(57)【要約】物体の数多の走査体積からの磁気共鳴信号のセットの獲得を含有する磁気共鳴画像化方法。本発明によると、それぞれの走査体積の走査において、異なる空間的アプローチが取られる。特に、それぞれの走査体積は、異なる数の走査切片を含むか、若しくは、それぞれの走査体積の走査切片が異なる切片厚を有するか、若しくは、それぞれの走査体積の走査切片が異なる視野を有するか、若しくはそれぞれの走査体積の走査切片がｋ空間における異なる数の走査されたポイントを有する。
2004503270.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
物体の数多の走査体積からの磁気共鳴信号のセットの獲得からなる磁気共鳴画像化方法であって、
それぞれの該走査体積の走査において異なる空間的アプローチが取られることを特徴とする磁気共鳴画像化方法。
【請求項２】
前記個々の走査体積が数多の走査切片を含有し、及び
それぞれの走査体積が異なる数の走査切片を含有するか、若しくは
それぞれの走査体積の走査切片が異なる切片厚を有するか、若しくは
それぞれの走査体積の走査切片が異なる視野を有するか、若しくは
それぞれの走査体積の走査切片がｋ空間での異なる数の走査ポイントを有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像化方法。
【請求項３】
前記それぞれの走査体積が異なる配位を有することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像化方法。
【請求項４】
前記走査体積の相対配位が調節可能であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像化方法。
【請求項５】
前記走査するｋ空間のそれぞれの方法が、前記それぞれの走査体積からの前記磁気共鳴信号の獲得のために採用されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴画像化方法。
【請求項６】
物体の数多の走査体積からの磁気共鳴信号のセットを受け取るための受け取りシステムと、及び
前記走査体積を走査するための走査システムを有する磁気共鳴画像化システムであって、
該走査システムが前記それぞれの走査体積を走査するための異なる空間的アプローチを適用するために整列されることを特徴とする磁気共鳴画像化システム。
【請求項７】
物体の数多の走査体積からの磁気共鳴信号の受け取りセットと、及び
前記それぞれの走査体積を走査するための異なる空間的アプローチの適用
のための取り扱い説明書からなるコンピュータープログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、物体の数多の走査体積からの磁気共鳴信号のセットの獲得からなる磁気共鳴画像化方法に関する。
【０００２】
かかる磁気共鳴画像化方法及び対応する磁気共鳴画像化システムは、米国特許出願番号ＵＳ５９２８１４１から既知である。
【０００３】
既知の磁気共鳴画像化方法は、患者の脈管システムの磁気共鳴画像を形成する特にＭＲ血管造影法に関係する。顕著に患者の動脈のコントラストを改善するために、対比作用薬（ｃｏｎｔｒａｓｔ　ａｇｅｎｔ）は投与される。既知の磁気共鳴画像化方法によると、磁気共鳴信号は、磁気共鳴信号のそれぞれのセットが得られる連続する位置への患者の移動による関心のある大きな領域から得られる。既知の磁気共鳴画像化システムの受け取りシステムは、磁気共鳴信号を得るために患者に隣接して支援する静止している局所的な受け取りコイルからなる。既知の磁気共鳴画像化システムの別の実施態様において、受け取りシステムは、患者と共に移動可能で、コイルセグメントが操作を連続して切り換えられる複数のセグメントの局所的なコイルからなる。連続する位置において、検査される患者のそれぞれの部分は、磁気共鳴画像化システムの視野（ｆｉｅｌｄ−ｏｆ−ｖｉｅｗ）内に移動される。それぞれの走査体積は、連続する位置においてそれぞれのコイルセグメントが磁気共鳴信号を得る患者のそれぞれの部分によって定義される。