(57)【要約】磁気共鳴アコーストグラフィ画像は、１列の組織が励起される一次元磁気共鳴弾性イメージング（ＭＲＥ）パルスシーケンスを使用してリアルタイムで取得される。被検者の組織内で振動応力を発生させるために非同期トランスデューサを使用することを可能にする広帯域運動検知勾配を利用したスピンエコーＭＲＥパルスシーケンスおよび勾配エコーＭＲＥパルスシーケンスについて説明する。
2004524129.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
スピン運動による影響を受ける被検者のＮＭＲ画像を作成するための方法であって、
ａ）  該被検者に分極磁場を印加するステップと；
ｂ）  励起軸に沿って向けられた励起カラム内のスピンの横磁化を作り出すために該被検者にＲＦ励起磁場を印加するステップと；
ｃ）  横磁化を運動検知するために該被検者に磁場勾配を印加するステップであって、該磁場勾配波形が、横磁化スピンがそれらの運動方向を変化させる周波数を含む広範囲の周波数を含むように成形されるステップと；
ｄ）  前記励起カラムからＮＭＲ信号を取得するステップと；
ｅ）  取得されたＮＭＲ信号をフーリエ変換することにより画像を再構成するステップと；および
ｆ）  再構成された画像から位相画像を作成するステップと、を含む方法。
【請求項２】
実質的にリアルタイムで追加の位相画像を取得かつ再構成するためにステップａ）〜ｆ）が繰り返される請求項１に記載の方法。
【請求項３】
各位層画像が、励起軸に沿った位置での位相に従って色分けされた線として表示される請求項２に記載の方法。
【請求項４】
連続的に作成された複数の位相画像によって作成された色分けされた線がウォーターフォール画像を作成するために並べて表示される請求項３に記載の方法。
【請求項５】
最近に取得された位相画像がディスプレイ上のグラフ波形としても表示される請求項４に記載の方法。
【請求項６】
ｇ）  所望の周波数の信号によって駆動されるトランスデューサを用いてスピンを振動運動させるステップと；
ｈ）  第２位相画像を取得かつ再構成するためにステップａ）〜ｆ）を繰り返すステップと；および
ｉ）  位相差画像を作成するために第１および第２位相画像を減じるステップと、を含む請求項１に記載の方法。
【請求項７】
実質的にリアルタイムで複数の位相差画像を作成するためにステップｇ）〜ｉ）が繰り返される請求項６に記載の方法。
【請求項８】
各位相差画像が励起軸に沿った位置での位相に従った長さに沿って色分けされた線であり、複数の色分けされた線がウォーターフォール画像を作成するために並べて表示される請求項７に記載の方法。
【請求項９】
被検者のＮＭＲ画像を作成するための方法であって、
ａ）  該被検者に分極磁場を印加するステップと；
ｂ）  該被検者における励起軸に沿って向けられた励起カラム内のスピンの横磁化を作り出すために勾配磁場の存在下で該被検者にＲＦ励起磁場を印加するステップと；
ｃ）  印加された振動応力と同時に振動する振幅成分を有する運動検知勾配を印加するステップと；
ｄ）  取得されたＮＭＲ信号をフーリエ変換することにより一次元画像を再構成するステップと；
ｅ）  該一次元画像から第１一次元位相画像を作成するステップと；
ｆ）  第２一次元画像を作成するために前記運動検知勾配の位相を逆に用いてステップａ）〜ｅ）を繰り返すステップと；および
ｇ）  前記第１および第２一次元位相画像を減じることによって一次元位相差画像を作成するステップと、を含む方法。
【請求項１０】
実質的にリアルタイムで複数の一次元位相差画像を作成するためにステップａ）〜ｇ）が繰り返される請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
各位相差画像が前記励起軸に沿った位置での位相に従った長さに沿って色分けされた線としてディスプレイ上に表示され、複数の色分けされた線がウォーターフォール画像を作成するために並べて表示される請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
位相差振幅を前記励起軸に沿った距離の関数としてプロットすることにより各位相差画像を表示するステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】
一連の一次元位相差画像の各々において指定された位置で位相差振幅から可聴信号を発生させるステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１４】
前記運動検知勾配が前記励起軸に対して実質的に垂直な方向に向けられる請求項９に記載の方法。
【請求項１５】
スピン運動による影響を受ける被検者のＮＭＲ画像を作成するための方法であって、
ａ）  該被検者に分極磁場を印加するステップと；
ｂ）  励起軸に沿って向けられた励起カラム内のスピンの横磁化を作り出すために該被検者にＲＦ励起磁場を印加するステップと；
ｃ）  前記横磁化を運動検知するために該被検者に磁場勾配を印加するステップであって、該磁場勾配波形が、選択された周波数を含むように成形されるステップと；
ｄ）  前記励起カラムからＮＭＲ信号を取得するステップと；
ｅ）  取得されたＮＭＲ信号をフーリエ変換することにより標準画像を再構成するステップと；
ｆ）  再構成された前記標準画像から標準位相画像を作成するステップと、
ｇ）  前記選択された周波数で前記横磁化されたスピンに運動を付加するために該被検者に振動応力を印加するステップと；
ｈ）  第２ＮＭＲ信号を取得するためにステップａ）〜ｄ）を繰り返すステップと；
ｉ）  取得された第２ＮＭＲ信号をフーリエ変換することにより画像を再構成するステップと；
ｊ）  再構成された画像から位相画像を作成するステップと；
ｋ）  該位相画像と該標準位相画像との差を算出することによって位相差画像を作成するステップと、を含む方法。
