JP4901937B2 - 勾配エコーを伴う磁気共鳴画像形成におけるｔ２コントラスト - Google Patents

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Description

関連出願へのクロスリファレンス
本出願は、２０００年３月２１日に提出された、「勾配エコーを伴う磁気共鳴におけるＴ２コントラスト（T2 Contrast in Magnetic Resonance Imaging with Gradient Echoes）」という題名の米国仮出願番号第６０／１９０／９９４号の利益を請求するものである。
本発明は、一般に磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）および磁気共鳴分光法（ＭＲＳ）の分野に関し、さらに具体的には、Ｔ２緩和速度定数を測定し、および／または、同じＭＲデータの組から、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊重み付け画像とともにＴ２コントラスト画像を作成する勾配エコーＭＲ画像形成の方法および装置に関する。
人間の組織などの物質が均一な磁場（分極磁場Ｂ０）にさらされると、組織内のスピンの個別の磁気モーメントはこの分極磁場に整列しようとするが、該磁場に関して、特有のラーマ周波数でランダムな順序で歳差運動を行う。その物質または組織が、ｘ−ｙ平面内にあり且つラーマ周波数近くの磁場（励起場Ｂ１）にさらされると、純粋な整列したモーメント、または「長手方向磁化」Ｍｚは、ｘ−ｙ平面内に回転または「チップ」されて、純粋な横方向の磁気モーメントＭｔを生成する。励起信号Ｂ１が終了すると、励起されたスピンによって信号が放射され、この信号は受信および処理されて画像を形成することができる。
これらの信号を使用して画像を生成するとき、磁場の勾配（Ｇｘ、ＧｙおよびＧｚ）が使用される。典型的には画像形成されるべき領域は、使用されている特定の位置測定方法にしたがって勾配が変化する測定サイクルのシーケンスによってスキャンされる。その結果生じた受信されたＮＭＲ信号の組はデジタル化され処理されて、多くのよく知られた再構成技法のうちの１つを使用して画像を再構成する。
Ｔ２重み付け画像を取得することに伴う問題の１つは、従来の技法は純粋なＴ２（陽子密度）画像コントラストを達成するために、比較的長い反復時間（ＴＲ）を必要とすることである。言い換えれば、Ｔ２重み付け画像形成は一般に、Ｔ１重み付け画像形成と比較すると長い画像形成時間と関連する。Ｔ１画像形成は反復時間を短くすることによって達成されるので、Ｔ２画像形成よりもはるかに早い。
ＭＲＩまたはＭＲＳにおいてＴ２緩和時間を測定することおよびＭＲＩにおいてＴ２コントラストを作成することは、典型的にはスピン・エコー（ＳＥ）・パルス・シーケンスのバージョンの使用を必要とする。これらのシーケンスは、信号励起、位相符号化および取得がどう組み合わされてパルス・シーケンスを形成するかにおいて異なり得る。パルス・シーケンスが異なれば、画像取得時間、信号ノイズ（ＳＮＲ）比および画像コントラストが異なるという結果になる。臨床用診断用途のために最もしばしば使用されるシーケンスは、従来の多重スライス二次元フーリエ変換ＳＥシーケンスおよび単一スライス高速スピン・エコー・シーケンス技法、例えば高速取得緩和強化（ＲＡＲＥ）シーケンスであり、ＲＡＲＥシーケンスは「Magnetic Resonance in Medicine ３，８２３−８３３（１９８６）」の中のＪ．ヘニングらによる「RARE 画像形成:臨床ＭＲのための高速画像形成方法」という題名の記事の中で記述されている。前者は通常は数分のオーダの比較的長い取得時間を必要とし、後者は単一のスライスがサブセコンドの時間スケールで取得できる高速画像形成手法を表す。すべてのＳＥ技法に共通な属性は、再フォーカスＲＦパルスの存在である。もっともしばしば、１８０°ＲＦパルスが使用される。ＳＥ技法を使用する主な理由は、１８０°ＲＦパルスの再フォーカス性から生じており、この性質は望ましくない磁場の不均一性がＭＲＩ信号に与える影響を実質的に低減する。これらの手法は、１８０°再フォーカス・パルスの存在から生じるスライス・プロファイルにおける運動アーチファクトおよび不完全性を被る可能性がある。しかし、さらに重要なのは、ＳＥ技法はＲＦ電力堆積に関する制限を受けることである。この要因は、大磁場ＭＲ画像形成のためのこれらの技法の臨床的な用途を実質的に制限する。
したがって、勾配エコー画像形成を使用してＴ２コントラスト画像を作成し、Ｔ１画像形成に近似した時間内でＴ２コントラスト画像を取得することのできる方法および装置を有することが望ましい。また、Ｔ２重み付け画像を構成するのに使用されたＭＲデータと同じデータを使用してＴ１またはスピン密度画像およびＴ２＊重み付け画像を構成できれば有利である。
本発明は、ＭＲＳおよびＭＲＩにおいてＴ２緩和時間定数を測定し、前記の問題を解決する勾配エコー画像形成を使用してＭＲＩにおいてＴ２画像コントラストを作成する方法を提供する。本発明によれば、磁場の不均一性がＭＲＩ信号に与える影響は、再フォーカスＲＦパルスを使用することなく、特別に設計されたＭＲＩパルスと組み合わせて、特有の信号後処理手順を使用することにより、除去することができる。
この技法は多重勾配エコー手法に基づくものであり、任意のタイプのＳＥ技法を使用することなく、ＭＲＩにおいてＴ２コントラスト画像を得ることを可能にする。本発明の使用により、フリップ角および反復時間（ＴＲ）を調節することによって、Ｔ２画像およびＴ１またはスピン密度コントラスト画像を単一のスキャンで得ることができる。さらに、多重勾配エコー・トレインにおける長い勾配エコー時間に対応する画像を使用してＴ２＊コントラストを形成することもできる。したがって、この技法は単一のスキャンでＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊重み付け画像を得ることを可能にする。このような画像のすべては当然に共同登録でき、これは臨床用途には特に有利である。
本発明は二次元のパルス・シーケンスまたは三次元のパルス・シーケンスを使用して実現することができる。また、本発明は、比較的低いフリップ角が使用されるので、ＳＥ取得技法よりも実質的に少ないＲＦ電力しか必要としない。低いフリップ角は、従来のＳＥ取得技法と比べて向上したスライス・プロファイルをも提供する。本発明の技法は、典型的な臨床用スキャナで２５ミリ秒のオーダーの反復時間（ＴＲ）で高速画像形成することを可能にし、これにより、息をとめたスキャンを促進して運動アーチファクトを低減する。半フーリエ手法を適用して取得速度をさらに増大することもできる。
本発明の適用は、ＲＦ磁場の不均一性にあまり左右されない画像を提供し、画像における水分の寄与と脂質の寄与とを分離することを可能にする。磁化準備ブロックは、脂質信号またはＣＳＦ信号を抑圧するために、またはＴ１コントラストを強化するために使用することができる。
本発明に係るＭＲ画像取得方法は、勾配エコー時間の非線形関数を決定し、磁場の不均一性を相殺するステップを含む。複数の組のＭＲデータが、パルス・シーケンスにおける一連の読出し勾配から取得される。本発明はまた、非線形関数を含む式にＭＲデータを当てはめ、ついで、当てはめるステップの結果を使用してＴ１またはスピン密度画像およびＴ２画像を作成するステップを含む。本発明はまた、同じデータの組を使用してＴ２＊画像を作成するためにも使用できる。
