JP7359870B2 - バイポーラ拡散傾斜を用いたデュアルエコー定常状態ｍｒイメージング - Google Patents

バイポーラ拡散傾斜を用いたデュアルエコー定常状態ｍｒイメージング Download PDF

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Description

本発明は、磁気共鳴(MR)撮像の分野に関する。本発明は、対象物のMR撮像方法に関する。本発明はまた、MR装置、及びMR装置上で実行されるコンピュータプログラムに関する。
2次元又は3次元画像を形成するために磁場と原子核スピンとの間の相互作用を利用する画像形成MR方法は軟組織の撮像のために、多くの点で他の撮像方法よりも優れており、電離放射線を必要とせず、通常侵襲性ではないので、今日、特に医療診断の分野で広く使用されている。
一般に、MR方法によれば、対象物、例えば検査されるべき患者の身体は、強力で均一な磁場内に配置され、その方向は同時に、測定値が基づく座標系の軸(通常はz軸)を規定する。磁場は、定義される周波数(いわゆるラーモア周波数又はMR周波数)の電磁交番磁場(RF場)の印加によって励起され得る磁場強度(スピン共鳴)に依存して、個々の核スピンについて異なるエネルギーレベルを生成する。巨視的観点からは、個々の核スピンの分布が適切な周波数の電磁パルス(RFパルス)の印加により平衡状態から外れて偏向できる全体的な磁化を生成し、その結果、磁化はz軸を中心とした歳差運動を行う。歳差運動は、その開口角がフリップ角と呼ばれる円錐の表面を記述する。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度と持続時間に依存する。いわゆる90°パルスの場合、スピンはz軸から横断面(フリップ角90°)に偏向される。
RFパルスの終了後、磁化は元の平衡状態に戻り、ここで、z方向の磁化は第1の時定数T1(スピン格子又は縦緩和時間)で再度蓄積され、z方向に垂直な方向の磁化は第2の時定数T2(スピンスピン又は横緩和時間)で緩和する。磁化の変動は磁化の変動がz軸に垂直な方向に測定されるように、MR装置の検査体積内に配置及び配向される受信RFコイルの手段によって検出することができる。
本明細書の文脈内で、MRデバイス及びMR撮像装置は、交換可能に使用される。横磁化の減衰は例えば、90°パルスのアプリケーション後に、同じ位相を有する秩序状態から全ての位相角が均一に分布する状態(ディフェージング)への原子核スピンの遷移(局所的な磁場の不均一性によって誘導される)を伴う。デフェージングはリフォーカシングパルス(例えば、180°パルス)の手段によって補償することができる。これにより、受信コイルにエコー信号(スピンエコー)が生成される。体内の空間分解能を実現するために、三つの主軸に沿って伸びる一定の磁場傾斜を均一な磁場上に重ね合わせ、スピン共鳴周波数の線形空間依存性をもたらした。次いで、受信コイル内でピックアップされる信号は、体内の異なる位置に関連付けることができる異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは空間周波数領域に対応し、k空間データと呼ばれる。k空間データは、通常、異なる位相エンコーディングで取得される複数のラインを含む。各ラインは、多数のサンプルを収集することによってデジタル化される。1組のk空間データは、画像再構成法の手段によってMR画像に変換される。MR画像は拡散に敏感である。
公知の拡散強調撮像(DWI)技術は一般に、拡散傾斜の方向に沿った(水分子の)プロトンの拡散が、取得されるMR信号の振幅を減少させる拡散傾斜を含む撮像シーケンス使用することによって実行される。DWI技術は、動きから生じる信号減衰が関心測定値を混乱させる可能性があるので、身体全体にわたるアプリケーションにおける巨視的な生理学的動きに対して特に脆弱である。MR検査中の被験者の動きは、小児、高齢者、又はパーキンソン病のようなまだ横になっていないような医学的状態の患者のような集団において特に問題となりうる。動きは、2つの主要な方法、撮像される組織のシフト(再構成されるMR画像におけるゴーストアーチファクトをもたらす)、及び不正確な拡散符号化への曝露でデータに影響を及ぼす。
動きから生じる重大なアーチファクトを回避するために、DWIデータは一般に、シングルショットエコープレーナ撮像(EPI)などのシングルショット撮像シーケンスを使用して取得されてきた。しかしながら、単一ショットDWIでは、画質を低くすることができ、空間解像度が制限される。制限される空間分解能だけでなく主磁場不均一性と組み合わせたエコープラナー技術による著しい幾何学的歪みは、拡散特性を高精度で測定することを困難にしている。これらの歪みは脳への適用において依然として許容可能であるか、又は十分に補正可能であるが、全身DWI MR画像は深刻に妥協される。これは、(組織／空気界面に起因する)身体における主磁場不均一性効果のより大きなスケール、ならびに直接動きアーチファクト及び磁場不均一性効果の動的変化の両方につながる運動効果に起因する。
