(57)【要約】      （修正有）【課題】金属の付近でＭＲ位相コントラスト画像を生成するためのシステムおよび方法を提供する。【解決手段】システムおよび方法は、複数の傾斜磁場コイルを有するＭＲＩシステムと、パルスモジュールによって制御されてＲＦ信号をＲＦコイルアセンブリに送信するＲＦトランシーバシステムおよびＲＦスイッチとを含む、ＭＲＩ装置を含む。ＭＲＩ装置はまた、複数の３次元（３Ｄ）ＭＲデータセットを獲得し、複数の３Ｄ  ＭＲデータセットに基づいて、複数の周波数画像を生成するようにプログラムされたコンピュータを含む。各３Ｄ  ＭＲデータセットは、各３Ｄ  ＭＲデータセットごとに異なるオフセット周波数値に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を使用して獲得される。コンピュータはまた、複数の周波数画像を複数の時間領域画像に変換し、複数の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成するようにプログラムされる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁石のボアの周囲に位置付けられた複数の傾斜磁場コイルを有するＭＲＩシステムと、ＭＲ画像を獲得するために、パルスモジュールによって制御されてＲＦ信号をＲＦコイルアセンブリに送信するＲＦトランシーバシステムおよびＲＦスイッチと、
コンピュータであって、
複数の３次元（３Ｄ）ＭＲデータセットを獲得することであって、各３Ｄ  ＭＲデータセットが、各３Ｄ  ＭＲデータセットごとに異なるオフセット周波数値に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を使用して獲得される、獲得すること、
前記複数の３Ｄ  ＭＲデータセットに基づいて、複数の周波数画像を生成することと、
前記複数の周波数画像を複数の時間領域画像に変換すること、ならびに
前記複数の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成すること
を行うようにプログラムされたコンピュータと
を備える磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置。
【請求項２】
前記コンピュータが、前記複数の周波数画像を変換するようにプログラムされる際に、前記複数の周波数画像にフーリエ変換を適用するようにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記コンピュータが、前記複数の周波数画像に基づいて、磁場マップを生成するようにさらにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記コンピュータが、前記磁場マップに基づいて、前記位相画像から低空間周波数位相を除去するようにさらにプログラムされる、請求項３記載のＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記複数の時間領域画像が、２つを超える時間領域画像を含み、
前記コンピュータが、前記位相画像を生成するようにプログラムされる際に、１対の前記複数の時間領域画像間の位相に基づいて、前記位相画像を生成するようにプログラムされる、
請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記１対の前記複数の時間領域画像が、時間的に隣接しない時間領域画像に対応する、請求項５記載のＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記コンピュータが、前記位相画像を生成するようにプログラムされる際に、前記複数の時間領域画像のすべてに基づいて、前記位相画像を生成するようにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記コンピュータが、前記位相画像を生成するようにプログラムされる際に、各隣接対の時間領域画像間の位相の平均に基づいて、前記位相画像を生成するようにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項９】
前記コンピュータが、撮像勾配を介するスラブ選択を行わずに、前記複数の３Ｄ  ＭＲデータセットの各々を獲得するようにさらにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１０】
前記コンピュータが、少なくとも＋／−１２５ｋＨｚの受信機帯域幅を使用して、前記複数の３Ｄ  ＭＲデータセットの各々を獲得するようにさらにプログラムされる、請求項９記載のＭＲＩ装置。
【請求項１１】
前記コンピュータが、連続的な３Ｄ  ＭＲデータセットが非連続的なオフセット周波数値を使用して獲得されるように、前記複数の３Ｄ  ＭＲデータセットを獲得するために使用されるオフセット周波数値をインタリーブするようにさらにプログラムされる、請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１２】
複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、異なる中心周波数を決定するステップと、
前記複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得を実行するステップであって、各３Ｄ  ＭＲデータ獲得が、決定された前記異なる中心周波数に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を有する、ステップと、
