JP2005525182A - サブエンコードされたシングルショット磁気共鳴イメージングにおける磁化率アーチファクトの減少法 - Google Patents

Abstract

磁気共鳴イメージング方法において、検査されるべき対象からの連続した磁気共鳴信号のエコートレインが生成される。前記磁気共鳴信号は、空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムを用いて、ある程度のアンダーサンプリングで受信され、前記アンダーサンプリングの程度は、前記検査されるべき対象の磁化分布による位相変化の量に基づいて設定される。

Description

本発明は、
主磁場強度の静的な主磁場を印加し、検査されるべき対象からの連続した磁気共鳴信号のエコートレインを生成するＲＦ励起を用いる収集シーケンスを利用するステップと、
空間感度プロファイル（spatial sensitivity profile）を持つレシーバアンテナシステムを使用して、ある程度のアンダーサンプリング（undersampling）で前記磁気共鳴信号を受信するステップと、
前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成するステップと、
を有する磁気共鳴イメージング方法に関する。

このような磁気共鳴イメージング方法は、通常は並列イメージング方法として示され、Magn.Reson.Med.42(1999)952-962のK. Pruessmann et al.による論文から既知である。

前記既知の方法は、特にSENSE法として知られている。磁気共鳴信号のアンダーサンプリングは、ｋ空間におけるアンダーサンプリングに関連し、ｋ空間のスキャンに必要とされる時間を減少する。しかしながら、並列イメージング方法は、内在的に比較的低い信号対雑音比（SNR）を持つ磁気共鳴信号を生成する。特にSNRは、アンダーサンプリングの程度を増加すると減少する。

本発明の目的は、磁気共鳴画像が高い診断品質を持ち、ｋ空間のスキャンが比較的短時間で完了されるようにアンダーサンプリングの程度を最適化することである。

この目的は、アンダーサンプリングの程度が検査されるべき対象の磁化率分布による位相変化（phase evolution）量に基づいて設定される、本発明による磁気共鳴イメージング方法により達成される。

本発明は、磁気共鳴画像の診断品質は、磁化率アーチファクトにより障害が生じうるという洞察に基づく。検査されるべき対象の磁化率の変化により、前記対象内の励起されたスピンは、エコートレインの間に変化する位相のエラーを収集する。したがって、前記エコートレインにおける特に勾配エコー（gradient echo）の形式での前記磁気共鳴信号は、前記トレイン内の後のエコーに対して更に大きくなる位相エラーを受ける。特に、拡散強調イメージングにおいて、スピンエコーが生成され、一連の勾配エコーが後に続き、特にこれらの勾配エコーは、位相エラーに対して敏感であるが、前記スピンエコーは、ある程度、内在的に位相エラーに対して補正される。本発明によると、アンダーサンプリングの程度は、SNRが十分に高くなるために十分に低いアンダーサンプリングの程度を達成するほど小さく選択されるが、他方で、前記アンダーサンプリングの程度は、前記エコートレインの後の部分が深刻な位相エラーを受けることを避けるために、ｋ空間をスキャンする時間、及びこれに応じて前記エコートレインの持続時間が十分に小さくなるように十分に大きく選択される。

特に本発明の前記方法は、シングルショットEPI（sshEPI）シーケンスの形式で有利に実施される。前記アンダーサンプリングは、前記エコートレインを生成するためにｋ空間の関連部分が単一のＲＦ励起のみを使用してスキャンされることを可能にする。結果として、位相ナビゲータゲーティング（phase
navigator gating）は、防止されることができる。良い結果は、血中酸素レベル依存（BOLD）fMRIに関するようなファンクショナルMRI（fMRI）に対して本発明の前記方法を採用することにより達成される。BOLD効果が生じることを可能にするために、前記磁気共鳴信号のエコー時間は、３０〜４０ｍｓの範囲に設定される。特に良い結果は、ＲＦ励起パルスの直後に開始し、設定された前記エコー時間におけるｋ空間の中心に到達する半フーリエ磁気共鳴信号収集を採用することにより達成される。

本発明のこれら及び他の態様は、従属請求項に定義された好適実施例を参照して説明されるだろう。

好ましくは、前記アンダーサンプリングの程度は、主磁場強度に依存して選択される。磁化率アーチファクトにより生じた位相エラーによるアーチファクトは、１.５Ｔ乃至３.０Ｔ、７.０Ｔ又はそれ以上の範囲のより高い主磁場強度と共に増加する傾向にある。本発明によると、前記アンダーサンプリングの程度は、一方で、エコートレインレングスが、実質的な位相エラーを避けるために制限され、他方で、前記アンダーサンプリングの程度が、前記SNRが高い診断品質を持つ磁気共鳴画像を再構成するのに十分であるように比較的低くなるように選択される。更に、前記磁気共鳴画像のコントラスト対雑音比が、より高い主磁場強度、例えば３Ｔで増加し、これは、アンダーサンプリングによるSNRの減少の欠点を打ち消すことがわかった。

