JP4535882B2 - 非線形磁場勾配を用いる磁気共鳴法 - Google Patents

Description

本発明は、定常磁場に配置された対象を撮像する磁気共鳴（ＭＲ）法に関し、当該方法により、
静止磁場及び一時的な位置依存磁場パターンを印加するステップと、
前記対象の一部のスピンを励起するステップと、
１つ又は複数の受信器アンテナにより磁気共鳴信号を収集するステップと、
が実行され、
ＭＲ信号が、前記位置依存磁場パターンの印加中に収集される。

本発明は、このような方法を実行するＭＲ装置にも関する。

従来のＭＲシステムは、通常、使用可能な撮像領域のサイズが非常に制限されており、主静止磁場（main stationary magnetic field）の一様性体積に依存する。この体積内で、主磁場は、不変性に関する厳しい目標に従わなくてはならず、３つの一時的な磁場勾配は、線形性に関する厳しい目標に従わなくてはならない。磁場が実質的に一定であり、通常の磁場勾配が実質的に線形である主磁場の体積の増加は、システムを極度に高価にする。

したがって、本発明の目的は、主磁場の一様性及び勾配磁場の線形性に対して、より低い依存性を持つＭＲ撮像システムを得ることである。

本発明のこの目的は、請求項１に記載の方法により達成される。本発明は、更に請求項６に記載の装置及び請求項９に記載のコンピュータプログラムに関する。

本発明の主要な利点は、前記方法が、実質的に非線形である位置依存磁場パターンの使用を可能にし、この結果、ＳＥＮＳＥのようなサブサンプリング方法が、不完全なコイルを有するＭＲシステムに対しても使用されることができることである。

本発明のこれら及び他の利点は、本発明の模範的な実施例が添付図面に関して記述される以下の記述及び従属請求項において開示される。

図１は、本発明が使用される磁気共鳴撮像システムを概略的に示す。前記磁気共鳴撮像システムは、主コイル１０のセットを有し、前記主コイルにより定常的な一様な磁場Ｂ₀が生成される。前記主コイルは、例えばトンネル形状の検査空間を囲むように構成される。検査されるべき患者は、このトンネル形状の検査空間に滑り入れられる。前記磁気共鳴撮像システムは、複数の磁場パターンコイル１１及び１２をも有し、前記磁場パターンコイルにより、特に個々の方向の一時的な位置依存磁場パターンの形式で空間的変化を示す磁場が、前記一様な磁場に重ねられるように生成される。磁場パターンコイル１１及び１２は、制御可能な電源２１に接続される。磁場パターンコイル１１及び１２は、電源ユニット２１を用いて電流を印加することにより電力を供給される。前記磁場パターンの強度、方向及び継続時間は、前記電源ユニットを制御することにより制御される。前記磁気共鳴撮像システムは、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受け取る受信コイル１５をも有する。送信コイル１３は、好ましくはボディコイルとして構成され、前記ボディコイルにより、検査されるべき対象（の一部）が囲まれることができる。前記ボディコイルは、通常、前記磁気共鳴撮像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に前記磁気共鳴撮像システム内に配置される。ボディコイル１３は、ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカスパルスを送信する送信アンテナとして機能する。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要する。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る表面コイル１５である。このような表面コイルは、空間的に非一様でも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、個々の表面コイル１５が、異なる方向、即ち前記検査されるべき患者の体の異なる部分の空間から生じる磁気共鳴信号に対して主に感度が高いことを意味する。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。前記受信コイル、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を用いて復調される。復調された前記磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニット２５に印加される。前記再構成ユニットは、前記コイル感度プロファイル及び前記表面コイルのセットの一時的な磁場パターンの磁場の情報に基づいて前記変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、例えば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つ又は複数の画像信号を算出し、前記画像信号は、１つ又は複数の場合によっては連続的な磁気共鳴画像を表す。再構成ユニット２５は、実際に、好ましくはデジタル画像処理ユニット２５として構成され、前記デジタル画像処理ユニットは、前記コイル感度プロファイル及び前記一時的な磁場パターンの磁場の情報に基づいて前記復調された磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を再構成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、この結果、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。他の処理、例えばハードコピーの形式での印刷を待つ間に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一連の連続した磁気共鳴画像を形成するために、前記患者の体は、前記検査空間内で効果的な磁場にさらされる。前記定常的な一様な磁場、即ち前記主磁場は、前記検査されるべき患者の体内の過剰な少数のスピンを前記主磁場の方向に向ける。これは、体内で（小さな）総計巨視的磁化を生成する。これらのスピンは、例えば水素原子（陽子）の核スピンであるが、電子スピンも関与することができる。前記磁化は、前記位置依存磁場パターンの印加により局所的に影響を受ける。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配置される前記検査空間に前記ＲＦ励起パルスを印加する。前記ＲＦ励起パルスは、関心領域において前記スピンを励起し、即ち前記総計磁化が、この場合、前記主磁場の方向の歳差運動を実行する。この動作の間、前記主磁場において前記ＲＦ励起パルスの周波数帯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、薄いスライスより大幅に大きい前記体の一部において前記スピンを励起することも確実に可能であり、例えば、前記スピンは、前記体の実質的に３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。前記ＲＦ励起の後、前記スピンは、ゆっくりと初期状態に戻り、前記巨視的磁化は、（熱）平衡状態に戻る。この場合、緩和するスピンは、磁気共鳴信号を発する。