前記複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、周波数画像を再構成するステップと、
前記再構成された周波数画像に基づいて、複数の時間画像を生成するステップと、
前記複数の時間画像に基づいて、位相画像を生成するステップと
を含む磁気共鳴（ＭＲ）撮像の方法。
【請求項１３】
前記再構成された周波数画像に基づいて、磁場マップを生成するステップと、
前記磁場マップに基づいて、前記位相画像から低空間周波数位相を除去するステップと
をさらに含む、請求項１２記載の方法。
【請求項１４】
前記位相画像を生成するステップが、１対の時間的に隣接する時間画像間の位相を計算するステップを含む、請求項１２記載の方法。
【請求項１５】
前記位相画像を生成するステップが、１対の時間的に隣接しない時間画像間の位相を計算するステップを含む、請求項１４記載の方法。
【請求項１６】
前記位相画像を生成するステップが、各隣接対の時間画像間の位相の平均を計算するステップを含む、請求項１２記載の方法。
【請求項１７】
命令を含むコンピュータプログラムを記憶するコンピュータ可読記憶媒体であって、前記命令が、コンピュータによって実行された場合、前記コンピュータに、
第１の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第１の中心周波数オフセットに等しく設定することと、
３Ｄ  ＭＲデータの第１の組を獲得するために、前記第１の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、
第２の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を前記第１の中心周波数オフセットとは異なる第２の中心周波数オフセットに等しく設定することと、
３Ｄ  ＭＲデータの第２の組を獲得するために、前記第２の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、
３Ｄ  ＭＲデータの前記第１および第２の組の各々について、周波数画像を再構成することと、
前記周波数画像をそれぞれ第１および第２の時間領域画像に変換することと、
前記第１および第２の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成することと
を行わせる、
コンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１８】
前記コンピュータに各周波数画像をそれぞれの時間領域画像に変換することを行わせる前記命令が、前記コンピュータに各周波数画像にフーリエ変換を適用することを行わせる、請求項１７記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１９】
前記命令が、前記コンピュータに、
第３の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第３の中心周波数オフセットに等しく設定することと、
３Ｄ  ＭＲデータの第３の組を獲得するために、前記第３の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、
３Ｄ  ＭＲデータの前記第３の組について、周波数画像を再構成することと、
３Ｄ  ＭＲデータの前記第３の組についての前記周波数画像を第３の時間領域画像に変換することと
をさらに行わせ、
前記コンピュータに前記位相画像を生成することを行わせる前記命令が、前記コンピュータに前記第１、第２、および第３の時間領域画像に基づいて、前記位相画像を生成することを行わせる、
請求項１７記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２０】
前記命令が、前記コンピュータに、
３Ｄ  ＭＲデータの前記第１および第２の組に基づいて、磁場マップを生成することと、
前記位相画像から低空間周波数位相を除去するために、前記位相画像内のデータから前記磁場マップ内のデータを減算することと
をさらに行わせる、請求項１７記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、一般に、磁気共鳴（ＭＲ）撮像法に関し、より詳細には、金属付近で関心領域（ＲＯＩ）からＭＲ位相コントラスト画像を生成することに関する。
【背景技術】
【０００２】
ヒトの組織などの物質が、均一磁場（分極場Ｂ0）の作用を受けた場合、組織内におけるスピンの個々の磁気モーメントは、この分極場に沿って整列しようとするが、それぞれに特徴的なラーモア周波数（Ｌａｒｍｏｒ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）で分極場の方向を中心にして無秩序に歳差運動をする。物質または組織が、ｘｙ平面内にある、ラーモア周波数に近い磁場（励起場Ｂ1）の作用を受けた場合、正味の整列モーメント、すなわち「長手方向磁化」ＭZは、ｘｙ平面に向かって回転する、すなわち「傾く」ことがあり、正味の横方向磁気モーメントＭtを発生させる。励起信号Ｂ1が終わった後、励起されたスピンによって信号が発せられ、この信号を受信および処理して、画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を生成する場合、磁場勾配（Ｇx、Ｇy、およびＧz）が利用される。通常、撮像される領域は、一連の測定サイクルによってスキャンされ、その際、これらの勾配は、使用される特定の局在化法（ｌｏｃａｌｉｚａｔｉｏｎ  ｍｅｔｈｏｄ）によって変化する。得られた受信ＮＭＲ信号の組は、多くのよく知られた再構成技法の１つを使用して画像を再構成するために、デジタル化され、処理される。
