JP2009534116A - ブラックブラッド定常自由歳差磁気共鳴イメージング - Google Patents

Abstract

イメージング法において、イメージング領域における定常磁気共鳴励起を維持するため、周期的な維持無線周波数パルスα、-αが適用される。維持無線周波数パルス間の選択された期間において、イメージング領域からのイメージングデータの読み出し66が実行される。維持無線周波数パルス間の選択された他の期間において、空間選択的な血液信号抑制シーケンス62,62'が実行される。血液信号抑制シーケンスは、イメージング領域とは異なる抑制領域における血液信号を抑制する。血液信号抑制シーケンスは、実質的にゼロ次のモーメント印加傾斜磁場を持つ。

Description

本発明は、磁気共鳴イメージングにおける運動組織のラベリング及び定常磁気共鳴イメージングに関する。本発明は、特に、バランス定常自由歳差(SSFP)データ取得技術を用いるブラックブラッド(black blood)磁気共鳴イメージングを参照して説明される。しかしながら、本発明は、より一般的に、高速イメージング利用定常取得(FIESTA)、定常歳差高速イメージング(TrueFISP)、バランス高速場エコー(BFFE)等といったブラックブラッド定常イメージング技術に適用されることができる。更により一般的に、定常イメージングを用いる磁気共鳴血管造影にも適用されることができる。

バランスSSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE及び他の定常磁気共鳴イメージング技術は、比較的短い取得時間で比較的高い信号対ノイズ比を与えるものとして一般性を得てきた。これらの定常コヒーレントシーケンスにおいて、１回の繰り返し時間(TR)で励起される磁化は、次のTR期間においても存在し、イメージング領域における定常磁気共鳴励起を維持するため、定期的に適用される維持無線周波数パルスにより、例えばTR期間につき１つの維持パルスにより強化される。TR期間におけるこの磁化の維持は、高励起フリップ角の使用を容易にし、このことは、磁化の横方向成分の大きさを増加させ、こうして、定常スピンから検出される信号を増加させる。

高フリップ角の使用は、以前にイメージング処理が行われた静的なスライス内(in-slice)スピンに対して、新たに流入する動くスピンからの高い信号強度をもたらすことにもなる。例えば、イメージングスライスに入る血液が、熱平衡における磁化を含み、斯かる磁化が高フリップ角で励起されるとき、非常に高い信号強度を生み出す。心室を調べる(interrogate)機能的心臓イメージングの場合と同じく、血液によって占有されるボリュームを調査することに興味があるとき、斯かる強い信号は有利となることができる。しかしながら、血液信号が定常組織からの信号に対して抑制される、いわゆる「ブラックブラッド」画像を生成することは非常に困難である。ブラックブラッド・イメージングは有益である。なぜなら、それは、狭窄、部分プラーク集積閉塞、動脈瘤、及び他の血管障害を検出するために、内部血管腔を正確に表すことができるからである。

いくつかのブラックブラッド・イメージング手法では、磁気造影剤が患者に投与され、血液流に入る。磁気造影剤は、血液信号を抑制するよう選択される。しかしながら、磁気造影剤の使用は介入的であり、患者に磁気造影剤を投与することを含まない技術が好ましい。

非介入的なブラックブラッド技術は通常、逆パルス、飽和パルス、T₂-準備パルス、又は血液信号を抑制するために磁気共鳴を能動的に操作する他の磁気共鳴シーケンスを利用する。これらの技術は、一般には、定常イメージング技術と組み合わせて適用するのが困難である。なぜなら、定常状態の維持が、血液信号抑制シーケンスの間に中断されるからである。ブラックブラッド状態を達成するための磁気共鳴の能動的な操作は通常、イメージング領域における定常磁気共鳴励起の維持と実質的に干渉する有害な二次効果を持つ。

Deimlingは、米国特許出願公開第2005/0007112 A1号において、ブラックブラッド抑制のための能動磁気共鳴シーケンスを定常イメージングと組み合わせる技術を開示する。Deimlingの技術において、+α、-α、+α、-α、...(αは、パルスのフリップ角又はチップ角を表す)の形で周期性のあるスライス選択的な維持無線周波数パルスのシーケンスが、空間的に非選択的な無線周波数パルス-αによって-αパルスが置換されるという態様で修正される。イメージング領域の内側の組織は、定常維持シーケンス+α、-α、+α、-α、...を見る一方、イメージング領域の外側の組織は、シーケンス -α、-α、-α、-α、...を見る。これは、血液信号を含む、イメージング領域の外側の組織からの信号を抑制する。

しかしながら、Deimlingの手法は、特定の不都合点を持つ。空間的に非選択的な無線周波数パルス-αは形式上、フリップ角-αを持つ。しかしながら、実際には、+αパルスに対して、フリップ角は、励起ボリュームにわたり空間的に変化する可能性が予想される。これは、定常状態を不安定にし、画像品質を劣化させる可能性がある。更に、空間的に非選択的なパルス-αにより励起ボリューム内で励起されるスピンが存続し続け、画像にアーチファクトを投影する場合がある。外側ボリュームにおける脂肪のようなオフ共鳴(off-resonance)スピンは、この技術では効率的に抑制されることができず、同じく画像にアーチファクトを投影する場合がある。Diemlingの技術における更に別の不都合点は、指向性の血液信号抑制を提供するものではない点である。従って、例えば、Diemlingの技術は、イメージング領域に流れ込む静脈血液の同時抑制無しに、イメージング領域に流れ込む動脈血液を選択的に抑制することができない。その逆も成り立つ。

