JP5719968B2 - Ｍｒデータを収集する方法及び装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）データを収集する方法、特に所定の空間的スピン密度を有する物体のＭＲ画像化に関する。さらに、本発明は、ＭＲデータを収集するよう構成された制御装置、特に物体のＭＲ画像化（ＭＲＩ）のための制御装置、及びＭＲＩ装置、特に上記方法を実現するよう構成されたＭＲＩ装置に関する。本発明の用途は、ＭＲＩの分野、特に医療用ＭＲＩ（例えば三次元（３Ｄ）又はインターベンショナル画像化）又は自然科学における非医療的調査（例えばワークピースや動的プロセスの調査）にわたる。

発明の背景に関する説明では、特に以下の文献を参照する。

米国特許第４７０７６５８号明細書

ＰＲ．モーラン，人のＮＭＲ画像化のための流速ズーグマトグラフィ・インターレース，磁気共鳴画像ジャーナル，第１巻１９８２年１９７〜２０３頁(Moran PR. A flow velocity zeugmatographic interlace for NMR imaging in humans. Magn. Reson. Imaging 1982; 1:197-203) Ｐ．ヴァン・ダイク，心臓壁と血流速度の直接的心臓ＮＭＲ画像化，コンピュータ支援断層撮影ジャーナル第８巻１９８４年４２９〜４３６頁(Van Dijk P. Direct cardiac NMR imaging of heart wall and blood flow velocity. J. Comput. Assist. Tomogr. 1984; 8:429-436) ＤＪ．ブライアント，ＪＡ．ペイン，ＤＮ．ファーミン，ＤＢ．ロングモア，傾斜パルス・位相差技術を用いるＮＭＲ画像化によるフローの測定，コンピュータ支援断層撮影ジャーナル第８巻１９８４年５８８〜５９３頁(Bryant DJ, Payne JA, Firmin DN, Longmore DB. Measurement of flow with NMR imaging using a gradient pulse and phase difference technique. J. Comput. Assist. Tomogr. 1984; 8:588-593) ＧＬ．ナイラー，ＤＮ．ファーミン，ＤＢ．ロングモア，動画ＭＲ撮像法による血流画像化，コンピュータ支援断層撮影ジャーナル第１０巻１９８６年７１５〜７２２頁(Nayler GL, Firmin DN, Longmore DB. Blood flow imaging by cine MR imaging. J. Comput. Assist. Tomogr. 1986; 10:715-722) Ｓ．チャン，ＫＴ．ブロック，Ｊ．フラーム，リアルタイムのＭＲ画像化−ラジアルFLASHを用いた進歩.磁気共鳴画像ジャーナル，第３１巻２０１０年１０１〜１０９頁（Zhang S, Block KT, Frahm J. MR imaging in real time ? Advances using radial FLASH. J. Magn. Reson. Imaging. 2010; 31:101-109） ユッカーＭ，ホヘイジＴ，ブロックＫＴ，フラームＪ，正規化非線形インバージョンによる画像再構成−コイル感度及び画像内容の組み合わせ評価，医療工学磁気共鳴，第６０巻２００８年６７４〜６８２頁(Uecker M, Hohage T, Block KT, Frahm J. Image reconstruction by regularized nonlinear inversion ? Joint estimation of coil sensitivities and image content. Magn. Reson. Med. 2008; 60:674-682) Ｍ．ユッカー，Ｓ．チャン，Ｊ．フラーム，アンダーサンプル放射状ＦＬＡＳＨを用いた人の心臓のリアルタイムＭＲＩのための非線形インバース再構成，医療工学磁気共鳴，第６３巻２０１０年１４５６〜１４６２頁(Uecker M, Zhang S, Frahm J. Nonlinear inverse reconstruction for real-time MRI of the human heart using undersampled radial FLASH. Magn. Reson. Med. 2010; 63:1456-1462) Ｍ．ユッカー，Ｓ．チャン，Ｄ．ヴォイト，Ａ．カラウス，ＫＤ．メルボルトＪ．フラーム，分解能２０ミリ秒のリアルタイムＭＲＩ，医学生物学，第２３巻２０１０年９８６〜９９４頁３５８(Uecker M, Zhang S, Voit D, Karaus A, Merboldt KD, Frahm J. Real-time MRI at a resolution of 20 ms. NMR Biomed. 2010; 23:986-994. 358.) Ｓ．チャン，Ｍ．ユッカー，Ｄ．ヴォイト，ＫＤ．メルボルトＪ．フラーム，高時間分解能でのリアルタイム心血管ＭＲ：非線形インバース再構成を用いた放射状ＦＬＡＳＨ，心血管磁気共鳴画像ジャーナル，第１２巻２０１０年３９頁(Zhang S, Uecker M, Voit D, Merboldt KD, Frahm J. Real-time cardiovascular MR at high temporal resolution: Radial FLASH with nonlinear inverse reconstruction. J. Cardiovasc. Magn. Reson. 2010; 12:39.)

１９７３年にＭＲIが提案されて以来、その更なる技術的、科学的かつ臨床的な開発は、主に高速化に取り組んできた。歴史的には、ファースト・ローアングル・ショット（Fast Low-Angle Shot：ＦＬＡＳＨ）ＭＲＩ技術（米国特許第４７０７６５８号（特許文献１））によって、断面画像の取得時間を１秒のオーダーに短縮し、十分に強く安定な状態のＭＲ信号を生成することで連続的画像化を可能にするまでに、１０年以上の歳月を要した。しながら、適当な空間分解能の画像化には数百ミリ秒という比較的長い測定時間を必要とすることから、動的なプロセスをリアルタイムにモニタリングするには障害があった。リアルタイムＭＲＩに対して高速取得技術を展開していくには、多くの特定の欠点がある。例えば、エコープラナー画像化（echo-planar imaging）等のいわゆる単発傾斜エコーシーケンス（single-shot gradient-echo sequences）、及び螺旋状（スパイラル）画像化では、体の各部において避けられないオフ共鳴効果、組織磁化率差及び磁界不均質性に対する固有の感度によって、幾何学的な歪みや、局所的信号損失さえ生じる傾向がある。補足すると、高周波再焦点スピンエコー（radiofrequency-refocused spin echoes）又は励起エコー（stimulated echoes）を用いることでこのような問題を回避する単発ＭＲＩシーケンスでは、それぞれ局所的な組織の加熱のリスクがある高周波数出力吸収が顕著となるか、あるいは信号対雑音比が損なわれる問題がある。

