(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲＡ画像を収集するためのＭＲＩ装置であって、偏向用磁場を印加するようにマグネット（５４）のボアの周りに配置させた複数の傾斜コイル（５６）、ＲＦ送受信装置システム（５８）、並びにＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリ（５６）に送信しＭＲ画像を収集させるようにパルスモジュール（３８）により制御を受けるＲＦスイッチ（６２）、を有する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム（１０）と、コンピュータであって、ＳＳＦＰ画像（１６４）とＳ-ＳＳＦＰ画像（１６２）を相次いでいずれかの順序により収集すること、ＳＳＦＰ画像からＳ-ＳＳＦＰ画像（１６２）を差し引くこと（１７２）、前記サブトラクション画像から高いコントラストをもつ画像を再構成すること（１７４）、を行うようにプログラムしたコンピュータと、を備えるＭＲＩ装置。
【請求項２】
Ｓ-ＳＳＦＰ画像の前記収集（１６２）が、造影ボーラスの注入（８４）に時間依存していない、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記コンピュータはさらに、Ｓ-ＳＳＦＰ画像を収集する（１６６）ためにリフォーカシングＳ-信号を備えるパルスシーケンス（１３０）を印加するようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記コンピュータはさらに、サブトラクションの前にＳ-ＳＳＦＰ画像にスケールファクタを適用する（１７０）ようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記コンピュータはさらに、第２のＳ-ＳＳＦＰ画像（１６６）を収集すること、並びに位置合わせ不良アーチファクトが最小となるようにＳ-ＳＳＦＰ画像の選択を可能にすることを行うようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
さらに、αを荷重係数、ＳＳＦＰをＳＳＦＰ画像（１６４）、Ｓ-ＳＳＦＰをＳ-ＳＳＦＰマスク画像（１６２）として、ＭＩＰ＝ＳＳＦＰ−α（Ｓ-ＳＳＦＰ）
に従った最大強度投影（ＭＩＰ）画像を作成するようにプログラムされている、請求項１に記載のＭＲＩ装置。
【請求項７】
コンピュータを有するＭＲＩスキャナ（１０）で使用するためのコンピュータ・プログラムであって、該コンピュータに対して、ＳＳＦＰパルスシーケンス（１３０）を印加してＳＳＦＰデータ組を収集すること（１６４）、Ｓ-ＳＳＦＰパルスシーケンスを印加してＳ-ＳＳＦＰデータ組を収集すること（１６２）、ＳＳＦＰデータ組とＳ-ＳＳＦＰデータ組でサブトラクションを取ること（１７２）、高いバックグラウンド抑制、並びに血管とその他の軟部組織との間で十分なコントラストを有する画像を再構成すること（１７４、１７６）、を行わせるようにプログラムしているコンピュータ・プログラム。
【請求項８】
さらに、第２のＳ-ＳＳＦＰ画像を収集すること（１６６）、サブトラクションで使用するための所望のＳ-ＳＳＦＰ画像を選択すること（１６８）、を行わせている請求項７に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項９】
ＳＳＦＰパルスシーケンス（１３０、１６４）の前記印加が、Ｓ-ＳＳＦＰパルスシーケンス（１３０、１６２）の前に行われている、請求項７に記載のコンピュータ・プログラム。
【請求項１０】
Ｓ-ＳＳＦＰとＳＳＦＰのパルスシーケンス（１３０）の両者の印加は、造影ボーラス注入（８４）に合わせたタイミング調整をしていない、請求項７に記載のコンピュータ・プログラム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
本発明は、全般的には、血液を運ぶための血管の磁気共鳴画像（ＭＲＩ）を収集する改良方法に関し、さらに詳細には、造影ボーラスの動脈相（すなわち、注入直後の期間）での画像収集に時間依存せず、かつ定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）パルスシーケンスを使用しているような、動脈及び静脈の構造を視覚化するように造影後の画像を収集するための方法及び装置に関する。
【０００２】
人体組織などの物質を均一な磁場（偏向用磁場Ｂ0）にかけると、組織中のスピンの個々の磁気モーメントはこの偏向用磁場と整列しようとするが、この周りをラーモアの特性周波数で無秩序に歳差運動することになる。この物質（または組織）に、ｘｙ平面内にありラーモア周波数に近い周波数をもつ磁場（励起磁場Ｂ1）がかけられると、正味の整列モーメント（すなわち、「縦方向磁化」）Ｍzは、ｘｙ平面内に来るように回転させられ（すなわち、「傾けられ（ｔｉｐｐｅｄ）」）、正味の横方向磁気モーメントＭtが生成される。励起信号Ｂ1を停止させた後、励起したスピンにより信号が放出され、さらにこの信号を受信し処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を用いて画像を作成する際には、磁場傾斜（Ｇx、Ｇy及びＧz）が利用される。典型的には、画像化しようとする領域は、使用する具体的な位置特定方法に従ってこれらの傾斜を変更させている一連の計測サイクルによりスキャンを受ける。結果として得られる受信したＮＭＲ信号の組は、ディジタル化され処理され、よく知られている多くの再構成技法のうちの１つを用いて画像が再構成される。
【０００４】