引用する米国特許出願番号が、表面コイルの数多のセットによって囲まれている患者の足を示していることは注意すべきことである。表面コイルの分割セットは、異なる幾何学的な体積を含有するが、しかしながら、表面コイルの分割セットは、表面コイルのそれぞれのセットにおける異なる走査体積を導かない。走査体積は、例えば、磁気共鳴信号における最小波ベクトル差異であるｋ−空間における走査されたポイント間でのｋ−空間での最小距離によって著しく決定される。このようにして、走査体積は、一時的な読み取り勾配（ｔｅｍｐｏｒａｒｙ　ｒｅａｄ　ｇｒａｄｉｅｎｔ）及び位相符号化勾配の度合いによって決定される。既知の磁気共鳴画像化方法にしたがい、関心のある領域全体の単一のＭＲ画像を成形するために磁気共鳴信号のセットを連結することができるように、それぞれの走査体積は提携されなければならない。
【０００４】
本発明の目的は、磁気共鳴信号の数多のセットの獲得を含有し、良好な診断の質を有する磁気共鳴画像を提供する磁気共鳴画像化方法を提供することである。
【０００５】
かかる目的は、異なる空間アプローチが、それぞれの走査体積の走査で得られる本発明による磁気共鳴画像化方法によって達成される。
【０００６】
異なる空間的戦略は、より正確に考慮される物体のそれぞれの部分の形状間の差異、物体の様々な部分を走査するために採用される。例えば、下肢のＭＲ血管造影法において（患者の脚）、本発明は、患者の腹の血管構造、上部及び下部の脚の異なる形状を考慮に入れる。それぞれの走査体積は、検査される患者の部分と正確に一致する。結果として、磁気共鳴信号から再構成された磁気共鳴画像は、コントラストのほとんどなく小さいわずかな詳細も再現されて良好に可視できる良好な診断品質を有する。顕著に、走査体積は、画像体積及び／若しくは磁気共鳴画像化システムの解像度が個々の走査体積において調節されるように調節される。これは、ｋ空間の中で走査されたポイントの中で最も小さな分離、並びに、一時的な読み取り勾配の適切なコントロール及び／若しくは　位相符号化勾配、及び、磁気共鳴信号の獲得で使用されたサンプリング区間よってｋ空間の中で走査されたポイントの数のセットにより達成される。すなわち、走査されるｋ空間における領域及びサンプルポイントの密度は、個別の走査体積のために調節される。
【０００７】
本発明の上記及び別の態様は、従属項にて定義されるような好ましい実施態様に関してさらに詳述される。
【０００８】
走査体積の走査における空間的アプローチは、様々な方法にて認識されるであろう。好ましくは、空間的走査は、それぞれの走査体積の多くの切片の走査を含む。本発明によると、個々の走査体積において採用される多くの切片は、検査される患者の重要な部分に調節される。検査される患者の部分が大きくなるにつれて、より多くの切片を伴うより大きな走査体積が採用される。結果として、関心ある全領域の良好な範囲が達成され、無か、関心がないか、若しくは無関係の空間の余分な走査が回避される。著しい比較的小さい走査体積からの磁気共鳴信号の獲得のために必要とされる時間が縮減される。信号の獲得のために必要とされる時間が短くなれば、注入された対比作用薬が患者の静脈システムに至る以前に信号の獲得は完結する。静脈の増強が、磁気共鳴信号から再構築された磁気共鳴画像において回避されるように、患者の静脈からの磁気共鳴信号はこのように回避される。このようにして、患者の磁気共鳴画像での動脈の表現は、対比作用薬で満たされた静脈からの磁気共鳴信号によって不明瞭にならない。
【０００９】
代替として、切片の厚さが変化される。空間的な解像度は、このようにして切片の横方向に調節され、かかる方向は通常“切片方向”として示唆される。それぞれの走査体積の切片内で、さらに、視野及び走査マトリックス、つまり、ｋ空間でのサンプルの数及びサンプル密度が変えられるかもしれない。走査体積の大きさ及び切片に平行な解像度は、このようにして個々の走査体積において調節される。視野は、磁気共鳴信号が得られ、磁気共鳴信号が一時的な磁気読み取り勾配及び位相符号化勾配によって決定されることに関する切片での領域である。走査マトリックスは、その入り口が読み取り勾配及び位相符号化勾配によって決定されるサンプルポイント（ｋ空間における）を表わす、二次元マトリックスである。切片と平行な方向における空間解像度は、上記方法で変化する。