リアルタイムのＭＲ画像に対する基本的な改良は、ＦＬＡＳＨシーケンスと、連続未処理データ取得の放射状（ラジアル）データサンプリング及びビューシェアリング（view sharing）との組み合わせによってなされた（Ｓ．チャン他、非特許文献５参照）。ラジアルデータサンプリングによって、まずまずのアンダーサンプリング・ファクタ（約２）が可能になり、１フレーム当たり約２５０ミリ秒で画像の未処理データを取得できる。一部のフレームにのみ対応する現在の画像未処理データを前の画像未処理データと共に用いる画像更新の再構成（つまり、いわゆる「スライディングウィンドウ」法によれば、約５０ミリ秒もの時間分解能が得られるようになり、１秒当たり２０のＭＲ画像のビデオフレームレートが得られる。しかしながら、Ｓ．チャン他の方法（非特許文献５）では、画像当たりの全取得時間は変わらず２５０ミリ秒のままであるという事実から、画質に関する欠点が生じ得る。非線形逆再構成プロセスを、ラジアルＦＬＡＳＨ取得の更なる高アンダーサンプリング画像未処理データに適用することによって、画像化プロセスを更に改良できる（非特許文献６〜９参照）。

さらに、速度符号化位相コントラストＭＲＩ(velocity-encoded phase-contrast MRI)は、ＭＲＩの初期段階に開発された流速の動的なマッピングに対してはよく構築された方法であった（例えば非特許文献１〜４参照）。その最も一般的な形式において、速度符号化位相コントラストＭＲＩは異なる双極速度符号化傾斜によって取得した二つの断面画像間の位相差に基づく。これらの速度符号化傾斜は、自己補償波形及び結果として得られる０次オーダー傾斜モーメント＝０によって特徴付けられる。０次オーダー傾斜モーメント＝０では、定常スピンは影響を受けないが、１次オーダー傾斜モーメント＞０に対応する流れるスピンの位相は影響を受ける。０次オーダー傾斜モーメントは傾斜の時間積分である。一方、１次オーダー傾斜モーメントは傾斜に時間を乗じた時間積分である。一定の速度で流れるスピンについては、正味位相差は速度に正比例する。速度符号化位相コントラストＭＲＩ測定の結果を、二つの空間的次元と一つの速度（位相差）次元からなる３Ｄデータセットで表現でき、各画素は固有の速度値で表現される。

本発明の目的は、ＭＲデータを収集する改良方法、特に所定のスピン密度を有する物体のＭＲＩのため、例えば医療用画像化のため、従来技術の欠点を回避可能な改良方法を提供することにある。特に、本目的は、非常に（例えば１００倍）短い取得時間での物体の３ＤのＭＲＩのため、ＭＲデータを収集する方法を提供することである。さらに、これによって短い取得時間で３ＤのＭＲ画像を連続的に取得可能となる。この結果、実用的なフレームレートで連続画像を、特に画質を損なうことなく提供できる。さらに本発明の他の目的は、ＭＲデータを収集する改良制御装置、特に短い取得時間で物体の３ＤのＭＲＩのための改良制御装置を提供することにあり、またＭＲＩ装置、特にＭＲデータを収集する方法及び物体の画像化を行うよう構成されたＭＲＩ装置を提供することにある。

課題を解決するための手段及び発明の効果

上記の目的は、独立クレームの特徴を備えるＭＲデータ収集方法、ＭＲデータを収集するための制御装置、及び／又は物体のＭＲＩのための装置によって達成される。本発明の有用な態様は、従属請求項に定義される。

本発明の第一の面では、特に静磁場に配置され所定のスピン密度を有する物体の画像化のためＭＲデータを収集する方法であって、空間的符号化ＭＲ信号を生成するために、物体に少なくとも一のＲＦパルス及び磁場傾斜を印加するステップと、ＭＲ信号を取得するステップと、前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定するステップと、を備える方法を提供する。本発明では、少なくとも一の高周波パルスを、所定の（選択された）空間的次元内の少なくとも一の視野（ＦＯＶ）における前記ＭＲ信号の位相を異なる符号化法で符号化する少なくとも二つの設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜を含む磁場傾斜と共に、記物体に印加し、少なくとも一組のＭＲ信号を取得する。前記組のＭＲ信号のそれぞれの信号は、前記二つの設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜のうちの一つを用いて取得される。さらに本発明では、各組のＭＲ信号の前記二つのＭＲ信号間の位相差は計算され、前記空間的次元に沿った前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置が得られる。

本発明の第二の面では、特に第一の面に係る方法を用いて、特に所定のスピン密度を有する物体の画像化のためＭＲデータを収集するよう構成される制御装置である。制御装置は、ＲＦパルス・傾斜制御装置と、信号取得装置と、計算装置と、を備える。ＲＦパルス・傾斜制御装置は、空間的符号化ＭＲ信号を生成するために、ＲＦパルス及び磁場傾斜を前記物体に印加する。ＲＦパルス・傾斜制御装置は、所定の空間的次元内の少なくとも一のＦＯＶにおける前記ＭＲ信号の位相を異なる符号化法で符号化する少なくとも二つの設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜のため構成される位相コントラスト傾斜設定装置を有する。信号取得装置は、少なくとも二つのＭＲ信号をそれぞれ前記少なくとも二つの設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜の一つを用いて取得する。計算装置は、前記ＭＲ信号間の位相差を計算することにより、前記空間的次元に沿った前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定するよう構成される。

本発明の第三の面では、前記第一の面に係る方法を実行するためのプログラムコードを含むコンピュータ可読媒体に記憶されたコンピュータープログラムを提供する。

本発明の第四の面では、前記第二の面に係る制御装置を有するＭＲＩ装置を提供する。

本発明は、その思想を速度符号化位相コントラストＭＲＩの基礎となる原理と比較することにより、よく理解されよう。典型的には、速度符号化位相コントラストＭＲＩは、移動するすなわち流れるスピン密度の速度に関する情報を加えるよう、ＭＲ位相の異なる符号化を用いて二つの断面二次元（２Ｄ）画像を取得する。この解析には、二つの２Ｄ画像の計算と、それぞれの２Ｄ位相差マップの決定と、３Ｄ画像の第三次元寸法における位相差（各画像画素における速度に比例する）の視覚化と、が含まれる。対照的に、本発明は、空間的符号化位相コントラストＭＲＩということができる。前述の例とは異なり、本発明の第一態様に係る方法は、第三次元に沿った空間的（速度ではなく）情報を符号化し（二つの異なる符号化法で符号化した２Ｄ画像のみを取得することによって）、これにより、結果として得られた３Ｄ表現には三つの空間的次元が含まれる。この原理を一の主方向に沿って延びる又は物体スポットで広がる物体に適用することにより、取得すべき信号を更に低減することもできる。速度符号化位相コントラストＭＲＩとの概略的な相違は、位相コントラスト傾斜の特有の性質にある。速度符号化では、双極自己補償波形が、結果として得られる定常スピンに影響しない０次オーダー傾斜モーメント＝０と共に用いられる。一方、本発明の教示に係る空間的符号化位相コントラストＭＲＩでは、少なくとも一の空間的符号化位相コントラスト傾斜を、結果として得られる選択された空間的次元に沿った物体の平均スピン密度位置を符号化する０次オーダー傾斜モーメントモーメント＞０と共に用いる。速度符号化位相コントラストＭＲＩとの比較における本発明の第二の相違は、上述の通り、２Ｄ断面画像ではなく２Ｄ投影画像を取得することにある。