【請求項１６】
実質的にリアルタイムで追加の位相差画像を取得かつ再構成するためにステップｇ）〜ｋ）が繰り返される請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
各位相差画像が前記励起軸に沿った位置での位相差に従って色分けされた線として表示される請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
複数の連続的に作成された位相差画像によって作成された色分けされた線がウォーターフォール画像を作成するために並べて表示される請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
最近に取得された位相差画像が、さらにディスプレイ上でグラフ波形としても表示される請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
一連の位相差画像の各々における指定された位置での位相差振幅から可聴信号を発生させるステップを含む請求項１６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【発明の背景】
【０００１】
本発明の分野は、核磁気共鳴イメージングの方法およびシステムである。より詳しくは、本発明はＭＲ画像コントラストの増強に関する。
【０００２】
医師は、罹患組織の検出および位置特定が可能になる多数の診断ツールを自らの裁量で使用する。これらの診断ツールには、当該組織のＸ線減衰を示す画像を測定かつ作成するＸ線システム、ならびに組織エコー発生性および相違する音響特性をもつ構造間の境界を示す画像を検出かつ作成する超音波システムが含まれる。核医学は、ＰＥＴスキャナやＳＰＥＣＴスキャナと同様に、患者の体内に注入されたトレーサを吸収する当該組織を示す画像を作成する。そして最後に、磁気共鳴イメージング（「ＭＲＩ」）システムは、組織の磁気特性を示す画像を作成する。多数の罹患組織は幸運にもこれらのイメージング様式によって測定される物理的特性によって検出されるが、多くの疾患が検出されないままとなることは驚くべきことではない。
【０００３】
歴史的に、医師にとって最も有益な診断用ツールの１つは触診である。患者を触診することによって、医師は組織のコンプライアンスまたは「硬さ」の相違を検知し、腫瘍やその他の組織異常の存在を検出することができる。だが残念なことに、この有益な診断用ツールは医師が触れることのできる組織や器官に限定され、その疾患がたまたま上記のイメージング様式の１つによって検出できなければ多くの罹患した内部器官は診断されないままとなる。現行のイメージング様式によって検出されず、患者の皮膚や筋系を通しての触診では手の届かない腫瘍（例、肝臓腫瘍）は、しばしば手術時点に露出された器官の直接触診によって外科医により検出される。触診は、前立腺癌や乳癌を検出するための最も一般的手段であるが、あいにくなことに、このような評価を行うためにこれらの構造の深い部分に接近することはできない。医師が患者の全身を通して組織コンプライアンスにおける相違を検出する能力を拡大するイメージングシステムは、この有益な診断用ツールの価値を拡大するであろう。
【０００４】
磁気モーメントを有するあらゆる核は、それが置かれている磁場の方向と整列しようとする。しかしそのようにする際に、核は磁場強度および特定核種の特性（核の磁気回転定数γ）に依存する固有の角周波数（ラーモア周波数）で、この方向の周囲で歳差運動する。この現象を示す核をここでは「スピン」と呼び、このような核を含有する物質をここでは「磁気回転物質」と呼ぶ。
【０００５】
ヒト組織等の物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ0）にさらされると、その組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場と整列しようとするが、分極磁場の周りでは各スピン固有のラーモア周波数でランダムな順序で歳差運動する。分極磁場の方向では正味磁気モーメントＭzが作り出されるが、垂直、または横平面（ｘ−ｙ平面）においてランダムに方向付けられた磁気コンポーネントは相互に相殺される。しかし、物質すなわちこの組織が、ｘ−ｙ平面にあり、かつラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ1）にさらされると、整列した正味磁気モーメントＭzがｘ−ｙ平面内へ回転、あるいは「傾斜」して、ｘ−ｙ平面内でラーモア周波数で回転、もしくはスピンしている正味横磁気モーメントＭtを生成する。この現象の実際的価値は、励起信号Ｂ1が終了した後に励起されたスピンが発生する信号に存在する。この核磁気共鳴（「ＮＭＲ」）現象を活用できる極めて広範囲の測定シーケンスがある。
【０００６】
ＮＭＲを利用して画像を作成する際には、被験者の体内の特定位置からＮＭＲ信号を入手するための技術が使用される。典型的には、撮像すべき領域（関心領域）が使用される特定の位置決定法にしたがって相違する一連のＮＭＲ測定サイクルによってスキャンされる。結果として生じる受信したＮＭＲ信号のセットはディジタル化かつ処理されて、広く知られた多くの再構成技術の１つを用いて画像が再構成される。このようなスキャンを実施するためには、当然ながら、被験者の体内の特定位置からＮＭＲ信号を引き出すことが不可欠である。これは分極磁場Ｂ0上に重ね合わさっているが、各々ｘ、ｙおよびｚ軸に沿った勾配を有する磁場（Ｇx、Ｇy、およびＧz）を使用して遂行される。各ＮＭＲサイクル中にこれらの勾配の強さを制御することによってスピン励起の空間分布を制御することができ、結果として生じるＮＭＲ信号の位置を同定することができる。
【０００７】