【００１０】
したがって、本発明によると、走査体積の大きさ及びすべての方向での解像度は、個々の走査体積において調節される。
【００１１】
さらに、再構築された磁気共鳴画像においてコントラスト及び／若しくは信号対雑音比に影響を与えるコントラストパラメーターは、個々の走査体積において調節される。かかるコントラストパラメーターは、磁気共鳴信号において走査体積を走査するために使用されるＲＦ励起及び一時的な勾配のパルスシークエンスにて採用される反復率、エコー時間、フリップ角度、及びバンド幅を著しく含有する。
【００１２】
本発明の別の好ましい実行において、走査体積の相対的な配位は調整可能である。それぞれの走査体積の相対配位を調節することは、検査される患者の解剖学的構造への走査体積の正確な一致を達成する。個々の走査体積は、検査される患者の部分の局所的配位が重要な走査体積にて走査される同一方法にて適応される。個々の走査体積は縦軸を有し、それは、走査体積の主だった大きさの方向である。例えば、走査体積の配位は、検査される患者の部分に対するそれぞれの走査体積のそれぞれの縦軸を調整することによって獲得される。このようにして、走査体積は、患者の関心ある部分の形状に適切に続くことによって達成される。ことさら下肢のＭＲ血管造影法の場合には、かかる好ましい実行は、患者の腹部領域及び脚及び上記の領域における血管構造が特に真っ直ぐでないという事実を考慮する。
【００１３】
好ましくは、磁気共鳴信号は、ｋ空間を走査するそれぞれの方法によってそれぞれの走査体積で合成され、獲得される。用語としてのｋ空間は、走査体積の相互空間を示す。また、ｋ空間の中の位置は、磁気共鳴信号の波動ベクトルを表わす。ｋ空間の走査は、それぞれの走査体積において適合される。例えば、ある走査体積はｋ空間の周囲に向かうｋ空間の中心から走査され、別の走査体積はｋ空間内に向かう移動中に走査される。走査体積が、患者の解剖学的構造（例えば下部の脚）のより極端な部分に関係のある場合、中心からのｋ空間を外へ特に有効に走査することは患者の静脈からの磁気共鳴信号を抑える。好ましくは、第一の走査体積において、まず最初に注入された対比作用薬が走査体積に行き届き、磁気共鳴信号がｋ空間の中心を通過して連続的に走査されることによって獲得される。かかる連続的な走査法が、ｋ空間のポイント間のｋ空間で調和する変化（例えば、ｋ空間でのベクトル構成物の値）が、別のものがｋ空間の走査されたポイント間の最も小さい調和された変化と等しい後に直ちに走査されたことを暗示する。例えば、ｋｘ方向でのサンプルの完全読み出し後、ｋｙ若しくはｋｚの何れかの次ぎの値は、ｋ空間での初期の位置からの最も小さいサンプリング段階を伴って取られる。特に、良好な結果は、ｋ空間の中心を直線的に通過して得られ、例えば、ｋ−ベクトルのベクトル構成部分の一つの若しくは数多の値が、ｋ空間の中心の近隣にあり時間とともに直線的に変化する場合である。個々の走査体積のｋ空間の走査中にコントラストが徐々に増加するにつれて、ｋ空間が小さく維持されている場合の隣接する走査された位置間のコントラスト値の差異を連続する走査が保証する。これは、ｋ空間の中の緊密に位置していた位置での大規模なコントラスト差による磁気共鳴画像におけるアーチファクトを回避する。さらに、線形の走査法は、対比作用薬の到達に関連のある走査の開始の正確なタイミングにやや無感覚に現れる。したがって、ｋ空間の周辺部分は問題となるアーチファクトを合成することなく容易く走査でき、一方で対比作用薬は走査体積に行き渡る。したがって、磁気共鳴画像の高い空間解像度が達成される。第一の走査体積は、通常は、検査される患者の腹部領域に関連している。実施例において、磁気共鳴画像の高い空間解像度が診断の品質を考慮して重要であることが現れる。