上で原理的に記述された従来のＭＲ撮像システムとは反対に、本発明による前記ＭＲ撮像システムは、故意に実質的に位置に依存する磁場パターンを誘導することができるＮ個のサブシステムを有する。表現"磁場パターン"は、通常は線形かつ一様である従来技術で述べられた"磁場勾配"又は"主磁場"のより一般的な用語であることを意図される。本発明で使用される前記磁場パターンは、実質的に非線形である。前記方法の他の重要なフィーチャは、磁場パターンの数Ｎが常に３より大きいことである。加えて、少なくともＮ−１個の磁場パターンが、磁場強度に関して独立に制御可能であり、即ち作成されたパターンの強度は、特定のサブシステムに印加される電流により制御され、これはここで"切り替え可能（switchable）"と称される。

この後になって、これらの磁場パターンは、Ｇ₀(ｘ,ｙ,ｚ)、Ｇ₁(ｘ,ｙ,ｚ)、Ｇ₂(ｘ,ｙ,ｚ)、...、Ｇ_N-1(ｘ,ｙ,ｚ)、又は単純のため、Ｇ₀、Ｇ₁、Ｇ₂、...、Ｇ_N-1と称される。従来のＭＲシステムにおける主磁場Ｂ₀と同等である主磁場パターンＧ₀を除いて、前記磁場パターンの全てが切り替え可能である。従来のＭＲシステムは、Ｇ₁(ｘ,ｙ,ｚ)＝Ｇ_x(ｘ,ｙ,ｚ)＝ｘ、...、Ｇ₃(ｘ,ｙ,ｚ)＝Ｇ_z(ｘ,ｙ,ｚ)＝ｚであり、他の故意に位置に依存する磁場が存在しないものと見なされることができる。

このようなシステムのデータの収集は、図１に関連して上で述べられた既知のＭＲ法を使用することにより実行され、Ｇ₁、Ｇ₂、Ｇ₃、Ｇ₄、...は、Ｇ_x、Ｇ_y及びＧ_zに対する"通常の"ＭＲ収集システムのように切り替えられる。主な違いとして、これは、例えば３次元の人間の体から情報を収集するために４つの符号化次元（encoding dimensions）を使用する、より高い次元の検査である。より多くのデータがサンプリングされなければならないことによるこの走査時間の著しい増加に対して補償するために、この方法の他の重要な特徴は、収集されたデータが、周知のＳＥＮＳＥ技術（例えばK. Pruessmann他、Proc. ISMRM、1998、要約、pp. 579, 799, 803及び2087を参照）と同様に著しくアンダーサンプリングされることである。

