JP4834724B2 - 磁気共鳴エラストグラフィを用いた肺の弾性特性の画像化 - Google Patents

Description

（関連出願の相互参照）
本願は、２００５年４月２６日付で出願された、発明の名称が「熱分極された３Ｈｅ磁気共鳴エラストグラフィ：初期の実現可能性(Thermally Polarized 3He Magnetic Resonance Elastography：Initial Feasibility)」である、米国特許仮出願第６０／６７４，８１８号明細書に基づく。

（連邦政府による資金提供を受けた研究開発の記載）
本発明は、米国国立衛生研究所によって与えられた付与番号第ＮＩＨ ＥＢ００１９８１、ＣＡ９１９５９に基づいて、政府の支援でなされた。米国政府は、本発明に一定の権利を有する。

（発明の背景）
本発明の分野は、核磁気共鳴画像化方法およびシステムである。より詳細には、本発明は、ヘリウム３またはキセノン１２９といった希ガスを用いて肺を画像化することに関する。

喘息、慢性閉塞性肺疾患（ＣＯＰＤ）、肺結核およびインフルエンザを含む肺疾患は、重大且つ拡大しつつある公衆衛生問題である。２００３年には、慢性下部呼吸器疾患がアメリカ合衆国における死亡の第４の主要原因であり、１２６，０００人を超えるアメリカ人の命を奪った。癌および心臓病に対する死亡率（アメリカの２つの主要な死因であり、どちらも１９７９年から１９９８年までの間に減少した）とは対照的に、肺疾患の死亡率は、この同じ期間に、１９．３パーセント増加した。いくつかの肺疾患は致命的であるだけでなく、慢性的であり、３，５００万人を超えるアメリカ人を侵している。喘息とＣＯＰＤは、全般的健康状態の減衰および低下のケースのおよそ５分の１を占める。喘息は、アメリカ合衆国の人口のほぼ１０％を侵し、小児の入院の主要原因であり、１９８０年以来有病率は倍になっている。肺疾患の経済的影響は深刻で、直接的および間接的治療に関連する費用において、年間１，４１８億ドルを超える費用がかかっている。

肺障害の領域内では、喘息およびＣＯＰＤを含む閉塞性肺疾患が特に懸念され、２０００年における肺関連の死全体のおよそ３５．２％を占めている。肺実質の機械的性質は、これらの疾患の病態生理および自然経過において基本的な役割を有する。しかし、現在の方法では、これらの生体内の変化を直接測定することは不可能である。

喘息およびＣＯＰＤの基本にある特有の生物学的プロセスは、肺実質の肉眼で見える機械的性質で明らかにされるが、標準的なＰＶ測定ではアクセスできない。喘息およびＣＯＰＤは特有の病態生理を有するが、両方のプロセスとも、肺の腺房単位内で、呼気終末空気捕らえ込みを生じさせる。喘息患者の場合、気道平滑筋活動が、炎症誘発性刺激に応答して、症候群の病態生理の中心となり続け、今では、１）組織狭窄が必ずしも気道に限定されず、肺実質の収縮要素に関係する可能性があること、２）粘膜腫脹および管腔分泌が周辺の気道の流れを低減するのに著しく寄与すること、３）気管支周囲の線維症および気道再構成が、慢性的な喘息における流れの低下の主な原因であること、および、４）これらの機構の全ては、局所容積、換気、および機械的性質における大きな不均一性の度合いを変化させる原因であることが理解されている。ＣＯＰＤの場合、肺胞の局所破壊によって、実質の弾性損失と気道拡大が生じるが、このプロセスは、結果として、結合組織要素（最も顕著にはコラーゲン）を再構成（リモデル）し、その結果、実質だけでなく誘導気管支の機械的性質が変化することもまた理解されている。

特に気道の回りの組織の弾性損失は、気道の開通性を危険に曝して、呼気終末崩壊と局所的な空気捕らえ込みを引き起こす。したがって、喘息とＣＯＰＤはジレンマに陥っている。両方とも呼気終末空気捕らえ込み(air trapping)を引き起こすが、肺実質の機械的性質の劇的に異なる状態を介して、同じ容積測定条件に到達する。喘息の場合、実質硬直は比較的影響を受けないままである。対照的に、ＣＯＰＤは、肺胞の破壊と結合組織要素の再構成の結果、実質硬直の低下を引き起こすであろう。準静的圧量（ＰＶ）曲線の呼気相の変化は、肺の容積測定の変化に大域的な洞察を与えるが、これらのデータは、通常の過膨張の状態（すなわち喘息）と通常に膨張した肺気腫実質とで区別できる局所的なプレストレス状態を数値で表すことができない。