その結果、いくつかの他のDWI技術が開発されており、それらのいくつかは、定常状態自由歳差運動(SSFP)撮像技術を使用している。一般に、SSFP撮像シーケンスは、短い繰り返し時間を有する傾斜エコー撮像シーケンスに基づく。SSFPシーケンスは、オーバーラップする多次スピンエコー及び誘導エコーからの横方向コヒーレンストモグラフィを含む。これは、通常、位相積分(又は傾斜モーメント)を一定に保つために、各繰り返し間隔において位相エンコーディング傾斜を再集束させることによって達成される。完全にバランスのとれた(fully balanced)SSFP撮像シーケンスは、全ての撮像傾斜を再集束させることによってゼロの位相を達成する。拡散感度は、拡散傾斜を加えることによって、SSFP撮像シーケンスにおいて誘導することができる。拡散強調デュアルエコー定常状態(DW―DESS)MR画像は、従来のシングルショットEPIアプローチの無歪代替として提案されている(Gras V、Farrher E、Grinberg F、Shah NJによる、「平均拡散率、3テスラでの陽子密度及び緩和時間の同時マッピングのための拡散強調DESSプロトコル最適化」、Magn Reson Med、2017、78(1)、130乃至141を参照)。DESSは2つのMR信号、すなわち、自由誘導減衰(FID)信号と定常状態自由歳差運動からのエコー信号を、各繰り返しにおいて個別に生成する。位相エンコーディング磁場傾斜は、横磁化の定常状態を維持するためにバランスされている。定常状態信号は、良好な信号対雑音比(SNR)効率(EPIに匹敵する)を有する取得を可能にする。このことは短いT2 緩和のために、DW―DESSは例えば、膝の画像用途(軟骨)に使用されている(ミラーKL、ハーグリーブスBA、ゴールドGE、ポーリーJM、「生体内膝軟骨の定常状態拡散強調画像」、Magn Reson Med 2004、51、394乃至398参照)。2つのシグナル(FID及びエコー信号収集は弛緩加重を補正するための手段を提供し、さらに、異なる拡散加重を用いた2つのスキャンのみで定量的な見かけの拡散係数(ADC)評価を可能にする(Bieri O、Ganter C、Scheffler K、「デュアルエコー定常状態自由プレセッションを用いた軟骨の定量的生体内拡散画像」、Magn Reson Med、2012、68、720乃至729)。前述の利点にもかかわらず、DW―DESSは今日までルーチンシーケンスになっていない。1つの理由は、定常状態における信号利得の完全なポテンシャルが傾斜モーメント、特に拡散重み付け傾斜に対してバランスがとれておらず、それに対応して多くの信号コヒーレンストモグラフィ経路が失われるので、使用することができないことである。別の理由は、従来使用されているユニポーラ拡散傾斜がバルク運動に対して非常に強い感度を導入することである。
前述のことから、改善されるDWI技術が必要とされていることが容易に理解される。
結果的に、本発明の目的は、動きによって生じるアーチファクトを最小限に抑えて、歪みのない高品質DWIを可能にすることである。
本発明によれば、MR装置の検査ボリューム内に配置される対象物のMR撮像方法が開示される。本方法は、
前記対象物をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号及びエコー信号は、2つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形は、前記自由誘導減衰信号と前記エコー信号との間のインタバルに適用される、ステップと、
位相エンコードを変化させながら、前記撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調MR画像を再構築するステップと
を有する。
本発明は言い換えると、従来使用されているユニポーラ拡散傾斜とは対照的に、バイポーラ拡散傾斜を使用する拡散強調デュアルエコー定常状態(DESS)シーケンスを提案する。これは、異なる信号コヒーレンス経路が保存され、取得されるMR信号に寄与するように、傾斜モーメントの完全なバランスを可能にする。定常状態シーケンスの最大信号利得が得られ、従って、最大SNR効率が達成される。さらに、バイポーラ拡散傾斜は、本発明の方法を動きに敏感でないものにする。上述のDW―DESSのさらなる利点は維持される。
本発明の方法は完全にバランスした撮像シーケンスの基準が満たされている間、固定のスピンの位相に正味の効果を生じさせないが、固定のスピンと移動スピンとの間に位相差を生じさせる任意の傾斜波形を包含するバイポーラ拡散傾斜を使用する。
十分に強いバイポーラ拡散傾斜が、10ms以上のオーダーの撮像シーケンスの繰り返し時間(TR)をもたらすので、本発明のアプローチは以前には考慮されていない。完全にバランスのとれた定常状態の自由歳差運動読み出しと組み合わされると、これは、典型的には技術の臨床的使用を妨げる密接に離間したダークバンドアーチファクトをもたらす。