ＮＭＲを使用するとスピンの運動を検出かつ撮像できることはよく知られている。「NMR Scanner With Motion Zeugmatography（運動ズーグマトグラフィを用いたＮＭＲスキャナ）」と題する米国特許第Re32,701号に開示されているように、取得されたＮＭＲ信号が検知されると各ＮＭＲ測定シーケンスにおいて固有モーメントで双極磁場勾配を印加することによって運動するスピンを検出することができる。結果として生じるＮＭＲ信号の位相から、運動検知磁場勾配の方向に沿ったスピンの速度を測定できる。より複雑な運動検知磁場勾配を用いると、加速およびジャーク等のより高位の運動もこの方法を用いて測定することができる。
【０００８】
スピン運動に対するＮＭＲを検知するために双極勾配を使用する１つの適用例は、米国特許第4,809,801号および第5,092,335号に記載されているような拡散強調画像法（ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ  ｗｅｉｇｈｔｅｄ  ｉｍａｇｉｎｇ）である。運動するスピンに位相シフトを付与するために大きな双極勾配が印加される。液体がランダムな方向に拡散している組織では、スピンはこれに対応するランダムな位相を有する。このため取得されたＮＭＲ信号の振幅、または「モジュール」に基づいて画像が再構成される際は、信号強度はそれらの領域からのＮＭＲ信号の位相散乱に起因して拡散が発生している領域ではより低いであろう。静止組織によって作成されるＮＭＲ信号の位相は双極勾配による影響を受けないので、それらはモジュール画像において十分な輝度を維持している。
【０００９】
米国特許第5,825,186号および第5,592,085号に開示されているような標準磁気共鳴弾性イメージング（ＭＲＥ）法を使用すると、組織の機械的特性のイメージングが可能になる。典型的には何分間にもわたって取得されるＭＲＥデータから二次元（２Ｄ）もしくは三次元（３Ｄ）画像が作成される。さらに、典型的なＭＲＥ取得では、単一周波数で被検者における負荷を作り出す機械的刺激装置と同期化させられる運動検知勾配が使用される。実際に、米国特許第5,899,858号に開示されているように、運動検知勾配波形は他の周波数へＭＲＥ測定値を減感させるように成形することができる。
【発明の概要】
【００１０】
本発明は、実質的にリアルタイムでＭＲＥ画像を作成かつ表示する方法である。ＭＲＥデータが、被検者においてスピンカラムを励起する一次元（１Ｄ）パルスシーケンスを使用して取得され、励起されたスピンが運動検知勾配にさらされ、取得された一次元複合ｋ空間データアレイがフーリエ変換されて励起されたスピンの一次元画像が形成される。一次元位相画像は複合画像から算出される。位相差画像は、被検者を通して剪断波が伝搬するときに作成された位相画像から運動が存在しないときに作成された標準位相画像を減じることによってディスプレイ上に表示される。この工程が、実質的にリアルタイムで位相画像を作成するために繰り返される（例、１０〜２０画像フレーム／秒）。
【００１１】
本発明の目的は、リアルタイムでＭＲＥ画像を作成することである。スピンカラムを励起し、１Ｄ  ＭＲＥパルスシーケンスを実行することによって、位相コード化は必要とされず、完全１Ｄ画像を数十ミリ秒間の単一パルスシーケンスで取得することができる。
【００１２】
本発明のもう１つの目的は、リアルタイムで取得された１Ｄ  ＭＲＥ画像のための表示フォーマットを提供することである。各１Ｄ位相画像は、励起されたスピンカラムの励起軸に沿った距離の関数としての位相振幅のプロットとしてグラフ表示される。さらに、各１Ｄ位相画像は、ディスプレイ上の色分けされた線として表示され、これらの線はウォーターフォール・ディスプレイを形成するために以前に作成された画像に隣接して配置される。
【００１３】
本発明のもう１つの目的は、一過性スピン運動または多重周波数でのエネルギーを含む運動に感受性であるＭＲＥパルスシーケンスを提供することである。これは所望の周波数範囲にわたって周波数成分を含有する波形を有する運動検知勾配を使用することによって遂行される。被検者を運動トランスデューサが作り出した振動応力へさらしている間にＭＲＥ測定が行われる場合は、運動トランスデューサがｓｉｎｃ波形周波数範囲において作動するときにはトランスデューサと検知勾配を同期化させる必要はない。
【００１４】
本発明のもう１つの目的は、振動応力に対する組織の機械的反応の音響フィードバックを提供することである。被験者にある可聴周波数で振動応力をかけることによって、励起されたカラムに沿ったいずれかの位置の周囲で測定された位相振幅をリアルタイムでモニターし、これを使用して対応する可聴音を作り出すことができる。この非侵襲性「仮想ハイドロホン」は、それが被検者の周囲で移動するにつれて周波数および振幅が変化する可能性がある可聴音をオペレータに提供する。
【００１５】
本発明における前記および他の目的と利点は、以下の説明から明らかになる。説明では、本明細書の一部を形成し、実例として本発明の好ましい実施態様を示した添付図面が参照される。しかし、そのような実施態様は必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、したがって、本発明の範囲を判断するためには、本明細書の請求の範囲を参照されたい。
【好ましい態様の詳細な説明】
【００１６】
最初に図１を参照すると、本発明を組み込んでおり、ジェネラル・エレクトリック社によって「ＳＩＧＮＡ」という商標で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要な構成要素が示されている。このシステムの操作は、キーボード１０２をスキャンし、コントロールパネル１０３およびプラズマディスプレイ／タッチスクリーン１０４を介して人間のオペレータからの入力を受信するコンソールプロセッサ１０１が含まれるオペレータコンソール１００から制御される。コンソールプロセッサ１０１は、コミュニケーションズリンク１１６を介して別のコンピュータシステム１０７内のアプリケーション・インターフェースモジュール１１７とコミュニケートする。オペレータは、キーボード１０２およびコントロール１０３を介して、コンピュータシステム１０７内でイメージプロセッサ１０６によって画像の作成および表示を制御する。コンピュータシステム１０７は、ビデオケーブル１０５を介してコンソール１００上のビデオディスプレイ１１８と直接に接続している。