肺活量測定法は、肺および気道の特性の国際的な測定法である。肺活量測定法を繰り返すことによって、気管支の揮発度に洞察を与えることができるが、この技術は、気道の可塑性の誘導された変化の再構成を数値化できず、その全体的な性質によって制限され（空間的特異性に欠け）、末梢気道の構造および機能の変化には比較的応答性が劣る。気道の可塑性の変化を評価するために、気管支拡張剤を投与する前後に痰を監視し呼吸検査することは、空間的な大きさに関する大域的且つよくても間接的な情報を提供することによって、同様の制約を課す。呼吸停止下の高速コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）は、肺組織を直接視認することができる。不利な点は、その空間解像度は、再構成の対象となっている高速生成気道の構造および動態を特徴付けるには不十分であることである。ＣＴは、局所容積の代理指標として見なされ得るグレースケール分布の地形図を確かに提供するが、局所容積情報は、局所機械的な情報は提供せず、気道の再構成に関して情報を提供しない可能性もある。したがって、ＣＴは、肺気腫、喘息およびその他から生じる、疾患により引き起こされるプレストレス状態を見分けない。

多くの磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）技術が、常磁性ガスを用いて肺を画像化するために提案されてきた。キセノン１３またはヘリウム３などの希ガスが、取得画像のＳＮＲを増加させるために、ＭＲＩスキャンする前に肺に吸入される。希ガスは熱的または平衡分極され、好ましくは、過分極されて、そのラーモア周波数で励起されると、強力なＮＭＲ信号を生成する。常磁性ガスを採用する画像化方法は、例えば、米国特許第５，７８９，９２１号明細書、米国特許第６，２４１，９６６号明細書、米国特許第６，３３８，８３６号明細書、米国特許第６，３７０，４１５号明細書、米国特許第６，５８９，５０６号明細書、および、公開された米国特許出願第２００１／００３１２４２号明細書、米国特許出願第２００２／００４３２６７号明細書、米国特許出願第２００２／０１９８４４９号明細書、米国特許出願第２００３／００２３１６２号明細書、米国特許出願第２００４／０２６０１７３号明細書に開示されている。

ＲＦタグ技術を用いる磁気共鳴画像形成はまた、実質の機械的特性の評価方法として提案されてきたが、この方法は、呼吸サイクルに全体にわたる肺容量の変化を評価することに制限され、実質の固有の機械的特性を評価しない。肺のタグ付きＭＲ画像は、実質の固有の機械的性質を実際に測定するのでなく推定して、実質の局所変化を明らかにするだけである。

肺実質は、Ｋおよびμによって定量的に表すことができる弾性特性を示し、これらのパラメータはそれぞれ、均一膨張と等容量変形を表すことが長く知られてきている。生体外動物研究において、正常な肺では、Ｋおよびμは両方とも肺圧差Ｐ_ｔｐと直線関係を有し、パラメータは両方とも年齢とともに増加することを実証してきた。閉塞性肺疾患の場合、疾患の種類だけでなく、疾患の空間分布／不均一性が肺実質の固有の機械的特性に影響を与えることが、一般に認められている。喘息モデルでは、実質の容量および剪断弾性率が両方とも、ラットの肺における気管支収縮に伴って増加することが報告され、実質硬直が喘息の重症度に伴い増大することを示唆している。また、シミュレーション研究は、気道の開通性と実質の機械的特性との関係を特定して、局所的な空気捕らえ込みと硬直との関係を指摘している。呼吸ＰＶ曲線の呼気相を記述するための単一指数のモデルを用いることによって、正常、気腫性および線維性の肺に対するＰＶ曲線で、大きな差異が示されている。一般に、肺実質の剪断弾性率は、μ≒０．７Ｐ_ｔｐの関係に基づいてＰ_ｔｐと関連していることが認められているので、ＰＶ曲線における疾患によって引き起こされる変化は、肺実質の機械的特性の変化に直接変換される。

ＭＲ画像形成は、ＭＲエラストグラフィ（ＭＲＥ）と呼ばれる方法において、画像形成される目的物へ交番応力(oscillating stress)が加えられるときに組織の機械的特性を画像化するために使用されうるということがわかっている。この方法には、交番応力によって、画像形成される器官あるいは組織を通して伝播する剪断波が作成されることが必要である。これらの剪断波によってＮＭＲ信号の位相が変化し、また、このことから、対象物の機械的性質を決定することができる。多くの用途では、組織における剪断波の作成は、米国特許第５，５９２，０８５号明細書に開示されたような電気機械装置で対象物の表面を物理的に振動させるという問題にすぎない。例えば、剪断波は振動装置との直接接触によって乳房および前立腺に作成することができる。米国特許第５，８２５，１８６号明細書で記載されているように、画像は、取得ＭＲＥデータから再構成することができる。取得ＭＲＥデータでは、その中の個々の画素の輝度が、対応する組織の硬直によって、変調または加重される。

