JP4536853B2 - 核磁気共鳴データを取得する方法及び磁気共鳴システム - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）イメージング方法及びシステムである。より具体的には、本発明は、高速心拍ゲート式ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）取得法における灌流画像の生成に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人体組織のような物体が一様の磁場（分極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとするが、各スピン固有のラーモア周波数で不規則な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近い周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）に対象物すなわち組織がさらされると、整列後の正味のモーメントすなわち「縦磁化」Ｍz はｘ−ｙ平面に向かって回転して、すなわち「傾いて」、正味の横（方向）磁気モーメントＭt を生じることができる。励起信号Ｂ1 が停止された後、励起されたスピンによって信号が放出される。この信号を受信して処理することにより画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を形成するときに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）が用いられる。典型的には、イメージング対象の領域が一連の測定サイクルによって走査され、該測定サイクルでは、これらの勾配が、用いられている特定の局在化法に応じて変化する。結果として得られるＮＭＲ受信信号の集合はディジタル化されて、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成するように処理される。
【０００４】
医用画像を形成するのに現在用いられている殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに長時間（分単位）を要する。この走査時間の短縮は重要な問題である。なぜなら、走査時間を短縮すると、患者のスループットが増大し、患者の安心感が高まり、モーション・アーティファクトを減少させることにより画質が向上し、定期的薬理ストレス試験（例えば、多段階ドブタミン・ストレス試験）のような医学的試験手順の実行が可能になるからである。また、極めて短い繰り返し時間（ＴＲ）を有しており、完全な走査を分単位ではなく秒単位で実行し得る種類のパルス・シーケンスが存在している。例えば、心臓のイメージングに適用される場合には、心拍サイクル中の様々な時相で又は様々なスライス位置で心臓を示す一連の画像を単一の保息中に取得し得る完全な走査を行うことができる。
【０００５】
ｋ空間をセグメント化すると共に１心拍サイクル当たり多数の位相エンコーディングｋ空間ビューを取得することにより、より高速の走査時間を実現することができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ区間に１画像当たりに取得されるｋ空間ビューの数に等しい係数だけ高速化される。この方式では、１セグメント当たり８つのｋ空間ビューが取得されるとき、位相エンコーディング方向のマトリクス・サイズが１２８ピクセルである典型的なシネ取得を、１６心拍といった短時間で完了することができる。
【０００６】
各々のＲ−Ｒ区間内で同じｋ空間セグメントを繰り返し取得するが、心拍サイクルの異なる時相でそれぞれ異なるスライス位置を励起させることにより、多数のスライス位置を視覚化することができる。１心拍サイクル中のスライス位置（Ｓ1 〜Ｓn ）の数（ｎ）は、単一のセグメントについてデータを取得するのに必要な時間及び心拍Ｒ−Ｒ区間の長さによって決定される。
【０００７】
ｎ＝（Ｒ−Ｒ時間）／ｖｐｓ×ＴＲ
ここで、ｖｐｓは１セグメント当たりのｋ空間ビューの数であり、ＴＲはパルス・シーケンスの繰り返し時間である。すると、全走査時間は、
走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間）
となる。ここで、ｙｒｅｓは画像内の位相エンコーディング・ビューの総数である。典型的には、１つの画像は１２８又はそれ以上の位相エンコーディング・ビューを用いており、また、１セグメント当たり８つのビューが用いられることが多い。
【０００８】
セグメント化ｋ空間走査では、全走査時間は、１セグメント当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大させることにより実質的に短縮される。しかしながら、上で示したように、このことには、各々の心拍サイクル中に取得することができるスライス位置の数を減少させるという代償がある。
【０００９】
組織内の血液灌流のイメージングは、管構造の血流のイメージングと密接に関連している。アンジオグラフィ（血管造影法）すなわち管構造のイメージングは、診断及び治療に関する医療手順において極めて有用である。ＭＲアンジオグラフィの場合と同様に、ＭＲ灌流イメージングは典型的には、イメージング・セッションの際にＭＲ活性な造影剤のボーラスを患者に注射することにより行われる。これらの造影剤は、血液のＴ１を短縮して、検出されるＭＲ信号を増強し得るもの（例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を短縮して、検出されるＭＲ信号を減弱し得るもの（例えば、酸化鉄粒子）のいずれかである。ボーラスが体内を通過するにつれて、ボーラスによって形成される増強された（又は減弱された）信号は、灌流された組織で観察される信号強度を増大（又は減少）させるが、灌流されていない組織では増大（又は減少）させることはない。観測されている組織での信号変化の度合いを用いて、組織の灌流の度合いを決定することができる。
【００１０】
灌流の測定は、走査中に取得されるＮＭＲ信号の強度に基づいているので、ＮＭＲ信号強度がその他の測定変数に対して感応しないようにすることが極めて重要である。このような変数の１つに、ＮＭＲパルス・シーケンスのＲＦ励起パルスによって横方向平面に傾斜する縦磁化Ｍz の大きさがある。このような各々の励起の後に、縦磁化は減少し、次いで、イメージングされている特定のスピンのＴ1 定数によって決定される速度で大きさを回復する。縦磁化が回復する前に他のパルス・シーケンスを実行すると、取得されるＮＭＲ信号の大きさは、縦磁化の完全な回復を許すのに十分なだけ長く遅延されたパルス・シーケンスによって生成される信号よりも小さくなる。灌流イメージングにおいては、この変数（すなわち、縦磁化）を走査の全体にわたって一定の水準に維持することが重要である。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