本発明の別の特徴によれば、Ｔ２重み付け画像を迅速に取得するためのＭＲＩ装置が開示され、該ＭＲＩ装置は、磁石の穴付近に位置する複数の勾配コイルを有して分極磁場を印加する磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）システムを含む。ＲＦ送受信機システムおよびＲＦスイッチはパルス・モジュールによって制御され、ＲＦコイル組立体との間でＲＦ信号を送受信し、ＭＲ画像を取得する。ＭＲＩ装置はまたコンピュータを備え、該コンピュータは、パルス・シーケンスにおける一連の読出し勾配パルスから複数組のＭＲデータを取得し、各ＭＲデータに関して信号強度を決定するようにプログラムされている。ついで、コンピュータはＭＲデータを非線形関数を含む信号の大きさの式に当てはめ、磁場の不均一性が実質的にないＴ２重み付けＭＲ画像を再構成する。
Ｔ２重み付け画像を再構成するために、本方法は、ＭＲＩ装置と共に使用するためのコンピュータ・プログラムを含み、該コンピュータ・プログラムは、コンピュータによって実行されるとき、コンピュータに、勾配読出しパルス列を伴うパルス・シーケンスを適用させ、勾配読出しパルス列の期間にＭＲデータを取得させる命令を含む。プログラムは、スキャンされる物体とＭＲ装置の物理的特性とに基づいて勾配エコー時間の非線形関数を決定する。ついで、プログラムは、ＭＲデータの信号の大きさを信号の大きさの式に当てはめ、当てはめの結果を使用してＭＲ画像を再構成するが、再構成されたＭＲ画像はＴ２重み付け画像だけではなく、Ｔ１画像またはスピン密度画像も含み得る。オプションとして、同じデータの組を使用してＴ２＊画像も再構成することができる。
本発明の種々の他の特徴、目的、および利点は次の詳細な説明および図面から明らかになるであろう。
図面は、本発明を実行するためにここで検討する一つの実施の形態を示している。
本発明と共に使用するＮＭＲ画像形成システムの概略的なブロック図である。 本発明による、２次元多重スライス画像形成に対するパルス・シーケンスを示すタイミング図である。 本発明による、３次元画像形成に関するパルス・シーケンスを示すタイミング図である。 図１のシステムと共に使用する本発明の実施を示すフローチャートである。
発明を実施するためのの形態
図１を参照すると、本発明を組みこんだ好ましいＭＲＩシステム１０の主な構成要素が示されている。システムの動作はオペレータ・コンソール１２から制御され、オペレータ・コンソール１２はキーボードまたは他の入力デバイス１３、制御パネル１４およびディスプレイ１６を含む。コンソール１２は、リンク１８を介して、オペレータが画面１６上の画像の生成および表示を制御することを可能にする別のコンピュータ・システム２０と通信する。コンピュータ・システム２０は、バックプレーン２０ａを介して互いに通信する多くのモジュールを含む。これらは画像プロセッサ・モジュール２２、ＣＰＵモジュール２４、および、当業界では画像データ・アレイを格納するためのフレーム・バッファとして知られているメモリ・モジュール２６を含む。コンピュータ・システム２０は、画像データおよびプログラムを格納するディスク記憶装置２８およびテープ・ドライブ３０にリンクされ、高速シリアル・リンク３４を介して別のシステム制御３２と通信する。入力デバイス１３はマウス、ジョイスティック、キーボード、トラックボール、タッチスクリーン、光ワンド（light wand）、音声制御または同様のデバイスを含み、対話型の構成規定のために使用され得る。
システム制御３２は、バックプレーン３２ａによって共に接続されているモジュールの組を含む。これらは、ＣＰＵモジュール３６と、シリアル・リンク４０を介してオペレータ・コンソール１２に接続するパルス生成器モジュール３８とを含む。システム制御３２は、リンク４０を介して、実行されるべきスキャン・シーケンスを示すコマンドをオペレータから受信する。パルス生成器モジュール３８はシステム構成要素を作動させ、所望のスキャン・シーケンスを実行し、生成されたＲＦパルスのタイミング、強度および形を示すデータ、並びに、データ取得ウィンドウのタイミングおよび長さを示すデータを生成する。パルス生成器モジュール３８は、スキャン中に生成された勾配パルスのタイミングおよび形を示す勾配増幅器４２の組と接続する。パルス生成器モジュール３８はまた、患者に接着された電極からのＥＣＧ信号など、患者に接続された多くの異なるセンサからの信号を受信する生理学的取得コントローラ４４から、患者のデータを受信する。最後に、パルス生成器モジュール３８は、患者および磁石システムの状態に関連する信号を種々のセンサから受信するスキャン・ルーム・インタフェース回路４６にも接続する。患者位置調整システム４８は、スキャン・ルーム・インタフェース回路４６を介して、患者を所望の位置に移動させてスキャンするコマンドを受信する。
パルス生成器モジュール３８によって生成される勾配波形は、Ｇｘ増幅器、Ｇｙ増幅器およびＧｚ増幅器を有する勾配増幅器システム４２に印加される。各勾配増幅器は、全体として５０と示されている組立体内で、対応する物理的勾配コイルを励起し、取得された信号を空間的に符号化するために使用される磁場勾配を生成する。勾配コイル組立体５０は、分極磁石５４および全身ＲＦコイル５６を含む磁石組立体５２の一部を形成する。システム制御３２内の送受信機モジュール５８はパルスを生成し、そのパルスはＲＦ増幅器６０によって増幅され、送信／受信スイッチ６２によってＲＦコイル５６に結合される。結果として生じ且つ患者の励起された核から放射される信号は同じＲＦコイル５６によって感知され、送信／受信スイッチ６２を介して前置増幅器６４に結合される。増幅されたＭＲ信号は送受信機５８の受信器セクションで復調され、濾波され、デジタル化される。送信／受信スイッチ６２は、パルス生成器モジュール３８からの信号によって制御され、送信モードの期間はＲＦ増幅器６０をコイル５６へ電気的に接続し、受信モードの期間は前置増幅器６４へ接続する。送信／受信スイッチ６２はまた、別のＲＦコイル（たとえば表面コイル）を、送信モードまたは受信モードのいずれにも使用することを可能にする。
ＲＦコイル５６によってピックアップされたＭＲ信号は、送受信機モジュール５８によってデジタル化され、システム制御３２内のメモリ・モジュール６６に転送される。スキャンが完了したとき、メモリ・モジュール６６には、生のｋスペース・データのアレイが取得されている。以下に詳細に説明するように、この行ｋスペース・データは、再構成されるべき各画像ごとに別のｋスペース・データ・アレイに再配列され、これらの各々はアレイ・プロセッサ６８に入力される。アレイ・プロセッサ６８はデータを画像データのアレイにフーリエ変換するように動作する。この画像データはシリアル・リンク３４を介してコンピュータ・システム２０に搬送され、画像データはディスク・メモリ２８内に格納される。この画像データは、オペレータ・コンソール１２から受信されたコマンドに応答して、テープ・ドライブ３０上にアーカイブされ、または、画像プロセッサ２２によってさらに処理されてオペレータ・コンソール１２に搬送され、ディスプレイ１６上に提供される。
本発明は、このようなＭＲＩスキャナにおいて実現され得る。一般に、磁石は、画像形成される被検体または物体が置かれているスペース内に、均一な磁場Ｂ０を生成する。磁場Ｂ０は被検体の身体の中に存在する陽子および他の核のスピンを分極し、長手方向の核磁化を作成する。勾配コイルおよび生成器は、Ｂ０の方向に沿い且つ振幅が線形に変化する追加の磁場である高速切換磁場勾配（Ｇ）を生成する。ＲＦコイルおよびＲＦ生成器は、印加された磁場に対応する磁気共鳴周波数の範囲内の周波数を有する電磁エネルギを送信する。ＲＦコイルおよびＲＦ受信器は、印加された磁場に対応する磁気共鳴周波数の範囲内の周波数を有する電磁エネルギを受信する。アナログ・デジタル・コンバータはアナログ信号をデジタル化し、コンピュータ・システムは所与のパルス・シーケンスにしたがって上記のハードウェアの動作を管理する。コンピュータ・システムはついで、デジタル化された磁気共鳴信号をすでに開発されたアルゴリズムにしたがって格納し処理してＭＲ画像を生成する。これらの構成要素は市販されているＭＲＩスキャナ内の標準の装置である。
