特表 2023-548495 スパイラル取得を用いたスピンエコーＭＲ画像

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】公表特許公報(A)

(11)【公表番号】

(43)【公表日】2023-11-17

(54)【発明の名称】スパイラル取得を用いたスピンエコーＭＲ画像

(51)【国際特許分類】

   A61B 5/055 20060101AFI20231110BHJP

【ＦＩ】

A61B5/055 312

【審査請求】未請求

【予備審査請求】未請求

(21)【出願番号】P 2023526587

(86)(22)【出願日】2021-11-04

(85)【翻訳文提出日】2023-05-01

(86)【国際出願番号】 EP2021080579

(87)【国際公開番号】W WO2022096545

(87)【国際公開日】2022-05-12

(31)【優先権主張番号】20206356.6

(32)【優先日】2020-11-09

(33)【優先権主張国・地域又は機関】EP

(81)【指定国・地域】

(71)【出願人】

【識別番号】590000248

【氏名又は名称】コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ

【氏名又は名称原語表記】Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ．

【住所又は居所原語表記】Ｈｉｇｈ Ｔｅｃｈ Ｃａｍｐｕｓ ５２， ５６５６ ＡＧ Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ，Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ

(74)【代理人】

【識別番号】100122769

【弁理士】

【氏名又は名称】笛田 秀仙

(74)【代理人】

【識別番号】100163809

【弁理士】

【氏名又は名称】五十嵐 貴裕

(74)【代理人】

【識別番号】100145654

【弁理士】

【氏名又は名称】矢ヶ部 喜行

(72)【発明者】

【氏名】フュデラー ミハ

【テーマコード（参考）】

4C096

【Ｆターム（参考）】

4C096AA17

4C096AB18

4C096AD06

4C096BA05

4C096BB02

(57)【要約】

本発明は、ＭＲ装置１の検査ボリューム内に配置された対象１０のＭＲイメージング方法に関する。本発明の目的は、強い局所的な主磁場不均一性によるリンギングアーチファクトの低減されたレベルを有するスパイラルＭＲ画像を可能にすることである。本発明の方法は、対象を、ＲＦ励起パルス３１及びその後のＲＦリフォーカスパルス３２を有する撮像シーケンスに供することによってスピンエコーを生成するステップであって、ＲＦリフォーカスパルス３２の後に、変調されたリードアウト磁場勾配３４が印加される、ステップと、ｋ空間内のスパイラル軌道に沿ってスピンエコーを記録することによってＭＲ信号データを取得するステップであって、スパイラル軌道を規定するリードアウト磁場勾配３４の波形が、スピンエコー中心３３より前に開始される、ステップと、取得されたＭＲ信号データからＭＲ画像を再構成するステップと、を有する。更に、本発明は、ＭＲ装置１及びＭＲ装置１のためのコンピュータプログラムに関する。

【特許請求の範囲】

【請求項1】

ＭＲ装置の検査ボリューム内に配される対象のＭＲイメージング方法であって、
ＲＦ励起パルス及びその後のＲＦリフォーカスパルスを含む撮像シーケンスに前記対象を供することにより、スピンエコーを生成するステップであって、変調されたリードアウト磁場勾配が前記ＲＦリフォーカスパルスの後に印加される、ステップと、
ｋ空間内のスパイラル軌道に沿ってスピンエコーを記録することによりＭＲ信号データを取得するステップであって、前記スパイラル軌道を規定する前記リードアウト磁場勾配の波形がスピンエコー中心より前に開始され、取得されたＭＲ信号を拡散重み付けするように前記ＲＦリフォーカスパルスの前及び後に拡散強調磁場勾配が印加され、前記ＲＦリフォーカスパルスの前に印加される前記拡散強調磁場勾配の持続時間は、前記ＲＦリフォーカスパルスの後に印加される前記拡散強調磁場勾配の持続時間よりも長い、ステップと、
前記取得されたＭＲ信号データから拡散強調ＭＲ画像を再構成するステップと、
を有する方法。

【請求項2】

前記リードアウト磁場勾配の波形の前記開始が、前記スピンエコー中心に対して、前記スパイラル軌道の総取得時間の４分の１から２分の１シフトされ、又は３分の１シフトされる、請求項１に記載の方法。