磁気共鳴アンギオグラフィ（ＭＲＡ）は、動脈及び静脈の構造を非侵襲的に評価するために新たに登場したテクノロジーである。静脈内に造影剤を投与することにより、造影強調したＭＲＡに対するこれらの構造の描出能が高まる（特に、目標血管内を造影剤が最初に通過する間（別名、第１通過相または動脈相という）で実施した場合に高くなる）。しかし、微小な血管を造影強調ＭＲＡ技法で撮影するには、画像の空間分解能及び撮影時間を犠牲にする必要がある。一般に、空間分解能が高いほど撮影時間を長くする必要がある。しかし、撮影時間が長くなると、ボーラス持続時間も、長くなった撮影時間に合わせて延長させる必要があるため、動脈で高い信号対ノイズ（Ｓ／Ｎ）を達成する能力が低下する。このことは、ボーラス投与がゆっくりになり得られる造影剤濃度が低くなるため問題である。さらに、収集期間が長くなることにより、静脈の再循環が生じて静脈構造の信号強度が増加してしまう。したがって、最初の造影通過後のデータ収集が延長される（すなわち、長くなる）ことにより、動脈の信号強度が低下するだけでなく、静脈の信号強度が上昇してしまうことになり、この結果、患部血管を視覚化する能力が犠牲となる。
【０００５】
血管の描出を向上させるには、バックグラウンド抑制を利用するのが普通である。ＭＲＡに対するバックグラウンド抑制は、第１通過収集の間に脂肪抑制パルスを印加するか、造影前のマスクを用いてバックグラウンド信号をサブトラクション除去するかのいずれかにより得られる。造影前のマスク画像は、第１通過収集と同一の収集パラメータを有している。造影前のマスク画像内の構造に関する信号強度はすべて、血管構造を除けば第１通過収集の信号強度と同じである。次いで、第１通過画像から造影前のマスクを差し引く（サブトラクション処理する）ことにより、血管構造からの信号のみが得られる。この点は、患者のふくらはぎ部分では微小血管の適正な描出を阻害することが多い脂肪や軟部組織のバックグラウンド量が多いため、ふくらはぎ部分に存在するような微小な血管を撮影する際において特に重要である。しかし、いずれの技法にも問題がある。例えば、脂肪抑制パルスを印加する技法では、良好な磁場均一性に依存し、かつ全体のスキャン時間が長くなる傾向がある。このようにスキャン時間が長くなると、静脈信号への混入や最適以下の動脈信号となる可能性も高まる。マスク・サブトラクションを使用する技法では、マスク収集と造影強調収集の間で患者が大幅に動かないようにすることが必要である。これが満たされないと再構成画像に位置合わせ不良アーチファクトが生じ、この結果、位置がずれた被検体間でサブトラクション処理することによりバックグラウンド抑制が不適切となりアーチファクトが生じることになる。
【０００６】
コヒーレント定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）は、一連のＲＦパルスからの自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号（すなわち、Ｓ+信号）及びスピンエコー信号（Ｓ-信号）を各反復時間（ＴＲ）間隔内でリフォーカシングさせている技法である。０次傾斜モーメントは、各ＴＲ間隔の終端においてゼロになるように累積される。これにより、各無線周波数（ＲＦ）パルスの後で横方向と縦方向磁化が同じ量だけ生成され、画像の利用可能な信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）が上昇する。しかし、この造影収集技法を使用すると脂肪から大きな信号強度が生じ、この信号はフリップ角が上昇しても信号強度があまり低下しない。さらに、組織のコントラストはスピン−スピン緩和時間（Ｔ２）とスピン格子緩和時間（Ｔ１）の比の関数であるため、流体からも大きな信号強度が返ってくる。これに続いて、腹部内臓から大きな信号強度が取得されることになる。この重大な欠点があると、良好な画像を収集できる機会が１回だけに限られるため、コヒーレントＳＳＦＰ収集を第１通過ＭＲＡで使用することができない。さらに、コヒーレントＳＳＦＰ収集では、水からも同様に大きな信号強度が生じる。したがって、小腸、膀胱などからの信号は造影後及び造影前の両方のＳＳＦＰ画像で依然として大きく、腹部や骨盤部の血管を撮影するための応用が制限される。これらの構造からの動きは予測不可能であり、またかなり不規則であるため、サブトラクションによりこれらの構造からの信号を効果的に抑制することができない。
【０００７】
一方、コヒーレントＳＳＦＰ画像では、従来の造影強調ＭＲＡで使用しているような従来の傾斜エコー画像と比べてより大きな画像Ｓ／Ｎが得られる。ＳＳＦＰのこうしたＳ／Ｎの改善により、従来の造影強調ＭＲＡ法を使用すると疾患が過大評価されることが多い狭窄部位や内膜病変で見られるような流れの低速化や不通を有する血管の描出能も改善させることができる。このため、造影前のマスク画像を使用する必要がなく、したがって造影ボーラスの投与を基準とした時間に影響されないだけでなく、ボーラスの動作に関する同じ時間的配慮のために空間的制約を受けることがないような、ＭＲＡ応用でＳＳＦＰの使用を最大限にするための技法（または、一連の技法）があることが望ましい。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明は、高いバックグラウンド抑制を有すると共に、血管と、脂肪、筋肉、骨髄、流体などの隣接する軟部組織との間で十分なコントラストを有する画像が生成されるようにＳＳＦＰパルスシーケンスを使用してＭＲ画像を収集するための、上述の問題点を解決しているシステム及び方法に関する。
【０００９】