好ましくは、本発明は、拡散強調又は拡散テンソル磁気共鳴イメージング法に採用される。このために、収集シーケンスは、拡散増感サブシーケンス（diffusion sensitization sub-sequence）を含む。このような拡散増感サブシーケンスは、例えば、リフォーカシング（refocusing）ＲＦパルスにより分離された勾配パルス対又は二極勾配パルス対（bipolar gradient pulse pair）を含む。好ましくは、拡散増感は、拡散テンソル成分が前記磁気共鳴信号から得られることができるような方向依存の様式で実施される。本発明の実施は、特に人間の脳の皮質の白質路（white
matter tracts）の非侵襲性の追跡（noninvasive tracking）を可能にする。

特に信号収集時間の減少は、面内の磁化率アーチファクトの減少を引き起こすので、並列イメージング、特に前記SENSE法は、高分解能fMRIにおいて有利である。しかしながら、完全フーリエエンコーディングのような完全なサンプリングと比較すると、並列イメージングは、fMRI画像の信号対雑音比の減少を引き起こす。アーチファクト減少と十分な信号対雑音レベルの維持との間の最適な妥協は、約Ｒ＝２のSENSE減少係数Ｒで達成され、特にこの最適条件は、側頭葉内側部の脳領域のfMRI検査に対して有効であると思われる。

本発明は、特に約３Ｔの主磁場強度に対して、サブミリ領域の拡散強調又は拡散テンソル画像の空間分解能を達成する。前記SENSE法のような並列イメージングの適用は、磁化率アーチファクト及びブラー（blurring）を効果的に減少する。更に、アンダーサンプリングされた前記磁気共鳴画像の前記信号対雑音比は、アンダーサンプリングの程度を表すSENSE減少係数Ｒの最適な範囲において効果的に向上される。小さなＲにおいて、前記信号対雑音比は、サンプリングされるｋ空間のプロファイルの数が減少するにつれて、増加する。これは、より速いｋ空間サンプリングによるＴ２減衰の緩和による。より高いＲの値において、前記信号対雑音比は、再構成手順の調子の悪さによる雑音増大の結果として減少し、この信号対雑音比の減少は、しばしばいわゆる幾何係数により表される。この信号対雑音比は、特に誘導結合されたレシーバアンテナの増大された雑音相関によって減少する。実際に、減少係数Ｒの最適な範囲は、約［１.９〜３.３］である。最適な値は、更に部分フーリエ収集の程度に依存する。良い結果は、特に、Ｒ＝２.４が６０％の部分フーリエ収集と組み合わされた場合に、達成される。２５６×２５６の行列と、３Ｔの主磁場強度とを有するシングルショットスピンエコーEPI（sshSE-EPI）に対して、３.５分と短いスキャン時間が達成された。

好ましくは、前記磁気共鳴画像は繰り返し収集され、例えば前記磁気共鳴信号のそれぞれは４回収集され、一連の繰り返された磁気共鳴画像が再構成される。前記磁気共鳴信号は、‘ゲーティング’され、即ち、確実に照合されることができる磁気共鳴画像のみが、実際に平均される。例えば、所定の臨界照合値よりよく照合する磁気共鳴画像の対のみが、平均化に対して考慮される。結果として、前記平均化は、平均された画像のSNRを増加し、前記‘ゲーティング’によってほとんど又は全くアーチファクトが持ち込まれない。

前記磁気共鳴（ＭＲ）信号の収集に要する時間は、前記ＭＲ信号のサブサンプリングを採用することにより減少される。このようなサブサンプリングは、様々な様式で達成されることができるサンプリングされた点の数のｋ空間における減少を伴う。特に、前記ＭＲ信号は、レシーバコイル、好ましくは表面コイルのような複数のレシーバアンテナに付随する信号チャネルを通して獲得される。複数の信号チャネルを通した収集は、信号の並列収集を可能にし、これにより更に信号収集時間を減少する。

前記サブサンプリングのため、サンプリングされたデータは、撮像されている対象の複数の位置からの寄与を含む。前記磁気共鳴画像は、前記信号チャネルに関連した感度プロファイルを使用してサブサンプリングされた前記ＭＲ信号から再構成される。特に、前記感度プロファイルは、例えばレシーバコイルのような前記レシーバアンテナの空間感度プロファイルである。好ましくは、表面コイルが、前記レシーバアンテナとして採用される。再構成された前記磁気共鳴画像は、対応する波長の輝度／コントラスト変化に関連した多数の空間的な調和成分からなると見なされることができる。前記磁気共鳴画像の分解能は、最小波長、即ち最高波数（ｋ値）により決定される。関連する最大波長、即ち最小波数は、前記磁気共鳴画像の視野（ＦＯＶ）である。前記分解能は、前記視野とサンプル数との比により決定される。

