JP5566298B2 - Ｍｒｉ参照スキャンを実行する方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴撮像参照スキャンを実行する方法、検査ボリュームの参照スキャンを実行するよう構成される磁気共鳴撮像装置及びコンピュータ・プログラムに関する。

磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）は、医学における主要な撮像技術の１つである。ＭＲＩは、軟組織の詳細な画像を生成することができる。ＭＲＩにおいて、組織内部に見られるさまざまな複合物の固有の特性が、画像を生成するために用いられる。例えば、水はこの目的のために最も一般に使用される。強い外部磁場を受けるとき、陽子^１Ｈはこの外部場と整列配置することになり、結果として、磁気モーメントが生じる。無線周波数ＲＦパルスによる励起の後、この磁化は、検出されることができるＲＦ信号を生成する。このＲＦ信号は、磁場強度に関連づけられる周波数により特徴付けられる。従って、検出された信号から画像を再構成するために必要とされる空間情報をエンコードするため、傾斜磁場が使用される。

非常に正確な態様でＭＲＩを実行するための必要条件は、検査ボリューム内の局所的な磁場不均一性を正確に知ること、上述した磁化により生成されるＲＦ信号を検出するために使用されるコイルの感度を正確に知ることだけでなく、コイルタイミングに関する詳細な情報を持つこと、言い換えると、電源オンにされた後、ＲＦ信号を最高精度で検出することができる状態にどれだけ速くコイルがなるかを知ることである。

ＭＲ場の不均一性を知ることは、例えば、高次シミングの適用により、それらを大幅に補正することを可能にする。磁場の均一性は、様々な理由により重要である可能性がある。それらの１つは分光学である。しかし、ＭＲ撮像（ここでの我々の関心の主な中心）においても、例えばバランスドフィールドエコー技術（ｂＦＦＥ、別名ｔｒｕｅＦＩＳＰ、別名ＦＩＥＳＴＡと略記される）、水と脂肪との間の分離、特に脂肪抑制の技術といったいくつかのシーケンスにとっても、これは重要である。

検査ボリュームの画像点に対するコイル感度が既知でなければならない理由は、例えばコイルが、磁気共鳴信号源からの距離の増加と共に受信感度を減少させる特性を持つためである。この感度分布は、撮像された検査ボリューム全体にわたり一様でない。これは、複数の受信コイルが検査ボリュームにおける同じ画像点から信号を記録する場合に特に重要な問題である。この場合、複数の受信コイルから受信される信号は、一様な磁気共鳴画像がすべてのコイルからの情報を用いて得られるという態様で重み付けされなければならない。

例えば、ＷＯ２００６／０１８７８０Ａ１号は、検査ボリュームにおける局所的な緩和時間値の定量的決定に関する磁気共鳴（ＭＲ）方法を開示する。これによれば、局所的な磁場の不均一性値が、複数のエコー信号を用いて測定される局所的な共鳴周波数値から算出される。

ＥＰ０５４５４６５Ａ１号は、ただ１つの測定シーケンスを利用する、高速かつ簡単なシミング方法を開示する。

ＵＳ６，２７５，０３８Ｂ１号は、スライスにおける点で対象物のスライスのＭＲＩ画像を得るために使用される磁気分極場における不均一性を評価する方法を開示する。これによれば、上記点での第１及び第２の空間画像値の間の位相差を使用することにより、磁場不均一性が評価される。

ＵＳ７，０１５，６９６Ｂ２号は、受信コイルの感度分布を算出する方法を開示する。

本発明は、複数の画像点を有する検査ボリュームの磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）参照スキャンを実行する方法を提供し、この方法は、検出器要素のセットを用いて実行される。この方法は、各画像点からの第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得を実行するステップを有し、上記取得は、上記検出器要素のセットにおける検出器要素の各々により実行される。この方法は更に、上記検出器要素のセットにおける検出器要素に関して、各画像点に対する上記第１及び上記第２のエコー信号の間の位相差を決定するステップと、各画像点に対する局所磁場不均一性値を上記位相差から算出するステップとを有する。この方法は更に、各画像点に対してコイル感度行列を得るステップであって、上記コイル感度行列が、上記要素のセットにより得られる上記第１又は上記第２の複素エコー信号を互いに関連付ける、ステップを有する。

