(57)【要約】流れる物質を撮像するために、磁気共鳴前調整パルスは上流領域（２８）で印加される。被検体を走査するために、ＲＦパルス較正シーケンスは血管に沿った複数のスライス（４０1．．．４０n）の夫々の中の対応する磁気共鳴データライン（３６1．．．３６n）を発生することによって行われる。プロセッサ（５４）は、各スライスに対する信号強度を決定し（５６）、一群のスライスの強度を曲線に当てはめ（５８）、走査された被検体に動的に依存する曲線に従って空間的な位置でＲＦパルスプロファイルを調整する。調整された傾斜角を有する続く撮像シーケンスでは、各スライスからのデータラインが受信され（５２）、メモリ（６４）に格納された画像表現へ再構成される（６２）。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の関心体積中で磁気共鳴を励起する段階と、
前記関心体積中の選択された双極子から磁気共鳴信号を受信する段階と、
前記受信された磁気共鳴信号に基づいて無線周波数パルスシーケンスを設計する段階と、
前記設計された無線周波数パルスシーケンスを含む走査を実施する段階とを含む、磁気共鳴血管造影方法。
【請求項２】
前記磁気共鳴を励起する段階は、
複数の関心サブ領域の夫々において前記関心体積中の選択された双極子中で磁気共鳴信号を発生することを含み、前記選択された双極子のうちの少なくとも幾つかは流れている物質中にあり、磁気共鳴信号の発生は、空間的に調整可能な傾斜角で無線周波数励起及び共鳴操作パルスのうちの少なくとも１つを印加することを含む、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記各サブ領域から磁気共鳴信号の強度を測定する段階を更に含む、請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記設計段階は、
前記測定された強度の差に従って各サブ領域に対応する無線周波数パルスの傾斜角を動的に調整することを含む、請求項３記載の方法。
【請求項５】
前記実施段階は、
動的に調整された傾斜角を伴う無線周波数パルスプロファイルを用いて関心領域の体積画像表現を生成することを含む、請求項４記載の方法。
【請求項６】
前記流れる物質は管に沿って流れ、前記サブ領域は管に沿って連続的に配置される、請求項５記載の方法。
【請求項７】
前記管は関心となる血管の少なくとも一部を含む、請求項６記載の方法。
【請求項８】
前記サブ領域は平行なスライスである、請求項５乃至７のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項９】
前記複数のスライスの夫々からｋ空間データのラインを収集する段階と、
スライスからスライスへの信号強度の差を前記ｋ空間データのラインから決定する段階とを更に含む、請求項８記載の方法。
【請求項１０】
前記ｋ空間データのラインを収集する段階は、
位相エンコード傾斜磁場を印加せずに、前記複数のスライスの夫々からｋ空間のｋ＝０ラインを収集することを含む、請求項９記載の方法。
【請求項１１】
前記画像表現を発生する段階は、
各スライスを横切る直交方向に磁気共鳴を位相及び周波数エンコードすることを含む、請求項８記載の方法。
【請求項１２】
前記各スライスから磁気共鳴信号を発生する段階は、
共通の位相エンコードで各スライスから少なくとも単一のデータラインを発生することを含む、請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
第１の体積画像表現に隣接する第２の関心体積中の第２の体積画像表現を生成する段階と、
前記体積画像表現の少なくとも一つを前記第１の関心領域と前記第２の関心領域の測定された強度中の差に従って調整する段階を更に含む、請求項５乃至１２のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１４】
前記無線周波数パルスシーケンスを設計する段階は、
傾斜角飽和係数を解析する段階と、
飽和を避ける傾斜角でＲＦパルスシーケンスを作る段階とを含む、請求項１乃至１３のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１５】
ＲＦプロファイルを決定された強度に当てはめる段階を含む、請求項５乃至１４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１６】
前記スライス中で共鳴を励起又は操作する前に、隣接する領域中で共鳴を励起又は操作する段階を更に含む、請求項８乃至１５のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１７】
被検体がその中に配置される撮像領域を通って主磁場を発生する主磁石組立体と、
前記主磁場を空間的に符号化する傾斜コイル手段と、
前記被検体の選択された双極子中に無線周波数パルスで磁気共鳴を励起し操作する無線周波数手段と、