当業者には公知のように、スピン・エコー時間ＴＥseにおいてスピン・エコー・シーケンスで取得されるＮＭＲ／ＭＲＩ信号は、Ｒ２緩和速度定数によって特徴づけられる指数関数的減衰を経験する。すなわち、
Figure 0004901937
パラメータＲ２はＴ２の逆数であって組織特有のパラメータであり、組織のコントラストを作成し、組織の特性を識別するために使用できる。この概念は、ＭＲＩの診断臨床用途におけるスピン・エコー（ＳＥ）技法の広範な応用を促進した。
診断放射線医学に用途を見いだした、関連するＭＲＩ技法の別のグループは、ＳＥ信号の代わりに自由誘導減衰（ＦＩＤ）信号が取得されるときの勾配エコー（ＧＲＥ）画像形成に基づくものである。ＧＲＥに基づく技法の主な欠点は、この技法がＮＭＲ／ＭＲＩ信号に悪影響を与える磁場の不均一性の影響を受けやすいことである。巨視的な磁場不均一性から生じるこれらの影響の中には、組織特有のものではなく、磁石の不完全性や組織と空気のインタフェースなどから生じるものがある。したがって、その結果できたＭＲ画像はアーチファクトを有し、可用性がない場合がある。したがって巨視的な磁場不均一性の影響をＭＲＩ画像から除去することが極めて望ましい。
従来、ＮＭＲ／ＭＲＩ信号は、励起後、線形指数関数（ローレンツ）関数として勾配エコー時間ＴＥとともに減衰するものと仮定されてきた。すなわち、
Figure 0004901937
ただし、Ｒ２＊は組織特有のＲ２効果および巨視的な磁場不均一性の悪影響からの寄与を有する緩和速度定数である。
しかし、ＦＩＤ信号が式２のような線形指数関数として減衰するという一般的な仮定は正しくない。この結論は次の考慮の道筋に基づいており、さらに、「Magnetic Resonance in Medicine」 Vol.３９の４１７〜４２８ページ（１９９８）で発表された、ドミトリ．Ａ．ヤブロンスキによる「組織マトリクスにおける固有磁気被影響性に関係する影響の量子化、 仮の研究（Quantitation of Instrinsic Magnetic Susceptibility-Related Effects in a Tissue Matrix. Phantom Study）」という題名の記事（以後、「ヤブロンスキ、１９９８」と呼ぶ）に示されている。
実際には、ＭＲＩスキャナの内側の磁場は常に不均一である。画像形成ボクセルと比較して、この不均一性の相対的なスケールは、大まかに巨視的、中間視的および微視的の３つのカテゴリに分割できる。巨視的なスケールは、画像形成ボクセルより大きな距離における磁場の変化を指す。微視的なスケールは、原子および分子の大きさに比較可能な距離における、すなわち、ボクセルのサイズよりも小さい大きさのオーダの距離における磁場の変化を指す。中間視的なスケールは、ボクセルのサイズよりは小さいが原子および分子のスケールよりははるかに大きい距離を指す。
これらの不均一性はすべて、ＭＲＩ信号の形成に影響を与える。変動する微視的な磁場不均一性は、Ｔ２＝１／Ｒ２緩和時間定数によって特徴づけられる不可逆的な信号位相のずれ、および、Ｔ１緩和時間定数によって特徴づけられる長手方向磁化における変化につながる。Ｔ１効果およびＴ２効果の利用は、ＭＲＩにおける組織の識別に対する基礎を提供する。
中間視的な磁場不均一性は組織特有であり、組織の不可逆的なＲ２緩和および可逆的なＲ２’緩和に寄与する。生体組織における中間視的な磁場不均一性の典型的な発生源は、血管網または小柱網である。本発明は、望ましくない巨視的な効果が、望ましい微視的および中間視的な効果に与える影響を除去することを目的とする。
巨視的な磁場不均一性は、磁石の不完全性、身体と空気のインタフェース、身体内の（ボクセルのサイズと比較して）大きな洞などから生じる。この磁場不均一性は、一般に生理学上または解剖学上関心のある情報を提供しないため、ＭＲＩ画像形成においてはほとんど望ましくない。むしろ、勾配エコー画像形成における信号損失並びに勾配エコー画像形成およびスピン・エコー画像形成における画像の歪みなどの影響に通じる。
前述の「ヤブロンスキ、１９９８」による発表に説明されているように、巨視的な磁場不均一性から生じるＦＩＤ信号の減衰は、式２のような線形指数（ローレンツ）関数としては記述できない。この考察を仮定すると、ＦＩＤ信号の大きさは次のように与えられる。
Figure 0004901937
ただし、Ｆ（ＴＥ）は勾配エコー時間ＴＥの関数であり、巨視的な磁場不均一性の原因である。この結果は、巨視的な磁場不均一性の寄与が線形指数（ローレンツ）型であると間違って仮定されていた式［２］によって記述される結果とは著しく異なる。
本発明では、式［３］におけるＭＲＩ信号の非ローレンツ型の挙動を使用して、Ｒ２緩和に関する望ましい情報を、巨視的な磁場不均一性の影響から分離する。ＦＩＤ信号を次の式、すなわち
Figure 0004901937
に当てはめる。式［３］と［４］を比較すると、パラメータｂはＲ２緩和速度定数を表す。すなわち、
Figure 0004901937
同時に、式
Figure 0004901937
はこの当てはめ手順から生じ、巨視的な磁場不均一性によって汚染されていない最初の信号強度を表す。ついで、Ｔ１またはスピン密度重み付け画像が、知られているように、使用されているパルス・シーケンス・パラメータに依存して表示される。
この当てはめ手順の実施は関数Ｆ（ＴＥ）の知識を必要とする。関数Ｆ（ＴＥ）の正確な計算は、ボクセル内の巨視的な磁場分布の事前の情報を必要とする。しかし、この情報が入手可能でない場合、Ｆ（ＴＥ）を近似することができる。Ｆ（ＴＥ）がＴＥの偶関数であり、Ｆ（０）＝１であることを考慮すると、この問題に対する最も一般的な解はＦ（ＴＥ）を一般級数に拡大することである。すなわち、
Figure 0004901937
多くの実際の場合、現象論上の係数ａｍは小さく、数ｍと共に急速に減少する。したがって、この級数は管理可能な長さに切り捨てることができることが多い。多くの実際の場合、最初の２つの項のみが重要と考えられ、関数Ｆ（ＴＥ）は一次多項式
Figure 0004901937
として近似でき、またはガウス関数
Figure 0004901937
として近似できる。
しかし、他のモデル関数もまた考えられる。巨視的な磁場の不均一性がボクセルの外側に位置する（画像形成ボクセルのサイズと比較して）大きな物体から生じるとき、磁場の不均一性は、異なるボクセルごとに異なる一定の磁場勾配Ｇによって、所与の各ボクセルにおいて良く記述され得る。このような場合、関数Ｆ（ＴＥ）は簡単なsinc関数によって表される。すなわち、
Figure 0004901937
ただし、Δω＝γ・Ｇ・Δｘはボクセル前後の周波数差であり、Δｘは勾配Ｇの方向におけるボクセルのサイズである。この数式は、ボクセルがＧの方向で四角形であることを仮定した近似である。式［１０］は、１つの現象論上のパラメータΔωのみに依存する。
