(57)【要約】本発明は、励起ＲＦパルスの印加後に、立ち上がり時間（ＴＲ）内に、複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得るＥＰＩ画像を用いて、異なるエコー時間を得る最大２５６個のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う。その後、Ｔ２＊値は、十分な量で得られたＴＥ画像に基づいてフィットされるため、１２個の映像だけに基づいた既存の方法で過小評価又は過大評価されたフィッティングによる提供より、遥かに正確なＴ２＊値を提供することが可能であり、神経刺激又はアコースティックなノイズなしに、迅速、かつ正確にデータを得ることができる。さらに、前記フリップされたフィッティング法は、実際のＴ２＊値をより適切、かつ正確に示す。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴画像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、ＭＲＩ）を用いて画像を得る方法であって、
励起ＲＦパルスを印加する段階；
前記励起ＲＦパルスの印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階；及び
前記複数のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う段階を含むＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項２】
前記複数のＭＲＩ画像を得る期間中、正弦波形の読取り傾斜が印加される請求項１に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項３】
前記複数のＭＲＩ画像を得る期間中に、台形波形の読取り傾斜が印加される請求項１に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項４】
前記複数のＭＲＩ画像の数が２５６個である請求項１に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項５】
前記複数のＭＲ画像を得る間、データ収集シグナルのためのアナログデジタル・コンバーターが、オン（ＯＮ）の状態を維持する請求項１に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項６】
磁気共鳴画像システムを用いて画像を得る方法であって、
励起ＲＦパルスを印加する段階；及び
前記励起ＲＦパルス印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階を含み、
前記複数のＭＲＩ画像を得る間、連続的な読み取り傾斜が印加されるＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項７】
前記連続的な読み取り傾斜が、正弦波形である請求項４に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項８】
前記複数のＭＲＩ画像を得た後、前記複数のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う段階をさらに含む請求項４に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項９】
磁気共鳴画像システムを用いて画像を得る方法であって、
励起ＲＦパルスを印加する段階；及び
前記励起ＲＦパルスの印加に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階を含み、
前記複数のＭＲＩ画像を得る間、データ収集シグナルのためのアナログデジタル・コンバーターが、オン（ＯＮ）の状態を維持するＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項１０】
前記複数のＭＲＩ画像を得た後、前記複数のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う段階をさらに含む請求項８に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項１１】
前記励起ＲＦパルスを印加する段階と、前記複数のＭＲＩ画像を得る段階の間に、エコーナビゲーターを得る段階をさらに含む請求項１〜９のいずれか一項に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【請求項１２】