【００１７】
コンピュータシステム１０７には、バックプレーンを介して相互にコミュニケートする多数のモジュールが含まれる。アプリケーション・インターフェース１１７およびイメージプロセッサ１０６に加えて、これらにはバックプレーンを制御するＣＰＵモジュール１０８と、そしてディスクストレージ１１１およびテープドライブ１１２を含む１組の周辺機器へバス１１０を介してコンピュータシステム１０７を接続するＳＣＳＩインターフェースモジュール１０９とが含まれる。コンピュータシステム１０７には、さらにまた当該技術分野において画像データアレイを格納するためのフレームバッファとして知られているメモリモジュール１１３と、そして別のシステムコントロール・キャビネット１２２内に置かれたシステムインターフェースモジュール１２０へ高速シリアルリンク１１５を介してコンピュータシステム１０７を連結するシリアルインターフェースモジュール１１４とが含まれる。
【００１８】
システムコントロール１２２には、バックプレーン１１８によって一緒に接続される一連のモジュールが含まれる。バックプレーン１１８は、ＣＰＵモジュール１１９によって制御されるバス構造を含む多数のバス構造から構成される。シリアルインターフェースモジュール１２０は、このバックプレーン１１８を高速シリアルリンク１１５へ接続し、そしてパルス発生器モジュール１２１はシリアルリンク１２５を介してバックプレーン１１８をオペレータコンソール１００へ接続する。このリンク１２５を介して、システムコントロール１２２は実施すべきスキャンシーケンスを示すオペレータからのコマンドを受信する。
【００１９】
パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を作動させて所望のスキャンシーケンスを実行する。パルス発生器モジュール１２１は、発生させるべきＲＦパルスのタイミング、強度および形状並びにデータ取得ウィンドウのタイミングおよび長さを示すデータを作成する。パルス発生器モジュール１２１は、さらにまたシリアルリンク１２６を介して一連の勾配増幅器１２７と接続して、スキャン中に発生する勾配パルスのタイミングおよび形状を示すデータをそこへ伝達する。
【００２０】
本発明の１つの実施態様では、パルス発生器モジュール１２１はさらにまたケーブル１２８を介して波発生器および増幅器１２９へｓｙｎｃパルスを作り出す。波発生器１２９は受信されたｓｙｎｃ（同期）パルスの周波数および位相へ同期化させることのできる波形を発生させ、この波形は３００ワットの直流結合オーディオアンプを介して出力される。５０Ｈｚ〜１，０００Ｈｚの範囲内の周波数が、撮像されている特定対象に依存して発生させられ、これがトランスデューサ１３０へ印加される。トランスデューサ１３０の構造は、測定かつ撮像されている特定の解剖学的構造に依存する。しかしながら、一般にトランスデューサ１３０はそれが適用される磁気回転媒質（すなわち、組織）において振動して対応する振動応力を発生させる力、または圧力を作り出す。
【００２１】
そして最後に、パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１３２を介して患者およびマグネットシステムの位置および状態と関連している様々なセンサー類からの入力１３５で信号を受信するスキャンルームインターフェース回路１３３へ接続する。さらに患者位置合わせシステム１３４は、スキャンルームインターフェース回路１３３を介して、患者クレイドル（cradle）を移動させて患者をスキャンのための所望の位置へ動かすコマンドを受信する。
【００２２】
パルス発生器モジュール１２１によって発生させられた勾配波形は、Ｇx、ＧyおよびＧz増幅器１３６、１３７および１３８からそれぞれ構成される勾配増幅器システム１２７へ印加される。各増幅器１３６、１３７および１３８を利用して、一般に１３９と指定されたアッセンブリ内の対応する勾配コイルが励起される。勾配コイルアッセンブリ１３９は、ボア１４２を通して水平に広がる０．５もしくは１．５テスラいずれかの分極磁場を発生させる分極マグネット１４０を含むマグネットアッセンブリ１４１の一部を形成する。勾配コイル１３９はボア１４２を取り囲んでおり、電圧がかけられると、デカルト座標系の直交するｘ、ｙおよびｚ軸方向に向けられた勾配Ｇx、ＧyおよびＧzを除いて、勾配コイル１３９は主要分極磁場と同一方向に磁場を発生させる。つまり、主マグネット１４０によって発生させられた磁場がｚ方向に向けられてＢ0と呼ばれ、そしてｚ方向における全磁場がＢzと呼ばれる場合は、Ｇx＝∂Bz/∂ｘ、Ｇy＝∂Bz/∂y、およびＧz＝∂Bz/∂zであり、マグネットアッセンブリ１４１のボア内のいずれかの点（x、y、z）での磁場はＢ（x、y、z）＝B0＋Ｇxx＋Ｇyy＋Ｇzzによって与えられる。勾配磁場を利用して、スキャンされている患者から発せられるＮＭＲ信号内への空間情報がコード化され、以下で詳細に説明するように、それらを使用してトランスデューサ１３０によって作り出された圧力によって誘導されたスピンの微視的運動が測定される。
【００２３】