前記サブサンプリングは、対応する前記レシーバアンテナが、ｋ空間における分解能が前記磁気共鳴画像の分解能に対して必要とされる分解能より粗くなるようにＭＲ信号を収集することにより達成されうる。サンプリングされた最小波数、即ち、ｋ空間における最小ステップサイズは増加されるのに対し、サンプリングされる最大波数は維持される。この故に、サブサンプリングを使用する場合に画像分解能は変化しないが、最小のｋ空間ステップは増加し、即ち前記ＦＯＶは減少する。前記サブサンプリングは、例えば、前記磁気共鳴画像の分解能に必要とされるより幅広く分離されたｋ空間におけるラインがスキャンされるように、ｋ空間のスキャンにおいてラインをスキップすることによるｋ空間におけるサンプル密度の減少により達成されることができる。前記サブサンプリングは、最大のｋ値を維持しながら前記視野を減少することにより達成されてもよく、これに応じてサンプリングされた点の数が減少される。減少された前記視野のために、サンプリングされたデータは、前記撮像されている対象の複数の位置からの寄与を含む。

特に、レシーバコイル画像が、対応するレシーバコイルからのサブサンプリングされたＭＲ信号から再構成される場合、このようなレシーバコイル画像は、減少された前記視野により生じた折り返しアーチファクト（aliasing artifact）を含む。前記レシーバコイル画像及び前記感度プロファイルから、前記画像の異なる位置からの前記レシーバコイル画像の個別の位置における寄与は分離され、前記磁気共鳴画像が再構成される。このＭＲイメージング方法は、アクロニムSENSE法の下でこのようなものとして既知である。このSENSE法は、国際出願番号WO99/54746A1の公開公報においてより詳細に記載される。

代替的に、前記サブサンプリングされたＭＲ信号は、完全な視野に対応するｋ空間のサンプリングを与える結合されたＭＲ信号に結合されることができる。特に、いわゆるＳＭＡＳＨ法によると、サブサンプリングされたＭＲ信号は、前記感度プロファイルに従って結合される低次の球面調和関数を近似する。前記ＳＭＡＳＨ法は、国際出願番号WO98/21600の公開公報からこのようなものとして既知である。

サブサンプリングは、空間的にも実行されうる。この場合、前記ＭＲ信号の空間分解能は、前記磁気共鳴画像の分解能より低く、前記磁気共鳴画像の完全な分解能に対応するＭＲ信号は、前記感度プロファイルに基づいて形成される。空間的なサブサンプリングは、特に、例えば個別のレシーバコイルからの、別の信号チャネルのＭＲ信号が前記対象の複数の部分からの寄与の結合を形成することにより達成される。このような部分は、例えば同時に励起されたスライスである。しばしば各信号チャネルにおける前記ＭＲ信号は、複数の部分、例えばスライスからの寄与の線形結合を形成する。この線形結合は、前記信号チャネルに関連した、即ち前記レシーバコイルの前記感度プロファイルを含む。従って、対応する前記信号チャネルの前記ＭＲ信号及び対応する部分（スライス）の前記ＭＲ信号は、前記感度プロファイルによって前記対応する信号チャネルにおける前記対象の複数の部分の寄与の重みを表す感度行列により関係付けられる。前記感度行列の転置により、前記対象の対応する部分に関するＭＲ信号が得られる。特に対応するスライスからのＭＲ信号が得られ、これらのスライスの磁気共鳴画像が再構成される。

本発明は、磁気共鳴イメージングシステムにも関する。本発明の目的は、本発明による前記磁気共鳴イメージング方法を実行する磁気共鳴イメージングシステムを提供することである。この種の磁気共鳴イメージングシステムは、独立請求項５で定められる。本発明による磁気共鳴イメージングシステムの機能は、好ましくは、適切にプログラムされたコンピュータ若しくは（マイクロ）プロセッサを使用して、又は本発明による前記磁気共鳴イメージング方法の１つ以上の実行のために特別に設計された一体化された電子若しくは光電子回路を備えた特殊用途プロセッサを使用して実行される。

本発明は、磁気共鳴イメージング方法を実行する命令を有するコンピュータプログラムにも関する。本発明の他の目的は、本発明による前記磁気共鳴イメージング方法の１つ以上が実行されることができるコンピュータプログラムを提供することである。本発明によるコンピュータプログラムは、独立請求項６で定められる。本発明によるこのようなコンピュータプログラムが磁気共鳴イメージングシステムのコンピュータにロードされる場合、前記磁気共鳴イメージングシステムは、本発明による１つ以上の磁気共鳴イメージング方法を実行することができるだろう。例えば、本発明による磁気共鳴イメージングシステムは、コンピュータに本発明によるコンピュータプログラムがロードされた磁気共鳴イメージングシステムである。このようなコンピュータプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭのような担体上に記憶されることができる。前記コンピュータプログラムは、この場合、例えばＣＤ−ＲＯＭプレーヤを使用して、前記担体から前記コンピュータプログラムを読み出すことにより、及び前記磁気共鳴イメージングシステムの前記コンピュータのメモリに前記コンピュータプログラムを記憶することにより前記コンピュータにロードされる。