本発明の実施形態は、ただ１つの参照スキャンにおいて、磁場不均一性値のボリュメトリック・マップが得られる、及び同時に上記参照スキャンを追加的に用いて、コイル感度行列が各画像点に対して算出されることができるという利点を持つ。これは、コイル感度の比率のボリュメトリック・マップ及び磁場不均一性値のボリュメトリック・マップが単一のスキャンで得られることを意味する。従って、フィールド不均一性及びコイル感度のボリュメトリック・マップの両方を取得するのにほんの１回のスキャンだけが必要とされるので、参照スキャンのための測定時間は減少される。これは、患者が磁気共鳴撮像システム内に留まらなければならない全体の時間を減らす。このことは、患者の快適さを増加させ、更に患者のスループット数も増加させる。

本発明の実施形態によれば、この方法は更に、上記画像点のうちの少なくとも１つに対してコイルタイミング行列を得るステップを有し、上記コイルタイミング行列が、上記要素のセットにおける各検出器要素により得られる上記第２の複素エコー信号に上記第１の複素エコー信号を関連付ける。

これは、コイルタイミングに関する追加的な情報を得るための追加的な参照スキャンが回避されることができるという利点を持つ。この場合も、コイルタイミング問題に関する情報を追加的に得るために、本発明によるたった１回の参照スキャンだけが必要とされる。

本発明の実施形態によれば、上記エコーは、エンコード傾斜磁場を用いて生成されるグラジエントエコーである。好ましくは、２つの所定の化学シフト値に対して、上記第１及び第２のエコーが基本的に同相であるよう、上記エコー時間の間の上記差が選択される。例えば、２つの化学シフト値は、水組織及び脂肪の化学シフト値である。ヒト組織には、化学シフトにおける重要な変動がある。最も目立つのは水組織及び脂肪の間の周波数における差である。実際には、これは、本発明による参照スキャンを実行する方法を適用することにより、第１及び第２のエコー信号の間の位相差が、局所磁場不均一性として間違って解釈される場合があり、例えば脂肪の存在として認識されない場合があることを意味する。この問題は、水組織及び脂肪の例において、第１及び第２のエコーが、水組織又は脂肪の存在とは関係なく基本的に同じ位相にあるよう、エコー時間の間の差を選択することにより解決される。３Ｔの磁場に対して、２つのエコー時間の間の差は、約２．３ミリ秒とするべきである。

本発明の実施形態によれば、上記第１のエコーが、第１のＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場により生成され、上記第２のエコーは、第２のＲＦパルス及び追加的なエンコード傾斜磁場により生成される。これは、必要なエンコード傾斜磁場だけでなく第１及び第２のＲＦパルスを有する簡単で直接的なパルスシーケンスを確立することを可能にする。

本発明の実施形態によれば、上記第１のエコーが、ＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場を有する参照スキャンシーケンスにより生成され、第２のエコーは、上記ＲＦパルス及び上記参照スキャンシーケンスの反復的な実行から生じる追加的なエンコード傾斜磁場により生成される。本実施形態において、第１及び第２のエコーを生成するのに、ただ１つのＲＦパルスだけが使用される。ここで、第１及び第２のエコーは、エンコード傾斜磁場の個別のスイッチングにより生成される。斯かる参照スキャンシーケンスは、例えば水組織及び脂肪が原因による化学シフト値に関する補償が提供される必要がある場合、斯かるパルスシーケンスの実行の反復時間が、「２パルス」シーケンスと比較して明らかに減らされることができるという利点を持つ。これにより、第２のエコーは実際に、以前のショットの励起のエコーとなる。これは、エンコード傾斜磁場を適切に切替えることにより実現されることができる。その態様において、２つのエコー時間の間の差は、参照スキャンシーケンスの反復時間よりわずかに長いとすることができる。

本発明の実施形態によれば、上記参照スキャンシーケンスの上記反復時間が、上記第２のエコーを生成する上記ＲＦパルスと上記第２のエコー自体との間の上記エコー時間より短い。

本発明の実施形態によれば、上記エンコード傾斜磁場が、上記ＲＦパルスの後一時的に適用される第１の傾斜磁場であって、第１の極性、第１の大きさ及び第１の持続時間から生じる第１のグラジエント領域を持つ、第１の傾斜磁場を有する。このエンコード傾斜磁場は更に、上記第１の傾斜磁場の適用が完了した後続いて一時的に適用される第２の傾斜磁場であって、該第２の傾斜磁場が、上記反転された第１のグラジエント領域と第２及び第３のグラジエント領域とを有するグラジエント領域を持ち、上記第２のグラジエント領域は、第２の極性、第２の大きさ及び第２の持続時間から生じ、上記第２の極性が、上記反転された第１の極性に対応し、上記第３のグラジエント領域は、第３の極性、第３の大きさ及び第３の持続時間から生じ、上記第３の極性が、上記反転された第１の極性に対応する、第２の傾斜磁場とを有する。このエンコード傾斜磁場は更に、上記第２の傾斜磁場の適用が完了した後続いて一時的に適用される第３の傾斜磁場であって、上記反転された第２のグラジエント領域及び上記反転された第３のグラジエント領域の２倍を有するグラジエント領域を持つ、第３の傾斜磁場を有する。