ボア１４２内には環状の円筒形全身ＲＦコイル１５２が配置されている。このコイル１５２は、システムコントロールキャビネット１２２内のトランシーバモジュール１５０によって与えられたＲＦパルスに応答して環状に分極したＲＦ磁場を発生させる。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅させられ、ＲＦコイルアッセンブリの一体部分を形成する送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２へ結び付けられる。波形および制御信号はパルス発生器モジュール１２１によって提供され、ＲＦキャリア変調およびモード制御のためにトランシーバモジュール１５０によって利用される。患者において励起された核によって放射された結果として生じるＮＭＲ信号は、同一ＲＦコイル１５２によって検知され、送信／受信スイッチ１５４によってプリアンプ１５３へ結び付けられる。増幅されたＮＭＲ信号はトランシーバ１５０のレシーバ区間において復調され、濾波され、そしてディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、送信モード中にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２へ電気接続させ、受信モード中にはプリアンプ１５３へ接続させるために、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御される。送信／受信スイッチ１５４はさらにまた、別個のＲＦコイル（例えば、ヘッドコイルまたは表面コイル）を送信もしくは受信モードのいずれかで使用することも可能にする。
【００２４】
分極マグネット１４０並びに勾配コイル１３９およびＲＦコイル１５２を支持することに加えて、主マグネットアッセンブリ１４１はさらに主マグネット１４０と結び付けられていて分極磁場内の不均一性を補正するために使用される１組のシムコイル１５６も支持している。主電源装置１５７は、超伝導性主マグネット１４０によって発生させられ、その後取り除かれる分極磁場を適正な作動強度にさせるために利用される。
【００２５】
ＲＦコイル１５２によって取得されたＮＭＲ信号は、トランシーバモジュール１５０によってディジタル化され、同様にシステムコントロール１２２の一部であるメモリモジュール１６０へ移される。アレイプロセッサ１６１はこの複合ｋ空間データを複合画像データアレイへフーリエ変換するように作動する。この画像データは、シリアルリンク１１５を介してコンピュータシステム１０７内に伝達され、そこでディスクメモリ１１１内に格納される。オペレータコンソール１００から受信したコマンドに応答して、この画像データはテープドライブ１１２に保存することができる、または以下で詳細に説明するようにイメージプロセッサ１０６によって処理され、オペレータコンソール１００へ運ばれてビデオディスプレイ１１８上に表示することもできる。
【００２６】
特に図１および２を参照すると、トランシーバ１５０にはコイル１５２Ａで電力増幅器１５１を介してＲＦ励起磁場Ｂ1を発生させる構成要素およびコイル１５２Ｂ内で誘導された結果として生じたＮＭＲ信号を受信する構成要素が含まれている。上記で指摘したように、コイル１５２ＡおよびＢは図２に示したように別々であってよい、または図１に示したように単一全身コイルであってもよい。ＲＦ励起磁場の基本周波数、もしくは搬送周波数は、ＣＰＵモジュール１１９およびパルス発生器モジュール１２１からバックプレーン１１８を介して１組のディジタル信号（ＣＦ）を受信する周波数合成器２００のコントロール下で発生させられる。これらのディジタル信号は、出力２０１で発生させられるＲＦキャリア信号の周波数および位相を示す。指令されたＲＦキャリアは、パルス発生器モジュール１２１からバックプレーン１１８を介して受信された信号Ｒ（ｔ）に応答して振幅が変調される変調器およびアップコンバータ２０２へ印加される。信号Ｒ（ｔ）は、発生させるべきＲＦ励起パルスのエンベロープ、したがって帯域幅を定義する。信号Ｒ（ｔ）は、所望のエンベロープを提示する格納された一連のディジタル値を連続的に読み出すことによってモジュール１２１内で発生させられる。これらの格納されたディジタル値は、順にいずれかの所望のＲＦパルスエンベロープが発生するのを可能にするためにオペレータコンソール１００から変更することができる。変調器およびアップコンバータ２０２は出力２０５で所望のラーモア周波数でＲＦパルスを発生する。
【００２７】
ライン２０５を通るＲＦ励起パルス出力の振幅は、バックプレーン１１８からディジタルコマンドＴＡを受信する励起用減衰器回路２０６によって減衰させられる。減衰させられたＲＦ励起パルスは、ＲＦコイル１５２Ａを駆動させる電力増幅器１５１へ印加される。トランシーバ１２２のこの部分のより詳細な説明については、参照してここに組み込まれる米国特許第4,952,877号を参照されたい。
【００２８】
また図１および２を参照すると、被検者によって発生させられたＮＭＲ信号はレシーバーコイル１５２Ｂによって獲得され、プリアンプ１５３を介してレシーバー減衰器２０７の入力へ印加される。レシーバー減衰器２０７はさらにＮＭＲ信号を増幅させ、これはバックプレーン１１８から受信されたディジタル減衰信号（ＲＡ）によって決定される量だけ減衰させられる。レシーバー減衰器２０７のスイッチはさらにまた、ＲＦ励起中に過負荷にならないようにパルス発生器モジュール１２１からの信号によってオンオフされる。
【００２９】
受信されたＮＭＲ信号は、好ましい実施態様では１．５テスラに対しては約６３．８６ＭＨｚおよび０．５テスラに対しては２１．２８ＭＨｚであるラーモア周波数またはそれに近い周波数である。この高周波数信号は、最初はライン２０１上でＮＭＲ信号とキャリア信号を混合し、その後ライン２０４上で結果として生じた差信号を２．５ＭＨｚ標準信号と混合する周波数ダウンコンバータ２０８によって２ステップ工程でダウンコンバート（下降変換）させられる。ライン２１２上の結果として生じたダウンコンバートされたＮＭＲ信号は１２５ｋＨｚの最高帯域幅を有するが、これは１８７．５ｋＨｚの周波数でセンタリングされる。ダウンコンバートされたＮＭＲ信号は、２５０ｋＨｚの率でアナログ信号を抽出およびディジタル化するアナログ／ディジタル（Ａ／Ｄ）変換器２０９の入力へ印加される。Ａ／Ｄ変換器２０９の出力は、１６ビット同相（Ｉ）値および受信されたディジタル信号に対応する１６ビット直角位相（Ｑ）値を発生させるディジタル検出器および信号プロセッサ２１０へ印加される。結果として生じる受信されたＮＭＲ信号のディジタル化されたＩおよびＱ値の流れは、バックプレーン１１８を介して一次元複合ｋ空間データアレイを形成するためにメモリモジュール１６０へ出力される。
