JP5047537B2 - 複数の駆動装置を利用する磁気共鳴エラストグラフィ - Google Patents

Description

連邦政府により援助を受けた研究に関する記述

本発明は、国立衛生研究所により授与された許可番号ＥＢ００１９８１およびＣＡ９１９５９の下において国庫補助で行われた。アメリカ合衆国政府は本発明におけるある種の権利を有している。

発明の背景

本発明の分野は磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）の方法およびシステムである。さらに詳しくは、本発明はＭＲエラストグラフィ（弾性率計測法）を実施するための装置に関するものである。

医師は、病変組織の検出および位置確認が可能になる診断手段を、彼あるいは彼女の裁量で多く持っている。これらには、組織のＸ線減衰量を測定するとともにそれを表示する画像を作成するＸ線システムと、組織のエコー源性(echogenicity)及び相異なる音響効果の構造どうしの境界を検出するとともにそれらを表示する画像を作成する超音波システムとが含まれる。核医学によれば、ＰＥＴ走査装置およびＳＰＥＣＴ走査装置が行うように、患者の中へ注入されたトレーサーを吸収するそれらの組織の表示である画像が作成される。そして、最後に、磁気共鳴画像形成（「ＭＲＩ」）システムによって、組織の磁気的性質の表示である画像が作成される。多くの病変組織がこれらの画像診断療法によって測定された物理的性質で検出されるのは思いがけないことであるが、多くの疾患が検出されないままであることは驚くべきことではない。

歴史的に見ると、医師の最も有用な診断手段の１つは触診である。患者を触診することで、医師は、組織のコンプライアンスにおける相違を感知することができるとともに、腫瘍および他の組織異常の存在を検出することができる。残念なことに、この有用な診断手段は、医師が感知することのできる組織および器官に限られ、また、多くの病変した内部器官は、その疾患が前記画像診断療法の１つによってたまたま検出することのできるものでないときには、検出されないままである。現行の画像診断法によって検出されず、かつ、患者の皮膚および筋肉組織を介する触診で到達することのできない腫瘍（例えば肝臓の腫瘍）は、外科医によって、外科手術の際に露出した器官の直接触診で検出されることが多い。触診は前立腺および***の腫瘍を検出する最も一般的な手段であるが、残念なことに、これらの構造のより深い部分は、そのような評価のために接近することができない。患者の身体の全体にわたって組織コンプライアンスにおける相違を検出する医師の能力を拡大適用する画像形成システムによれば、この有用な診断手段が拡大適用されるであろう。

ＭＲ画像形成は、ＭＲエラストグラフィ（ＭＲＥ）と呼ばれる方法において、画像形成される目的物へ交番応力(oscillating stress)が加えられると促進される、ということがわかった。この方法には、交番応力によって、画像形成される器官あるいは組織を通して伝播する剪断波が作成されることが必要である。これらの剪断波によってＮＭＲ信号の位相が変化し、また、このことから、対象物の機械的性質を決定することができる。多くの用途では、組織における剪断波の作成は、先に言及した米国特許第５，５９２，０８５号明細書に開示されたような電気機械装置で対象物の表面を物理的に振動させるという問題にすぎない。例えば、剪断波は振動装置との直接接触によって***および前立腺に作成することができる。また、肝臓のような器官では、振動力は、その器官の中に挿入されたアプリケータによって直接適用することができる。

ＭＲＥを実施するために必要な振動力を引き起こすために、いくつかの駆動装置が開発されてきた。米国特許第５，９７７，７７０号明細書、第５，９５２，８２８号明細書、第６，０３７，７７４号明細書および第６，４８６，６６９号明細書に開示されたように、これらには概して、振動電流が流れる電線コイルが含まれている。このコイルは、それが分極場と相互に作用して振動力を引き起こすように、ＭＲＩシステムの分極場に定置されている。この力は、いくつかの相異なる機械的構成によって画像形成される対象物まで伝達されてもよい。このようなＭＲＥ駆動装置は、大きい変位にわたって大きい力を作成することができるものの、それらは、コイルを分極磁場に関して適切に整合させる必要性による制約を受ける。加えて、駆動装置のコイルの中を流れる電流によって磁場が引き起こされ、その電流によって、望ましくない画像結果を引き起こす磁気共鳴パルスシーケンスの間に磁場が変化することがある。