磁場の不均一度が十分に小さく、引数Δω・ＴＥ／２がシーケンス・トレインのすべての勾配エコーに関して小さいままである場合、式［９］のガウス近似は巨視的な磁場不均一性を正しく説明するのに充分である。このような近似の精度は、式［１０］を式［９］と比較することによって推定できる。最大の位相ずれ時間（ＴＥｍａｘ）の期間にボクセルにおいて蓄積された位相分散φが基準φ＜π／２を満足する場合、簡単な数字的予測は、Ｆ（ＴＥ）に関する完全な式である式［１０］と、そのガウス近似である式［９］との間の最大の差は２％に過ぎないことを示している。実際には、ボクセルにおける最大の位相分散は、局所シム処理（local shimming）および／またはボクセルのサイズを小さくすることによって、π／２よりもはるかに小さくすることができる。たとえば、ＴＥｍａｘ＝５０ミリ秒に関しては、この基準は、ボクセルにおける磁場不均一性が５Ｈｚ未満であることを要求する。１．５Ｔの静的磁場強度に関しては、これは０．１ｐｐｍ／ボクセルに対応する。現在の全身画像形成システムでは、ボクセルの内側またはその近くに巨視的な空洞がないと仮定すると、１ｃｍ×１ｃｍ×１ｃｍの大きさのボクセルについてエコーの均一性は簡単に達成できる。
所与のボクセルに異なる緩和速度定数を有する若干の組織成分がある一層複雑な場合には、磁気共鳴信号の大きさに関するモデルは式［３］の単一成分に対するモデルの一般化であり、
Figure 0004901937
によって与えられる。ただし、ρｉおよびＲ２ｉは、ｉ番目の成分に関する重み付けスピン密度およびＲ２緩和速度定数である。これらのパラメータはすべて、実験データから十分な量のデータ点が入手可能な場合は、当てはめ手順から抽出できる。したがって、本発明は多重スピン・エコー手法を使用することなく、組織成分の分離を可能にする。
脂質成分がボクセルに存在する場合、複素磁気共鳴信号を使用すべきである。この場合に関するモデルも、式［３］における単一成分に関するモデルの一般化として考えることができ、
Figure 0004901937
によって与えられる。複素信号を式［１２］内のモデルに当てはめることによって、水分のＲ２およびＴ１またはスピン密度、並びに、脂質のＲ２およびＴ１またはスピン密度の独立した画像が生成できる。したがって、本発明は、画像における水分と脂質成分とを分離することを可能にし、現実の臨床用途では極めて有利である。
したがって、式［３］、［１１］および［１２］におけるＦＩＤ信号包絡線構造は、画像情報を汚染する巨視的な磁場不均一性の影響からＲ２緩和効果を分離し、より望ましい画像を提供することを可能にする。
中間視的な磁場不均一性が磁気共鳴信号に与える影響は
Figure 0004901937
で記述される。式［３］、［１１］および［１２］において追加の乗算係数として使用される。式［１３］の中のパラメータζは、ヘモグロビンが減少した血液によって占有されている体積の一部であり、ｔｃは特性時間である。関数ｆの構造は、前述のヤブロンスキの文献に詳細に説明されている。Ｒ２’緩和速度定数はＲ２’＝ζ／ｔｃであり、Ｒ２＊緩和速度定数はＲ２緩和速度およびＲ２’緩和速度からの寄与を有し、Ｒ２＊＝Ｒ２＋Ｒ２’である。多くの場合、係数ＦmesoはＦＩＤ信号に小さな寄与を与え、一般的に無視できる。しかし、望ましい場合には、Ｆmesoを上記当てはめ手順に含め、Ｔ２’画像とＴ２＊画像に関する情報、並びに、前述のヤブロンスキの文献に説明された血液量および血液酸化レベルなどの組織特有の特徴を抽出することもできる。一方、特性時間１．５ｔｃよりも短い勾配エコー時間ＴＥに関しては、中間視的な磁場不均一性の寄与はガウス型である。この特性時間は、中間視的な磁場不均一性の発生源が血管網であった場合、１．５Ｔにおいて２０〜２５ミリ秒のオーダと推定されている。磁気共鳴信号のサンプリングがＴＥ＜１．５ｔｃに制限されている場合、中間視的な磁場不均一性の影響は式［９］の中のガウス項によって記述され、組織Ｔ２の緩和速度定数の評価には影響を与えない。
当業者には公知であるように、ボクセルに巨視的磁場不均一性による磁場勾配が存在すると、勾配エコーおよびその結果生じる信号損失の中心がシフトする結果になる場合がある。この影響は関数Ｆ（ＴＥ）にも含まれており、この当てはめ手順によって画像から効果的に除去され得る。前述のヤブロンスキの文献に記述されているように、この信号損失は勾配エコー時間ＴＥの二次関数であり、式［８］または［９］におけるモデル関数のうちの１つによって近似することができる。
次に図２を参照すると、二次元多重スライス・多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンスが示されている。パルス・シーケンス８０は、以下に説明されるように、図２にしたがって設計された一連のＲＦパルスおよび勾配パルスを含む。パルスはＭＲＩスキャナ１０によって生成され、磁気共鳴信号を収集するためＲＦ受信コイル５６及び増幅器６０、６４によって印加される。ついで、信号はデジタル化され、コンピュータ・メモリ６６に格納され、本明細書 で説明されるアルゴリズムにしたがって処理されて、被検体／物体のＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像および／またはＴ２＊画像を生成する。この特定の実施の形態では、画像は被検体／物体の一連の二次元のセクション（スライスとも呼ばれる）として取得される。
図２は、（１）被検体／物体のＴ２特性、Ｔ１またはスピン密度特性およびＴ２＊特性の空間的な分布に関する情報を符号化するために、および、（２）被検体／物体のＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊画像を生成するよう再構成される、必要な磁気共鳴信号を収集するために設計されたパルス・シーケンスを示す。このパルス・シーケンスはセクションＡ〜Ｆを含み、各々は以下に説明するように所定の機能を達成するように設計されている。
図２のセクションＡは、オプションの準備セクションである。これは脂質からの磁気共鳴信号を抑圧するために使用されることがある。この場合、ＲＦパルス８２は９０°パルスであり、脂質共鳴周波数を中心とする周波数を有する。脂質の磁化は、長手方向から横方向へ章動される。ついで、勾配パルスはこの磁化を破壊し又は位相をずらし、画像に寄与しないようにする。当業者であれば理解するところであるが、これは脂質の抑圧のために一般的に使用される手順である。
ＲＦパルス８２はまた、脳脊髄液（ＣＳＦ）からの磁気共鳴信号を抑圧するために使用され得る。この場合、ＲＦパルス８２は１８０°反転パルスであり、ＣＳＦ共鳴周波数を中心とする周波数を有する。１８０°ＲＦパルス８２はＣＳＦ磁化を、Ｂ０に平行な方向からＢ０に逆平行な方向に反転させる。それに続く勾配パルス８４、８６、８８は、１８０°ＲＦ反転パルス８２の不完全性から生じる付随的横方向磁化の位相をずらす。ＲＦパルスおよび勾配パルスの後には、長手方向のＣＳＦ磁化の再生を取り消して画像に与える寄与を最小化するように計算された反転待ち期間（しばしばＴＩと呼ばれる）が続く。当業者であれば理解するように、これはＣＳＦ抑圧のために一般に使用される手順である。
ＲＦパルス８２は、異なる組織（たとえば灰色の物質と白色の物質）間のコントラストを強化するためにも使用できる。この場合、ＲＦパルス８２は１８０°反転パルスであって、陽子共鳴周波数を中心とする周波数を有する。このように設計されたＲＦパルス８２は、組織磁化をＢ０に平行な方向からＢ０に逆平行な方向に反転する。それに続く勾配パルス８４、８６、８８は、１８０°ＲＦ反転パルス８２の不完全性から生じる付随的横方向磁化の位相をずらす。ＲＦパルスおよび勾配パルスは反転待ち期間の後に続き、対象とする組織の長手方向磁化間の差を最大化するように計算される。最も普通に使用される手順を説明したが、この準備セクションでは別の準備操作も使用可能であり、請求項の範囲内にあるものとする。