(単一エコー)バランスSSFPでは、ダークバンドの間隔は繰り返し時間TRと電界不均一性に誘起されるオフ共鳴のみに依存する。完全バランスDW―DESSにおけるFID信号とエコー信号のダークバンドは、傾斜方向に付加的なオフ共鳴効果を引き起こす拡散傾斜のモーメントにも依存する。ダークバンドの配向及び間隔は高い傾斜モーメントにおける拡散傾斜によって強く支配され、一方、実際のオフ共鳴はわずかな役割しか果たさないことが、本発明の洞察である。これは、ダークバンドアーチファクトの空間距離が再構成拡散強調MR画像におけるボクセルサイズよりも小さくなるように、個々の拡散強調傾斜波形の０次モーメントを選択することによって、本発明の好ましい実施形態において利用される。０次モーメントは、時間の関数として傾斜波形の下の領域に等しい。拡散傾斜波形の０次傾斜モーメントを十分に高くすることによって、ダークバンドアーチファクトの空間距離を撮像ボクセルサイズよりも小さい値に低減することができる。ボクセル内のダークバンドは全体的な信号強度を部分的に低減することができるが、アーチファクトとしては見えない。したがって、DESS取得の全体的なFID信号及びエコー信号に対するすべてのコヒーレンストモグラフィ経路を組み合わせることによって、高いSNR効率で強い拡散重み付けを誘導することができる。
拡散強調MR画像を再構成するために、本発明に従って、FID及びエコー信号に課せられる拡散強調を利用する。好ましい実施形態では、MR画像の再構成が拡散係数の導出を含む。FID信号及びエコー信号の取得は、異なる反復において適用される異なる拡散傾斜波形(異なる空間方向及び／又は異なる傾斜モーメントを有する)を用いて、2回以上反復されることが好ましい。画像は、分数異方性(FA)マップ、平均拡散率(MD)マップ、半径方向拡散率(RD)マップ、又は臨床研究で一般に使用される軸方向拡散率(AD)マップ、又は拡散重み付けから導出される任意の他のスカラーメトリックのマップであってもよい。例えば、拡散強調MR画像の再構成は単に、FID信号から再構成される第1のMR画像と、エコー信号から再構成される第2のMR画像との比を計算することを含み得る。さらに、拡散強調MR画像の再構成はBieriらによって提案されるように、取得されるFID信号及びエコー信号から見かけの拡散係数(ADC)のマップの導出を含み得る(上で引用した参照)。
本発明の好ましい実施形態では、傾斜モーメントが全ての空間方向に同時に拡散傾斜を適用することによって最大化される。このようにして、使用されるMR装置の傾斜システムの容量を最適に利用することができる。
本発明のさらに好ましい実施形態では、FID信号及びエコー信号が反対の読み出し傾斜で取得される。この実施形態では、傾斜が2つの連続したRFパルスの間の間隔を通して、読み出し方向において逆方向の間で切り換えられる。
これまでに記載される方法は、検査ボリューム内に均一な静磁場を生成するための少なくとも1つの主磁石コイルと、検査ボリューム内の様々な空間方向に切り換えられた磁場傾斜を生成するためのいくつかの傾斜コイルと、検査ボリューム内にRFパルスを生成するための、及び／又は検査ボリューム内に配置される対象物からMR信号を受信するための少なくとも1つのRFコイルと、RFパルス及び切り換えられた磁場傾斜の時間的連続を制御するための制御ユニットと、再構成ユニットとを含むMR装置の手段によって実行することができる。本発明の方法は例えば、MR装置の再構成ユニット及び／又は制御ユニットの対応するプログラムによって実施することができる。
本発明の方法は、現在臨床使用されているほとんどのMR装置において有利に実施することができる。この目的のために、本発明の上述の方法ステップを実行するようにMR装置が制御されるコンピュータプログラムを利用することのみが必要である。コンピュータプログラムはMR装置の制御ユニットにインストールするためにダウンロードされるように、データ担体上に存在してもよいし、データネットワーク内に存在してもよい。
さらなる態様によれば、本発明は、検査ボリューム内に均一な静磁場を生成するための少なくとも1つの主磁石コイル(2)と、検査ボリューム内の異なる空間方向に切り換えられた磁場傾斜を生成するための複数の傾斜コイル(4、5、6)と、検査ボリューム内に配置される対象(10)からRFパルスを生成するための少なくとも1つのRFコイル(9)と、RFパルスの時間的連続及び切り換えられた磁場傾斜を制御するための制御ユニット(15)と、再構成ユニット(17)とを有するMRデバイスであって、MRデバイス(1)は、対象(10)をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号(FID)及びエコー信号(ECHO)が2つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等しい位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形(GDIF)がFID信号とエコー信号の間のインタバルに印加される、ステップと、位相エンコーディングを変えて撮像シーケンスの多数の繰り返しでFID信号及びエコー信号を取得するステップと、取得されるFID信号及びエコー信号から拡散強調MR画像を再構成するステップと、を実行するように構成されるMRデバイスである。