コヒーレントＳＳＦＰ技法では、血液、水及び脂肪に対する信号強度を大きくした収集が得られることが知られているため、本発明は、動いている血液を備える構造が比較的低い信号強度を有しているような追加的なＳ-ＳＳＦＰ収集を伴う収集を反復させることにより、この成果を利用していることになる。Ｓ-ＳＳＦＰ収集とは、後続のＲＦパルスによりリフォーカシングを受けているＦＩＤからの信号のみを収集しているような非コヒーレント定常技法である。したがって、組織コントラストは、Ｔ２の関数であると共に、コヒーレントＳＳＦＰ信号と同じ信号強度特性を有している。異なる点は、ＦＩＤをスポイルしていることにより、リフォーカシングされたエコーはフロー関連のデフェージングに極めて敏感であり、このため血管構造内に暗信号（ｄａｒｋ  ｓｉｇｎａｌ）が生ずることである。ＳＳＦＰ画像からＳ-ＳＳＦＰ画像を差し引くことにより、動脈及び静脈構造で優先的に大きな画像Ｓ／Ｎを得ることができる。このことは、両画像が造影剤の第１通過後かなりの時間経ってから収集されている場合であっても有効である。さらに、動脈・静脈信号の画像Ｓ／Ｎは、従来の傾斜エコー技法を造影剤投与後の同じ遅延時刻で実施して使用した際に見られるＳ／Ｎと比べかなり大きくなる。
【００１０】
さらに、Ｓ-ＳＳＦＰ画像では血液暗表示（ｂｌａｃｋ−ｂｌｏｏｄ）画像コントラストにより血管構造からの信号が比較的小さいため、Ｓ-ＳＳＦＰ画像にスケールファクタ（すなわち、重み付け）を適用し血管の識別性を改善させるとバックグラウンド抑制の改善を実現することができる。この技法は、血管の病変（特に、ふくらはぎから下大静脈、右心室を通り肺動脈にまで及ぶ広範囲の解剖領域にわたって生じる可能性があるような下肢の深部静脈血栓形成症などの静脈血管疾患）に対するスクリーニングに特に有用である。
【００１１】
こうした技法を使用する利点は多数ある。利点の１つとしては、画像Ｓ／Ｎが従来の傾斜エコー画像と比べて高いことがある。別の利点としては、マスク及びＳＳＦＰ画像は、相次いで（ｂａｃｋ−ｔｏ−ｂａｃｋで）収集することができるため、患者はごく短時間だけ動かないようにしていればよく、これにより、空間的位置合わせ不良アーチファクトの発生が大幅に低下する。さらに、ＭＲＡ画像は造影剤の第１通過後で十分に取得することができるため、動脈及び静脈構造の描出能はより高い空間分解能を有するように改善される。こうした遅延イメージングにより、主たるアンギオグラフィのシーケンスがうまく行かなかった場合のための信頼性が高いバックアップ・シーケンスが提供される。
【００１２】
本発明の一態様では、ＭＲイメージング技法は、造影ボーラスを患者内に注入すること、次いで一連のＲＦパルスからのリフォーカシングＳ-信号を備えるパルスシーケンスを、造影ボーラスが注入された時点とは無関係なある時点で患者内の所望のＦＯＶに印加すること、を含んでいる。本技法は、Ｓ-ＳＳＦＰマスク画像とＳＳＦＰ画像の両方を収集すること、次いで、ＳＳＦＰ画像からＳ-マスク画像を差し引くことを含む。マスク画像は主要なＳＳＦＰ画像を収集する前または後のいずれかで収集することができ、また別法として、患者の動きの影響を最小限にするため、このマスク画像は主要なＳＳＦＰ画像の収集前と収集後の両方で収集することもできる。後者の場合では、システムまたはオペレータのいずれかにより、イメージング処理のサブトラクション部分で使用するのにより適当な方のマスク画像を選択することができる。随意選択として、スケールファクタをマスク画像に適用し、バックグラウンド組織抑制をさらに改善させることができる。傾斜エコー・パルスシーケンスを従来から周知の第１通過ＭＲＩ技法に従って印加してより大きな動脈血管を視覚化し、次いでＳＳＦＰシーケンスを印加してより微小な血管を視覚化しているような複合方式も開示している。
【００１３】
本発明の別の態様では、ＭＲアンギオグラフィ（ＭＲＡ）画像を収集するためのＭＲＩ装置は、ＲＦ送受信装置システムと、偏向用磁場を印加するためにマグネットのボアの周りに配置した複数の傾斜コイルとを有する磁気共鳴イメージング・システムを含む。ＲＦスイッチは、ＭＲ画像を収集するためにＲＦ信号をＲＦコイル・アセンブリに送信させるようにパルスモジュールにより制御を受ける。コンピュータは、ＳＳＦＰ画像及びＳ-ＳＳＦＰ画像を収集するようにプログラムされている。どちらの画像を最初に収集してもよいこと、並びに、好ましくは、これらの画像は、患者の動きに伴う空間的位置合わせ不良アーチファクトを減少させるように、互いの間の時間差が最小になるようにして収集すること、に留意されたい。次いでコンピュータは、ＳＳＦＰ画像からＳ-ＳＳＦＰマスク画像を差し引き、このサブトラクション画像から、コントラストが大きくかつ十分にバックグラウンド抑制された画像を再構成させている。この技法は、２Ｄ画像と３Ｄボリューム収集の両方に対して等しく適用できる。
【００１４】
本発明のさらに別の態様は、コンピュータで実行させた際にコンピュータに対して、ＳＳＦＰパルスシーケンスを印加してＳＳＦＰ画像を収集すること、並びにＳ-ＳＳＦＰパルスシーケンスを印加してＳ-ＳＳＦＰ画像を収集することを行わせるような命令セットを有しているコンピュータ・プログラムを含む。次いで、Ｓ-ＳＳＦＰをＳＳＦＰ画像から差し引き、バックグラウンド抑制が大きく、かつ血管と、脂肪、筋肉、骨髄、流体、その他の軟部組織などのバックグラウンドとの間で十分なコントラストをもつような画像を再構成させている。
【００１５】
この技法により、遅延期間内で、すなわち造影剤投与に続く「準定常状態（ｑｕａｓｉ−ｓｔｅａｄｙ−ｓｔａｔｅ）」において、動脈及び静脈構造を撮影することが可能となる。従来のＭＲ技法と異なり、マスク画像は任意の時刻に収集することができ、また造影剤の投与時刻に依存しない。この技法はさらに、大きな血管を画像化するには傾斜エコー・パルスシーケンスを用いている従来の第１通過ＭＲＡとも組み合わせることができ、一方より微小な、すなわちより末端の血管を視覚化するにはＳＳＦＰシーケンスを使用することができる。
【００１６】
本発明のその他の様々な特徴、目的及び利点は、以下の詳細な説明及び図面より明らかとなろう。
【００１７】
【発明の実施の形態】
図面では、本発明を実施するように目下のところ企図されている好ましい実施の一形態を図示している。