本願は、上述した問題その他を克服する、新たな改善された方法及び装置を提供するものである。

１つの側面によれば、イメージング法が開示される。イメージング領域において定常磁気共鳴励起を維持するため周期的な維持無線周波数パルスが適用される。維持無線周波数パルス間の選択されたインターバルの間、上記イメージング領域からイメージングデータの読み出しが実行される。維持無線周波数パルス間の他の選択されたインターバルの間、空間的選択性血液信号抑制シーケンスが実行される。上記血液信号抑制シーケンスが、上記イメージング領域とは異なる抑制領域における血液信号を抑制する。上記血液信号抑制シーケンスは、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない。

別の側面によれば、上記段落に記載されるイメージング方法を実行する装置が開示される。

別の側面によれば、磁気共鳴イメージングシステムが開示される。主磁石が、少なくともイメージング領域において静磁場を生成する。傾斜生成システムは、少なくとも上記イメージング領域において上記静磁場に選択された傾斜磁場を重畳させる。無線周波数システムが、無線周波数パルスを上記イメージング領域に送信し、上記イメージング領域から磁気共鳴信号を受信するよう構成される少なくとも１つの無線周波数コイルを含む。再構成プロセッサは、再構成された画像を形成するよう上記受信された磁気共鳴信号を再構成する。この要約部の第１段落に記載のイメージング方法に基づき、シーケンスコントローラが、上記傾斜生成システムと上記磁気共鳴励起システムとを制御する。

別の側面によれば、イメージングシステムが開示される。イメージング領域において定常磁気共鳴励起を維持するため、周期的な維持無線周波数パルスを適用する手段が与えられる。維持無線周波数パルス間の選択されたインターバルの間上記イメージング領域からイメージングデータの読み出しを実行する手段が与えられる。維持無線周波数パルス間の他の選択されたインターバルの間空間的選択性血液信号抑制シーケンスを実行する手段が与えられ、上記血液信号抑制シーケンスが、上記イメージング領域とは異なる抑制領域における血液信号を抑制し、上記血液信号抑制シーケンスは、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない。

別の側面によれば、イメージング方法が開示される。イメージング領域を画像化するよう構成される定常磁気共鳴イメージングシーケンスが実行される。上記実行ステップの間、上記定常磁気共鳴イメージングシーケンスの選択された読み出し部分が、変更領域における上記運動組織の信号を変更するよう構成される、空間的選択性運動組織信号変更シーケンスに置換される。上記運動組織は、上記変更領域から上記イメージング領域へと移る。上記運動組織信号変更シーケンスが、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない。

別の側面によれば、上記段落に記載されたイメージング方法を実行する装置が開示される。

１つの利点は、より少ない画像アーチファクトで、かつ改善された画像品質で、定常イメージングにおける血液又は他の運動組織をラベル付けする点にある。

別の利点は、さまざまな定常イメージング技術との互換性があり、及び血液信号を抑制するため磁気共鳴を能動的に操作するさまざまな磁気共鳴シーケンスと互換性がある点にある。

別の利点は、血流速度及び他の要素を説明するよう血液信号抑制の量が調整されることができるようなブラックブラッド定常イメージング技術を提供する点にある。

別の利点は、イメージング領域に流入する動脈血液からの信号を抑制することなく、イメージング領域に流入する静脈血液からの信号を選択的に抑制することができる点にある。静脈と動脈を逆にしても成り立つ。これは、開示される技術が、静脈造影図、動脈造影図、又はその両方を生成することを可能にする。

以下の詳細な説明を読み理解すれば、当業者は、本発明の更に追加的な利点を理解するであろう。

本発明は、様々な要素及び要素の配置の形式並びに様々なステップ及びステップの配置を取ることができる。図面は、好ましい実施形態を説明するためだけのためにあり、本発明を限定するものとして解釈されるべきものではない。

図１を参照すると、磁気共鳴スキャナ１０が、ボア１４、又は患者若しくは他の対象物１６を受ける他の受け入れ領域を含むスキャナ筐体１２を含む。スキャナ筐体１２に配置される主磁石２０は、ボア１４の少なくとも注目領域において主B₀磁場を生成するよう主磁石コントローラ２２により制御される。通常、主磁石２０は、クライオシュローディング２４により囲まれる永続的な超伝導磁石であるが、常伝導、永久、又は他のタイプの主磁石が使用されることもできる。

少なくとも注目領域において、選択された傾斜磁場を主磁場に重ね合わせるよう、傾斜磁場コイル２８が、筐体１２内又は上に配置される。通常、傾斜磁場コイルは、x傾斜、y傾斜、z傾斜といった３つの直交する傾斜磁場を生成するためのコイルを含む。オプションで、B₁無線周波数励起パルスを挿入し、励起された磁気共鳴信号を受信するため、全身無線周波数コイル３０が、図示されるように筐体１２、又はスキャナ１０のボア１４に配置される。追加的又は選択的に、１つ又は複数の局所コイル又はコイルアレイ(図示省略)が、磁気共鳴を励起及び／又は受信するのに使用されることができる。