心拍ゲート法を用いてＮＭＲ灌流画像データの取得を制御する場合には、各取得間の時間間隔が大幅に変動し得るので、結果的に縦磁化も変動する。このことは、被検体が不規則な心拍（すなわち、不整脈）を有しているときに特に当てはまる。この問題に対する一つの解決法は、各々のパルス・シーケンス、すなわち（各々のスライスの）パルス・シーケンス・セグメントの直前に被検体に対してＲＦ飽和パルスを印加して、一定の回復時間（ＴＩ）がパルス・シーケンスの実行の前に生じ得るようにすることである。残念ながら、回復時間ＴＩが相当長くない限り、得られるＮＭＲ信号は極めて小さくなり、結果的に、取得されるＮＭＲ信号及び画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）が低下する。他方、回復時間ＴＩが長くなると、各々のパルス・シーケンス・セグメントを実行するのに要求される時間（Ｔseg ）が
Ｔseg ＝ＴＩ＋ｖｐｓ×ＴＲ
のように長くなり、心拍Ｒ−Ｒ区間中に取得することができるスライス位置の数が減少する。換言すれば、画質と、単一の保息での走査で取得され得る位置の数との間には、直接的なトレード・オフが存在する。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＮＭＲデータの取得の前に選択的ＲＦ飽和パルスによって縦磁化を予め調整するＮＭＲ画像用のデータを取得する方法及びシステムである。より具体的には、本発明の方法は、複数のスライス位置Ｓ1 〜Ｓn からＮＭＲデータを取得する工程と、ＮＭＲデータ取得シーケンスに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブ（挿入）して、各々のＲＦ飽和パルスが該ＲＦ飽和パルスの印加から時間間隔ＴＩの後に取得されるスライス位置におけるスピンを飽和させるようにする工程とを含み、時間間隔ＴＩ中に他のスライス位置からＮＭＲデータが取得される。
【００１３】
本発明の一般的な目的は、所与の走査時間内に取得できるスライス位置の数を減少させずに、画像のＳＮＲを向上させることにある。調整用ＲＦ飽和パルスとそのスライス位置との間の時間間隔ＴＩを増大させて、縦磁化が更に回復し、これにより、取得されるＮＭＲ信号の大きさを増加させ得るようにする。この結果、画像のＳＮＲが増大する。走査中に取得されるスライス位置の数は、縦磁化が回復している時間間隔ＴＩの間に他のスライス位置からＮＭＲデータを取得することにより維持される。
【００１４】
【発明の実施の形態】
図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と、表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１０７と通信し、コンピュータ・システム１０７により操作者はスクリーン１０４上で画像の形成及び表示を制御することが可能になる。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信するいくつかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、また高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御部１２２と通信する。
【００１５】
システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によって共に接続されている一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１が含まれており、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続されている。リンク１２５を介して、システム制御部１２２は実行すべき走査シーケンスを指示する命令（コマンド）を操作者から受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１は、発生すべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続されていて、走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば患者に取り付けられた電極からのＥＣＧ（心電図）信号を受信する生理学的取得制御装置１２９から患者のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室インタフェイス回路１３３に接続しており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及び磁石システムの状態に関連した様々なセンサから信号を受信する。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４もまた、走査に望ましい位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【００１６】
パルス発生器モジュール１２１によって発生される勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７から印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、取得される信号を空間的にエンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極用磁石１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者の体内の励起した核によって放出される結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復調され、濾波されると共にディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信モードのいずれの場合にも分離型ＲＦコイル（例えば、表面コイル）を用いることを可能にしている。
【００１７】
ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭＲ信号は、トランシーバすなわち送受信器モジュール１５０によってディジタル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が完了したときには、ｋ空間生データの配列がメモリ・モジュール１６０内に取得されている。後に詳述するように、このｋ空間生データは、再構成すべき各々の画像毎に別個のｋ空間データ配列として再配列され、これらの配列の各々をアレイ・プロセッサ１６１へ入力すると、アレイ・プロセッサ１６１は動作して、このデータを画像データの配列へフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受信された命令に応じて、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管してもよいし、又は画像プロセッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コンソール１００へ伝送すると共に表示装置１０４で表示してもよい。送受信器１５０に関する更なる詳細については、米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号に記載されている。本特許はここに参照されるべきものである。