さらに、第一走査体積のためのｋ空間における連続する、特に線形な走査は、ｋ空間の走査法の比較的速い進行を含有し、例えば、ｋ−ベクトルの少なくとも一つの構成部分のサインが、交代で走査され、ｋベクトルの大きさが徐々に中心からｋ空間の周辺に増加するｋ空間のポイントにおけるポジティブとネガティブ値を交替する、いわゆるハイロー戦略（ｈｉｇｈ−ｌｏｗ　ｓｔｒａｔｅｇｙ）と比較してより速い。したがって、第一の走査体積のためのｋ空間の走査は、比較的小さい時間量のみを必要とし、ｋ空間の中心に届くようになる。このようにして、ｋ空間の中心を対比作用薬の注入のすぐ後に走査した場合、対比作用薬が患者の静脈に届いていないため、患者の静脈からの低いｋ値における磁気共鳴信号は回避される。これは、走査体積用のｋ空間における連続的若しくは線形の走査法によっていわゆる静脈の増強が実質上抑えられることを意味する。
【００１４】
第一の走査体積におけるｋ空間の走査における要求時間は、例えば、一つ以上のｋｘ、ｋｙ、ｋｚ構成物の大きな度合いを伴うｋベクトルで、かかる構成物の一つ以上のポジティブのみ若しくはネガティブのみが走査される、ｋ空間の周辺である、ｋ空間の部分的な走査の採用によってさらに縮減される。実質的に走査されず、磁気共鳴画像の再構築に必要とされるｋ空間の部分における磁気共鳴信号が、実際に獲得された磁気共鳴信号からの、例えば、ヘルミチアン結合（ｈｅｒｍｉｔｉａｎ　ｃｏｎｊｕｇａｔｉｏｎ）によって得られる。このようにして、第一の走査体積における静脈の増大は、さらに抑制される。
【００１５】
次ぎの走査体積のためのｋ空間の走査は、少なくともｋベクトルの構成物のサインが、お互いに走査され、ｋベクトルの大きさが徐々に中心からｋ空間の周辺に増加するｋ空間でのポイントにおけるポジティブとネガティブ間を交替するいわゆるローハイ走査戦略（ｌｏｗ−ｈｉｇｈ　ｓｃａｎｎｉｎｇ　ｓｔｒａｔｅｇｙ）にしたがって、好ましく実行される。かかるローハイ戦略は、低い波の数（ｋ値）を有するｋ空間の部分が、高いｋ値を有するｋ空間の部分に比べて早期に走査されることを保証する。結果として、磁気共鳴信号に貢献する静脈の信号である、例えば、静脈の増幅は高いｋ値でのみ現れて、このようにして磁気共鳴画像におけるコントラストの静脈貢献の抑制を導く。かかる後の体積はコントラストの増加の後に走査され、その結果、コントラストは、かかる後の体積の走査中でむしろ安定している。
【００１６】
本発明はまた、磁気共鳴画像化システムに関する。本発明による磁気共鳴画像化システムは、独立した請求項６にて定義される。本発明の磁気共鳴画像化システムは、本発明の磁気共鳴画像化方法を実行するために安定している。これは、磁気共鳴画像化システムを制御する、適切にプログラムするコンピューター若しくはマイクロプロセッサーによる実行において達成される。
【００１７】
本発明はまた、独立した請求項７にて定義されるコンピュータープログラムに関する。本発明によるコンピュータープログラムは、本発明の磁気共鳴方法の実行に含有される技術効果を達成する磁気共鳴画像化プログラムを可能にする。コンピュータープログラムは、磁気共鳴画像化システムのコンピューター若しくはマイクロプロセッサーにロードされる。
【００１８】
本発明の上記及び別の態様は、下記に記載される実施態様に関し及び添付の図に関連して説明されるであろう。
【００１９】
図１は、本発明で使用される磁気共鳴画像化システムを図式で示している。磁気共鳴画像化システムは、そこにおいて安定し、均一な磁場が合成される、メインコイル１０のセットを含有する。例えば、トンネル形状の検査スペースを囲むような方法にてメインコイルは構築されている。検査される患者は、かかるトンネル形状の検査スペース内に滑り込ませる。磁気共鳴画像化システムは、さらにそれによって空間の変化を示す磁場が一定の磁場に載せられるために個々の方向へ一時的勾配の顕著な形状で生成される、勾配コイル１１、１２を含んでいる。勾配コイル１１、１２は、制御可能な電源ユニット２１に接続されている。