【請求項3】

前記スパイラル軌道を規定する前記リードアウト磁場勾配の波形が、前記スピンエコー中心の２～１５ｍｓ前に開始される、請求項１又は２に記載の方法。

【請求項4】

前記ＭＲ画像の前記再構成が、Ｂ０マップに基づいてブラー除去を実行することを含む、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の方法。

【請求項5】

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勾配を生成する複数の勾配コイルと、
前記検査ボリューム内にＲＦパルスを生成する、及び／又は前記検査ボリューム内に位置付けられる前記対象からＭＲ信号を受信する、少なくとも１つのＲＦコイルと、
時間的に連続するＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を制御する制御ユニットと、
前記受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットと、
を有するＭＲ装置であって、前記ＭＲ装置が、
ＲＦ励起パルス及びその後のＲＦリフォーカスパルスを含む撮像シーケンスを生成することによりスピンエコーを生成するステップであって、変調されたリードアウト磁場勾配が前記ＲＦリフォーカスパルスの後に印加される、ステップと、
ｋ空間内のスパイラル軌道に沿ってスピンエコーを記録することによりＭＲ信号データを取得するステップであって、前記スパイラル軌道を規定する前記リードアウト磁場勾配の波形がスピンエコー中心より前に開始され、取得されたＭＲ信号を拡散重み付けするように前記ＲＦリフォーカスパルスの前及び後に拡散強調磁場勾配が印加され、前記ＲＦリフォーカスパルスの前に印加される前記拡散強調磁場勾配の持続時間が、前記ＲＦリフォーカスパルスの後に印加される前記拡散強調磁場勾配の持続時間より長い、ステップと、
前記取得されたＭＲ信号データから拡散強調ＭＲ画像を再構成するステップと、
を実行するＭＲ装置。

【請求項6】

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、
ＲＦ励起パルス及びその後のＲＦリフォーカスパルスを含む撮像シーケンスを適用することによってスピンエコーを生成するステップであって、変調されたリードアウト磁場勾配が、前記ＲＦリフォーカスパルスの後に適用される、ステップと、
ｋ空間内のスパイラル軌道に沿ってスピンエコーを記録することによってＭＲ信号データを取得するステップであって、前記スパイラル軌道を規定するリードアウト磁場勾配の波形がスピンエコー中心より前に開始され、取得されたＭＲ信号を拡散重み付けするように前記ＲＦリフォーカスパルスの前及び後に拡散強調磁場勾配が適用され、前記ＲＦリフォーカスパルスの前に適用される前記拡散強調磁場勾配の持続時間が、前記ＲＦリフォーカスパルスの後に適用される前記拡散強調磁場勾配の持続時間より長い、ステップと、
取得されたＭＲ信号データから拡散強調ＭＲ画像を再構成するステップと、
を実行させる命令を有するコンピュータプログラム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）イメージングの分野に関する。本発明は、対象のＭＲイメージング方法に関する。本発明は更に、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。

【背景技術】

【0002】

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、軟組織の撮像に関して、多くの点で他のイメージング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。

【0003】

一般的なＭＲ方法によれば、対象、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、かかる磁場の方向は同時に、測定値の基礎となる座標系の軸（通常はｚ軸）を規定する。磁場は、定義された周波数（いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数）の交番電磁場（ＲＦ場）の印加によって励起されることができる磁場強度（スピン共鳴）に依存して、個々の核スピンについてそれぞれ異なるエネルギーレベルを生成する。巨視的観点から、個々の核スピンの分布は、全体的な磁化を生成し、全体的な磁化は、適当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されることができ、その結果、磁化はｚ軸を中心に歳差運動を行う。歳差運動は、開口角をフリップ角と呼ぶ円錐の表面を描く。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度及び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軸から横断方向の平面に偏向される（フリップ角９０°）。

【0004】

ＲＦパルスの終了後、磁化は元の平衡状態に戻り、この場合、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）で再び構築され、ｚ方向に直交する方向の磁化は、第２の時定数Ｔ２（スピン-スピン又は横緩和時間）で緩和される。磁化の変動は、磁化の変動がｚ軸に垂直な方向において測定されるよう、ＭＲ装置の検査ボリューム内に配置され方向付けられた受信ＲＦコイルによって検出されることができる。横方向磁化の減衰は例えば、９０°パルスの印加の後、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（局所磁場の不均一性によって引き起こされる）を伴う。ディフェージングは、例えばリフォーカスパルス（例えば１８０°パルス）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）を生成する。