別の取り組みは、米国特許第５，６０６，９７１号明細書および第５，８１０，７３１号明細書に開示されたように、圧電性駆動装置を採用することである。このような駆動装置では、作動されたときに走査装置の磁場に面倒な外乱が引き起こされることはないが、それらは、それらがとりわけより大きい変位を引き起こすおそれのある力に限定される。圧電性駆動装置もまた、それらが適切な操作のための分極磁場方向に左右されないので、任意の方向に定置することができる。

さらに別の取り組みは、２００４年６月３日に出願された「磁気共鳴エラストグラフィのための圧力作動型駆動装置」と題する同時係属米国特許出願第１０／８６０，１７４号明細書に記載されたように、音響駆動装置を採用することである。この音響駆動装置は、ＭＲＩシステムから遠く離れて配置されているとともに、画像形成される対象物の上に配置された受動型アクチュエータ(passive actuator)にチューブで音響的に連結されている。受動型アクチュエータは、磁場を乱すことがなく、また、任意の方向に定置することができる。

使用されるＭＲＥ駆動装置の型にかかわらず、単一のＭＲＥ駆動装置が関心領域における組織を適切に振動させるかあるいは照射させるように配置することができない臨床的状況が存在する。いくつかの状況では振動は不均一に減衰され、あるいは、いくつかの状況では関心領域は振動を減衰させる構造の影の中にある。

発明の要約

本発明では、関心領域における組織に振動を引き起こすためにＭＲＥ駆動装置の位相配アレイ(phased-array)が採用されている。それぞれのＭＲＥ駆動装置によって独立制御型交番応力が対象物に加えられ、また、予備走査過程では、それぞれのＭＲＥ駆動装置によって別々に作成された波形が、ＭＲＥパルスシーケンスを利用して画像形成される。それぞれの個別ＭＲＥ駆動装置によって作成された予備走査波形の大きさおよび位相は、関心領域の全体照射がＭＲＥ走査の間に最適であるようにするためにはＭＲＥ駆動装置をどのように駆動すべきかを決定するために利用される。

本発明の一般的な目的は、関心領域における組織のいっそう均一な照射法を提供することである。個別のＭＲＥ駆動装置は関心領域の周辺に配置することができ、また、関心領域においてそれぞれのＭＲＥ駆動装置によって作成された交番歪み波は、ＭＲＥ駆動装置アレイによって作成された累積歪み波が最適であるように、予備走査の間に測定して調整することができる。

好ましい実施態様の詳細な説明

初めに図１によれば、本発明が組み込まれてゼネラルエレクトリック社（Ｇｅｎｅｒａｌ Ｅｌｅｃｔｒｉｃ Ｃｏｍｐａｎｙ）によって商標「ＳＩＧＮＡ」の名で販売されている好ましいＮＭＲシステムの主要な構成要素が示されている。このシステムの操作はオペレータコンソール１００から制御されるが、オペレータコンソール１００にはコンソールプロセッサ１０１が含まれており、コンソールプロセッサ１０１は、キーボード１０２を走査するとともに、コントロールパネル１０３とプラズマディスプレイ／タッチスクリーン１０４とによる人間のオペレータからの入力信号を受ける。コンソールプロセッサ１０１は、通信リンク１１６を介して別のコンピュータシステム１０７におけるアプリケーション・インターフェイスモジュール１１７に通じている。キーボード１０２および制御器１０３を介して、オペレータは、ビデオケーブル１０５によってコンソール１００におけるビデオディスプレイ１１８へ直接接続されている、コンピュータシステム１０７のイメージプロセッサ１０６による画像の作成および表示を制御する。