前記共鳴する双極子からの磁気共鳴信号を受信し、対応するデータラインを発生する受信器と、
前記撮像領域の複数のサブ領域の夫々から少なくとも１つのデータラインを受信し、各サブ領域に対する信号強度を決定する強度解析器手段と、
各サブ領域に対して決定された前記信号強度に従って各サブ領域に対して無線周波数パルスの傾斜角を調整する無線周波数パルスシーケンスシンセサイザ手段とを含む、磁気共鳴装置。
【請求項１８】
前記強度値を曲線の係数に当てはめる曲線当てはめプロセッサと、
無線周波数パルスの傾斜角を取り出すために係数によってアドレス指定されるルックアップテーブルとを更に含む、請求項１７記載の磁気共鳴装置。
【請求項１９】
関心となる血管に沿った選択された点において流体の流速を決定する手段と、
血管の幾何学形状を決定する手段と、
前記流速及び幾何学的形状に基づいて無線周波数パルスプロファイルを調整する手段と、
空間的に符号化された磁気共鳴信号を流体中に発生するために前記プロファイル調整された無線周波数パルス及び空間的にエンコードされたパルスを前記関心となる血管に印加する手段と、
データラインを発生するために前記共鳴信号を復調する手段と、
前記データラインを画像表現へ再構成する手段とを含む、磁気共鳴装置。
【請求項２０】
前記流速決定手段は、
前記血管に沿った選択された点の上流の血管内の流体中の共鳴を操作するため、及び、各選択された点において共鳴信号を発生するために、前記無線周波数及び空間エンコードパルス印加手段を制御する手段と、
各点からの信号強度を決定するために前記選択された点の夫々の点からのデータラインを解析する手段とを含む、請求項１９記載の磁気共鳴装置。
【請求項２１】
前記無線周波数パルス調整手段は、前記決定された信号強度に従って前記無線周波数パルスの傾斜角を調整する手段を含む、請求項２０記載の磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
本発明は診断用イメージングの分野に関連する。本発明は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）用のＭＲＩスキャナを用いた診断用イメージングに特定の用途があり、ここではこれを特に参照して説明する。しかしながら、本発明は、他の種類の磁気共鳴イメージング及び分光学にも適用可能であることが理解されるべきである。
【０００２】
磁気共鳴血管造影法は、体の血管を見るために用いられる。被検体の血液中の双極子は励起され、関心となる血管を伝搬するにつれて撮像される。医師は、画像を用いて血管中の流れの遅い点や部分的な閉塞といった様々な循環上の異常を見つける。
【０００３】
一般的には、血管はその流れをスラブ又は関心体積の撮像スライスに対して垂直にして撮像される。血液の共鳴信号は、撮像領域中の奥行きの深いスライスを通過するにつれて低下する傾向がある。静止した組織の一般的な走査では、シーケンスが決定するように、双極子は最初の励起パルスとそれに続く一連のリフォーカスパルスを受ける。リフォーカスパルスは、次の励起パルスが最大の影響があるように双極子を位置決めするのに役立つ。磁気共鳴血管造影法では、撮像されている双極子は動いている。一般的な現象は、双極子がリフォーカスされる前に一つの撮像スライスから他の撮像スライスの中へ通り、続く励起パルスを受ける前に更なる他の撮像スライスの中へ通るものである。これにより、磁気共鳴信号が部分的に飽和し、撮像が進むにつれて信号の劣化が明らかとなる。血管に沿った斜めの画像では、空間的に変化する直径の血管は撮像体積に亘って信号強度が次第に弱くなるように見える。このことにより、収縮した血管と撮像アーティファクトの差を見分けることが困難となるため、明らかに、診断上の派生的な問題が生ずる。
【０００４】
これまで、かかる現象の影響を弱めるため、従来技術で知られているように例えばＴＯＮＥ、ＲＡＭＰ、又はＶＵＳＥ  ＲＦパルスといったランプ（ramped）ＲＦパルスが使用されてきた。即ち、ＲＦパルスは、より大きい傾斜角で各連続するスライスに同時に影響を与えるよう設計される。血液がスライスからスライスへ通過すると、ＲＦパルスは信号の飽和を最小化するような方法で血液に影響を与える。
【０００５】
ランプの勾配は、各個々の被検体に対して最適に又は特別に調整されていない単純なモデル及び仮定に基づいて経験的に決定される。これらのパルスプロファイルは事前のテストから設計されるが、飽和アーティファクトを除去するのに常に十分なわけではない。血液が撮像領域を横切るにつれてどのような挙動を示すかについて最終的には多くの要因が影響を与える。これらの要因は、患者の身長、体重、性別、年齢、職業、及び血圧を含むがこれらに限られるものではない。概して挙動は患者毎に異なり、同じ患者では領域毎に異なり、更には同じ患者の同じ領域の撮像セッション毎に異なりうる。
【０００６】
