JP2015512317A

JP2015512317A - Ａｐｔコントラスト向上および複数エコー時間におけるサンプリングを用いたｍｒ撮像

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Inventors: エッガース，ホルガー; コイップ，ヨッヘン
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Abstract

本発明は、MR装置の検査体積内の主磁場B0内に置かれたボディ（１０）の少なくとも一部のCESTまたはAPT MR撮像の方法に関する。本発明の方法は以下の段階を含む：ａ）前記ボディ（１０）の前記一部に、飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスを受けさせる段階と；ｂ）前記ボディ（１０）の前記一部に、少なくとも一つの励起／再集束RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含む撮像シーケンスを受けさせて、それにより前記ボディ（１０）の前記一部からMR信号がスピンエコー信号として収集される、段階と；ｃ）段階ａ）およびｂ）を二回以上反復する段階であって、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが適用されるよう、前記飽和周波数オフセットおよび／または前記撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる、段階と；ｄ）収集されたMR信号からMR画像および／またはB0場均一性補正されたAPT/CEST画像を再構成する段階。さらに、本発明は、本発明の上記方法を実行するためのMR装置（１）およびMR装置上で実行されるコンピュータ・プログラムに関する。

Description

本発明は磁気共鳴（MR）撮像の分野に関する。本発明は、MR装置の検査体積内で主磁場B₀内に置かれたボディの少なくとも一部のMR撮像の方法に関する。本発明はまた、MR装置およびMR装置のためのコンピュータ・プログラムにも関する。

二次元または三次元画像を形成するために磁場と核スピンの間の相互作用を利用する画像形成MR（magnetic resonance［磁気共鳴］）法は、軟組織の撮像については多くの点で他の撮像方法より優れており、電離放射線を必要とせず通例非侵襲的なので、特に医療診断の分野において今日広く使われている。

MR法一般では、検査対象の患者の身体が強い一様磁場B₀中に配置される。一様磁場の方向は同時に、測定の基礎となる座標系の軸（通例z軸）を定義する。磁場は、定義された周波数（いわゆるラーモア周波数またはMR周波数）の交流電磁場（RF場）の印加によって励起される（スピン共鳴）ことのできる、磁場強度に依存する個々の核スピンについての異なるエネルギー・レベルを生じる。巨視的な観点からは、個々の核スピンの分布が全体的な磁化を生じる。この全体的な磁化が、磁場がz軸に垂直に延在する間に適切な周波数の電磁パルス（RFパルス）を印加することによって平衡状態から逸らされることができ、磁化はz軸のまわりに歳差運動をする。磁化のこの動きは円錐の表面を描き、その開き角はフリップ角と称される。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強さおよび継続時間に依存する。いわゆる90°パルスの場合、スピンはz軸から横平面まで逸らされる（フリップ角90°）。RFパルスはMR装置のRFコイル配列を介して患者の身体のほうに放射される。RFコイル配列は典型的には、患者の身体が置かれている検査体積を取り囲む。

RFパルスの終了後、磁化はもとの平衡状態に緩和し、その過程で、z方向の磁化が第一の時定数T₁（スピン格子緩和時間または縦緩和時間）で再び増大し、z方向に垂直な方向の磁化は第二の時定数T₂（スピン‐スピン緩和時間または横緩和時間）で緩和する。z軸に垂直な方向に磁化の変化が測定されるようMR装置の検査体積内に配置され、配向された受信RFコイルによって、磁化の変化が検出できる。横磁化の減衰には、たとえば90°パルスの印加後、（局所的な磁場不均一性によって誘起される）同じ位相をもつ秩序状態からすべての位相角が一様に分布している状態への核スピンの遷移（位相乱雑化［dephasing］）が伴う。位相乱雑化は再集束パルス（たとえば180°パルス）によって補償できる。これは、受信コイルにエコー信号（スピンエコー）を生じる。あるいはまた、位相乱雑化は、受信コイルにエコー信号（グラジエントエコー）を生じる磁気勾配パルスによって補償されることができる。身体における空間分解能を実現するために、三つの主要な軸に沿って延在する線形磁場勾配が一様磁場に重畳され、スピン共振周波数の線形の空間依存性につながる。すると、受信コイルによって拾われる信号は、身体中の異なる位置に関連付けることのできる異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは空間周波数領域に対応し、k空間データと呼ばれる。k空間データは通例、異なる位相エンコードを用いて取得される複数のラインを含む。各ラインはいくつかのサンプルを収集することによってデジタル化される。k空間データのセットは、フーリエ変換によってMR画像に変換される。