コンピュータシステム１０７には、バックプレーンによって互いに通じているいくつかのモジュールが含まれている。アプリケーション・インターフェイスモジュール１１７およびイメージプロセッサ１０６に加えて、これらには、バックプレーンを制御するＣＰＵモジュール１０８と、コンピュータシステム１０７をバス１１０によってディスク記憶装置１１１およびテープドライブ１１２を含む一組の周辺機器へ接続するＳＣＳＩインターフェイスモジュール１０９とが含まれている。コンピュータシステム１０７にはまた、当業界では画像データアレイを記憶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１１３と、コンピュータシステム１０７を高速シリアルリンク１１５によって別のシステムコントロールキャビネット１２２の中に設置されたシステム・インターフェイスモジュール１２０へ連絡するシリアル・インターフェイスモジュール１１４とが含まれている。

システムコントロール１２２には、共通のバックプレーン１１８によって互いに連結された一連のモジュールが含まれている。バックプレーン１１８には、ＣＰＵモジュール１１９によって制御されるバス構造を含むいくつかのバス構造が備わっている。シリアル・インターフェイスモジュール１２０はこのバックプレーン１１８を高速シリアルリンク１１５へ接続しており、また、パルス発生器モジュール１２１はバックプレーン１１８をシリアルリンク１２５によってオペレータコンソール１００へ接続している。このリンク１２５を介して、システムコントロール１２２は、実行される走査シーケンスを指示するオペレータからの命令を受ける。

パルス発生器モジュール１２１は、システム構成要素を操作して所望の走査シーケンスを実行する。それによって、作成されるべきＲＦパルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ取得ウィンドウのタイミング及び長さを表示するデータが作成される。パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１２６によって一組の勾配増幅器１２７へも接続されており、また、それは、走査の間に作成される勾配パルスのタイミングおよび形状を表示するデータをそこへ伝達する。

本発明の好ましい実施態様では、パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１２８による波発生器・増幅器アセンブリ１２９への同期パルスをも作成する。波発生器は、以下でいっそう詳しく説明されるように、直流連結型音声増幅器へ出力される正弦波電圧を作成する。画像形成される特定の目的物に左右されるが、典型的には２０Ｈｚ〜１０００Ｈｚの範囲にある周波数が作成され、また、以下でいっそう詳しく説明されるように、アレイ１３０における１つ以上の変換器１３０がこれらの信号によって駆動される。変換器アレイ１３０によって力あるいは圧力が作成されるが、この力あるいは圧力は、それが印加される磁気回転媒体（すなわち組織）の中に交番応力を振動させるとともに作り出す。

そして最後に、パルス発生器モジュール１２１は、シリアルリンク１３２によってスキャンルームインターフェイス回路１３３へ接続されているが、スキャンルームインターフェイス回路１３３は、患者およびマグネットシステムの位置および条件に関連したさまざまなセンサから入力部１３５で信号を受ける。患者位置合わせシステム１３４が、患者架台を動かすとともに患者を所望の走査位置へ搬送するように命令を受けるのもまた、スキャンルームインターフェイス回路１３３によってである。