医師は、個人的な経験に基づいてランプＲＦパルスシーケンスを選択する。ボリューム走査は、一般的には８乃至１５分間に亘って行われる。画像が最適よりも小さいランプ勾配が選択されたことを示す場合、処理が繰り返されるか、診断は欠陥のある画像で行われる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明は、上述の問題や他の問題を克服する新規な改善された方法及び装置を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の１つの面によれば、磁気共鳴血管造影方法が提供される。磁気共鳴は、被検体内の関心体積中で励起され、関心体積中から受信される。無線周波数パルスシーケンスは、受信された共鳴信号に基づいて設計され、走査において使用される。
【０００９】
本発明の他の面によれば、磁気共鳴装置が提供される。主磁石組立体は、撮像領域中の被写体を通じて主磁場を発生する。傾斜（gradient）手段は、主磁場を空間的に符号化し、無線周波数手段は被検体中の磁気双極子を励起し走査する。強度解析器は、撮像領域のサブ領域から少なくとも１つのデータラインを受信し、各撮像領域に対する信号を決定する。無線周波数パルスシーケンスシンセサイザ手段は、測定された強度に従って各サブ領域に対してＲＦパルスの傾斜角度を調整する。
【００１０】
本発明の他の面によれば、磁気共鳴装置が提供される。これは、例えば流速、速度、ずり速度等といった関心となる血管中の体積の流れパラメータを決定する手段を含む。また、流速に基づいて無線周波数パルスプロファイルを調整する手段を有する。また、調整されたプロファイルを与え、流体を空間的にエンコードする手段を有する。また、共鳴信号を復調し、これらを画像表現へ再構成する手段を有する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明の１つの利点は、血管の視覚化が改善されることである。
【００１２】
本発明の他の利点は、走査時間が減少され、画質対走査時間効率が改善されるとである。
【００１３】
本発明の他の利点は、スラブ・境界アーティファクトが減少されることである。
【００１４】
他の利点は、各患者に対する走査パラメータの動的なリアルタイムの当てはめである。
【００１５】
本発明の更なる利点は、望ましい実施例を読み理解することにより当業者に明らかとなろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
図１を参照するに、磁気共鳴診断用撮像装置は、大動脈や頸動脈といった血管を含む患者の体内領域の体積画像を発生する。診断用撮像装置は、図示された実施例では、ソレノイド状の望ましくは超伝導である磁石１０を含む水平磁場磁気共鳴撮像システムを含む。オープンな垂直磁場磁石組立体もまた適用可能であることが理解されるべきである。水平磁場配置は、より高い磁場と、より急な傾斜磁場を与える。しかしながら、オープンシステムは、インターベンショナル手術及び他の適用において患者へのアクセス及び可能な適用を改善する。磁石１０は、その開口部の軸に沿って撮像領域１２を通って水平な磁場を発生する。患者支持台１４は、撮像領域１２中の被検体１６の関心領域を位置決めするために開口部に対して出入りするよう移動可能である。
【００１７】
図１を参照しつつ、更に図２を参照するに、シーケンス制御器２０は、全身無線周波数コイル２６により撮像領域１２へ送信される磁気共鳴励起及び操作パルスを発生するよう無線周波数制御回路２２及び送信器２４を制御する。磁気共鳴血管造影法では、流れ方向上撮像領域１２よりも上流の領域２８の中の双極子は、一般的に前処置される。シーケンス制御器は、領域２８への前処置を制限するために適当な傾斜パルスを印加するために傾斜制御器３０及び傾斜増幅器３２を制御する。図２中、一つの領域２８が示されているが、前処置領域は、両方の方向から血流を前処置するために撮像領域の両方の側に配置されてもよい。図２に示すように、静脈の流れは予め飽和され、動脈の流れのパターンの推定に影響を与えない。飽和された血液は、撮像領域へ流れ込む。一般的に、前処置と撮像シーケンスの開始の間の時間期間は血流の速度と移動距離ｄ1とに基づく。更に特定的には、時間遅延は一般的には血液が前処置領域から撮像領域へ流れるのにかかる時間である。
【００１８】
上述のように、血液からの信号は撮像領域中で前処置領域２８からの距離に従って減少する傾向がある。この信号の減少は、前処置領域に最も近いスライスに対して撮像領域の遠端において、より大きい傾斜角でＲＦパルスを印加することによって一般的に打ち消される。本願では、シーケンス制御器３４はシーケンス制御部２０に前較正シーケンスを実施させる。前処置領域２８中の物質は前処置される。血液が前処置領域から撮像領域へ流れるための計画された時間の後、一連のデータラインが収集される。望ましい実施例では、第１のスライス４０1中の位相エンコードされていない中央の又はｋy＝０のデータラインを表わすデータライン３６1が収集される。この処理は、ｎ枚のスライス４０1−４０nの夫々に対して中央データライン３６1−３６nについて繰り返される。
