(57)【要約】撮像される対象に亘り生じたサチュレーション情報により本質的に直交して配置された格子線の自動的に発生した格子を用いて高速ダイナミック画像を形成する磁気共鳴方法が記載される。第１の平行サチュレーション平面の組はフリップ角９０°の第１の非選択的ＲＦパルスと空間変調方向の中間傾斜磁場パルスとフリップ角９０°の第２の非選択的ＲＦパルスとを印加することで得られる。続くスポイラー傾斜パルスはスライス選択のための傾斜磁場方向に印加される。１つの第２のＲＦパルスを第１のＲＦパルスに対して反転させ同様に第２の平行サチュレーション平面の組が得られる。磁化の緩和成分の寄与を含まない格子を得るために第１及び第２のサチュレーション平面の組は互いに差し引かれる。３次元での格子のタッギングは３次元でのスポイラー傾斜パルスの強さが互いに異なるときに３つの空間的方向全てで平行なサチュレーション平面の組を得ることで行われる。
2004508859.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像されるべき対象全体に亘って発生されるサチュレーション情報によって本質的に直交して配置される格子線の自動的に発生されるグリッドで高速ダイナミック画像を形成する磁気共鳴方法であって、
第１の平行なサチュレーション平面の組は、
９０°のフリップ角を有する第１の非選択的ＲＦパルスと、
空間変調の方向の中間傾斜磁場パルスと、
９０°のフリップ角を有する第２の非選択的ＲＦパルスと、
スライス選択のための傾斜磁場の方向の続くスポイラー傾斜パルスとを与えることによって得られ、
第２の平行なサチュレーション平面の組は、同様に、直交方向のうちの１つの方向で１つの第２のＲＦパルスを第１のＲＦパルスに対して反転させることによって得られ、
磁化の緩和成分の寄与を含まない格子を得るために上記第１の平面とサチュレーション平面とは互いに差し引かれ、
３つの次元におけるスポイラー傾斜パルスの強度が互いに異なるときに、３つの全ての空間的な方向で平行なサチュレーション平面の組を得ることによって３次元のタッギング格子が与えられることを特徴とする磁気共鳴方法。
【請求項２】
第１のスポイラー傾斜磁場の強度は第２のスポイラー傾斜磁場の強度よりも小さく、第２のスポイラー傾斜磁場の強度は第３のスポイラー傾斜磁場の強度よりも小さいことを特徴とする、請求項１記載の磁気共鳴方法。
【請求項３】
第２のスポイラー傾斜パルスの強度は、本質的には第１のスポイラー傾斜パルスの強度の２倍であり、第３のスポイラー傾斜パルスは、本質的には第１のスポイラー傾斜パルスの強度の３倍であることを特徴とする、請求項２記載の磁気共鳴方法。
【請求項４】
磁化の相補的な空間変調を得るために第２の次元の第２のＲＦパルスは反転される、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の磁気共鳴方法。
【請求項５】
タッギングプリパレーションの後、エコープレーナ撮像法によって画像が形成されることを特徴とする、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の磁気共鳴方法。
【請求項６】
エコープレーナ撮像法は、３次元のフロー補償されたインタリーブされた傾斜シーケンスとして適用されることを特徴とする、請求項５記載の磁気共鳴方法。
【請求項７】
個人の心臓の運動が調べられ、呼吸によって生ずる画像アーティファクトを回避するために、操作中に個人の呼吸運度が止められることを特徴とする、請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の磁気共鳴方法。
【請求項８】
呼吸運動は、個人の横隔膜の位置を観察することによってナビゲートされ、続く走査において呼吸運動は同じ横隔膜位置において止められることを特徴とする、請求項７記載の磁気共鳴方法。
【請求項９】
撮像されるべき対象全体に亘って発生されるタッギング情報によって本質的に直交して配置される格子線の自動的なグリッドで高速ダイナミック画像を得るための磁気共鳴装置であって、
各格子線について、
所定のフリップ角を有する第１の非選択的ＲＦパルスと、
空間変調の方向の中間傾斜磁場パルスと、
所定のフリップ角を有する第２の非選択的ＲＦパルスと、