【００１８】
図２には、本発明の好ましい実施例に採用されているＥＰＩパルス・シーケンスを示す。スライス選択勾配パルス２５１の存在下で１０°ＲＦ励起パルス２５０を印加して、スライス内に横磁化を形成する。参照番号２５３に示すように全部で４つの別個のＮＭＲエコー信号がこのＥＰＩパルス・シーケンスの間に取得される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は個別に位相エンコーディングされて、インタリーブ方式でｋ空間の１つの線をサンプリングする。これについては後に詳述する。この好ましい実施例では、４つのＮＭＲエコー信号２５３のみが取得されているが、用途によって１６までのＮＭＲエコー信号２５３を取得することができる。
【００１９】
ＮＭＲエコー信号２５３は、振動する読み出し勾配２５５の印加によって形成されるグラディエント・リコールド(recalled)エコーである。読み出しシーケンスは予備位相調整用読み出し勾配ローブ２５６で開始し、読み出し勾配が正値と負値との間を振動するにつれてエコー信号２５３が形成される。各々の読み出し勾配パルス２５５の最中に、各々のＮＭＲエコー信号２５３から全部でＮx 個（例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）のサンプルが採取される。４つの連続したＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相エンコーディング勾配パルス２５８によって別々に位相エンコーディングされる。エコー信号が取得される前に、予備位相調整用位相エンコーディング・ローブ２５９が形成されて、第１のビューをｋ空間内の所望の位置に配置する。後続の位相エンコーディング・パルス２５８が、読み出し勾配パルス２５５が極性を切り換えるのと同時に生じており、これらのパルス２５８は、ｋy 空間を通して上方に位相エンコーディングを段階的に変化させる。位相エンコーディングの段階は、画質の向上のためにｋy 空間のサンプリングにおける不連続性が最小化されるならばどのような順序にしてもよい。１つの完全な画像を取得するために、このパルス・シーケンスは３２（すなわち、１２８／４）回繰り返され、ｋ空間の異なる部分をサンプリングする度毎に、予備位相調整用ローブ２５９が変化する。パルス・シーケンスはまた、いくつかの心拍間隔にわたってインタリーブされ又は分配されていてもよいことに留意されたい。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０ミリ秒である場合には、約３２０ミリ秒で１つの完全な画像を取得することができる。
【００２０】
心臓は拍動しているので、心臓の形状は３２０ミリ秒の時間間隔にわたって実質的に変化している。従って、ＥＣＧゲート法によるセグメント化ｋ空間データ取得が行われる。加えて、データは、様々な位置での画像を再構成し得るように、心拍サイクルの大部分にわたって取得される。この取得を単一の心拍について図３に示す。
【００２１】
図３について詳細に説明すると、ｋ空間のセグメント２０２が、各心拍トリガ信号２００の間のＲ−Ｒ区間中に繰り返し取得される。Ｒ−Ｒ区間の長さは、患者の心拍数の関数であり、図示の例では、セグメント２０２の６回の繰り返しが、ＥＣＧトリガ信号２００から所定の時間間隔の後に開始して、この心拍サイクルの全体にわたって取得されている。セグメント２０２の各回の繰り返しは、相次ぐスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 からのｋ空間の一部分の同一のサンプリングに相当する。
【００２２】
好ましい実施例では、各々のセグメントは、４つのエコー・プラナ画像ショット２０４（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）で構成されている。図２を参照して上で述べたように、各々のＥＰＩショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）は４つの異なる位相エンコーディングにおいて４つの信号２５３を取得しており、ｋ空間の４つの異なるビュー（Ｖ1 〜Ｖ4 ）をサンプリングしている。４つのビューは各々のＥＰＩショット２０４で異なっており、各々のセグメント２０２中に全部で１６の異なるビューが取得されるようになっている。
【００２３】
取得は、８つの相次ぐ心拍サイクルにわたって続行する。各々の心拍サイクルの後に、各々のセグメント２０２によって取得される特定のビューを変えて、８つの心拍の後に全部で１２８の異なるビューが取得されるようにする。次いで、各々のＮＭＲｋ空間データ集合から１２８×１２８ピクセルの画像を再構成して、６つの異なるスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 で被検体を表示することができる。
【００２４】
各々のスライス位置からＮＭＲデータを取得するのに用いられる特定のパルス・シーケンスはＥＰＩパルス・シーケンスに限定されているわけではなく、小さいフリップ角のグラディエント・リコールド・エコー・パルス・シーケンス及び高速スピン・エコー・パルス・シーケンスのような他の高速パルス・シーケンスを用いてもよいことは明らかであろう。また、Ｒ−Ｒ区間中に取得されるセグメント２０２の数、及び各々のセグメント２０２中に取得されるビューの数を、特定の走査の環境に応じて変えることもできる。
【００２５】
更に図３について説明すると、セグメント２０２には、対応する選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５がインタリーブされる。各々の選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５は、その後のスライス位置でのスピンを励起させるように成形され且つ周波数成分を有する。当業界で周知のように、磁場勾配が各々のＲＦ飽和パルス２１０〜２１５と同時に印加されて協働し、適正なスライスにおける励起の位置を決定する。
【００２６】
本発明の重要な一面は、各々の選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５が、後で取得されるスライス位置におけるスピンを励起するが、各パルス２１０〜２１５の後に取得されるスライス位置におけるスピンは励起しないということである。例えば、ＲＦ飽和パルス２１０は、スライス位置Ｓ2 に位置するスピンを飽和させるが、パルス２１０の直後に取得されるスライス位置Ｓ1 のスピンは飽和させない。この結果、スライスＳ2 のスピンの回復時間は時間ＴＩとなり、この時間ＴＩは、第１のスライス位置Ｓ1 からのデータを取得するのに要する時間と次の選択ＲＦ飽和パルス２１１を発生させるのに要する時間との和である時間を含む。後続の選択的ＲＦ飽和パルス２１１〜２１４及びこれらのパルスに対応する励起スライス位置Ｓ3 〜Ｓ6 についても同じことが当てはまる。
【００２７】