いくつかの医療用途では、標準的なMRプロトコルからのMR信号強度の差、すなわち異なる組織の間のコントラストは、満足のいく臨床情報を得るために十分でないことがある。コントラスト向上およびMR検出感度の（数桁の）向上のための特に有望なアプローチは、外的に投与される造影剤への応用のためのBalabanらによって最初に記述された（特許文献１参照）「化学交換飽和伝達（CEST: Chemical Exchange Saturation Transfer）」に基づく既知の方法である。CEST法によれば、画像コントラストは、造影剤または主たる水共鳴とは異なる周波数で共鳴するプロトン・プールをもつ内生的な分子の存在のもとで水プロトン信号の強度を変えることによって得られる。これは、水プロトン共鳴とは異なる周波数で共鳴する交換性プロトンのプールの核磁化を選択的に飽和させることによって達成される。交換性プロトンは、外来性CEST造影剤（たとえば、DIACEST、PARACESTまたはLIPOCEST剤）によって提供されることができるが、生体組織にも見出すことができる（すなわち、タンパク質およびペプチドにおける内生的なアミド・プロトン、グルコース中のプロトンまたはコリンもしくはクレアチニンのような代謝産物中のプロトン）。交換性プロトンのMR周波数（化学シフト）にマッチさせられる周波数選択的な飽和RFパルスがこの目的のために使われる。交換性プロトンのMR信号の飽和はその後、水プロトンとの化学的な交換によって、検査される患者の身体内の近くの水プロトンのMR信号に伝達され、それにより水プロトンMR信号が低下する。このように、交換性プロトンのMR周波数における選択的な飽和は、水プロトン・ベースのMR画像における負のコントラストを生じさせる。内生的な交換性プロトンに基づくCEST技法であるアミド・プロトン転移（APT: amide proton transfer）MR撮像は、悪性腫瘍組織における増大したタンパク質濃度のような、分子レベルでの病理プロセスのきわめて敏感であり特異的な検出を許容する。交換レートがpH依存なので、APT信号は、ローカルに変えられるpHレベルについても敏感に報告し、これはたとえば、虚血性脳卒中におけるアシドーシスを特徴付けるために使用できる。APT/CEST MR撮像には、従来のMRコントラストに対していくつかの利点がある。APT/CEST MR撮像は、内生的な諸コントラストのきわめて特異的な検出および区別を許容し、これはたとえば分光MR/NMR技法よりずっと敏感である。この高い感度（SNR効率）は、臨床的に受け容れ可能な検査時間で典型的なMR撮像アプリケーションに匹敵する分解能で分子コントラスト情報を得るために使用できる。さらに、CESTコントラストは、単一分子または複数周波数CEST MR検査において別個にアドレッシングされることのできる交換性プロトンを担持する諸分子の混合を使うことによって、多重化（multiplexing）を許容する。複数のバイオマーカーがいくつかの一意的なCEST周波数に関連付けられていてもよい分子撮像のために特に有益である。さらに、APT/CEST MR撮像におけるMRコントラストは、周波数選択的なプリパレーションRFパルスによって、自在にオン・オフすることができる。調整可能なコントラスト向上は、多くのアプリケーションにおいて、たとえば検査される身体中の病的な組織における造影剤の選択的な取り込みが遅いとき、あるいは高度に構造化された基本的なMRコントラストをもつ領域における検出の特異性を高めるために、きわめて有利である。

通常のAPTおよびCEST MR撮像では、交換性プロトンの水への飽和伝達の効果は、飽和周波数の関数としての収集されたMR信号の振幅の、非対称性解析によって識別される。この非対称性解析は、水プロトンのMR周波数に関して実行される。水プロトンのMR周波数は、便宜上、0ppmの飽和周波数オフセットに割り当てられる。飽和周波数オフセットの関数としての収集されるMR信号の振幅の測定および前記非対称性解析は、本来的に、主磁場B₀の不均一性に対して非常に敏感である。これは、中心周波数にわずかな偏移（たとえば、水の化学シフトに対して0.1ppmの飽和周波数オフセット）が簡単に、非対称性データにおける10%を超える変化を引き起こすからである。この変化の結果、最終的に再構成されるAPT/CEST MR画像において大きなアーチファクトが生じる。

B₀不均一性は、APT/CEST撮像において、別個に収集されたB₀マップに基づいて非対称性データをセンタリングし直すことを通じて、ボクセルごとに補正できることが示されている（非特許文献１）。しかしながら、この既知のアプローチでは、追加的なB₀マッピング・スキャンが必要とされ、それは全体的な撮像時間の延長につながる。B₀不均一性について補正するためのいくつかの他の既知の方法は、必要なB₀場不均一性情報を得るために追加的な全体的スキャン時間を必要とする（たとえばWASSR）。さらに、B₀不均一性情報を得るための別個に実行される測定は、たとえば場のマッピングと実際のAPT/CEST収集との間における患者の動き、使用されるMR装置のシミングまたは周波数ドリフトのため、不正確であるまたは一貫性がない可能性がある。結果として、B₀マップはAPT/CESTスキャンと時間的に近接して取得される必要があり、一回の検査内で複数のAPT/CESTスキャンの場合、たとえば十分な精度を保証するために、反復される必要がある可能性がある。このように、既知の技法は、スキャン時間効率および精度に関して、臨床上の応用のためにはひどく制限されることがある。

APTおよびCEST MR撮像におけるもう一つの問題は、たとえば脂肪飽和RFパルスによる、脂肪スピンからの信号寄与の堅牢な消去がB₀不均一性があるとしばしば難しいということである。しかしながら、残留脂肪信号寄与は、水プロトンのMR周波数に対する-3.4ppmにおける脂肪プロトンの化学シフトの近くの、飽和周波数オフセットの関数としての収集されたMR信号の振幅の、強く偏った非対称性につながる。これは、肝臓または胸のようなかなりの脂肪含有量をもつ器官のMR画像が収集される用途では、格別の懸案となる。