これら及び他の態様は、詳細な実施例を参照して、及び添付図面を参照して更に説明される。

本発明の好適実施例において、感度エンコーディング（SENSE）は、３テスラ（Tesla）における高分解能の拡散テンソルイメージング（DTI）の実行可能性を向上するために使用された。シングルショットEPI（sshEPI）のエコートレインレングスを減少して、高磁場におけるDTIの主要な問題を解決する技法が、磁化率効果を緩和する。健康なボランティアからの拡散テンソルマップに基づいて、前頭側白質（frontal
white matter）における線維追跡（fibre tracking）は、新しく開発されたソフトウェアパッケージを用いて実行され、視覚化される。調査は、SENSE法が３テスラにおけるロバストなシングルショットDTIを可能にすることを示す。高磁場の信号対雑音比（SNR）利得（benefit）は、従って高い空間分解能での線維追跡に対して利用可能にされる。

序文
シングルショットEPI（sshEPI）を使用する拡散テンソルイメージング（DTI）は、人間の脳内で皮質の白質線維の非侵襲的な追跡を可能にする。sshEPIの決定的な欠点は、特に高磁場強度における画像ブラー及び磁場の不均一性に対する感度である。しかしながら、高磁場の前記SNR利得は、DTI及び線維追跡を大幅に向上させることができる。

近年、並列イメージング法SENSEの潜在能力は、１.５テスラでsshEPIを使用する拡散強調MRIと組み合わせて実証された。SENSE法はEPIトレインを短縮することにより大幅にアーチファクトを減少することが示された。この故に、この調査において、我々は、高磁場の向上されたSNRを人間の脳における線維追跡に対して利用可能にする３テスラでのSENSE-DTIを調査する。

結果として生じる白質路は、新しく開発された視覚化ツールを使用して表示され、前記視覚化ツールは、透明な３次元コンテキストを使用して異なる視角及び視点から埋め込まれた神経路を観測することを可能にする。
方法

３人の健康なボランティアの脳のデータセット全体は、3T Philips Intera全身システム（Philips Medical Systems, Best, the etherlands）上で収集された。全てのSENSE収集に対し、８素子ヘッドコイルアレイ（MRI Devices Corporation, Waukesha, USA）が使用された。３次元勾配エコー画像は、ボディコイル及びSENSEコイルアレイ（行列／α／ＴＲ／ＴＥ＝３４×３４／７°／１７ｍｓ／４.６ｍｓ）からインターリーブで収集され、感度計算に対して基準として扱われた。１.０、２.０、２.５及び３.０のSENSE減少係数（ＴＥ＝１０５ｍｓ、８９ｍｓ、７９ｍｓ及び７５ｍｓ）を持つ拡散強調SENSE-sshEPIスキャン（ＦＯＶ＝２００ｍｍ、３８スライス、厚さ＝３ｍｍ、ＴＲ＞６ｓ、位相enc.＝ＡＰ）は、最大のｂ係数１０００ｓ／ｍｍ²を用いて６つの方向(-2/3 -1/3 -2/3)^T、(1/3 2/3 -2/3)^T、(-2/3 2/3 1/3)^T、(1/√2)(1 1 0)^T、(1/√2)(0 -1 -1)^T、(1/√2)(1 0 -1)^Tに沿って実行された。Ｔ２減衰を制限するために、７５％の部分フーリエエンコーディングが利用された。SENSE再構成の後に、各スライス行列は、1.6×1.9×3mm³の実際の分解能を持つ１２８×１０３の点からなる。ゼロフィリング（zero filling）の後に、結果として生じる1.6×1.6×3mm³の分解能は、DTI計算及び線維再構成に対して使用された。全体で１６の平均（４つのスキャン、それぞれ≒3'30''）が、SNRを向上するために収集された。この後に、厳密なインタースキャンレジストレーションが使用され、渦電流誘導画像ワーピングが、非厳密なレジストレーションアルゴリズムを用いて除去された。固有値及び固有ベクトルは、特異値分解により決定され、線維追跡は、ＦＡＣＴアルゴリズムの向上されたバージョンを使用して実行された。結果として生じる線維路は、OpenGLを利用する新しく開発されたソフトウェアパッケージを用いて３次元環境において視覚化された。

結果
図１は、画質における３テスラでのSENSE-sshEPIの利得を明確にに示す。磁化率に関する歪アーチファクト及び画像ぶれは、大幅に減少される。SENSE法のアンフォールディング手順（unfolding procedure）は、拡散強調画像（DWI）上に負の影響を持たない。異方性比率（ＦＡ）マップ（図２Ａ）は、３ｍｍのスライスの厚さ及び比較的短い全スキャン時間（〜１４分）に対してでさえも、高磁場における高いSNRを実証する。前記マップの輪郭は、成功した画像レジストレーションを図示する。図２Ｂにおいて、ベクトル場マップが示され、右の前頭側白質における神経路の詳細な構造を明らかにする。図３は、２つの異なる表現で、再構成された小鉗子、２つの脳半球の前頭葉を接続する脳梁を通る白質線維路を表現する。