（発明の要約）
本発明は、磁気共鳴エラストグラフィを用いて哺乳類の肺の機械的特性を画像化する方法であり、より詳細には、肺が希ガスで満たされたときの機械的特性の画像化である。

胸壁を振動させることによって剪断波が肺で引き起こされ得ること、および、肺が、ヘリウムまたはキセノンなどの常磁性ガスで満たされる場合に、ＮＭＲ信号が取得可能で、ＮＭＲ信号から、肺の機械的特性を画像化できることが、本発明の発見である。これらの機械的特性によって、肺疾患の進行を診断および監視する特有の機会が得られる。

（好ましい実施態様の詳細な説明）
特に図１を参照すると、本発明の好ましい実施態様がＭＲＩシステムに採用される。ＭＲＩシステムは、ディスプレイ１２及びキーボード１４を有するワークステーション１０を備える。ワークステーション１０は、市販のオペレーティングシステムを走らせている市販のプログラマブルマシンであるプロセッサ１６を備える。ワークステーション１０は、スキャン指示をＭＲＩシステムに入力できるようにするオペレータインタフェースを提供する。

ワークステーション１０は４つのサーバ、すなわちパルスシーケンスサーバ１８、データ取得サーバ２０、データ処理サーバ２２、及びデータ記憶サーバ２３に結合される。好ましい実施態様では、データ記憶サーバ２３は、ワークステーションプロセッサ１６及び関連するディスクドライブインタフェース回路によって実行される。残りの３つのサーバ１８、２０、及び２２は、単一のエンクロージャに搭載され、且つ６４ビットバックプレーンバスを使用して相互接続された別個のプロセッサによって実行される。パルスシーケンスサーバ１８は、市販のマイクロプロセッサ及び市販の４通信コントローラを採用する。データ取得サーバ２０及びデータ処理サーバ２２は両方とも、同じ市販のマイクロプロセッサを採用し、データ処理サーバ２２は、市販のパラレルベクトルプロセッサに基づいた１つ又は複数のアレイプロセッサをさらに備える。

ワークステーション１０及びサーバ１８、２０、及び２２の各プロセッサは、シリアル通信ネットワークに接続される。このシリアルネットワークは、ワークステーション１０からサーバ１８、２０、及び２２にダウンロードされたデータを伝達するとともに、サーバ間及びワークステーションとサーバの間で通信されるタグデータを伝達する。これに加えて、高速データリンクがデータ処理サーバ２２とワークステーション１０の間に設けられて、画像データをデータ記憶サーバ２３に伝達する。

パルスシーケンスサーバ１８は、ワークステーション１０からダウンロードされたプログラム要素に応答して、勾配システム２４及びＲＦシステム２６を動作させるように機能する。指定されたスキャンを実行するために必要な勾配波形が生成されて勾配システム２４に与えられ、勾配システム２４はアセンブリ２８内の勾配コイルを励起して、ＮＭＲ信号の位置エンコーディングに使用される磁場勾配Ｇ_x、Ｇ_y、及びＧ_zを生成する。勾配コイルアセンブリ２８は、分極マグネット３２及び全身ＲＦコイル３４を備えるマグネットアセンブリ３０の一部を成す。

ＲＦ励起波形が、ＲＦシステム２６によりＲＦコイル３４に与えられて、指定の磁気共鳴パルスシーケンスを実行する。ＲＦコイル３４により検出される応答性ＮＭＲ信号はＲＦシステム２６により受信され、パルスシーケンスサーバ１８により生成されるコマンドの命令の下で増幅され、復調され、濾波され、デジタル化される。ＲＦシステム２６は、ＭＲパルスシーケンスに使用される広範なＲＦパルスを生成するＲＦトランスミッタを備える。ＲＦトランスミッタは、スキャン指示及びパルスシーケンスサーバ１８からの命令に応答して、所望の周波数、位相、及びパルス振幅波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは、全身ＲＦコイル３４に与えることができ、１つ又は複数のローカルコイル又はコイルアレイに与えることができる。

ＲＦシステム２６は、１つ又は複数のＲＦレシーバチャネルも備える。各ＲＦレシーバチャネルは、接続されているコイルが受け取ったＮＭＲ信号を増幅するＲＦ増幅器、及び受信したＮＭＲ信号のＩ及びＱ直角位相成分を検出しデジタル化する直角位相検出器を備える。受信したＮＭＲ信号の大きさはこうして、Ｉ成分及びＱ成分の二乗和の平方根によりいずれのサンプリングポイントでも求めることができ、

