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特開2024-91470高速被駆動平衡反転回復撮像において画像コントラストを改善するための方法およびシステム

書誌要約請求の範囲詳細な説明課題実施例実施するための形態図面の説明

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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公開特許公報(A)

(11)【公開番号】P2024091470

(43)【公開日】2024-07-04

(54)【発明の名称】高速被駆動平衡反転回復撮像において画像コントラストを改善するための方法およびシステム

(51)【国際特許分類】

A61B 5/055 20060101AFI20240627BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 311

【審査請求】有

【請求項の数】11

【出願形態】ＯＬ

【外国語出願】

(21)【出願番号】P 2023202711

(22)【出願日】2023-11-30

(31)【優先権主張番号】22216530

(32)【優先日】2022-12-23

(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP

(71)【出願人】

【識別番号】516252425

【氏名又は名称】ジーメンスヘルスケアゲゼルシャフトミットベシュレンクテルハフツング

【氏名又は名称原語表記】ＳｉｅｍｅｎｓＨｅａｌｔｈｃａｒｅＧｍｂＨ

【住所又は居所原語表記】Ｈｅｎｋｅｓｔｒａｓｅ１２７，Ｄ－９１０５２Ｅｒｌａｎｇｅｎ，Ｇｅｒｍａｎｙ

(71)【出願人】

【識別番号】523453341

【氏名又は名称】バルグリストキャンパスアー・ゲー

【氏名又は名称原語表記】ＢａｌｇｒｉｓｔＣａｍｐｕｓＡＧ

【住所又は居所原語表記】Ｌｅｎｇｇｈａｌｄｅ５，８００８Ｚｕｅｒｉｃｈ，Ｓｗｉｔｚｅｒｌａｎｄ

(74)【代理人】

【識別番号】100114890

【弁理士】

【氏名又は名称】アインゼル・フェリックス＝ラインハルト

(74)【代理人】

【識別番号】100098501

【弁理士】

【氏名又は名称】森田拓

(74)【代理人】

【識別番号】100116403

【弁理士】

【氏名又は名称】前川純一

(74)【代理人】

【識別番号】100134315

【弁理士】

【氏名又は名称】永島秀郎

(74)【代理人】

【識別番号】100162880

【弁理士】

【氏名又は名称】上島類

(72)【発明者】

【氏名】ダニエルナンツ

(72)【発明者】

【氏名】コンスタンティンフォンドイスター

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AB39

4C096AC06

4C096AC07

4C096AC08

4C096AD06

4C096BA05

4C096BA23

4C096BB06

4C096BB08

(57)【要約】（修正有）

【課題】検査領域内の対象物を撮像する際に、磁化により生成されたＭＲＩ信号を改善する。
【解決手段】ＭＲＩ装置により、連続する３つのＲＦ要素、すなわち、反転回復パルスシーケンスである第１要素と、励起ＲＦパルス及びこれに続く少なくとも１つの画像符号化勾配および少なくとも１つのデータ収集を有する前記反転時間で開始されるパルスシーケンスである第２要素と、当該第２要素に続く第３要素とを含むパルスシーケンスを実行することと；ＭＲＩ装置により、各ＴＲ中に前記対象物により生成されて、画像読み出し期間に収集したＭＲＩ信号を取得することと；前記ＭＲＩ信号から前記対象物の画像を再構成することと；を含むＭＲＩ方法において、第３要素は、正のｚ軸およびＢ０磁場方向に対して整列した状態で、関心磁化の横方向磁化成分を正の縦方向磁化へ変換するように構成した修正被駆動平衡パルスシーケンスであることを特徴とする、ＭＲＩ方法。
【選択図】図６Ａ

【特許請求の範囲】

【請求項1】

ＭＲＩシステム（１００）の検査ボリューム内に配置された対象物（１０６）を撮像する際に、関心磁化によって生成されたＭＲＩ信号を改善するための磁気共鳴撮像（以下“ＭＲＩ”とする）方法であって、前記方法が、
－前記ＭＲＩシステム（１００）により、連続する３つの無線周波数（以下“ＲＦ”とする）の要素、すなわち、反転時間（ＴＩ）によって特徴付けられる反転回復パルスシーケンスである第１の要素（６１０）と、励起ＲＦパルス（ＥＸＣ）およびこれに続く少なくとも１つの画像符号化勾配および少なくとも１つのデータサンプリングを有する前記反転時間（ＴＩ）で開始される画像符号化パルスシーケンスである第２の要素（６２０）と、該第２の要素に続く第３の要素（６３０）とを含むＭＲＩパルスシーケンス（６００）を実行すること（２０１）と；
－前記ＭＲＩシステム（１００）により、各反復時間（ＴＲ）中に前記ＭＲＩシステム（１００）によって前記対象物（１０６）に適用され、前記対象物（１０６）によって生成されて、画像読み出しブロックによってサンプリングされたＭＲＩ信号を取得すること（２０２）と；
－前記ＭＲＩ信号から前記対象物（１０６）の画像を再構成すること（２０３）と；
を含む、ＭＲＩ方法において、
前記第３の要素（６３０）は、正のｚ軸およびＢ０フィールド方向に対してアライメントされた状態で、関心磁化の横断方向磁化成分の、正の縦方向磁化への変換を達成するように構成された修正被駆動平衡（以下“ｍＤＥ”とする）パルスシーケンスである
ことを特徴とする、ＭＲＩ方法。