【００３０】
取得された複合ｋ空間データに含まれる位相情報を保存するためには、励起器区間における調整器およびアップコンバータ２０２ならびにレシーバ区間におけるダウンコンバータ２０８の両方が共通信号を用いて作動させられる。より詳しくは、周波数合成器２００の出力２０１でのキャリア信号および標準周波数発生器２０３の出力２０４での２．５ＭＨｚ標準信号が両方の周波数変換工程において使用される。そこで位相の一貫性が維持され、検出されたＮＭＲ信号における位相変化は励起されたスピンによって発生した位相変化を正確に示す。２．５ＭＨｚ標準信号並びに５、１０および６０ＭＨｚ標準信号は、標準周波数発生器２０３によって共通２０ＭＨｚマスタークロック信号から発生させられる。後者３つの標準信号が周波数合成器２００によって使用され、出力２０１上でキャリア信号が発生させられる。レシーバのより詳細な説明については、参照してここに組み込まれる米国特許第4,992,736号を参照されたい。
【００３１】
本発明は被検者自身によって振動応力が発生させられる臨床適用例において使用できるが、ここで記載する好ましい実施態様では、別個のトランスデューサ１３０を使用して振動応力が印加される。
【００３２】
特に図５を参照すると、振動応力を組織３００へ印加するためのトランスデューサ１３０には、ピボット回転のために静止サポートバー３０６へ取り付けられているドライブシャフト３０４の一端に取り付けられたドライブコイル３０２が含まれている。ドライブシャフト３０４のもう一方の端は、組織３００の表面上に載せられている接触板３０８に接続している。ドライブコイル３０２は、アルミニウム製ボビン上に巻き付けられた３０ＡＷＧ絶縁ワイヤーから構成されており、ドライブコイル３０２に振動応力が印加されると、電流はＢ0分極磁場と相互作用して駆動電流周波数でドライブシャフト３０４の上端を前後に動かす。その結果、ドライブシャフト３０４はポイント３１０の周りを旋回し、その下端は矢印３１２の前後方向に移る。したがって接触板３０８は同一方向に振動させられ、組織３００の表面との摩擦接触が発生するため過度に振動する。この振動は剪断波を発生させ、剪断波は組織３００の表面に対して実質的に垂直である矢印３１４によって示される方向で組織内に伝搬する。
【００３３】
組織３００内に伝搬する剪断波は、米国特許第5,825,186号および第5,592,085号における教示に基づく磁気共鳴エラストグラフィ（ＭＲＥ）法を使用して、本発明の好ましい実施態様にしたがって撮像される。しかしながら、複数回の取得および何分間にも及ぶ時間を必要とする組織３００の２Ｄもしくは３Ｄ画像を取得するのではなく、一次元取得が実行される。下記で説明するように、この取得には組織３００内に配置されて剪断波伝搬の方向に向けられる３１６と指定されたスピンカラムのＲＦ励起が含まれる。
【００３４】
今度は２つの好ましい１Ｄ磁気共鳴エラストグラフィパルスシーケンスについて説明しよう。１つは勾配エコーパルスシーケンスであり、もう１つはスピンエコーパルスシーケンスである。どちらのパルスシーケンスも所望のＭＲＥデータを取得する目的でＭＲＩシステムを制御するためにパルス発生器モジュール１２１を指令する。
【００３５】
特に図３を参照すると、好ましい勾配エコー１ＤＭＲＥパルスシーケンスは２つの直交する勾配３２２および３２４を用いて同時に発生させられる二次元選択的ＲＦ励起パルス３２０を使用する。参照してここに組み込まれる米国特許第4,812,760号に記載されているように、２つの勾配３２２および３２４は励起軸３２５に沿って配置された円筒形のスピンカラムを選択的に励起する振幅で振動する（図５）。この後に、勾配軸に沿って運動させるために励起されたスピンをコード化する運動検知勾配波形３２６が続く。この運動コード化勾配軸は、好ましくは励起されたカラムの全長に沿って軸３２５に垂直なスピン運動を見るためにカラム励起軸３２５に直交して向けられる。勾配波形３２６は、同時に複数の周波数を検知する広帯域時間ドメイン波形である。好ましい実施態様では、この周波数範囲は５０Ｈｚ〜１，０００Ｈｚであるので、パルスシーケンスを変化させることなく多数の様々な測定を実施することができる。
【００３６】
その後ディフェーズ勾配パルス３３０の後に読み出し勾配３２８が印加され、１Ｄ複合ｋ空間データアレイを作成するために上記で説明したように勾配ＮＭＲエコー信号３３２が取得されてディジタル化される。読み出し勾配は、さらにまた信号取得中に励起されたカラムの全長に沿って抽出するために励起軸３２５に沿って方向付けられる。
【００３７】
特に図４を参照すると、１ＤスピンエコーＭＲＥパルスシーケンスには第１スライス選択勾配３３６の存在下で発生する９０°選択的ＲＦ励起パルス３３４が含まれる。運動検知勾配波形３３８はその後、波形３２６について上記で説明したように広範囲の周波数での運動についてスピンを検知するために印加され、そしてさらに選択的１８０°ＲＦリフォーカシングパルス３４０が印加される。第２スライス選択勾配３４２は、ＲＦパルス３３４によって励起されたスライスに対して垂直であるスライスを選択するためにリフォーカシングパルス３４０と同時に発生させられる。２つの選択されたスライスの交差によって形成されるカラム内に置かれたスピンは、スピンエコーＮＭＲ信号３４４をリフォーカスして発生させる。スピンエコーＮＭＲ信号は読み出し勾配３４６の存在下で取得され、１Ｄ複合ｋ空間データアレイを発生させるために上記で説明したようにディジタル化される。
【００３８】