パルス発生器モジュール１２１によって作成された勾配波形は、Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_z増幅器１３６，１３７および１３８からそれぞれ構成されている勾配増幅器システム１２７へ適用される。それぞれの増幅器１３６，１３７および１３８は、全体として１３９で表わされたアセンブリの中における対応勾配コイルを励磁するために利用される。勾配コイルアセンブリ１３９は、くり穴(bore)１４２を通して水平に広がる、０．５テスラ(Tesla)かあるいは１．５テスラかのいずれかの分極場を作成する分極マグネット１４０が含まれるマグネットアセンブリ１４１の一部を形成している。勾配コイル１３９は、くり穴１４２を取り囲んでおり、通電されると、主分極磁場と同じ方向に磁場を発生させるが、直交状ｘ軸、ｙ軸およびｚ軸において方向付けられた勾配Ｇ_x、Ｇ_yおよびＧ_zについてはデカルト座標系の方向である。すなわち、主マグネット１４０によって発生された磁場がｚ方向に方向付けられてＢ₀で表わされ、ｚ方向における全磁場がＢ_zと称されると、Ｇ_x＝ＭＢ_z／Ｍ_x、Ｇ_y＝ＭＢ_z／Ｍ_yおよびＧ_z＝ＭＢ_z／Ｍ_zであり、また、マグネットアセンブリ１４１のくり穴の中における任意の点（ｘ，ｙ，ｚ）での磁場は、Ｂ（ｘ，ｙ，ｚ）＝Ｂ₀＋Ｇ_xｘ＋Ｇ_yｙ＋Ｇ_zｚによって与えられる。これらの勾配磁場は、走査される患者から生じるＮＭＲ信号の中へ空間情報をエンコードするために利用され、また、後に詳しく説明されるように、それらは、変換器アレイ１３０によって作成された圧力により引き起こされたスピンの微視的運動を測定するために採用される。

くり穴１４２の内部には、円筒状の全身ＲＦコイル１５２が配置されている。このコイル１５２は、システムコントロールキャビネット１２２の中における変換器モジュール１５０によってもたらされたＲＦパルスに応じて、円形に分極されたＲＦ場を作成する。これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅されて、ＲＦコイルアセンブリの一体部分を形成する送信／受信スイッチ１５４によってＲＦコイル１５２へ連結される。波形および制御信号は、パルス発生器モジュール１２１によってもたらされて、ＲＦキャリア変調およびモード制御のためのトランシーバモジュール１５０によって利用される。患者の中で励起された原子核によって放出された結果としてのＮＭＲ信号は、同じＲＦコイル１５２によって感知されて、送信／受信スイッチ１５４によってプリアンプ１５３へ連結される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信器部分において復調され、濾波され、ディジタル化される。送信／受信スイッチ１５４は、送信モードの間にＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続するために、かつ、受信モードの間にプリアンプ１５３を接続するために、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御される。送信／受信スイッチ１５４はまた、別のＲＦコイル（例えばヘッドコイルあるいは表面コイル）を送信モードかあるいは受信モードかのいずれかにおいて利用することができるようにする。

分極マグネット１４０、勾配コイル１３９およびＲＦコイル１５２を支持しているのに加えて、主マグネットアセンブリ１４１は、主マグネット１４０に関連し、かつ、分極磁場における不均質性を補正するために利用される一組のシムコイル１５６をも支持している。主電源装置１５７が、超伝導性主マグネット１４０によって作成された分極場を適切な強度にするために利用され、その後、取り外される。

ＲＦコイル１５２によって獲得されたＮＭＲ信号は、トランシーバモジュール１５０によってディジタル化されて、システムコントロール１２２の一部でもあるメモリモジュール１６０へ転送される。走査が終わってすべてのアレイのデータがメモリモジュール１６０の中に取得されると、アレイプロセッサ１６１が作動してデータが一そろいの画像データの中へフーリエ変換される。この画像データは、それがディスク記憶装置１１１の中に記憶されるコンピュータシステム１０７へ、シリアルリンク１１５によって伝達される。オペレータコンソール１００から受けた命令に応じて、この画像データは、テープドライブ１１２にアーカイブされてもよく、あるいは、以下でいっそう詳しく説明されるようにイメージプロセッサ１０６によってさらに処理されて、オペレータコンソール１００へ伝送され、ビデオディスプレイ１１８に表示されてもよい。