インタリーブされた選択的ＲＦ飽和パルスを用いることにより、スライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のスピンが同じ縦磁化を有するように調整される。好ましい実施例では、各々の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角は９０°である。これにより、縦磁化が完全に抑制され、且つ心臓の不整脈に起因するＲ−Ｒ区間の変動が灌流画像を損なわないことが保証される。
【００２８】
選択的ＲＦ飽和パルスは、飽和したスライス位置からのＮＭＲデータの取得の前の妥当に長いが一定である時間間隔ＴＩにおいて生ずるので、縦磁化は、実質的な量だけ大きさが回復する。これにより、取得されるＮＭＲ信号を遥かに大きくすることができ、従って、より高いＳＮＲを持つ画像を得ることが可能になる。好ましい実施例では、例えば、各々の取得セグメント２０２が実行に８０ミリ秒〜１３０ミリ秒を要する場合には、ＮＭＲ信号の強度は、Ｔ1 が２００ミリ秒及びＴ2 が５０ミリ秒の組織内で２倍以上になる。これは、各々の取得セグメント２０２の直前に非選択的ＲＦ飽和パルスが印加されるような走査に匹敵する。
【００２９】
第１のスライス位置での縦磁化は、第１の選択的ＲＦ飽和パルス２１０の影響を受けないので、別途考察しなければならないことは明らかであろう。１つのアプローチは、単純に、一連のセグメントの内の最初の取得セグメント２０２を第２の取得セグメント２０２のための調整用シーケンスとして取り扱い、取得されたデータを破棄することである。しかしながら、好ましいアプローチは、参照番号２１８で示すように第１の選択的ＲＦ飽和パルス２１０の直前にプレパレーション用パルス・シーケンスを加えることである。このプレパレーション用パルス・シーケンスは、６０°〜７５°のフリップ角を有する選択的ＲＦ飽和パルスと、この後に続く、図３のパルス・シーケンスを用いた１つ又は２つの「ダミー」の励起とで構成される。飽和パルスの励起及びダミーの励起の両方が、第１のスライス位置Ｓ1 を選択し、これらの励起によって、スピンの磁化は、一連のセグメントの内の後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 において生成される状態に近い定常状態に至る。従って、第１のスライス位置Ｓ1 のＴＩは、後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のＴＩが８０ミリ秒〜１３０ミリ秒であるのに対し、１０ミリ秒〜３０ミリ秒に留まる可能性があるが、第１のスライス位置Ｓ1 用の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角を減少させることにより、縦磁化を調整して、実質的に同じ大きさとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰＩパルス・シーケンスのグラフである。
【図３】本発明に従ってＲＦ飽和パルスがインタリーブされた図２のＥＰＩパルス・シーケンスを用いて１心拍サイクル中にＭＲデータを取得することを示すグラフである。
【符号の説明】
１００ オペレータ・コンソール
１０２ キーボード及び制御パネル
１０４ 表示装置
１０６ 画像プロセッサ・モジュール
１０７ コンピュータ・システム
１０８、１１９ ＣＰＵモジュール
１１１ ディスク記憶装置
１１２ テープ・ドライブ
１１３、１６０ メモリ・モジュール
１１５ 高速シリアル・リンク
１１６ リンク
１１８ バックプレーン
１２１ パルス発生器モジュール
１２２ システム制御部
１２５ シリアル・リンク
１２７ 勾配増幅器
１２９ 生理学的取得制御装置
１３３ 走査室インタフェイス回路
１３４ 患者位置決めシステム
１３９ 勾配コイル・アセンブリ
１４０ 分極用磁石
１４１ 磁石アセンブリ
１５０ 送受信器
１５１ ＲＦ増幅器
１５２ 全身型ＲＦコイル
１５３ 前置増幅器
１５４ 送信／受信スイッチ
１６１ アレイ・プロセッサ
２００ 心拍トリガ信号
２０２ ｋ空間のセグメント
２０４ エコー・プラナ画像ショット
２１０、２１１、２１２、２１３、２１４、２１５ 選択的ＲＦ飽和パルス
２１８ プレパレーション用パルス・シーケンスの位置
２５０ ＲＦ励起パルス
２５１ スライス選択勾配パルス
２５３ ＮＭＲエコー信号
２５５ 読み出し勾配
２５６ 予備位相調整用読み出し勾配ローブ
２５８ 位相エンコーディング・パルス
２５９ 予備位相調整用位相エンコーディング・パルス
【発明の属する技術分野】
本発明の分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）イメージング方法及びシステムである。より具体的には、本発明は、高速心拍ゲート式ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）取得法における灌流画像の生成に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人体組織のような物体が一様の磁場（分極磁場Ｂ0 ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとするが、各スピン固有のラーモア周波数で不規則な秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。ｘ−ｙ平面内に存在し且つラーモア周波数に近い周波数を持つ磁場（励起磁場Ｂ1 ）に対象物すなわち組織がさらされると、整列後の正味のモーメントすなわち「縦磁化」Ｍz はｘ−ｙ平面に向かって回転して、すなわち「傾いて」、正味の横（方向）磁気モーメントＭt を生じることができる。励起信号Ｂ1 が停止された後、励起されたスピンによって信号が放出される。この信号を受信して処理することにより画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を形成するときに、磁場勾配（Ｇx 、Ｇy 及びＧz ）が用いられる。典型的には、イメージング対象の領域が一連の測定サイクルによって走査され、該測定サイクルでは、これらの勾配が、用いられている特定の局在化法に応じて変化する。結果として得られるＮＭＲ受信信号の集合はディジタル化されて、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成するように処理される。
【０００４】
医用画像を形成するのに現在用いられている殆どのＮＭＲ走査は、必要なデータを取得するのに長時間（分単位）を要する。この走査時間の短縮は重要な問題である。なぜなら、走査時間を短縮すると、患者のスループットが増大し、患者の安心感が高まり、モーション・アーティファクトを減少させることにより画質が向上し、定期的薬理ストレス試験（例えば、多段階ドブタミン・ストレス試験）のような医学的試験手順の実行が可能になるからである。また、極めて短い繰り返し時間（ＴＲ）を有しており、完全な走査を分単位ではなく秒単位で実行し得る種類のパルス・シーケンスが存在している。例えば、心臓のイメージングに適用される場合には、心拍サイクル中の様々な時相で又は様々なスライス位置で心臓を示す一連の画像を単一の保息中に取得し得る完全な走査を行うことができる。