この一時的に配置されるエンコード傾斜磁場のシーケンスを用いることにより、第１及び第２のエコーの間の時間差が、参照スキャンシーケンス自体の反復時間より長くなることが可能にされる。

本発明の実施形態によれば、上記傾斜磁場は、周波数エンコード傾斜磁場である。

本発明の実施形態によれば、この方法は更に、位相エンコード傾斜磁場のセットを適用するステップを有する。この位相エンコードは、１次元又は２次元に拡張されることができる。位相エンコード傾斜磁場のこのセットが、上記第１の傾斜磁場の適用の間、所定の極性で適用され、上記位相エンコード傾斜磁場のセットは、上記第３の傾斜磁場の適用の間、上記反転された所定の極性で適用される。従って、斯かる２次元位相エンコードを用いて、画像又はボリュームが、所定の態様で例えば脂肪の存在が原因による化学シフトを無視する第１及び第２のエコー応答の両方から再構成されることができる。それとともに、磁場不均一性値のボリュメトリック・マップが提供されることができる。

本発明の実施形態によれば、ＲＦパルスは、１０°以下のパルス角度を持ち、好ましくは２°以下である。すべてのＲＦパルスが非常に小さな角度を持つという仮定を用いると、ＲＦ再フォーカス及び刺激化されたエコーは、直接的なエコー、即ち、グラジエントエコーと比較して無視できるものである。また、小さなパルス角度を持つＲＦパルスのみを使用することにより、反復時間はかなり短く保たれることができ、緩和問題が明示的に考慮される必要はない。

更なる側面において、本発明は、複数の画像点を有する検査ボリュームを参照スキャンするよう構成される磁気共鳴撮像装置に関し、この装置は、検出器要素のセットを有し、この装置は更に、各画像点に対する第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得をする手段であって、上記検出器要素のセットにおける上記検出器要素の各々が上記取得のために構成される、手段を有する。この装置は更に、上記検出器要素のセットにおける検出器要素に関して、各画像点に対する上記第１及び上記第２のエコー信号の間の位相差を決定する手段を有する。この装置は更に、各画像点に対する局所磁場不均一性値を上記位相差から算出する手段と、各画像点に対してコイル感度行列を得る手段であって、上記コイル感度行列が、上記要素のセットにより得られる上記第１又は上記第２の複素エコー信号を互いに関連付ける、手段とを有する。

更なる側面において、本発明は、本発明による方法を実行するための、コンピュータ実行可能な命令を有するコンピュータ・プログラムに関する。

磁気共鳴撮像装置の実施形態のブロック図である。 本発明による参照スキャンの方法を実行するためのタイミングシーケンスを示す図である。 本発明による参照スキャンの方法を実行するための追加的なタイミングシーケンスを示す図である。 本発明による参照スキャンの方法を示すフローチャートを示す図である。

以下、本発明の好ましい実施形態が、図面を参照して、例示にすぎないものを介してより詳細に説明される。

図１は、磁気共鳴撮像装置の実施形態のブロック図である。本発明を組み込む好ましいＭＲＩシステムの主要な要素だけが、図１に示される。磁気共鳴撮像装置は、データ処理システム１００を有する。データ処理システム１００は通常、コンピュータ・スクリーン１０２と、例えばキーボード及びマウスとすることができる入力装置１０４とを有する。図１におけるＭＲＩシステムは、メモリ１０６及びインタフェース１０８を更に有する。ここではインタフェース１０８は、典型的なハードウェアＭＲＩ要素との通信及びデータ交換のために構成される。

これらのハードウェア要素は、例えば磁石１２２の主磁場を制御するよう構成される主磁場制御ユニット１３０を有する。主磁石１２２は、永久超電導磁石として構成されることができるか、又は外部的に駆動され、ＭＲＩシステムの各個別の使用に関して、オン／オフが切替えられることができる。インタフェース１０８は更に、傾斜コイル制御ユニット１３２と通信する。個別の傾斜コイル１２４は好ましくは、３つの相互軸ｘ、ｙ及びｚに沿って傾斜を生成する自己シールド傾斜コイルである。ＭＲＩシステムは更に、ＲＦ制御ユニット１３４に電気的に接続されるＲＦコイル１２８を有する。これにより、ＲＦコイル１２８は好ましくは、磁石ボアに一体化される一体型ボディコイルとして構成される。