また、受信したＮＭＲ信号の位相も求めることができる。

パルスシーケンスサーバ１８は任意的に、生理的取得コントローラ３６から患者データを受信する。コントローラ３６は、電極からのＥＣＧ信号又はベローズからの呼吸信号等、患者に接続されたいくつかの異なるセンサから信号を受信する。パルスシーケンスサーバ１８は通常、このような信号を使用して、スキャンのパフォーマンスを患者の呼吸又は心拍に同期又は「ゲート」させる。

パルスシーケンスサーバ１８は、患者及びマグネットシステムの状態に関連する各種センサから信号を受信するスキャンルームインタフェース回路３８にも接続する。患者位置合わせシステム４０がスキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信することもスキャンルームインタフェース回路３８を通してである。

パルスシーケンスサーバ１８が、スキャン中にＭＲＩシステム要素のリアルタイム制御を行うことが明らかであるべきである。その結果、そのハードウェア要素がランタイムプログラムにより適時に実行されるプログラム命令で動作することが必要である。スキャン指示の指令構成要素は、ワークステーション１０からオブジェクトの形でダウンロードされる。パルスシーケンスサーバ１８は、これらオブジェクトを受け取るプログラムを含み、これらオブジェクトをランタイムプログラムに採用されるオブジェクトに変換する。

ＲＦシステム２６により生成される、デジタル化されたＮＭＲ信号サンプルをデータ取得サーバ２０が受け取る。データ取得サーバ２０は、ワークステーション１０からダウンロードされる指令構成要素に応答して動作し、リアルタイムＮＭＲデータを受け取り、データがデータオーバーランにより失われないようにバッファストレージを提供する。スキャンによっては、データ取得サーバ２０は、取得されたＮＭＲデータをデータプロセッササーバ２２に渡すにすぎない。しかし、取得されたＮＭＲデータから導出された情報をスキャンのさらなるパフォーマンスの制御に必要とするスキャンでは、データ取得サーバ２０は、このような情報を生成してパルスシーケンスサーバ１８に伝達するようにプログラムされる。たとえば、プレスキャン中、ＮＭＲデータを取得し、これを使用してパルスシーケンスサーバ１８により行われるパルスシーケンスを較正する。また、ナビゲータ信号をスキャン中に取得し、これを使用して、ＲＦシステム又は勾配システムの動作パラメータを調整し、又はｋ空間がサンプリングされるビュー順序(view order)を制御することができる。また、データ取得サーバ２０を採用して、ＭＲＡスキャン中に造影剤の到着を検出するために使用されるＮＭＲ信号を処理することができる。これら例のすべてにおいて、データ取得サーバ２０はＮＭＲデータを取得し、リアルタイムで処理して、スキャンの制御に使用される情報を生成する。

データ処理サーバ２２は、ＮＭＲデータをデータ取得サーバ２０から受け取り、ワークステーション１０からダウンロードされた指令構成要素に従って処理する。このような処理には、たとえば、未処理のｋ空間ＮＭＲデータをフーリエ変換して２次元画像又は３次元画像を生成すること、再構成された画像にフィルタを適用すること、取得されたＮＭＲデータの逆投影画像再構成を行うこと、機能ＭＲ画像を算出すること、動き又は流れの画像を算出すること等を含むことができる。

データ処理サーバ２２により再構成される画像は再びワークステーション１０に伝達されて記憶される。リアルタイム画像はデータベースメモリキャッシュ（図示せず）に記憶され、ここから画像を、マグネットアセンブリ３０付近に配置され担当医師により使用されるオペレータディスプレイ１２又はディスプレイ４２に出力することができる。バッチモード画像又は選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ４４上のホストデータベースに記憶される。このような画像が再構成されストレージに転送されるとき、データ処理サーバ２２はワークステーション１０上のデータ記憶サーバ２３に通知する。オペレータがワークステーション１０を使用して、画像の保存、フィルムの生成、又はネットワークを介しての他の施設への画像の送信を行うことができる。