図２のパルス・シーケンスのセクションＢは、画像形成されることが望ましい被検体／物体におけるセクションを選択するように設計されている。このセクションは、フリップ角αを伴うＲＦパルス９０およびスライス選択的勾配パルス９２を同時に印加することを含む。このような組合せは、所与のセクションにおける組織の長手方向磁化を角度αだけ長手方向から章動させ、ＲＦコイルによって磁気共鳴信号として検出できる横方向磁化を生成する。当業者であれば理解するところであるが、これはスライスを選択するために一般に使用される手順である。また、セクションＢのＲＦパルス９０の位相を公知の方法で変動させ、画像アーチファクトを低減することもできる。
セクションＣは、若干の機能を有する若干の勾配パルス９４、９６、９８を含む。勾配パルス９４は、セクションＡの方向とは反対方向の振幅を伴うスライス選択方向Ｇｓにおいて印加されるもので、セクションＡのスライス選択手順の期間に作成され且つ位相をずらされた横方向磁化の位相を元に戻すことによって磁気共鳴信号を強化する。勾配パルス９６は所定の振幅と持続時間を有し、位相符号化方向Ｇｐ（選択されたスライスにおける２つの直交する方向のうちの１つ）において印加されるもので、位相符号化方向Ｇｐの被検体／物体の特性に関する空間的な情報を磁気共鳴信号上に符号化する。当業者であれば理解するように、これは２Ｄフーリエ変換画像形成では一般に使用される手順である。
勾配先行パルス（ｐｒｅｐｕｌｓｅ）９８は所定の振幅および持続時間を有し、読出し方向Ｇｒ（選択されたスライスの２つの直交する方向のうちの第２の方向）において印加されるもので、セクションＤにおける第１の勾配エコー１００の位置を規定するために予備的に横方向磁化の移相する（rephase）。第１の勾配エコー１００は時間ＴＥ１において発生するが、セクションＣの勾配プレパルス９８における陰影が付された面積がセクションＤの第１の勾配パルス１００における陰影を付された面積と等しくなるように設計される。これは、フーリエ変換画像形成において勾配エコーの中心を規定するために一般に使用される手順である。
図２のパルス・シーケンスのセクションＤは、読み出し方向Ｇｒにおける一連のＮ個の高速切換勾配パルス１０２（すなわち勾配パルス列）を含む。このパルス列１０２における勾配パルスの各々は、磁気共鳴信号に勾配エコー１０４を形成するように設計される。Ｎ個の勾配パルスはＮ個の勾配エコーを生成し、列内のＮ番目のエコーはＮ番目の勾配パルスの期間に発生する。Ｎ番目のエコーの中心は、セクションＢのＲＦ励起パルス９０の中心から経過した時間ＴＥＮに対応する。この期間に、合計Ｎ個の磁気共鳴信号または勾配エコー１０４が収集され、デジタル化され、蓄積される。各デジタル化された勾配エコー信号はＮｒ個の点を含み、Ｎｒは読み出し方向Ｇｒの画像解像度である。各信号は読み出し勾配１０２の存在下で収集されるので、読み出し方向Ｇｒの被検体／物体に関する空間的な情報を有する。勾配パルス１０２の構造および信号サンプリング速度は、当業者には公知の一般規則にしたがって計算できる。このステップの期間に、読み出し方向Ｇｒに沿う２Ｄ画像のｋスペース・データの１つのラインがＮ個の勾配エコー１０４のうちの各エコーに対してカバーされる。
セクションＥは、残留横方向磁化を破壊するように設計される。勾配無効化またはＲＦ無効化などの任意の標準の技法を使用することができる。当業者であれば理解するところであるが、これらはよく知られており、一般的に使用される手順である。
セクションＦは、所与のスライスにおいて長手方向磁化を再生するように設計された待ち期間である。この期間には、ＲＦパルスは所与のスライスに印加されないので、Ｔ１緩和プロセスによる長手方向磁化の再生が可能になる。
画像を再構成するのに必要な情報を収集するために、パルス・シーケンス８０はセクションＡ〜ＦにおいてＮｐ回反復される。ここで、Ｎｐは位相符号化方向Ｇｐの画像解像度である。当業者であれば理解するように、このような反復の各々の期間に位相符号化勾配９６を所定の計算された量だけ増分し、画像ｋスペースを完全にカバーすべきである。この手順の結果は、Ｎ個の勾配エコー１０４に対応するＮ組のカバーされたｋスペース・データであり、ここでＮ番目の勾配エコーは勾配エコー時間ＴＥＮを中心とする。ｋスペース・データの各組の二次元フーリエ変換は、位置ｚにおける各スライスに対するＮ個の複合画像
Figure 0004901937
を生じる結果になる。上式で、ρｎ（ｘ、ｙ、ｚ）およびφｎ（ｘ、ｙ、ｚ）はそれぞれ、位置ｚにおけるスライスに対する画像強度および位相であり、ｘおよびｙは読み出し方向Ｇｒおよび位相符号化方向Ｇｐにおける画像の空間座標である。単一スライスの取得に対してはｚ＝１である。
画像におけるノイズは、ｋスペースにおいて同じラインを反復的に収集して複合データを平均化することによって低減できることが知られている。磁気共鳴信号に上記のセクションＡ〜Ｅで説明した手順を受けさせることによって、セクションＦの待ち期間を使用して他のスライスから磁気共鳴信号を収集することができる。このデータ収集は、２Ｄ多重スライス・インタリーブ画像形成として知られており、この手順は画像形成時間を大幅に低減する。
各スライスのＮ個の画像が得られた後、データはピクセルごとに解析され、Ｔ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊重み付け画像が生成される。そのために、各スライスｚにおける各ピクセル（ｘ、ｙ）に対してデータ・アレイが形成され、時間ＴＥの関数として磁気共鳴信号に割り当てられる。すなわち、
Figure 0004901937
ついで、各スライスｚにおける各ピクセル（ｘ、ｙ）に対して信号の大きさが式［３］に当てはめられ、画像Ｒ２（ｘ、ｙ、ｚ）およびＳ（ｘ、ｙ、ｚ；０）が式［５］、［６］において説明されるアルゴリズムにしたがって生成される。式［１１］および［１２］におけるような一層複雑なモデルでは、Ｒ２（ｘ、ｙ、ｚ）画像およびＳ（ｘ、ｙ、ｚ；０）画像は組織内の各区画に対して生成され得る。当業者であれば理解するように、画像Ｓ（ｘ、ｙ；０）は、パルス・シーケンスで使用されるパラメータ間（主に、反復時間ＴＲとフリップ角αとの間）の関係に依存して、スピン密度画像またはＴ１重み付け画像を表す。
セクションＤの正負の読み出し勾配パルス１０２の期間に収集された勾配エコー画像は、巨視的な磁場不均一性が存在するために、異なるように歪まされる。この問題に対処する方法は少なくとも２つある。当業者に知られている画像修正手順の１つを各画像に適用してから上記のピクセル毎の解析を行い、または、エコー・トレインにおける画像の２つの列（１つは正の勾配の期間に収集されたものであり、他は負の勾配の期間に収集されたもの）を独立に解析してから組み合せて結果の画像とすることができる。
式［１３］において記述される係数が式［１５］の信号への当てはめ手順で使用される場合、組織特有の中間視的な磁場不均一性に関する情報を有する画像Ｒ２’（ｘ、ｙ、ｚ）が前述のヤブロンスキの文献にしたがって生成できる。
当業者であれば理解するところであるが、エコー・トレイン１０４の終わりに取得される、式［１４］から生じるＭＲ画像は、長い勾配エコー時間ＴＥに対応し、したがって、Ｔ２＊で重み付けされている。したがって、この新しい画像形成技法はＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像および／またはＴ２＊重み付け画像を、被検体／物体の各スライス毎に生成する。これらすべての画像は同一のデータの組の解析の結果から得られるので、共同登録されるのは当然である。