ＲＦ生成器１３８を用いて、データ処理システム１００の制御の下でＲＦパルスシーケンスが生成され、人体１２６における例えば陽子が、所定の態様で励起される。すると結果として生じる磁気共鳴信号が、例えば表面コイル１４２により検出され、アンプ１３６を用いて増幅される。この後、検出器、ミキサー等の特別なハードウェア要素により、取得されたＲＦ信号の処理が行われる。これらの処理は、従来技術において既知であり、ここでは示されない。これにより、斯かるハードウェア要素は、追加的な外部ハードウェアユニットとして構成されることができるか、又はデータ処理システム１００内に実現されることができる。

インタフェース１０８は更に、患者１２６が配置される寝台１４０の動きを制御するよう構成される寝台制御ユニット１４４に接続される。寝台は、ボディコイル１２８の画像取得領域の方向に向かって患者を移動するよう構成される。

データ処理システム１００は更に、コンピュータ・プログラム１１２におけるコンピュータ実行可能な命令を実行するよう構成されるプロセッサ１１０を有する。本実施形態において、データ処理システム１００は、ハードウェアユニット１２２〜１２４及び１２８〜１４４を制御するよう構成されるデータ取得モジュールを用いるコンピュータ・プログラム１１２を有する。データ取得が実行され、取得されたデータは画像再構成のためのデータ解析モジュール１１６により解析される。

コンピュータ・プログラム１１２は更に、さまざまなモジュール１２０を有する。これらのモジュールは、例えば、検出器要素１４２のセットにおける所与の検出器要素に関して、所与の画像点に対する取得されるエコー信号間の位相差を決定するよう構成されることができる。これらのモジュールは、各画像点に対する局所的な磁場不均一性値を位相差から算出するよう構成されるモジュールを有することもできる。また、各画像点に対してコイル感度行列を算出するよう構成されるモジュールが含まれることもできる。このコイル感度行列は、検出器要素１４２のセットにより得られるエコー信号を互いに関連付ける。こうして、斯かるモジュールは、コイル感度比率のボリュメトリック・マップを生成するよう構成される。

本発明による方法を例示的な態様で実行するため、まず患者が、移動可能な寝台１４０に配置される。すると、寝台は、寝台制御ユニット１４４を用いて、表面コイル１４２の形式で検出器要素を有する磁石ボアへと移動される。コンピュータ・プログラム１１２を用いて、図２及び図３において後述される個別のパルスシーケンスが生成される。このシーケンスは、傾斜コイル制御ユニット１３２に対する制御コマンドも有する。検出器要素１４２のセットを用いて、磁石ボアに含まれる検査ボリューム内の各画像点に対して、第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得が実行される。ここで、この取得は、検出器要素１４２のセットにおける検出器要素の各々により実行される。モジュール１２０の１つを用いて、検出器要素のセットにおける検出器要素に関して、各画像点に対する第１及び第２のエコー信号の間の位相差が決定される。これは、追加的なステップにおいて、各画像点に対する局所的な磁場不均一性値を位相差から算出することにより磁場不均一性値のボリュメトリック・マップを得ることを可能にする。また、モジュール１２０の１つを用いて、各画像点に対して取得された同じ複素エコー信号から、コイル感度行列が算出される。コイル感度行列は、上記要素のセットにより得られる第１又は第２の複素エコー信号を互いに関連付ける。更に、画像点のうちの少なくとも１つに対して取得される同じ第１及び第２の複素エコー信号を再度使用することにより、コイルタイミング行列が、モジュール１２０の１つを用いて算出される。このコイルタイミング行列は、要素１４２のセットにおける各検出器要素により得られる第２の複素エコー信号に第１の複素エコー信号を関連付ける。

本発明による方法は、選択的又は非選択的な励起パルスのいずれかを使用して実施されることができる点を理解されたい。スラブ選択パルスの利点は、原理上、患者１２６の体の一部だけが特に注目する対象である場合、スキャン時間がより短くされることができる点にある。

図２は、本発明による参照スキャンの方法を実行するためのタイミングシーケンスを示す。ここでは、タイミングシーケンスは、２つのパルス２００及び２０２から成るパルスシーケンスを有する。これらの２つのパルス２００及び２０２は、周波数エンコード傾斜磁場２０４の適用により、時間において分離されるＲＦパルスである。第２のＲＦパルス２０２の適用直後、周波数エンコード傾斜磁場２０４と同じ極性、大きさ及び持続時間の追加的な周波数エンコード傾斜磁場２０６が適用される。その後、今度は周波数エンコード傾斜磁場２０６と同じ大きさ及び持続時間だが極性は反対の追加的な周波数エンコード傾斜磁場２０８が適用される。これはグラジエントエコー２１４の形成を生じさせる。このエコーは、ＲＦパルス２０２、並びにエコー２１４の出現時に補償される周波数エンコード傾斜磁場２０６及び２０８から生じる。