【0005】

身体内の空間分解能を実現するために、３つの主軸に沿って延びる磁場勾配が、均一な磁場に重畳され、それによりスピン共鳴周波数の線形空間依存性をもたらす。次いで、受信コイル内においてピックアップされる信号は、身体内の異なるロケーションに関連付けられることができる異なる周波数成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは、空間周波数ドメインに対応し、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データの組は、画像再構成アルゴリズムによってＭＲ画像に変換される。

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

スパイラル（らせん）イメージングは、効率的なｋ空間カバレッジと、動き及びフローアーチファクトに対する低い感度とから利益を得る高速ＭＲイメージング技術である。スパイラルｋ空間軌道は、所望のｋ空間領域をカバーするためにより短い経路が必要とされるので、ｋ空間の効率的かつ時間的に柔軟性のあるサンプリングを可能にし、信号取得は、ｋ空間の中心で開始されることができる。しかしながら、スパイラルイメージング技術は、主磁場Ｂ０の振幅の不均一性に脆弱であり、これは、ブラー（blurring）を引き起こし、画質を劣化させる。

【0007】

スパイラルＭＲイメージングの場合のブラー除去方法は、当技術分野で知られている。例えば、Ｂ０マップを取得し、Ｂ０マップに基づいてＢ０不均一性効果のＭＲ信号データを補正することが知られている（例えば、Ahunbay et al., "Rapid method for de-blurring spiral MR images", Magn. Reson. Med. 2000, vol. 44, p. 491-494; Sutton et al., "Fast, iterative image reconstruction for MRI in the presence of field inhomogeneities", IEEE Trans. Med. Imaging. 2003, vol. 22, p. 178-188; Nayak et al., "Efficient off-resonance correction for spiral imaging", Magn. Reson. Med. 2001, vol. 45, p. 521-524を参照）。

【0008】

しかしながら、上述のタイプのブラー除去（de-blurring）方法を適用した後でさえ、アーチファクトは、磁化率誘起の非常に強い磁場勾配の画像領域に残ることが多い。そのようなアーチファクトは、スパイラルｋ空間軌道の場合、特性リンギングアーチファクトとして、再構成されブラー除去されたＭＲ画像に現れ、関心のある解剖学的細部とオーバラップするか又は覆うことがある。例えば、脳のスパイラルＭＲイメージングによって得られた画像は、一般には、矢状静脈洞及び鼻腔からのオフレゾナンス信号の寄与によって汚染される。そのような残りのアーチファクトの理由は、強い局所磁場勾配の場合に、スパイラルｋ空間軌道の形状が、それぞれのボクセルの理論的なスパイラル形状から相応に大きく逸脱することである。これは、図２Ａ及び図２Ｂの２次元ｋ空間図に示されている。図２Ａは、完全に均一な主磁場Ｂ０の存在下で得られる「理想的な」スパイラルｋ空間軌道を示す。スピンエコーは、ＲＦ励起パルスを印加し、続いてＲＦリフォーカスパルスを印加することによって生成され、ＲＦリフォーカスパルスの後に、変調されたリードアウト（読み出し）磁場勾配（一般には、ｘ方向及びｙ方向）が印加される。変調されたリードアウト磁場勾配の波形は、スピンエコー信号がスパイラル軌道に沿って記録される該スパイラル軌道を規定し、スパイラル軌道は、ｋ空間の中心からその周囲に向かって外方へサンプリングされる。図２Ａ及び図２Ｂの例では、軌道の時間的な開始点は、スピンエコー中心、すなわち、核スピンがリフォーカス後に完全に同相である瞬間にある。図２Ｂでは、図２Ａと同じ撮像シーケンス及びリードアウト磁場勾配の波形ではあるが、Ｂ０は、ｘ方向に強い勾配を有して不均一であり、対応するボクセル位置は、理想的なスパイラル形状から著しく逸脱する歪んだｋ空間軌道を「見る（see）」。図２Ｂにおけるｋ空間スパイラルの、局所磁場勾配により引き起こされる歪みの効果は、ｋ空間中心に近いｋ空間領域（図２Ｂにおいて矢印で示される）におけるサンプルのパイルアップ（積み上げ）である。特性リンギングアーチファクトを引き起こすのは、サンプルのこのパイルアップである。局所磁場勾配が特に高い領域では、ブラー除去プロセスのベースとして使用されるＢ０マップが、実際の磁場分布に完全に一致することはないため、これらのアーチファクトは実際には十分には修正されることができない。結果として、それぞれのｋ空間領域は、ブラー除去の後でさえ、過度に強調されたままであり、リンギングアーチファクトが依然として存在する。