【０００４】
筋骨格系（ＭＳＫ）診断におけるＭＲの使用は、急速に成長している分野である。関節形成術は、インプラントを外科的に取り付けるものである。何らかの形態の金属インプラントを有する患者の人口は、非常に多く、急速に伸びている。ＭＲは、インプラント再建（ｉｍｐｌａｎｔ  ｒｅｖｉｓｉｏｎ）の診断を支援するうえで優れた能力を有する。しかし、磁気共鳴撮像法を使用して、ＭＲ適合性関節形成インプラント（ＭＲ−ｃｏｍｐａｔｉｂｌｅ  ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｉｃ  ｉｍｐｌａｎｔ）の臨床診断を支援することは、根本的に困難な問題であることが分かっている。骨置換に利用するのに十分な堅牢性および耐久性を有するほとんどの材料は、典型的なＢ0磁場に置いた場合、従来の空間符号化で利用される場オフセット（ｆｉｅｌｄ  ｏｆｆｓｅｔ）と比べて、振幅および空間的変動が大きい、異質な場を誘起するという磁気的性質を有する。したがって、これらの材料は、主磁場に歪みを導入する可能性があり、不均一磁場を生じさせる。
【０００５】
金属ハードウェアの存在下におけるＭＲ撮像法が開発されており、他の撮像技法によっては検出可能ではないメタルオンメタルインプラント置換故障モード（ｍｅｔａｌ−ｏｎ−ｍｅｔａｌ  ｉｍｐｌａｎｔ  ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ  ｆａｉｌｕｒｅ  ｍｏｄｅ）に鑑みて、重要性を増している。そのようなインプラントに由来する併発症は、高い摩耗率と、高い摩耗率とは関係のない過敏性反応の両方に原因があった。残念なことに、従来のマグニチュードコントラスト技法（ｍａｇｎｉｔｕｄｅ  ｃｏｎｔｒａｓｔ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）は、そのような軟組織変化の間の違いを容易に識別することができない。
【０００６】
これらの組織構成間の変化のあるものには、高磁化率の粒子状物質の存在が関与しているので、これらの領域におけるＭＲ画像の位相解析から、潜在的な差別化コントラスト（ｐｏｔｅｎｔｉａｌ  ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｉｎｇ  ｃｏｎｔｒａｓｔ）が得られることがある。しかし、金属によって誘起されるかなりのＢ0摂動が、従来の位相コントラストメカニズムを役に立たなくする。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１０／０３０８８２７号明細書
【発明の概要】
【０００８】
したがって、ＭＲ撮像法を使用する、局部組織反応のこれらのクラス間およびクラス内での差別化を可能にするために、インプラント接触部付近または周辺において画像アーチファクトを低減することが可能なシステムおよび方法があることが望ましい。
【０００９】
本発明の一態様により、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置は、磁石のボア（ｂｏｒｅ）の周囲に位置付けられた複数の傾斜磁場コイルを有するＭＲＩシステムと、ＭＲ画像を獲得するために、パルスモジュールによって制御されてＲＦ信号をＲＦコイルアセンブリに送信するＲＦトランシーバシステムおよびＲＦスイッチとを含む。ＭＲＩ装置はまた、複数の３次元（３Ｄ）ＭＲデータセットを獲得し、複数の３Ｄ  ＭＲデータセットに基づいて、複数の周波数画像（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｉｍａｇｅ）を生成するようにプログラムされたコンピュータを含む。各３Ｄ  ＭＲデータセットは、各３Ｄ  ＭＲデータセットごとに異なるオフセット周波数値（ｏｆｆｓｅｔ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｖａｌｕｅ）に設定された中心送信周波数（ｃｅｎｔｒａｌ  ｔｒａｎｓｍｉｔ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）および中心受信周波数（ｃｅｎｔｒａｌ  ｒｅｃｅｉｖｅ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）を使用して獲得される。コンピュータはまた、複数の周波数画像を複数の時間領域画像（ｔｉｍｅ  ｄｏｍａｉｎ  ｉｍａｇｅ）に変換し、複数の時間領域画像に基づいて、位相画像（ｐｈａｓｅ  ｉｍａｇｅ）を生成するようにプログラムされる。
【００１０】
本発明の別の態様により、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の方法は、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、異なる中心周波数を決定するステップと、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得を実行するステップであって、各３Ｄ  ＭＲデータ獲得が、その決定された異なる中心周波数に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を有する、ステップと、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、周波数画像を再構成するステップとを含む。方法はまた、再構成された周波数画像に基づいて、複数の時間画像（ｔｅｍｐｏｒａｌ  ｉｍａｇｅ）を生成するステップと、複数の時間画像に基づいて、位相画像を生成するステップを含む。