非特許文献２は、APT/CEST MRIを収集するためのマルチエコーのT1強調グラジエントエコー・シーケンスを開示している。この既知のアプローチは、マルチエコー・グラジエントエコー・アプローチに基づいて局所的な場の不均一性をマッピングするために逐次反復的なディクソン（Dixon）技法をも用いる。このアプローチは、実際のAPT/CEST収集の間に収集されたB₀場マップを与え、よって場マッピングのための追加的なスキャン時間および作業フロー／タイミングならびに場の特徴付けの精度に関係した上述した問題のいくつかを解決する。

米国特許第6,962,769号明細書

Zhou et al.、Magnetic Resonance in Medicine、60, 842- 849, 2008 J. Keupp and H. Eggers、'CEST-Dixon MRI for sensitive and accurate measurement of amide-proton transfer in human 3T'、ISMRM 2010 abstract

以上から、改善されたMR撮像技法の必要があることが容易に理解されるであろう。よって、効率的かつ精確な内在的B₀決定および脂肪信号寄与に起因する悪影響の可能な堅牢な消去をもつ、APT/CESTを使った、高品質でありかつ高い対雑音コントラストをもつMR撮像を可能にするMR撮像方法およびMR装置を提供することが本発明の目的である。

本発明によれば、MR装置の検査体積内の主磁場B₀内に置かれたボディの少なくとも一部のMR撮像の方法が開示される。本発明の方法は：
ａ）前記ボディの前記一部を、飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスにかける段階と；
ｂ）前記ボディの前記一部を、少なくとも一つの励起RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含む撮像シーケンスにかけて、それにより前記ボディの前記一部からMR信号がスピンエコー信号として収集される段階と；
ｃ）段階ａ）およびｂ）を二回以上反復する段階であって、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが適用されるよう、前記飽和周波数オフセットおよび／または前記撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる、段階と；
ｄ）収集されたMR信号からMR画像を再構成する段階とを含む。

本発明によれば、前記ボディの前記一部は、それぞれが水プロトンのMR周波数に対してある飽和周波数オフセットをもつ飽和RFパルスにかけられる。通常のAPT/CEST MR撮像に対応して、飽和RFパルスは、水プロトンのMR周波数（0ppm）のまわりの種々の飽和周波数オフセット（たとえば±3.5ppm付近）で照射される。各飽和段階後、スピンエコー型のシーケンスによってMR信号が収集される。好ましくは、高速スピンエコー（FSE: fast spin echo）またはターボスピンエコー（TSE: turbo spin echo）シーケンスが適用される。このシーケンス型によって提供される高いSNR効率のためである。また、GRASEシーケンスのような組み合わされたスピンエコーおよびグラジエントエコー・シーケンスが用いられることができる。位相乱雑化の補償は典型的にはグラジエントエコー・ベースのMRパルス・シーケンスでは、磁場の局所的な変動（T2*減衰）のためそれほど完全ではないので、スピンエコー・ベースのMR技法のほうが高い信号対雑音比（SNR）が達成される。

本発明によれば、飽和周波数オフセットとエコー時間シフトの値の組み合わせは、オフセット値およびシフト値の選択された諸組み合わせでの撮像シーケンスの反復工程（interation）によって疎にサンプリングされる。オフセット値およびシフト値のそれぞれの組み合わせでの反復工程の数は限られているので、APT/CEST取得の総収集時間は制限されることができる。最適な場合、本発明によれば、B₀場マッピングのための超過時間は完全に回避され、その一方で、通常のAPT/CEST取得（追加的にB₀情報を必要とする）のための全体的な収集時間は有意に増大しない。例として、効率的な2D APTサンプリング方式は７個の異なる飽和周波数オフセットを使う（たとえば、−4、−3.5、−3、＋3、＋3.5、＋4.5および大幅に離調された飽和がないまたはある一つの画像）。飽和および信号収集の両段階が反復され、飽和周波数オフセットおよび／または撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる。これはたとえば、RF再集束パルス（単数または複数）のタイミングを変えて、それにより核磁化の再集束をシフトさせることによって、および／または信号取得窓および関連する磁場勾配のタイミングを変えることによって達成できる。本発明の本質的な特徴は、異なる反復において、飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる選択された組み合わせが適用されるということである。内在的な磁場均一性補正をもってAPT/CEST画像を取得するために効率的に使用されることができる特定の組み合わせの部分集合が選択される。最後に、収集されたMR信号からMR画像が再構成される。これは、定量的なAPT/CEST画像またはAPT/CEST強調画像であってもよい。

既知の技法は、グラジエントエコー型のMRシーケンスに厳密に限定されており、きわめてコントラスト対ノイズ比効率のよいスピンエコー型の収集の使用が排除される。スピンエコー・ベースのディクソン技法はAPT/CESTについてはスキャン時間効率がよくない。一つの、あるいはさらには全部の飽和周波数オフセットについて異なるエコー・シフトをもって複数のフル画像収集を必要とするからである。このように、従来のスピンエコー・ディクソン・アプローチでは、別個のB₀マッピングを使う技法と同様に、場の不均一性情報を得るために、APT/CESTの全体的な収集時間は有意に増大することになる。場の不均一性の通常の３点スピンエコー・ディクソン再構成（一つのB₀マップを提供、zスペクトルを横断する脂肪分離なし）については、オフセットの少なくとも一つは３回フルに収集される必要がある。これは、少なくとも二つの追加的なフル画像と、30%のスキャン時間増を要求する。別個のB₀マッピング（たとえばデュアルエコー・グラジエントエコー・ベースの）は、ほぼ同じまたはさらに多くの余計なスキャン時間を必要とする。B₀マップ情報は、十分なSNRをもって収集される必要があり、よって、典型的には2Dでは約１分の収集時間が必要とされる（3Dではより長い時間）。