スライス選択のための傾斜磁場の方向の続くスポイラー傾斜パルスとを与える、直交する格子線の第１のタッギング格子を得る手段と、
直交する方向のうちの１つの方向で１つの第２のＲＦパルスを第１のＲＦパルスに対して反転させることによって第２の直交するタッギング格子を同様に得る手段と、
磁化の緩和成分の寄与を含まない格子を得るために上記第１のタッギング格子と上記第２のタッギング格子とを互いに差し引く手段とを有し、
３つの次元におけるスポイラー傾斜パルスの高さが互いに異なるときに、３つの全ての方向でタッギング線を得ることによって３次元でタッギング格子を生じさせる手段を有することを特徴とする磁気共鳴装置。
【請求項１０】
磁気共鳴方法によって本質的に直交して配置される格子線の自動的なグリッドで高速ダイナミック画像を形成するためのコンピュータ利用可能な媒体上に格納されたコンピュータプログラム製品であって、
各格子線について、
所定のフリップ角を有する第１の非選択的ＲＦパルスと、
空間変調の方向の中間傾斜磁場パルスと、
所定のフリップ角を有する第２の非選択的ＲＦパルスと、
対象の撮像のために使用されるスライス選択のための傾斜磁場の方向の続くスポイラー傾斜パルスとを与えることによって、直交する格子線の第１のタッギング格子を得る、
撮像されるべき対象に亘って生ずる情報にタッギングを行う手順と、
直交する方向のうちの１つの方向で１つの第２のＲＦパルスを第１のＲＦパルスに対して反転させることによって第２の直交するタッギング格子を同様に得る手順と、
磁化の緩和成分の寄与を含まない格子を得るために上記第１のタッギング格子と上記第２のタッギング格子とを互いに差し引く手順との実行をコンピュータに制御させるコンピュータ読み取り可能なプログラム手段を含み、
３つの次元におけるスポイラー傾斜パルスの高さが互いに異なるときに、３次元でタッギング線を用いてタッギング格子を生じさせる手順を有することを特徴とするコンピュータプログラム製品。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、請求項１の前段に記載のように撮像されるべき対象に亘って発生されるサチュレーション情報によって本質的に直交して配置される格子線の自動的に生じさせられる格子を用いて高速ダイナミック画像を生成する磁気共鳴方法に関する。
【０００２】
心筋の運動の解析は、心臓の仕組みを理解するうえで、また急性心筋梗塞の直後の心臓の状態を推定するうえで重要である。心筋タッギング（ｔａｇｇｉｎｇ）法は、組織の変形を正確に評価することを可能とする。しかしながら、例えば、Ｌ． Ａｘｅｌ ａｎｄ Ｌ． ＤｏｕｇｈｅｒｔｙによりＲａｄｉｏｌｏｇｙ １９８９； １７１の第８４１−８４５頁に発表された文献に記載された「ＳＰＡＭＭ」又はＳ．Ｅ． Ｆｉｓｃｈｅｒ外によりＭａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ３０の第１９１−２００頁（１９９３）に発表された文献に記載された「ＣＳＰＡＭＭ」といった従来のタッギングシーケンスは、心筋の空間的な変位を単に２次元投影としての登録することを可能とする。このように、有効な３次元（３Ｄ）の運動の軌跡の解析は限られた方法でのみ可能である。上述の３次元の運動の追跡の方法は、例えば２次元のタッギングされた短軸ビューを２次元のタッギングされた長軸ビュー又は１次元の速度マップと組み合わせる。
【０００３】
これらの公知の方法は、時間がかかり計画するうえでの要求が多い手順である点、また、２次元画像の３次元データセットへのマッチングが難しい点で不利である。
【０００４】
本発明は、公知の２次元タッギング方法の限界を克服することを目的とする。
【０００５】
この目的は、請求項１記載の方法によって解決される。
【０００６】
本発明の上述及び他の利点は、従属項に記載されており、また、添付の図面を参照して説明される本発明の典型的な実施例に関する以下の説明によって示されている。
【０００７】