【００１８】
図１を参照すると、本発明を組み込んでいる好ましいＭＲＩシステム１０の主要コンポーネントを表している。本システムの動作は、キーボードその他の入力デバイス１３、制御パネル１４及びディスプレイ１６を含むオペレータ・コンソール１２から制御を受けている。コンソール１２は、オペレータが画像の作成及びスクリーン１６上への画像表示を制御できるようにする独立のコンピュータ・システム２０と、リンク１８を介して連絡している。コンピュータ・システム２０は、バックプレーン２０ａを介して互いに連絡している多くのモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像プロセッサ・モジュール２２、ＣＰＵモジュール２４、並びに当技術分野でフレーム・バッファとして知られている画像データ・アレイを記憶するためのメモリ・モジュール２６が含まれている。コンピュータ・システム２０は、画像データ及びプログラムを記憶するためにディスク記憶装置２８及びテープ駆動装置３０とリンクしており、さらに高速シリアル・リンク３４を介して独立のシステム制御部３２と連絡している。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、光学読取り棒、音声制御器、その他同様のデバイスを含むことができ、また入力デバイス１３は、対話式の幾何学的指定をするために使用することができる。
【００１９】
システム制御部３２は、バックプレーン３２ａにより互いに接続させたモジュールの組を含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール３６や、シリアル・リンク４０を介してオペレータ・コンソール１２に接続させたパルス発生器モジュール３８が含まれる。システム制御部３２は、実行すべきスキャン・シーケンスを指示するオペレータからのコマンドをリンク４０を介して受け取っている。パルス発生器モジュール３８は、各システム・コンポーネントを動作させて所望のスキャン・シーケンスを実行させ、発生したＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示しているデータを発生させている。パルス発生器モジュール３８は、スキャン中に発生させる傾斜パルスのタイミング及び形状を指示するために、１組の傾斜増幅器４２と接続させている。パルス発生器モジュール３８はさらに、患者に接続した多数の異なるセンサからの信号（例えば、患者に装着した電極からのＥＣＧ信号）を受け取っている生理学的収集制御器４４から患者データを受け取っている。また最終的には、パルス発生器モジュール３８はスキャン室インタフェース回路４６と接続させており、スキャン室インタフェース回路４６はさらに、患者及びマグネット系の状態に関連する様々なセンサからの信号を受け取っている。このスキャン室インタフェース回路４６を介して、患者位置決めシステム４８はスキャンの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っている。
【００２０】
パルス発生器モジュール３８が発生させる傾斜波形は、Ｇx増幅器、Ｇy増幅器及びＧz増幅器を有する傾斜増幅器システム４２に加えられる。各傾斜増幅器は、収集した信号の空間的エンコーディングに使用する磁場傾斜を生成させるために一般に指定されるようなアセンブリ内の対応する物理的傾斜コイル５０を励起させている。傾斜磁場コイル・アセンブリ５０は、偏向用マグネット５４及び全身用ＲＦコイル５６を含んでいるマグネット・アセンブリ５２の一部を形成している。システム制御部３２内の送受信器モジュール５８は、ＲＦ増幅器６０により増幅を受け送信／受信スイッチ６２によりＲＦコイル５６に結合しているパルスを発生させている。患者内の励起された原子核が放出して得た信号は、同じＲＦコイル５６により検知し、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合させることができる。増幅されたＭＲ信号は、送受信器５８の受信器部分で復調され、フィルタ処理され、さらにディジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス発生器モジュール３８からの信号により制御し、送信モードではＲＦ増幅器６０をコイル５６と電気的に接続させ、受信モードでは前置増幅器６４を電気的に接続させる。送信／受信スイッチ６２によりさらに、送信モードと受信モードのいずれに関しても同じ単独のＲＦコイル（例えば、表面コイル）を使用することが可能となる。
【００２１】
ＲＦコイル５６により取り込まれたＭＲ信号は送受信器モジュール５８によりディジタル化され、システム制御部３２内のメモリ・モジュール６６に転送される。スキャンが完了すると、未処理のｋ空間データのアレイがメモリ・モジュール６６に収集されている。以下でより詳細に説明することにするが、この未処理のｋ空間データは、各画像を再構成させるように別々のｋ空間データ・アレイの形に配列し直している。さらに、これらの各々は、データをフーリエ変換して画像データのアレイに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に送られ、コンピュータ・システム２０において画像データはディスク記憶装置２８内に記憶される。この画像データは、オペレータ・コンソール１２から受け取ったコマンドに応じて、テープ駆動装置３０上にアーカイブしたり、画像プロセッサ２２によりさらに処理してオペレータ・コンソール１２に伝達したりディスプレイ１６上に表示させたりすることができる。
【００２２】