添付の図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、図面は説明のみを目的として設計されるものであり、本発明の限定の定義として設計されるものではないことを理解される。
本発明の方法を実施するためのMR装置を示す。 本発明の一実施形態で使用される撮像シーケンスの図を示す。 異なる拡散傾斜モーメントで取得したDW―DESS脳画像を示す。 本発明によるDW―DESS脳画像の再構成を示す。 バイポーラ及びユニポーラ拡散傾斜を用いて取得されるDW―DESS脳画像を示す。
図1を参照すると、MR装置1が示されている。この装置は実質的に均一で時間的に一定の主磁場が検査体積を通ってz軸に沿って生成されるように、超電導又は抵抗性の主磁石コイル2を備える。磁気共鳴生成及び操作システムは一連のRFパルス及び切り替えられた磁場傾斜を適用して、核磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴を再集束し、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に及び他の方法で符号化し、スピンを飽和させ、及び同様のものを行ってMR撮像を行う。
より具体的には、傾斜パルス増幅器3が検査体積のx、y及びz軸に沿って、全身傾斜コイル4、5及び6の選択されるものに電流パルスを印加する。デジタルRF周波数送信器7は送信／受信スイッチ8を介して、RFパルス又はパルスパケットを全身ボリュームRFコイル9に送信し、RFパルスを検査ボリュームに送信する。典型的なMR撮像シーケンスは短い持続時間のRFパルスセグメントのパケットから構成されており、これらのセグメントは、互いに一緒になって、任意の印加される磁場傾斜が核磁気共鳴の選択される操作を達成する。RFパルスは飽和させ、共鳴を励起させ、磁化を反転させ、共鳴を再集束させ、又は共鳴を操作し、検査ボリューム内に配置される身体10の一部を選択するために使用される。MR信号は、全身ボリュームRFコイル9によってもピックアップされる。
身体10の限られた領域のMR画像の生成のために、一組の局所アレイRFコイル11、12、13が、撮像のために選択される領域に隣接して配置される。アレイコイル11、12、13は、身体コイルRF伝送によって誘導されるMR信号を受信するために使用することができる。
得られたMR信号は、全身ボリュームRFコイル9及び／又はアレイRFコイル11、12、13によってピックアップされ、好ましくは前置増幅器(図示せず)を含む受信器14によって復調される。受信器14は、送受信スイッチ8を介してRFコイル9、11、12及び13に接続される。
ホストコンピュータ15は、傾斜パルス増幅器3及び送信器7を制御して、拡散強調デュアルエコー定常状態(DW―DESS)撮像シーケンス等の複数のMR撮像シーケンスの何れかを生成する。選択されるシーケンスに対して、受信器14は、各RF励起パルスに続いて、単一又は複数のMRデータラインを迅速に連続して受信する。データ収集システム16は受信信号のアナログデジタル変換を実行し、各MRデータラインを更なる処理に適したデジタルフォーマットに変換する。今日のMR装置では、データ収集システム16は、生画像データの収集に特化した別個のコンピュータである。
最終的に、デジタル生画像データは、フーリエ変換又はSENSE、SMASH、又はGRAPPAなどの他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ17によって画像表現に再構成される。MR画像は、患者を通る平面スライス、平行な平面スライスのアレイ、3次元ボリュームなどを表すことができる。次いで、画像は画像メモリに記憶され、ここで、画像表現のスライス、投影、又は他の部分を、例えば、結果として得られるMR画像の人間が読めるディスプレイを提供するビデオモニタ18を介して、視覚化のための適切なフォーマットに変換するためにアクセスすることができる。
引き続き図1を参照し、さらに図2乃至5を参照して、本発明の方法の実施形態を以下に説明する。
身体10は図2に示すように、拡散強調定常状態撮像シーケンスの複数の繰り返しを受ける。シーケンスは、自由誘導減衰信号及びエコー信号の2つの取得(ADCによって示される)FID及びECHOがそれぞれ、等しい位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形GDIF、すなわち、描かれた実施形態において等しい大きさを有するバイポーラ台形拡散傾斜によって分離される、修正される完全バランスDESSシーケンスである。FID及びエコー取得は、逆読み出し傾斜GXで実行される。両方の読出しは、完全にバランスのとれた読出しのために、事前整位相傾斜及び再整位相傾斜と組み合わされる。GY方向とGZ方向の位相エンコーディング傾斜も同様に完全にバランスされる。最大拡散重み付けのために、すべての傾斜方向Gx, Gy, Gzが双方向拡散傾斜を生成するために同時に使用される。