【請求項2】

前記ｍＤＥパルスシーケンスは、＋９０°フリップ角によって特徴付けられる位相シフトフリップバックパルス（６３２）で終了する、請求項１記載のＭＲＩ方法。

【請求項3】

前記フリップバックパルス（６３２）は、再集束ＲＦパルス（＋ｙ）に対する９０°位相シフト（＋ｘ）によって特徴付けられているか、または前記励起ＲＦパルス（＋ｘ）に対する非位相シフトによって特徴付けられているか、または被駆動平衡パルスシーケンス（ＤＥ）のフリップバックパルス（－ｘ）に対する１８０°位相シフトによって特徴付けられている、請求項２記載のＭＲＩ方法。

【請求項4】

前記第１の要素（６１０）はＳＴＩＲパルスシーケンスである、請求項１から３までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項5】

前記第２の要素（６２０）は、単一のもしくは複数のデータサンプリングを含む、請求項１から４までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項6】

前記第２の要素（６２０）は、１つもしくは複数の勾配エコーまたはスピンエコーを生成するように構成されたシーケンスである、請求項１から５までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項7】

前記第２の要素（６２０）は、勾配エコーとスピンエコーとの組み合わせを生成するように構成されたシーケンスである、請求項１から５までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項8】

前記第２の要素（６２０）はＴＳＥパルスシーケンスである、請求項１から５までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項9】

前記ｍＤＥパルスシーケンスは、＋９０°フリップバックパルス（６３２）が印加される時点と前記磁化が再集束された最後の時点とを分離する期間の時間的な中間位置にある第１のＲＦパルス（６３１）を含む、請求項２から８までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項10】

前記ｍＤＥパルスシーケンスは、エコートレインの最後のエコー信号の後のエコー間隔（ＥＳ）の１／２に等しい時点で印加される１８０°ＲＦパルスである第１のＲＦパルス（６３１）を含み、
前記＋９０°フリップバックパルス（６３２）は、前記第１の１８０°ＲＦパルス（６３１）の後のエコー間隔（ＥＳ）の１／２に等しい時点で印加される、
請求項２から５までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法。

【請求項11】

請求項１から１０までのいずれか１項記載のＭＲＩ方法を実行するように構成されたＭＲＩシステム（１００）。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システムおよびＭＲＩ方法の分野に属する。特に、本発明は、ＭＲＩでの高速被駆動平衡反転回復撮像において画像コントラストを改善するための方法およびシステムに関する。

【0002】

より具体的には、本発明は、短いタウ反転（ｓｈｏｒｔ－ＴＩ）回復（ＳＴＩＲ，［１，２］）によるロバストな脂肪信号抑制を伴う体液感応型の高速スピンエコーＭＲＩまたはターボスピンエコーベースＭＲＩ（ＦＳＥ－ＭＲＩまたはＴＳＥ－ＭＲＩ）に必要な取得時間が長いという問題に取り組むものである。

【0003】

上記の問題の中心は縦方向体液磁化の緩慢な回復であり、つまり、スペクトル非選択のＳＴＩＲ反転準備パルスとターボスピンエコー読み出しの無線周波数（ＲＦ）パルスとの後に再生のための長い時間が必要となることである。低粘性体液の特徴的な回復時間ＴＩは、臨床スキャナの磁界強度（例えば１．５～７テスラ）で数秒の範囲にある。さらに、脂肪ＴＩ時間が比較的短く、例えば３テスラのときに約３８０ｍｓであっても、反転パルスの印加後、画像読み出しの開始時に脂肪磁化のゼロ通過を待機しなければならない、比較的長い反転回復時間（ＴＩ）も依然として存在する。

【0004】

２Ｄシーケンスでは、一方のスライスにおけるスライス選択反転と他方のスライスにおける撮像読み出し列とを交互に使用することによって、上記の問題を緩和することができる。しかし、こうした手法は対応する３Ｄ画像取得においては不可能であり、したがって、例えば筋骨格系の体液検出のための広範囲の臨床使用にはきわめて長い時間がかかる。例えば、研究報告では、低減された視野およびきわめて短い反復時間（ＴＲ）を用いる、最も多くは神経を標的とした小さな解剖学的構造であって、第一義的に強い正の体液コントラストが要求されなくても、撮像に長いスキャン時間がかかることが示されている［３］。にもかかわらず、３ＤＳＴＩＲシーケンスは、筋骨格系の評価のため、例えば股関節、膝関節もしくは肩関節における金属インプラントの周囲の炎症の評価のために有意であると考えられている。

【0005】

現時点では、適切な解決手段は存在しない。すなわち、２ＤＳＴＩＲの取得は、典型的に比較的長い時間がかかり、対応する例えばプロトン密度強調（ＰＤｗ）ＴＳＥスキャンよりも低い空間分解能で行われ、３ＤＳＴＩＲシーケンスは、標準的な臨床関節撮像において多くの場合に適用不能なほど長い時間がかかり、体液の検出可能感度が主たる目的ではない特殊な用途、例えば子宮頸神経叢もしくは腰椎神経叢のＭＲニューログラフィ（神経視覚化）にしか使用できない。

【0006】

また、反転回復準備なしでの短いＴＲシーケンスで取得された画像における体液信号を増強するために、「非駆動平衡」ＤＥ、すなわちパルスシーケンス要素を用いて縦方向体液磁化の回復を加速することも提案されている。この技術はまずＮＭＲ分光法［４］～［９］で行われ、その後、ＭＲＩにも適用されている（［９］を参照）。ＤＥパルスシーケンス要素を含むこうしたシーケンスは、「高速回復高速スピンエコー」、「レストアＴＳＥ」、または「駆動」シーケンスなどの用語で称されている。基本的な着想は図３にまとめられており、ここでは、上側シーケンス表現Ａが基本ＴＳＥシーケンスを示しており、下側シーケンス表現Ｂが後続の「被駆動平衡」パルスシーケンス要素を有する基本ＴＳＥシーケンスを示している。