本発明は、ＭＲ画像を取得するための上記で参照したＭＲシステム、あるいは同様の任意のシステムや同等のシステムでの使用に適した方法及びシステムを含む。本発明はアンギオグラフィ（ＭＲＡ）で特に有用な信号対雑音比（Ｓ／Ｎ）を高めるような方式でコヒーレント定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）のＭＲデータ収集を利用している。当業者であれば、ＳＳＦＰ収集とは、すべての信号（ＦＩＤ、リフォーカシングされたエコー）が各ＴＲ間隔でリフォーカシングされている、すなわちそのコヒーレンスが維持されているようなコヒーレントなＳＳＦＰ収集を含意していると見なすのが通常である。このことは、傾斜エコーなどの非コヒーレントＳＳＦＰ技法では、ＦＩＤ信号（すなわち、Ｓ+信号）をリフォーカシングし、一方リフォーカシングされたＦＩＤ信号（すなわち、Ｓ-信号）はクラッシュまたはデフェージングしていることと対照的である。逆に、Ｓ-信号を発生させるには主要なＳ+信号をクラッシュまたはデフェージングさせることが必要である。クラッシュを要するため、すなわち定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）信号の一成分が確実に非コヒーレントとなるため、Ｓ+とＳ-の信号生成は、通常非コヒーレントＳＳＦＰ技法と呼ばれるＳＳＦＰ技法のうちの１つの下部分類と見なされる。
【００２３】
図２を参照すると、従来のＭＲＡ収集技法７０は、造影前のマスク画像７２を時刻ｔ１で収集し、これに続いて時刻ｔ２において造影ボーラス７４を投与することを含む。動脈のみデータ７６は、造影ボーラスが患者の動脈を通過し終わるか、通過中であってまだ静脈血管には到達していないような時刻である時刻ｔ３において収集する。周知のように、造影剤の投与により、造影剤の第１通過の間で動脈血管の画像Ｓ／Ｎ比が上昇しＭＲＡスクリーニング技法を向上させることができる。したがって、この従来のＭＲＡ収集では、動脈収集７６と造影剤の注入７４との間の時間間隔（すなわち、ｔ３−ｔ２）が重要となる。次いで、造影剤が血管構造全体にわたって均一に分布した後の全体的に動脈及び静脈構造を含んでいる第３のＭＲ画像７８に対するデータを時刻ｔ４において収集する。次いで、この動脈・静脈収集７８から動脈収集７６を差し引いて静脈のみの画像を収集することができる。同様に、動脈画像と動脈・静脈画像との両方から造影前のマスク収集７２から得たマスク画像を差し引くことにより、バックグラウンド構造を除去することができる。このＭＲＡ技法は十分に機能するが、欠点も幾つかある。例えば、画像の位置合わせ不良を回避するためには、この技法中で許容できる動きは極めて僅かなものとなる。すなわち、時刻ｔ１から時刻ｔ４までの間、患者は極めて静止したままにしている必要があり、収集７２、７６及び／または７８の間で何らかの動きがあると手順全体を繰り返さねばならなくなることがあり得る。しかし、この手順では造影剤が必要となるため、患者の系内から造影剤が消失するまで待つのにかなりの時間がロスされる。さらに、この手順を困難としていることに、幾つかの造影剤では長い時間経たないと再投与することができないことがある。
【００２４】
図３は、図２を参照しながら説明した従来の傾斜エコー技法を使用した際に得られる場合と比べてＳ／Ｎ比を大幅に高くした動脈・静脈信号に関する画像を提供することにより、動脈及び静脈の血管疾患に対するスクリーニングを大幅に改良したＭＲＡ収集８０を表したものである。図３の技法は、動脈画像再構成のためのみに使用する造影前のマスク画像８２を時刻ｔ１で収集し、続いて時刻ｔ２において造影剤ボーラス８４を投与することを含む。図２の従来のＭＲＡ収集７０における動脈収集７６と同様に、造影剤８４の第１通過の間でｔ３において動脈構造を観察するためのデータが収集（８６）される。しかし、動脈・静脈データ８８の収集は、動脈のみ収集８６の後の任意の時刻で行うことができる。換言すると、動脈・静脈収集８８では、別々にマスク画像を収集しているため、その前の収集と時間的及び空間的な依存性がない。
【００２５】
図４及び５を参照しながらさらに説明することにするが、本発明は、一連のＲＦパルスからのスピンエコー（すなわち、Ｓ-信号）をリフォーカシングさせている非コヒーレント定常自由歳差運動（ＳＳＦＰ）として知られる技法を使用している。このＳ-パルスシーケンスを用いて時刻ｔ４においてＳ-マスク９０を作成し、続いて時刻ｔ５において標準のＳＳＦＰ収集９２を行っている。この具体的な実施形態において動脈・静脈画像を再構成するには収集９０及び９２だけで十分であるが、時刻ｔ６において第２のＳ-マスク９４を収集している。複数のＳ-マスク画像を収集する際には、位置合わせ不良アーチファクトを最小にするようなマスク画像を選択してＳＳＦＰ収集９２から差し引いている。ＳＳＦＰ収集９２は第１のＳ-マスク収集９０の前に行っていることにも留意されたい。したがって、動脈・静脈収集８８は、Ｓ-マスク９０及びＳＳＦＰ収集９２を含む場合、ＳＳＦＰ収集９２及びＳ-マスク収集９４を含む場合、あるいはＳ-マスク収集９０、ＳＳＦＰ収集９２及びＳ-マスク収集９４を含む場合があり得る。当業者であれば理解するであろうように、収集９０、９２及び／または９４は、ｔ４、ｔ５及び／またはｔ６の間の時間差を最小にするようにして実施し、これにより患者に静止を保たせる時間を最小にすることが好ましい。さらに、収集９０、９２及び／または９４は、互いの間の時間差を最小にしている限りにおいて、任意の順序及び組み合わせにより収集することができる。さらに、動脈・静脈収集８８は、ｔ３において動脈のみ画像８６を収集した後の任意の時刻で実施することができ、したがって、時刻ｔ１、ｔ２及び／またはｔ３に対する時刻依存がない。
【００２６】