前記再構成は、以下の要素により形成される。
１．現実の空間の座標(ｘ、ｙ、ｚ)からＧ空間への写像の情報である。この概念のより良い理解のために、前記サブシステムのそれぞれが単位電流（例えば１Ａ）により駆動され、適用可能な場合に定常状態サブシステムＧ₀が基準電流により駆動されると仮定する。この場合、現実の空間の全ての点は、システムＧ₀により生じた所定の磁場成分及びシステムＧ₁により生じた他の磁場成分等を受ける。したがって、特定の点(ｘ,ｙ,ｚ)は、図４に描かれるようにＧ空間の点(ｇ₀,ｇ₁,ｇ₂,...,ｇ_N-1)に写像される。前記写像は、原理的には、システム設計から既知である。
２．収集された生ＭＲデータは、(ｋ_x,ｋ_y,ｋ_z)と同様に(ｋ₀,ｋ₁,ｋ₂,...,ｋ_N-1)のＮ次元のデータのセットとして見なされることができる。このデータは、フーリエ変換によりＧ空間（"画像空間"を参照）に変換されることができる。
３．(ｘ,ｙ,ｚ)位置の幾つかの対は、折り返し（folding）により同一の(ｇ₀,ｇ₁,ｇ₂,...,ｇ_N-1)座標に写像する。これらのアンビギュイティ（ambiguities）は、ＳＥＮＳＥから既知である前記コイル感度プロファイルの情報により、又は連続性制約により、若しくは例えば血管が撮像される場合に前記対象の既知の希薄性（sparsity）により解像されることができる。

この方法のより良い理解のために、ここで１次元のみで対象を撮像するように設計されたＭＲ撮像システムの単純化された場合を考える。前記撮像システムは図２に描かれ、ここでＧ₀は円形コイルシステムであり、Ｇ₁は、１次元の対象３１、即ち前記患者（の一部）に近い真っ直ぐなリード線（lead）である。対象３１の主方向と揃えられた強い一定の磁場が存在すると更に仮定される。図３において、両方の磁場パターンＧ₀及びＧ₁の磁場強度Ｂが、ｘ軸に対して描かれる。これらの磁場パターンを仮定すると、図４に示されるように２次元のＧ空間に前記１次元の対象の軌跡（locus）３２を描くことができる。

このシステムの原理において、通常の２次元ＭＲ検査が適用されることができ、Ｇ₀の電流は、読み出し（readout）磁場パターンとして駆動され、Ｇ₁の電流は、位相符号化（phase-encoding）磁場パターンとして駆動される。フーリエ変換後に、小部分のみが非ゼロであり、即ち対象３１の軌跡である２次元画像が得られる。しかしながら、このような単純なアプローチは、走査時間の著しい増加の重大な欠点を持つ。上記の例において、２５６²個の測定点が、前記患者の約２５６個の点を解像するのに必要とされる。この不利点を克服するために、Ｇ空間の総体的なサブサンプリングが適用されることができる。これにもかかわらず、Ｇ空間の大部分は実際に空であるので、この結果は再構成されることができる。図５において、アンダーサンプリングによるＧ空間の対象３１の軌跡３２ａ、３２ｂ、...、３２ｆの折り返しが示される。対象３１の大部分はＧ空間から一意的に抽出されることができるが、幾つかの点において重複が存在する可能性がある。これは、円３３で示されるように内在的であることができ、又は完全な黒丸（full bullet）３４で示されるようにアンダーサンプリングにより引き起こされることができる。内在的なアンビギュイティは、システム設計により引き起こされる可能性がある（例えば、電流リード制約により、前記対象の２点が全ての状況下で正確に同じ磁場を持つこと等）。しかしながら、前記アンビギュイティがアンダーサンプリングにより引き起こされる可能性の方が高い。両方のアンビギュイティが、複数の様式で解像されることができる。第１の解決法は、上述のＳＥＮＳＥ法のように、前記対象がコイルのアレイを使用して収集された場合にコイル感度パターンの情報を使用することである。第２の解決法は、例えば対象が正確に特定の交差位置において異なる局所的細部（local detail）を示す可能性は低いと仮定することにより、連続性制約を使用することである。特に、このようなシステムが血管造影の目的で使用される場合には、関心の対象の大部分が非常に少数の信号のみを含むという情報が使用されることができる。