磁気共鳴データ取得の間、ボア１４に配置される対象物の注目領域における磁気共鳴信号を生成するよう、無線周波数送信機３６が、図示されるように全身無線周波数コイル３０、又は局所コイル若しくはコイルアレイに結合される。傾斜磁場コントローラ３８は、生成された磁気共鳴を空間的に局所化する、空間的にエンコードする、又は他の操作をするため、傾斜磁場コイル２８を動作させる。磁気共鳴読み出しフェーズの間、図示されるようにコイル３０、又は局所コイル若しくはコイルアレイに結合される無線周波数受信機４０が、データバッファ４２に格納される磁気共鳴信号サンプルを受信する。受信された磁気共鳴サンプルは、画像メモリ４６に格納される再構成画像を生成するため、フーリエ変換再構成アルゴリズム、逆投影再構成アルゴリズム、又は磁気共鳴信号サンプルの空間エンコーディングに適合する別の再構成アルゴリズムを用いて再構成プロセッサ４４により処理される。

ユーザインタフェース５０は、再構成画像又は他の処理データ表現を、医師、放射線科医又は他のユーザに表示する。図１に示される例示的な実施形態において、ユーザインタフェース５０は、磁気共鳴スキャナ１０を制御するためのスキャナコントローラ５４とユーザとのインタフェースにもなる。他の実施形態では、分離したスキャナ制御インタフェースが与えられることができる。ブラックブラッド定常イメージングに関しては、スキャナコントローラ５４により実行されるブラックブラッド定常シーケンス６４を生成するため、バランスSSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE等定常イメージングシーケンス６０が、血液からの共鳴反応を抑制するよう構成された血液信号抑制シーケンス６２に一体化される。

図示される様々な要素が、様々な方法で一体化されることができる点を理解されたい。例えば、ユーザインタフェース５０がコンピュータである場合、再構成プロセッサ４４、スキャナコントローラ５４、データメモリ４２、４６、６０、６２又は他の要素は、オプションで、ソフトウェアコンポーネント、不揮発性メモリユニット、プロセッサ、集合的なコンピュータプログラム媒体等として、ユーザインタフェース５０に一体化される。

図２を参照すると、定常イメージングシーケンス６０と血液信号抑制シーケンス６２との一体化が、概略的に説明される。定常イメージングシーケンス６０は、イメージング領域における定常磁気共鳴励起を維持する、+α、-α、+α、-α、...の形の維持無線周波数パルスの周期的なシーケンスを含む(ここでαは、パルスのフリップ角を表す)。図示省略されているが、+α、-α、+α、-α、...の形の維持パルスの開始前に、スピンシステムを所望の定常励起へと効率的に増加させる「スタートアップ」シーケンスが先行することも想定される。また、十分な時間インターバルにわたり+α、-α、+α、-α、...パルスを適用することにより、定常励起が実現される。スタートアップ部分の間は通常、イメージングデータは取得されない。

いったん定常励起が従来の定常磁気共鳴シーケンスに到達すると、維持無線周波数パルスの間のインターバルの間、イメージング領域からイメージングデータを読み出す読み出しサブシーケンス６６が実行される。しかしながら、ブラックブラッド定常シーケンス６４においては、定常イメージングシーケンス６０における読み出しサブシーケンスが一つおきに血液信号抑制シーケンス６２のインスタンスにより置換される。以下に説明されることになるが、血液信号抑制シーケンス６２は、イメージング領域とは異なる抑制領域において、血液信号を抑制するよう構成される。血液信号抑制シーケンス６２は、特定の制約を持つ。この制約は、血液信号抑制シーケンスが、イメージング領域における定常磁気共鳴励起の維持に悪影響を与えることなく、更に、十分な血液信号抑制を提供することを確実にする。これらの制約は、血液信号抑制シーケンス６２が、ゼロ次モーメント印加傾斜磁場をほとんど持たないことを確実にすることを含む。

引き続き図２を参照しつつ、更に図３及び図４も参照すると、選択された読み出しサブシーケンスを血液信号抑制シーケンス６２で置換することは結果として、置換されることで読み出しサブシーケンスが無くなるので、全体のイメージングデータ取得がゆっくりしたものになる。図２のブラックブラッド定常シーケンス６４では、未修正の定常イメージングシーケンス６０と比べたときのデータ取得速度における減少は50%である。なぜなら、読み出しサブシーケンスが一つおきに置換されるからである(即ち、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの比は1：1である)。他方、図３は、各３つの読み出しサブシーケンスのうちの１つだけが血液信号抑制シーケンス６２により置換された、異なるブラックブラッド定常シーケンス６４'を示す(即ち、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの比は1：2である)。従って、ブラックブラッド定常シーケンス６４'では、データ取得速度における減少は33%である。図４は、各４つの読み出しサブシーケンスのうちの１つだけが血液信号抑制シーケンス６２により置換された、別のブラックブラッド定常シーケンス６４''を示す(即ち、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの比は1：3である)。従って、ブラックブラッド定常シーケンス６４''では、データ取得速度における減少は25%である。

こうして、血液信号抑制シーケンス６２により置換される読み出しサブシーケンスの割合が減るので、イメージングデータ取得速度が増加される。しかしながら、血液信号抑制シーケンス６２により置換される読み出しサブシーケンスの割合があまりにも小さいと、血液信号抑制の実効性が犠牲になってしまう。従って、イメージングデータ取得速度と血液信号抑制量との間にはトレードオフが成立する。血液の流れが高速である場合には、血液信号抑制シーケンス６２が多く適用されるべきである。斯かる場合、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの高い比、例えば10：1といった比が、十分な血液信号抑制を提供するために採用されることができる。対照的に、血液の流れが遅い場合には、イメージングデータ取得速度を向上させるため、血液信号抑制シーケンス６２はあまり適用されることができない。斯かる場合、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの低い比、例えば1：10といった比が、高いイメージングデータ取得速度を維持しつつ、十分な血液信号抑制を提供するために採用されることができる。必要な場合、イメージングシーケンスの間を通して抑制シーケンスが適用されることができるが、必ずしも固定比である必要はない。