特に図２によれば、本発明によってＮＭＲデータを取得するために利用することのできるパルスシーケンスの好ましい実施態様が示されている。このパルスシーケンスは、基本的にはグラジエント・リコールド・エコーを利用する２ＤＦＴパルスシーケンスである。選択式９０°高周波励磁パルス３００によって横磁化が行われるが、このパルス３００は、スライス選択勾配（Ｇ_z）パルス３０１の存在の下で作成され、その後にリフェージング勾配パルス３０２によって処理される。次に、位相エンコーディング勾配（Ｇ_y）パルス３０４が、取得の観察番号によって決定された振幅および極性で印加される。読出勾配（Ｇ_x）が、負のディフェージングローブ３０６として印加され、その後に正の読出勾配パルス３０７によって処理される。２５６個のディジタル化されたサンプルを周波数エンコーディングするために、読出パルス３０７の間における高周波励磁パルス３００の４０ミリ秒後にＮＭＲエコー信号３０９が取得される。このパルスシーケンスは、読出およびスライス選択軸に沿ったスポイラー勾配パルス３１２および３１３で終了し、次いでリフェージング勾配パルス３１１が位相エンコーディング軸（Ｇ_y）に沿って印加される。当業界でよく知られているように、このリフェージング勾配パルス３１１は、位相エンコーディングパルス３０４と同じ大きさおよび形状を有しているが、パルス３０４とは極性が反対である。このパルスシーケンスは、データセット（Ａ）を構成する１２８×２５６列の複合ＮＭＲ信号を取得するために、その連続値によって実行された位相エンコーディングパルス３０４で１２８回、繰り返される。

横磁化が引き起こされた後であってＮＭＲ信号が取得される前に、交流磁場勾配が印加される。図２に図示された好ましい実施態様では、読出勾配（Ｇ_x）が、この機能のために利用されるとともに、二極性の勾配波形３１５を作成するために極性が交番する。交流勾配３１５の周波数は、アレイ１３０における変換器を駆動するために利用されるものと同じ周波数に設定され、また、それは典型的には２５ミリ秒の継続時間を有している。同時に、パルス発生器モジュール１２１によって、交流勾配パルス３１５に関して同じ周波数と特定の位相関係とを有している、３１７で示されたような同期パルスが作成される。これらの同期パルス３１７は、ＭＲＥ変換器アレイ１３０のための駆動装置信号を作成して患者へ交番応力３１９を印加するために利用される。結果として得られる波に視野を貫いて伝播する時間があることを保証するために、同期パルス３１７は、図２に示されたように、パルスシーケンスが開始される前に充分に立ち上げられてもよい。

ＮＭＲ信号３０９の位相はスピンの動きを表示するものである。スピンが静止しているときにはＮＭＲ信号の位相は交流勾配パルス３１５による変化を受けないが、スピンが読出勾配軸（ｘ）に沿って動くときにはそれらの速度に比例して位相が累積される。交流磁場勾配２１５と同期してかつそれと同位相で動くスピンによって１つの極性の最大位相が累積され、また、交流磁場勾配２１５と同期して動くもののそれとは位相が１８０°外れているスピンによって反対極性の最大位相が累積されるであろう。このように、取得されたＮＭＲ信号３０９の位相は、ｘ軸に沿ったスピンの「同期した(synchronous)」動きによって影響を受ける。

図２におけるパルスシーケンスは、他の勾配軸（ｙ軸およびｚ軸）に沿った同期スピン運動を測定するために修正することができる。例えば、交流磁場勾配パルスは、破線３２１で表わされたように位相エンコーディング軸（ｙ）に沿って印加することができ、あるいは、破線３２２で表わされたようにスライス選択軸（ｚ）に沿って印加することができる。実際に、それらは、任意の所望方向に沿った同期スピン運動を「読み出す(read)」ために２つまたは３つの勾配場方向へ同時に印加することができる。

本発明は、ほとんどの型のＭＲ画像形成パルスシーケンスを利用して実施することができる。グラジエントエコーシーケンスは、好ましい実施態様に図示されたように交流勾配を組み入れるために容易に修正することができる。しかしながら、いくつかの場合には、グラジエントエコーシーケンスの特性はこの技術の特定用途のためには理想的なものではないかもしれない。例えば、いくつかの組織（異なる磁化率が備わった物質どうしの間に多くの界面があるもの）には、比較的短いＴ２^*の緩和時間が備わっているかもしれず、それゆえ、必要なエコー遅延時間でノイズのない画像を得るために充分な信号がもたらされないかもしれない。この設定では、本発明のスピンエコー作成は理想的なものであるかも知れないが、その理由は、所定のエコー遅延時間ＴＥについてはこのパルスシーケンスは勾配パルスシーケンスよりも磁化率効果に対する感受性がきわめて少ないからである。スピンエコーパルスシーケンスが利用されると、交流磁場勾配は、１８０°高周波反転パルスの前および／または後に適用することができる。しかしながら、交流勾配が高周波反転パルスの前および後の双方で適用されると、交流磁場勾配の位相は、位相を適切に累積するために高周波反転パルスの１８０°後で反転されるにちがいない。