【００１１】
本発明のまた別の態様により、コンピュータ可読記憶媒体は、命令を含むコンピュータプログラムを記憶し、この命令は、コンピュータによって実行された場合、コンピュータに、第１の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第１の中心周波数オフセットに等しく設定することと、３Ｄ  ＭＲデータの第１の組を獲得するために、第１の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、第２の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第１の中心周波数オフセットとは異なる第２の中心周波数オフセットに等しく設定することとを行わせる。命令はまた、コンピュータに、３Ｄ  ＭＲデータの第２の組を獲得するために、第２の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、３Ｄ  ＭＲデータの第１および第２の組の各々について、周波数画像を再構成することと、周波数画像をそれぞれ第１および第２の時間領域画像に変換することと、第１および第２の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成することとを行わせる。
【００１２】
様々な他の特徴および利点は、以下の詳細な説明および図面から明らかにされる。
【００１３】
図面は、本発明を実施するために現時点で企図される実施形態を示している。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】本発明の実施形態を組み込んだ例示的なＭＲ撮像システムの概略ブロック図である。
【図２】本発明の一実施形態による、ＭＲ撮像技法のフローチャートである。
【図３】本発明の一実施形態による、磁場マップ（ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｆｉｅｌｄ  ｍａｐ）を構成するための技法の図である。
【図４】本発明の別の実施形態による、磁場マップを構成するための技法の図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
図１を参照すると、本発明の実施形態を組み込んだ例示的な磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム１０の主要な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボードまたは他の入力デバイス１３と、コントロールパネル１４と、表示スクリーン１６とを含む、操作者コンソール１２から制御される。コンソール１２は、リンク１８を介して別個のコンピュータシステム２０と通信し、コンピュータシステム２０は、操作者が、画像の生成および表示スクリーン１６への画像の表示を制御することを可能にする。コンピュータシステム２０は、バックプレーン２０ａを介して互いに通信する多数のモジュールを含む。これらは、画像プロセッサモジュール２２と、ＣＰＵモジュール２４と、画像データ配列を記憶するためのフレームバッファを含むことができるメモリモジュール２６とを含む。コンピュータシステム２０は、画像データおよびプログラムを記憶するための、アーカイブ媒体デバイス、永続的もしくはバックアップメモリストレージ、またはネットワークに結合され、高速シリアルリンク３４を介して別個のシステムコントロール３２と通信する。入力デバイス１３は、マウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチスクリーン、ライトワンド（ｌｉｇｈｔ  ｗａｎｄ）、音声制御、または任意の類似もしくは同等の入力デバイスを含むことができ、対話的な幾何学的配置指示（ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ｐｒｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ）を行うために使用することができる。
【００１６】
システムコントロール３２は、バックプレーン３２ａによって互いに接続された１組のモジュールを含む。これらは、ＣＰＵモジュール３６と、シリアルリンク４０を介して操作者コンソール１２に接続するパルス発生器モジュール３８とを含む。システムコントロール３２が、実行されるスキャンシーケンスを指示するコマンドを操作者から受け取るのは、リンク４０を介してである。パルス発生器モジュール３８は、所望のスキャンシーケンスを実施するようにシステム構成要素を動作させ、生成されるＲＦパルスのタイミング、強度、および形状と、データ獲得窓のタイミングおよび長さとを指示するデータを生成する。パルス発生器モジュール３８は、１組の勾配増幅器４２に接続して、スキャン中に生成される勾配パルスのタイミングおよび形状を指示する。パルス発生器モジュール３８は、患者に取り付けられた電極からのＥＣＧ信号など、患者に接続された多くの異なるセンサからの信号を受信する生理的獲得コントローラ（ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｒ）４４から患者データを受け取ることもできる。最後に、パルス発生器モジュール３８は、患者および磁石システムの状態に関連する様々なセンサから信号を受信するスキャンルームインタフェース回路（ｓｃａｎ  ｒｏｏｍ  ｉｎｔｅｒｆａｃｅ  ｃｉｒｃｕｉｔ）４６に接続する。患者位置決めシステム（ｐａｔｉｅｎｔ  ｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ  ｓｙｓｔｅｍ）４８が、スキャンするために患者を所望の位置に移動させるコマンドを受け取るのも、スキャンルームインタフェース回路４６を介してである。