考察
３テスラでの高分解能DTIは、並列イメージングにより大幅に実行可能にされることが示された。これは、モーション・ロバストネス（motion robustness）のようなsshEPIの利点を保ちながら、磁化率アーチファクト及び画像ぶれを減少させる。３テスラでの高SNR及びSENSE-DTIの優れた画質は、単一の線維束（bundle）に対してここで実証されたように正確な白質線維追跡を可能にする。与えられた視覚化パッケージと一緒の前記SENSE-DTI法は、異なる脳領域間の接続性を調査するツールを提供し、神経ネットワークの理解に対する新しい知識を与える。

シングルショットスパイラルMRIの時間効率は、並列データ収集に対して感度エンコーディング（SENSE）を使用することにより増加された。６素子レシーバアレイを使用して、スパイラル読み出し時間は、勾配性能上の要求を変えることなく２の倍率で減少された。反復的なSENSE再構成は、折り返しアーチファクトの無い画像を生じた。この技法は、視覚、運動性及び味覚刺激と共にファンクショナルBOLD MRIに使用され、従来のスパイラル収集と比較された。SENSE法の結果は、高い磁化率の勾配を持つ脳領域において大幅に減少されたアーチファクトを示し、これは、これらの領域における活性化（activation）の再生を部分的に可能にした。SENSE法におけるSNR及びfMRI安定性は、それぞれ２０％及び１３％だけ減少された。

序文
スパイラル読み出し技法は、デカルト軌道と比較して優れた動き及び流れ特性のために血中酸素レベル依存（BOLD）コントラストに基づくファンクショナル脳MRI（fMRI）において頻繁に使用される。しかしながら、スパイラル収集は、強い磁化率の磁場勾配により生じたディフェージングによるアーチファクト及び信号損失の傾向がある。この効果は、長い読み出し期間を持つシングルショットイメージングにおいて特に顕著である。

MRIにおける時間効率を向上させる手段は、感度エンコーディング（SENSE）のような複数のレシーバコイルを用いる並列データ収集である。近年、任意の軌道からのデータの効率的な再構成を可能にする反復アルゴリズムが提案されている。本発明の好適実施例において、SENSE法は、シングルショット・スパイラル・イメージングにおける前記読み出し時間を減少するために使用された。この技法は、BOLD
fMRIに使用された。画質及び統計的な安定性は、従来のスパイラル収集と比較された。

方法
シングルショット・スパイラル・イメージングは、２４０ｍｍの正方形視野及び８０×８０の行列サイズを使用して実行された。前記従来のスパイラル軌道の前記読み出し時間は、１８ｍＴ／ｍの最大勾配強度及び９９ｍＴ／ｍ／ｍｓの最大スルーレートを使用して３６ｍｓである。SENSEイメージングに対して、Ｒ＝２の減少係数は、動径方向においてサンプリング密度を減少することにより与えられ、これは前記軌道に沿って一定に保たれる。これは、勾配ピーク値に対する要求を変更することなく収集ウィンドウを１８ｍｓに短縮することを可能にした。脳全体は、２.５ｓ毎に収集された厚さ５ｍｍの２４個の軸上スライスでカバーされた。スペクトル−空間的励起は、９０°のフリップ角で使用された。画像は、機能調査において５ｍｓ及び３５ｍｓのＴＥで収集された。

実験は、６個の１０×２０ｃｍ²の長方形素子を持つレシーバコイルアレイを使用してPhilips
Gyroscan Intera上で１.５Ｔで実行された。前記コイルは、隣接した素子に重なることなくヘッドのまわりに配置された。

感度エンコーディングスパイラルデータは、記述された反復グリッディング（gridding）アプローチを使用して再構成された。この再構成は、多くとも４回の反復後に収束した。従来のスパイラルデータは、標準的なグリッディングだが、画像強度補正及び複数のコイルからの前記データの最適な複雑な組み合わせを用いて再構成される。fMRIは、視覚、運動性又は味覚刺激の何れかを使用して８人の健康なボランティアに実行された。

図４は、ＴＥ＝５ｍｓで収集された（ａ）従来のスパイラル・イメージング及び（ｂ）スパイラルSENSEイメージングを用いて得られた画像を示す。図４ａにおいて、信号損失及びオフレゾナンスぶれ（off-resonance
blurring）は、強い磁化率勾配が存在する領域、特に眼窩前頭域に生じる。SENSE法（図４）を用いて、これらの効果は、より短い読み出し期間により大幅に減少される。更に、より少ないぶれが太い信号から生じ、縁が鮮明になり、前記空間分解能は、より少ないＴ２＊減衰により向上される。ＴＥ＝３５ｍｓでの画像は、図５に示される。再び前記SENSE法の結果（図２ｂ）は、従来のスパイラル・イメージング（図５ａ）に優っている。全ての対象のfMRIデータの解析は、１.０１×０.８６の活性化体積（activation volume）に対するSENSE法対従来のスパイラルの比を生じたが、場合によっては、SENSE法は、眼窩前頭皮質における活性化の再生を可能にした。SNR及びSFNRに対する対応する比は、０.８０±０.０８及び０.８７±０.１０であった。