【０００５】
ｋ空間をセグメント化すると共に１心拍サイクル当たり多数の位相エンコーディングｋ空間ビューを取得することにより、より高速の走査時間を実現することができる。走査時間は、各Ｒ−Ｒ区間に１画像当たりに取得されるｋ空間ビューの数に等しい係数だけ高速化される。この方式では、１セグメント当たり８つのｋ空間ビューが取得されるとき、位相エンコーディング方向のマトリクス・サイズが１２８ピクセルである典型的なシネ取得を、１６心拍といった短時間で完了することができる。
【０００６】
各々のＲ−Ｒ区間内で同じｋ空間セグメントを繰り返し取得するが、心拍サイクルの異なる時相でそれぞれ異なるスライス位置を励起させることにより、多数のスライス位置を視覚化することができる。１心拍サイクル中のスライス位置（Ｓ1 〜Ｓn ）の数（ｎ）は、単一のセグメントについてデータを取得するのに必要な時間及び心拍Ｒ−Ｒ区間の長さによって決定される。
【０００７】
ｎ＝（Ｒ−Ｒ時間）／ｖｐｓ×ＴＲ
ここで、ｖｐｓは１セグメント当たりのｋ空間ビューの数であり、ＴＲはパルス・シーケンスの繰り返し時間である。すると、全走査時間は、
走査時間＝（ｙｒｅｓ／ｖｐｓ）×（Ｒ−Ｒ時間）
となる。ここで、ｙｒｅｓは画像内の位相エンコーディング・ビューの総数である。典型的には、１つの画像は１２８又はそれ以上の位相エンコーディング・ビューを用いており、また、１セグメント当たり８つのビューが用いられることが多い。
【０００８】
セグメント化ｋ空間走査では、全走査時間は、１セグメント当たりのビューの数（ｖｐｓ）を増大させることにより実質的に短縮される。しかしながら、上で示したように、このことには、各々の心拍サイクル中に取得することができるスライス位置の数を減少させるという代償がある。
【０００９】
組織内の血液灌流のイメージングは、管構造の血流のイメージングと密接に関連している。アンジオグラフィ（血管造影法）すなわち管構造のイメージングは、診断及び治療に関する医療手順において極めて有用である。ＭＲアンジオグラフィの場合と同様に、ＭＲ灌流イメージングは典型的には、イメージング・セッションの際にＭＲ活性な造影剤のボーラスを患者に注射することにより行われる。これらの造影剤は、血液のＴ１を短縮して、検出されるＭＲ信号を増強し得るもの（例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ）か、又は血液のＴ２を短縮して、検出されるＭＲ信号を減弱し得るもの（例えば、酸化鉄粒子）のいずれかである。ボーラスが体内を通過するにつれて、ボーラスによって形成される増強された（又は減弱された）信号は、灌流された組織で観察される信号強度を増大（又は減少）させるが、灌流されていない組織では増大（又は減少）させることはない。観測されている組織での信号変化の度合いを用いて、組織の灌流の度合いを決定することができる。
【００１０】
灌流の測定は、走査中に取得されるＮＭＲ信号の強度に基づいているので、ＮＭＲ信号強度がその他の測定変数に対して感応しないようにすることが極めて重要である。このような変数の１つに、ＮＭＲパルス・シーケンスのＲＦ励起パルスによって横方向平面に傾斜する縦磁化Ｍz の大きさがある。このような各々の励起の後に、縦磁化は減少し、次いで、イメージングされている特定のスピンのＴ1 定数によって決定される速度で大きさを回復する。縦磁化が回復する前に他のパルス・シーケンスを実行すると、取得されるＮＭＲ信号の大きさは、縦磁化の完全な回復を許すのに十分なだけ長く遅延されたパルス・シーケンスによって生成される信号よりも小さくなる。灌流イメージングにおいては、この変数（すなわち、縦磁化）を走査の全体にわたって一定の水準に維持することが重要である。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
心拍ゲート法を用いてＮＭＲ灌流画像データの取得を制御する場合には、各取得間の時間間隔が大幅に変動し得るので、結果的に縦磁化も変動する。このことは、被検体が不規則な心拍（すなわち、不整脈）を有しているときに特に当てはまる。この問題に対する一つの解決法は、各々のパルス・シーケンス、すなわち（各々のスライスの）パルス・シーケンス・セグメントの直前に被検体に対してＲＦ飽和パルスを印加して、一定の回復時間（ＴＩ）がパルス・シーケンスの実行の前に生じ得るようにすることである。残念ながら、回復時間ＴＩが相当長くない限り、得られるＮＭＲ信号は極めて小さくなり、結果的に、取得されるＮＭＲ信号及び画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）が低下する。他方、回復時間ＴＩが長くなると、各々のパルス・シーケンス・セグメントを実行するのに要求される時間（Ｔseg ）が
Ｔseg ＝ＴＩ＋ｖｐｓ×ＴＲ
のように長くなり、心拍Ｒ−Ｒ区間中に取得することができるスライス位置の数が減少する。換言すれば、画質と、単一の保息での走査で取得され得る位置の数との間には、直接的なトレード・オフが存在する。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、ＮＭＲデータの取得の前に選択的ＲＦ飽和パルスによって縦磁化を予め調整するＮＭＲ画像用のデータを取得する方法及びシステムである。より具体的には、本発明の方法は、複数のスライス位置Ｓ1 〜Ｓn からＮＭＲデータを取得する工程と、ＮＭＲデータ取得シーケンスに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブ（挿入）して、各々のＲＦ飽和パルスが該ＲＦ飽和パルスの印加から時間間隔ＴＩの後に取得されるスライス位置におけるスピンを飽和させるようにする工程とを含み、時間間隔ＴＩ中に他のスライス位置からＮＭＲデータが取得される。
【００１３】
本発明の一般的な目的は、所与の走査時間内に取得できるスライス位置の数を減少させずに、画像のＳＮＲを向上させることにある。調整用ＲＦ飽和パルスとそのスライス位置との間の時間間隔ＴＩを増大させて、縦磁化が更に回復し、これにより、取得されるＮＭＲ信号の大きさを増加させ得るようにする。この結果、画像のＳＮＲが増大する。走査中に取得されるスライス位置の数は、縦磁化が回復している時間間隔ＴＩの間に他のスライス位置からＮＭＲデータを取得することにより維持される。
【００１４】
【発明の実施の形態】
図１には、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素が示されている。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と、表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して独立したコンピュータ・システム１０７と通信し、コンピュータ・システム１０７により操作者はスクリーン１０４上で画像の形成及び表示を制御することが可能になる。コンピュータ・システム１０７は、バックプレーンを介して互いに通信するいくつかのモジュールを含んでいる。これらのモジュールは、画像プロセッサ・モジュール１０６と、ＣＰＵモジュール１０８と、画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ・モジュール１１３とを含んでいる。コンピュータ・システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、また高速シリアル・リンク１１５を介して別個のシステム制御部１２２と通信する。