このように、少なくとも一の選択された空間的次元に沿った従来の空間分解能で物体が画像化されない場合には、前記空間的次元に沿った物体の平均スピン密度位置を計算することによって、３ＤのＭＲデータ収集が基本的に容易になり、大幅に速めることができることを、本発明者は見出した。従来の３ＤのＭＲＩに必要とされた典型的な２５６の２Ｄ取得（つまり２５６×２５６反復間隔）の代わりに、本発明に係る教示では、二回の２Ｄ取得しか必要とせず、合計の取得時間を１００分の一よりも低減することができる。選択された空間的次元に沿った物体の特徴に関して情報の低下が明らかにあるが、この明らかな情報の低下が種々の物体及び／又は画像化タスクに対して許容できることが分かった。例として、選択された空間的次元に沿った物体の寸法が他の次元と比較して無視できる場合、例えば、物体が層、線又は点状である場合、空間における物体体素の位置を記述するのに、平均スピン密度位置の計算で十分となる。さらに次の例として、選択された空間的次元に沿った、物体のスピン密度の幾何学的な範囲で予め分かっている場合、同様に空間における物体を特徴付けるのに、平均スピン密度位置の計算で十分となる。物体形状に関する情報が得られず、選択された空間的次元に沿った物体スピンの平均量を表す強度データだけが収集される一般的な場合でさえ、本発明のＭＲデータ収集により、選択された空間的次元に沿った有用な投影データが得られる。

語「平均スピン密度位置」は、ゼロではない０次オーダー傾斜モーメントの空間的位相コントラスト傾斜がある状態において、選択された空間的次元に沿った前記物体の複合平均信号の取得された位相によって決定される、選択された空間的次元の物体のスピン密度の位置をいう。本発明では、選択された空間的次元に沿ったＦＯＶにおける平均スピン密度位置の位置が、例えば選択された空間的次元を定義する軸の原点に対して、得られる。言いかえれば、ＭＲデータの収集には、少なくとも一の空間的次元（位相差次元、空間における方向、空間的な軸）を、物体空間に広がる３つの空間的次元の中から選択し、各物体体素については、選択された空間的次元に沿った物体の平均位置を表す一の位置データと、選択された空間的次元に沿った物体スピン密度の平均量を表す一の強度データと、を収集する。

ＦＯＶは、組に印加された位相コントラスト傾斜（例えば−π〜π又は０〜２π）の位相差で広がり、更に位相コントラスト傾斜の０次オーダー傾斜モーメントに依存する。したがって、平均スピン密度位置の決定精度を向上するには、位相コントラスト傾斜を、好ましくは、物体の寸法が最小である空間的次元に沿って、つまり物体の寸法が他の次元に沿った寸法よりも小さい空間的次元に沿って、印加する。さらに、前記設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜が、好ましくは、一以下の閉じたスピン密度を有する前記物体の所定軸に沿って方向付けられる。したがって、唯一平均スピン密度の位置が得られる。

本発明の適用によって、特に物体形状についての更なる情報が分かっている場合、平均スピン密度位置についての情報は、物体の位置を記述するのに十分となる。物体の完全な画像を得ようとする場合、従来のＭＲデータ収集を、物体空間に広がる二つの他の空間的次元の一方若しくは両方に沿って実行する、又は空間的位相コントラスト符号化の本発明の方法を三つの次元すべてにおいて実行できる。したがって、好ましい例では、本発明により、位相差次元におけるＦＯＶを共に定義する異なる空間的位相符号化傾斜を用いて二つの画像のみによって３Ｄ空間における曲面状２Ｄ構造のマッピング二つの直交する位相符号化を用いる一つの周波数符号化線の三回の取得だけで、が可能となり、一方、曲がった直線状構造の３Ｄマップを、つまり１〜２ミリ秒程度に短くできる僅か三つの反復間隔の合計測定時間内に、得ることができる。したがって、本発明の好ましい実施態様に係る線形の物体すなわち１Ｄの物体の３ＤのＭＲＩには、僅か三回の１Ｄ取得以上のことを必要せず、典型的には２５６×２５６に繰り返し取得を必要とする従来の３ＤのＭＲＩと比較して、合計取得時間を１０，０００分の一よりも低減できる。

本発明に係る、磁場傾斜の印加には、少なくとも二つの設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜を提供するステップが含まれる。語「少なくとも二つの設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜」は、少なくとも二つの異なる傾斜場条件がＭＲデータを収集するために提供されるよう、位相コントラスト設定装置、特に磁場傾斜コイルを駆動する電流が、調整されることを意味する。前記傾斜場条件のうちの一つは、位相コントラスト傾斜がない（ゼロ傾斜）条件とできる。したがって、本発明の好ましい実施態様では、前記所定の空間的次元内の前記少なくとも一のＦＯＶに沿った前記少なくとも二つの設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜には、強度Ｇ＝０であるゼロ傾斜及び強度Ｇ＞０である単極傾斜の設定、又は強度Ｇ＞０かつ反対の極性である二つの単極傾斜の設定、又は強度Ｇ₁＞０，Ｇ₂＞０かつＧ₁≠Ｇ₂での二つの単極傾斜の設定が含まれる。０次オーダー傾斜モーメントがゼロであり１次オーダーの傾斜モーメント＞０である自己補償双極傾斜を用いる速度符号化位相コントラストＭＲＩとは対照的に、強度Ｇ＞０である空間的符号化位相コントラスト傾斜は、自己補償ではないが、定常スピンに影響する０次オーダー傾斜モーメント＞０を保証する。実際上、本発明の更に好ましい実施態様では、定常スピンを空間的に符号化する０次オーダー傾斜モーメント＞０と、位相コントラスト傾斜の選択された方向に一定の速度で移動するスピンの位相の速度依存性を排除する１次オーダー傾斜モーメント＝０と、を含む非対称双極傾斜波形を用いた空間的符号化位相コントラスト傾斜を利用する。この態様では、移動が速い物体の画像化において位相データが不正確となることを最小化できる。この態様の原理は、流速補正（フローコンペンセーション）を用いる従来の位相符号化傾斜の設計と関連する。

本発明の第一態様では、画像化される物体は、物体層に沿って分布するスピン密度を有する。語「物体層」は、平面又は曲面に直交する方向における寸法（厚さ）が無視できる又は有限である平面又は曲面形状（２Ｄ構造）を有する物体をいう。物体層は、一定の厚さ若しくは厚さ分布を有する、且つ／又は均一な若しくは不均一なスピン密度分布を有することができる。さらに物体層は、閉じた形状又は空領域（孔）を有する形状及び／又は互いから分離された複数の層部分を有することができる。物体層の例として、医療用画像化においては、曲面若しくは平坦な医療機器に沿って延設される平坦な身体部分、器官若しくは生物学的組織が、又は非医療用画像化においては、平坦なワークピースが挙げられる。