２つのスライス選択勾配３３６および３４２は、相互に対して垂直に、そして励起されたカラムの励起軸３２５に対して垂直に向けられている。それらの数値はそれらの交差位置、したがって励起されたスピンカラムの位置を決定する。読み出し勾配３４６は、運動検知勾配３３８と同様に、好ましくは励起軸３２５と整列する。このスピンエコーＭＲＥパルスシーケンスは図３の勾配エコーＭＲＥパルスシーケンスより長いが、これが生じさせる勾配コイル加熱はより少ない。
【００３９】
上記のパルスシーケンスのいずれかを使用すると組織３００内を移動する剪断波のリアルタイムＭＲＥ画像を作成することができる。特に図６を参照すると、工程ブロック４００で所望のパルスシーケンスが選択され、勾配方向は所望の位置および方向に励起カラム３１６を方向付けるために上記で考察したように規定される。トランスデューサ１３０のスイッチを入れなくても、工程ブロック４０２では選択されたＭＲＥパルスシーケンスを用いて１Ｄ標準画像が取得される。取得されたＮＭＲ信号は、１Ｄ複合画像を作成するために１Ｄ複合ｋ空間データアレイ上で複雑フーリエ変換を実行することによって処理される。１Ｄ複合画像における各抽出点での位相はその後、１Ｄ標準位相画像を作成するために算出される：φR＝ｔａｎ-1Ｉ／Ｑ、式中ＩおよびＱは各ピクセルでの複合画像値の構成要素である。
【００４０】
工程ブロック４０４に示したように、トランスデューサ１３０にはその後所望の運動波形を作り出すために電圧がかけられる。本発明のこの実施態様では、運動検知勾配（３２６または３３８）はトランスデューサ１３０を駆動させる信号とは同期化されず、トランスデューサ１３０は「非同期的」に励起されると言われている。その後、一般に４０６と指示された１Ｄ  ＭＲＥ画像がリアルタイムで取得され、再構成され、表示されるループに入る。
【００４１】
工程ブロック４０８に示したように、このループ４０６における第１ステップは選択されたＭＲＥパルスシーケンスを使用してＮＭＲ信号を取得することである。その後、取得かつディジタル化されたＮＭＲ信号の複雑なフーリエ変換が実行され、結果として生じた１Ｄ複合画像内の各抽出点での位相が工程ブロック４１０で算出される：φA＝ｔａｎ-1Ｉ／Ｑ。工程ブロック４１２に示したように、その後結果として生じた１Ｄ位相画像φAは１Ｄ標準位相画像φRから減じられ、結果として生じた１Ｄ位相差画像（φi＝φR−φA）が工程４１４で表示される。本システムはループを一巡して元に戻り、ディスプレイに追加される別の１Ｄ位相差画像（φi+1）を取得して処理する。オペレータの裁量で工程が終了するまで、また別の１Ｄ位相差画像が作成される。どのＭＲＥパルスシーケンスが使用されるのかに依存して、１Ｄ位相差画像（φi）は１秒当たり１０〜２０フレームのフレーム速度で作成される。したがってオペレータにはリアルタイムＭＲＥ画像と考えられる画像が提供される。
【００４２】
リアルタイム１Ｄ  ＭＲＥ画像の好ましい表示を図８に示した。これには位相差振幅が励起軸３２５に沿った位置の関数としてプロットされているグラフ表示５００が含まれる。この波形５００はそれが更新されるにつれてリアルタイムで継続的に変化する。「ウォーターフォール」画像５０２は、位相差画像φiからも作成される。これは各１Ｄ位相差画像φiにおける位相値を色分けし、それを励起軸３２５に沿って配置される画像５０２内の１本の線として表示することによって形成される２Ｄ画像である。例えば、各１Ｄ位相差画像φiにおけるピクセル色は、位相差振幅を色に関連付けるルックアップ・テーブルを使用して変調される。各１Ｄフレームが作成されるにつれて、それはウォーターフォール画像５０２へ追加され、最も古い線はスクロールしてディスプレイから除かれる。したがってプロット図５００は、組織３００内で伝搬する剪断波によって誘導される信号位相のほぼ即時の表示を提供し、ウォーターフォール画像５０２は短期履歴記録を提供する。
【００４３】
組織の機械的特性のリアルタイム測定を提供するもう１つの方法は、我々が「仮想ハイドロホン」と呼ぶ方法である。ユーザは、励起軸３２５に沿った位置を選択し、その中の対応する位置で１Ｄ位相差画像φiの位相の振幅が監視され、これを使用して可聴音が作り出される。しかし位相振幅情報は１秒当たり１０〜２０回の速度でしか更新されないので、１つの位置で単純に抽出してリアルタイムで位相振幅を再生することはできない。例えば、ナイキスト（Ｎｙｑｕｉｓｔ）基準は、１つの位置での１秒当たり２０回の抽出率が１０Ｈｚまでの信号しか再生しないであろう。この制約を克服して５０Ｈｚ〜１，０００Ｈｚ範囲の周波数を再生するために、所望の位置上にセンタリングされた複数の連続する位相振幅サンプルが抽出間隔中に再生される。例えば、抽出率が２０Ｈｚである場合、抽出間隔は次の通りである：
【００４４】
【数１】
2004524129.tif 000003
【００４５】
この間隔中の再生のために選択されたサンプル数は、この抽出間隔中に被検者を介して剪断波が伝搬する間隔によって決定される。この間隔が測定され、この間隔に渡る励起軸に沿ったサンプル数が選択される。これらの連続するサンプル位置での数値が繰り返し取得され、その後次の抽出間隔にわたって連続してディジタル／アナログ変換器へ印加される。その結果、選択された位置の近傍における剪断波の周波数を表す可聴信号が再生される。
【００４６】
上記の好ましい実施態様では、図３および４のＭＲＥパルスシーケンスはトランスデューサ１３０を非同期的に操作することを可能にする広帯域運動検知勾配を使用する。また別の好ましい実施態様では、トランスデューサ１３０の作動はＭＲＥパルスシーケンスにおける運動検知勾配の印加と同期化される。本発明のこの同期実施態様は、画像の信号騒音比を改良する目的で複数回の取得が結合される際に有用である。上記に引用した米国特許第5,592,085号に記載されているように、この実施態様ではパルス発生器モジュール１２１は検知勾配波形を発生させるにつれて同期パルスを発生させ、そしてこれらはトランスデューサ１３０を駆動させる信号の位相を検知勾配の位相と同期化させるために波形発生器１２９（図１）へ印加される。