上で詳しく説明したように、拡散傾斜のモーメントが不十分な場合、FID及びエコー信号のダークバンドアーチファクトが、完全にバランスしたDW―DESSで発生する。ダークバンドの方位と間隔は、特に高い傾斜モーメントでは拡散傾斜に強く支配される。
図3aは、不十分な傾斜モーメントで取得されるDW―DESS脳画像を示す。典型的なダークバンドアーチファクトを見ることができる。
図3bにおいて、拡散傾斜は、本発明に従って、ダークバンドの空間距離がボクセルサイズよりも小さくなるに十分な強さであるよう選択される。各ボクセル内のダークバンドは全体的な信号強度を部分的に減少させるが、もはやアーチファクトとしては見えない。本発明の応用は脳だけでなく、特に身体においても、拡散強調MR撮像の全ての領域に存在し、そこでは、磁場の不均一性がEPI取得に基づく従来のDWIにおいて、大きな幾何学的歪み、又は信号消去さえもたらし得る。特に全身アプリケーションのために、本発明は脂肪含有組織からの高シグナルレベルを低減するために、脂肪飽和(又は水のみ)bSSFP/TrueFISP技術(Scheffler K, Heid O, Hennig J, "Magnetization preparation during steady state: fatsaturated 3D TrueFISP", Magn Reson Med, 2001， 45(6)， 1075乃至80。
図4は、さらなる脳撮像例(繰り返し時間TR ＝ 30ms)を示す。図の2つのFID及びエコー信号。4a及び4bは、FID及びエコー信号コヒーレンストモグラフィ経路が拡散傾斜によって異なる影響を受けるため、異なる程度の拡散重み付けを示す。
図4cにおいて、比FID／ECHOは、拡散重み付けの差を強調する各ボクセルについて計算される。
本発明の拡散加重完全バランスDESS技術は図5に見られるように、動きに関して特にロバストである。図5は、両極性拡散傾斜(図5a、5b)及びユニポーラ性拡散傾斜(図5c、5d)を用いたDW―DESS画像を比較したものである。本発明によるバイポーラ変形例はFID信号及びECHO（エコー）信号の両方に対して安定した画質を提供するが、図5dにおいて、ECHO（エコー）信号は、約3分間の取得時間の間、バルク運動によって明らかに破壊される。
更に、歪みのない拡散強調画像と組織導電率マップの組み合わせ取得が、完全にバランスのとれたデュアルエコー定常状態(DESS)シーケンスを用いて提供される。バンド形成アーチファクトは、拡散傾斜の十分に高い傾斜モーメントを用いて回避され、その結果、バンド形成は単一ボクセル内に含まれる。バランスDESSシーケンスによるB1送受信位相測定の安定性は、標準のEPT(電気特性トモグラフィ)方法を使用して二次導関数に基づき定量的な組織導電率の導出を可能にする。DWIとEPTの同時実現可能性を、3T MRIシステム上でファントム及びボランティア実験(頭部)で示した。
拡散率及び組織伝導率は例えば、典型的には、拡散重み付け撮像(DWI)及び電気特性トモグラフィ(EPT)によって別個シーケンスで評価される、腫瘍特徴付けにおける多様な用途を有する生理学的パラメータである。EPIベースのDWIシーケンスはしばしば、幾何学的歪み(磁場不均一性)に悩まされる。ユニポーラ傾斜を用いた拡散強調デュアルエコー定常(DWDESS)MRIは歪みのない代替法を提供するが、動きに本質的に敏感であり、非バランス傾斜のため定常状態信号を利用しない。
本研究では、ダークバンドアーチファクトを回避しながら、バイポーラDW傾斜を用いてバランスのとれたDW―DESSシーケンスを開発した。EPTはスピンエコー(SE)ベースのシーケンス及びバランス定常状態シーケンスにおけるように、B1(B0によって影響を受けない)に純粋に関連する送受信位相φに基づく。EPTの基礎としてバランスDW―DESSからのφの使用を調べた。これは、単一のMR取得からの2つの関連する生理学的パラメータを評価することを相乗的に可能にする。完全にバランスのとれたDW―DESSシーケンスが、バイポーラDW傾斜と組み合わせて使用される。
(単一エコー)バランスSSFPでは、ダークバンド間隔はTE＝TR／2でエコーが完全にリフォーカスされるので、TRとオフ共鳴(周波数間隔1／TR)にのみ依存する。S＋及びS－完全バランスDESSのダークバンドは拡散重み付け傾斜ローブのモーメントにも依存し、これは傾斜方向における追加のオフレゾナンス効果として現れる。高い傾斜モーメントでは、ダークバンドの方位と間隔は傾斜効果に支配され、実際のオフ共鳴の影響をあまり受けない。この研究はダークバンドアーチファクトの空間距離が撮像ボクセルサイズよりも小さい値に低減されるように、バイポーラ傾斜ローブの十分に高い傾斜モーメントを適用する。ボクセル内のダークバンドは全体的な信号強度を部分的に減少させるが、アーチファクトとしては見えない。したがって、DESS取得の全体的なFID(エコー1、S＋)及びECHO(エコー2、S―)のためのすべてのコヒーレンストモグラフィ経路を組み合わせることによって、高いSNR効率で強い拡散重み付けを誘導することができる。得られたDESS信号から、導電率σを、 (真空透磁μ及びラーモア周波数ωを有する)バイラテラルノイズ除去フィルタと組み合わされる次式により計算している。