【００１９】
ｋy＝０の位相エンコードを伴う磁気共鳴信号は、全身無線周波数コイル２６又はコイル５０といった局所化された受信コイルのいずれかによって受信される。受信された共鳴信号は、データライン３６1−３６nを形成するために受信器５２によって復調される。プロセッサ５４は、データライン３６1−３６nからのｎ枚のスライスの夫々の強度を計算するスライス強度計算ハードウエア又はソフトウエア５６を含む。曲線当てはめハードウエア又はソフトウエア５８は、ｎ枚のスライスの夫々に対する強度値を曲線に当てはめる。スライスに対する強度を示す典型的な曲線は図３に示されている。望ましい実施例では、ｎ個の強度がｎ次の多項式に当てはめられる。多項式は、流れと信号の関係を推定するのに用いられうる多くの方法及びアルゴリズムのうちの１つであることが理解されるべきである。１つの例は、計算流体力学モデル（ＣＦＤ）である。傾斜角調整ソフトウエア又はハードウエア６０は、撮像体積に亘る各スライス位置において傾斜角を曲線に従って調整する。望ましい実施例では、ｎ次の多項式の係数はシーケンスシンセサイザ３４に与えられる傾斜角補正係数を発生するルックアップテーブルをアドレス指定するために使用される。
【００２０】
傾斜角が較正されると、選択された撮像シーケンスが行われ、検出された共鳴信号は受信器５２によってデータラインへ復調され、データラインは再構成プロセッサ６２によって体積画像表現へ再構成される。体積画像表現は、体積画像メモリ６４に格納される。ビデオプロセッサ６６は、体積画像表現の選択された部分を引き出し、ビデオモニタ、アクティブマトリクスモニタ、ＬＣＤディスプレイ等といった人間が読むことができるモニタ６８上での表示に適した形式へ変換する。一般的な表示は、選択されたスライス、ボリュームレンダリング、投影等を含む。
【００２１】
望ましい前較正シーケンスをより詳細に説明すると、多項式の基本的な形は、
θ（ｚ）＝ｃ0＋ｃ1ｚ＋ｃ2ｚ2＋・・・              （１）
である。更に一般的には、
【００２２】
【数１】
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である。多項式の次数でもあるｎの値は、撮像シーケンス中で必要とされる軸方向のエンコードステップｋzの数、即ちｚ軸に対して垂直方向のスライスの数によって決定される。所与の数ｎのｋzエンコードステップに対して、ｎ個の線形の式が決定されうる。即ち、ｎ次の多項式を作ることが可能である。観察可能な質を犠牲とすることなく、ｎよりも小さい次数の多項式が使用されうることが理解されるべきである。任意に、スライスプロファイルの遷移を制御するために、ウィンドウ関数、即ち、限られた帯域幅又は離散点を有する関数が適用されうる。
【００２３】
多項式の次数が選択されると、ランプＲＦパルスを適応的に設計し評価する処理が開始される。望ましい実施例では、指定された位相エンコードされた信号は、撮像領域を通る血流を生体内で分析するために収集される。望ましい実施例では、位相エンコードは無効とされ、ｋ空間のｋ＝０のラインが各スライス中でサンプリングされる。位相エンコードされない値は、強度へと処理される。これらの強度値は、空間的に依存するフリップ角と共にＲＦパルスを設計するために用いられる。任意に、血管撮像パラメータをより完全に最適化するために、この処理は多数回繰り返しされる。もちろん、準備領域２８からの距離に対する強度は他の方法で測定されうる。同様に、多項式に同様に当てはめられる値を発生するために他の局所化された血流速度測定値が使用されうる。
【００２４】
図４を参照するに、ＲＦパルスプロファイルを作る間、流れ情報が抽出され解析される（７０）。流れ情報は、ＲＦパルスプロファイル及び他の撮像パラメータ７２を設計するために用いられる（７２）。設計されたパラメータは、互換性及び精度について調べられる（７４）。満足のいくものであるとみなされれば、ＲＦパルスプロファイルは磁気共鳴走査において実施される（７６）。
【００２５】
ＲＦパルスの位置的な較正に加えて、撮像シーケンスを改善するために他のパラメータが飛行中（ｏｎ−ｔｈｅ−ｆｌｙ）に計算される。ＲＦパルス期間は流れるスピンによるディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）効果を減少させるために、また、高磁場システム中でピーク磁場線量を減少させるために調整される。調整される他のパラメータは、ＲＦパルスが影響を与える共鳴から外れた励起の量である。即ち、ＲＦパルスの周波数スペクトルはより多くの又はより少ない双極子に対して影響を与えるよう調整される。
【００２６】
この設計及び評価処理に使用される時間は、完全な走査の長さと比較して短い。何回の繰り返しが必要であるかに依存して、通常の走査はおよそ６乃至１２％長くなる。この種類の画像を生成するのにかかる時間は、