周波数エンコード傾斜磁場２０８の後、本実施例において周波数エンコード傾斜磁場２０８に対応する追加的な周波数エンコード傾斜磁場２１０が適用される。しかしながら、周波数エンコード傾斜磁場２１０は一般に、周波数エンコード傾斜磁場２０４とは極性が反対だが、周波数エンコード傾斜磁場２０４と同じグラジエント領域（傾斜の大きさ×傾斜の持続時間で決まる）を持つことを必要とする。これは、時間ＴＥ２での第２のグラジエントエコー２１６の形成をもたらす。要約すると、この第２のグラジエントエコー２１６は、ＲＦパルス２００、並びに互いに補償する位相エンコード傾斜磁場２０４及び２１０によるものである。

図２のタイミングシーケンスは更に、エコー２１４及び２１６の形式でＲＦ磁気共鳴信号の取得が実行されるサンプリング２１８を示す。図２におけるシーケンスは更に、撮像される検査ボリュームの画像点へのエコー２１４及び２１６の３次元空間割当てを得るのに必要な位相エンコード傾斜磁場２２０を示す。

図２に表されるシーケンスが、周波数エンコード傾斜磁場２１０の終了後繰り返される。ここで、図２におけるシーケンスは、第１のパルス２００と、周波数エンコード傾斜磁場２１０の終了との間の時間間隔で与えられる反復時間ＴＲを持つ。

図２に表されるシーケンスが、空間における１つの点に対してのみ、及び１つの受信コイルにおいてのみ実行されると仮定すると、エコー２１４及び２１６の複素振幅及び位相を解析することにより、局所的な磁場不均一性が決定されることができる。

水組織及び脂肪の化学シフトにおける差が原因の化学シフト変動が、局所磁場不均一性として誤って解釈されるという前述の問題に戻ると、この問題を解決するため、２つのエコー時間ＴＥ１及びＴＥ２の時間間隔が、特定の条件を満たす必要がある。例えばＢ_０＝３Ｔの磁場で動作する主磁石の場合、水に対する脂肪の化学シフトは約４００Ｈｚである。これは、約２．５ミリ秒ごとに、複素位相に関して、水組織から生じるエコーが、脂肪から生じるエコーに対応することを意味する。このことを図２に当てはめると、エコーが水又は脂肪から生じるかに関係なく、エコー２１４及び２１６に対する同じ複素位相を得るためには、２つのエコー時間の間の差が約２．５ミリ秒でなければならないことをこれは意味する。しかしながら、検査ボリュームの参照スキャンの高速なパフォーマンスを可能にするためには、ＴＲ（反復時間）をできるだけ短く保つことが目的である。実際にはＴＲは、２ミリ秒以下でなければならない。これは、約２．５ミリ秒である２つのエコー時間の間の差を用いては実現されることができない。

このことは、本発明による参照スキャンの方法を実行するための追加的なタイミングシーケンスを示す図３へと続く。図２と比べると、参照スキャンシーケンス３１６は、単一のＲＦパルス３００だけを有する。図３に表されるＲＦパルス３０１及び３０３は、追加的な後続の参照スキャンシーケンス３１６'に属する。図３には、２つの参照スキャンシーケンス３１６及び、３１６'が示される。

ＲＦパルス３００は、グラジエントエコー３０６、更にはグラジエントエコー３１２を生じさせる。しかしながら、グラジエントエコー３１２は、（シーケンス３１６'を用いる）参照スキャンシーケンス３１６の２度目の実行後にのみ現れる。これは、以下詳細に説明される。

第１のステップにおいて、ＲＦパルス３００が適用される。その後、周波数エンコード傾斜磁場３０２がオンにされる。この傾斜磁場３０２は、上記傾斜磁場３０２の極性、大きさ及び持続時間の積分から生じる第１のグラジエント領域を持つ。

その後、傾斜磁場３０２の適用が完了すると続いて追加的な傾斜磁場３３０が一時的に適用される。この傾斜磁場３３０は、３つの領域３２０（領域サイズ＋Ａ）、領域３２２（領域サイズ＋Ｂ）及び領域３２４（領域サイズ＋Ａ）から成るグラジエント領域を持つ。これにより、グラジエント領域３２０は、周波数エンコード傾斜磁場３０２の反転されたグラジエント領域３１８に対応する。これは、傾斜磁場３３０が傾斜磁場３０２のグラジエント領域に対応するグラジエント領域に達するとすぐ、周波数エンコード傾斜磁場が補償されるという効果を持つ。その結果、エコー時間ＴＥ１でエコー３０６が形成される。その後エコー３０６は、サンプリング３１４を用いて読み出される。