勾配コイル１１、１２は、電源ユニット２１の手段による電流の適用によってエネルギーを与えられる。磁気共鳴画像化システムはまた、ＲＦ励起パルスを産出するため及び磁気共鳴信号を獲得するために、それぞれ送信及び受け取りコイル１３を含有している。送信コイル１３は、好ましくはボディーコイル１３として構築され、そこにおいて検査される患者（患者の一部分）は取り囲まれる。通常、ボディーコイルは、磁気共鳴画像化システムにおいて、磁気共鳴画像化システムに患者が配置された場合に、検査される患者３０がボディーコイル１３によって取り囲まれるような方法にて配置される。ボディーコイル１３は、ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカスパルス（ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ　ｐｕｌｓｅ）の送信のための送信アンテナとして作用する。好ましくは、ボディーコイル１３は、送信されたＲＦパルス（ＲＦＳ）の空間的に均一な強度分配を含有している。同様なコイル若しくはアンテナは通常、送信コイル及び受け取りコイルの代替として使用される。通常、かかるコイルは“シナジーコイル”として示される。さらに、送信及び受け取りコイルは、通常はコイルのような形状であるが、ＲＦ電磁気信号のための送信及び受け取りアンテナとして作用する送信及び受け取りコイルであるところの別の幾何学的配置はまた実現可能である。送信及び受け取りコイル１３は、電気送信及び受け取り回路１５に接続されている。
【００２０】
個別の受け取りコイルを使用することが代替的に可能であることは注意すべきである。例えば、表面コイルは受け取りコイルとして使用することができる。かかる表面コイルは、比較的小さな体積で高感度を有する。ボディーコイル及び表面コイルのような送信コイルは復調器２４に接続され、受け取った磁気共鳴信号（ＭＳ）は復調器２４の手段によって復調される。復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構築ユニットに適用される。受け取りコイルは、前段階増幅器（ｐｒｅａｍｐｌｉｆｉｅｒ）２３に接続される。前段階増幅器２３は、受け取りコイル１６によって受け取られたＲＦ共鳴信号（ＭＳ）を増幅し、増幅されたＲＦ共鳴信号を復調器２４に適用する。復調器２４は、増幅されたＲＦ共鳴信号を復調する。復調された共鳴信号は、画像化される物体の部分での局所的スピン密度（ｌｏｃａｌ　ｓｐｉｎ　ｄｅｎｓｉｔｉｅｓ）に関する実際の情報を含有している。さらに、送信及び受け取り回路１５は変調器２２に接続されている。変調器２２並びに送信及び受け取り回路１５は、ＲＦ励起及びリフォーカスパルスを送信するために、送信回路１３を活性化する。再構築ユニットは、画像信号が検査される物体の画像化される部分の画像情報を表現する復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）からの一つ以上の信号を派生する。実際には、復調された磁気共鳴信号から検査される物体の部分の画像情報を表現する画像信号を派生するためにプログラムされたデジタル画像処理ユニットとして好ましい再構築ユニット２５が構築される。再構築ユニットの出力での信号がモニター２６に適用されて、モニターは磁気共鳴画像を表示できる。さらなる処理の待機中に、再構築ユニット２５からの信号をバッファーユニット２７に保存することが代替として可能である。
【００２１】
本発明によると、患者３０を伴う患者テーブル１４は、連続的なステーションに移動され、各ステーションは矢印４０にて示される。実際には、第一ステーションにおいて、患者の腹部領域が走査され、第二ステーションでは患者の脚の上部が走査され、第三ステーションでは患者の脚の下部が走査される。各ステーションにおいて、走査体積からの磁気共鳴信号が獲得され、磁気共鳴画像が再構築される。走査体積は、参照番号４１、４２、及び４３によって示されている。患者は、腹部領域の第一走査体積が磁気共鳴画像化システムのイソセンターＩＣ（ｉｓｏｃｅｎｔｅｒ　ＩＣ）が第一走査体積４３に位置されるように位置している第一ステーション４３に位置していることが示されている。その後に、患者を伴う患者テーブル１４は、第二走査体積４２及び第三走査体積４３がイソセンターＩＣに位置するために移動される。図１に概略して示されるように、視野がそれぞれのステーションにて患者の局所サイズと一致するために、磁気勾配磁場は各ステーションで調節される。