【００１５】
システム制御部１２２は、バックプレーン１１８によって共に接続されている一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵモジュール１１９とパルス発生器モジュール１２１が含まれており、パルス発生器モジュール１２１は、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に接続されている。リンク１２５を介して、システム制御部１２２は実行すべき走査シーケンスを指示する命令（コマンド）を操作者から受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実行する。モジュール１２１は、発生すべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に接続されていて、走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者に接続されたいくつかの異なるセンサからの信号、例えば患者に取り付けられた電極からのＥＣＧ（心電図）信号を受信する生理学的取得制御装置１２９から患者のデータを受信する。そして最後に、パルス発生器モジュール１２１は、走査室インタフェイス回路１３３に接続しており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及び磁石システムの状態に関連した様々なセンサから信号を受信する。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４もまた、走査に望ましい位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【００１６】
パルス発生器モジュール１２１によって発生される勾配波形は、Ｇx 増幅器とＧy 増幅器とＧz 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７から印加される。各々の勾配増幅器は、全体的に参照番号１３９で示すアセンブリ内の対応する勾配コイルを励起して、取得される信号を空間的にエンコードするのに用いられる磁場勾配を発生する。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極用磁石１４０と全身型ＲＦコイル１５２とを含んでいる磁石アセンブリ１４１の一部を形成している。システム制御部１２２内の送受信器モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２に結合される。患者の体内の励起した核によって放出される結果として生ずる信号は、同じＲＦコイル１５２によって検知され、送信／受信スイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に結合することができる。増幅されたＮＭＲ信号は、送受信器１５０の受信器部において復調され、濾波されると共にディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。送信／受信スイッチ１５４はまた、送信モード又は受信モードのいずれの場合にも分離型ＲＦコイル（例えば、表面コイル）を用いることを可能にしている。
【００１７】
ＲＦコイル１５２によって捕えられたＮＭＲ信号は、トランシーバすなわち送受信器モジュール１５０によってディジタル化されて、システム制御部１２２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が完了したときには、ｋ空間生データの配列がメモリ・モジュール１６０内に取得されている。後に詳述するように、このｋ空間生データは、再構成すべき各々の画像毎に別個のｋ空間データ配列として再配列され、これらの配列の各々をアレイ・プロセッサ１６１へ入力すると、アレイ・プロセッサ１６１は動作して、このデータを画像データの配列へフーリエ変換する。この画像データは、シリアル・リンク１１５を介してコンピュータ・システム１０７へ伝送されて、ここで、ディスク・メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受信された命令に応じて、この画像データをテープ・ドライブ１１２に保管してもよいし、又は画像プロセッサ１０６によって更に処理してオペレータ・コンソール１００へ伝送すると共に表示装置１０４で表示してもよい。送受信器１５０に関する更なる詳細については、米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号に記載されている。本特許はここに参照されるべきものである。
【００１８】
図２には、本発明の好ましい実施例に採用されているＥＰＩパルス・シーケンスを示す。スライス選択勾配パルス２５１の存在下で１０°ＲＦ励起パルス２５０を印加して、スライス内に横磁化を形成する。参照番号２５３に示すように全部で４つの別個のＮＭＲエコー信号がこのＥＰＩパルス・シーケンスの間に取得される。各々のＮＭＲエコー信号２５３は個別に位相エンコーディングされて、インタリーブ方式でｋ空間の１つの線をサンプリングする。これについては後に詳述する。この好ましい実施例では、４つのＮＭＲエコー信号２５３のみが取得されているが、用途によって１６までのＮＭＲエコー信号２５３を取得することができる。
【００１９】
ＮＭＲエコー信号２５３は、振動する読み出し勾配２５５の印加によって形成されるグラディエント・リコールド(recalled)エコーである。読み出しシーケンスは予備位相調整用読み出し勾配ローブ２５６で開始し、読み出し勾配が正値と負値との間を振動するにつれてエコー信号２５３が形成される。各々の読み出し勾配パルス２５５の最中に、各々のＮＭＲエコー信号２５３から全部でＮx 個（例えば、Ｎx ＝１２８〜２５６）のサンプルが採取される。４つの連続したＮＭＲエコー信号２５３は、一連の位相エンコーディング勾配パルス２５８によって別々に位相エンコーディングされる。エコー信号が取得される前に、予備位相調整用位相エンコーディング・ローブ２５９が形成されて、第１のビューをｋ空間内の所望の位置に配置する。後続の位相エンコーディング・パルス２５８が、読み出し勾配パルス２５５が極性を切り換えるのと同時に生じており、これらのパルス２５８は、ｋy 空間を通して上方に位相エンコーディングを段階的に変化させる。位相エンコーディングの段階は、画質の向上のためにｋy 空間のサンプリングにおける不連続性が最小化されるならばどのような順序にしてもよい。１つの完全な画像を取得するために、このパルス・シーケンスは３２（すなわち、１２８／４）回繰り返され、ｋ空間の異なる部分をサンプリングする度毎に、予備位相調整用ローブ２５９が変化する。パルス・シーケンスはまた、いくつかの心拍間隔にわたってインタリーブされ又は分配されていてもよいことに留意されたい。パルス繰り返し速度（ＴＲ）が１０ミリ秒である場合には、約３２０ミリ秒で１つの完全な画像を取得することができる。