本発明の第一態様では、所定の投影面が選択され、そして所定の空間的次元が投影面に直交して方向付けられる。好ましくは、投影面に直交する物体層の平均寸法（厚さ）が最小となるよう、投影面が選択される。信号取得装置を用いるＭＲ信号取得ステップには、物体空間において投影面に物体の投影を表す二つの２ＤのＭＲ画像を、前記投影面に直交する空間的次元に沿った前記異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜を用いて、取得するステップが含まれる。前記空間的次元に沿った前記物体の複数の前記平均スピン密度位置が、投影面にわたる物体層の複数の異なる位置に対して計算され、これにより、物体の３Ｄ画像が決定（再構成）される。第一態様の主な利点として、３Ｄ空間における、曲面状２Ｄ構造又は表面層をマッピングする場合、本発明の方法により、必要なＭＲＩ取得プロセスの次元を三つから二つに低減でき、これにより、従来の３ＤのＭＲＩと比較して取得を二桁容易にできる。

好ましくは、前記少なくとも二つの空間的符号化位相コントラスト傾斜の一つはＲＦパルスと傾斜パルスとのパルス列からなる第一反復間隔において印加され、前記二つの傾斜の他方はその直ぐ次の反復間隔で印加されるよう、又は前記少なくとも二つの空間的符号化位相コントラスト傾斜の一つは第一画像取得に関連するすべての反復間隔において印加され、他の傾斜は第二画像取得に関連するすべての反復間隔において印加されるよう、ＲＦパルス・傾斜制御装置は構成される。第一変形では、異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、前記高周波パルス及び磁場傾斜の反復間隔の直ぐ前後の連続する反復間隔毎に連続的に交互に設定される。第一態様にこの変形によれば、高速で移動する物体のＭＲＩに対して利点が得られる。あるいは、異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、前記高周波パルス及び磁場傾斜を用いた連続する画像取得毎に連続的に交互に設定される。この変形は一回の画像取得ずつシフトした位相コントラストマップの計算にスライディングウィンドウ技術を適用する場合、二倍速のフレームレートにおいて、利点が得られる。

本発明の第一態様の他の大きな利点は、あらゆる有効な画像化技術を、特にデータ収集及び画像再構成工程とを、二つの２ＤのＭＲ画像の取得に利用可能であるということから得られる。したがって本発明の好ましい変形では、高周波パルス及び磁場傾斜を、デカルト空間的周波数・位相符号化、放射状符号化、螺旋状（スパイラル）符号化、又は他の非デカルト空間的符号化に適合させることができる。さらに、例えば低フリップ角傾斜エコーＭＲＩシーケンス、スピンエコーＭＲＩシーケンス、励起エコーＭＲＩシーケンス又はエコープラナー画像化シーケンスを提供するよう、ＲＦパルス及び磁場傾斜を制御できる。本発明の特に好ましい態様では、低フリップ角傾斜エコーＭＲＩシーケンスは、アンダーサンプリング放射状ＦＬＡＳＨシーケンスを含む。したがって、画像取得速度をより一層向上できる。

本発明の好ましい応用では、放射状ＦＬＡＳＨシーケンスが含まれるが、空間的位相コントラストＭＲＩの本発明の原理を他のＭＲＩシーケンスと組み合わせることもできる。また、ＦＬＡＳＨ取得は、エコー時間、フリップ角及び反復時間、又はＲＦスポイリング、リフォーカシング傾斜、完全バランス傾斜(fully balanced gradients)又は他の前述のもの又は間挿（インターリーブド）ＲＦパルス及び／又は磁場傾斜の使用に応じて、変更可能であり、異なるコントラスト又は信号強度を与えることができる。後者の応用の例には、空間前飽和法又は化学シフト選択法が含まれ、非選択的空間励起の場合には、水若しくは脂肪のプロトンの直接的周波数選択ＲＦ励起又は他の望ましい周波数範囲によって単純に実行できる。実際上、移動可能な線状又は層状構造の空間的位相コントラストＭＲＩを、その構造がＭＲＩで検知可能なプロトンを含んでいるか否かにかかわらず、任意の材料の面に適用できる。いずれの場合も、有用な溶液によって、−必要に応じて−水及び脂肪とは異なる共振周波数を用いて、移動可能なプロトンの柔軟な層として構成できる「表面コントラスト」を追加できる。ランタニド・シフト試薬を含んだ適当な溶液がＮＭＲ分光法において周知であり、広く入手可能である。あるいは、非プロトン核を例えば１９フッ素を利用することもできる。その場合には、人工血液代用物質において酸素担体として安全に用いられているパーフルオロカーボン化合物によって、表面コントラストを与えることができる。空間的位相コントラストＭＲＩの他の応用はインターベンショナルＭＲＩとなる。インターベンショナルＭＲＩでは、ＭＲ視認性のために適切にマークされた生検針、カテーテル又は他の外科用器具（線状物体）の高速３Ｄ視覚化を、数ミリ秒内（以下を参照）に行うことができる−好ましくはリアルタイム解剖ＭＲＩで間挿して（非特許文献８，９）。

本発明の第二態様では、画像化される物体は、物体線に沿って分布するスピン密度を有する、又は所定の範囲に広がる少なくとも一の物体スポットに集中するスピン密度を有する。語「物体線」は、平面又は曲線に直交する方向における寸法（厚さ）が無視できる又は有限である平面又は曲線形状（１Ｄ構造、線状構造）を有する物体をいう。物体線は、一定の厚さ若しくは厚さ分布を有する、且つ／又は均一な若しくは不均一なスピン密度分布を有することができる。さらに物体線は、長さに沿った連続形状又は空領域（空間）を有する形状及び／又は互いから分離された複数の線部分を有することができる。特に、物体線は複数の物体スポットを含むことができる。物体線の例として、医療用画像化においては、容器又は拡張器官又は生物学的組織又は曲線に沿って延設される生検針等のＭＲ視認性のために適切にマークされた医療装置、又は非医療用画像化においては、管状ワークピースが挙げられる。語「物体スポット」は、すべての空間的方向において有限の寸法（直径）を有し、物体スポットを含んでいる調査におけるＦＯＶの寸法と比較してその寸法が無視できる物体（ドット、点源）をいう。物体層スポットは、球状若しくは非球状であり、且つ／又は均一な若しくは不均一なスピン密度分布を有することができる。物体スポットの例として、医療用画像化においては、器官若しくは生物学的組織において集中している又は医療装置に配置されているＭＲ造影剤が、又は非医療用画像化においては、ドット状のワークピースが挙げられる。

本発明の第二態様では、物体には一の周波数符号化傾斜を含む磁場傾斜が印加される。周波数符号化傾斜は、投影軸（基準軸）に沿って方向付けられる。好ましくは、物体線又は物体スポットと投影軸との間の平均直交距離が最小となるよう、投影軸が選択される。パルス及び磁場傾斜を物体に印加するステップは、前記周波数符号化傾斜の方向に直交する、つまり投影軸に直交する、二つの所定の異なる空間的次元の二つのＦＯＶに沿った少なくとも三つの異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜を含む。ＭＲ信号取得ステップは、少なくとも三つの周波数符号化ＭＲ信号をそれぞれ前記異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜の一つを印加した後に取得するステップを含む。周波数符号化ＭＲ信号のうちの一つは基準データを与え、周波数符号化ＭＲ信号の他の二つは異なる位相設定で得られる。したがって、投影軸に沿った位置についてはそれぞれ、二つの平均スピン密度位置が二つの異なる空間的次元に沿って得られ、これにより、物体に関する完全な空間的情報が得られ、物体の３Ｄ画像が決定される（再構成される）。好適には、線状構造の３Ｄ研究では、測定時間は、典型的な２５６の×２５６反復間隔から僅か３回の反復間隔へと、つまり少なくとも１０，０００分の一すなわち４桁も更に短縮できる。