特に図３によれば、好ましい実施態様では、変換器アレイ１３０には、検査の対象物における２つの部位で位置決めされた２つの圧力作動型駆動装置１３０ａおよび１３０ｂが採用されている。付加的な駆動装置を利用してもよく、また、異なった型の駆動装置を特定の臨床的用途に応じて利用してもよい、ということは明らかであろう。先に引用した同時係属米国特許出願第１０／８６０，１７４号明細書に記載されたように、駆動装置１３０ａおよび１３０ｂは、それぞれの音響駆動装置アセンブリ３５０ａおよび３５０ｂへそれぞれのチューブ３５２ａおよび３５２ｂによって接続された受動型アクチュエータである。音響駆動装置アセンブリ３５０は、マグネット１４１のくり穴３５４から離れて配置されており、また、それらには、所望の振幅、周波数および位相の音圧波を作成するためにそれぞれの波形発生器・増幅器３５６ａおよび３５６ｂによって電気的に駆動されるラウドスピーカー（図示略）がそれぞれ含まれている。それらの音圧波は、チューブ３５２ａおよび３５２ｂによって、それぞれの受動型駆動装置１３０ａおよび１３０ｂにおける振動部材（図示略）へ結合される。

波形発生器・増幅器３５６ａおよび３５６ｂは、駆動装置アレイ制御器３６０をも含むアセンブリ１２９の一部を形成している。駆動装置アレイ制御器３６０は、ＭＲＥ走査の間に２つの駆動装置１３０ａおよび１３０ｂの周波数、振幅および相対位相を表示する、ＭＲＩシステムにおけるパルス発生器１２１から、リンク１２８によって「設定値(settings)」を受信する。これらの設定値は、それぞれの波形発生器・増幅器３５６ａおよび３５６ｂをリンク３６３および３６４によって制御するために使用されている。駆動装置アレイ制御器３６０はまた、駆動装置１３０がＭＲＥパルスシーケンスの間に作動されるようにする時を表示する同期パルス３１７をパルス発生器１２１から受信する。

ＭＲＥ走査に先立って駆動装置アセンブリ１３０へダウンロードされる設定値は、特定の臨床的用途と、対象物における別々の駆動装置１３０ａおよび１３０ｂの特定の配置とに左右されるであろう。従って、これらの設定値をそれぞれのＭＲＥ走査に先立って決定することが必要である。

特に図４によれば、変換器アレイ１３０でＭＲＥ走査が実行されると、それぞれの駆動装置はまず、プロセスブロック３７０によって示されたように較正取得において別々に駆動される。この較正取得には、図２を参照して先に説明されたようなＭＲＥパルスシーケンスが採用されている。後にいっそう詳しく説明されるが、（同期パルス３１７によって決定されるような）駆動装置信号の位相が運動エンコーディング勾配３１５の位相に対して異なる値に設定されるアレイ１３０におけるそれぞれの別の駆動装置について、いくつかの画像が取得される。すべての駆動装置が、決定ブロック３７２で決定されたように別々に駆動された後に、駆動装置波形反応マップが、プロセスブロック３７４で示されたように再構成される。この較正画像取得ステップの結果として、設定値が、それぞれの駆動装置のために駆動装置アレイ制御器３６０へダウンロードされる。代表的な設定値は次のとおりである。