図５を参照すると、図２のブラックブラッド定常シーケンス６４に対する適切なパルスシーケンスの一部が示される。図５のパルスシーケンスにおいて、定常イメージングシーケンス６０は、バランス定常自由歳差(SSFP)シーケンスである。しかしながら、SSFP、FIESTA、TrueFISP、BFFE及び他の定常磁気共鳴イメージング技術が使用されることができる。血液信号抑制シーケンス６２は、スライス選択的な傾斜磁場(G_suppress)と共に適用される無線周波数パルス(RF_suppress)を利用する。他の領域選択的な傾斜コンビネーションも想定される。RF_suppressパルスは、実質的に任意の振幅及び形状を持つことができ、２つ又は複数の無線周波数パルスを含むことができるが、維持無線周波数パルスの間の時間インターバル内に適合しつつ十分なフリップ角を提供するよう選択されるべきである。厚スラブが使用されるのでない場合、時間−帯域幅積(product)が高いパルスを適用するには、かなり時間がかかることになる。図５に示されるように、多数のサイドローブを持つ無線周波数パルスRF_suppressは、抑制領域において発見される定常スピンのいくつかの有益なクラッシュを提供することが予想される。オプションで、RF_suppressパルスフェーズは、スポイル傾斜リコールエコー(SPGR)で使用されるのと似ている、RFスポイリング法で増加される。例えば、抑制領域における定常スピンからのコヒーレンスの可能性を減らすため、血液信号抑制シーケンス６２の連続的な適用の間で、線形又は二次フェーズが増加する。

スライス選択的な傾斜磁場G_suppressが、スラブ又はスライスとして抑制領域を適切に選択する。しかし、他の形状の抑制領域も想定される。スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの振幅及び持続時間は、RF_suppressパルスの時間−帯域幅積に適合するよう選択される。ある実施形態では、RF_suppressパルスが約 50 rad又は約 8 sec・Hzの時間−帯域幅積を持ち、抑圧スラブが5センチである場合に、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressが、およそ3ミリ秒の持続時間を持つ。スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの振幅はかなり小さくすることができる。その持続時間は、例えば、約1〜5ミリ秒とすることができる。図５の実施形態では、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressが、維持無線周波数パルスα及び -αの間適用されるイメージングスライス選択傾斜磁場G_αに対して反対の極性を持つ。

スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの適用は、それ自身により、結果として、非ゼロのモーメント印加傾斜磁場を持つ血液信号抑制シーケンスを生じさせることになる。補償するために、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressに等しくかつ反対の時間積分領域(即ち反対極性)の傾斜磁場が、RF_suppressパルスの時間領域の外側で適用されることができる。イメージング領域におけるスピンは、RF_suppressパルスによっては影響をされることはない。なぜなら、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressは、イメージングスライスを磁気共鳴周波数に持って来るよう調整されるものではないからである。更に、等しくかつ反対の時間積分領域である別の傾斜磁場でスライス選択的な傾斜磁場G_suppressを補償することにより、従って、全体の印加傾斜磁場のゼロ次モーメントをnull化することにより、イメージング領域におけるフェーズ発生(phase accrual)がゼロ化され、その結果、血液信号抑制シーケンスの傾斜磁場はイメージング領域には影響を与えない。一般に、補償のための傾斜磁場は、時間的にスライス選択的な傾斜磁場G_suppressの前後で適用されることができるか、又はスライス選択的な傾斜磁場G_suppressの前後で適用されることができる部分に分割されることができる。定常励起のバランスを維持することに関して、重要な側面は、血液信号抑制シーケンス６２の間、ゼロ次のモーメント印加傾斜磁場を実質的に持たないことである。

血液信号抑制シーケンス６２に関して考えられる別の悪影響は、抑制領域の定常スピンに関する。これらの定常スピンがコヒーレンスを保つとすると、定常スピンは、イメージング領域から取得される画像におけるアーチファクトとして現れることになる磁気共鳴信号を生み出し続けることになる。事実上、これらのスピンは、バランスシーケンスも実行し、従って、時間積分領域がゼロにキャンセルアウトされる任意の時間に再フォーカス(refocused)されることができる。しかしながら、適切にクラッシュされる場合、ネット信号を生成しないよう、抑制領域における定常スピンはディフェーズされたままである。なぜなら、定常スピンが、非コヒーレントな状態でイメージング読み出し時間を消費するためである。スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの補償のために印加される傾斜磁場は有利には、抑制領域における定常スピンの何らかのクラッシュも提供する。しかしながら、抑制領域の各画像要素内での大きなフェーズねじれ(phase twist)を導入することによりこれらのスピンを更にディフェーズさせ、完全な信号キャンセルを確実にするために、追加的なクラッシュ傾斜領域を追加することが有利である。より多くの領域を追加すると、これらのスピンのゼロ次モーメントを増加させ、それらを更に効果的にディフェーズさせる。SPGRで使用されるのに似たRFスポイルスキームが使用される場合、更なる抑制が実現されることができる。