【００２０】
心臓は拍動しているので、心臓の形状は３２０ミリ秒の時間間隔にわたって実質的に変化している。従って、ＥＣＧゲート法によるセグメント化ｋ空間データ取得が行われる。加えて、データは、様々な位置での画像を再構成し得るように、心拍サイクルの大部分にわたって取得される。この取得を単一の心拍について図３に示す。
【００２１】
図３について詳細に説明すると、ｋ空間のセグメント２０２が、各心拍トリガ信号２００の間のＲ−Ｒ区間中に繰り返し取得される。Ｒ−Ｒ区間の長さは、患者の心拍数の関数であり、図示の例では、セグメント２０２の６回の繰り返しが、ＥＣＧトリガ信号２００から所定の時間間隔の後に開始して、この心拍サイクルの全体にわたって取得されている。セグメント２０２の各回の繰り返しは、相次ぐスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 からのｋ空間の一部分の同一のサンプリングに相当する。
【００２２】
好ましい実施例では、各々のセグメントは、４つのエコー・プラナ画像ショット２０４（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）で構成されている。図２を参照して上で述べたように、各々のＥＰＩショット（ＥＰＩ1 〜ＥＰＩ4 ）は４つの異なる位相エンコーディングにおいて４つの信号２５３を取得しており、ｋ空間の４つの異なるビュー（Ｖ1 〜Ｖ4 ）をサンプリングしている。４つのビューは各々のＥＰＩショット２０４で異なっており、各々のセグメント２０２中に全部で１６の異なるビューが取得されるようになっている。
【００２３】
取得は、８つの相次ぐ心拍サイクルにわたって続行する。各々の心拍サイクルの後に、各々のセグメント２０２によって取得される特定のビューを変えて、８つの心拍の後に全部で１２８の異なるビューが取得されるようにする。次いで、各々のＮＭＲｋ空間データ集合から１２８×１２８ピクセルの画像を再構成して、６つの異なるスライス位置Ｓ1 〜Ｓ6 で被検体を表示することができる。
【００２４】
各々のスライス位置からＮＭＲデータを取得するのに用いられる特定のパルス・シーケンスはＥＰＩパルス・シーケンスに限定されているわけではなく、小さいフリップ角のグラディエント・リコールド・エコー・パルス・シーケンス及び高速スピン・エコー・パルス・シーケンスのような他の高速パルス・シーケンスを用いてもよいことは明らかであろう。また、Ｒ−Ｒ区間中に取得されるセグメント２０２の数、及び各々のセグメント２０２中に取得されるビューの数を、特定の走査の環境に応じて変えることもできる。
【００２５】
更に図３について説明すると、セグメント２０２には、対応する選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５がインタリーブされる。各々の選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５は、その後のスライス位置でのスピンを励起させるように成形され且つ周波数成分を有する。当業界で周知のように、磁場勾配が各々のＲＦ飽和パルス２１０〜２１５と同時に印加されて協働し、適正なスライスにおける励起の位置を決定する。
【００２６】
本発明の重要な一面は、各々の選択的ＲＦ飽和パルス２１０〜２１５が、後で取得されるスライス位置におけるスピンを励起するが、各パルス２１０〜２１５の後に取得されるスライス位置におけるスピンは励起しないということである。例えば、ＲＦ飽和パルス２１０は、スライス位置Ｓ2 に位置するスピンを飽和させるが、パルス２１０の直後に取得されるスライス位置Ｓ1 のスピンは飽和させない。この結果、スライスＳ2 のスピンの回復時間は時間ＴＩとなり、この時間ＴＩは、第１のスライス位置Ｓ1 からのデータを取得するのに要する時間と次の選択ＲＦ飽和パルス２１１を発生させるのに要する時間との和である時間を含む。後続の選択的ＲＦ飽和パルス２１１〜２１４及びこれらのパルスに対応する励起スライス位置Ｓ3 〜Ｓ6 についても同じことが当てはまる。
【００２７】
インタリーブされた選択的ＲＦ飽和パルスを用いることにより、スライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のスピンが同じ縦磁化を有するように調整される。好ましい実施例では、各々の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角は９０°である。これにより、縦磁化が完全に抑制され、且つ心臓の不整脈に起因するＲ−Ｒ区間の変動が灌流画像を損なわないことが保証される。
【００２８】
選択的ＲＦ飽和パルスは、飽和したスライス位置からのＮＭＲデータの取得の前の妥当に長いが一定である時間間隔ＴＩにおいて生ずるので、縦磁化は、実質的な量だけ大きさが回復する。これにより、取得されるＮＭＲ信号を遥かに大きくすることができ、従って、より高いＳＮＲを持つ画像を得ることが可能になる。好ましい実施例では、例えば、各々の取得セグメント２０２が実行に８０ミリ秒〜１３０ミリ秒を要する場合には、ＮＭＲ信号の強度は、Ｔ1 が２００ミリ秒及びＴ2 が５０ミリ秒の組織内で２倍以上になる。これは、各々の取得セグメント２０２の直前に非選択的ＲＦ飽和パルスが印加されるような走査に匹敵する。
【００２９】
第１のスライス位置での縦磁化は、第１の選択的ＲＦ飽和パルス２１０の影響を受けないので、別途考察しなければならないことは明らかであろう。１つのアプローチは、単純に、一連のセグメントの内の最初の取得セグメント２０２を第２の取得セグメント２０２のための調整用シーケンスとして取り扱い、取得されたデータを破棄することである。しかしながら、好ましいアプローチは、参照番号２１８で示すように第１の選択的ＲＦ飽和パルス２１０の直前にプレパレーション用パルス・シーケンスを加えることである。このプレパレーション用パルス・シーケンスは、６０°〜７５°のフリップ角を有する選択的ＲＦ飽和パルスと、この後に続く、図３のパルス・シーケンスを用いた１つ又は２つの「ダミー」の励起とで構成される。飽和パルスの励起及びダミーの励起の両方が、第１のスライス位置Ｓ1 を選択し、これらの励起によって、スピンの磁化は、一連のセグメントの内の後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 において生成される状態に近い定常状態に至る。従って、第１のスライス位置Ｓ1 のＴＩは、後続のスライス位置Ｓ2 〜Ｓ6 のＴＩが８０ミリ秒〜１３０ミリ秒であるのに対し、１０ミリ秒〜３０ミリ秒に留まる可能性があるが、第１のスライス位置Ｓ1 用の選択的ＲＦ飽和パルスのフリップ角を減少させることにより、縦磁化を調整して、実質的に同じ大きさとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】本発明の好ましい実施例に用いられるＥＰＩパルス・シーケンスのグラフである。
【図３】本発明に従ってＲＦ飽和パルスがインタリーブされた図２のＥＰＩパルス・シーケンスを用いて１心拍サイクル中にＭＲデータを取得することを示すグラフである。