【0007】

それぞれのシーケンスの過程を通した、体液磁化（横断方向緩和である長いＴ１、長いＴ２－Ｔ２）、組織磁化（中程度のＴ１、中程度のＴ２、例えば筋肉組織）および脂肪磁化（短いＴ１、長い“ＴＳＥ－”Ｔ２）の運命を、各シーケンスの図のもとに概説する。次の励起パルスの印加前には、ＴＲ期間の終了時の下側シーケンス表現Ｂにおいて、著しく大きい縦方向体液磁化（上側シーケンス表現Ａにおける時点４に対する下側シーケンス表現Ｂにおける時点５）を観察することができる。このことは、次のＴＳＥトレインを有する次のＴＲ期間中により大きな信号が生じることを意味する。大きさの増強は、撮像エコートレインの終了時に残留している横断方向磁化を再集束させてこれを９０°の「フリップバック」パルスによって縦方向磁化へと変換する被駆動平衡要素によって達成される。ここでのパルスの位相は、再集束パルスの位相が初期励起パルスの位相（“＋ｘ”）に対して９０°（“＋／－ｙ”）の差を有する場合、当該初期励起パルスの位相とは（１８０°（“－ｘ”））異なっているはずである。下側シーケンス表現Ｂにおける時点１から時点４までの間に印加されるＲＦパルスは、共に、低粘性体液などの十分に長い緩和時間を有するオン共鳴磁化のための複合０°パルスであるとみなすことができる。図中、次の略記号、すなわち、Ｉｎｖ：反転パルス、ＴＩ：反転（回復）時間、Ｅｘｃ：励起パルス、Ｒｅｆ：再集束パルス、ＥＳ：エコー間隔、Ａｃｑ：取得、ＥＴ：エコートレイン、ＥＴＬ：エコートレイン長、ｅｑ：平衡、ＴＦ：ターボ係数、ｎ_ＰｈＥ：位相エンコーディングステップ数、ＴＲ：反復時間、が用いられている。

【0008】

この場合、ＤＥ要素がある場合とない場合とでの３Ｄ取得からの画像の例が図４に示されており、ここで、左側画像Ａもしくは右側画像Ｂに、それぞれ撮像シーケンスに付属する被駆動平衡パルスシーケンス要素がある場合とない場合とで取得された３Ｄ高速／ターボスピンエコー画像（ＴＲ／ＴＥ２１１／６０ｍｓ）が示されている。（体液感応型スピンエコーシーケンスの場合）短いＴＲ時間（２１１ｍｓ）にもかかわらず、左側画像Ａと比較して、右側画像Ｂ（矢印４１を参照）では、髄液ＣＳＦのより強い信号およびより明るいアピアランスが得られている。これらのシーケンスから得られた画像では、磁化の準備なしに明るい皮下脂肪信号を観察できることも指摘しておく。図４の画像は、引用文献［１０］によるものである。

【0009】

低粘性体液のように長いＴ１（および典型的には長いＴ２）時間で脂肪信号を最小化して磁化を強調しようとするＳＴＩＲ撮像では、状況が異なる。この場合、撮像シーケンスに１８０°反転パルスが先行し、その後に回復期間ＴＩが続く。当該回復時間は、３テスラの磁界強度で約３８０～４００ｍｓの最も速く緩和する脂肪信号成分Ｔ１がそのゼロ交差ＴＩ_ｚｃ（縦方向脂肪磁化が最大値に達したときに完全な１８０°反転パルスが印加されると仮定して、ＴＩ_ｚｃ＝Ｔ１＊ｌｎ（２）＝Ｔ１＊０．６９３）に達するように調整される。実際には、多くの場合、画像の読み出しを支援するために、（ｉ）取得が高速化され、（ｉｉ）例えば骨髄の残留脂肪信号が含まれるように、ＳＴＩＲ撮像においてより短いＴＩ時間が選択される。

【0010】

体液磁化は脂肪よりも大幅に長い（１オーダー大きい範囲の）Ｔ１時間を有するので、この体液磁化は、反転パルスの印加前に、正のｚ軸に沿って相当の大きさを有していた場合、励起パルスが印加される時点で負のｚ軸に沿ってアライメントされることになる。つまり、図３に示されているような従来のＤＥ要素は、体液磁化をフリップバックさせて負のｚ軸を形成し、これによりさらには縦方向体液磁化の回復を遅延させてしまう。したがって、動的平衡における縦方向の体液磁化はより小さくなり、増強された信号ではなく減衰された体液信号へと変換される。

【0011】

このことは図５により詳細に示されており、図５には、調整されていない、すなわち従来技術の「被駆動平衡」パルスシーケンス要素を有する基本ＳＴＩＲ－ＴＳＥシーケンスが、図３の下側シーケンス表現Ｂと同様に概略的に示されている。体液磁化が励起パルス（時点３）の前に負のｚ軸に沿ってアライメントされ、時点３と時点６との間のＲＦパルスが複合０°パルスとして機能するので、体液磁化も、完全に緩和された最大熱力学的平衡値から大きく離れて、時点６での負のｚ軸によってアライメントされることになる。体液磁化の場合、時点１と時点６との間に印加されるＲＦパルスは複合１８０°回転に接近し、これが十分に短いＴＲによって連続して反復される場合、動的平衡における体液磁化の大きさが小さくなる。体液信号を増強する代わりに、図５に示されているように、修正されていない被駆動平衡要素は実際に体液信号の強度を低減する。