従って、引き続き図５を参照すると、クラッシャ又はディフェーズ傾斜磁場(Gsk)が、時間においてスライス選択的な傾斜磁場G_suppressの後に適用される。クラッシャ傾斜磁場Gskは、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressとは反対に、それより大きな時間積分領域を持つ。血液信号抑制シーケンス６２にゼロ次モーメント印加傾斜磁場が実質的にない状態を提供するため、プレワインダ(prewinder)傾斜磁場(Gsp)が、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの前に適用される。血液信号抑制シーケンス６２において、プレワインダ傾斜磁場Gspは、先行する -α無線周波数パルスに関連付けられるバランス傾斜磁場に一体化される。血液信号抑制シーケンス６２に対して、実質的にnull化されたゼロ次モーメント印加傾斜磁場を維持するために、傾斜磁場の総時間積分領域は実質的にゼロであるべきである。即ち、A(...)が時間積分領域を表すとき、

となるべきである。

図６を参照すると、血液信号抑制シーケンス６２に対する傾斜磁場の適切な決定が説明される。スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの時間積分領域の大きさは「B」で表され、所望のクラッシャ傾斜磁場Gskの時間積分領域の大きさは「A」で表される。後者の領域Aは、定常維持α無線周波数パルスに関連付けられるバランス傾斜磁場の時間積分領域の半分に等しくなるよう選択される。すると、プレワインダ傾斜磁場Gspは、時間積分領域 -A+B を持ち、図示されるように、先行する -α無線周波数パルスに関連付けられる領域 +Aのバランス傾斜磁場に適切に一体化されることができる。完全なシーケンスにおける印加傾斜磁場の総ゼロ次モーメントは、A(Gα) + A(Gsp) + A(G_suppress) + A(Gsk) + A(Gα) = (A) + (-A+B) + (-B) + (-A) + (A) = 0である。

図７を参照すると、修正された血液信号抑制シーケンス６２'が示される。その修正された血液信号抑制シーケンス６２'は、血液信号抑制シーケンス６２に関して、クラッシャ傾斜磁場Gskがより大きな時間積分領域 -A+Cを持つ点で修正される。すると、プレワインダ傾斜磁場Gspは、時間積分領域 -A+B+Cを持ち、図示されるように、先行する -α無線周波数パルスに関連付けられる領域 -Aのバランス傾斜磁場に再度適切に一体化されることができる。すると、維持及び抑制シーケンスの全体の組み合わせにわたる、印加傾斜磁場の総ゼロ次モーメントは、A(Gα) + A(Gsp) + A(G_suppress) + A(Gsk) + A(Gα) = (A) + (-A+B+C) + (-B) + (-A-C) + (A) = 0である。領域成分「C」は、抑制領域における定常スピンの所望量のクラッシュを提供するよう選択されることができる。一方、血液信号抑制シーケンス６２'に対して、実質的にnull化されたゼロ次モーメント印加傾斜磁場は維持される。

図５〜７のシーケンスにおいて、クラッシャ傾斜磁場及び対応するプレワインダ傾斜磁場は、イメージング領域及び抑制領域をスライスとして選択するのにも使用されるスライス選択方向に適用される。しかしながら、クラッシャ傾斜磁場及び対応するプレワインダ傾斜磁場は、スライス選択方向以外に、又はスライス選択方向に加えて、１つ又は複数の方向にも適用されることができる。

抑制領域は、イメージング領域とは異なる。いくつかの実施形態における異なる抑制領域は、イメージング領域と部分的に重複するか、又は交差することができる。この場合、イメージング領域からの磁気共鳴信号は、その重複又は交差の領域で乱されることになり、その画像は斯かる乱れが原因でアーチファクトを含む場合がある。しかしながら、注目器官又は組織がこの重複又は交差領域に含まれるのでないならば、この乱れは有害ではない。その場合、アーチファクトを回避するよう抑制ボリュームの方向換え(reorientation)が実行されることができる。

抑制領域における定常スピンからの信号貢献を更に減らす別の手法は、抑制スラブ選択、クラッシャ及びオプションのクラッシャ補償傾斜磁場G_suppress、Gsk、Gspの極性を交互変化させることである。そうすることにより、周期的な再フォーカスとは対照的に、増加されたクラッシュを提供することになる。なぜなら、クラッシャ傾斜磁場の領域が、血液信号抑制シーケンスの反復の間で、打消しあうのではなく、足されることになるからである。

バランス定常イメージングシーケンスは、スライス選択傾斜磁場に対してnullのゼロ次及び１次モーメントを持つ。印加されるスライス選択傾斜磁場は、時間対称的で、領域均衡化された波形を持つ。図５及び６の血液信号抑制シーケンス６２は、nullのゼロ次モーメントを持つが、１次モーメントは完全にはnull化されていない。しかしながら、傾斜磁場が一貫して極性を切り替えるので、残っている１次モーメントは、小さな大きさであり、イメージング領域における平面内運動(in-plane motion)を持つスピンにだけ影響を与えることになろう。オプションで、実質的にnull化された１次モーメントを同様に持つように傾斜磁場を調整するため、追加の傾斜磁場ローブが抑制シーケンスに組み込まれることができる。図７の血液信号抑制シーケンス６２'は、追加的な「C」領域成分によりもたらされる追加的な非対称性が原因で、血液信号抑制シーケンス６２より大きな１次モーメントを持つ。クラッシュ傾斜磁場の大きさ(及び従って抑制領域における定常スピンからの信号の抑制度)と、nullである１次モーメント状態からの１次モーメントの偏差との間にはトレードオフが成立する。