MR信号は異なるエコー時間シフトでスピンエコー信号として収集されるので、前記ボディの前記部分内のB₀の空間的な変動が多点ディクソン技法によって、収集MR信号から決定できる。それ自身としては既知のディクソン技法によれば、水含有組織から発するMR信号と脂肪組織から発するMR信号を分離するために、脂肪および水スピンの間のスペクトル差が利用される。スピンエコー・ディクソン撮像では、k空間の複数回の収集が異なるエコー時間シフトをもって反復される。最も簡単なディクソン技法である２点ディクソン技法は、二つの完全なk空間データ・セットを収集し、第二の収集における脂肪磁化が水磁化に対してある位相差を示し（たとえば180°＝逆相）、第一の収集においては異なる位相差を示す（たとえば0°＝同相）。逆相画像と同相画像の場合、複素MR信号データの単純な加算または減算によって、別個で相異なる水画像および脂肪画像が得られる。一般に、ディクソン技法によって、B₀場マップ、水画像および脂肪画像が得られる。ディクソン技法は、逐次反復式の再構成アプローチを含んでいてもよい。よって、前記ボディの前記部分内のB₀の空間的な変動も、単一点または多点スピンエコー・ディクソン技法によって、本発明に従って収集されるMR信号から決定できる。このように、本発明の方法は、スピンエコーMRIのコンテキストにおいて、B₀マッピングおよび水／脂肪分離の両方についてのディクソン法の適用を同時に許容する。本発明の方法は、スピンエコー・ディクソン法をAPT/CEST撮像に効率的な仕方で統合する。

本発明に基づくMR画像の再構成は、飽和周波数オフセットの関数としての収集されたMR信号の振幅に基づく非対称性解析または他のzスペクトル解析から前記ボディの前記部分内のアミド・プロトンの空間分布を導出することを含んでいてもよい。ここで、zスペクトル解析は、適用されるディクソン法によって決定されたB₀の空間的な変動に基づく飽和周波数オフセット補正に関わる。このように、本発明のアプローチは、スピンエコー・ディクソン法の統合によってAPT/CEST MR撮像におけるB₀不均一性について補正することを可能にする。

さらに、本発明に基づくMR画像の再構成は、飽和周波数の関数としての収集されたMR信号の振幅に基づく非対称性解析または他のzスペクトル解析から前記ボディの前記部分内の空間的なpH分布を導出することを含んでいてもよい。ここでもまた、zスペクトル解析は、B₀の決定された空間的な変動に基づく飽和周波数オフセット補正に関わっていてもよい。

本発明によれば、飽和RFパルスは、水プロトンの共鳴周波数のまわりの正および負の飽和周波数オフセットでの段階ａ）およびｂ）の異なる反復において適用される。通常のAPT/CEST MR撮像と同様に、水プロトンのMR周波数のまわりの種々の飽和周波数オフセット（たとえば±3.5ppm付近）が適用される。段階ａ）およびｂ）は、同じ飽和周波数オフセットをもって二回以上反復されてもよい。ただし、各反復において異なるエコー時間シフトを同時に適用する。これは、任意の飽和周波数オフセットをもつ収集が、それぞれ異なるエコー時間シフトをもって二回または三回反復されるよう実装されることができる。あるいはまた、段階ａ）およびｂ）は、反復のうちの二回以上において異なる飽和周波数オフセットをもってかつ異なるエコー時間シフトをもって二回以上反復される。これは、それらの反復において、飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの両方が同時に変えられることを意味する。この後者の方式は、好ましくは、水プロトンの共鳴周波数に対して正である飽和周波数オフセットについて適用される。正の飽和周波数オフセットについては、水プロトンのMR信号の振幅は、水プロトンの直接飽和の異なる度合いのためかつ関連する飽和伝達効果のために段階ａ）およびｂ）の個々の反復の間で変わるのが少しだけであることが期待できる。たとえば＋3.5ppm付近（APT）。その間、脂肪プロトンのMR信号振幅は一定のままであることが期待される。異なる周波数オフセットおよびエコー・シフトでの反復の間の10%未満のオーダーの小規模な振幅変動の条件を保証するために、少なくとも二つの反復の飽和周波数オフセットが近接した周波数近傍（たとえば、APTについては0.5ppm離間）に置かれる必要がある。対照的に、全体的なMR信号振幅に対する脂肪プロトンの寄与は、脂肪プロトンの化学シフトに誘起される周波数に対応する飽和周波数の近傍内の負の飽和周波数オフセット（−3.4ppm）で実質的に変調されてもよい。したがって、本発明に基づく、スピンエコー・ディクソン型B₀マッピングは、好ましくは、正の飽和周波数オフセットをもつMR信号収集に基づく。得られたB₀マップは、その後、たとえば単一点または多点ディクソン技法によって、すべての飽和周波数オフセットでの水‐脂肪分離のために用いられることができる。