図４は、ＳＳＦＰ画像を作成するためのＳＳＦＰ収集に使用されるパルスシーケンス１００を表している。パルスシーケンス１００は、あるＲＦパルス１０２から次のパルス１０４までの時間である反復時間ＴＲを有している。このＳＳＦＰ画像収集技法では、正の読み出し傾斜１０８と一致するＭＲデータ収集１０６の間でＭＲデータを収集している。負の読み出し傾斜１１０、１１２は正の読み出し傾斜１０８の両側に位置させ、これら一連のＲＦパルス１０２、１０４からの自由誘導減衰（ＦＩＤ）（すなわち、Ｓ+信号）と、スピンエコー（すなわち、Ｓ-信号）とがリフォーカシングされるようにしている。ＳＳＦＰ画像の収集では、コヒーレントＳＳＦＰ信号を発生させるための必要な条件の１つであると共にすべての傾斜軸に対して当てはまるようにするため、正及び負の読み出し傾斜の下側の面積の和がゼロとなっていることに留意されたい。ＲＦパルス１０２、１０４はそれぞれ、スライス選択傾斜１１４、１１６と一致している。スライス・エンコード傾斜１２２は各スライス選択傾斜１１４、１１６の後に続いており、またリフェージング用スライス・エンコード傾斜１２４は各パルスエンコード傾斜１１４、１１６に先行している。スライス・エンコード傾斜１２２及びリフェージング用スライス・エンコード傾斜１２４は共に、スライス選択傾斜１１４及び１１６の面積を補償するだけの必要な傾斜面積を含んでおり、各ＴＲ間隔内の正味の面積（０次傾斜モーメント）がゼロであることに留意されたい。同じことが位相エンコード傾斜１１８とリフェージング用位相エンコード傾斜１２０に関しても成り立つ。位相エンコード軸に沿った正味の傾斜面積も各ＴＲ間隔内ではゼロとなる。このＳＳＦＰデータ収集を用いて再構成した画像は、信号強度が大きい血液、水、脂肪などの軟部組織を表している。
【００２７】
図４ではＳＳＦＰ画像用のデータを収集するためのパルスシーケンスを表しているが、図５はＳ-ＳＳＦＰマスク画像用のデータを収集するためのパルスシーケンス１３０を表している。反復時間ＴＲがＲＦパルス１３２及び１３４の位置で規定されるとして、ＦＩＤからの信号は正の傾斜ローブ１４８によりクラッシュ（すなわち、デフェージング）されるためＳ-信号のみを含むようなＭＲデータがＭＲ収集期間１３６において収集される。この点が、図４のパルスシーケンス１００の場合と異なる。スライス選択傾斜１３６、１３８、並びにスライス・エンコード傾斜１４０、１４２及び位相エンコード傾斜１４４、１４６はいずれも図４の場合と同様な配置であるが、読み出し傾斜は極端に異なっている。すなわち、Ｓ-信号を収集するために、第１の正の読み出し傾斜１４８を印加してＲＦパルス１３２から切り離されたＦＩＤ信号（すなわち、Ｓ+信号）をデフェージングさせる。Ｓ-信号からのエコー（通常はＲＦパルス１３４の直前に形成される）は負の傾斜ローブ１５２によりデフェージングされ、読み出し傾斜１５０の間にエコー１３６が再形成される。ＲＦパルス１３４は、ＲＦパルス１３２からのクラッシュされたＦＩＤにより次のＴＲ間隔でＳ-信号を形成させるリフォーカシングＲＦパルスの役割を果たしている。負の読み出し１５２は第１の正の読み出し傾斜１４８と同じ面積であり、これらの面積の各々は読み出し傾斜１５０の面積の半分に等しい。正の読み出し傾斜は２つあり負の読み出し傾斜が１つであるためこれらの面積の和は相殺されることがなく、Ｓ-信号が保全され収集が可能となる。Ｓ-信号（すなわち、スピンエコー）は、ＲＦ周期の終端に位置する弧１５４で表している。この位置は、外部から印加される傾斜が何もない場合にＳ-信号が通常形成される位置であることに留意されたい。次いで、傾斜ローブ１５２によりＳ-信号エコーを移動させてＴＲ間隔の終端位置ではなくＴＲ間隔の範囲内に形成されるようにする。Ｓ-ＳＳＦＰ収集により得られる画像では、動きのある血液を伴う構造がフロー関連のデフェージングにより低下した信号強度を有することになる。Ｓ-ＳＳＦＰ画像をＳＳＦＰ画像から差し引くことによりＳＳＦＰ収集から血液、水及び脂肪に対して大きな信号強度が得られるため、動脈及び静脈の構造に対するＳ／Ｎ比が大きい画像が得られる。静脈信号の画像Ｓ／Ｎは、従来の傾斜エコー技法を用いて得られるＳ／Ｎと比べてかなり大きくなる。これらの画像は、深部の静脈血栓形成などの静脈血管疾患のスクリーニングに対して膨大な可能性を有している。
【００２８】
Ｓ-ＳＳＦＰ画像では血液暗表示画像コントラストにより血管構造からの信号が小さいため、Ｓ-ＳＳＦＰ画像に対してスケールファクタを適用することにより良好なバックグラウンド抑制を実現することができる。さらに、３Ｄボリューム収集により最大強度投影（ＭＩＰ）画像を再構成させることにより、従来達成されているよりも極めて大きな静脈描出能をもつ画像が提供される。このサブトラクションは、次式により実現することが好ましい。
【００２９】
Ｓｕｂｔｒａｃｔｅｄ＿ＭＲＡ＝ＳＳＦＰ−α（Ｓ-ＳＳＦＰ）    （式１）ここで、αはバックグラウンドの静止組織に対するより良好な相殺に影響を及ぼすスケールまたは荷重係数である。この荷重係数は、試行錯誤により決定する。αの値を増加させるとより良好なバックグラウンド組織サブトラクションが得られる。しかし、αの値が大きくなると、αの値によりマスク画像内のノイズも増幅させることになるのでサブトラクション画像内のノイズも上昇する。実用上最も有用な画像を生成するとされる荷重係数の範囲は１．０〜１．５である。
【００３０】
図６はＭＲ画像を収集する際の好ましい技法を表している流れ図である。こうしたスキャンの１つを開始させた時点（１６０）で、造影ボーラスを患者内に注入し終えた後に、患者内の所望の撮影領域（ＦＯＶ）に一連のＲＦパルスからのリフォーカシングＳ-信号を備えるパルスシーケンスを印加する。所望のＦＯＶに対するＳ-ＳＳＦＰマスク画像が収集され（１６２）、実施の一形態では、これを第１のマスク画像として示す。この処理は次に、コヒーレントＳＳＦＰの３Ｄデータ組を収集してＳＳＦＰ画像を再構成させること（１６４）を含む。ＳＳＦＰ画像に関するデータ組を収集した後、随意選択として第２のマスクを収集すること（１６６）ができる。すなわち、第２のＳ-ＳＳＦＰ・３Ｄデータ組を収集することができ、次いでこの技法は、どちらのＳ-マスク画像が位置合わせ不良アーチファクトを最小にするかを選択する（１６８）。選択したマスク１７０に対する重みを選択した後、重み付けしたマスク・データ組をＳＳＦＰデータ組から差し引く（１７２）。次いで、サブトラクション処理したデータ組から最大強度投影（ＭＩＰ）画像を作成すること（１７４）ができ、ブロック１７６においてＭＲＡ収集が終了する。