別の手法では、RF_suppress無線周波数パルスを時間逆行(time-reversed)自己再フォーカスパルスにすることにより、抑制領域における定常スピンのいくつか又はすべてのクラッシュが実現されることができる。通常、スライス選択無線周波数パルスは、スライス通過(through-slice)方向において誘導される線形フェーズを除去するフォロー再フォーカス傾斜磁場により再フォーカスされる。しかしながら、自己再フォーカス無線周波数パルスは、例えば、Robertsらによる「A Simple Method for the Construction of 180 degree Refocusing RF Pulse for Use In Nuclear Magnetic Resonance Imaging」、Journal of Magnetic Resonance、Series B (1993) 101巻78-82頁に述べられるようにデザインされてきた。自己再フォーカス無線周波数パルスは、低減又は削除されたフォロー再フォーカス傾斜磁場パルスを用いて磁化の再フォーカスを行うことを提供する。しかしながら、時間逆行自己再フォーカス無線周波数パルスは、反対の効果を持つ。それは、スライス通過方向におけるスピンにより発生されるフェーズの量を増加させる傾向にある。これは、クラッシュ傾斜磁場Gskの効果に似ている。従って、いくつかの実施形態では、RF_suppress無線周波数パルスが、抑制領域における定常スピンの少なくともいくつかのクラッシュを提供する時間逆行自己再フォーカスパルスである。これらの実施形態において、クラッシュ傾斜磁場Gskは、大きさにおいて減らされることができるか、又はオプションで完全に除去されることができる。しかしながら、血液信号抑制シーケンスがゼロ次モーメント印加傾斜磁場を実質的に持たないことを確実にするため、スライス選択的な傾斜磁場G_suppressの前及び／又は後で、補償的な傾斜磁場が印加されるべきである。

抑制領域からイメージング領域に流入する血液の運動スピンにおける血液信号抑制又はインコヒーレンスの度合いは、例えば(血流速度に関連付けられる)抑制領域で費やされた時間量、抑制フリップ角及び(例えば、図２〜４で議論されたような血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの比により定量化される)抑制周波数といった様々な要素に依存する。イメージング領域の厚みも考慮すべき要素である。抑制領域における存在の間、運動スピンは、実質的にディフェーズされた信号をもたらす血液信号抑制シーケンス６２により大きなフェーズツイスト(phase twist)が与えられる。そのフェーズツイストは、スライス選択又はスラブ選択方向に沿って変化する。こうしたスピンがコヒーレント信号にならないよう、イメージングスライスに入る運動スピンの「ボーラス」において少なくとも２πのディフェーズが存在すべきである。

スピンが高速に流れる場合、運動スピンからの信号の抑制が頻繁に行われなければならず、より好適な血液信号抑制を得るために、血液信号抑制シーケンス６２と読み出しシーケンスとの高い比の使用を必要とする、及び／又は高いフリップ角の使用を必要とする。ある実施形態では、血液信号抑制は、2〜4 RF_suppressサイクルにわたり生じる。例えば、TR = 3msの場合、3つの抑制パルスが18ミリ秒後に適用される(図２に示されるように、RF_suppressが一つおきのTRで適用されると仮定して)。直径が10センチのスラブが抑制領域として使用される場合、3つの励起抑制サイクルにおいて90%の信号抑制を達成するために、スピンは、その10センチの抑制領域において18ミリ秒費やすべきであり、62°の抑制フリップ角が使用されるべきである。同様に、スピンは、0.55センチ／ミリ秒よりゆっくりした速度で移動しなければならないであろう。さらに、そのスピンが3抑制サイクルを受信する場合、残りの磁化は、SPGRを行わない場合にはcos³(抑制フリップ角)に比例する振幅を、SPGRを行う場合には、それより小さな振幅を持つであろう。例えば、60°のパルスが使用される場合、3励起サイクル後に抑制領域を去る信号が、その元の振幅のおよそ12%を持つであろう。75°のパルスが使用される場合、退出スピンは、その元の磁化のおよそ2%を持つであろう。こうして、RF_suppressパルスの適用の頻度(frequency)及び励起フリップ角は、血液における既知の速度に調整されることができる。一般に、運動スピンにより感知されるRF_suppressパルスを多くすると、血液信号抑制はより好適なものとなる。

血液信号抑制シーケンスにより標的とされる抑制領域は、薄いスライスから幅広のスラブまでの範囲にわたり、変化するサイズのものとすることができる。ある実施形態では、RF_suppress励起は、断熱曲線(半通過)励起である。これは、比較的小さく、容易にnull化される(nulled out)傾斜磁場を実質的に伴う血液信号抑制を与える。本書に開示されるブラックブラッド定常イメージングシーケンスは、2次元及び3次元イメージングの両方に適用可能であり、デカルト、螺旋、放射状k空間、又は他のサンプリングパターンに適用可能である。

本書に開示されるブラックブラッド定常イメージングシーケンスは、イメージング領域に対して抑制領域を適切に配置することにより、ブラックブラッド動脈造影図、ブラックブラッド静脈造影図、及び混合ブラックブラッド脈管図を取得するのに適している。動脈造影図に関しては、抑制領域は、イメージング領域へ流入する動脈血液を抑制するよう配置されるべきである。静脈造影図に関しては、抑制領域は、イメージング領域へ流入する静脈血液を抑制するよう配置されるべきである。通常、静脈造影のための抑制領域及び動脈造影のための抑制領域は、一般にイメージング領域の反対側にある。例えば、軸スライスを用いる脚部(leg)イメージングでは、静脈抑制スライスは、イメージング領域よりも足首(feet)に近く、一方動脈抑制スライスは、イメージング領域よりも足首から遠くにある。動脈抑制スライスと静脈抑制スライスとの両方に血液信号抑制シーケンスを(例えば、維持無線周波数パルス間の異なるインターバルで)適用することにより、混合ブラックブラッド脈管図が得られる。また、混合ブラックブラッド脈管図を生成するため、静脈造影図及び動脈造影図が、ポスト取得処理において結合されることもできる。