【００１７】
パルス発生器モジュール３８によって生成された勾配波形は、Ｇx、Ｇy、およびＧz増幅器を有する勾配増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、全体的に５０で示される傾斜磁場コイルアセンブリ内の対応する物理的な傾斜磁場コイルを励起させ、それによって、獲得された信号を空間的に符号化するために使用される磁場勾配が生成される。傾斜磁場コイルアセンブリ５０は、分極磁石（ｐｏｌａｒｉｚｉｎｇ  ｍａｇｎｅｔ）５４および全身ＲＦコイル（ｗｈｏｌｅ−ｂｏｄｙ  ＲＦ  ｃｏｉｌ）５６を含む磁石アセンブリ５２の一部を形成する。本発明の一実施形態では、ＲＦコイル５６は、マルチチャネルコイルである。システムコントロール３２内のトランシーバモジュール５８は、ＲＦ増幅器６０によって増幅されて、送信／受信スイッチ６２によってＲＦコイル５６に結合される、パルスを生成する。患者内の励起された原子核が発することで得られた信号は、同じＲＦコイル５６によって感知し、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合することができる。増幅されたＭＲ信号は、トランシーバ５８の受信機部において復調され、フィルタリングおよびデジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号によって制御されて、送信モード中にはＲＦアンプ６０をコイル５６に電気的に接続し、受信モード中には前置増幅器６４をコイル５６に接続する。送信／受信スイッチ６２は、送信モードまたは受信モードのいずれかにおいて、別個のＲＦコイル（例えば、表面コイル）の使用を可能にすることもできる。
【００１８】
マルチチャネルＲＦコイル５６によって獲得されたＭＲ信号は、トランシーバモジュール５８によってデジタル化され、システムコントロール３２内のメモリモジュール６６に転送される。スキャンは、原ｋ空間データ（ｒａｗ  ｋ−ｓｐａｃｅ  ｄａｔａ）の配列がメモリモジュール６６内に獲得されたときに完了する。この原ｋ空間データは、再構成される各画像ごとに、別個のｋ空間データ配列に並び替えられ、これらの各々は、データを画像データの配列にフーリエ変換するように動作するアレイプロセッサ６８に入力される。この画像データは、シリアルリンク３４を介してコンピュータシステム２０に運ばれ、コンピュータシステム２０においてメモリ内に記憶される。操作者コンソール１２から受け取ったコマンドに応答して、この画像データは、長期ストレージ内にアーカイブすることができ、または画像プロセッサ２２によってさらに処理され、操作者コンソール１２に運ばれ、ディスプレイ１６上で提示することができる。
【００１９】
図２は、本発明の一実施形態による、患者の金属インプラント付近または周囲におけるＭＲ撮像のための技法７０を示している。本発明の一実施形態では、技法７０は、３Ｄ高速スピンエコー（ＦＳＥ）ＭＲ撮像に関して説明されるが、技法７０は、３Ｄ高速スピンエコーシーケンスおよび他の３Ｄ  ＭＲ獲得技法にも適用できることが企図されている。本発明の一実施形態では、コンピュータシステム２０は、技法７０を実行するようにプログラムすることができる。ブロック７２において、技法７０は、３Ｄ  ＭＲデータセットを獲得するためにＭＲ撮像の各ＭＲ獲得中に使用される、ＭＲ獲得パルスシーケンスのパルストレイン（ｐｕｌｓｅ  ｔｒａｉｎ）を構成することで開始する。パルストレインは、スラブ選択撮像勾配（ｓｌａｂ  ｓｅｌｅｃｔｉｏｎ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｇｒａｄｉｅｎｔ）が使用されないように構成される。このようにして、画像再構成を簡易化することができる。ＭＲ獲得パルスシーケンス内のパルストレインのパルスの形状も構成される。本発明の一実施形態では、ガウスパルス（Ｇａｕｓｓｉａｎ  ｐｕｌｓｅ）形状が、パルストレインのパルスのための形状として使用される。本発明の別の実施形態では、使用されるパルス形状は、空間−スペクトルパルス（ｓｐａｔｉａｌ−ｓｐｅｃｔｒａｌ  ｐｕｌｓｅ）形状、またはハードパルス（ｈａｒｄ  ｐｕｌｓｅ）もしくは方形パルスの形状に基づくことができる。
【００２０】
ブロック７４において、ＭＲ獲得のための撮像帯域幅が決定される。ＭＲデータを獲得するために使用されるＭＲ獲得パルスシーケンスのための励起パルス帯域幅が決定され、利用されるリフォーカスパルス（ｒｅｆｏｃｕｓｉｎｇ  ｐｕｌｓｅ）の帯域幅も決定される。利用されるリフォーカスパルス帯域幅は、励起パルスの帯域幅と等しいか、またはより小さくなるように決定される。ＭＲ獲得パルスシーケンス中にＭＲデータを獲得するために使用される受信コイルアレイのための受信機帯域幅は、３Ｄ  ＦＳＥ撮像において一般に使用されるよりも大きな帯域幅に設定される。一例では、受信機帯域幅は、＋／−１２５ｋＨｚに設定される。受信機帯域幅は、＋／−１２５ｋＨｚよりも大きな値にも設定できることが企図されている。説明される技法では、非共鳴読み取り歪み（ｏｆｆ−ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｒｅａｄｏｕｔ  ｄｉｓｔｏｒｔｉｏｎ）は、ＲＦリフォーカス帯域内に含まれる周波数オフセットに制限される。受信機帯域幅をしかるべく設定すれば、再構成画像においてこの残留読み取り歪みを最小化するのに役立つ。