σ＝▽２φ／２μω
ファントムは、外側と内側のコンパートメントの異なる拡散と伝導率の値(内側： D＝1．04×10mm /S, σ＝0．66 S/m, P/G/S/W＝5／3／0．5／91．5mass％，外側： D＝0．8×10mm /S, σ＝0．42 S/m, P/G/S/W＝25／3／0．3／71．7m％)を有するポリビニルピロリドン(P)、ゼラチン(G)、NaCl(S)、及びH2O（W）から構成される。
DW―DESSとEPTの組み合わせ取得を、ファントム上及びボランティア頭部検査(男性、50歳)において、以下の撮像パラメータを使用して、書面による同意を得て、3T MRIシステム(Achieva TX, Philips, NL)で試験した。 3DバランスデュアルエコーSSFP、8チャネル頭部コイル、TR/TE /TE ＝31／1．8／26ms(ファントム： 53／1．85／50．8ms)、FOV 224×224×120mm、画素1．8×1．8mm、再構成224×224、24スライス(生体内5mm、1．8mmファントム)、画素帯域幅1．3kHz、バイポーラ又はユニポーラ拡散傾斜(3つの同時方向、持続時間2×11ms(ファントム：2×22ms、傾斜0．4ms、強度18mT／m)、2つの信号平均（ファントム：6）、合計スキャン時間2分55秒（ファントム：7分）とした。拡散加重画像を比S＋／S－として計算した。
ファントム結果は、拡散重み付けが、規格DWIシーケンス(EPI、8b値0...1400、図2d)を使用して得られるADCマップと比較され得ることを確認する。S＋から得られた導電率マップ及び測定σ値、内側／外側＝(0．77±0．02)/(0．31±0．06)S／mは、ファントムプリパレーションに対応する。
バランスDW-DESS取得は、バンディングアーチファクトを回避し、低いモーション感度を示す大きなバイポーラDW傾斜を使用して正常に実装できる。ボクセル内のダークバンドコンテンツによりSNRは低下するが、画質はユニポーラ傾斜に比べて明らかに改善される。バイポーラDW―DESSの欠点は、達成可能なb値の限界によって与えられる。この最初のデモでは、拡散強調画像も、長い第2エコー時間(26又は51ms)のため、かなりのT2強調を含んでいる。同じエコー時間を有する複数のb値がT2重み付けを低減するために使用され得る(b＝0は、バンディングアーチファクトのために使用され得ない)。DW―DESSの送受信位相はEPTのために使用することができ、脳において以前に得られたのと同等の品質を有する導電率マップをもたらす。S画像 (DW及び長いTE)における全体的なSNRが低いため、EPT再構成は、好ましくは第1のエコーS＋から計算される。
DW―DESSは無歪拡散強調画像と導電率マップを同時に生成することができる。このように、特に腫瘍の特徴付けのための価値あるシーケンスであると期待される。
以下、本発明の各種形態を付記する。
[項目１]
MR装置の検査ボリューム内に配置される対象物のMR撮像の方法であって、
前記対象物をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号及びエコー信号は、2つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形は、前記自由誘導減衰信号と前記エコー信号との間の前記インタバルに適用される、ステップと、
位相エンコードを変化させながら、前記撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調MR画像を再構築するステップと
を有し、
前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
前記拡散傾斜の０次モーメントは、ダークバンドアーチファクトの空間距離が、前記再構成される拡散強調MR画像におけるボクセルサイズより小さくなるように選択され、
前記自由誘導減衰信号及びエコー信号は、逆読み出し傾斜で取得される、
方法。
[項目２]
前記拡散傾斜は、すべての空間方向に同時に適用される、項目1に記載の方法。
[項目３]
前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号は、逆読み出し傾斜を用いて取得される、項目1乃至2の何れか1項に記載の方法。
[項目４]
前記拡散強調MR画像の再構成は、前記自由誘導減衰信号から再構成される第1のMR画像と、前記エコー信号から再構成される第2のMR画像との比率を計算するステップを含む、項目1乃至3の何れか一項に記載の方法。