ここまで記載してきた本発明の方法は、検査体積内の一様な定常磁場を生成するための少なくとも一つの主磁石コイルと、検査体積内の種々の空間方向におけるスイッチングされる磁場勾配を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、検査体積内でRFパルスを生成するためおよび／または検査体積内に位置される患者のボディからMR信号を受信するための少なくとも一つのRFコイルと、RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の時間的な継起を制御する制御ユニットと、受信されたMR信号からMR画像を再構成するための再構成ユニットとを含むMR装置によって実行されることができる。本発明の方法は、好ましくは、該MR装置の制御ユニットおよび／または再構成ユニットの対応するプログラミングによって実装される。

本発明の方法は、有利なことに、現在臨床使用されているたいていのMR装置において実行できる。この目的のためには、本発明の上記で説明した方法段階を実行するようMR装置を制御するコンピュータ・プログラムを利用することが必要であるだけである。コンピュータ・プログラムは、データ担体上に存在してもよいし、あるいはMR装置の制御ユニットにインストールするためにダウンロードされるようデータ・ネットワークに存在してもよい。

付属の図面は本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、図面は、本発明の外延の定義としてではなく、例解のためだけにデザインされていることは理解しておくべきである。
本発明に基づくMR装置を示す図である。本発明に基づくAPT MR撮像のために使われる飽和周波数オフセットの方式を示す図である。本発明に基づくAPT収集方式の第一の実施形態を示す図である。本発明に基づくAPT収集方式の第二の実施形態を示す図である。

図１を参照するに、MR装置１が示されている。本装置は、実質的に一様で、時間的に一定の主磁場B₀が検査体積を通じてz軸に沿って生成されるよう、超伝導または抵抗性の主磁石コイル２を有する。本装置はさらに、（１次、２次および該当する場合には３次の）シム・コイルのセット２′を有する。ここで、該セット２′の個々のシム・コイルを流れる電流は、検査体積内のB₀逸脱を最小にするために制御可能である。

MR撮像を実行するため、核磁気スピンを反転させるまたは励起する、磁気共鳴を誘起する、磁気共鳴を再集束させる、磁気共鳴を操作する、磁気共鳴を空間的または他の仕方でエンコードする、スピンを飽和させるなどのために、磁気共鳴生成および操作システムが一連のRFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を印加する。

より具体的には、勾配パルス増幅器３が検査体積のx軸、y軸およびz軸に沿っての全身勾配コイル４、５および６の選択されたものに電流パルスを加える。RFパルスを検査体積中に送信するために、デジタルRF周波数送信器７がRFパルスまたはパルス・パケットを、送受切り換えスイッチ８を介してボディRFコイル９にまたは局所アレイRFコイル１１、１２、１３のセットに送信する。典型的なMR撮像シーケンスは、適用される磁場勾配があればそれとともに核磁気共鳴の選択された操作を達成するRFパルス・セグメントのパケットから構成される。RFパルスは、飽和させる、共鳴を励起する、磁化を反転させる、共鳴を再集束させるまたは共鳴を操作するおよび検査体積内に位置されたボディ１０の一部を選択するために使われる。MR信号はボディRFコイル９によっても拾われる。

パラレルイメージングによるボディ１０の限られた諸領域のMR画像の生成のために、一組の局所アレイRFコイル１１、１２、１３が、撮像のために選択された領域に接して置かれる。アレイ・コイル１１、１２、１３はボディ・コイルRF送信によって誘起されるMR信号を受信するために使用できる。

結果として生じるMR信号はボディRFコイル９によっておよび／またはアレイRFコイル１１、１２、１３によって拾われ、好ましくは前置増幅器（図示せず）を含む受信器１４によって復調される。受信器１４は送受切り換えスイッチ８を介してRFコイル９、１１、１２、１３に接続されている。

ホスト・コンピュータ１５が、エコープレーナー撮像（EPI）、エコーボリューム撮像、グラジエントおよびスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像などといった複数のMR撮像シーケンスのいずれかを生成するよう、シム・コイル２′および勾配パルス増幅器３および送信器７を制御する。選択されたシーケンスについて、受信器１４は、各RF励起パルスに続いて単一または複数のMRデータ・ラインを迅速な継起で受信する。データ収集システム１６は、受信された信号のアナログ‐デジタル変換を実行し、各MRデータ・ラインをさらなる処理に好適なデジタル・フォーマットに変換する。現代のMR装置では、データ収集システム１６は、生画像データの収集に特化した別個のコンピュータである。

最終的には、デジタル生画像データは、再構成プロセッサ１７によって画像表現に再構成される。再構成プロセッサ１７は、フーリエ変換またはSENSEもしくはGRAPPAのような他の適切な再構成アルゴリズムを適用する。MR画像は、患者を通る平面状のスライス、平行な平面状スライスのアレイ、三次元体積などを表わしていてもよい。次いで、画像は画像メモリに記憶され、そこでスライス、投影または画像表現の他の部分をたとえばビデオ・モニタ１８を介した視覚化のための適切なフォーマットに変換するためにアクセスされうる。ビデオ・モニタは、結果として得られるMR画像の人間が読み取れる表示を提供する。