次に図３を参照すると、本発明の別の実施の形態が、三次元多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンス１１０を使用して示されている。被検体／物体がＭＲＩスキャナ１０に置かれた後、図３にしたがって設計され以下に説明されるパルス・シーケンス１１０がＭＲＩスキャナ１０によって生成され、磁気共鳴信号を収集するためＲＦ受信コイル５６および増幅器６０、６４によって印加される。ついで、信号はデジタル化され、コンピュータ・メモリ６６に蓄積され、本明細書で説明されるアルゴリズムにしたがって処理されて、被検体／物体のＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊画像が生成される。この実施の形態では、画像は被検体／物体からの厚いスラブの三次元表示として取得される。
図３は、（１）被検体／物体のＴ２特性、Ｔ１またはスピン密度特性特性およびＴ２＊特性の空間的な分布に関する情報を符号化するために、および、（２）被検体／物体のＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像および／またはＴ２＊画像を生成するよう再構成される必要な磁気共鳴信号を収集するために設計されたパルス・シーケンス１１０を示す。パルス・シーケンス１１０は図２と同様に６つのセクションＡ〜Ｆを含む。明白なように、図３の３Ｄパルス・シーケンス１１０のほとんどは図２の２Ｄパルス・シーケンス８０と同様であり、図２に関して記述されたのと同様の機能を有する。たとえば、セクションＡは、図２に関して記述されたように設計できるオプションのＲＦパルス１１２を含む。ＲＦパルス１１２の後には位相ずらし勾配１１４、１１６、および１１８が続き、これも図２に関して記述したとおりである。セクションＢはＲＦパルス１２０およびスライス選択的勾配パルス１２２を含み、両方とも図２に関して記述されている。
図３の３Ｄパルス・シーケンス１１０のセクションＣは、３つの勾配パルス１２４、１２６および１２８を含む。勾配パルス１２４は３Ｄ位相符号化勾配パルスであり、スラブ選択的方向Ｇｓにおいて印加される。勾配パルス１２４は、被検体／物体に関する空間的な情報を磁気共鳴信号に符号化するため、選択されたスラブの平面に垂直な方向において印加される。同時に、位相符号化勾配パルス１２６が位相符号化方向Ｇｐにおいて印加され、勾配先行パルス１２８は読み出し方向Ｇｒにおいて印加される。勾配先行パルス１２８は、予備的に横方向磁化を移相して、一連の高速切換勾配パルス１３２（すなわち勾配パルス列）を含むセクションＤの第１の勾配エコー１３０の位置を規定するように設計される。以前に説明したように、パルス列１３２の中にＮ個の勾配パルスがある場合、エコー時間ＴＥ１からＴＥＮまでにＮ個の勾配エコー１３４がある。読み出し勾配パルス１３２および勾配エコー１３４の次にはセクションＥが続き、セクションＥは勾配またはＲＦ無効化を含み、残留横方向磁化を破壊する。以前にも説明したように、セクションＦは、所与のスラブにおいて長手方向磁化を再生するように設計された単なる待ち期間である。
３Ｄ画像形成においては、画像を再構成するために必要な情報を収集するために、全パルス・シーケンス１１０はＮｐ×Ｎｓ回反復される。ここでＮｐは位相符号化方向の画像解像度であり、Ｎｓはスラブ選択方向の画像解像度である。当業者であれば理解するところであるが、このような反復の各期間に３Ｄ位相符号化勾配１２４および２Ｄ位相符号化勾配１２６を所定の計算された量だけ増分し、３Ｄ画像ｋスペースを完全にカバーすべきである。この手順の結果は、Ｎ個の勾配エコー１３４に対応するＮ組の３Ｄｋスペース・データであり、ここでＮ番目の勾配エコーは勾配エコー時間ＴＥＮを中心とする。ｋスペース・データの各組を三次元フーリエ変換すると、Ｎ個の複合３Ｄ画像が生じる。すなわち、
Figure 0004901937
ただし、ρｎ（ｘ、ｙ、ｚ）およびφｎ（ｘ、ｙ、ｚ）は、読取り方向、位相符号化方向およびスラブ選択方向におけるｘ、ｙおよびｚに対応する画像強度および位相である。
Ｎ個の画像が得られた後、データはボクセル毎に解析されてＴ２画像およびＴ１またはスピン密度重み付け画像を生成する。そのために、ボクセル（ｘ、ｙ、ｚ）毎にデータ・アレイが形成され、時間ＴＥの関数として磁気共鳴信号に割り当てられる。すなわち、
Figure 0004901937
ついで、ボクセル（ｘ、ｙ、ｚ）毎に、信号の大きさが式［３］に当てはめられ、式［５］および［６］に記述されたアルゴリズムにしたがって画像Ｒ２（ｘ、ｙ、ｚ）および画像Ｓ（ｘ、ｙ、ｚ；０）が生成される。式［１１］および［１２］におけるような一層複雑なモデルの場合は、Ｒ２（ｘ、ｙ、ｚ）画像およびＳ（ｘ、ｙ、ｚ；０）画像は組織内の各区画に対して生成され得る。当業者であれば理解するように、画像Ｓ（ｘ、ｙ、ｚ；０）は、パルス・シーケンスで使用されたパラメータ間（主に、反復時間ＴＲとフリップ角αとの間）の関係に依存して、スピン密度画像またはＴ１重み付け画像を表す。
エコー・トレイン１３４の終わりに取得され且つ長い勾配エコー時間ＴＥに対応する画像は、Ｔ２＊で重み付けされている。代わりに、式［１３］におけるような追加の関数がデータ解析に使用された場合は、Ｔ２’画像も生成できる。したがって、この画像形成技法は被検体／物体のＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像、Ｔ２＊またはＴ２’重み付け３Ｄ画像を生成できる。これらすべての画像は同一のデータの組の解析から生じるため、共同登録されるのは当然である。
次に図４を参照すると、前述のアルゴリズム１４０のフローチャートが示されている。初期化１４２およびスキャナへの患者の配置１４４の後、パルス・シーケンス１４６が印加され、１４８においてＭＲデータが取得される。大きさおよび位相の画像を再構成する（１５０）後、データ・アレイがピクセル毎に構成され（１５２）、システムは非線形関数Ｆ（ＴＥ）に対するモデルを選択する（１５４）。ついで、データ・アレイは式［３］に当てはめられ（１５６）、システムは同一のデータの組から画像Ｓ（ｘ、ｙ、ｚ；０）、Ｔ２、Ｔ２＊またはＴ２’を再構成することができる。
本発明を、１．５テスラ全身ＭＲＩスキャナにおいて、準備パルスなしで図２の２Ｄ多重スライス・多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンスを使用してテストした。ＮｉＳＯ４がドープされた水模型の１１個の画像が取得された。エコー間の時間は３．２ミリ秒であり、ＴＲは４０ミリ秒であり、１２８×１２８のマトリクスからなる。取得時間は６秒で完了した。Ｒ２マップの取得は、式［９］からのガウス型Ｆ（ＴＥ）を伴う式［３］に、ピクセル毎に信号強度の時間領域データを当てはめることによって行った。得られたＲ２マップは、ファントム表面近くのピクセル・サイズ層以外はほぼ平坦であった。平均のＲ２は１２．７秒−１で、変動は２％であり、これは標準の取得技法であるダブルスピン・エコー技法で得られるＲ２値の（１２．６±０．１）秒−１と一致した。スピン・エコー（ＳＥ）技法でこのようなマップを得るためには約８４秒を要するが、これと比較して、提案された方法の画像形成時間は６秒であった。
さらなるテストが、健康なボランティアの脳を画像形成することによって行われた。各スライスからの９つの画像が、正の読み出し勾配パルスのみを使用して収集され、第１の画像はＴＥ１＝２．７４２ミリ秒で取得され、その後に３．８３ミリ秒ずつ分離された別の８つの勾配エコー画像が続いた。視野は３０ｃｍに設定され、マトリックス・サイズは２５６×２５６であり、反復時間ＴＲは５００ミリ秒、フリップ角は８０°に設定された。１０個の５ｍｍ厚のスライスがインタリーブ法で取得された。１つの取得が使用された。合計取得時間は２分８秒であった。データは、式［８］で記述された関数Ｆ（ＴＥ）を伴う式［３］で記述されるモデルを使用して処理された。その結果は、同じ幾何学的パラメータを持つ同じスライスから標準高速スピン・エコー技法（ＲＡＲＥ）で得られた画像と比較された。両技法とも極めて似た画像を提供した。しかし、ＲＡＲＥ技法で作られたＴ２画像に加えて、本発明はＴ１画像およびＴ２＊重み付け画像をも生成した。