【0012】

上記の導入部は体液感応型画像の問題に焦点を当てているが、本発明はより一般的なコンテキストの内にあり、臨床用途への適性を維持しつつ、関心磁化のための画像コントラストを改善することのできるシステムおよび方法を見出すことを目的としている。特に、本発明によるシステムおよび方法は、コントラストが改善され、好ましくは脂肪信号を減衰するもしくは抑制することができ、臨床用途に適した体液感応型ＭＲＩ画像を提供することができる。臨床用途に適していることにより、上記のシステムおよび方法が関心磁化（例えば体液磁化）に関する高い信号強度を維持しながら撮像時間を短縮できることを理解されたい。

【0013】

上記の目的は、本発明により、独立請求項の目的に従って、高速被駆動平衡反転回復撮像、特にマルチエコー撮像において画像コントラストを改善するためのシステムおよび方法によって達成される。各従属請求項は、本発明のさらなる利点を提示する。

【0014】

本発明は、ＭＲＩシステムの検査ボリューム内に配置された対象物を撮像する際に、関心磁化(magnetization of interest)に関するＭＲＩ信号を改善するためのＭＲＩ方法、すなわち前記関心磁化に関する画像コントラストを改善するためのＭＲＩ方法であって、当該方法は、次の各ステップを含む。すなわち、
－ＭＲＩシステムにより、連続する３つの無線周波数（“ＲＦ”）要素、すなわち、反転（回復）時間ＴＩによって特徴付けられる反転回復パルスシーケンスである第１の要素と、励起ＲＦパルスおよびこれに続く少なくとも１つの画像符号化勾配および少なくとも１つのデータサンプリングを有する前記反転時間ＴＩで開始される画像符号化パルスシーケンスである第２の要素とを含むＭＲＩパルスシーケンスを実行するステップが含まれる。特に、前記データサンプリングは、超短エコー時間でのＭＲＩ信号のラジアルサンプリングを含む。代替的には、前記データサンプリングは、１つもしくは複数の勾配エコーの形成中、または１つもしくは複数のスピンエコーの形成中、または勾配エコーとスピンエコーとの組み合わせの形成中に発生するＭＲＩ信号のサンプリングである。例えば、前記励起ＲＦパルスに続いて、再集束ＲＦパルス、撮像符号化勾配およびデータサンプリングを配置することができる。別の例によれば、前記励起ＲＦパルスに続いて、再集束ＲＦパルス、撮像符号化勾配およびデータサンプリングのトレインを配置することができる。次いで、前記第２の要素に続いて、正のｚ軸およびＢ０フィールドに対してアライメントされた状態で、関心磁化の横断方向磁化成分の、正の縦方向磁化への変換を達成するように構成された修正被駆動平衡（modified driven-equilibrium、以下“ｍＤＥ”とする）パルスシーケンスである第３の要素が配置され、これは、対照的に、横断方向被駆動平衡パルスシーケンスの印加により、Ｂ０フィールド方向に対して反対の負のｚ軸に沿ってアライメントされた状態で、負の縦方向磁化へ変換される。特に、本発明によるｍＤＥパルスシーケンスは、位相シフトフリップバックパルスによって終了し、この位相シフトフリップバックパルスは、再集束パルス（＋ｙ）に対する９０°フリップ角、好ましくは９０°位相シフト（＋ｘ）、または励起ＲＦパルス（＋ｘ）（すなわち励起ＲＦパルス（＋ｘ）と同じ位相）に対する非位相シフト、または従来技術のＤＥフリップバックパルス（＋ｘ）に対する１８０°位相シフトによって特徴付けられており、ここで、前記ＭＲＩパルスシーケンスの実行は、ＭＲＩシステムにより、反復時間ＴＲに従って巡回的に反復される。換言すれば、本発明によるｍＤＥパルスシーケンスは、次の前記ＭＲＩパルスシーケンスが開始されて印加される前に、すなわち反転回復パルスシーケンスの１８０°反転パルスの後に、縦方向磁化を増大させるために、関心磁化、特に体液磁化の横断方向磁化成分の残留を正の縦方向磁化へ変換するように構成された、位相シフトＤＥ（従来技術のＤＥに比較して「位相シフト」された）パルスシーケンスであり、これは、反転回復パルスシーケンスがない状況と比較して１８０°位相シフトを示すように形成された反転回復パルスシーケンスである。好ましくは、本発明によるＭＲＩパルスシーケンスは、ＳＴＩＲ－ＴＳＥシーケンスまたはＳＴＩＲ－ＳＥシーケンス、およびこれに続く、前記位相シフトフリップバックパルスを含む修正被駆動平衡パルスシーケンス要素である。有利には、第２の要素の後に当該技術分野において公知のＤＥパルスシーケンスを印加する（これにより、ＭＲＩパルスシーケンスが１８０°複合パルスとして作用する）ことと比較して、ＭＲＩパルスシーケンスの前記第２の要素の後にｍＤＥパルスシーケンスを印加することにより、ｍＤＥパルスシーケンスが、縦方向の関心磁化（すなわち関心磁化の縦方向磁化成分）、例えば縦方向の体液磁化についての複合０°パルスとして作用する。
－さらに、前記ＭＲＩシステムにより、各反復時間ＴＲ中に前記ＭＲＩシステムにより前記対象物に適用され、前記対象物により生成されて、画像読み出しブロックでサンプリングされたＭＲＩ信号を取得するステップが含まれる。ＭＲＩ信号を取得することにより、画像読み出しブロックによってサンプリングされたＭＲＩ信号データが画像再構成のために収集されることを特に理解されたい。前記対象物によって生成されたＭＲＩ信号は、特に、関心磁化によって生成されたＭＲＩ信号を含む。
－さらに、前記ＭＲＩ信号から前記対象物の画像を再構成するステップが含まれる。