本発明によれば、好ましくは高速スピンエコー（FSE）またはターボスピンエコー（TSE）シーケンスであるスピンエコー・シーケンスまたはGRASE（組み合わされたスピンエコーおよびグラジエントエコーのシーケンス）のような関係したパルス・シーケンスによるMR信号の収集に先立って、ボディ１０の前記部分が異なる飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスを受ける。飽和RFパルスはボディRFコイル９を介しておよび／またはアレイRFコイル１１、１２、１３を介して照射される。ここで、水プロトンのMR周波数に対する飽和周波数オフセットは、ホスト・コンピュータ１５を介して送信器７の適切な制御によって設定される。図２に示されるように、水プロトンのMR周波数（0ppm）のまわりの±3.5ppmのまわりで種々の飽和周波数オフセットが適用される。それら種々の飽和周波数オフセットは図２において黒矢印で示されている。さらなる参照収集が、「共鳴外れ」で、すなわち水プロトンのMR信号振幅に影響せずにおく非常に大きな周波数オフセットをもって、またはRF飽和電力をオフにして、実行されてもよい。これは信号規格化（zスペクトル非対称性の定量化）のために有用である。これは、図２では左端の黒矢印によって示されている。

本発明によれば、MR信号収集段階が数回反復される。ここで、飽和周波数オフセットおよびスピンエコー・シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられて、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが加えられるようにする。最後に、収集されたMR信号からAPT/CEST MR画像が再構成される。これは、MR画像の再構成が、飽和周波数オフセットの関数としての収集されたMR信号の振幅に基づく非対称性解析または同様のzスペクトル解析技法からボディ１０の前記部分内のアミド・プロトンの空間分布を導出することを含むことを意味する。このzスペクトル解析は、APT/CEST MR撮像において通常適用されるものであるが、主磁場B₀の不均一性に非常に敏感である。多点ディクソン技法によって収集MR信号からB₀の空間的な変動を決定することによって、本発明の方法はこのことを考慮に入れる。B₀の決定された空間的な変動は、その後、非対称性解析または他のzスペクトル解析技法における対応する飽和周波数オフセット補正のために使われる。

B₀の空間的な変動の決定のためには、本発明に基づき、二つの具体的な戦略が適用されうる。これらの戦略が図３および図４に示されている。

図３および図４では、飽和段階は、SAT-3、SAT-2、SAT-1、SAT0、SAT+1、SAT+2、SAT+3によって示されている。ここで、SAT-3、SAT-2、SAT-1は負の飽和周波数オフセットに対応し、SAT+1、SAT+2、SAT+3は正の飽和周波数オフセットに対応する。SAT0は、上述したように共鳴外れの周波数オフセットが適用される参照測定に対応する。ACQ1、ACQ2、ACQ3、ACQ4は、それぞれ異なるエコー時間シフト（TE₁、TE₂、TE₃、TE₄）を使ったMR信号収集段階を示す。

図３に示した実施形態では、任意の飽和周波数オフセットSAT-3、SAT-2、SAT-1、SAT0、SAT+1、SAT+2、SAT+3を用いた収集は、それぞれ異なるエコー時間シフトを用いて三回繰り返される。これはACQ1、ACQ2、ACQ3によって示されている。この結果、全体的には21回の反復となる。B₀マッピングは好ましくは、各飽和周波数オフセットについて別個に実行される。

図４に示したさらなる実施形態では、異なる飽和周波数オフセットSAT-3、SAT-2、SAT-1、SAT+1、SAT+2、SAT+3を用いた収集は一度だけ、ただし種々のエコー時間シフトを用いて実行される。これはACQ1、ACQ2、ACQ3、ACQ4（エコー時間TE₁、TE₂、TE₃、TE₄）によって示されている。ACQ0は、エコー時間シフトなし（エコー時間TE₀）での収集を示す。本発明によれば、これらの収集から、異なる飽和周波数オフセットからのデータを組み合わせてB₀マップを導出するために、多点（逐次反復式）ディクソン技法が適用される。図４のａでは、三つの異なるエコー時間シフト（ACQ1、ACQ2、ACQ3によって示される）が飽和周波数オフセットSAT+1、SAT+2、SAT+3とともに適用されている。これらの収集からB₀マップが導出される。SAT-3、SAT-2、SAT-1、SAT0での収集ではエコー時間シフトは適用されない。B₀マップは、これらの収集における補正のために適用される。図４のｂでは、上記の異なるエコー時間シフトはSAT-3、SAT-2、SAT-1と一緒にも適用される。SAT0についてはエコー時間シフトは適用されない。図４のｃでは、（３点ディクソンB₀マッピングに好適な）三つの異なるエコー時間シフトが飽和周波数オフセットSAT+1、SAT+2、SAT+3とともに適用され、一方、水／脂肪分離のために好適な単一のエコー時間シフトが飽和周波数オフセットSAT0、SAT-1、SAT-2、SAT-3とともに適用される。図４のｄでは、SAT-3、SAT-2、SAT-1およびSAT+1、SAT+2、SAT+3についてはエコー時間シフトは適用されず、一方、三つの異なるエコー時間シフトがSAT-0とともに適用される（B₀マッピングのために）。