【0009】

上記から、改良されたＭＲイメージング技術が必要であることが容易に理解される。本発明の目的は、上述の制限に対処し、低減されたレベルのアーチファクトを有するスパイラルＭＲ画像を可能にすることである。

【課題を解決するための手段】

【0010】

本発明によれば、ＭＲ装置の検査ボリューム内に配置された対象のＭＲ画像の方法が開示される。この方法は、ＲＦ励起パルス及びその後のＲＦリフォーカスパルスを有する撮像シーケンスに対象を供することによってスピンエコーを生成するステップであって、前記ＲＦリフォーカスパルスの後に、変調されたリードアウト磁場勾配が印加される、ステップと、ｋ空間内のスパイラル軌道に沿ってスピンエコーを記録することによってＭＲ信号データを取得するステップであって、スパイラル軌道を規定するリードアウト磁場勾配の波形が、スピンエコー中心より前に開始される、ステップと、取得されたＭＲ信号データからＭＲ画像を再構成するステップと、を有する。

【0011】

本発明の要旨は、従来行われているようにエコー中心に、すなわちすべての原子核スピンが同相である時点にスパイラル取得を開始するのではなく、スパイラルｋ空間軌道を規定する勾配波形の開始点をエコー中心より十分前の時点に移動させることである。本発明のアプローチの結果は、ｋ空間の中心からｋ空間周囲に向かう局所磁場勾配の存在下で、第１の記録されるＭＲ信号データのｋ空間位置（理想的な場合、ｋ空間スパイラルの中心点があると仮定される位置）がシフトされることである。磁場不均一性は、依然として、スパイラル軌道の歪みを引き起こし、信号サンプルのパイルアップは、本発明のアプローチによって妨げられないが、パイルアップのｋ空間位置が、ｋ空間中心から、重要な画像情報がより少ないｋ空間領域にシフトされ、その結果、リンギングアーチファクトは、再構成されたＭＲ画像においてより目立たなくなる。

【0012】

好適な実施形態では、リードアウト磁場勾配の波形の開始が、スピンエコー中心に対して、スパイラル軌道の総取得時間の４分の１から２分の１、好ましくは約３分の１だけシフトされる。このようにして、信号パイルアップの位置は、ｋ空間中心からｋ空間周囲に向かって十分な量シフトされ、その結果、リンギングアーチファクトが、大幅に目立たなくなるか、又はもはや知覚できなくなる。実際の実施形態では、リードアウト磁場勾配の波形が、所望の効果を達成するために、スピンエコー中心の２～１５ｍｓ前に開始されることができる。

【0013】

可能な実施形態では、再構成されたＭＲ画像が拡散重み付けされる。このために、ＲＦリフォーカスパルスの前及び後に拡散強調磁場勾配が印加され、ＲＦリフォーカスパルスの前に印加される拡散強調磁場勾配の持続時間が、ＲＦリフォーカスパルスの後に印加される拡散強調磁場勾配の持続時間より長くなるようにされる。このようにして、本発明によって提案される時間シフトがエコー時間の増加をもたらさないことが達成されることができる。

【0014】

更に別の実際の実施形態では、ＭＲ画像の再構成は、Ｂ０マップに基づくブラー除去を含む。Ｂ０マップの別個の取得を含むスパイラルＭＲイメージングのための既知のブラー除去方法が使用されることにより、Ｂ０不均一性効果に関してＭＲ信号データが補正されることができる。このようなブラー除去プロセスは、信号パイルアップの発生に関係なく、局所磁場勾配により引き起こされるスパイラルｋ空間軌道の歪みを補償するのに有利である。