【0015】

本発明はまた、生体対象物を撮像するように構成されており、上述した方法の各ステップを実行するように構成されたＭＲＩシステムまたはＭＲＩ装置に関する。

【0016】

上記のことは、当業者が以下の詳細な説明をより良く理解できるよう、本開示の特徴および技術的利点を概説したものである。

【0017】

特許請求の範囲の対象を成す本開示の付加的な特徴および利点を以下において説明する。当業者であれば、開示のコンセプトおよび特定の実施形態が本開示と同じ目的を達成するために他の構造を修正もしくは設計する基礎として容易に使用可能となることを理解するであろう。

【0018】

本開示およびその利点のより完全な理解のために、ここで、添付の図面と関連した以下の説明を参照されたい。図面において、類似の参照符号は類似の対象を表している。

【図面の簡単な説明】

【0019】

【図1】本発明によるＭＲＩシステムの概略図である。

【図2】本発明による方法を示すフローチャートである。

【図3】基本ＴＳＥシーケンス（上側シーケンス表現Ａ）と「被駆動平衡」パルスシーケンス要素を有する基本ＴＳＥシーケンス（下側シーケンス表現Ｂ）とを示す概略図である。

【図4】被駆動平衡パルスシーケンス要素なしで（左側画像Ａ）取得された３Ｄ高速／ターボスピンエコー画像（ＴＲ／ＴＥ２１１／６０ｍｓ）と、撮像シーケンスに付属する被駆動平衡パルスシーケンス要素あり（右側画像Ｂ）で取得された３Ｄ高速／ターボスピンエコー画像（ＴＲ／ＴＥ２１１／６０ｍｓ）とを示す図である。

【図5】図３の（Ｂ）に示されているような、調整されていない「被駆動平衡」パルスシーケンス要素を有する基本ＳＴＩＲ－ＴＳＥシーケンスを示す概略図である。

【図6A】本発明によるＭＲＩパルスシーケンスの好ましい実施形態を示す概略図である。

【図6B】図６Ａの時点ｔ１～ｔ７での体液磁化（点線矢印）、組織磁化（直線矢印）および脂肪磁化（点線矢印）の運命を示す概略図である。

【図7】ＤＥを使用せず、またＤＥを使用して、さらに本発明による方法を使用した場合と使用しない場合とで取得された２ＤＳＴＩＲ画像の比較を示す図である。

【図8】本発明による方法を用いて取得された３ＤＳＴＩＲ画像と、用いずに取得された３ＤＳＴＩＲ画像との比較を示す図である。

【図9】本発明によるＭＲＩパルスシーケンスの別の好ましい実施形態を示す概略図である。

【0020】

図１には、本発明によるＭＲＩシステム１００、すなわち、本発明による方法を実現する際に、高速被駆動平衡反転回復マルチエコー撮像において画像コントラストを改善することができ、特に脂肪信号の抑制を改善することのできるＭＲＩシステム１００の好ましい実施形態が示されている。ＭＲＩシステム１００は、特に、生体対象物１０６からＭＲＩ信号を取得するために磁場およびＲＦパルスを生成するように構成された種々のコイル１０１とそれぞれのコイルコントローラとを備える。例えば、ＭＲＩシステム１００は、
－軸線方向磁場コイルおよび前記軸線方向磁場コイルによって生成された軸線方向磁場Ｂ_０を制御する軸線方向磁場コイルコントローラと、
－勾配コイルおよび前記勾配コイルによって生成された磁場勾配Ｇを制御するように構成された勾配コイルコントローラと、
－ＲＦコイルおよび当該ＲＦコイルによって生成されたＲＦ磁場Ｂ１を制御するように構成されたＲＦコイルコントローラと、
－ＲＦコイルと同じであってよく、撮像すべき生体対象物１０６の磁化の変化を検出して受信コイルコントローラに前記変化を通信するように構成された受信コイル、ＲＦコイルコントローラと同じであってよく、ＭＲＩ信号を出力する受信コイルコントローラ、ならびにプロセッサおよびメモリ１０３を含み、前記生体対象物の画像を再構成するために出力されたＭＲＩ信号を処理する処理ユニット１０２と、
－再構成された画像を表示するディスプレイ１０４と
を備える。

【0021】

図３および図５に示されているＭＲＩパルスシーケンスを有しかつ本発明の導入部において既に論じた従来技術のＭＲＩシステムとは異なり、本発明によるＭＲＩシステム１００は、新規のパルスシーケンスを実行するように構成されている。前記新規のパルスシーケンスの好ましい実施形態は図６Ａに概略的に示されており、さらに図６Ｂにおいて特徴付けられている。前記新規のパルスシーケンスの別の好ましい実施形態は図９にも概略的に示されており、そこでは、時点ｔ１～ｔ７での体液磁化、組織磁化および脂肪磁化の運命が、図６Ｂによってさらに特徴付けられている。本発明による方法を実行するために、ＭＲＩシステム１００は、実行時に本発明による対象物１０６を撮像するための方法を実現すべく軸線方向磁場コイルコントローラ、勾配コイルコントローラ、ＲＦコイルコントローラおよび受信コイルコントローラを協働させるための命令を符号化した非一時的なコンピュータ可読媒体、例えばメモリを含みうる。ここで、図６Ａおよび図６Ｂの好ましい実施形態に即してより詳細に説明される前記方法は、特に以下のステップを含む。