簡単化のため、エコー３０８は、ここでは無視されるが、後に論じられることになる。上記したように、周波数エンコード傾斜磁場３３０は、領域サイズＢを持つグラジエント領域３２２及び領域サイズＡを持つグラジエント領域３２４を有する。これにより、領域３２２及び３２４は、領域３２０と同じ極性を持つ。

傾斜磁場３３０の適用が完了したことに続いて、追加的な傾斜磁場３３２が一時的に適用される。この傾斜磁場３３２は、一体化された領域サイズ−（２Ｂ＋Ａ）を持つグラジエント領域３２６を持つ。このサイズの選択に関する理由も、後でわかるであろう。

参照スキャンシーケンス３１６は更に、２つの位相エンコード傾斜磁場３０４及び３０５を有する。これにより、位相エンコード傾斜磁場３０４が、周波数エンコード傾斜磁場３０２の適用に対して時間的に並行に適用される。位相エンコード傾斜磁場３０５は、周波数エンコード傾斜磁場３３２の適用の間、適用される。位相エンコード傾斜磁場３０４と比較して、位相エンコード傾斜磁場３０５は反転された極性を持つ。その結果、位相エンコード傾斜磁場が、次のスキャンシーケンス３１６'の後続のＲＦパルス３０１の前に補償される。

参照スキャンシーケンス３１６は、ＲＦパルス３００に対応するＲＦパルス３０１の適用と共に再開する参照スキャンシーケンス３１６'として繰り返される。上述したように、周波数エンコード傾斜磁場３０２及び周波数エンコード傾斜磁場３３０（特にグラジエント領域３２０）の設計は、グラジエントエコー３１０の形成をもたらす。従って、このグラジエントエコー３１０は、グラジエントエコー３０６に対応する。第１のＲＦパルス３００が適用された時間に対する時間ＴＥ２で、追加的なエコー３１２が形成される。グラジエントエコーでもあるこのエコー３１２は、ＲＦパルス３００だけでなく、傾斜磁場３０２、３３０、３３２、３０２'及び３３０'の結果である。これは、図３の最下部に表されるグラジエント領域を考慮することにより理解されることができる。これにより、時間ＴＥ２で、上記した周波数エンコード傾斜磁場が、ゼロに補償されることが明らかとなる。斯かる補償は、グラジエントエコーの形成をもたらし、図３の例ではグラジエントエコー３１２の形成をもたらす。

図３のタイミングシーケンスを左に伸ばせば、エコー３０８の出現も説明する。エコー３０８は、補償される周波数エンコード傾斜磁場と、以前の参照スキャンシーケンスにおいてＲＦパルス３００の直前に適用されたＲＦパルスとの結果である。

特に水組織及び脂肪の間の周波数における差が原因で、ヒト組織が、化学シフトにおける重要な変動を持つという問題を解決するため、２つのエコー時間の差ＴＥ２−ＴＥ１が、例えば水組織及び脂肪の間の反転された周波数差分に対応する場合、エコー３０６及び３１２は、同位相で強制されることができる。これは、３Ｔに対して約２．５ミリ秒である。しかしながら、ＴＥ２−ＴＥ１が約２．５ミリ秒であっても、参照スキャンシーケンス３１６の反復時間ＴＲは、２つのエコー時間の間の差より短くされたままとされることができる。

例えば２ミリ秒の反復時間に対して５ミリ秒という理論的なエコー時間差を実現するため、第２のエコーが２ショット前の応答として測定されるという態様で、図示されたシーケンスを構成することも可能である点に留意されたい。これは、例えば１．５Ｔといった低磁場に関して必須とすることができる。ここで、水組織及び脂肪の間の化学シフトが原因による周波数差は、２つのエコーが同相であることを保証するため、５ミリ秒のエコーの出現において必要な時間差に対応する約２００Ｈｚである。この場合、参照スキャンシーケンス３１６の３度目の反復が実行される間、第２のエコーが現れるよう、周波数エンコード傾斜磁場は構成される。