血管壁イメージングでは、血液から明るい信号を除去するのにブラックブラッド定常イメージングシーケンスが適切に使用される。これは、血管壁の高分解能なイメージングを可能にする。周辺血管造影セッティングにおいて、未修正画像からブラックブラッド画像を減算することにより血管の画像を生成するため、ブラックブラッド定常イメージングシーケンスが未修正の定常イメージングシーケンスと共に使用される。更に、静脈及び動脈脈管構造の両方に対する血管造影図が、異なる取得における異なる方向からの流入を抑制することにより得られることができる。両方が抑制されると、血液からのnull信号を持つ画像が実現されることができる。更に、どれくらい速く血液がそうした領域を通過するかに基づき領域を区別するため、血液信号抑制シーケンスの適用頻度を調整することも想定される。この後者の手法は、血液信号抑制が不完全な場合であっても機能するべきである。なぜなら、血液信号が、通常の定常イメージングにおける他の組織からの信号よりかなり高いため、２つの画像セットの減算が、血管造影画像を生み出すことになるからである。

心臓機能イメージング(シネ設定)において、抑制領域は、肺を含むことができ、肺において酸素化を経験する血液からのスピンが抑制され、心臓の左心房及び心室における血液の信号強度が減らされる。同様に、抑制領域が、上及び下静脈孔を含む場合、右心房及び心室が、ブラックブラッドシネモードでキャプチャされることができる。ブラックブラッドモードにおける機能的解析のため、非常にありふれた定常イメージングシネの取得を可能にする点でこの手法は興味深い。

冠状動脈イメージング設定において、抑制領域は、心臓の左心室を含む。その結果、収縮期の間に心室を出る血液が抑制されることになる。すると冠動脈口に入る血液は、低い信号強度を持ち、取得は、中断のない態様で処理されることになる。連続するRF_suppressパルスによる複数回の励起が行われるよう、運動スピンが抑制領域において十分な時間を費やすと仮定すれば、血液信号抑制シーケンスがもっと頻繁に適用される場合、運動スピンは更に抑制される。しかしながら、より高いフリップ角を使用することにより、従って、イメージングデータ取得効率を増加させることにより、血液信号抑制シーケンスは、より少ない頻度で適用されることができる。

本発明が、好適な実施例を参照して説明されてきた。上記詳細な説明を読み理解すれば、第三者は、修正及び変形を思い付くことができる。本発明は、添付の請求項及びそれらと均等な範囲内である限り、斯かるすべての修正及び変更を含むものとして解釈されることが意図される。

ブラックブラッド定常磁気共鳴イメージングを実行するよう構成された磁気共鳴イメージングシステムを図式的に示す図である。 血液信号抑制シーケンスを定常イメージングシーケンスに組み込む手法を図式的に示す図であり、血液信号抑制シーケンスと読み出しシーケンスとの比が１：１である状態を示す図である。 血液信号抑制シーケンスを定常イメージングシーケンスに組み込む手法を図式的に示す図であり、血液信号抑制シーケンスと読み出しシーケンスとの比が１：２である状態を示す図である。 血液信号抑制シーケンスを定常イメージングシーケンスに組み込む手法を図式的に示す図であり、血液信号抑制シーケンスと読み出しシーケンスとの比が１：３である状態を示す図である。 図２のイメージングシーケンスの一部に対する例示的なパルスシーケンスを示す図である。 選択された傾斜磁場の時間積分領域がラベル付けされている、図５のパルスシーケンスの血液信号抑制シーケンス成分を示す図である。 選択された傾斜磁場の時間積分領域がラベル付けされている、別の血液信号抑制シーケンスを示す図であり、より大きなクラッシャ又はディフェーズ傾斜磁場が適用される状態を示す図である。

Claims (23)