本発明によるタッギングプリパレーション（ｔａｇｇｉｎｇ ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ）方法は、相補的な符号付きタッギング変調を用いた２つの画像の減算に基づく。従って、タッギング格子は、撮像されるべき対象に亘って生じさせられるサチュレーション（ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ）情報によって得られる。これは、タグ線の強度が弱まるのを防止し、従って心周期全体に亘って心臓の動きを観察することを可能とする。２つの９０°ブロックＲＦパルス１及び２の間にはディフェージング（ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）傾斜磁場Ｄが入れられ、これによりｚ磁化の正弦波変調が生じ、従って線形のタグパターン、即ち一組の平行なサチュレーション平面が生ずる。３次元のタッギング格子を生じさせるべく、変調は３つの全ての空間的な方向、即ち、Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向で繰り返される。残留する横磁化を壊し、位相コヒーレンスの影響を防止するために、各変調の後には夫々が異なる大きさを有するスポイラー（ｓｐｏｉｌｅｒ）傾斜磁場Ｓ１、Ｓ２及びＳ３が続く。図１からわかるように、スポイラー傾斜磁場Ｓ２はスポイラー傾斜磁場Ｓ１よりも強く、スポイラー傾斜磁場Ｓ３はスポイラー傾斜磁場Ｓ２よりも強い。１０ｍｍのタグ線距離が選ばれている。タッギングプリパレーション全体には、７．６ｍｓかかる。磁化の相補的空間変調（ＣＳＰＡＭＭ）を得るために、Ｙ方向の第２のＲＦパルスは反転される。ＣＳＰＡＭＭ方法の更なる詳細は、ここに参照として組み入れられるＳ．Ｅ．Ｆｉｓｃｈｅｒ外の上述の文献から得ることができる。
【０００８】
タッギングプリパレーションの後、ＥＰＩ係数＝９、フリップ角＝１６°、及び、ＴＥ＝７．１ｍｓの３次元のフロー補償されインタリーブされた傾斜ＥＰＩシーケンスが撮像のために使用される。２５６×２５６×４０ｍｍ３の体積が、２．０×２．０×２．０ｍｍ３の空間解像度で撮像される。フレームからフレームの解像度が３５ｍｓのとき、１６の心臓の位相が達成される。呼吸運動を回避するため、走査持続時間は１０ｓの息止めへ分割される。走査全体に亘って横隔膜の位置が同じであることを保証するよう、ナビゲータにより案内される息止め技術が導入された。このために、横隔膜の偏位は１００ｍｓの解像度でリアルタイムで追跡され、これにより操作者は被写体又は人間が正しい位置で息を止めるよう案内することが可能となる。息止めの間、ナビゲータゲーティングが適用される。全ての測定は、「ＰｏｗｅｒＴｒａｃｋ ６０００」として知られる傾斜磁場システムを備えた１．５テスラ全身スキャナを有するＰｈｉｌｉｐｓ Ｇｙｒｏｓｃａｎ ＡＣＳ／ＮＴを用いて行われた。
【０００９】
図３乃至図５は、心収縮中のサチュレーション格子とその変形が生体内で観察されうる３次元タッギング測定の例を示す。図２は、心臓のモデルを３つの直交する断面、即ち、Ｘ−Ｙ又は水平平面、Ｘ−Ｚ平面、及びＹ−Ｚ平面と共に示す図である。図３中、生体内の３次元タッギングパターンがＸ−Ｙ平面上の短軸ビューで１０ｍｍのグリッド間隔で示され、図４中、同じパターンがＸ−Ｚ平面上の長軸投影で示され、図５中、同じパターンがＹ−Ｚ平面上で示される。上述の方法が可能なものであることを示すため、３次元タッギング測定は、ファントム中で、また、１０人の健常人を用いて行われ、成功した。
【００１０】
図６に示す装置は、十分の数テスラ〜数テスラのオーダの強度を有する安定した均一な磁場を発生する４つのコイル１１を有する系を含むＭＲ装置である。ｚ軸に対して同心に配置されたコイル１１は、球面１２上に設けられうる。検査されるべき患者２０は、これらのコイルの内側に配置される台１４の上に載せられる。ｚ方向に延びこの方向に線形に変化する磁場（以下、この磁場を傾斜磁場とも称する）を生成するため、球面１２上に４つのコイル１３が設けられる。また、ｘ方向に（垂直に）延びる傾斜磁場を発生する４つのコイル１７も設けられる。ｚ方向に延びｙ方向（図６の平面に対して垂直）に傾斜を有する傾斜磁場は、コイル１７と同一であるが空間中でこれらに対して９０°ずれて配置される４つのコイル１５によって発生される。図６には、これらの４つのコイルのうちの２つのみが示されている。
【００１１】