【符号の説明】
１００ オペレータ・コンソール
１０２ キーボード及び制御パネル
１０４ 表示装置
１０６ 画像プロセッサ・モジュール
１０７ コンピュータ・システム
１０８、１１９ ＣＰＵモジュール
１１１ ディスク記憶装置
１１２ テープ・ドライブ
１１３、１６０ メモリ・モジュール
１１５ 高速シリアル・リンク
１１６ リンク
１１８ バックプレーン
１２１ パルス発生器モジュール
１２２ システム制御部
１２５ シリアル・リンク
１２７ 勾配増幅器
１２９ 生理学的取得制御装置
１３３ 走査室インタフェイス回路
１３４ 患者位置決めシステム
１３９ 勾配コイル・アセンブリ
１４０ 分極用磁石
１４１ 磁石アセンブリ
１５０ 送受信器
１５１ ＲＦ増幅器
１５２ 全身型ＲＦコイル
１５３ 前置増幅器
１５４ 送信／受信スイッチ
１６１ アレイ・プロセッサ
２００ 心拍トリガ信号
２０２ ｋ空間のセグメント
２０４ エコー・プラナ画像ショット
２１０、２１１、２１２、２１３、２１４、２１５ 選択的ＲＦ飽和パルス
２１８ プレパレーション用パルス・シーケンスの位置
２５０ ＲＦ励起パルス
２５１ スライス選択勾配パルス
２５３ ＮＭＲエコー信号
２５５ 読み出し勾配
２５６ 予備位相調整用読み出し勾配ローブ
２５８ 位相エンコーディング・パルス
２５９ 予備位相調整用位相エンコーディング・パルス
Claims (10)
- 磁気共鳴（ＭＲ）システムにより被検体内の複数のスライス位置から核磁気共鳴（ＮＭＲ）データを取得する方法であって、
（ａ）前記スライス位置の各々から、一連の対応するデータ取得セグメントを実行することによりＮＭＲデータを取得する工程と、
（ｂ）各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれのデータ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ取得セグメントに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブする工程であって、各々の選択的ＲＦ飽和パルスは所定のスライス位置におけるスピンを励起するように選択性であり、該所定のスライス位置は、各々の飽和パルスの直ぐ後のデータ取得セグメントより後に実行されるデータ取得セグメント中にＮＭＲデータが取得されるスライス位置である工程とを具備し、
前記一連のデータ取得セグメントは前記被検体の１心拍サイクル中に生じ、前記工程（ａ）及び工程（ｂ）は複数の心拍サイクルにわたって繰り返されることを特徴とする方法。 - 前記取得されるＮＭＲデータはイメージング・データであり、各々のデータ取得セグメントが、前記ＭＲシステムによるイメージング用ＮＭＲパルス・シーケンスを実行することを含んでいる請求項１に記載の方法。
- 前記イメージング用ＮＭＲパルス・シーケンスは各々のデータ取得セグメント中に複数回数実行されて、対応する複数のビューが取得される請求項２に記載の方法。
- 各々のスライス位置の画像を、各々の対応するデータ取得セグメント中に取得される前記ＮＭＲデータから再構成する工程を含んでいる請求項２または３に記載の方法。
- 前記再構成される画像は前記被検体の血液灌流を示す請求項４に記載の方法。
- 被検体内の複数のスライス位置から核磁気共鳴（ＮＭＲ）データを取得する磁気共鳴（ＭＲ）システムであって、
前記被検体内に分極磁場を形成する分極用磁石と、
前記被検体内に励起磁場を形成すると共にＮＭＲ信号を受信するＲＦコイルと、
前記被検体内に磁場勾配を形成する勾配コイルの組と、
前記ＲＦコイルに結合されており前記ＲＦコイルにエネルギを与えると共に、データ取得期間中に前記ＮＭＲ信号を受信するように前記ＲＦコイルに結合されている送受信器と、
前記勾配コイルの組及び前記送受信器に結合されたパルス発生器であって、
（ａ）前記被検体内のそれぞれのスライス位置の各々からＮＭＲデータを取得する一連のデータ取得セグメントを実行し、
（ｂ）一連の選択的ＲＦ飽和パルスを発生して、各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれのデータ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ取得セグメントに前記一連の選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブし、
（ｃ）各々の選択的ＲＦ飽和パルスは、所定のスライス位置におけるスピンを励起するように選択性であり、該所定のスライス位置が、各々の飽和パルスの直ぐ後のデータ取得セグメントより後に実行されるデータ取得セグメント中にＮＭＲデータが取得されるスライス位置である、タイミングのパルスシーケンスを発生するパルス発生器と、
前記パルス発生器に対する心拍トリガ信号を発生する物理的取得制御装置とを具備し、
前記パルス発生器は、各々の心拍トリガ信号の後に、前記一連のデータ取得セグメント及びインタリーブされた一連の選択的ＲＦ飽和パルスを繰り返すように動作可能であることを特徴とする磁気共鳴システム。 - 各々の前記データ取得セグメントが、各々の心拍トリガ信号の後に値が変化する複数の磁場勾配パルスを含んでいる請求項６に記載の磁気共鳴システム。
- 各々の前記データ取得セグメントが、イメージング用ＮＭＲパルス・シーケンスを含んでおり、前記一連のデータ取得セグメント及びインタリーブされた一連の選択的ＲＦ飽和パルスは、各々のスライス位置での画像を再構成するのに十分なＮＭＲデータが取得されるまで繰り返される請求項６に記載の磁気共鳴システム。
- 前記パルス発生器に対して前記被検体の心拍サイクルの開始を通知する手段を含んでおり、前記一連のデータ取得セグメントは、一連の心拍サイクルの各々の心拍サイクル中の実質的に同じ時相に繰り返される請求項７に記載の磁気共鳴システム。
- 磁気共鳴（ＭＲ）システムにより被検体内の複数のスライス位置から核磁気共鳴（ＮＭＲ）データを取得する装置であって、
（ａ）前記スライス位置の各々から、一連の対応するデータ取得セグメントを実行することによりＮＭＲデータを取得する手段と、
（ｂ）各々の選択的ＲＦ飽和パルスの後にそれぞれのデータ取得セグメントが続くように、前記一連のデータ取得セグメントに選択的ＲＦ飽和パルスをインタリーブするパルス発生手段であって、各々の選択的ＲＦ飽和パルスは所定のスライス位置におけるスピンを励起するように選択性であり、該所定のスライス位置は、各々の飽和パルスの直ぐ後のデータ取得セグメントより後に実行されるデータ取得セグメント中にＮＭＲデータが取得されるスライス位置であり、るパルス発生手段と、
前記パルス発生手段に対する心拍トリガ信号を発生する心拍トリガ手段と、を具備し、
前記パルス発生手段は、各々の心拍トリガ信号の後に、前記一連のデータ取得セグメント及びインタリーブされた一連の選択的ＲＦ飽和パルスを繰り返すように動作可能であることを特徴とする磁気共鳴システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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