問題となる交換性プロトン・プールの化学シフトの近接したスペクトル近傍に置かれている正の飽和周波数オフセット（たとえばAPTについて＋3.5ppm）について、水プロトンのMR信号振幅は、上述したように、水プロトンの直接飽和の異なる度合いのためかつ関連する飽和伝達効果のために個々の収集の間でわずかに（10%未満）変わることが期待される。結果として生じる信号変動は、B₀マッピングの目的のために種々の仕方で対処されうる。一つのオプションは、単にこの小さな信号変動を無視することである。このオプションは、実際上、特に特定的に位置された飽和周波数オフセットとの組み合わせにおいて使用できるが、決定されるB₀マップの精度がいくぶん低下する結果となる可能性がありうる。もう一つのオプションは、ディクソン・ベースのB₀決定が信号変動に対して最も堅牢になる適切なエコー時間シフトを選ぶことによって信号変動の影響を最小にすることである。さらなるオプションは、収集された合成複素MR信号の適切な数学的モデルを適用して、結果として得られるモデル・パラメータからB₀を導出することである。ディクソン撮像におけるMR信号モデル化については種々の戦略が存在し、それらの戦略は、本発明に従って適用でき、それ自身としては当技術分野において既知である。

本発明のある実施形態では、SAT+1、SAT+2、SAT+3を用いて収集された合成複素信号Sは：
S₊₁＝(W₁＋c₁F)PΔP^*
S₊₂＝(W₂＋c₂F)P
S₊₃＝(W₃＋c₃F)PΔP
によって、あるいは
S₊₁＝(W−ΔW＋c₁F)PΔP^*
S₊₂＝(W＋c₂F)P
S₊₃＝(W＋ΔW＋c₃F)PΔP
のような線形近似を使うことによって、モデル化されてもよい。ここで、Wは水信号寄与を表わし、Fは脂肪信号寄与を表わし、PおよびΔPは位相誤差を表わし、cはそれぞれのエコー時間シフトにおける単位脂肪信号の振幅および位相を記述する係数を表わす。W、F、PおよびΔPは未知数と考えられ、一方、Sおよびcは既知数と考えられる。第一の場合（近似なし）、既知数（Sの実および虚成分）の数および未知数（実数のW₁〜W₃、実数のF、PおよびΔPの位相）の数はいずれも6に等しい。第二の場合（近似あり）、既知数の数が未知数の数より1多い。飽和周波数オフセットSAT0を用いた収集が、やはり異なるWおよび同じFを用いて、第四の式として含められてもよい。B₀は、結果として得られるモデル・パラメータからボクセルごとに導出できる。

B₀の空間的な変動は、APT/CEST MRIについての異なる飽和周波数オフセットを収集するための個々のMR信号収集段階の間で変化しないと想定されることができる。よって、ひとたびB₀の空間的な変動が上述した仕方で決定されたら、得られたB₀マップは、脂肪スピンからの信号寄与の抑制のために使用できる。B₀誘起された位相誤差の復調後に水／脂肪分離を実行するためにディクソン法が適用できる。エコー時間値は、結果として得られる水MR画像における信号対雑音比を最大にするよう最適化されることができる。これはたとえば水および脂肪スピンからの信号寄与が直交する、すなわち90°位相外れとなるエコー時間シフトを選ぶことによる。ディクソン水／脂肪分離のために好都合である以外のエコー時間値のほうがB₀マッピングのために好ましい場合には、適切な飽和周波数オフセットをもついくつかの収集が、対応して選ばれるエコー時間値をもって反復されてもよい。

正の飽和周波数オフセットについて、B₀マップを得るための図４に示した方式の一つが、脂肪スピンからの信号寄与を抑制するために用いられることもできる。脂肪プロトンの化学シフトの近くの負の飽和周波数オフセットを用いた収集については、飽和RFパルスによって課される脂肪プロトンの飽和の度合いが、RFパルス・パラメータ（たとえば形、帯域幅）および脂肪プロトンのスペクトル（たとえばピークの数、共鳴周波数、共鳴エリア、線幅）を考慮に入れて、適切な数学的モデルに基づいてモデル化されることができる。

ある例示的な実施形態では、SAT-1、SAT-2、SAT-3を用いて収集される合成信号Sは：
S_-1＝(W₁＋c₁d₁F)PΔP^*
S_-2＝(W₂＋c₂d₂F)P
S_-3＝(W₃＋c₃d₃F)PΔP
によって、あるいは
S_-1＝(W−ΔW＋c₁d₁F)PΔP^*
S_-2＝(W＋c₂d₂F)P
S_-3＝(W＋ΔW＋c₃d₃F)PΔP
のような線形近似を使うことによって、モデル化されてもよい。ここで、dは、脂肪抑制の相対的な度合いを記述する係数である。正および負両方の飽和周波数オフセットを用いた収集については、Fは未知数と考えられてもよいし、あるいはFは共鳴外れ飽和SAT0を用いた収集における水／脂肪分離から既知であると考えられてもよい。