感度エンコーディングは、シングルショット・スパイラル・イメージングにおける磁化率アーチファクトの減少を可能にする。前記利得は、短いＴＥにおいてより強いにもかかわらず、BOLDコントラストに対して増感された画像は、向上された画質をも示す。追加の信号損失が従来の読み出しの後半に生じるので、前記SNR及びfMRIの安定性の減少は、より短い収集時間に関連した√２の理論値によるものより難しくない。fMRIにおける適切な応用は、眼窩前頭皮質のような強い磁化率勾配を持つ脳領域に焦点を合わせた調査である。特定の励起パルス及び逆転されたスパイラル収集の組み合わせは、有望である。本発明において、シングルショットEPI（sshEPI）シーケンスは、３テスラでの非常に高い空間分解能を持つfMRIを実証するために、並列イメージング法SENSE法と組み合わされる。６個のレシーバコイルのアレイ及び２.７のSENSE減少係数を使用して、ショットごとに１つの完全な１９２×１９２の画像行列が収集され、１.０×１.０ｍｍ²の効果的な面内の分解能を生じる。

３テスラでの強い磁化率勾配のよく知られた問題は、従って向上されたエンコーディング効率及び単位時間ごとの減少されたボクセル内のディフェージングの両方により緩和された。結果として、運動性の活性化は、大幅に向上された空間的精度で描かれた。

序文
sshEPIにおける位相エンコーディングステップの数は、様々な要素により、最も重要なこととして勾配性能及び磁化率効果により制限される。BOLD
fMRIに関して、追加の制限は、所定の最適エコー時間及び制限されたコントラスト対雑音比（CNR）である。結果として、sshEPIを使用するfMRI調査の空間分解能は、通常は、比較的低い。

fMRIの空間分解能を向上させるために、我々は、高磁場強度の前記CNR利得を前記並列イメージング法SENSEと組み合わせることを提案する。sshEPIのエコートレインレングスを減少して、SENSE法は、勾配及び磁化率の問題を緩和し、従って空間分解能に現在の制限を越えさせることを可能にする。本発明において、我々は、典型的な運動性のブロック・パラダイムを使用して３テスラで高分解能SENSE
fMRIを実証する。
方法

データ収集：ＴＲボディコイル及び市販の８素子ヘッド・レシーバアレイ（MRI Devices Corporation, Waukesha WI, USA）を備えたPhilips Intera 3.0Tの全身ＭＲユニット（Philips
Medical Systems, Best, The Netherlands）上で健康なボランティアに対して、測定が行われた。機能的なデータ（functional
data）は、２.７の減少係数、８０％の部分フーリエ、ＴＥ＝３５ｍｓ及びＴＲ＝２０００ｍｓで、SENSE-sshEPIを使用して、１.０×１.０×５ｍｍ³の空間分解能（１９２×１９２の行列サイズ）で主要な運動性領域を含む９つの横断スライスから得られた。比較のために、前記実験は、従来のsshEPIを用いて、それ以外は同じパラメータ及び１.６×１.６×５ｍｍ³の分解能に対応する保存されたＴＥで達成可能な最大画像行列，即ち１１２×１１２を用いて繰り返される。

刺激及びパラダイム：刺激は、４つの２０秒オン／オフ周期における双方の反対の指のタッピングからなる。

後処理：データは動き補正され、線形ドリフト補正は、信号の時間的経過に加えられた。ｐ＜０.０００１の統計的な閾値が、選択された。

結果
結果として生じるBOLD活性化マップ（activation map）は、動的系列から取られたsshEPI画像に重ねられて、図６に表示される。高分解能画像の向上された細部は、容易に認識される。これは、従来の画像と比較してわずかに減少された磁化率アーチファクトをも示す。両方の実験は、主に前記ヘッドのわずかな傾きから生じる左右バイアスと共に、前記運動性領域に焦点を合わせられた活性化を生じる。２つの前記マップの活性化された領域間に素晴らしい一致がある。しかしながら、より高い分解能によって、前記SENSE法の場合の活性化は、下にある脳回をより正確に反映する。前記活性化領域全体は、おそらく、より少ない部分体積効果のために、高分解能マップにおいて１６％小さい。前記活性化領域にわたり平均された信号の時間的経過は、図７に表示され、前記CNRが高分解能における補正解析に対して依然として十分であったことを図示する。パーセント信号変化は、SENSE実験において更に幾らか高かった。

考察
この調査は、並列イメージングの速度利得が、高い磁場のSNRの利点をより高い分解能と交換することが可能であることを実証する。向上された空間分解能を可能にするCNRは、特に皮質の機能的な解剖図の細部に焦点を合わせる進歩したfMRI調査にとって非常に興味深い。