したがって、本発明は、ＭＲＳおよびＭＲＩにおいてＴ２緩和速度定数を測定し、ＭＲＩにおいてＴ２画像コントラストを作成するための新しい技法を提供する。この技法は多重勾配エコー手法に基づくものであり、ＳＥ技法を使用することなくＭＲＩにおいてＴ２コントラストを得ることを可能にする。さらに、本発明は、単一のスキャンでＴ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像およびＴ２＊重み付け画像を得るという追加の利点も有する。これらの画像はすべて共同登録されることは当然である。既述のように、３Ｄのバージョンおよび多重スライス２Ｄのバージョンが実現できる。この手法は、ＳＥ手法と比較して実質的に少ないＲＦ電力しか必要としないうえ、典型的な臨床スキャナで約２５ミリ秒のオーダーの反復時間（ＴＲ）で高速画像形成を可能にする。
本発明の２つの実施の形態を詳細に説明したが、当業者であれば理解するとおり、追加の修正が可能である。たとえば、異なる勾配エコー時間ＴＥに対応する２Ｄ画像または３Ｄ画像は、本明細書に既述されたフーリエ変換画像形成技法の代わりに、スパイラル・スキャニング技法により収集され得る。ついで、データを式［１５］および［１７］にしたがって配列し、以前に論じたアルゴリズムと同じアルゴリズムを使用して解析して、Ｔ２画像、Ｔ１またはスピン密度画像、Ｔ２＊またはＴ２’重み付け画像を提供することができる。
他の代替法は、信号振幅および位相の使用を含む。以前に説明したように、関数Ｆ（ＴＥ）は実験データをＭＲ信号の大きさの式に当てはめることによって評価できる。しかし、関数Ｆ（ＴＥ）についての情報はまた、大きさの画像に加えて位相画像を使用することによっても得ることができる。知られているように、信号の大きさおよび位相は、式［１４］〜[１７］に記述される複素ＭＲ信号から容易に入手できる。さらに具体的には、位相画像はボクセルＢ（ｘ、ｙ、ｚ）における位相を式
Figure 0004901937
に当てはめることによって、ボクセル毎の平均磁場の計算を可能にする。これは、所与の任意のボクセルの内部における磁場の空間分布を評価することを可能にする。したがって、巨視的な磁場不均一性を記述する関数Ｆ（ＴＥ）は、所与のボクセルＶの体積についての積分としてボクセル毎に計算することができる。すなわち、
Figure 0004901937
ただし、γは磁気回転比定数、ｒ’＝（ｘ’、ｙ’、ｚ’）はボクセルにおける空間座標である。例として、ボクセルにおける磁場ｂ（ｒ’）、すなわち、
Figure 0004901937
は、磁場の勾配の組合せとして近似することができる。、ただし、ｘ、ｙおよびｚはボクセル中心の座標であり、ｇｘ、ｇｙおよびｇｚは、所与のボクセルにおける巨視的磁場勾配である。これらの勾配は次のように算定される。
Figure 0004901937
上の式において、Δｘ、ΔｙおよびΔｚはそれぞれ、ｘ方向、ｙ方向、ｚ方向のボクセルの大きさである。式［２１］を式［２０］に代入すると、３つのsinc関数の積である非線形関数Ｆ（ＴＥ）に関する式が提供される。すなわち、
Figure 0004901937
したがって、２つのパラメータｃおよびｂのみが式［４］で知られていないままである。この計算は、当てはめアルゴリズムの効率を実質的に増大させ、最終的なＴ２画像およびＴ１画像における信号対雑音比を増大させる。
したがって、本発明は、パルス・シーケンスにおける一連の読み出し勾配パルスからＭＲデータの複数の組を取得し、勾配エコー時間の非線形関数Ｆ（ＴＥ）を決定して磁場の不均一性を相殺することを含むＭＲ画像取得方法を含む。この方法はまた、式［３］の非線形関数Ｆ（ＴＥ）を含む式にＭＲデータを当てはめ、当てはめのステップの結果を使用して、少なくともＳ（ｘ、ｙ、ｚ；０）画像およびＴ２（ｘ、ｙ、ｚ）画像を作成することを含む。式［１３］ における追加の非線形関数Ｆmeso（ＴＥ）が使用される場合、本発明は、組織の血液量および血液酸化レベルに関する情報を与える画像を作成することを許容する。
本発明はまた、勾配エコー画像形成を使用してＴ２重み付けＭＲ画像を迅速に取得するためのＭＲＩ装置を含み、該ＭＲＩ装置は、分極磁場を加えるため磁石の穴の周囲に位置する複数の勾配コイルを有する磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）システムを含む。また、ＭＲＩシステムは、ＲＦ信号をＲＦコイル組立体に送信してＭＲ画像を取得するようパルス・モジュールによって制御されるＲＦ送受信機システムおよびＲＦスイッチを含む。この装置は、パルス・シーケンスにおける一連の読み出し勾配パルスから複数の組のＭＲデータを取得してＭＲデータ毎に信号強度を決定するようプログラムされたコンピュータも含む。このコンピュータはまた、非線形関数を含む信号の大きさの式にＭＲデータを当てはめるようにプログラムされる。ついで、磁場の不均一性が実質的に存在しないＴ２重み付けＭＲ画像が再構成される。
本発明はまた、ＭＲＩ装置と共に使用するコンピュータ・プログラムを含み、該コンピュータ・プログラムは、コンピュータによって実行されると、該コンピュータに、勾配読み出しパルス列を有するパルス・シーケンスを印加させ、勾配読み出しパルス列の期間にＭＲデータを取得させる命令を含む。スキャンされている物体の識別に依存して、コンピュータ・プログラムはまた、勾配エコー時間の非線形関数を決定し、ＭＲデータの信号の大きさを信号の大きさの式に当てはめる。次いで、当該プログラムは、式当てはめの結果を使用してＭＲ画像を再構成する。再構成されたＭＲ画像はＳ（ｘ、ｙ、ｚ；０）画像およびＴ２（ｘ、ｙ、ｚ）重み付け画像を含むことができる。
本発明を好ましい実施の形態を用いて説明したが、認識されるとおり、明記された例以外の等価のもの、代替例および修正も可能であり、特許請求の範囲内である。

Claims (19)

  1. ＭＲ画像を取得する方法（１４０）であって、
    先行するスピンエコー再フォーカスＲＦパルスなしに、一連の読出し勾配パルス（９８〜１０２、１２８〜１３２）を含む勾配エコーパルス・シーケンス（８０、１１０）によってＭＲデータを取得するステップ（１４８）と、
    Ｓ（ＴＥ）＝Ｓ（０）・ｅｘｐ（−Ｒ２・ＴＥ）・F（ＴＥ）で表される式に前記ＭＲデータを当てはめるステップ（１５６）と、
    ここで、前記式は、F（ＴＥ）がガウス的挙動をたどり、Ｓ（ＴＥ）が時間ＴＥにおける信号の大きさであり、Ｓ（０）は時間がゼロにおける信号の大きさであり、Ｒ２がＴ２緩和時間の逆数であり、F（ＴＥ）が磁場不均一を相殺するように構成された勾配エコー時間の非線形偶関数である、短い勾配エコー時間を含んでおり、
    前記当てはめるステップ（１５６）の結果を使用してＳ（０）画像もしくはＴ２画像、又はこれらの両方を作成するステップ（１５８）と、
    を含む方法。
  2. 中間視的な磁場不均一性をS（ＴＥ）に組み入れるための因数Ｆ ｍｅｓｏ （ＴＥ）を含むことによって、組織の血液量の画像および血液の酸化レベルの画像を作成するステップ（１５８）をさらに含んでおり、
    Ｓ（ＴＥ）＝Ｓ（０）・ｅｘｐ（−Ｒ２・ＴＥ）・Ｆ（ＴＥ）・Ｆｍｅｓｏ（ＴＥ）