水／脂肪分離後、所望される飽和オフセット周波数（たとえばAPTについては＋3.5ppm）におけるAPT/CEST MR画像が、飽和周波数オフセットの関数としての水MR画像のボクセルごとの振幅に基づいて、上述した非対称性解析または他のzスペクトル解析技法によって再構成されることができる。そこにおいて、非対称性／zスペクトル解析は、B₀の決定されたスペクトル変動に基づく飽和周波数オフセット補正に関わる。それはたとえば、異なる飽和周波数オフセットで撮影された画像のボクセルごとのラグランジュ補間による。

Claims

MR装置の検査体積内の主磁場B₀内に置かれたボディの少なくとも一部のMR撮像の方法であって：
ａ）前記ボディの前記一部に、飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスを受けさせる段階と；
ｂ）前記ボディの前記一部に、少なくとも一つの励起／再集束RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含む撮像シーケンスを受けさせて、それにより前記ボディの前記一部からMR信号がスピンエコー信号として収集される、段階と；
ｃ）段階ａ）およびｂ）を二回以上反復する段階であって、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが適用されるよう、前記飽和周波数オフセットおよび／または前記撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる、段階と；
ｄ）収集されたMR信号からMR画像を再構成する段階とを含む、
方法。
・前記飽和周波数オフセットについてのいくつかのオフセット値および前記エコー時間シフトについてのいくつかのシフト値が選択され、
・飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスのために適用されるそれぞれの異なる選択されたオフセット値について、前記エコー時間シフトについての異なるシフト値が前記撮像シーケンスにおいて適用される、
請求項１記載の方法。
適用されるオフセット値および適用されるシフト値が、オフセット値およびシフト値によって張られる平面の疎なサンプリングを実施する、請求項２記載の方法。
収集されたMR信号への脂肪スピンおよび水スピンからの寄与が、単一点または多点ディクソン技法に基づいて分離される、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
前記ボディの前記部分内のB₀の空間的な変動が、水プロトンの共鳴周波数に対して正である飽和周波数オフセットを用いたMR信号収集に基づいて、多点ディクソン技法によって、収集されたMR信号から決定される、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
MR画像の再構成は、前記飽和周波数の関数としての前記収集されたMR信号の振幅の非対称性解析から前記ボディの前記部分内のアミド・プロトンの空間分布を導出することを含み、前記非対称性解析は、B₀の決定された空間的な変動に基づく飽和周波数オフセット補正に関わる、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
MR画像の再構成は、前記飽和周波数の関数としての前記収集されたMR信号の振幅の非対称性解析から前記ボディの前記部分内の空間的なpH分布を導出することを含み、前記非対称性解析は、B₀の決定された空間的な変動に基づく飽和周波数オフセット補正に関わる、請求項６記載の方法。
飽和RFパルスは、水プロトンの共鳴周波数のまわりの正および負の飽和周波数オフセットでの段階ａ）およびｂ）の異なる反復において適用される、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
段階ａ）およびｂ）が、同じ飽和周波数オフセットをもって二回以上反復され、前記反復のうち二つ以上において異なるエコー時間シフトが用いられる、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
段階ａ）およびｂ）が二回以上反復され、前記反復のうち二つ以上において異なる飽和周波数オフセットおよび異なるエコー時間シフトが用いられる、請求項１ないし３のうちいずれか一項記載の方法。
・検査体積内の一様な定常磁場を生成する少なくとも一つの主磁石コイルと；
・検査体積内の種々の空間方向におけるスイッチングされる磁場勾配を生成するためのいくつかの傾斜コイルと；
・検査体積内でRFパルスを生成するためおよび／または検査体積内に位置される患者のボディからMR信号を受信するための少なくとも一つのRFコイルと；
・RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配の時間的な継起を制御する制御ユニットと；
・受信されたMR信号からMR画像を再構成する再構成ユニットとを有するMR装置であって、
当該MR装置は：
ａ）前記ボディの前記一部に、飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスを受けさせる段階と；
ｂ）前記ボディの前記一部に、少なくとも一つの励起／再集束RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含む撮像シーケンスを受けさせて、それにより前記ボディの前記一部からMR信号がスピンエコー信号として収集される、段階と；
ｃ）段階ａ）およびｂ）を二回以上反復する段階であって、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが適用されるよう、前記飽和周波数オフセットおよび／または前記撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる、段階と；
ｄ）収集されたMR信号からMR画像を、B₀場の均一性補正されたAPT/CEST画像として再構成する段階と実行するよう構成されている、
方法。
MR装置上で実行され：
ａ）飽和周波数オフセットでの飽和RFパルスを生成する段階と；
ｂ）少なくとも一つの励起／再集束RFパルスおよびスイッチングされる磁場勾配を含む撮像シーケンスを生成し、ボディの一部からMR信号がスピンエコー信号として収集される、段階と；
ｃ）段階ａ）およびｂ）を二回以上反復する段階であって、それらの反復の二つ以上において飽和周波数オフセットおよびエコー時間シフトの異なる組み合わせが適用されるよう、前記飽和周波数オフセットおよび／または前記撮像シーケンスにおけるエコー時間シフトが変えられる、段階と；
ｄ）収集されたMR信号からMR画像を、B₀場の均一性補正されたAPT/CEST画像として再構成する段階と実行するための命令を含んでいる、
コンピュータ・プログラム。