【００２１】
ブロック７６において、獲得されたＭＲデータの組の間の、送信用の中心共鳴周波数と受信用の中心共鳴周波数の両方についてのオフセットを表す共鳴間隔（ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｎｔｅｒｖａｌ）が決定される。本発明の一実施形態によれば、共鳴間隔は、利用されるリフォーカスパルスの帯域幅よりも小さい。ブロック７８において、共鳴間隔シーケンスが、３Ｄ  ＭＲデータセットを獲得するために決定される。共鳴間隔シーケンスは、ＭＲ獲得中、中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数がそれに設定されるオフセット周波数値、すなわちＢ0値を含む。本発明の一実施形態では、共鳴間隔シーケンスは、ゼロのオフセット周波数値を含む。共鳴間隔シーケンス内のさらなる値は、共鳴間隔の倍数を含む。例えば、共鳴間隔シーケンスは、−７ｋＨｚから＋７ｋＨｚまでの範囲内で各々が１ｋＨｚオフセットきざみに設定された、中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数のための値を含むことができる。
【００２２】
本発明の一実施形態では、共鳴間隔シーケンスは、オフセット周波数値に基づいた連続的なＭＲ獲得が、連続的なオフセット周波数値に設定された中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数を用いてＭＲデータを獲得しないように、オフセット周波数値をインタリーブまたはインタレースして設定される。例えば、−７ｋＨｚから＋７ｋＨｚまでの範囲内の、共鳴間隔（またはオフセットきざみ）が１ｋＨｚの、インタリーブされた共鳴間隔シーケンスは、［−７，１、−５，３，−３，５，−１，７，−６，０，−４，６，−２，４、２ｋＨｚ］という順序を有することができる。したがって、共鳴間隔シーケンス内の隣接する値は、１ｋＨｚのオフセットきざみよりも大きく隔てられている。共鳴間隔シーケンスをこのようにインタリーブすることで、撮像スキャンにおける３Ｄ  ＭＲデータ獲得間の相互作用が低減される。以下でさらに説明するように、共鳴間隔シーケンス内の各オフセット周波数値は、異なる３Ｄ  ＭＲデータ獲得のための中心送信周波数および中心受信周波数として使用される。一実施形態では、ＭＲ撮像スキャン（またはプロトコル）は、獲得の第１の組が、単一のスキャン中に、オフセット周波数値が［−７，１，−５，３、−３，５，−１，７ｋＨｚ］である共鳴間隔シーケンスを使用し、獲得の第２の組が、別の単一のスキャン中に、オフセット周波数値が［−６，０，−４，６，−２，４，２ｋＨｚ］である共鳴間隔シーケンスを使用するように構成することができる。上で列挙した共鳴間隔シーケンス値は、例示的なものにすぎず、本発明を限定するものではない。共鳴間隔シーケンス値のための他の異なる順序および値も考えられ、本発明の範囲内にある。
【００２３】
ブロック８０において、３Ｄ  ＭＲデータ獲得のための中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数はともに、共鳴間隔シーケンス内の値の１つに設定され、特に、獲得のための中心送信周波数および中心受信周波数は、同じオフセット周波数値に設定される。ブロック８２において、３Ｄ  ＭＲデータが、技法７０の先行ステップにおいて構成および決定されたスキャンパラメータとシーケンスとを使用して獲得される。本発明の一実施形態では、３Ｄ  ＭＲデータは、非並列撮像技法を使用して獲得される。３Ｄ  ＭＲデータは、図１のマルチチャネルＲＦコイル５６を介して、または別のマルチチャネル受信コイルを介して獲得することができる。しかし、ＡＲＣなどの並列撮像技法も使用できること、および３Ｄ  ＭＲデータを獲得するために複数のマルチチャネル受信コイルを使用できることが企図されている。ブロック８４において、別の３Ｄ  ＭＲデータ獲得を実行すべきかどうかが決定される。共鳴間隔シーケンス内のすべてのオフセット周波数値が使用されていない場合（８６）、プロセスは、ブロック８０に戻って、次の３Ｄ  ＭＲデータ獲得のための中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数を共鳴間隔シーケンス内の別のオフセット周波数値に設定し、ブロック８２において、別の３Ｄ  ＭＲデータセットのための３Ｄ  ＭＲデータが、上で説明したように獲得される。共鳴間隔シーケンス内のすべてのオフセット周波数値が使用された場合（８８）、ブロック９０において、獲得された各ＭＲデータセットに対する周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）が再構成され、画像の集まりが得られる。各画像は、知られた再構成技法を使用して再構成される。
【００２４】
ブロック９２において、周波数画像、すなわちスペクトルデータＩf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）は、複素平面内で解析できる複合画像―空間データビン（ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ  ｉｍａｇｅ−ｓｐａｃｅ  ｄａｔａ  ｂｉｎ）、すなわち時間画像Ｉt（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）に変換または転換される。本発明の一実施形態によれば、データを時間画像に変換するために、撮像ボリューム内の各ピクセルにおけるスペクトル領域でのフーリエ変換が使用される。