【００３１】
図３に戻ると、本技法は、動脈のみ画像を再構成するためのマスク画像を、造影ボーラスを注入する前の開始時点で収集すること、次いで造影ボーラスの第１通過の間に動脈のみ画像を収集すること、を含んでいる。次いで、動脈のみマスク画像を動脈のみ画像から差し引くことができる。この方式では、サブトラクション処理した動脈画像は動脈構造を視覚化するために使用することができ、サブトラクション処理したＳＳＦＰ画像は静脈構造を最良に視覚化するために使用することができる。この点において、この複合方式では、大動脈−腸骨動脈の領域を視覚化するために従来の傾斜エコー・パルスシーケンスを使用している第１通過ＭＲＡと、より末梢の血管を視覚化するためのＳＳＦＰシーケンスとを組み合わせている。しかし、この技法は任意の解剖領域に対する高空間分解能の画像を作成するために利用することができる。記載した技法は、動脈構造と静脈構造の両方を高空間分解能で描出できるような汎用の収集技法である。本技法は、動脈狭窄が疑われる領域に対する後日の検査や、静脈血栓形成（特に、より遠くの末梢脈管構造にある場合）に対するスクリーニング及び領域の位置特定のために利用することができる。
【００３２】
ここで図７〜１１を参照すると、記載した様々な画像技法による同じ対象に対する多数の画像を示している。図７は、図４のＳＳＦＰ収集を用いて再構成したＳＳＦＰ画像を表している。このＳＳＦＰ画像で示すように、筋肉は暗く表示されており脂肪及び骨は極めて大きな強度で表示されている。しかし、血管（特に、血管構造）は明るくなっているが、皮下脂肪や骨髄からの大きな信号強度がその下にあるため明瞭に画定されていない。図８は、脂肪及び骨髄をそのまま比較的明るく保った状態で血管信号を著しく低下させたＳ-ＳＳＦＰ画像を表している。図９は、α＝１．２の重みで重み付けしたサブトラクション後の画像を表している。図に示すように、脂肪は大幅に低減されており、血管間での極めて暗いバックグラウンドに対するコントラストが大幅に改善される。図９が３Ｄボリューム収集からのあるスライスに関する画像とすると、図１０及び１１は、３Ｄボリューム収集により最大強度投影（ＭＩＰ）を用いて処理した後の一連のＳＳＦＰ画像を表している。図１０は、単にＳＳＦＰ・３Ｄデータ組からのＭＩＰを表している。軟部組織はそのまま極端に明るい状態で表示されており、動脈構造及び静脈構造の適正な描出を乱している。図１１は、先ずＳＳＦＰ・３Ｄデータ組からＳ-ＳＳＦＰデータ組を差し引いた後に再構成させたＭＩＰ画像を表している。図１１は、動脈構造と静脈構造の両方の描出能に関する著しい改善を示している。
【００３３】
したがって、本発明は、患者内に造影剤ボーラスを注入し、次いでしばらくした後、一連のＲＦパルスからのリフォーカシングＳ-信号を備えるパルスシーケンスを患者内の所望のＦＯＶに印加することを含んでいるＭＲイメージング技法を含む。本技法は、所望のＦＯＶに対するＳ-ＳＳＦＰマスク画像及びＳＳＦＰ画像を収集することを含む。どちらの画像の場合も、先ず前の画像を収集し続いて直ぐにもう一方を収集することができ、これにより、画像位置合わせ不良を回避できる。本技法は、ＳＳＦＰ画像からＳ-マスク画像を差し引くことを含む。
【００３４】
本技法は、ＳＳＦＰ画像からＳ-マスク画像を差し引く前にＳ-マスク画像にスケールファクタを適用することを含むことが好ましい。画像を再構成する場合には、静脈構造を最良に描出させるために最大強度投影画像を作成することが好ましい。本発明は、その所望ＦＯＶが（患者のふくらはぎ部分の診断で特に困難であるような）深部の静脈血栓形成などの静脈血管疾患をスクリーニングするための微小血管の組を有する部位を含んでいるようなＭＲアンギオグラフィにおいて特に有用である。画像収集が高速であるため、膝より上の表在の大腿静脈、腸骨静脈、下大静脈、右心室及び肺動脈を通る深部の静脈血栓に対するスクリーニングも可能となる。肺動脈内への血栓の拡大（別名、肺動脈塞栓症ともいう）は、生命を危うくすることがあるため深部の静脈血栓に関する重要な臨床的合併症である。別の応用では、図３の従来のＭＲＡ収集７２及び７６に続いて高空間分解能の画像を収集するようにできる。最初のスクリーニングにより動脈狭窄の可能性がある領域が発見された場合、上述した技法を用いて空間分解能が高い遅延収集を実施することができる。狭窄の程度は高空間分解能画像からより適正に評価でき、診断の正診率を高めることができる。この技法は、例えば、潜在的な病変（すなわち、狭窄や内膜病変）の検出に関する診断の信頼性を高めるためや、臨床事例の概ね１０％で生じているような診断不能や造影強調ＭＲＡの失敗に続く追加の選択肢の役割を果たすための補助として、従来の造影強調ＭＲＡを補完することが可能である。
【００３５】
上に示したように、Ｓ-マスク画像の収集は、ＳＳＦＰ画像の収集前または収集後のいずれにおいても行うことができ、造影ボーラスの注入からの経過時間に依存しない。本技法はまた、所望のＦＯＶに対する第２のＳ-マスク画像を収集し、次いで２枚（または２枚以上）のＳ-マスク画像のうちどの画像が位置合わせ不良アーチファクトを最小にするかを選択し、次いでこの選択したＳ-マスク画像をＳＳＦＰ画像から差し引くことを含んでいる。
【００３６】
本発明は、新規の複合方式を生成させるように第１通過ＭＲＡで使用することができる。すなわち、上述の技法は造影ボーラス注入前に動脈のみマスク画像を収集し、次いで造影ボーラスの第１通過の間で造影ボーラス注入後であってＳＳＦＰ及びＳ-マスク画像を収集する前であるような所望の時点で動脈画像を収集することを含むことができる。次いで、動脈のみマスク画像は動脈画像から差し引いて、動脈構造のみのＭＲ画像を作成することができる。