傾斜磁場を発生するために３つのコイル系１３、１５及び１７の夫々が球面に対して対称的に配置されているため、球の中心における磁場の強度はコイル１１の安定した均一な磁場によってのみ決定される。また、安定した均一な磁場の方向に対して垂直に（即ちｚ方向に垂直に）延びる本質的に均一なＲＦ磁場を発生するＲＦコイル２１が設けられる。ＲＦコイルは、各ＲＦパルスの間にＲＦ発生器からのＲＦ変調された電流を受け取る。ＲＦコイル２１は、検査ゾーン中で発生するスピン共鳴信号を受信するためにも使用される。
【００１２】
図７に示すように、ＭＲ装置で受信されるＭＲ信号はユニット３０によって増幅されベースバンドで置き換えられる。このようにして得られるアナログ信号は、アナログ・ディジタル変換器３１によって一連のディジタル値へ変換される。アナログ・ディジタル変換器３１は、読み出し位相においてのみディジタルデータワードを発生するよう制御ユニット２９によって制御される。アナログ・ディジタル変換器３１の後には、ＭＲ信号の二値化によって得られる一連のサンプリング値に亘って１次元フーリエ変換を実行するフーリエ変換ユニット３２が設けられ、その実行は非常に高速であるため、フーリエ変換は次のＭＲ信号が受信される前に終了する。
【００１３】
このようにしてフーリエ変換によって生成される生データは、数組の生データを格納するのに十分な記憶容量を有するメモリ３３へ書き込まれる。これらの数組の生データから、合成ユニット３４は上述のような方法で合成画像を発生し、この合成画像は多数の連続する合成画像１０を格納するのに十分な容量を有するメモリ３５に記憶される。これらのデータの集合は異なる時点について計算され、その間隔は一組のデータを捕捉するのに必要な測定期間と比較して小さいことが望ましい。連続する画像の合成を行なう再構成ユニット３６は、このようにして捕捉されるデータの組からＭＲ画像を生成し、このＭＲ画像は記憶される。ＭＲ画像は所定の時点における検査ゾーンを表わす。このようにしてデータから得られる一連のＭＲ画像は、検査ゾーンにおける動的プロセスを適切に再生する。
【００１４】
ユニット３０乃至３６は、制御ユニット２９によって制御される。下向きの矢印によって示されるように、制御ユニットは傾斜コイル系１３、１５及び１７中の電流、並びに、ＲＦコイル２１によって発生されるＲＦパルスの中央周波数、帯域幅、及び包絡線の時間による変化を与える。メモリ３３及び３５と、再構成ユニット３６中のＭＲ画像メモリ（図示せず）とは、適切な容量を有する単一のメモリによって実現されうる。フーリエ変換ユニット３２、合成ユニット３４、及び再構成ユニット３６は、上述の方法によりコンピュータプログラムを実行させるのに良く適したデータプロセッサによって実現されうる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
３次元でのタッギングシーケンスを示す図である。
【図２】
３つの直交する断面を用いた心臓のモデルを示す図である。
【図３】
生体内の３次元タッギングパターンをＸ−Ｙ平面上の短軸ビューで示す図である。
【図４】
図３の３次元タッギングパターンと同じものをＸ−Ｚ平面上の長軸ビューで示す図である。
【図５】
図３の３次元タッギングパターンと同じものをＹ−Ｚ平面上の長軸ビューで示す図である。
【図６】
本発明による方法を実行するための装置を示す図である。
【図７】
図６に示す装置の回路図である。
【図１】
2004508859.tif 000003
【国際公開パンフレット】
2004508859.tif 000004
2004508859.tif 000005
2004508859.tif 000006
2004508859.tif 000007
2004508859.tif 000008
2004508859.tif 000009
2004508859.tif 000010
2004508859.tif 000011
2004508859.tif 000012
2004508859.tif 000013
2004508859.tif 000014
2004508859.tif 000015
2004508859.tif 000016
2004508859.tif 000017
2004508859.tif 000018
【国際調査報告】
2004508859.tif 000019
2004508859.tif 000020
2004508859.tif 000021