図３に戻って参照すると、磁場不均一性値のボリュメトリック・マップを得るため、第１及び第２のエコー位相は、互いに比較される。これは、エコー３０６がエコー３１２と比較されることを意味する。コイル感度の決定のため、１つのコイルにより得られるエコー３０６が、追加的なコイルにより得られるエコー３０６と比較される。理論上、検査ボリューム内の空間における同じ点に関して、両コイルが、正確に同じ信号出力を生じさせるべきである。これは、２つのコイルの信号出力の間の比率を形成することにより、この比率が１に等しくあるべきであることを意味する。しかしながら、実際には、あるコイルは、エコー信号３０６を生じさせる空間内の点から他のコイルより遠くにあるので、その遠くにあるコイルからの信号は、信号源により近いコイルからの信号より単純に大きい場合がある。従って、これらの２つの信号間の比率は、もはや１と等しくはない。比率の概念を複数のコイルに拡張すると、空間内のある所与の点に対して、エコー信号の振幅の複数の比率が得られる。しかしながら、これは、単に振幅に限定されず、複素値、即ち、振幅及び位相を有することもできる。これは、空間内のある点に対する感度のアレイをもたらす。このアレイは、空間内の複数の点を有する検査ボリューム全体に拡張され、複素コイル感度行列をもたらす。

コイル感度行列の計算のため、もちろん、ある所与のセットのエコーに含まれる任意のエコーが、互いに関連付けられることができる。これは、例えば、すべてのコイル要素により検出されるすべてのエコー３０６が、互いに関連付けられることができること、すべてのコイル要素により検出されるすべてのエコー３１２が、互いに関連付けられることができること等を意味する。

コイルタイミング問題のため、エコー３０６及びエコー３１２の大きさは、所与のコイルに対して互いに比較されるべきである。時間においてＴＥ２より通常かなり長い緩和効果を無視することは、パルス３００及び３０１の適用後オンにされた後検出器要素が直ちに最大強度に達する場合、エコー３０６及び３１２の大きさが等しくあるべきであることに対応する。しかしながら、エコー信号を検出するため、検出器要素が最大感度に達するには特定の時間を必要とする場合には、ＲＦパルス３００の適用後エコー３０６が現れる時間である時間ＴＥ１後でも最大感度にはまだ達しないが、ＲＦパルス３０１の適用後エコー３１２が現れる時間の後に最大感度に達することができる。この場合、エコー３０６のエコー振幅及びエコー３１２の振幅の大きさの比率は等しくない。これは、コイルタイミングに関する情報を与える。斯かるタイプの効果は、図３に表されるデュアル・エコー比較とは別の態様で測定するのが困難である。

図４は、本発明による参照スキャンの方法を説明するフローチャートを示す。ステップ４００において、複数の画像点を有する検査ボリュームの各画像点に対して第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得が、磁気共鳴撮像装置の検出器要素のセットにおける各検出器要素により実行される。

ステップ４００の後、取得したエコー信号の３つの異なる態様の解析が与えられる。１つの可能性は、ステップ４０２において、第１及び第２の複素エコー信号の間の位相差が決定されるものである。これは、後続のステップ４０４において、局所磁場不均一性マップを算出することを可能にする。代替的に、ステップ４００の後、各画像点に対する要素のセットにより得られる第１又は第２の複素エコー信号を用いて、コイル感度行列が算出されることができる。

更に追加的な変形例では、ステップ４００の後ステップ４０８において、要素のセットにおける各検出器要素により得られる第２の複素エコー信号に第１の複素エコー信号を関連付けることにより、コイルタイミング行列が算出されることができる。

Claims (14)