[項目５]
前記拡散強調MR画像の再構成は、前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号からの見かけの拡散係数のマップの導出を含む、項目1乃至4の何れか一項に記載の方法。
[項目６]
前記MR画像の再構成は拡散係数の導出を含む、項目1乃至5の何れか一項に記載の方法。
[項目７]
前記自由誘導減衰信号及びエコー信号の取得は2回以上繰り返され、異なる拡散傾斜波形が前記異なる繰り返しで適用される、項目1乃至6の何れか1項に記載の方法。
[項目８]
前記取得される自由誘導減衰信号及び／又はエコー信号から得られる位相情報から導電率画像を再構成するステップをさらに含む、項目1乃至7の何れかに記載の方法。
[項目９]
検査ボリューム内に均一な静磁場を生成する少なくとも1つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内の異なる空間方向に切り換え磁場傾斜を生成するための複数の傾斜コイルとを含むMR撮像装置であって、前記MR装置は、
前記対象物をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号及びエコー信号は、2つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形は、前記自由誘導減衰信号と前記エコー信号との間のインタバルに適用される、ステップと、
位相エンコードを変化させながら、前記撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調MR画像を再構築するステップと
を実行するように構成され、
前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
前記MR撮像装置は、前記拡散傾斜波形の０次モーメントが前記再構成される拡散強調MR画像の前記ボクセルサイズ未満にダークバンドアーチファクトの空間距離を減少させるのに十分となるように、前記拡散傾斜の適用中に全ての傾斜コイルを同時に動作させるように構成され、
前記MR撮像装置は、前記自由誘導減衰信号及びエコー信号を、逆読み出し傾斜で取得するように構成される、
MR撮像装置。
[項目１０]
MR装置上で実行されるコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、
デュアルエコー定常状態撮像シーケンスを生成するステップであって、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形が、自由誘導減衰信号とエコー信号との間のインタバルに適用される、ステップと、
位相エンコードを変化させながら、前記撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調MR画像を再構築するステップと
のための命令を有し、
前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
前記拡散傾斜波形の０次モーメントは、ダークバンドアーチファクトの空間距離が前記再構成される拡散強調MR画像の前記ボクセルサイズより小さくなるように選択され、
前記自由誘導減衰信号及びエコー信号は逆読み出し傾斜で取得される、
コンピュータプログラム。

Claims (10)

  1. ＭＲ装置の検査ボリューム内に配置される対象物のＭＲ撮像の方法であって、
    前記対象物をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号及びエコー信号は、２つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形は、前記自由誘導減衰信号と前記エコー信号との間の前記インタバルに印加される、ステップと、
    位相エンコードを変化させながら、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
    前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調ＭＲ画像を再構築するステップと
    を有し、
    前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
    ダークバンドアーチファクトの空間距離が前記再構成される拡散強調ＭＲ画像におけるボクセルサイズより小さくなるように、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形の０次モーメントが選択され、前記拡散傾斜波形の前記０次モーメントは、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形を時間の関数として表したときの当該拡散傾斜波形と時間軸で囲まれる領域の面積であり、
    前記自由誘導減衰信号及びエコー信号が、逆読み出し傾斜で取得される、
    方法。