特に図３によれば、本発明によってＭＲＥデータを取得するために利用することのできるパルスシーケンスの好ましい実施態様が示されている。このパルスシーケンスは、基本的にはグラジエント・リコールド・エコーを利用する２ＤＦＴパルスシーケンスである。選択式９０°高周波励磁パルス３００によって横磁化が行われるが、このパルス３００は、スライス選択勾配（Ｇ_z）パルス３０１の存在の下で作成され、その後にリフェージング勾配パルス３０２によって処理される。次に、位相エンコーディング勾配（Ｇ_y）パルス３０４が、取得の観察番号によって決定された振幅および極性で印加される。読出勾配（Ｇ_x）が、負のディフェージングローブ３０６として印加され、その後に正の読出勾配パルス３０７によって処理される。２５６個のデジタル化されたサンプルを周波数エンコーディングするために、読出パルス３０７の間における高周波励磁パルス３００の４０ミリ秒後にＮＭＲエコー信号３０９が取得される。このパルスシーケンスは、読出およびスライス選択軸に沿ったスポイラー勾配パルス３１２および３１３で終了し、次いでリフェージング勾配パルス３１１が位相エンコーディング軸（Ｇ_y）に沿って印加される。当業界でよく知られているように、このリフェージング勾配パルス３１１は、位相エンコーディングパルス３０４と同じ大きさおよび形状を有しているが、パルス３０４とは極性が反対である。このパルスシーケンスは、データセット（Ａ）を構成する１２８×２５６列の複合ＮＭＲ信号を取得するために、その連続値によって実行された位相エンコーディングパルス３０４で１２８回、繰り返される。この好ましいパルスシーケンスから多くのバリエーションが可能であることは、当業者にとって明らかである。

本発明を実施するために、横磁化が引き起こされた後であってＮＭＲ信号が取得される前に、交流磁場勾配が印加される。図３に図示された好ましい実施態様では、読出勾配（Ｇ_x）が、この機能のために利用されるとともに、二極性の勾配波形３１５を作成するために極性が交番する。交流勾配３１５は、臨床用途に応じた５０〜２００Ｈｚの周波数および２５ミリ秒の継続時間を有している。同時に、パルスシーケンスサーバ１８によって、交流勾配パルス３１５と同じ周波数で特定の位相関係を有している、３１７で示されたような同期パルスが作成される。以下に説明するように、これらの同期パルス３１７は、同じ周波数及び位相関係を有し患者へ交番応力３１９を印加するために変換器５６を起動させる。結果として得られる波に視野を貫いて伝播する時間があることを保証するために、同期パルス３１７は、図３に示されたように、パルスシーケンスが開始される前に充分に立ち上げられてもよい。

ＮＭＲ信号３０９の位相はスピンの動きを表示するものである。スピンが静止しているときにはＮＭＲ信号の位相は交流勾配パルス３１５による変化を受けないが、スピンが運動エンコーディング勾配の方向に沿って動くときにはそれらの速度に比例して位相が累積される。交流磁場勾配２１５と同期してかつそれと同位相で動くスピンによって１つの極性の最大位相が累積され、また、交流磁場勾配２１５と同期して動くもののそれとは位相が１８０°外れているスピンによって反対極性の最大位相が累積されるであろう。このように、取得されたＮＭＲ信号３０９の位相は、運動エンコーディングされる方向に沿ったスピンの「同期した(synchronous)」動きによって影響を受ける。

図３におけるパルスシーケンスは、他の勾配軸に沿った同期スピン運動を測定するために修正することができる。例えば、交流磁場勾配パルスは、破線３２１で表わされたように位相エンコーディング軸に沿って印加することができ、あるいは、破線３２２で表わされたようにスライス選択軸に沿って印加することができる。実際に、それらは、任意の所望方向に沿った同期スピン運動を「読み出す(read)」ために２つまたは３つの勾配場方向へ同時に印加することができる。

特に図２を参照すると、検査される患者５０がＭＲＩシステムマグネット３０の開口内に置かれ、図３のパルスシーケンスの指令で生成された磁場に曝されている。例えば、２００４年６月３日付で出願され、発明の名称が「ＭＲエラストグラフィ用の圧力作動ドライバ(Pressure Activated Driver For MR Elastography)」である、同時係属中の米国特許出願第１０／８６０，１７４号明細書で記載されているようなＭＲＥ音響ドライバが、患者の肺に交番応力を加えるために用いられる。ＭＲＥ音響ドライバは、患者５０の関心領域の上に位置付けられ、チューブ５４によって遠隔配置されたドライバアセンブリ５６に接続されている受動アクチュエータ５２を含む。ドライバアセンブリ５６は、マグネット３２によって生成される強力な磁場から離れているという意味において、マグネット３０からは遠い。磁場では、ドライバアセンブリ５６の操作は、それら磁場によって妨げられず、ドライバアセンブリ５６の操作は、ＭＲＩシステム磁場を乱さない。ドライバアセンブリ５６は、波形発生器と増幅器５８によって電気的に駆動され、次に、パルスシーケンスサーバ１８によって制御される。

パルスシーケンスサーバ１８は、上述のＭＲＥパルスシーケンスを実行するようＭＲＩシステムに指令を出し、これにより、波形発生器と増幅器５８に同期パルス３１７を出力する。上記で引用した同時係属出願で記載されているように、同期パルス３１７によって、波形発生器５８は、各ＭＲＥパルスシーケンス中の適切なモーメントで振動信号を生成することができる。この信号は、チューブ５４を介して受動ドライバ５２に結合された音響波を生成するために、能動ドライバ５６内のスピーカを作動させる。受動ドライバ５２はこの音響波によって振動する膜を有し、膜が支える組織に応力を加える。