【0015】

これまでに説明した本発明の方法は、検査ボリューム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、検査ボリューム内の異なる空間方向に切り替え磁場勾配を生成する複数の勾配コイルと、検査ボリューム内にＲＦパルスを生成する、及び／又は検査ボリューム内に配置された対象からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦコイルと、時間的に連続するＲＦパルス及び切り替え磁場勾配を制御する制御ユニットと、受信されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットと、を有するＭＲ装置によって実行されることができる。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現されることができる。

【0016】

本発明の方法は、今日、臨床上使用されているほとんどのＭＲ装置において有利に実行されることができる。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装置がコンピュータプログラムによって制御される該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。

【0017】

磁気共鳴イメージングシステムは、再構成ソフトウェアがコンピューティングシステムにインストールされているか、又はコンピューティングシステムが遠隔再構成設備にアクセスできるという点で、磁気共鳴画像の組の再構成を実現するように構成される。再構成ソフトウェアは、「クラウド」において再構成ソフトウェアが利用可能であるという点で、例えば、データネットワークにアクセス可能な医療機関の遠隔サーバにインストールされてもよい。これらの遠隔構成では、コンピューティングシステムは、遠隔に配置された再構成機能部において磁気共鳴画像の組の再構成を実現する機能を備える。

【0018】

添付の図面は、本発明の好適な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たものであり、本発明の限定の定義として設計されたものではないことを理解されたい。

【図面の簡単な説明】

【0019】

【図1】本発明の方法を実施するＭＲ装置を示す図。

【図2A】主磁場不均一性を伴わないスパイラルサンプリングを示すｋ空間図。

【図2B】主磁場不均一性を伴うスパイラルサンプリングを示すｋ空間図。

【図3】本発明のイメージングシーケンスを概略的に示す図。

【図4】第２の実施形態における本発明のスパイラル取得スキームを示すｋ空間の図。

【図5】目立つリンギングアーチファクトを有するＴ１強調ＭＲ脳画像（左側の画像）と、本発明の方法を使用することにより低減されたレベルのアーチファクトを有するＴ１強調ＭＲ脳画像（右側の画像）を示す図。

【発明を実施するための形態】

【0020】

図１を参照すると、ＭＲ装置１が概略的に示されている。この装置は、検査ボリュームを通ってｚ軸に沿って実質的に均一で時間的に一定の主磁場が生成されるように、超電導又は抵抗性の主磁石コイル２を有する。

【0021】

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磁場勾配を適用して、核磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスし、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イメージングを実行する。

【0022】

より具体的には、勾配パルス増幅器３が、検査ボリュームのｘ、ｙ及びｚ軸に沿って、全身勾配コイル４、５及び６のうち選択されたコイル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に送信して、ＲＦパルスを検査ボリュームに送信する。一般的なＭＲ撮像シーケンスは、短い持続時間の複数のＲＦパルスセグメントを有する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勾配と共に、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。ＲＦパルスは、共鳴を飽和し、共鳴を励起し、磁化を反転し、共鳴をリフォーカスし、又は共鳴を操作するとともに、検査ボリューム内に配置された身体１０の一部を選択するために使用される。ＭＲ信号はまた、全身ボリュームＲＦコイル９によってピックアップされる。

【0023】

身体１０の限られた領域のＭＲ画像を生成するために、１組のローカルアレイＲＦコイル１１、１２、１３が、撮像のために選択された領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２、１３は、ボディコイルＲＦ送信によって引き起こされるＭＲ信号を受信するために使用されることができる。

【0024】

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）を有する受信器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。

【0025】

ホストコンピュータ１５は、勾配パルス増幅器３及び送信器７を制御して、スピンエコーイメージングなどの複数のＭＲ撮像シーケンス生成し、本発明によるスパイラルｋ空間軌道に沿ってＭＲ信号を取得する。選択されたシーケンスについて、受信器１４は、それぞれのｋ空間軌道に沿って単一又は複数のＭＲデータを受信する。データ取得システム１６は、受信した信号のアナログ-デジタル変換を実行し、各ＭＲ信号を更なる処理に適したデジタル形式に変換する。今日のＭＲ装置では、データ取得システム１６は、生画像データの取得に特化した別個のコンピュータである。