好ましくは、本発明の第二態様では、設定の少なくとも三つの異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、強度Ｇ＝０である一のゼロ傾斜の設定（基準データを出力）と、強度Ｇ＞０で前記二つの所定の空間的次元の前記二つのＦＯＶに沿って生成される二つの傾斜の設定と、を含む。

本発明の第二態様の他の変形では、パルス及び磁場傾斜を物体に印加するステップは、前記周波数符号化傾斜の方向に直交する一つの所定の空間的次元の一つのＦＯＶに沿った二つの異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜を含む。この場合、二つの周波数符号化磁気共鳴信号をそれぞれ前記異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜の一つを印加した後に取得し、物体の２Ｄ画像を決定する（再構成する）。本発明の第二態様のこの変形では、共通の面に配置された１Ｄ物体又はスポットのＭＲＩに対して利点が得られる。

本発明の第三態様は、所定の寸法を有する物体スポットにおいて集中しているスピン密度を有する物体に対して適合される。この態様では、周波数符号化傾斜がない状態において四つのＭＲ信号を取得することで十分であり、設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、基準データを出力する強度Ｇ＝０での一のゼロ傾斜と、互いに垂直な空間的次元に沿った前記三つのＦＯＶに沿って生成される強度Ｇ＞０である三つの傾斜と、を含んでいる。

以下の更なる特徴の少なくとも一つを好ましくは本発明において、特に第一〜第三態様において備えることができる。好適には、少なくとも一のＲＦパルスは、空間非選択的パルス、周波数選択的パルス、又は空間選択的高周波パルスの少なくとも一つを含んでいる。

さらに、前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定するステップは、設定の異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜によって定義される少なくとも一のＦＯＶにおける物体の厚さを前記ＭＲ信号の強度から推定するステップを含むことができる。特に、各組のＭＲ信号の二つのＭＲ信号の振幅は、選択された空間的次元に沿った物体厚さの程度であり、選択されたＭＲＩシーケンス及び取得パラメータによって更に影響を受け得る。

本発明の特に好ましい応用では、特に画像化目的のために、本発明のＭＲデータ収集を、複数回繰り返し、複数の連続画像を再構成し、これにより一連の画像を得ることができる。本発明の好ましい実施態様では、５０ミリ秒より短く、特に３０ミリ秒より短く又は１０ミリ秒より短く、例えば５ミリ秒以下の時間分解能で移動する物体を画像化するよう、繰返速度が選択される。特に、空間的位相コントラストＭＲＩをアンダーサンプリング放射状ＦＬＡＳＨ、及び正規化非線形インバージョンによる画像再構成と組み合わせる場合、リアルタイムな動的面状構造の３Ｄマッピングが可能となる。本発明者によって得られた第一例は、５０ミリ秒の時間分解能での動いている人間の手の３ＤのＭＲＩ動画を含んでいる。さらに、高速で回転する試験対象（バナナ）の３ＤのＭＲＩ動画を５ミリ秒分解能で、すなわち２００フレーム／秒で、得た。つまり、１Ｄ又は２Ｄの構造の３Ｄの空間的位相コントラストＭＲＩはそれぞれ、従来の３ＤのＭＲＩより４桁又は２桁速い。

本発明の更なる詳細及び利点を、以下の添付図面を参照して説明する。

図１Ａは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第一実施態様のシーケンスの概略図、図１Ｂは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第一実施態様のシーケンスの概略図である。 図２Ａは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第二実施態様のシーケンスの概略図、図２Ｂは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第二実施態様のシーケンスの概略図、図２Ｃは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第二実施態様のシーケンスの概略図である。 図３Ａは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第三実施態様のシーケンスの概略図、図３Ｂは、物体及び本発明に係るＭＲデータ収集方法の第三実施態様のシーケンスの概略図である。 図４は、本発明に係る制御装置及びＭＲＩ装置の好ましい実施形態の概略図である。 図５は、本発明によって得られた実際の画像化結果である。 図６は、本発明によって得られた実際の画像化結果である。 図７は、本発明によって得られた実際の画像化結果である。 図８は、本発明によって得られた実際の画像化結果である。 図９は、本発明によって得られた実際の画像化結果である。

本発明の好ましい実施形態を、位相コントラスト傾斜の設計及び本発明の技術によって得られた画像の例を特に参照して、以下に説明する。なおＭＲＩ装置並びにその動作、傾斜エコーシーケンスの構成並びに特定の画像化される物体へのその応用、入手可能なソフトウェアツールを用いる数式の数値的実行、画像再構成、及び任意選択可能な追加の画像処理工程等、従来のＭＲＩ技術において既知の事項については、詳細な説明を省略する。以下ではデカルト座標系（ｘ，ｙ，ｚ）で３Ｄ空間に配置された物体を例示する。位相コントラスト傾斜は、ｘ軸、ｙ軸及び／又はｚ軸の一つと平行に例示する。なお、デカルト座標軸に関する説明は例示のためにのみ導入したものであることを付言しておく。特に、ｚ軸は、ＭＲＩ装置における静磁場の方向と必ずしも一致しない。位相コントラスト傾斜の方向は、空間における物体形状及び物体の向きに応じて選択される。層状、線状又はスポット形状を有する物体を例示して説明するが、本発明を、他の物体、特に位相コントラスト傾斜の方向に沿った寸法が有限である物体にも同様に適用できる。
２Ｄ構造の３ＤのＭＲＩ（ＭＲデータ収集の第一実施形態）

本発明の第一実施形態では、物体層Ｏ１の画像化を、図１Ａ及び図１Ｂを参照して、以下に説明する。物体層Ｏ１は、ｘ−ｙ面と基本的に平行に延設される曲面に沿って分布するスピン密度を有する。物体層Ｏ１の最小寸法はｚ方向である。したがって、ｚ方向が位相コントラスト傾斜Ｇ_pcを印加する所定の空間的次元として選択され、ｘ−ｙ面と平行な面が投影面１として選択されている。物体層Ｏ１のＭＲＩでは、物体空間において投影面１上に物体層Ｏ１の投影を表す二つの２ＤのＭＲ画像が、ｚ方向に沿った異なる設定の空間的符号化位相コントラスト傾斜で収集される。二つの異なる位相コントラスト傾斜で取得されたＭＲ信号の間の位相差は、投影面１に対する物体層Ｏ１の平均スピン密度位置を表す。ｚ方向と平行な視野ＦＯＶ１の最大寸法を、以下の関係に基づいて計算できる。