【００２５】
【数１】
2013215568.tif 000003
フーリエ変換によって、周波数スペクトルビンが合計され、互いに同期化（ｐｈａｓｅ）される。
【００２６】
ブロック９４において、位相画像が、複数の時間画像、すなわちビンＩt（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）に基づいて計算または生成される。一実施形態では、位相画像は、１対の時間ビン間の位相に基づいて計算され、１対の時間ビンは、時間的に隣接する時間ビンとすることができ、または変換された時間ビンが３つ以上の場合は時間的に隣接しない時間ビンとすることができる。別の実施形態では、位相画像は、変換された時間ビンが２つか、それとも３つ以上かに係わらず、変換された時間ビンのすべてに基づいて生成することができる。また別の実施形態では、位相画像は、各隣接対の時間ビン間の位相に基づいて生成された複数の位相画像を平均して計算することができる。
【００２７】
本発明の一実施形態では、ブロック９６において、適宜、磁場マップを周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）に基づいて生成することができる。図３を参照すると、技法１０２は、周波数符号化次元（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｅｎｃｏｄｅｄ  ｄｉｍｅｎｓｉｏｎ）において、周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）を互いに空間的に補正する。ブロック１０４において、周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）は、
【００２８】
【数２】
2013215568.tif 000004
に従って各ピクセル位置において正規化され、ここで、Ｎbは、周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）の数を表す。
【００２９】
ブロック１０６において、式２から得られた正規化された画像強度を使用して、加重平均場マップΔｖ0（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）が、
【００３０】
【数３】
2013215568.tif 000005
に従って推定され、ここで、
【００３１】
【数４】
2013215568.tif 000006
は、各周波数画像Ｉf（ｘ，ｙ，ｚ，ｆ）のスペクトルオフセットを表す。
【００３２】
本発明の別の実施形態では、ブロック９６において、磁場マップを図４に示される技法１０８に基づいて生成することができる。ブロック１１０において、複数の再構成されたＭＲ周波数画像が選択される。一実施形態では、複数の再構成されたＭＲ周波数画像は、図１に示されたメモリ２６または別のコンピュータ可読記憶媒体など、画像記憶ロケーションから取り出される。複数の再構成された周波数画像は、図２に関して上で説明された技法を使用して生成することができる。別の実施形態では、複数の再構成されたＭＲ周波数画像は、オンザフライで生成することができる。例えば、複数のＭＲ周波数画像は、図２に関して上で説明された技法を使用して生成することができる。ブロック１１２において、複数のＭＲ周波数画像の各々についてのピクセルが、各ピクセルロケーションごとに、複数のＭＲ画像のうちのどの画像が最大強度を有するかを決定するために検査される。ブロック１１４において、磁場マップ内の各ピクセルロケーションには、対応するピクセルロケーションについて最大強度を有すると決定された画像において中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数がそれに設定されるオフセット周波数値、すなわちＢ0値が割り当てられる。例えば、与えられた磁場マップピクセルロケーションについて、３ｋＨｚに設定された中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数を用いて獲得された画像が、対応するピクセルロケーションについて最大強度を有することができる。したがって、３ｋＨｚの値が、与えられた磁場マップピクセルロケーションに対して使用される。隣接する磁場マップピクセルロケーションについては、−４ｋＨｚに設定された中心送信共鳴周波数および中心受信共鳴周波数を用いて獲得された画像が、対応するピクセルロケーションについて最大強度を有することができると決定することができる。したがって、−４ｋＨｚの値が、隣接する磁場マップピクセルロケーションに対して使用される。
【００３３】
図２に戻ると、この実施形態では、その後、ブロック９８において、技法１０２または技法１０８から生成された磁場マップが、高周波数位相変動のみが位相画像に残るように、ブロック９４において生成された位相画像から巨視的な位相トレンドを減算するために使用される。ブロック１００において、位相画像（または磁場マップを使用して修正された場合は、修正された位相画像）を、ユーザに表示することができ、および／または画像記憶データベース内に記憶することができる。
【００３４】