前記複数のＭＲＩ画像は、エコーインデックスによって一連の２次元の画像が連続する疑似ｋ空間（ｐｓｅｕｄｏ  ｋ‐ｓｐａｃｅ）を構成する請求項１〜９のいずれか一項に記載のＭＲＩ画像を得る方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴画像（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ、ＭＲＩ）システムにおいて行われるイメージング法に関するもので、より具体的には、エコープラナーイ法（ＥＰＩ；Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）に基づくＴ２＊マッピング法を用いた磁気共鳴画像に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
診断画像には、Ｘ線、ＣＴ、超音波、ＲＩ画像装置、ＭＲＩなどの様々なものがある。前記ＭＲＩは、他の診断画像に比べ、人体に害がなく、人体内部の構成物質の特徴の画像を提供するため、臨床診断において最も重要な測定装置である。
【０００３】
前記ＭＲＩ装置は、体内における固有の情報であるスピン密度、Ｔ１、Ｔ２、化学シフト、磁化移動、化学交換飽和移動、血流及びスペクトロスコピーなどのパラメーターのデータを得ることができ、前記パラメーター情報に基づいた様々な身体画像を得ることができる。
【０００４】
立ち上がり時間（ＴＲ）内に、１回の高周波（Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ、ＲＦ）パルスで画像構成に必要な空間周波数（ｓｐａｔｉａｌ  ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）情報が取得可能な高速撮影法であるＥＰＩは、現在商業化されている最も速いパルスシーケンスの１つであり、動きにセンシティブで、灌流画像、拡散画像、機能画像などの速い時間分解能が要求される画像に適切である。
【０００５】
しかし、前記ＥＰＩ法は、１回の立ち上がり時間（ＴＲ）内に、ｋ空間全体を充填するので、画像に幾何学的な歪みが発生し、ひずみ画像を得やすくなる。
さらに、前記ＥＰＩ法は、およそ１００ｍｓ以内に１つの画像データを取得するため、一般的な装置より、遥かに進歩したハードウェアを必要とする。すなわち、短期間内にデータをサンプリングするため、受信帯域幅を十分に広く拡張する必要があり、また、傾斜磁場の最大振幅を大きくしなければならず、一般的に、１０ｍＴ／ｓ以上の強い傾斜磁場が必要である。さらに、いかに強い傾斜磁場が印加されても、最大振幅までの立ち上がり時間が長いと、画像を速く得ることができないため、短期間内に最大振幅に対する傾斜磁場を向上させるためには、およそ２００〜２５０Ｔ／ｍｓの遅速性（Ｓｌｏｗ  ｒａｔｅ）傾斜磁場装置が必要である。さらに、ＥＰＩ法では、前記データが非常に速く発生するため、高速でサンプリングが可能な高速受信装置が必要となり、また、短時間内に多量のデータを処理しなければならないため、十分な量のＲＡＭが必要である。
【０００６】
しかし、前記ＥＰＩ画像は、現在の分解能や対照度の面で、他のパルスシークエンスより画質が落ちるため、ルーティンな方法では用いられない。
一方、Ｔ２＊緩和は、スピン−スピン緩和の磁場の不均一性の組み合わせにより生じる横磁化の減衰を示す。
【０００７】
Ｔ２＊マッピングを行うなめの画像の取得に主に使用されるマルチ−エコー・傾斜−エコー（Ｍｕｌｔｉ−ｅｃｈｏ  ｇｒａｄｉｅｎｔ−ｅｃｈｏ）のパルスシークエンスは、長時間のスキャンを要し、また、商品化されたシークエンスは、エコー数、メモリ容量（最大１２個）及びフィッティング関数（Ｆｉｔｔｉｎｇ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ）の依存性を含む制限を持つ。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明は、前述した技術と関連して発生する、要求又は問題の少なくともいずれか１つに着眼して作製された。
本発明の一態様は、ＥＰＩを用いて正確なＴ２＊マップを得る方法を提供する。
【０００９】
本発明のさらに他の一態様は、最大２５６個に至るエコー全体を取得するエコープラナー画像法を提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の実施例では、励起ＲＦパルス印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得るＥＰＩ画像を得る方法において、異なるエコー時間で得られた最大２５６個のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う。複数のＭＲＩ画像を得る過程において、正弦波形の読取り傾斜などの連続的な読取り傾斜が印加され、データ収集シグナルのためのアナログデジタル・コンバータがオン（ＯＮ）状態を維持するようにする。
【００１１】
本発明の一態様によると、励起ＲＦパルスの印加する段階；前記ＲＦパルスの印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階；及び前記複数のＭＲＩ画像に対してプリップされたカーブフィッティングを行う段階を含む磁気共鳴画像システムを用いた画像を得る方法を提供する。