1. イメージング領域において定常磁気共鳴励起を維持するため周期的な維持無線周波数パルスを適用するステップと、
   維持無線周波数パルス間の選択されたインターバルの間、前記イメージング領域からイメージングデータの読み出しを実行するステップと、
   維持無線周波数パルス間の他の選択されたインターバルの間、空間的選択性血液信号抑制シーケンスを実行するステップとを有し、前記血液信号抑制シーケンスが、前記イメージング領域とは異なる抑制領域における血液信号を抑制し、前記血液信号抑制シーケンスは、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない、イメージング方法。
2. 前記血液信号抑制シーケンスが、実質的に１次モーメント印加傾斜磁場を持たない、請求項１に記載のイメージング方法。
3. 前記血液信号抑制シーケンスが、
   前記抑制領域に向けられ、空間的選択性傾斜磁場を利用する、空間的選択性無線周波数励起を含み、連続的な他の選択されたインターバルに適用される前記空間的選択性無線周波数励起のフェーズは、RFスポイルを誘導するよう増加される、請求項１に記載のイメージング方法。
4. 前記血液信号抑制シーケンスが、
   前記抑制領域に向けられ、空間的選択性傾斜磁場を利用する、空間的選択性無線周波数励起と、
   前記空間的選択性傾斜磁場の領域に等しく、該空間的選択性傾斜磁場とは反対の時間積分領域を持つディフェーズ傾斜磁場とを含む、請求項１に記載のイメージング方法。
5. 前記血液信号抑制シーケンスが、
   補償傾斜磁場を含み、前記補償傾斜磁場に続き、前記抑制領域に向けられ、空間的選択性傾斜磁場を利用する、空間的選択性無線周波数励起を含み、前記空間的選択性無線周波数励起に続き、ディフェーズ傾斜磁場を含み、前記補償傾斜磁場、前記ディフェーズ傾斜磁場及び前記空間的選択性傾斜磁場の結合された時間積分領域が、実質的にゼロである、請求項１に記載のイメージング方法。
6. 前記補償傾斜磁場が、先行する周期的な維持無線周波数パルスに関連付けられるバランス傾斜磁場に一体化される、請求項５に記載のイメージング方法。
7. 前記血液信号抑制シーケンスが、
   時間逆行自己フォーカス空間的選択性無線周波数パルスを含む、請求項１に記載のイメージング方法。
8. 前記抑制領域が、前記イメージング領域に対する静脈血流の上流に配置される、請求項１に記載のイメージング方法。
9. 前記抑制領域が、前記イメージング領域に対する動脈血流の上流に配置される、請求項１に記載のイメージング方法。
10. 前記抑制領域が、前記イメージング領域に対する静脈血流の上流に配置される静脈抑制領域部と、前記イメージング領域に対する動脈血流の上流に配置される動脈抑制領域部とを含む、請求項１に記載のイメージング方法。
11. 前記選択されたインターバルと前記他の選択されたインターバルとの比が1：10から10：1までの間にある、請求項１に記載のイメージング方法。
12. 前記イメージング領域が、少なくとも１つの脚の一部、少なくとも１つの腕の一部、少なくとも１つの肺の一部、又は心臓の一部を含む、請求項１に記載のイメージング方法。
13. シネ時間シーケンスを得るための時間にわたり、前記適用ステップ及び前記実行ステップを反復するステップを更に有する、請求項１に記載のイメージング方法。
14. 請求項１に記載のイメージング方法を実行する装置。
15. 少なくともイメージング領域において静磁場を生成する主磁石と、
    少なくとも前記イメージング領域において、選択された傾斜磁場を前記静磁場に重畳させる傾斜生成システムと、
    無線周波数パルスを前記イメージング領域に送信し、前記イメージング領域から磁気共鳴信号を受信するよう構成される少なくとも１つの無線周波数コイルを含む無線周波数システムと、
    再構成された画像を形成するよう前記受信された磁気共鳴信号を再構成する再構成プロセッサと、
    請求項１に記載のイメージング方法に基づき、前記傾斜生成システム及び前記磁気共鳴励起システムを制御するシーケンスコントローラとを有する、磁気共鳴イメージングシステム。
16. イメージング領域において定常磁気共鳴励起を維持するため、周期的な維持無線周波数パルスを適用する手段と、
    維持無線周波数パルス間の選択されたインターバルの間、前記イメージング領域からイメージングデータの読み出しを実行する手段と、
    維持無線周波数パルス間の他の選択されたインターバルの間、空間的選択性血液信号抑制シーケンスを実行する手段とを有し、前記血液信号抑制シーケンスが、前記イメージング領域とは異なる抑制領域における血液信号を抑制し、前記血液信号抑制シーケンスは、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない、イメージングシステム。
17. イメージング領域を画像化するよう構成される定常磁気共鳴イメージングシーケンスを実行するステップと、
    前記実行ステップの間、前記定常磁気共鳴イメージングシーケンスの選択された読み出し部分を、運動組織が前記イメージング領域に入ってくる運動組織変更領域における前記運動組織の信号を変更するよう構成される空間的選択性運動組織信号変更シーケンスに置換するステップとを有し、前記運動組織信号変更シーケンスが、実質的にゼロ次モーメント印加傾斜磁場を持たない、イメージング方法。
18. 前記運動組織変更シーケンスが、実質的に１次モーメント印加傾斜磁場も持たない、請求項１７に記載のイメージング方法。
19. 前記運動組織変更シーケンスが、
    前記抑制領域に向けられ、空間的選択性傾斜磁場を利用する、空間的選択性無線周波数励起を含み、前記空間的選択性無線周波数励起の連続的な適用のフェーズは、RFスポイルを誘導するよう増加される、請求項１７に記載のイメージング方法。
20. 前記運動組織変更シーケンスが、
    補償傾斜磁場を含み、前記補償傾斜磁場に続き、前記変更領域に向けられ、空間的選択性傾斜磁場を利用する、空間的選択性無線周波数励起を含み、前記空間的選択性無線周波数励起に続き、ディフェーズ傾斜磁場を含み、前記補償傾斜磁場、前記ディフェーズ傾斜磁場及び前記空間的選択性傾斜磁場の結合された時間積分領域が、実質的にゼロである、請求項１７に記載のイメージング方法。
21. 前記運動組織変更シーケンスが、
    時間逆行自己フォーカス空間的選択性無線周波数パルスを含む、請求項１７に記載のイメージング方法。
22. 前記運動組織が、流れる血液を含み、前記変更は、前記流れる血液からの磁気共鳴信号の抑制を含む、請求項１７に記載のイメージング方法。
23. 請求項１７に記載のイメージング方法を実行する装置。

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