【0022】

ＭＲＩシステム１００、例えばそのＲＦコイルコントローラは、ステップ２０１においてＭＲＩパルスシーケンス６００を実行するように構成されており、ここで、各ＴＲ期間のために反復されるパルス列は、関心磁化、典型的にはＴ１値およびＴ２値を有する体液磁化のための複合０°パルスを模倣する。スピンエコーシーケンスのケースとしては図６Ａに、勾配エコーシーケンスのケースとしては図９に概略的に表されている前記ＭＲＩパルスシーケンス６００は、時間に関する関数としてのＲＦパルス列を含む。本発明によれば、ＭＲＩパルスシーケンス６００は、３つの連続するＲＦ要素、すなわち第１の要素６１０、第２の要素６２０および第３の要素６３０を含む。第１の要素６１０は、反転回復パルスシーケンス、例えばＳＴＩＲパルスシーケンスである。これは１８０°反転パルスＩＮＶを含む。第２の要素６２０は、画像符号化パルスシーケンス、例えばＴＳＥパルスシーケンスである。これは、励起ＲＦパルスＥＸＣで開始される。１８０°反転パルスＩＮＶと励起ＲＦパルスＥＸＣ（典型的には９０°ＲＦパルス）とを分離する時間が、反転時間ＴＩである。図６Ａのケースでは、次いで、従来技術から知られているように、励起ＲＦパルスＥＸＣに続き、再集束ＲＦパルスＲＥＦ、撮像符号化勾配およびデータサンプリングのトレインが配置されている。エコー間隔ＥＳは、前記第２の要素６２０の複数のエコーシーケンスにおけるエコー間の時間を表現しており、ＥＳ／２（すなわちエコー間隔時間の１／２）は、再集束ＲＦパルスＲＥＦから励起ＲＦパルスＥＸＣを分離する時間であり、エコートレイン長ＥＴＬまたはターボ係数ＴＦは、前記第２の要素６２０中のエコーの数を表現しており、位相符号化ステップの数は、Ｎ_ＰｈＥによって表現されている。特に、本発明によれば、エコーの最小数（ＥＴＬまたはＴＦ）は１に等しい。ＭＲＩパルスシーケンス６００の各反復間の時間間隔は、反復時間ＴＲである。時間の関数としての信号取得ＡＣＱも図６Ａに概略的に示されており、ここで、誘導信号Ｓのピークは、再集束ＲＦパルスＲＥＦの後の時点ＥＳ／２で生じる。

【0023】

既存のＤＥモジュールとは異なり、第３の要素６３０は、＋ｘ軸に沿った＋９０°のフリップバックパルス６３２で終了するという点で、ｍＤＥパルスシーケンスモジュールである。特に、ｍＤＥパルスシーケンスモジュールは、前記エコートレインの最後のエコー信号後の時間ΔＴの箇所で（すなわち、第１のＲＦパルス６３１と前記エコートレインの最後のエコー信号とを分離する時間遅延または期間がΔＴに等しい。なお、後述するように、図９に提示されている勾配エコーのケースとは異なる）印加される第１のＲＦパルス６３１を含み、前記＋９０°フリップバックパルス６３２は、前記関心磁化を正のｚ軸に沿って正の縦方向配向へとフリップバックするために、前記１８０°のＲＦパルス６３１後の時間ΔＴの箇所で（すなわち、第１のＲＦパルス６３１と前記＋９０°フリップバックパルス６３２とを分離する時間遅延または期間がΔＴに等しい）、すなわち、関心磁化のスピンエコーまたはＲＦエコーが発生したときに、印加される。特に、前記時間ΔＴは最小化され、すなわち好ましくは１／２ＥＳとなる傾向にあり、さらに好ましくは１／２ＥＳ（すなわち、ΔＴ＝１／２ＥＳ）に等しい最小値を取る。このことは、体液磁化（長いＴ１、長いＴ２）、組織磁化（中間Ｔ１、中間Ｔ２、例えば筋肉組織）および脂肪磁化（短いＴ１、長い“ＴＳＥＴ２”）の運命を示している図６Ｂを考慮すれば、ＭＲＩパルスシーケンス６００の過程を通して、すなわち図６Ａの時点ｔ１～ｔ７の関数として、より良好に説明される。

【0024】

当業者によって理解されるように、本発明では、励起ＲＦパルスＥＸＣと再集束ＲＦパルスＲＥＦとフリップバックパルス６３２との間の位相差が有意である。特に、励起ＲＦパルスＥＸＣ（ｘ）と再集束ＲＦパルスＲＥＦ（＋／－ｙ）の全てとの間に９０°の位相差が存在する限り、前記ｍＤＥパルスシーケンスにおいて、励起ＲＦパルスＥＸＣ（すなわち＋ｘ）と同じ位相を有する９０°フリップバックパルスが使用されることになるが、従来のＤＥでは、９０°ＤＥパルスと９０°ＲＦパルスとの間の１８０°位相差が使用される。例えば、９０°励起ＲＦパルスが１８０°（－ｘ）位相を有し、かつ再集束１８０°ＲＦパルスＲＥＦが９０°（＋ｙ）位相を有する場合、フリップバックパルスは、１８０°（－ｘ）位相を有する９０°パルスでなければならない。

【0025】

図６Ｂでは、体液磁化（点線矢印）、組織磁化（直線矢印）および脂肪磁化（点線矢印）の成分の時間的展開が、基準軸（ＸＹＺ）を有するデカルト座標系に関して概略的に表現されており、ｚ軸は主静磁場Ｂ０に対してアライメントされており、前記磁化の成分は、図６Ａに示されている７つの連続する異なる時点ｔ１～ｔ７に対して表現されている。