２π＝γ×傾斜強度×傾斜継続時間×ＦＯＶ１

γは利用される核（例えばプロトン）の磁気回転比であり、空間的符号化位相コントラスト傾斜が矩形波である理論的な場合には、０次傾斜モーメントをその強度と継続時間との積から計算できる。実際上、この積は、傾斜波形の時間積分で置き換えられる（速度符号化傾斜では常にゼロとなる）。

図１Ｂは、先に非特許文献５を参照して説明した放射状ＦＬＡＳＨ ＭＲＩシーケンスを利用した、物体層Ｏ１をマッピングするのためのＲＦパルス・磁場傾斜シーケンスの実際の実施を示す。物体層Ｏ１に第一非選択的ＲＦ励起パルスを印加した後に、第一単極位相コントラスト傾斜Ｇ_pcを例えばｚ方向の正方向に印加する。次に、物体層Ｏ１に周波数符号化傾斜Ｇ_x及びＧ_yを印加し、ＭＲ信号、例えば図の傾斜エコーが取得される。この第一反復間隔の直ぐ後に第二反復間隔が続く。再び、非選択的ＲＦ励起後、ｚ方向の負方向の第二単極線位相コントラスト傾斜Ｇ_pcが印加される。第二ＭＲ信号は、第一反復間隔と同じ周波数符号化傾斜Ｇ_x及びＧ_yを用いて取得される。投影面１上の物体層Ｏ１の二つの完全な投影画像のデータが収集されるまで、異なる位相コントラスト傾斜を用いた二つの反復間隔のシーケンスは、異なる設定の周波数符号化傾斜Ｇ_x及びＧ_yを用いてｎ回繰り返される。投影面１上の各画素に対して、ｚ方向における物体層Ｏ１の位置（つまりそれぞれの位相差）及びＭＲ信号の関連する強度（相対振幅）が得られ、これにより、物体層Ｏ１の完全な３Ｄ画像を計算できる。

所望により、非選択的ＲＦ励起を、空間選択的な、又は化学シフト選択的なＲＦ励起で置き換えることもできる。さらに、図１Ｂに示す態様においては、（典型的には小さい）位相コントラスト傾斜を、間挿法で、つまり連続する反復間隔毎に交互に、印加する。しかしながら、異なる空間的位相コントラスト傾斜を用いて完全な画像を連続的に取得することも可能である。この態様は動的な応用では有用となる。フレームレートの二倍で位相差マップのスライディングウィンドウを再構成できるからである。また、従来のフーリエ法とは対照的に、離散的サンプリングパターンによって影響を受けることなく、又は点拡がり関数によって悪影響を受けることなく、位相差次元に沿った物体の位置を数値によって正確に定義されることを付言しておく。

３Ｄ空間における曲面状構造を高速で動的に視覚化するために、空間的符号化位相コントラスト画像の放射状符号化を、アンダーサンプリングを大きくすることによって、実現することもできる。結果として、画像再構成を、放射状符号（［非特許文献７）を用いてパラレルＭＲＩを改良するよう最近開発された正規化非線形インバージョンアルゴリズム（非特許文献６）を用いて、極めて高い時間分解能で達成できる（非特許文献８及び９）。これらの再構成は、反復的アルゴリズムの計算要求が高く、オフラインで行われるので、非特許文献５に記載されているように相補的放射状符号化を用いて複数の（典型的に五つの）連続的に取得されたデータセットを組み合わせることにより取得可能な、より完全なデータセットのグリッディングによって、マグニチュードイメージをリアルタイムにオンラインでモニタリングできる。

空間的符号化位相コントラストＭＲＩに対して非線形インバース再構成アルゴリズムを用いることにより、２Ｄコイル感度マップのみを用いて、３Ｄ空間におけるパラレルイメージングが正しく得られる。有効感度は、２Ｄ構造に沿った物理的３Ｄコイル感度の選択された画像化面（投影面１）上への射影である。３Ｄ空間において移動する面状構造に対しては、この射影は時間と共に急激に変化するので、選択された非線形インバースアルゴリズム（非特許文献６〜８）によって保証されるようなコイル感度の連続的評価を必要とする。コイル感度の変化による位相誤差を回避するために、各再構成された画像にそれと同時に評価されたコイル感度をまず乗じて、チャネル毎に別々の画像を得る。それぞれの位相差を計算するとき、非共鳴効果及びコイル感度からの背景位相を除去する。最後に、すべてのチャネルからの位相コントラストマップは、各画素をそれぞれのチャネルのマグニチュードイメージにおけるエネルギーで重み付けして、組み合わせる。
１Ｄ構造及び点源の２Ｄ／３ＤのＭＲＩ（ＭＲデータ収集の第二実施形態）

空間的符号化位相コントラストＭＲＩの他の形態では、合計二又は三の反復間隔のみに対応する更に短い測定時間における１Ｄ物体（つまり線状構造）の２Ｄ及び３Ｄマッピングを説明する。これは、２Ｄ試験では、異なる位相符号化傾斜での単一周波数符号化ＭＲ信号の二回の取得だけしか必要としないからである。このようなデータは、各周波数符号化位置に対して位相差値を得るのに十分である。その結果としての２Ｄマップは一の周波数及び一の位相差次元を表す。その再構成では、二回の１Ｄフーリエ変換及びそれぞれの位相差の一回の計算を必要とするだけである。同様に、図２Ａ〜図２Ｃに示すように、３次元的曲線状１Ｄ物体の一の周波数符号化次元及び二つの空間的位相差次元を用いる３Ｄマッピングを、僅か三つの反復間隔の測定時間内に実行できる。

図２Ａは、３次元的曲線状１Ｄ物体（物体線Ｏ２）を３Ｄマッピングする本発明のＭＲデータ収集方法の応用を示す。図２Ａでは、物体線Ｏ２は、ｙ軸と平行なある決まった主軸を有する曲線状糸状体である。この主軸は、周波数符号化傾斜Ｇ_yが印加される投影軸２として選択されている。位相コントラスト傾斜Ｇ_pc1及びＧ_pc2を印加するために選択された空間的次元は、投影軸２に直交するよう、つまりｘ方向及びｚ方向に方向付けられる。第一位相コントラスト傾斜Ｇ_pc1によって、第一ＦＯＶ１がｚ方向に沿って広がり、第二位相コントラスト傾斜Ｇ_pc2によって、第二ＦＯＶ２がｘ方向に沿って広がる。

図２Ｂでは、物体線Ｏ２の３Ｄ画像化に対して、単一周波数符号化ＭＲ信号の三回の取得に、例えば二つの垂直単極位相符号化傾斜と空間的位相符号化を行わない一つの基準との取得が必要とされる。各周波数符号化位置に対して、二組のＭＲ信号が得られる。一組は、二つの相符号化傾斜を用いてそれぞれ収集され、他方の組は空間的位相符号化を行わず収集される。各組の信号間の位相差は、それぞれの方向における平均スピン密度位置を、例えばｚ方向及びｘ方向におけるｚ₁及びｘ₁を与える。また他に、図２Ｃに示すように、空間的位相符号化の組み合わせることも可能である。