【００１２】
本発明の他の一態様によると、励起ＲＦパルスを印加する段階；前記ＲＦパルスの印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階を含み、複数のＭＲＩ画像を得る過程において、連続的な読取り傾斜が印加される、磁気共鳴画像システムを用いて画像を得る方法を提供する。
【００１３】
本発明のさらに他の一態様によると、励起ＲＦパルスを印加する段階；及び前記励起ＲＦパルスの印加後に続く複数の異なるエコー時間に複数のＭＲＩ画像を得る段階を含み、複数のＭＲＩ画像を得る過程において、データ収集のためのアナログデジタル・コンバータをオン（ＯＮ）の状態を維持する、磁気共鳴画像システムを用いて画像を得る方法を提供する。
【００１４】
読取り傾斜が、正弦波形又は台形波形であってもよく、励起ＲＦパルスの印加と複数のＭＲＩ画像を得る間に、ナビゲーターエコーが得られる。
前記複数のＭＲＩ画像は、エコーインデックスによって一列に並ぶ一連の２次元画像の疑似ｋ空間を構成してもよい。
【発明の効果】
【００１５】
本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法によれば、前記Ｔ２＊値は、十分に得られたＴＥ画像に基づいてフィットされるため、１２個の画像だけに基づいた既存の方法で過小評価又は過大評価されたフィッティングにより提供されるものに比べ、より正確なＴ２＊値を提供することが可能である。
【００１６】
さらに、本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法は、神経刺激又はアコースティック・ノイズなしに迅速、かつ正確にデータを得ることができ、本発明の実施例で用いられる前記フリップされたフィッティング法は、Ｔ２＊値を適切、かつ正確に算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法を用いたパルスシークエンスを示す図である。
【図２】本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法により形成される疑似ｋ空間を示す図である。
【図３】脳における３つの関心領域を示す図である。
【図４】図３の各関心領域について記録した値のグラフである。
【図５】図３の各関心領域について本発明の実施例の方法によってフリップされた本来のデータに対してフィットされた曲線を示す図である。
【図６】本発明の他の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法で用いられるパルスシークエンスを示す図である。
【図７】本発明の他の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法で用いられるパルスシークエンスを示す図である。
【図８】本発明の他の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法で用いられるパルスシークエンスを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、本発明の実施例による磁気共鳴画像システムを用いて画像を得る方法を、添付した図面を参考に詳細に記述する。しかし、公知の機能又は構成に関する繰り返される説明及び詳細な説明は、本発明の要旨を不必要に曖昧にするため、省略する。
【００１９】
本発明に適用されるＭＲＩシステムの構成は、よく知られているため、省略する。
本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法は、励起ＲＦパルスの印加後に続く複数の異なるエコー時間の複数のＭＲＩ画像を得るＥＰＩ画像を得る方法を用いて複数のＭＲＩ画像に対してフリップされたカーブフィッティングを行う。
【００２０】
複数のＭＲＩ画像を得るための周波数選択の読取り傾斜として、例えば、正弦波形の読取り傾斜などの連続的な読取り傾斜が印加され得、ＭＲＩ画像を得る間に、データ収集シグナルのためのアナログデジタル・コンバータが、オン（ＯＮ）の状態を維持する必要がある。
【００２１】
図１は、本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法を用いたパルスシークエンスを示す図である。
図１において、ＲＦは、励起に対するＲＦパルスを示し、Ｚ−傾斜は、スライス選択傾斜を示し、Ｙ−傾斜は、パルス選択傾斜を示し、Ｘ−傾斜は、周波数選択読み取り傾斜を示し、そして、ＡＤＣは、データ収集のためのアナログデジタル・コンバータを示す。
【００２２】
図１に示したように、本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法は、基本的に、１回のＲＦパルスの後に、エコー時間に複数のＭＲＩ画像を得るＥＰＩ法に基づいており、本発明の実施例は、最大２５６個のエコー全体の画像を得る。