【0026】

時点ｔ１では、すなわち反転パルスＩＮＶが印加される直前には、体液磁化、脂肪磁化および組織磁化の成分が、それぞれｚ方向に沿って、すなわち主静磁場Ｂ０に対して平行に、アライメントされている。第１のＴＲ期間においてまさに第１の反転パルスが印加される前には、当該初期の縦方向磁化が、熱力学的平衡にある対象物１０６の全ての生体材料の磁化（Ｍ０）に対応する。後続のＴＲ期間では、材料のＴ１時間に関連するＴＲの値に応じて、これらの磁化の大きさが、後続のＴＲ期間において後のＴＲ期間で定常値に達するまで小さくなる可能性がある。ただし、時点ｔ１において縦方向磁化成分が関心磁化であることは不変である。

【0027】

時点ｔ２では、すなわち反転パルスＩＮＶが印加された直後には、体液、組織および脂肪の縦方向磁化すなわち前記初期磁化が、主磁場Ｂ０の方向とは反対方向を向くように１８０°の角度に従ってフリップされ、これにより、負のｚ軸に対してアライメントされる。

【0028】

時点ｔ３では、すなわち反転時間ＴＩの終了時であって、ただし励起ＲＦパルスＥＸＣが印加される前には、組織磁化、体液磁化および脂肪磁化の成分は依然として負のｚ軸に対してアライメントされているが、Ｔ１緩和に従ってそれぞれ自身の速度で減少し、これにより、脂肪磁化よりも大きい組織磁化と、組織磁化よりも大きい体液磁化とが生じる。励起パルスＥＸＣの印加により、縦方向磁化がＸＹ平面へとフリップされ、横断方向磁化が生じている。

【0029】

時点ｔ４では、前記横断方向磁化が、体液、組織および脂肪について概略的に示されている。グラフに描かれているように、脂肪磁化はきわめて小さいかまたはゼロである。

【0030】

エコートレイン中、Ｔ２緩和が生じる。このことは、ｔ５のグラフにより、すなわち、当該時点でのエコートレインの最後のエコーの直後に概略的に示されており、組織のＴ２時間に関連したエコートレイン長に応じて、体液磁化が最大の大きさを有する一方、横断方向組織磁化は著しく減衰しており、脂肪磁化はほぼゼロの振幅を有する。

【0031】

本発明による、励起パルスＥＸＣと同じ位相を有する＋９０°フリップバックパルス６３２を印加することによって、ｔ６のグラフに示されているように、Ｂ０に対してアライメントされた状態で、（ｔ５のグラフに対応する）横断方向磁化の、正の縦方向磁化への変換がもたらされる。このように、ｍＤＥ要素は、時点ｔ６で縦方向体液磁化を発生させ、その結果、時点ｔ６と時点ｔ７との間の緩和後、時点ｔ７においても、ｍＤＥ要素が存在しない場合に有しうるよりも大きな大きさを有する。このことは、図５の時点ｔ６における磁化と図６Ｂの時点ｔ６における磁化との比較によって明確に示されており、この場合、＋９０°フリップバックパルス６３２により横断方向磁化を正の縦方向磁化へと変換することができるが、図５に示されている従来のＤＥでは、前記磁化は負の縦方向磁化（負のｚ軸）へと変換され、その結果、関心信号に関連付けられた縦方向磁化が次のパルスシーケンス中に最小信号の生成を可能にする正の最小値に達するまでにかかる時間が増大する。これとは逆に、本発明によるｍＤＥでは、縦方向磁化が最小の大きさに達するまでにかかる必要最小回復時間を短縮することができ、これにより、次のパルスシーケンスショット中の最小信号の生成が可能となる。したがって、本発明によるｍＤＥにより、関心組織からの信号を減少させることなく増大させることができる。例えば、前記ｍＤＥにより、ＳＴＩＲ準備ターボスピンエコートレインの終了時に体液磁化が正のｚ軸にフリップバックされることが保証され、したがって、回復のための有利な開始点を得ることができる。

【0032】

図９には、本発明による前記新規のパルスシーケンスの別の好ましい実施形態が示されている。図９のケースでは、図６Ａに示されている第２の要素６２０における励起ＲＦパルスＥＸＣ後に現れるスピンエコーシーケンスが、勾配エコーシーケンスに置換されている。既に言及したように、本発明は、単一の（スピンまたは勾配）エコーを含むエコーシーケンス、ならびに複数の（スピンおよび／または勾配）エコーを含むエコーシーケンスに対して作用する。図９には、前記第２の要素６２０内に含まれる複数の勾配エコーのケースが示されており、ここで、第３の要素６３０は、横断方向磁化を再集束させ、その平衡を駆動するように構成されている。図９に示されているように、第１の１８０°ＲＦパルス６３１が励起ＲＦパルスＥＸＣ後の時間ΔＴ’の箇所で印加され、図６Ａのスピンエコーシーケンスのケースと同様に、次いで、＋９０°のフリップバックパルス６３２が第１の１８０°ＲＦパルス６３１後の時間ΔＴ’の箇所で印加される。換言すれば、最後の誘導信号Ｓ（図９の信号取得ＡＣＱを参照）が取得された後、第３のモジュール６３０が前記第１のＲＦパルス６３１で開始され、この第１のＲＦパルス６３１は、９０°フリップバックパルス６３２が印加される時点と関心磁化（成分）が再集束された最後の時点とを分離する期間の時間的な中間位置にあり、これは、勾配エコーシーケンスのケースの時点ｔ４に対応する（図６Ａに示されている時点ｔ５に対応する）。

【0033】

ＭＲＩシステム１００は、ステップ２０２で、前記対象物１０６によって生成されたＭＲＩ信号を取得するように構成されている。当該技術分野において公知のように、前記ＭＲＩ信号は、各反復時間ＴＲ中にＭＲＩシステム１００によって前記対象物１０６に適用され、画像読み出しブロックによってサンプリングされたものであってよい。