このより理論的なアプローチは、図６に描かれた以下のモデルによって、よりよく理解されることができる。"足から頭"方向（ｚ方向）の線形磁場パターンシステムが、例えばＷＯ−Ａ−００／３３１００に示され、記載されたオープン磁石システムのように使用される場合に、前記磁場パターンシステムは、非常に高価な電子増幅器によってのみ構成されることができるエネルギの莫大な量を蓄積しなくてはならず、これは、前記ＭＲシステムの中心から約１メートル離れた位置における非常に強い磁場の変化を意味する。したがって、神経刺激が、前記患者及び前記オペレータによって生じる。高エネルギ蓄積を持つこのような大きな磁場が、ｚ方向の線形磁場パターンの実際の使用をほとんど不可能にすることは、明らかにされるべきである。ｚ方向の線形磁場パターンの代替例は、平行導体システム、例えば４つのシステムＡ、Ｂ、Ｃ及びＤのシステムにより得られることができ、前記システムのそれぞれは、ＷＯ−Ａ−００／３３１００の図２に示されるシステムの主磁場と同様な設計を持ち、"切り替え（switched）"磁場は、ｚ方向において大幅に短い。４つの導体システムＡ、Ｂ、Ｃ及びＤは同一であるが、ｚ軸に沿って等距離に異なる位置に備えられる。導体システムＡ、Ｂ、Ｃ及びＤのそれぞれは、別々に制御されることができる。前記導体システムのそれぞれの磁場パターンは図６に示されるが、Ｂ_gsは単位電流（a unit of current）で前記導体システムにより"切り替えられた"追加の場である。前記導体システムの前記磁場パターンはガウス関数であり、したがってｚ方向において線形でないので、明らかに通常のＭＲシステムから既知である"磁場勾配"ではない。しかしながら、前記導体システムは、ｚ方向に連続に変化するパターンを持ち、オン及びオフに切り替えられることができるので、典型的な様式の"磁場勾配"と同様に使用されることができる。ｘ及びｙ方向には通常の磁場勾配が使用され、ｚ方向に２つの異なるＭＲシーケンスを実行することがここで可能である。第１シーケンスにおいて結合Ｇ₁＝(Ａ＋Ｂ−Ｃ−Ｄ)が使用され、第２シーケンスにおいて結合Ｇ₂＝(−Ａ＋Ｂ＋Ｃ−Ｄ)が使用される。前記シーケンスのそれぞれに対し、前記受信器アンテナにより受信されたデータは、例えば３次元高速フーリエ変換（ＴＦＴ）により、通常の様式で再構成される。前記患者の(ｘ,ｙ)座標のそれぞれに対し、図７によるＧ₁−Ｇ₂のグラフが得られ、これはｚ軸に平行な直線に比例する（commensurate）。軸Ｇ₁及びＧ₂に関して、前記グラフは、単位電流により励起された導体システムＡ、Ｂ、Ｃ及びＤ又はコイルの組み合わせの磁場を表すことに気付くべきである。したがって、前記第１ＭＲシーケンスは、この軸に沿って等距離点を（ｚ軸に沿った点の全てのｘ及びｙ座標に対して）測定する。図７の曲線は、前記患者の体内で取り得る全ての組み合わせの軌跡である。例えば、ほとんど導体システムのみによって励起された前記患者の左端の点（図６の円３５）は、Ｇ₂に対する負の磁場及びＧ₁に対する正の磁場を受ける。上述されたシーケンスの測定の結果は、実際に前記軸上の前記患者の曲線の投影像を表す。したがって、Ｇ₁軸における点３６("Ｘ")の測定は、図８に見られることができるように、２つの異なる位置３７（"完全な黒丸"）における前記患者内の画像の合計である。この２点は、前記ＳＥＮＳＥ法と同様にＲＦコイルの感度の情報により測定点３６から算出されることができる。前記曲線上の測定された点の数は未知の変数の数と実質的に同じであるので、この計算は、他の全ての測定された変数と共に実行されるべきである。図７に示される例において、測定点３７("完全な黒丸")の数は７であり、未知の変数３６("Ｘ")の数も７である−図９を参照。

上述されたシステムを用いて、大きな視野の比較的安価なシステムを得るために−典型的な用語の"磁場勾配"に相当する−非線形性の大きい磁場パターンを持つ不完全なコイルを有するＭＲシステムを設計することができる。このようなシステムの重要な必要条件は、前記位置依存磁場パターン及び前記コイル感度パターン、即ち前記ＲＦコイルシステムの正確なフィーチャが既知でなければならないことである。