変換器１３０ａ
周波数 １００ヘルツ
振幅 １０ボルト
相対位相 ０度
変換器１３０ｂ
周波数 １００ヘルツ
振幅 １５ボルト
相対位相 １８０度

駆動装置波形反応マップは、引用によって本明細書に組み入れられる米国特許第５，５９２，０８５号明細書に開示された方法を利用して作成される。特に図５によれば、取得されたＭＲＥデータは、３７７で示されたように読出勾配軸に沿ってまずフーリエ変換され、次いで、３７９で示されたように１つ以上の位相エンコーディング勾配軸のそれぞれに沿ってフーリエ変換される。これらは複素フーリエ変換であり、その結果としての画像３８１は、それぞれの画素に複素数値ＩおよびＱを有する。次いで、それぞれの画素で組織における歪みあるいはスピン運動の表示である位相画像を作成するために、結果としての画素での位相が、３８３で示されたように演算される（φ＝ｔａｎ^-1Ｉ／Ｑ）。スピン運動以外の要因によって引き起こされた位相シフトを除去するために、典型的には２つの方法のうちの１つが採用される。どの駆動装置も作動しないときに取得されたＭＲＥデータで参照位相画像を作成することができ、この参照位相画像はそれぞれの駆動装置の位相画像から減算される。しかしながら、第２組の駆動装置の位相画像を、駆動装置信号（同期パルス３１７によって決定されたような）と１８０度シフトされた交流勾配３１５との間の相対位相で取得するのが好ましい。反転された第２組における駆動装置の位相画像は、好ましくない位相シフトを除去するために第１組における対応駆動装置の位相画像から減算される。

先に表されかつ図５に示されたように、そのようないくつか（例えば８つ）の歪み画像３７５が、駆動装置信号とそれぞれの歪み画像３７５とは異なっている運動エンコーディング勾配３１５との間の位相（ψ）で各駆動装置１３０ａ及び１３０ｂについて作成される。これらの歪み画像３７５から、駆動装置位相軸（ψ）に沿ってフーリエ変換を演算することによって、歪み波ピーク振幅画像３７７と歪み波位相画像３７８とが作成される。振幅画像３７７は、その結果の大きさからそれぞれの画素で演算され、また、それは、関心領域におけるそれぞれの画素位置でのピーク歪み振幅を表している。位相画像３７８は、その結果の複素数値Ｉ及びＱからそれぞれの画素で演算され、また、それは、関心領域におけるそれぞれの画素位置での歪み波の位相を表している。同時に、振幅画像３７７および位相画像３７８には、１つの駆動装置のための駆動装置波形反応マップが備わっている。この処理は、駆動装置アレイにおけるそれぞれの駆動装置によって作成された歪み波の大きさおよび相対位相が知られるように、そのアレイにおけるそれぞれの駆動装置から取得されたデータについて繰り返される。

再び図４によると、プロセスブロック３７６によって示された走査における次のステップは、駆動装置１３０ａおよび１３０ｂによって作成された別々の歪み波形が組み合わされたときに関心領域において作成された歪み波形を最適化することである。好ましい実施態様では、このことは、双方の駆動装置１３０ａおよび１３０ｂによって作成された歪み波が関心領域を通じて同位相であるように、駆動装置信号の位相を１つの駆動装置に調整することによって達成される。この位相調整の量は、歪み波位相画像３７８における別々の２つの駆動装置１３０ａおよび１３０ｂについて関心領域画素の間の位相差を検証することによって決定される。より具体的には、位相調整量は、それぞれの画像３７８の関心領域における対応画素の間の平均位相差である。この位相調整量は、プロセスブロック３９０によって示されたように、駆動装置アレイ制御器３６０へダウンロードされた設定値の一部としての出力値である。