【００２２】
磁気共鳴画像は実質的には二次元画像であるかもしれないが、しかし個々の走査体積においては三次元体積が再構築されるかもしれない。再構築ユニット２５はまた、再構築された画像若しくは体積を下肢での患者の血管システムを表現する全体画像若しくは全体体積に組み合わせるために好ましく配置される。かかる全体図は、顕著に高い診断品質及び空間的高解像度を備えた動脈システムを示す。
【００２３】
本発明による磁気共鳴画像化システムはまた、例えば、（マイクロ）プロセッサーを含んでいるコンピューターの形状である、制御ユニット２０を伴って提供される。制御ユニット２０は、ＲＦ励起及び一時的な勾配磁場の適用の実行を制御する。最終的に、例えば、本発明によるコンピュータープログラムは、制御ユニット２０及び再構築ユニット２５にロードされる。
【００２４】
図２は、本発明によるそれぞれの走査体積の配位の概要の表現である。特に、図２は、それぞれの走査体積４３、４２、及び４１が示されている患者テーブル１４上の検査される患者３０の側面図である。本発明によると、例えば、各走査体積が、かかる走査体積での患者の部分を伴って提携されるように、走査体積は配位されている。結果として、かかる実施態様において、走査体積４１、４２、４１の縦軸４４、４５、４６は、患者の脚が真っ直ぐでないために、共通な方向に延長していない。しかしながら、本発明によると、走査体積はすべての縦軸が共通の方向に延長するように任意的に整列できる。共通方向のかかる配列は、走査体積の磁気共鳴画像を単一の磁気共鳴画像に連結することを容易にする。
【００２５】
さらに、図２に概略的に示されているように、磁気共鳴信号のために走査される多くの切片は、個々の走査体積において異なる。例えば、腹部領域に関する第一走査体積４３は約３０乃至３３の切片を含み、脚の上部に関する第二走査体積４２は約２０乃至２２の切片を含み、脚の下部に関する第三走査体積４１は約１９乃至２３の切片を含有する。使用される切片の数はかかる範囲の中で選択され、また、その使用される切片の数は関連する患者に依存する。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明で採用される磁気共鳴画像化システムの概要の表現である。
【図２】
本発明によるそれぞれの走査体積の配位の概要の表現である。
【国際公開パンフレット】
2004503270.tif 000003
2004503270.tif 000004
2004503270.tif 000005
2004503270.tif 000006
2004503270.tif 000007
2004503270.tif 000008
2004503270.tif 000009
2004503270.tif 000010
2004503270.tif 000011
2004503270.tif 000012
2004503270.tif 000013
2004503270.tif 000014
2004503270.tif 000015
2004503270.tif 000016
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004503270.tif 000017
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004503270.tif 000018
【国際調査報告】
2004503270.tif 000019
2004503270.tif 000020
2004503270.tif 000021
2004503270.tif 000022