本発明が使用される磁気共鳴撮像システムを概略的に示す。 ２つの磁場パターンを用いて収集された１次元の対象を示す。 ２つの磁場パターンにより生じた磁場のｘ成分を示す。 Ｇ空間における対象空間の軌跡を示す。 アンダーサンプリングによるＧ空間における対象の軌跡の折り返しを示す。 ４つの導体システムの位置依存磁場パターンを示す。 Ｇ空間における対象の軌跡を示す。 単一の測定点を持つ図７と同じ軌跡を示す。 複数の測定点を持つ図７と同じ軌跡を示す。

Claims (10)

1. 対象の画像を形成する磁気共鳴撮像方法において、
   静止磁場及び位置依存磁場パターンを持つ一時的な磁場が印加され、
   磁気共鳴信号が、少なくとも１つの受信器アンテナにより収集され、
   前記対象の一部においてスピンが励起され、
   前記磁気共鳴信号が、前記位置依存磁場パターンの印加中に収集され、
   磁気共鳴画像が、サンプリングされた前記磁気共鳴信号から算出され、
   前記位置依存磁場パターンが実質的に位置に対して非線形であり、全磁場パターンの数Ｎが３より大きく、少なくともＮ−１の磁場パターンが磁場強度に関して独立に制御可能である、
   方法。
2. 前記磁気共鳴信号がサブサンプリング様式で収集され、前記磁気共鳴画像が、サブサンプリングされた前記磁気共鳴信号から算出される、請求項１に記載の方法。
3. 前記磁気共鳴信号が、受信アンテナのアレイを用いてサブサンプリングされ、前記磁気共鳴画像が、前記受信アンテナのアレイの空間感度プロファイルに基づいて前記サブサンプリングされた磁気共鳴信号から算出される、請求項２に記載の方法。
4. 折り返しアーチファクトが、撮像されるべき前記対象が折り返しの交差位置において異なる局所的細部を示す可能性は低いと仮定することにより識別されることを特徴とする、請求項２に記載の方法。
5. 折り返しアーチファクトが、撮像されるべき前記対象の大部分が少数の信号のみを含むという情報により識別及び放棄されることを特徴とする、請求項２に記載の方法。
6. 複数の信号から磁気共鳴画像を得る磁気共鳴撮像装置において、
   静止磁場及び位置依存磁場パターンを持つ一時的な実質的に非線形の磁場を印加する手段と、
   前記位置依存磁場パターンの印加中に、磁気共鳴信号を収集する少なくとも１つの受信アンテナと、
   前記対象の一部においてスピンを励起する手段と、
   サンプリングされた前記磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を算出する手段と、
   を有する装置であって、
   前記磁場を印加する手段が、実質的に位置に対して非線形の磁場を得るように構成され、全磁場パターンの数Ｎが３より大きく、少なくともＮ−１の磁場パターンが、磁場強度に関して独立に制御可能である、装置。
7. サブサンプリング様式で前記磁気共鳴信号を収集する手段と、サブサンプリングされた前記磁気共鳴信号から前記磁気共鳴画像を算出する手段とが備えられる、請求項６に記載の装置。
8. 受信器アンテナのアレイと、前記受信器アンテナの感度プロファイルを決定する手段とが備えられる、請求項７に記載の装置。
9. コンピュータ使用可能媒体に記憶され、磁気共鳴方法により画像を形成するコンピュータプログラムにおいて、
   静止磁場及び位置依存磁場パターンを持つ一時的な磁場を印加するステップであって、前記磁場が実質的に位置に対して非線形であり、全磁場パターンの数Ｎが３より大きい当該印加するステップと、
   少なくとも１つの受信器アンテナにより磁気共鳴信号を収集するステップと、
   前記対象の一部においてスピンを励起するステップと、
   前記位置依存磁場パターンの印加中に前記磁気共鳴信号を収集するステップと、
   サンプリングされた前記磁気共鳴信号から磁気共鳴画像を算出するステップと、
   少なくともＮ−１の磁場パターンを磁場強度に関して独立に制御するステップと、
   の実行をコンピュータに制御させるコンピュータ読取可能プログラム手段を有するコンピュータプログラム。
10. サブサンプリング様式で前記磁気共鳴信号を収集し、サブサンプリングされた前記磁気共鳴信号から前記磁気共鳴画像を算出する、請求項９に記載のコンピュータプログラム。

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