また図４によると、駆動装置の設定値がダウンロードされた後には、プロセスブロック３８２に示されたようにＭＲＥ走査が実行される。米国特許第５，５９２，０８５号明細書に説明されたように、プロセスブロック３８２に示されたように再構成された画像の数についてデータを取得するために、図２に説明されたパルスシーケンスが採用される。この取得の間に、駆動装置１３０ａおよび１３０ｂは両方とも、ダウンロードされた設定値に従って、かつ、パルス発生器１２１によって作成された同期パルス３１７に応じて、駆動される。再構成された画像の処理は、引用によって本明細書に組み入れられる米国特許第５，８２５，１８６号明細書に開示されたように、組織剛性(stiffness)の表示をもたらすために実行することもできる。

先に説明された変換器アレイではただ２つの駆動装置１３０ａおよび１３０ｂが採用されているが、本発明にはより多くの駆動装置を有している変換器アレイが採用されるということが意図されている。あるアレイにおけるそれぞれの駆動装置によって作成された歪み波は別々に測定することができ、また、それらは、いっしょに再生されたときに関心領域における歪みの所望パターンを作成するために、振幅および位相を別々に制御することができる。例えば多数の変換器が利用されるときには、それらの歪み波の位相および振幅は、疑腫瘍(suspected tumor)に対応する事実上ごく少量の組織を互いに相殺するために制御することができる。従って、疑腫瘍組織は、その剛性および他の機械的性質を決定することのできる情報をもたらすために、ＭＲＥ走査の間に振動を引き起こすことができる。

図１は、本発明の好ましい実施態様を実施するために改変されたＭＲＩシステムのブロック図である。 図２は、図１のＭＲＩシステムに採用された好ましいＭＲＥパルスシーケンスの図式的表示である。 図３は、図１のＭＲＩシステムの一部のブロック図であって、ＭＲＥ駆動装置アレイ、波発生器・増幅器アセンブリが示されている。 図４は、本発明の好ましい実施態様を実施するときに図１のＭＲＩシステムによって実行されたステップのフローチャートである。 図５は、図４の方法を実施するときに作成されたデータ構造の絵図的表示である。

Claims (4)

1. 磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）システムで磁気共鳴エラストグラム（ＭＲＥ）を作成する方法であって、
   ａ）画像形成される対象物の上に複数の変換器を配置するステップ、
   ｂ）予備走査の間にそれぞれの変換器を別々に作動させるステップ、
   ｃ）それぞれの変換器が作動されている間にＭＲＥパルスシーケンスを利用して画像データを取得するステップ、
   ｄ）ステップｃ）において取得された画像データを利用してそれぞれの変換器について画像を再構成するステップ、
   ｅ）再構成された画像から引き出された情報を利用してそれぞれの変換器を駆動するために最適な設定値を決定するステップ、および
   ｆ）最適な設定値を利用して複数の変換器が作動されている間にＭＲＥ画像を取得するステップ
   を備え、
   前記のステップｅ）において再構成された画像が、それぞれの変換器によって作成された対象物におけるスピンの動きを表示する歪み画像であり、また、ステップｅ）が、
   ｅ）ｉ）画像を作成するためにそれぞれの変換器について取得されたデータの複素フーリエ変換を実行するステップ、および
   ｅ）ii）ステップｅ）ｉ）において作成されたそれぞれの画像から、それぞれの画素での位相を演算することによって歪み画像を作成するステップ
   を含み、
   複数の歪み画像がそれぞれの変換器について再構成され、かつ、ステップｅ）が、
   ｅ）iii）それぞれの変換器について前記複数の歪み画像から歪み波位相画像を作成するステップをさらに含むことを特徴とする、
   磁気共鳴画像形成（ＭＲＩ）システムで磁気共鳴エラストグラム（ＭＲＥ）を作成する方法。
2. ステップｅ）iii）が、前記複数の歪み画像にフーリエ変換を実行するステップを含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記設定値の１つが、前記変換器を駆動するために利用される信号の位相であり、かつ、その位相設定値は、前記歪み波位相画像から引き出される、請求項１に記載の方法。
4. ステップｄ）において取得された画像データが、前記変換器が複数の相異なる位相で駆動されている間に取得され、かつ、前記複数の歪み画像が、該複数の相異なる位相に対応している、請求項１に記載の方法。

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