受動ドライバ５２を患者５０の上に位置付けることが、図４で最もよく示されている。ドライバ５２は、ドライバの膜が皮膚の表面と直接機械的に接しながら、患者５０のわきの下に対向して配置されている。縦音響波が、患者５０の内部で生成され、モード変換した剪断波が肺の胸膜面で生じる。これらの剪断波は、実質内へ伝播し、取得ＭＲＥ画像によって「見られる」応力を生成する。

さらに図４を参照すると、直径が５インチの受信専用ローカルｒｆコイル６０が、患者５０の下に位置付けられ、画像化される肺６２の下に位置を合わせられている。ローカルｒｆコイル６０は、ジェネラル・エレクトリック・ヘルスケア(General Electric Healthcare)によって製造され、１．５Ｔの磁場強度においてプロトンの共振周波数に同調され、６３．８ＭＨｚと等しくなる。あるいは、プロトンとＨｅ３（または正味の核磁気モーメントを有する他のガス）の両方の画像を同時に取得するために、二重に同調した単一チャンネルまたは位相アレイ送信／受信コイルを用いることもできる。

磁気共鳴エラストグラフィ（ＭＲＥ）を用いて肺実質の弾性特性を測定するための物理的基本は、次のとおりである。時間依存性磁場勾配に曝される等色曲線(isochromat)の位相は、修正されたラーモア方程式によって説明される。

ここで、

は時間依存性磁場勾配であり、

は位置ベクトルであり、φは正味位相蓄積量であり、これらの全ては、時間変数ｔによって表される勾配磁場の持続時間の関数である。簡単な調和運動を受けて伝播する剪断波に曝されると、等色曲線の位置ベクトルは、以下の式で表される。

ここで、

は最初の位置ベクトルであり、Ａ_０は振幅であり、ωは角周波数であり、αは位相オフセットであり、

は等色曲線の波数である。極性が伝播する剪断波と同期して切り換わる勾配磁場である特別な場合には、式（２）を式（１）に代入して以下の式が得られる。

ここで、Ｎは勾配エンコーディングサイクル数に等しく、Ｔは、それらの周期に等しい。剪断波の振幅によって誘発される変位Ａ_０は、典型的には、数ミクロン程度であるが、ＮＴ項を乗算した勾配および変位ベクトルのスカラー積の結果として、これらの変位を検出することができる。

純粋な弾性材料の場合、剪断弾性率は、μ＝ρｃ^２またはμ＝ρｆ^２λ^２によって与えられる。ここで、ｃ＝ｆλは、剪断波の速度であり、ｆは波の時間周波数であり、λはその波長であり、ρは材料の密度である。密度が一定と見なされる場合、その材料の局所剪断弾性率は、剪断波の変位マップから局所剪断波長を決定することによって算出することができる。粘性材料については、剪断弾性率は、静的状態でその挙動に関する実数部と粘性に関連する虚数部とを有する。本発明では、ρｃ^２に等しい所与の周波数で「効果的な」剪断弾性率を表すために、剪断剛性という用語を用いる。

定義により、空間波長λは、剪断波の空間周波数ｆ_ｓｐの逆数であり、剪断弾性率に関する式を以下に等しいとする。

ここで、ｆ_ｍｅｃは、剪断波の励起の時間周波数である。この形式は、剪断波の空間周波数を算出することによって剪断弾性率を測定する方法を提供する。ｆ_ｓｐを計算する一般的な方法は、Ｍａｎｄｕｃａ Ａ、Ｏｌｉｐｈａｎｔ ＴＥ、Ｄｒｅｓｎｅｒ ＭＡらによる「磁気共鳴エラストグラフィ：組織弾性の非侵襲的マッピング(Magnetic Resonance Elastography：Non-Invasive Mapping Of Tissue Elasticity)」、Ｍｅｄ Ｉｍａｇｅ Ａｎａｌ ２００１；５（４）：２３７−２５４によって記載されているように、局所周波数推定（ＬＦＥ）である。

特に図５を参照すると、プロセスブロック２０４で示されているとおり、標準的なプロトン密度画像が取得される。これは、水素のラーモア周波数でなされ、基本的には、肺組織内の水の密度を測定する。それは、ＭＲＥ画像とプロトン密度画像とを取得するために２度以上の息止めを必要とするので、スキャン中、患者を同じ位置で維持し、呼吸サイクルの同じ地点で息止めを再確立するためにあらゆる努力がなされる。息止めの正確な再確立は、米国特許第５，３６３，８４４号明細書で開示された警告のような息止め警告を用いることで容易になる。