Ｔimaging＝ＮZ＊ＮY＊ＴR                        （３）
であり、ただし、ＮYはｋy軸上の位相エンコードステップ、ＮZはｋz軸に沿ったスライスの数又は位相エンコードステップ、ＴRは繰り返し時間である。ＲＦ設計及び評価に加えると、
Ｔimaging＝（ＮZ＋ｍ）＊ＮY＊ＴR                （４）
となり、ただし、ｍは図４中に破線で示すような繰り返しの回数である。すると、撮像時間の変化は、
【００２７】
【数２】
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となる。ＮZ＝１６及びｍ＝１の典型的なパラメータ設定では、撮像時間は６．２５％増加する。ＮZ＝１６及びｍ＝２では、撮像時間は１２．５％増加する。ｍ＞２を用いることは、多くの場合は必要でない。
【００２８】
他の実施例では、多スライスシーケンスではなくｚ軸に沿った位相エンコードを伴う体積シーケンスを用いた画像が発生される。この実施例では、基本的な関数はスライスを用いた実施例と異なるが、やはり速度と血管の構成に依存する。一般的には、共鳴データは、数スライス厚さのスラブから生成され、このスラブは予め調整された領域に隣接して配置される。より大きい体積を撮像するために、第１のスラブに連続する更なるスラブが撮像される。各スラブに亘る強度値が保持され、スラブ画像を互いに拡大すること又は他の方法でマッチングさせるために使用される。このようにして、マッチングのためにスラブが重ね合わされる量は減少されるか、なくされる。
【００２９】
他の実施例では、操作者は、関心領域を撮像領域中に置き、血流のレベルを評価するために低解像度又はリアルタイム画像を発生する。
【００３０】
他の実施例では、波長が対象の大きさに匹敵するようになると、ＲＦ励起プロファイルは異なる磁場強度で考慮される。この方法はサイズに依存するため、他のｋ空間軌跡、多項式近似等が使用されうる。
【００３１】
他の実施例では、ＲＦパルスプロファイルは内在的な制限を克服するため領域中に置かれたＳＡＲを考慮に入れる。望ましくは、被検体、磁場強度、及び利用可能な傾斜磁場のパフォーマンスに依存してＲＦパルスプロファイルの飛行中の再計算が行われる。
【００３２】
他の実施例では、ライブラリ又はルックアップテーブルが用いられる。既知の幾何学形状に基づいて、望ましいモデルがメモリに格納される。飛行中にＲＦシーケンスの設計を行う計算を省くために、最初の時間境界条件が生じたときに、最も近い一致が選択される。最適化は、モデルを改善するために使用されうる。
【００３３】
他の実施例では、撮像領域中で血流速度ベクトルを予測するためにナビゲータエコーが用いられる。その情報から、予め調整された領域が位置決めされ寸法が決められ、ＲＦパルスプロファイルが設計される。
【００３４】
他の実施例では、撮像領域中の血流の評価を行うために、超音波又はレーザドップラーといったＭＲＩでない方法が使用されうる。この情報は、ＲＦパルスプロファイルの発生のためにＭＲＩシステムへフィードバックされる。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】本発明による磁気共鳴装置を概略的に示す図である。
【図２】複数のスライスへ切断された血管の斜視図である。
【図３】本発明によるスライスに対する強度を示す典型的な図である。
【図４】本発明による磁気共鳴血管造影画像を捕捉する方法を示すフローチャートである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際公開パンフレット】
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2004524119.tif 000012
2004524119.tif 000013
2004524119.tif 000014
2004524119.tif 000015
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2004524119.tif 000017
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2004524119.tif 000019
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2004524119.tif 000022
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2004524119.tif 000024
2004524119.tif 000025
2004524119.tif 000026
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【国際調査報告】
2004524119.tif 000028
2004524119.tif 000029
2004524119.tif 000030