1. 複数の画像点を有する検査ボリュームの磁気共鳴撮像参照スキャンを実行する方法であって、検出器要素のセットを用いて実行される方法において、
   各画像点に対して１回の参照スキャンにおける第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得を実行するステップであって、前記取得が、前記検出器要素のセットにおける前記検出器要素の各々により実行される、ステップと、
   前記検出器要素のセットにおける検出器要素に関して、各画像点に対する前記第１及び前記第２のエコー信号の間の位相差を決定するステップと、
   各画像点に対する局所磁場不均一性値を前記位相差から算出するステップと、
   各画像点に対してコイル感度行列を得るステップであって、前記コイル感度行列が、前記要素のセットにより得られる前記第１又は前記第２の複素エコー信号の複素比率を算出することにより得られる、ステップとを有し、
   前記エコーが、エンコード傾斜磁場を用いて生成されるグラジエントエコーである、方法。
2. 前記画像点のうちの少なくとも１つに対してコイルタイミング行列を得るステップを更に有し、前記コイルタイミング行列が、前記要素のセットにおける各検出器要素により得られる前記第２の複素エコー信号に対する前記第１の複素エコー信号の比率を算出することにより得られる、請求項１に記載の方法。
3. 前記ＲＦパルスが、１０度以下のパルス角度を持つ、請求項１又は２に記載の方法。
4. ２つの所定の化学シフト値に対して、前記第１及び第２のエコーが基本的に同相であるよう、前記エコー時間の間の前記差が選択される、請求項１又は３に記載の方法。
5. 前記第１のエコーが、第１のＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場により生成され、前記第２のエコーは、第２のＲＦパルス及び追加的なエンコード傾斜磁場により生成される、請求項１、３又は４のいずれかに記載の方法。
6. 前記第１のエコーが、ＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場を有する参照スキャンシーケンスの第１の実行により生成され、
   前記第２のエコーは、前記参照スキャンシーケンスの前記第１の実行と共に適用される前記ＲＦパルスと、前記参照スキャンシーケンスの反復的な実行から生じる追加的なエンコード傾斜磁場とにより生成される、請求項１、３又は４のいずれかに記載の方法。
7. 前記参照スキャンシーケンスの前記反復時間が、前記第２のエコーを生成する前記ＲＦパルスと前記第２のエコー自体との間の前記エコー時間より短い、請求項６に記載の方法。
8. 前記エンコード傾斜磁場が、
   前記ＲＦパルスの後一時的に適用される第１の傾斜磁場であって、第１の極性、第１の大きさ及び第１の持続時間から生じる第１のグラジエント領域を持つ、第１の傾斜磁場と、
   前記第１の傾斜磁場の適用が完了した後続いて一時的に適用される第２の傾斜磁場であって、該第２の傾斜磁場が、前記反転された第１のグラジエント領域と第２及び第３のグラジエント領域とを持つグラジエント領域を有し、前記第２のグラジエント領域は、第２の極性、第２の大きさ及び第２の持続時間から生じ、前記第２の極性が、前記反転された第１の極性に対応し、前記第３のグラジエント領域は、第３の極性、第３の大きさ及び第３の持続時間から生じ、前記第３の極性が、前記反転された第１の極性に対応する、第２の傾斜磁場と、
   前記第２の傾斜磁場の適用が完了した後続いて一時的に適用される第３の傾斜磁場であって、前記反転された第２のグラジエント領域及び前記反転された第３のグラジエント領域の２倍を有するグラジエント領域を持つ、第３の傾斜磁場とを有する、請求項６又は７に記載の方法。
9. 前記傾斜磁場が、周波数エンコード傾斜磁場である、請求項５乃至８のいずれかに記載の方法。
10. 位相エンコード傾斜磁場のセットを適用するステップを更に有し、
    前記位相エンコード傾斜磁場のセットが、前記第１の傾斜磁場の適用の間、所定の極性で適用され、
    前記位相エンコード傾斜磁場のセットは、前記第３の傾斜磁場の適用の間、前記反転された所定の極性で適用される、請求項９に記載の方法。
11. 複数の画像点を有する検査ボリュームを参照スキャンするよう構成される磁気共鳴撮像装置であって、検出器要素のセットを有し、前記装置が更に、
    各画像点に対する１回の参照スキャンにおける第１及び第２のエコーから生じる第１及び第２の複素エコー信号の位相感知取得をする手段であって、前記検出器要素のセットにおける前記検出器要素の各々が前記取得のために構成される、手段と、
    前記検出器要素のセットにおける検出器要素に関して、各画像点に対する前記第１及び前記第２のエコー信号の間の位相差を決定する手段と、
    各画像点に対する局所磁場不均一性値を前記位相差から算出する手段と、
    各画像点に対してコイル感度行列を得る手段であって、前記要素のセットにより得られる前記第１又は前記第２の複素エコー信号の複素比率を算出することにより前記コイル感度行列を得るよう構成される、手段とを有し、
    前記エコーが、エンコード傾斜磁場を用いて生成されるグラジエントエコーである、装置。
12. 前記画像点のうちの少なくとも１つに対してコイルタイミング行列を得る手段を更に有し、前記コイルタイミング行列を得る手段が、前記要素のセットにおける各検出器要素により得られる前記第２の複素エコー信号に対する第１の複素エコー信号の比率を算出することにより前記コイルタイミング行列を得るよう構成される、請求項１１に記載の装置。
13. エンコード傾斜磁場を生成する手段及びＲＦパルス生成器を更に有し、該エンコード傾斜磁場生成手段及び該ＲＦパルス生成器が、
    ＲＦパルス及びエンコード傾斜磁場を有する参照スキャンシーケンスにより前記第１のエコーを生成し、
    前記ＲＦパルス及び前記参照スキャンシーケンスの反復実行から生じる追加的なエンコード傾斜磁場により前記第２のエコーを生成するよう構成される、請求項１１又は１２に記載の装置。
14. 請求項１乃至１０のいずれかに記載の方法ステップを実行するためのコンピュータ実行可能な命令を有するコンピュータ・プログラム。

Images