本発明の好ましい実施形態を実現する次のステップは、プロセスブロック２００で示されているとおり、患者５０にヘリウムガスを投与することである。モデルＩＧＩ．９６００としてＧＥヘルスケア(GE Healthcare)から市販されているヘリウムポラライザが、３Ｈｅを３０〜４０％に分極するために、スピン交換光ポンピング手順で用いられる。別のオプションとして、Ｅ．Ｊ．Ｒ．ｖａｎ Ｂｅｅｋらによる「肺の過分極３ヘリウムＭＲ画像：中心的生成機能部のコンセプトを試験する(Hyperpolarized 3-helium MR imaging of the lungs：testing the concept of a central Production Facility)」、Ｅｕｒ Ｒａｄｉｏｌ（２００３）１３：２５８３−２５８６によって記載されているように、中心的機能部でガスを分極させることである。この方法は、準安定交換光ポンピング（ＭＥＯＰ）として知られている。酸素を除去するために窒素で浄化および洗浄される１Ｌの全容積で、過分極された３Ｈｅを窒素ガスと結合することによって、投与量が調製される。分極されたおよび／または常磁性ガスの投与量は、通常は機能的備蓄能力（ＦＲＣ）におけるそれらの肺気量から始まる、取り付けられた１／８インチの可撓管を通って、患者によって吸入される。キセノン１２９または酸素１８など偏極核または常磁性を有する他のガスもまた用いることができ、これらのガスは、それらが生成するＮＭＲ信号を増加させるために、既知の方法を用いて分極または過分極されることが明らかにされるべきである。このようなガスは、本明細書では、「ＮＭＲ応答性ガス」と称される。次に、上述のパルスシーケンスが、プロセスブロック２０２で示されているとおり、２つのＭＲＥのｋ空間データセットを取得するために実行される。最初のＭＲＥデータセット（Ａ）は、ＭＲＥデータが取得されると患者に歪み波形を生成するためにドライバ５２を作動させることによって取得される。第２のＭＲＥデータセットは、同じ方法で取得された基準データセット（Ｒ）であるが、ドライバ５２は作動しない。これらのデータセットは両方とも、ヘリウムのラーモア周波数に対して設定されたＲＦトランスミッタを用いて取得され、送信中に全身ｒｆコイル３４を駆動し、局部コイル６０を用いてＮＭＲ信号を取得する。

プロセスブロック２０６で示されているとおり、プロトン密度弾性画像は、取得されたｋ空間データから再構成される。これは、標準的な複素二次元フーリエ変換を用いて達成される。各イメージピクセル（画像画素）で結果として生じるＩ値とＱ値とは、上述のように結合して、各イメージピクセルでの信号の大きさを生成する。次に、この弾性率画像は、プロセスブロック２０８で示されているとおり、肺密度マップを生成するために用いられる。これは、弾性率が最も大きい信号を有する画素が、非通気軟組織となると仮定され、それらの値が１．０に設定される、正規化プロセスである。それにより、残りの画素の値は、結果として得られる肺密度マップが各イメージピクセルで組織の密度を反映するように、倍率変更される。

次のステップは、プロセスブロック２１０で示されているとおり、２つのＭＲＥデータセットから位相差画像を再構成することである。ＭＲＥデータセット（Ａ）および（Ｒ）のそれぞれが、複素二次元フーリエ変換を用いて画像を再構成するために用いられ、次に、ＡおよびＲ位相画像のそれぞれが、結果として得られるＩ値とＱ値を用いて、ＡおよびＲ位相画像内の各イメージピクセルで位相を算出することによって、生成される。次に、基準位相画像Ｒを位相画像Ａから差し引き、所望の位相差画像を生成する。

プロセスブロック２１２で示されるとおり、弾性率画像は、再構成された基準画像Ｒからも生成され、これが、プロセスブロック２１４で示されているように位相差画像を用いて肺密度マップを位置合わせ(register)するために用いられる。これは、プロトン弾性率画像を、それが基準弾性率画像Ｒと位置合わせされるまでシフトおよび回転させ、次に、周知の剛体画像位置合わせ方法のうちの１つを用いて、肺密度マップを同じ量シフトおよび回転させることによって達成される。呼吸モニタが、上述のように、同じ呼吸位相で、ＭＲＥ画像とプロトン密度画像とを取得するために用いられる場合、修正はほとんど必要ない。