    の式で表され、Ｆｍｅｓｏ（ＴＥ）は、Ｆｍｅｓｏ（ＴＥ）＝ｅｘｐ（−ζ・ｆ（ＴＥ／ｔｃ））で表される式によって与えられ、パラメータζはヘモグロビンが減少した血液によって占有される体積分率であって、パラメータｔｃは特性時間である、請求項１に記載の方法。
  3. 前記Ｓ（０）画像およびＴ２画像を作成するために使用されたＭＲデータと同じＭＲデータに基づいてＴ２’画像を作成するステップ（１５８）をさらに含んでおり、Ｔ２’はｔｃ／ζと等しい、請求項２に記載の方法。
  4. 前記Ｓ（０）画像およびＴ２画像を作成するために使用されたＭＲデータと同じＭＲデータに基づいてＴ２＊画像を作成するステップ（１５８）をさらに含んでおり、Ｔ２＊は１／（Ｒ２＋ζ／ｔｃ）と等しい、請求項３に記載の方法。
  5. 前記ＭＲデータは、Ｓ（ｘ、ｙ；０）画像を作成する二次元勾配エコー画像形成パルス・シーケンス（８０）と、Ｓ（ｘ、ｙ、ｚ；０）画像を作成する三次元多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンス（１１０）とのうちの一つで取得される（１４８）、請求項１に記載の方法。
  6. F（ＴＥ）が、巨視的な磁場不均一性を相殺するように構成される、請求項１に記載の方法。
  7. 前記勾配エコー時間の非線形関数F（ＴＥ）が、
    Ｆ（ＴＥ）＝１＋Σａｍ・ＴＥ２ｍ
    として一般化され（１５４）、ｍは級数Ｆ（ＴＥ）における数であり、ａｍは現象論上の係数であり、ＴＥはエコー時間である、請求項１に記載の方法。
  8. 前記一般化された式を
    Ｆ（ＴＥ）＝１−ａ１・ＴＥ２、及び
    Ｆ（ＴＥ）＝ｅｘｐ（−ａ・ＴＥ２）
    のうちの１つの式に近似するステップをさらに含み、ａおよびａ１は現象論上のパラメータである、請求項７に記載の方法。
  9. 前記一般化された式を
    Ｆ（ＴＥ）＝ｓｉｎ（Δω・ＴＥ／２）／（Δω・ＴＥ／２）
    に近似するステップをさらに含み、Δωはボクセルにおける周波数差である、請求項７に記載の方法。
  10. 前記一般化された式を
    Ｆ（ＴＥ）＝［ｓｉｎ（γ・ｇｘ・Δｘ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｘ・Δｘ・ＴＥ／２）］・［ｓｉｎ（γ・ｇｙ・Δｙ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｙ・Δｙ・ＴＥ／２）］・［ｓｉｎ（γ・ｇｚ・Δｚ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｚ・Δｚ・ＴＥ／２）］
    に近似するステップをさらに含み、巨視的な磁場の勾配ｇｘ、ｇｙおよびｇｚは位相画像から決定され、γは磁気回転比定数である、請求項７に記載の方法。
  11. 勾配エコー画像形成を使用してＴ２重み付けＭＲ画像を迅速に取得するＭＲＩ装置であって、
    磁石（５２）の孔付近に位置し分極磁場を印加する複数の勾配コイル（５０）と、ＲＦ送受信機システム（５６）と、パルス・モジュール（３８）によって制御されＲＦ信号をＲＦコイル組立体（５６）との間で送受信しＭＲ画像を取得するＲＦスイッチ（６２）と
    を有する磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）システム（１０）と、
    コンピュータ（２０）と、
    を備えており、前記コンピュータ（２０）は、
    先行するスピンエコー再フォーカスＲＦパルスなしに、一連の読出し勾配パルス（９８〜１０２、１２８〜１３２）を含む勾配エコーパルス・シーケンス（８０、１１０）によってＭＲデータを取得し（１４８）、
    各ＭＲデータに関して信号強度を決定し（１４８）、
    前記ＭＲデータを、Ｓ（ＴＥ）＝Ｓ（０）・ｅｘｐ（−Ｒ２・ＴＥ）・F（ＴＥ）で表される式に当てはめ（１５６）、ここで、前記式は、F（ＴＥ）がガウス的挙動をたどり、Ｓ（ＴＥ）が時間ＴＥにおける信号の大きさであり、Ｓ（０）は時間がゼロにおける信号の大きさであり、Ｒ２がＴ２緩和時間の逆数であり、F（ＴＥ）が磁場不均一を相殺するように構成された勾配エコー時間の非線形関数である、短い勾配エコー時間を含んでおり、
    前記当てはめるステップの結果を使用してＳ（０）画像もしくはＴ２画像またはこれらの両方を作成する（１５８）ようにプログラムされている、ＭＲＩ装置。
  12. 前記コンピュータは、Ｔ２＊もしくはＴ２’またはこれらの両方を再構成するようにプログラムされており、Ｔ２’およびＴ２＊は請求項３および請求項４の方法によって計算され、かつ前記コンピュータは、二次元多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンス（８０）および三次元多重勾配エコー画像形成パルス・シーケンス（１１０）のうちの１つでＭＲデータを取得するように（１４８）プログラムされている、請求項１１に記載のＭＲＩ装置。
  13. 前記勾配エコー時間の非線形関数F（ＴＥ）が、
    Ｆ（ＴＥ）＝１＋Σａｍ・ＴＥ２ｍ
    として一般化され、ａｍは現象論上の係数であり、ＴＥは勾配エコー時間である、請求項１２に記載のＭＲＩ装置。
  14. 前記コンピュータ・プログラムが前記一般化された式を
    Ｆ（ＴＥ）＝１−ａ１・ＴＥ２ ；及び
    Ｆ（ＴＥ）＝ｅｘｐ（−ａ・ＴＥ２）
    のうちの１つの式に近似するようにプログラムされており、ａおよびａ１は現象論上のパラメータである、請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
  15. 前記コンピュータ・プログラムが前記一般化された式を
    Ｆ（TE）＝ｓｉｎ（Δω・TE／２）／（Δω・TE／２）
    に近似し、Δωはボクセルにおける周波数差である、請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
  16. 前記コンピュータ・プログラムが前記一般化された式を
    Ｆ（ＴＥ）＝［ｓｉｎ（γ・ｇｘ・Δｘ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｘ・Δｘ・ＴＥ／２）］・［ｓｉｎ（γ・ｇｙ・Δｙ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｙ・Δｙ・ＴＥ／２）］・［ｓｉｎ（γ・ｇｚ・Δｚ・ＴＥ／２）／（γ・ｇｚ・Δｚ・ＴＥ／２）］
    に近似し、巨視的な磁場の勾配ｇｘ、ｇｙおよびｇｚは位相画像から決定され、γは磁気回転比定数である、請求項１３に記載のＭＲＩ装置。
  17. 前記信号S（TE）は、中間視的な磁場不均一性を組み入れるための因数Ｆ ｍｅｓｏ （ＴＥ）を含んでおり、
    Ｆｍｅｓｏ（ＴＥ）は、Ｆｍｅｓｏ（ＴＥ）＝ｅｘｐ（−ζ・ｆ（ＴＥ／ｔｃ））で表される式によって与えられ、パラメータζはヘモグロビンが減少した血液によって占有される体積分率であって、パラメータｔｃは特性時間である、請求項１１に記載のＭＲＩ装置。
  18. 前記非線形関数に関する複数のモデルが蓄積されたコンピュータ可読メモリ・ユニット（２６）と、
    スキャンされる物体を識別する入力を受信するユーザ入力（１３）と、
    をさらに備え、
    前記コンピュータ（２０）はさらに、前記のスキャンされた物体に基づいて前記非線形関数に関するモデルを決定するようにプログラムされている、請求項１１に記載のＭＲＩ装置。
  19. 請求項１の方法を遂行するようにプログラムされているＭＲＩ装置で使用するためのコンピュータ・プログラム。
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