  2. 前記拡散傾斜は、すべての空間方向に同時に印加される、請求項１に記載の方法。
  3. 前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号は、逆読み出し傾斜を用いて取得される、請求項１又は２に記載の方法。
  4. 前記拡散強調ＭＲ画像の再構成は、前記自由誘導減衰信号から再構成される第１のＭＲ画像と、前記エコー信号から再構成される第２のＭＲ画像との比率を計算するステップを含む、請求項１乃至３の何れか一項に記載の方法。
  5. 前記拡散強調ＭＲ画像の再構成は、前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号からの見かけの拡散係数のマップの導出を含む、請求項１乃至４の何れか一項に記載の方法。
  6. 前記ＭＲ画像の再構成は拡散係数の導出を含む、請求項１乃至５の何れか一項に記載の方法。
  7. 前記自由誘導減衰信号及びエコー信号の取得は２回以上繰り返され、異なる拡散傾斜波形が前記異なる繰り返しで印加される、請求項１乃至６の何れか１項に記載の方法。
  8. 前記取得される自由誘導減衰信号及び／又はエコー信号から得られる位相情報から導電率画像を再構成するステップをさらに含む、請求項１乃至７の何れかに記載の方法。
  9. 検査ボリューム内に均一な静磁場を生成する少なくとも１つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内の異なる空間方向に切り換え磁場傾斜を生成するための複数の傾斜コイルとを含むＭＲ撮像装置であって、前記ＭＲ装置は、
    前記対象物をデュアルエコー定常状態撮像シーケンスにさらすステップであって、自由誘導減衰信号及びエコー信号は、２つの連続するRFパルス間の各インタバルで生成され、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形は、前記自由誘導減衰信号と前記エコー信号との間のインタバルに印加される、ステップと、
    位相エンコードを変化させながら、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
    前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調ＭＲ画像を再構築するステップと
    を実行するように構成され、
    前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
    前記ＭＲ撮像装置は、ダークバンドアーチファクトの空間距離が前記再構成される拡散強調ＭＲ画像のボクセルサイズより小さくなるように、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形の０次モーメントを選択し、前記拡散傾斜波形の前記０次モーメントは、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形を時間の関数として表したときの当該拡散傾斜波形と時間軸で囲まれる領域の面積であり、前記拡散傾斜波形の印加中に全ての傾斜コイルを同時に動作させるように構成され、
    前記ＭＲ撮像装置は、前記自由誘導減衰信号及びエコー信号を、逆読み出し傾斜で取得するように構成される、
    ＭＲ撮像装置。
  10. ＭＲ装置上で実行されるコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、
    デュアルエコー定常状態撮像シーケンスを生成するステップであって、等位相積分及び逆極性の一対の拡散傾斜波形が、自由誘導減衰信号とエコー信号との間のインタバルに印加される、ステップと、
    位相エンコードを変化させながら、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの複数回の繰り返しで前記自由誘導減衰信号及び前記エコー信号を取得するステップと、
    前記取得される自由誘導減衰信号及びエコー信号から拡散強調ＭＲ画像を再構築するステップと
    のための命令を有し、
    前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスは、完全にバランスされ、
    ダークバンドアーチファクトの空間距離が前記再構成される拡散強調ＭＲ画像の前記ボクセルサイズより小さくなるように、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形の０次モーメントが選択され、前記拡散傾斜波形の前記０次モーメントは、前記デュアルエコー定常状態撮像シーケンスの前記拡散傾斜波形を時間の関数として表したときの当該拡散傾斜波形と時間軸で囲まれる領域の面積であり、
    前記自由誘導減衰信号及びエコー信号は逆読み出し傾斜で取得される、
    コンピュータプログラム。
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