【0026】

最終的に、デジタル生画像データは、フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムの前に、スパイラル取得からのデータの補間又は再グリッド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、患者を横切る平面スライス、平行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、画像メモリは、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画像の人間可読の表示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されることができる。

【0027】

ＭＲ装置１は、例えば、ホストコンピュータ１５及び再構成プロセッサ１７の適切なプログラミングによって構成され、上記及び以下に記載されるような本発明の撮像方法を実行する。

【0028】

引き続き図１を参照し、更に図３～図５を参照して、本発明の撮像アプローチの一実施形態を説明する。

【0029】

図３は、本発明による撮像シーケンスを概略的に示す。撮像シーケンスは、ＲＦ励起パルス３１から始まるスピンエコーシーケンスである。持続時間ＴＥ／２の遅延（ＴＥはエコー時間）の後、ＲＦリフォーカスパルス３２が放出される。これにより、スピンエコー中心３３がｔ＝ＴＥ（ＲＦ励起パルス３１の時点でｔ＝０）に位置するスピンエコー（図示せず）が発生する。変調されたリードアウト磁場勾配３４が、ＲＦリフォーカスパルス３２の後に印加される。簡単にするために、図３は、例えば、ｘ方向に生成されるリードアウト磁場勾配波形の１つの成分のみを示す。所望のスパイラルｋ空間軌道を得るために、垂直な方向（ｙ方向）に、別の変調されたリードアウト磁場勾配成分（図示せず）が生成される。本発明によれば、スパイラルｋ空間軌道を規定するリードアウト磁場勾配３４の波形は、スピンエコー中心３３より前に開始される。リードアウト磁場勾配３４の波形の開始点３５は、スピンエコー中心３３に対して約２～１５ｍｓシフトされる。ＲＦリフォーカスパルス３２の前及び後ろに拡散強調磁場勾配３６、３７が印加され、ＲＦリフォーカスパルス３２の前に印加される拡散強調磁場勾配３６の持続時間は、ＲＦリフォーカスパルス３３の後ろに印加される拡散強調磁場勾配３７の持続時間よりも長い。これにより、スパイラルｋ空間軌道に沿って記録されたＭＲ信号データから拡散強調ＭＲ画像を再構成することができる。標準のStejskal-Tanner法（対称拡散強調勾配を用いる）からの逸脱は、エコー中心３３より前の位置への開始３５のシフトがエコー時間ＴＥの増加をもたらさないという効果を有する。

【0030】

本発明のアプローチの効果を図４に示す。記録される第１のＭＲ信号データのｋ空間位置（ｋ空間スパイラルの中心点が理想的な場合であると想定される）は、ｋ空間の中心からｋ空間の周囲に向かう磁化率誘起の磁場勾配の存在下で、シフトされる。磁場不均一性は、図２Ｂとの比較から分かるように、スパイラル軌道の同じ歪みを依然として引き起こす。また、信号サンプルのパイルアップ（それぞれ、図２Ｂ及び図４において矢印によってマークされる）は、本発明のアプローチによって妨げられないが、パイルアップのｋ空間位置は、ｋ空間中心から離れるほうへ、より重要性の低い画像情報が存在するｋ空間領域にまで、シフトされる。その結果、リンギングアーチファクトはあまり目立たなくなる。

【0031】

これは図５に見ることができる。左側のＭＲ脳画像のＭＲ信号データは、ちょうどスピンエコー中心で開始するスパイラルｋ空間軌道の取得を用いて従来の方法で取得されたものである。鼻腔付近に生じたリンギングアーチファクトが矢印でマークされている。エコー時間は３１ｍｓであった。本発明のアプローチは、図５の右側の画像のＭＲデータの取得に適用された。エコー中心より１０ｍｓ前にスパイラル取得の開始点が時間的にシフトされたこと以外は、左側の画像と同じ撮像パラメータが使用された。図を見て分かるように、リンギングアーチファクトは、左側の画像よりもはるかに目立たなくなっている。別個に取得されたＢ０マップに基づく従来のブラー除去プロセスが、両方の画像の再構成中に適用された。

【図1】

【図2A】

【図2B】

【図3】

【図4】

【図5】

【国際調査報告】