【００４７】
「同期化」ＭＲＥパルスシーケンスが使用される場合は、ＭＲＥデータを取得するための手順は様々である。図７において工程ブロック６００で指定されたように、所望の同期ＭＲＥパルスシーケンスが選択され、その位置を正確に決定するためにスカウトスキャンが実施され、励起カラムと撮像されるべき特定組織が整列させられる。その後、ＭＲＩデータが取得されてリアルタイムで表示される一般に６０２で示されるループに入る。同期化ＭＲＥパルスシーケンスが使用される場合は、トランスデューサ１３０には電圧がかかったままとなり、ループ６０２の各反復中に２回の取得が実施される。工程ブロック５０４によって指示されたように、第１取得はトランスデューサ１３０によって作成された機械的運動と「正の」運動検知されるべき同期化された選択された１Ｄ  ＭＲＥパルスシーケンスを用いて実施される。取得された１Ｄ複合ｋ空間データアレイが１Ｄ複合画像アレイを作成するためにフーリエ変換され、各抽出点の位相は第１位相画像φRを形成するために上記の通りに算出される。正弦波運動検知勾配波形の位相は、その後トランスデューサ駆動信号に対して１８０°転換され、第２取得が工程ブロック６０６に示したように実行される。取得された１Ｄ複合ｋ空間データアレイはフーリエ変換され、結果として生じた１Ｄ画像の位相が算出されて第２位相画像φAが形成される。工程ブロック０６８で示したように、２つの結果として生じた１Ｄ位相画像がその後減じられて１Ｄ位相差画像φi＝φR−φAが形成される。この位相差画像φiは、非同期ＭＲＥ法のためには上記と同一の方法で工程ブロック６１０で表示される。
【００４８】
本発明を用いると、パルスシーケンスを修正または停止することなく様々な周波数で組織内の剪断波を連続的に撮像することができる。運動検知勾配波形３２６および３３８は、印加された応力への組織の周波数応答に対して補償するためにより高周波数で上昇するエネルギーを含有する周波数スペクトルを有している。トランスデューサ１３０の周波数は実験中にランダムな回数で５０Ｈｚ〜１，０００Ｈｚへ変更させることができ、標的組織内で発生させられた結果として生じる剪断波をディスプレイ上でリアルタイムで観察することができる。様々な組織を介して剪断波が伝搬する方法を試験するために、励起カラム位置および方向はあちこちへ移動させることができる。これには、上記で説明したパルスシーケンスにおける励起カラムの位置を決定する勾配波形の修飾を必要とする。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】本発明を利用したＮＭＲシステムのブロック図である。
【図２】図１のＮＭＲシステムの部分を形成するトランシーバの電気ブロック図である。
【図３】本発明を実施するために図１のＭＲＩシステムによって実行される１Ｄ  ＭＲＥパルスシーケンスの好ましい第１実施態様である。
【図４】本発明を実施するために図１のＭＲＩシステムによって実行される１Ｄ  ＭＲＥパルスシーケンスの好ましい第２実施態様である。
【図５】図１のＭＲＩシステム内に配置された被検者への振動応力を作り出すために使用されるトランスデューサの正面図である。
【図６】図３および４におけるパルスシーケンスのいずれかを使用して本発明を実施するための１つの好ましい方法で使用されるステップのフローチャートである。
【図７】本発明を実施する好ましい第２方法で使用されるステップのフローチャートである。
【図８】ディスプレイ上で本発明によって作成された画像の好ましい描写の図的表現である。
【図１】
2004524129.tif 000004
【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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【国際公開パンフレット】
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【手続補正書】
【提出日】平成15年12月9日(2003.12.9)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項９
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項９】
被検者のＮＭＲ画像を作成するための方法であって、
ａ）  該被検者に分極磁場を印加するステップと；
ｂ）  スピンに運動を付加するために該被検者に振動応力を印加するステップと；
ｃ）  該被検者における励起軸に沿って向けられた励起カラム内のスピンの横磁化を作り出すために勾配磁場の存在下で該被検者にＲＦ励起磁場を印加するステップと；
ｄ）  印加された振動応力と同時に振動する振幅成分を有する運動検知勾配を印加するステップと；
ｅ）  取得されたＮＭＲ信号をフーリエ変換することにより一次元画像を再構成するステップと；
ｆ）  該一次元画像から第１一次元位相画像を作成するステップと；
ｇ）  第２一次元画像を作成するために前記運動検知勾配の位相を逆に用いてステップａ）〜ｆ）を繰り返すステップと；および
ｈ）  前記第１および第２一次元位相画像を減じることによって一次元位相差画像を作成するステップと、を含む方法。
【手続補正２】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】請求項１０
【補正方法】変更
【補正の内容】
【請求項１０】
実質的にリアルタイムで複数の一次元位相差画像を作成するためにステップａ）〜ｈ）が繰り返される請求項９に記載の方法。
【国際調査報告】
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