空間的位相コントラストＭＲＩにおける１Ｄ物体の通常の寸法（「厚さ」）に関する情報は、個々の投影の振幅情報から得られる。同じことが２Ｄ物体の３ＤのＭＲＩ及び対応するマグニチュードイメージの振幅にも言える。この情報は緩和強調プロトン密度における差異を含んでいるが、物体内の相対的差異を保持する３Ｄ再構成に体素サイズを動的に割り当てるよう用いることもできる。
点源の２Ｄ／３ＤのＭＲＩ（ＭＲデータ収集の第三実施形態）

本発明の第三実施形態では、点源の３Ｄマッピングを四つの励起及び更に短いＴＲ間隔を用いて行うことができる。周波数符号化傾斜を用いることなく、それぞれの３Ｄマッピングを、ＲＦ励起パルスを用いるが傾斜を全く用いない一の反復間隔と、ＲＦ励起パルス及び空間的符号化位相コントラスト傾斜を用いる三つの反復間隔（例えば三つの直交する方向）と、からのデータ収集に基づいて、行うことができる。各反復間隔は、少なくとも一の複合データ点の取得を含んでいる。これを図３Ａ及び図３Ｂに示す。ドット状の物体（物体スポットＯ３）の平均スピン密度位置を得るために、それぞれｚ方向、ｘ方向及びｙ方向に方向付けられた三つの位相コントラスト傾斜Ｇ_pc1、Ｇ_pc2及びＧ_pc3が印加される。したがって、３Ｄ空間は、直交するＦＯＶ１、ＦＯＶ２及びＦＯＶ３に広がる。三組のＭＲ信号が得られる。一組は、三つの相符号化傾斜を用いてそれぞれ収集され、他方の組は空間的位相符号化を行わず収集される。各組の信号間の位相差は、それぞれｚ方向、ｘ方向及びｙ方向における平均スピン密度位置を与える。
本発明の制御装置を有するＭＲＩ装置

図４に、本発明の制御装置１００とＭＲスキャナ２００とを有するＭＲＩ装置３００の実施形態を概略的に示す。制御装置１００は、位相コントラスト傾斜設定装置１１１及びＲＦ制御ユニット１１２を有するＲＦパルス・傾斜制御装置１１０と、信号取得装置１２０と、計算装置１３０と、を有する。ＭＲスキャナ２００は、主磁界装置２１０と、磁気傾斜装置２２０と、励起／取得コイル装置２３０と、を有する。さらに、保持装置２４０が調査される物体Ｏ１を支持するよう配置される。構成要素２１０〜２４０は、従来のＭＲスキャナにおいて既知の通り、構成できる。傾斜制御装置１１０の位相コントラスト傾斜設定装置１１１は、位相コントラスト傾斜を設定するよう構成された回路によって、又は磁気傾斜装置２２０の設定を制御するのに適したソフトウェアを実行するコンピュータユニットによって、実装することができる。

ＲＦパルス・傾斜制御装置１１０は、励起／取得コイルデバイス２３０及び磁気傾斜装置２２０と接続され、上述の通り、励起ＲＦパルス及び磁場傾斜を生成する。さらに、励起／取得コイルデバイス２３０は、信号取得装置１２０と接続され、物体Ｏ１において生成されたＭＲ信号を検知する。信号取得装置１２０は、物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定する又は上述した方法のうちの一つを用いて物体の完全な画像を再構成するのに適した計算装置１３０と接続される。
模型及び人間のＭＲＩ研究

本発明の方法の実験的検証を、市販のＭＲスキャナ（ＴＩＭトリオ、ジーメンス・ヘルスケア、エルランゲン、ドイツ）及び標準的な３２要素ヘッドコイルを用いて、３テスラの静磁場で行った。図１Ｂに示すように、空間的符号化位相コントラストＭＲＩの好ましい実施では、空間的位相符号化するため空間非選択的ＲＦ励起パルス及び間挿法（一反復間隔おき）又は連続法（一画像おき）でＲＦスポイリング放射状ＦＬＡＳＨシーケンスを用いた。

不純物を添加した水を注入した管の異なる模型（短縮されたＴ１緩和時間）によって、空間的符号化位相コントラストＭＲＩの原理を実証した。それぞれの画像を、全周波ｋ空間サンプリングで間挿符号化法を用いて取得し、密度補償と、カイザー・ベッセル核を用いる畳み込みと、規則的グリッドに対する補間と、逆高速フーリエ変換と、ｋ空間における補間を補償するロールオフ補正と、を含む従来のグリッディング・アルゴリズムによって再構成した（非特許文献５参照）。図５は、全周波サンプリング放射状ＦＬＡＳＨシーケンス及びグリッディング再構成を用いて得られた、３Ｄ螺旋として配置された水注入管の空間的符号化位相コントラストＭＲ画像の例を示している。図５の上側は３Ｄ表現を示し、下側は対応する２Ｄ位相コントラストマップ（グレースケールで符号化された位相差のオーバーレイを用いたマグニチュードイメージ）を示す。画像は、非選択的ＲＦ励起パルス（フリップ角１２°）を用いて１．０ｍｍの線形分解能（反復時間ＴＲ＝２．３５ミリ秒、エコー時間ＴＥ＝１．６１ミリ秒）で得た。

さらに三人の健常者が、２Ｄ構造の動的３ＤのＭＲＩに対応する手と指の動きに関する研究に参加した。人体研究は、心臓血管のリアルタイムＭＲＩのために既に開発されている二重エコー放射状ＦＬＡＳＨ ＭＲＩバージョンを用いて行った（非特許文献９参照）。適切に応用することにより、逆位相及び同位相条件で二つの２Ｄ位相コントラストマップを同時に記録でき、水／脂肪信号に貢献できる。これらの相補的位相情報をそれぞれの３Ｄ表現を改善するために利用した（以下参照）。高アンダーサンプリング放射状ＦＬＡＳＨ画像に対する取得パラメータ（ＴＲ＝２．８６ミリ秒、ＴＥ１／ＴＥ２＝１．２５／２．２５ミリ秒、フリップ角３°、２．０ｍｍの面分解能）により、一画像当たり２５ミリ秒（９つのスポーク）又は位相差マップ当たり５０ミリ秒（つまり２×９スポーク）の最小測定時間でリアルタイム３ＤのＭＲＩ動画を達成した。これらの応用では、異極性で二つの位相符号化画像の連続取得法を用いた。すべてのアンダーサンプリング画像は、正規化非線形インバージョン（非特許文献６〜８参照）により、再構成した。

位相コントラスト情報の空間的位置及び多次元視覚化への変換は、ＭＡＴＬＡＢ（マス・ワークス(Math-Works)、ナティック、マサチューセッツ州）で作成されたルーチンを用いて行った。空間的位相情報が単一の数値として与えられるので、その３Ｄ視覚化が体素として、それぞれの大きさ（マグニチュード）情報の信号振幅に対応する適当な「厚さ」を通じて位置に任意の数を代入することによって、実現される。最小強度閾値の選択と共に、工程はノイズの影響を効果的に除去し、調査下の物体内の概略的な構造差を維持する。