【００２３】
読み取り傾斜（Ｘ−傾斜）としては、正弦波形の傾斜が印加され、ＡＤＣは、全体エコー時間を得る間に、オン（ＯＮ）の状態を維持する。正弦波形の傾斜を用いる場合、ｄＢ／ｄｔ、アコースティック・ノイズ及びうず電流（Ｅｄｄｙ  ｃｕｒｒｅｎｔ）を減らすことができる。
【００２４】
本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法を評価するために、実験を行い、実験結果を以下に記述する。
前記実験は、１２チャンネルのマトリックスヘッドコイルを具備する３Ｔ  ＭＲＩ（Ｖｅｒｉｏ）により行われた。図１に示したパルスシークエンスを用いて生体内（Ｉｎ−ｖｉｖｏ）画像を得た。
【００２５】
帯域幅  ＝  ６５２  Ｈｚ／Ｐｉｘｅｌ
ランプサンプリング  ＝  ＯＮ
ＴＲ  ＝  ５５０ｍｓ
全取得時間  ＝  ２分２６秒
ＴＥ  ＝  １．８〜４１１．４ｍｓ［２５６エコー］
ΔＴＥ  ＝  １．６ｍｓ
スライスの厚さ  ＝  ４ｍｍ
ＦＯＶ  ＝  ２５６×２５６ｍｍ２
分解能  ＝  ２５６×２５６
図２に示した疑似３次元のｋ空間データは、図１のパルスシークエンスを用いることで得、前記得られたデータは、ＴＥ（エコーインデックス）の増加によって再配列された。
【００２６】
図３は、脳における３つの関心領域を示す図である。
図３に示すように、３つの異なる領域のデータを抽出した。Ａは、白質（Ｗｈｉｔｅ  ｍａｔｔｅｒ）を示し、Ｂは、灰白質（Ｇｒａｙ  ｍａｔｔｅｒ）を示し、そして、Ｃは、脳脊髄液（Ｃｅｒｅｂｒｏｓｐｉｎａｌ  ｆｌｕｉｄ、ＣＳＦ）を示す。Ｔ２＊値は、各関心領域（Ｒｅｇｉｏｎ  ｏｆ  ｉｎｔｅｒｅｓｔ、ＲＯＩ）内の平均数値に基づいて記録した。
【００２７】
図４は、図３の各関心領域に対する値を記録したグラフであり、各関心領域に対する後処理の過程がない、実際値を示す。ＣＳＦ領域における前記データは、異常に変動し、ＣＳＦ比率の変化に起因すると考えられる。
【００２８】
図５は、図３の各ＲＯＩに関する本発明の実施例の方法によってフリップされた本来のデータのフィットされた曲線を示す。
オフライン再構成及び曲線フィッティング過程は、Ｍａｔｌａｂ（Ｍａｔｈｗｏｒｋｓ）を用いて行われた。図５に示すように、再構成された画像は、フリップされた単一指数フィット（Ｆｌｉｐｐｅｄ  ｍｏｎｏｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌ  ｆｉｔ）を示し、実際のＴ２＊値を示すためのより適切、かつ正確である。
【００２９】
ハードウェアの欠陥、流速、モーション、ＣＳＦ変動などのエラーが、フィッティング過程で開始ポイントから蓄積されるため、初期データは変動が激しく、フィッティングを行うことが難しい。しかし、フィッティングを前記本発明の実施例による方法でフリップを行うことで、得られたデータのエンドポイントから行う場合、たとえ変動が激しくても、正確に曲線フィッティングを行うことができる。
【００３０】
一方で、図１に示した本発明の実施例では、正弦波形の読取り傾斜を用いたが、特にそれらに限定されるものではなく、例えば、台形波形の読取り傾斜を用いてもよい。
図６は、台形波形の読取り傾斜を用いた本発明の実施例によるパルスシークエンスを示す。図６に示すように、パルスシークエンスの残余部分は、図１に示すものと同様であるが、正弦波形の読取り傾斜の代わりに、台形波形の周波数選択の読取り傾斜を用いてもよい。
【００３１】
さらに、Ｔ２＊の結果値を改善するために、ナビゲーションエコーを用いることもできる。
図７及び図８は、図１及び図６に示すパルスシークエンスに追加で３つのナビゲーターエコーを用いた本発明の実施例による各パルスシークエンスを示す。
【００３２】
前述の本発明の実施例のように十分に得られたＴＥ画像に基づいてフィッティングされた前記Ｔ２＊値は、既存の方法による１２個の画像だけに基づいて過小評価又は過大評価されたフィッティングにより提供される値より、遥かに正確な値を提供する。
【００３３】
さらに、本発明の実施例によるＭＲＩ画像を得る方法は、神経刺激又はアコースティックなノイズなしに、迅速、かつ正確にデータを得ることができ、前記フリップされたフィッティング法は、より適切、かつ正確にＴ２＊値を算出することができる。
【００３４】
本発明は、実施例を参照して表示及び説明したが、当分野の当業者であれば、請求項に記載される本発明の範囲と思想から逸脱することなく、修正及び変更が可能であることを理解できるであろう。
【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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【国際調査報告】
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