空間周波数（ｆ_ｓｐ）マップが、プロセスブロック２１６で示されるとおり、ここで算出されてもよい。上記で説明したとおり、これは、位相差画像を用いて、局所周波数推定（ＬＦＥ）を行うことによって達成される。上記で引用したＭａｎｄｕｃａらによる刊行物でより詳細に説明されているように、ＬＦＥは、瞬間周波数の局所推定をいくつかの尺度にわたって結合することによって、各イメージピクセルで生成される。これらの推定値は、半径方向成分と方向成分の積であるフィルタから得られ、指向性対数正規直角ウェーブレットと見なされることができる。

プロセスブロック２１８で示されている最後のステップは、剪断弾性率画像を算出することである。これは、上記の式（４）で位置合わせされた肺密度マップとともにｆ_ｓｐマップを用いてなされる。結果として得られる高解像度の画像は、実質の硬直度を明らかにし、閉塞性肺疾患によって誘導される気道再構成に応答して、肺組織の局所弾性特性のマップを提供する。

ＬＦＥ法は、剪断波の局所波長を推定するための好ましい方法であるが、他の方法も可能である。例えば、上記で引用したＭａｎｄｕｃａらによる刊行物で記載されている位相勾配方法がまた用いられてもよく、または、同刊行物で記載されている代数反転法が用いられてもよい。

本発明を採用したＭＲＩシステムのブロック図である。 図１のマグネットと患者の図であり、患者の肺に交番応力を加えるために用いられる遠隔ドライバを示す。 図１のＭＲＩシステムに指令するのに用いられるＭＲＥパルスシーケンスのグラフ図である。 図２の患者の図であり、交番応力を加えるのに用いられる受動ドライバの配置を示す。 本発明の好ましい実施形態を実現するために、図１のＭＲＩシステムを用いて実行されるステップのフローチャートである。

Claims (8)

1. 磁気共鳴画像（ＮＭＲ）システムを用いて患者の肺の画像を生成する方法であって、
   ａ）前記ＭＲＩシステムと、肺組織からのＮＭＲ応答を求めるパルスシーケンスとを用いて、前記肺から画像データを取得するステップと、
   ｂ）ステップａ）で取得された前記画像データから、各イメージピクセルにおける肺組織の密度を示す肺密度マップを再構成するステップと、
   ｃ）ＮＭＲ応答性ガスを含むガスで前記肺を満たすステップと、
   ｄ）前記ＭＲＩシステムと、前記ＮＭＲ応答性ガスからＮＭＲ応答を求める第２のパルスシーケンスとを用いて、前記肺から磁気共鳴エラストグラフィ（ＭＲＥ）画像データを取得するステップと、
   ｅ）ステップｄ）で取得された前記ＭＲＥ画像データから、各イメージピクセルにおける歪み波形の周波数を示す空間周波数マップを再構成するステップと、
   ｆ）前記肺密度マップと前記空間周波数マップから、各イメージピクセルにおける機械的剛性を示す剪断弾性率画像を算出するステップと、
   を含む、患者の肺の画像を生成する方法。
2. ステップｂ）で用いられる前記パルスシーケンスが、水素プロトンの密度を示す、請求項１に記載の方法。
3. 前記ＮＭＲ応答性ガスが希ガスである、請求項１に記載の方法。
4. 前記ＮＭＲ応答性ガスが過分極ヘリウムである、請求項３に記載の方法。
5. ステップｄ）が、
   ｄ）ｉ）選択された周波数で、前記肺に交番応力を加えることと、
   ｄ）ｉｉ）前記第２のパルスシーケンスを用いてＭＲＥ画像データを取得することと、
   ｄ）ｉｉｉ）前記第２のパルスシーケンスを用いて、前記交番応力を加えずに、ＭＲＥ基準画像データを取得することと、
   を含み、
   ステップｅ）が、
   ｅ）ｉ）ステップｄ）ｉｉ）で取得された前記ＭＲＥ画像データを用いて位相画像を再構成することと、
   ｅ）ｉｉ）ステップｄ）ｉｉｉ）で取得された前記ＭＲＥ基準画像データを用いて基準位相画像を再構成することと、
   ｅ）ｉｉｉ）前記基準位相画像を前記位相画像から差し引くことによって位相差画像を生成することと、
   ｅ）ｉｖ）前記位相差画像から前記空間周波数マップを算出することと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
6. ステップｄ）が、
   ｄ）ｉ）前記肺を包含する胸壁に対向して音響デバイスを配置することと、
   ｄ）ｉｉ）選択された周波数で前記胸壁内に縦応力波を生成するために、ＭＲＥ画像データの取得中に、前記音響デバイスを作動させることと、
   を含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記の選択された周波数が５０〜２００Ｈｚの範囲内にある、請求項６に記載の方法。
8. 前記音響ドライバが前記患者のわきの下に対向して配置されている、請求項６に記載の方法。

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