磁場強度と共に増加する磁化率効果は、SENSE収集によってのみでなく、ボクセルサイズを減少することによっても減少される。結果として、与えられた高分解能データは、従来のデータより少ない磁化率アーチファクトを示す。前記活性化領域のわずかな減少は、おそらく減少された部分体積効果に関係する。部分体積効果は、部分的に、前記高分解能実験において観測されたパーセント信号変化の増加の根拠ともなりうる。しかしながら、この効果は、平均活性度を下げるより高いCNRを持つ低分解能の場合のみに検出される低活性度のピクセルに関係しうるので、より詳細な調査を必要とする。

図８は、本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。

前記磁気共鳴イメージングシステムは、主コイル１０のセットを含み、これらにより安定した一様な磁場が生成される。前記主コイルは、例えばトンネル形検査スペースを囲むような様式で構築される。前記検査されるべき患者は、このトンネル形検査スペースに滑らされて入れられる。前記磁気共鳴イメージングシステムは、複数の勾配コイル１１、１２をも含み、これらにより特に個別の方向における一時的な勾配の形式で空間的な変化を示す磁場が、前記一様な磁場の上に重ねられるように生成される。勾配コイル１１、１２は、制御可能な電源供給ユニット２１に接続される。勾配コイル１１、１２は、電源供給ユニット２１を使用して電流を印加することによりエネルギを与えられる。前記勾配の強度、方向及び持続時間は、前記電源供給ユニットの制御により制御される。前記磁気共鳴イメージングシステムは、ＲＦ励起パルスを生成する送信コイル１３、及び磁気共鳴信号を獲得する受信コイル１５をも含む。送信コイル１３は、好ましくはボディコイルとして構築され、これにより検査されるべき対象（の一部）は、囲まれることができる。前記ボディコイルは、通常は、前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置された検査されるべき患者３０がボディコイル１３により囲まれるような様式で前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル１３は、前記ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカシングパルスの送信用の送信アンテナとして動作する。好ましくは、ボディコイル１３は、送信されたＲＦパルスの空間的に一様な強度分布を伴う。受信コイル１５は、好ましくは検査されるべき患者３０の体の上又は近くに配置された表面コイル１５である。このような表面コイル１５は、空間的に非均一である磁気共鳴信号の受信に対して高い感度を持つ。これは、個別の表面コイル１５が主に異なる方向から、即ち前記検査されるべき患者の体の空間の異なる部分から生じる磁気共鳴信号に対して敏感であることを意味する。前記コイル感度プロファイルは、前記表面コイルのセットの空間感度を表す。前記送信コイル、特に表面コイルは、復調器２４に接続され、受信された前記磁気共鳴信号（ＭＳ）は、復調器２４を使用して復調される。復調された前記磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニットに印加される。前記再構成ユニットは、前記表面コイルのセットの前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から磁気共鳴画像を再構成する。前記コイル感度プロファイルは、前もって測定され、例えば電子的に、前記再構成ユニットに含まれるメモリユニットに記憶される。前記再構成ユニットは、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ以上の画像信号を得、前記画像信号は、１つ以上の、場合によっては連続的な磁気共鳴画像を表す。これは、このような磁気共鳴画像の前記画像信号の信号レベルが、関連した前記磁気共鳴画像の輝度値を表すことを意味する。実際には再構成ユニット２５は、好ましくは前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号から前記磁気共鳴画像を再構成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２５として構築される。デジタル画像処理ユニット２５は、特にいわゆるSENSE法又はいわゆるSMASH法に従って再構成を実行するようにプログラムされる。前記再構成ユニットからの前記画像信号は、モニタ２６に印加され、これにより前記モニタは、（複数の）前記磁気共鳴画像の画像情報を表示することができる。更に他の処理、例えばハードコピーの形式での印刷を待つ間、前記画像信号をバッファユニット２７に記憶することも可能である。

前記検査されるべき患者の磁気共鳴画像又は連続した磁気共鳴画像の系列を形成するために、前記患者の体は、前記検査スペース内に広がる磁場にさらされる。この安定した一様な磁場、即ち主磁場は、前記検査されるべき患者の体内の少し過剰な数のスピンを前記主磁場の方向に向ける。これは、前記体内に（小さな）正味の巨視的な磁化を生成する。これらのスピンは、例えば水素原子核（陽子）のような核スピンであるが、電子スピンが関係してもよい。前記磁化は、前記勾配磁場の印加により局所的に影響を受ける。例えば、勾配コイル１２は、前記体の多少薄いスライスを選択するために選択勾配を印加する。この後に、前記送信コイルは、前記検査されるべき患者の撮像されるべき部分が位置する前記検査スペースに前記ＲＦ励起パルスを印加する。前記ＲＦ励起パルスは、選択された前記スライスにおけるスピンを励起し、即ち正味の磁化は、この場合、前記主磁場の方向のまわりの歳差運動を行う。この動作の間に、前記主磁場における前記ＲＦ励起パルスの周波数帯域内にラーモア周波数を持つスピンが励起される。しかしながら、このような薄いスライスより大幅に大きな前記体の一部におけるスピンを励起することも明白に可能であり、例えば、前記スピンは、前記体内の実質的に３つの方向に延在する３次元部分において励起されることができる。ＲＦ励起後に、前記スピンは、ゆっくりと初期状態に戻り、前記巨視的な磁化は、（熱的な）平衡状態に戻る。緩和する前記スピンは、この場合、磁気共鳴信号を発する。読み出し勾配及び位相エンコード勾配の印加のため、前記磁気共鳴信号は、例えば前記選択されたスライスの空間的位置をエンコードする複数の周波数成分を持つ。前記ｋ空間は、前記読み出し勾配及び前記位相エンコード勾配の印加による前記磁気共鳴信号によりスキャンされる。本発明によると、特に前記位相エンコード勾配の印加は、前記磁気共鳴画像の所定の空間分解能に関連して前記ｋ空間のサブサンプリングを生じる。例えば、前記磁気共鳴画像の所定の分解能に対して小さすぎるライン数、例えば前記ライン数の半分のみが、前記ｋ空間においてスキャンされる。