本発明の実施形態は、画像内のより微細な位相変動を明らかにするために、原位相画像データを劣化させる金属インプラントからのＢ0摂動を除去することを可能にする。そのような位相コントラストメカニズムは、例えば、関節置換付近の局部組織反応のＭＲ位相ベースの潜在的な差別化因子（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｔｏｒ）をより容易に識別することを可能にする。
【００３５】
開示された方法および装置がなす技術的貢献は、金属付近の関心領域（ＲＯＩ）からＭＲ位相コントラスト画像を生成するためのコンピュータ実施方法を提供することである。
【００３６】
したがって、本発明の一実施形態により、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）装置は、磁石のボアの周囲に位置付けられた複数の傾斜磁場コイルを有するＭＲＩシステムと、ＭＲ画像を獲得するために、パルスモジュールによって制御されてＲＦ信号をＲＦコイルアセンブリに送信するＲＦトランシーバシステムおよびＲＦスイッチとを含む。ＭＲＩ装置はまた、複数の３次元（３Ｄ）ＭＲデータセットを獲得し、複数の３Ｄ  ＭＲデータセットに基づいて、複数の周波数画像を生成するようにプログラムされたコンピュータを含む。各３Ｄ  ＭＲデータセットは、各３Ｄ  ＭＲデータセットごとに異なるオフセット周波数値に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を使用して獲得される。コンピュータはまた、複数の周波数画像を複数の時間領域画像に変換し、複数の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成するようにプログラムされる。
【００３７】
本発明の別の態様により、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の方法は、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、異なる中心周波数を決定するステップと、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得を実行するステップであって、各３Ｄ  ＭＲデータ獲得が、その決定された異なる中心周波数に設定された中心送信周波数および中心受信周波数を有する、ステップと、複数の３Ｄ  ＭＲデータ獲得の各々について、周波数画像を再構成するステップとを含む。方法はまた、再構成された周波数画像に基づいて、複数の時間画像を生成するステップと、複数の時間画像に基づいて、位相画像を生成するステップを含む。
【００３８】
本発明のまた別の態様により、コンピュータ可読記憶媒体は、命令を含むコンピュータプログラムを記憶し、命令は、コンピュータによって実行された場合、コンピュータに、第１の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第１の中心周波数オフセットに等しく設定することと、３Ｄ  ＭＲデータの第１の組を獲得するために、第１の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、第２の３Ｄ  ＭＲ獲得の中心送信周波数および中心受信周波数を第１の中心周波数オフセットとは異なる第２の中心周波数オフセットに等しく設定することとを行わせる。命令はまた、コンピュータに、３Ｄ  ＭＲデータの第２の組を獲得するために、第２の３Ｄ  ＭＲ獲得を実行することと、３Ｄ  ＭＲデータの第１および第２の組の各々について、周波数画像を再構成することと、周波数画像をそれぞれ第１および第２の時間領域画像に変換することと、第１および第２の時間領域画像に基づいて、位相画像を生成することとを行わせる。
【００３９】
本明細書は、最良の形態を含む、本発明を開示するために例を使用し、またいずれかのデバイスまたはシステムを作製および使用し、いずれかの組み込まれた方法を実行することを含め、当業者が本発明を実施することを可能にするためにも例を使用する。本発明の特許性のある範囲は、特許請求の範囲によって定義され、当業者が思い付く他の例も含むことができる。そのような他の例は、それらが特許請求の範囲の文言と異ならない構造的要素を有する場合、またはそれらが特許請求の範囲の文言と実質的には違いがない等価な構造的要素を含む場合、特許請求の範囲内にあることが意図されている。
【符号の説明】
【００４０】
１２  操作者コンソール
１３  入力デバイス
１４  コントロールパネル
１６  表示スクリーン
１８  リンク
２０  コンピュータシステム
２０ａ  バックプレーン
２２  画像プロセッサモジュール
２４  ＣＰＵモジュール
２６  メモリモジュール
３２  システムコントロール
３２ａ  バックプレーン
３４  高速シリアルリンク
３６  ＣＰＵモジュール
３８  パルス発生器モジュール
４０  シリアルリンク
４２  勾配増幅器
４４  生理的獲得コントローラ
４６  スキャンルームインタフェース回路
４８  患者位置決めシステム
５０  傾斜磁場コイルアセンブリ
５２  磁石アセンブリ
５４  分極磁石
５６  全身ＲＦコイル
５８  トランシーバ
６０  ＲＦ増幅器
６２  送信／受信スイッチ
６４  前置増幅器
６６  メモリモジュール
６８  アレイプロセッサ
【図１】
2013215568.tif 000007
【図２】
2013215568.tif 000008
【図３】
2013215568.tif 000009
【図４】
2013215568.tif 000010
【外国語明細書】
2013215568000001.pdf