【0034】

ＭＲＩシステム１００または計算システムは、ステップ２０３で、前記ＭＲＩ信号から前記対象物１０６の画像を再構成するように構成されており、ここで、前記画像再構成のために、ＭＲＩ信号データが典型的にはループ形式でステップ２０１およびステップ２０２を反復することによって収集される。実際には、従来技術において知られているように、ＭＲＩシステム１００または前記計算システムは、複数のＭＲＩ信号が取得され、次いで前記ＭＲＩシステム１００または計算システムによって前記対象物１０６の前記画像再構成に使用可能となるよう、選択された数のＴＲ期間にわたってステップ２０１およびステップ２０２を反復するように構成することができる。

【0035】

本発明の利点は図７および図８に示されており、これらの図には、本発明によるＭＲＩパルスシーケンス６００の体液信号の増強効果の例が腰椎内での２ＤＳＴＩＲ撮像および３ＤＳＴＩＲ撮像の特定のケースで示されている。腰椎の２ＤＳＴＩＲ画像（図７を参照）は、ＤＥフリップバックパルスを用いずに、３テスラで、２３４０ｍｓの著しく短いＴＲ時間で（Ａ）、また、磁化準備されていないシーケンスに対して最適化された従来のフリップバックパルスを用いて（Ｂ）、さらに、本発明によるｍＤＥを用いて（Ｃ）、取得されたものである。画像（Ａ）では脊柱管内のＣＳＦの信号強度および信号輝度が比較的低く、画像（Ｂ）ではこれらの信号強度および信号輝度がさらに低下しており、対して画像（Ｃ）では明らかに高くなっていることが明瞭に観察できる。特に、被駆動平衡を用いないＳＴＩＲ撮像において最大体液信号の少なくとも９５％を観察するためには、体液磁化のＴ１時間の少なくとも３倍の長さ、すなわち約３．５秒よりも確実に長いＴＲ時間が望ましいが、これは臨床用途にとって多くの場合に長すぎ、より小さい信号とより短いＴＲ時間とでの妥協点が求められることが多い。

【0036】

図８には、さらに短い１５００ｍｓのＴＲ時間で、被駆動平衡フリップバックパルスを用いずに（Ａ）、また本発明によるｍＤＥを用いて（Ｂ）、３テスラで取得された、腰椎の３ＤＳＴＩＲ画像が示されている。この場合も、画像（Ａ）と比較した画像（Ｂ）において、明らかに高い髄液の信号強度を観察することができる。

【0037】

結論として、本発明による方法により、前記関心磁化からのＭＲＩ信号、すなわち前記関心磁化によって生成されたＭＲＩ信号を改善することができる。前記改善を達成するために、ｍＤＥを含む新たなＭＲＩパルスシーケンス６００を提案しているが、このＭＲＩパルスシーケンス６００は特に体液撮像に適しており、これにより、画像取得を加速するために短いＴＲ時間を使用する場合にも体液信号の明確な増強が得られる。このことは、２ＤＳＴＩＲ撮像において可能な反転準備とデータ取得ＴＳＥパルストレインとを交互に行うことのできない３ＤＳＴＩＲ撮像にとって、特に有益である。しかも、本発明によれば、特に少数の２Ｄスライスが測定される場合、良好な体液感度を依然として提供しながら、いっそう高速な２ＤＳＴＩＲ撮像を実現することができる。３ＤＳＴＩＲシーケンスは、筋骨格系の評価、例えば股関節、膝関節もしくは肩関節における金属インプラントの周囲の炎症の評価のために、特に有意である。

【0038】

引用文献リスト
［１］Bydder, G.M. and I.R. Young, MR imaging: clinical use of the inversion recovery sequence, J Comput Assist Tomogr, 1985. 9(4): p.659-675.
［２］Bydder, G.M., J.V. Hajnal, and I.R. Young, MRI: use of the inversion recovery pulse sequence. Clin Radiol, 1998. 53(3): p.159-176.
［３］Pravata, E., et al., Dedicated 3D-T2-STIR-ZOOMit Imaging Improves Demyelinating Lesion Detection in the Anterior Visual Pathways of Patients with Multiple Sclerosis. American Journal of Neuroradiology, 2021. 42(6): p.1061.
［４］Becker, E.D., J. A. Feretti, and T.C. Farrar, Driven Equilibrium Fourier Transform Spectroscopy. A New Method for Nuclear Magnetic Resonance Signal Enhancement. Journal of the American Chemical Society, 1969. 91(27): p.7784-7785.
［５］Waugh, J.S., Sensitivity in Fourier transform NMR spectroscopy of slowly relaxing systems. Journal of Molecular Spectroscopy, 1970. 35(2): p.298-305.
［６］Waldstein, P. and W.E.W. Jr., Driven Equilibrium Methods for Enhancement of Nuclear Transients. Review of Scientific Instruments, 1971. 42(4): p.437-440.
［７］Wallace, W.E., Theory and Optimization of the Pulsed NMR Driven Equilibrium Technique. The Journal of Chemical Physics, 1971. 54(3): p.1425-1427.
［８］Jones, D.E., Fourier transform nuclear magnetic resonance. II. Driven equilibrium fourier transform and spin-echo fourier transform. Journal of Magnetic Resonance (1969), 1972. 6(2): p.183-190.
［９］Van Uijen, C.M.J. and J.H. Den Boef, Driven-equilibrium radiofrequency pulses in NMR imaging. Magnetic Resonance in Medicine, 1984. 1(4): p.502-507.
［１０］Elias R. Melhem, Ryuta Itoh, and Paul J. M. Folkers, Cervical spine: three-dimensional fast spin-echo MR imaging-improved recovery of longitudinal magnetization with driven equilibrium pulse. Radiology, 2001. 218(1): p.283-8.

【図1】