SENSE法を用いて（Ａ，Ｃ：減少係数＝３.０）収集されたsshEPI-DWIと、SENSE法を用いずに（Ｂ，Ｄ：減少無し）収集されたsshEPI-DWIとの比較である。矢印は、SENSE法を用いていない画像上の磁化率アーチファクトを示す。画像の対（Ａ−Ｂ，Ｃ−Ｄ）は、正確に同じスライス位置を持つ。 Ａは、関心領域（白い長方形）を有する高SNR、３Ｔ、ＦＡマップである。Ｂは、ＦＡマップ上に重ねられた拡大されたＲＯＩのベクトルマップである。 Ａは、小鉗子、脳梁を通る白質路を表現する被験者の脳の３次元レンダリングである。Ｂは、Ａと同じ線維路を示す白質（矢印）の同位面レンダリングである。 （ａ）従来のスパイラル、（ｂ）スパイラルSENSE法のＴＥ＝５ｍｓにおける画像である。（ｃ）基準に対する勾配エコー画像である。 ＴＥ＝３５ｍｓにおける（ａ）従来の画像、（ｂ）SENSE法の画像である。 左図は、SENSE法を使用する高分解能sshEPI fMRIである。活性化されたピクセルは、白く色付けされる。右図は、従来のsshEPIfMRIである。高分解能データにおける向上された空間的細部及び減少された歪に注意する。下の行は、拡大された細部を示す。 活性化された領域にわたり平均された相対的な信号の時間的経過である。右図は高分解能SENSE sshEPIのものであり、左図は従来のsshEPIのものである。垂直なバーは、刺激期間を示す。 本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。

Claims (6)

1. 主磁場強度の静的な主磁場を印加するステップと、
   検査されるべき対象から連続した磁気共鳴信号のエコートレインを生成するＲＦ励起を用いる収集シーケンスを利用するステップと、
   空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムを使用して、ある程度のアンダーサンプリングで前記磁気共鳴信号を受信するステップと、
   前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成するステップと、
   を有する磁気共鳴イメージング方法であって、
   前記アンダーサンプリングの程度が、前記検査されるべき対象の磁化率分布による位相変化の量に基づいて設定される、
   磁気共鳴イメージング方法。
2. 前記アンダーサンプリングの程度が前記主磁場強度に依存する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング方法。
3. 前記収集シーケンスが拡散増感サブシーケンスを含む、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング方法。
4. 前記収集シーケンスを利用するステップ、前記磁気共鳴信号を受信するステップ及び前記磁気共鳴画像を再構成するステップが、磁気共鳴画像の系列を生成するために繰り返され、
   前記磁気共鳴画像を照合し、前記磁気共鳴画像間の相互の照合を決定するステップと、
   前記相互の照合に基づいて前記系列から複数の前記磁気共鳴画像を選択するステップと、
   選択された前記複数の磁気共鳴画像にわたり平均するステップと、
   を有する、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング方法。
5. 主磁場強度の静的な主磁場を印加し、
   検査されるべき対象から連続した磁気共鳴信号のエコートレインを生成するＲＦ励起を用いる収集シーケンスを利用し、
   空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムを使用して、ある程度のアンダーサンプリングで前記磁気共鳴信号を受信し、
   前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成する、
   ように構成された磁気共鳴イメージングシステムであって、
   前記アンダーサンプリングの程度が、前記検査されるべき対象の磁化率分布による位相変化の量に基づいて設定される、
   磁気共鳴イメージングシステム。
6. 検査されるべき対象から連続した磁気共鳴信号のエコートレインを生成するＲＦ励起を用いる収集シーケンスを利用する命令と、
   空間感度プロファイルを持つレシーバアンテナシステムを使用して、ある程度のアンダーサンプリングで前記磁気共鳴信号を受信する命令と、
   前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成する命令と、
   を有するコンピュータプログラムであって、
   前記アンダーサンプリングの程度が、前記検査されるべき対象の磁化率分布による位相変化の量に基づいて設定される、
   コンピュータプログラム。

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