。RFパルスは、飽和させ、共鳴を励起させ、磁化を反転させ、共鳴をリフォーカスさせ、共鳴を操作し、検査ボリュームにおいて位置されるボディ10の部分を選択するために使用される。MR信号は、ボディRFコイル9によってもピックアップされる。
【００２３】
並列イメージングによって、ボディ10の限定された領域のMR画像の生成のために、１セットのローカルアレイRFコイル11、12、及び13は、イメージングのために選択される領域に隣接して位置される。アレイコイル11、12、及び13は、ボディ-コイルRF送信によって誘導されるMR信号を受信するために使われることができる。
【００２４】
結果としてもたらされるMR信号は、ボディRFコイル9及び／又はアレイRFコイル11、12、及び13によってピックアップされ、好ましくはプリアンプ（図示略）を含む受信器14によって復調される。受信器14は、送信/受信スイッチ8を介してRFコイル9、11、12、及び13に接続される。
【００２５】
ホストコンピュータ15は、高速フィールドエコー（ＦＦＥ）イメージングのような、MRイメージングシーケンスを生成するために、傾斜パルス増幅器3及び送信器7だけでなく、シミングコイル2'も制御する。選択されたシーケンスのために、受信器14は、各々のRF励起パルスに後続して高速に連続して単一又は複数のMRデータラインを受信する。データ収集システム16は、受信信号のアナログ・デジタル変換を実行して、各々のMRデータラインを、更なる処理に適しているデジタルフォーマットに変換する。最新のMRデバイスにおいて、データ収集システム16は、生画像データの収集に特化される別個のコンピュータである。
【００２６】
最終的に、デジタル生画像データは、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再構成プロセッサ17によって画像表示に再構成される。MR画像は、患者を通じるプレーナスライス、並列プレーナスライスのアレイ、及び三次元ボリューム等を表してもよい。画像はそれから、例えば結果としてもたらされるMR画像の、人により読取り可能な表示をもたらすビデオモニタ18を介して、画像表示の、スライス、プロジェクション、又は他の部分を、視覚化のための、適切なフォーマットに変換するようにアクセスされてもよい、画像メモリに記憶される。
【００２７】
本発明によれば、二つ又はそれより多くのエコー信号が、二つの異なるエコー時間におけるマルチエコー傾斜イメージングシーケンスによって生成される。エコー信号は、適切にk-スペースをカバーするため、複数の位相エンコーディングステップのために収集される。中間MR画像はそれから、収集されたエコー信号からの各々のエコー時間値に対して、再構成される。これは、第一の中間MR画像が、第一のエコー時間値において収集されるエコー信号から再構成され、第二の中間MR画像が、第二のエコー時間値において収集されるエコー信号から再構成されることを意味する。次のステップとして、磁化率重み付けMR画像は、磁化率重み付けMR画像の各々のボクセルに対して、各画像位置において中間MR画像のボクセル値の非線形結合を計算することによって計算される。これは、（より低いMR信号振幅に対応する）より低いボクセル値が、結果としてもたらされる磁化率重み付けMR画像において、（より高いMR信号振幅に対応する）より高いボクセル値よりも多く強調される態様でなされる。
【００２８】
本発明の方法は、先行技術と比較して改善された磁化率コントラストを提供する。本発発明の方法は、強度画像、複素画像、及び（例えばPADRE画像のような）磁化率強調強度画像に適用されることができる。
【００２９】
一つの可能な概念は、中間MR画像の各々のボクセルの強度が、最初に反転させられて、それから磁化率重み付けMR画像に結合されることにある。最終的に、結合されたデータは正規化される
この概念によると、いくつかの例は、以下にもたらされる。
0006417406.tif 000002
【００３０】
その中で、Ｉは所与の画像位置における磁化率重み付けMR画像のボクセル値であり、Nはエコー時間値の総数であり、Siは、各々の画像位置におけるi番目のエコー値に帰する中間MR画像におけるボクセル値を表す。指数pは、関係p＞0を満たし、pは何れの整数又は非整数値であってもよい。
【００３１】
代わりに、以下の式が使われてもよい。
0006417406.tif 000003
【００３２】
磁化率重み付けMR画像を計算するための他の可能なスキーム（計画）は、以下の通りである。
0006417406.tif 000004
【００３３】
代わりに、低強度エコー信号データの強調による、収集されたエコー信号データのボクセル的な非線形結合は、以下の式の一つを用いることによって計算されることができる。
0006417406.tif 000005
又は、
0006417406.tif 000006
【００３４】
中間画像が複素画像である場合、後者の二つの式が使われてもよい。非線形結合は、重み付けファクタ
0006417406.tif 000007
のアプリケーションを含むので、より大きな重み付けファクタが、より低い強度||Si||を持つボクセル値Siのために使われ、より小さな重み付けファクタが、より高い強度||Si||を持つボクセル値Siのために使われる。このように、結果としてもたらされる磁化率重み付けMR画像Iは、複素画像でもある。
【００３５】
本発明の方法は、マルチエコー磁化率重み付けイメージングのための概略的な基礎をもたらす。有利なことに、それは、脳のMRイメージングのために使われることができる。図2は、（例えば、US2009/0251140A1において記載されるような）従来の強度平均方法と比較して、本発明の方法のより高い磁化率コントラストを示す。図2aは、本発明の方法によって収集されて、処理される生体内脳画像を示す。図2bは、従来技術で収集されて、処理される同じ画像を示す。両方の画像は、同じ強度レンジ及び同じスラブの厚さ（10mm）で表示される。より高いコントラスト及び血管の更なる詳細が図2aにおいて見られることができる。
【図１】
0006417406.tif 000008
【図２】
0006417406.tif 000009