【００３７】
この技法は、図１を参照しながら説明したようなＭＲＩで実施することができる。次いで、こうしたシステムのコンピュータは、ＳＳＦＰ画像とＳ-ＳＳＦＰ画像をいずれかの順序で相次いで収集するようにプログラムされている。このコンピュータはＳＳＦＰ画像からＳ-画像を差し引き、次いでサブトラクション画像からコントラストが高い画像を再構成するようにプログラムされている。コンピュータはさらに、Ｓ-画像とＳＳＦＰ画像を、これらの収集の時間差を最小にするようにして収集し、位置合わせ不良アーチファクトを低下させるようにプログラムされている。コンピュータは、随意選択では、スケールファクタを適用すること、あるいはオペレータの介在により様々なスケールファクタの試行錯誤ができるようにすること、を行うようにプログラムされている。
【００３８】
本発明はさらに、コンピュータに対して、ＳＳＦＰパルスシーケンスを印加してＳＳＦＰ画像を収集すること、並びにＳ-ＳＳＦＰパルスシーケンスを印加してＳ-ＳＳＦＰ画像を収集することを実行させているコンピュータ・プログラムの形で実現することができる。次いで、このプログラムは、コンピュータに対して、画像間のサブトラクションを取ること、並びにバックグラウンド抑制が大きく、かつ血管と、脂肪、筋肉、骨髄などのこれ以外の軟部組織の間で十分なコントラストを有する画像を再構成すること、を実行させている。当業者であれば、このコンピュータ・プログラムがさらに上述した以外のステップ及び／または動作を実行することもできることを容易に理解するであろう。
【００３９】
本発明を好ましい実施形態について記載してきたが、明示的に記述した以外に、本特許請求の範囲の域内で等価、代替及び修正が可能であることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明で使用するためのＮＭＲイメージング・システムの概略ブロック図である。
【図２】従来技術のＭＲＡ収集を表すタイミング図である。
【図３】本発明によるＭＲＡ収集を表すタイミング図である。
【図４】図３のＭＲＡ収集で使用されるような１つのＭＲイメージング・パルスシーケンスのタイミング図である。
【図５】図３のＭＲＡ収集で使用されるような別のＭＲイメージング・パルスシーケンスのタイミング図である。
【図６】本発明で利用される技法の好ましい実施の一形態を表す流れ図である。
【図７】対象に関する様々な画像収集技法を使用した画像である。
【図８】対象に関する様々な画像収集技法を使用した画像である。
【図９】対象に関する様々な画像収集技法を使用した画像である。
【図１０】対象に関する様々な画像収集技法を使用した画像である。
【図１１】対象に関する様々な画像収集技法を使用した画像である。
【符号の説明】
１０  ＭＲＩシステム
１２  オペレータ・コンソール
１３  入力デバイス
１４  制御パネル
１６  スクリーン、ディスプレイ
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
２８  ディスク記憶装置
３０  テープ駆動装置
３２  システム制御部
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  傾斜増幅器
４４  生理学的収集制御器
４６  スキャン室インタフェース回路
４８  患者位置決めシステム
５０  傾斜コイル、傾斜磁場コイル・アセンブリ
５２  マグネット・アセンブリ
５４  偏向用マグネット
５６  ＲＦコイル
５８  送受信器モジュール
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
７０  従来のＭＲＡ収集技法
７２  造影前のマスク収集
７４  造影ボーラス、造影剤
７６  動脈のみデータ、動脈収集
７８  動脈・静脈収集、第３のＭＲ画像
８０  改良したＭＲＡ収集
８２  造影前のマスク画像
８４  造影剤ボーラス
８６  動脈のみ収集
８８  動脈・静脈データ収集
９０  Ｓ-マスク
９２  標準ＳＳＦＰ収集
９４  第２のＳ-マスク
１００  ＳＳＦＰ収集のパルスシーケンス
１０２  ＲＦパルス
１０４  ＲＦパルス
１０６  ＭＲデータ収集
１０８  正の読み出し傾斜
１１０  負の読み出し傾斜
１１２  負の読み出し傾斜
１１４  スライス選択傾斜
１１６  スライス選択傾斜
１１８  位相エンコード傾斜
１２０  リフェージング用位相エンコード傾斜
１２２  スライス・エンコード傾斜
１２４  リフェージング用スライス・エンコード傾斜
１３０  Ｓ-ＳＳＦＰマスク画像用のパルスシーケンス
１３２  ＲＦパルス
１３４  ＲＦパルス
１３６  スライス選択傾斜
１３８  スライス選択傾斜
１４０  スライス・エンコード傾斜
１４２  スライス・エンコード傾斜
１４４  位相エンコード傾斜
１４６  位相エンコード傾斜
１４８  正の傾斜ローブ
１５０  読み出し傾斜
１５２  傾斜ローブ、負の読み出し
１５４  Ｓ-信号の弧
【図１】
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【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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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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