図６は、高アンダーサンプリング二重エコー放射状ＦＬＡＳＨで記録された人間の手の空間的符号化位相コントラストＭＲＩ研究の基礎的な結果を示す。グレー値で符号化された位相オーバーレイを用いたマグニチュードイメージから、インビボ状態における位相情報は、逆位相画像及び同位相画像（図６Ａ及び図６Ｂ）の両方において、磁界不均質性及び水／脂肪化学シフト差によって特徴付けられることが実証される。これらの効果は対応する位相コントラストマップ（図６Ｃ）においては打ち消し合うが、空間的符号化による位相差が保持される。また、逆位相状態により、例えば骨髄に強度がより低い領域が現れ（図６上側）、一方、同位相状態により、より連続した信号を得るのに役立ち、可能な限り多くの画素において信頼できる位相コントラスト情報が得られる（図６下側）ことが分かる。しかしながら、両方のマップから有用な相補的情報が得られるので、選択された視覚化法では、両方の位相コントラストマップにおいて一画素当たりの位相値と同位相マグニチュードイメージを組み合わせることにより、すべての情報を利用した。そして、結果として得られるマップを３Ｄ表現に変換した。

図７に、空間的符号化位相コントラストＭＲＩ動画（上部）の連続する３Ｄ表現と、５０ミリ秒の時間分解能で動いている人間の手の元の２Ｄ位相コントラストマップ（底面）（図６と同じデータ及びパラメータ）と、を示す。動きを見易くするために、画像（上側の左端から下側の右端まで）は、長い動画のうちの時間８００ミリ秒の範囲の３番目のフレーム（１５０ミリ秒ごと）だけを表している。

そして、実験的検証を、５．０ミリ秒の時間分解能での１Ｄ物体（物体線）の動的３ＤのＭＲＩにも行った。後者の実験は三つの異なる空間的位相符号化（図２を参照）を用いて単一周波数符号化ＭＲ信号（投影）により行うので、それぞれの３Ｄ再構成では３回のフーリエ変換及び二回の対応する位相差計算しか必要としない。適切な計算は非常に高速であり、動的な線状物体のリアルタイムの３Ｄ視覚化には既存のＭＲＩシステムで直ちに実行できる。

図８に、１．０ｍｍの線形分解能（ＴＲ／ＴＥ＝２．００／１．３２ミリ秒）で非選択的ＲＦ励起（フリップ角１２°）を用いた周波数符号化傾斜エコーの二回又は三回の取得のみで収集された、水が注入された二つの異なる曲線状の管の、二つの空間的符号化位相コントラストＭＲ画像を示す。図８Ａに示す２Ｄ面内に延びる曲線状管の２Ｄ表現は、４．０ミリ秒の合計測定時間内の異なる位相符号化ＭＲ信号の二回の取得に基づく。図８Ｂは、合計測定時間６．０ミリ秒内のそれぞれ二つの直交する位相符号化傾斜を用いたＭＲ信号の取得と空間的位相符号化を行わないＭＲ信号の取得との三回の取得に基づく、３Ｄ体積内に延びる曲線状管の３Ｄ表現を示す。ここでは、グレー値が空間的な深さをよく視覚化している。

捩れたゴムバンドに上端部が固定された状態で手を放した後の回転するバナナの選択した複数の図を表す、速く動いている線状物体の動的研究を図９に示す。データは、非選択的ＲＦ励起パルス（フリップ角６°）を用いて２．０ｍｍの線形分解能（ＴＲ／ＴＥ＝１．６８／１．１５ミリ秒）で収集した。対応する３Ｄ ＭＲＩ動画は、５．０ミリ秒の時間分解能、つまり１秒当たり２００フレームを達成した。画像（上側の左端から下側の右端まで）は、長い動画のうちの時間５０５ミリ秒の範囲の２０番目のフレーム毎（１００ミリ秒ごと）を表している。

上記説明、図面及び特許請求の範囲において開示した本発明の特徴は、本発明を異なる態様で個別に又は組み合わせて実現するものにも同様に有効である。

１００…制御装置
１１１…位相コントラスト傾斜設定装置
１１２…ＲＦ制御ユニット
１１０…ＲＦパルス・傾斜制御装置
１２０…信号取得装置
１３０…計算装置
２００…ＭＲスキャナ
２１０…主磁界装置
２２０…磁気傾斜装置
２３０…励起／取得コイル装置
２４０…保持装置
１…投影面
ＦＯＶ…視野
Ｏ１…物体層
Ｏ２…物体線
Ｏ３…物体スポット

Claims (19)

1. 静磁場に配置された物体の、物体層に直交する空間的次元における有限の寸法を持つ物体層に沿ったスピン密度分布を有する前記物体の三次元の画像化のため磁気共鳴データを収集する方法であって、
   （ａ）前記物体を含む物体空間を励起する、少なくとも一の空間非選択的な高周波パルスを前記物体に印加するステップを含み、更に
   （ｂ）前記物体層に直交する空間的次元内の視野における前記磁気共鳴信号の位相を異なる符号化法で符号化する空間的符号化位相コントラスト傾斜の二つの設定を含む、空間的符号化磁気共鳴信号を生成するための磁場傾斜を前記物体に印加するステップと、
   （ｃ）磁気共鳴信号を、それぞれ異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜の前記二つの設定の一を用いて、それぞれ取得するステップであって、
   前記物体空間における投影面上に前記物体の投影を表す二つの二次元磁気共鳴画像を、前記投影面に直交する前記空間次元に沿った空間的符号化位相コントラスト傾斜の前記異なる設定を用いて取得するステップと、
   （ｄ）前記二つの二次元磁気共鳴画像間の位相差を計算することにより、前記空間的次元に沿った前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定し、前記物体の三次元画像を再構築するステップと、
   を含んでなることを特徴とする方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、
   前記所定の空間的次元内の前記視野に沿った前記設定の二つの異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、
   強度Ｇ＝０であるゼロ傾斜、及び強度Ｇ＞０である単極傾斜の設定、又は
   強度Ｇ＞０かつ反対の極性である二つの単極傾斜の設定、又は
   強度Ｇ₁＞０，Ｇ₂＞０かつＧ₁≠Ｇ₂での二つの単極傾斜の設定、又は
   強度Ｇ＝０であるゼロ傾斜、及び空間的符号化定常スピンに対しては０次オーダー傾斜モーメント＞０であり一定の速度で移動するスピンに対しては１次オーダー傾斜モーメント＝０である非対称双極傾斜の設定を含んでなることを特徴とする方法。
3. 請求項１又は２に記載の方法であって、
   前記異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、
   前記高周波パルス及び磁場傾斜の反復間隔の直ぐ前後の連続する反復間隔毎に、又は
   前記高周波パルス及び磁場傾斜を用いた連続する画像取得毎に
   連続的に交互に設定されてなることを特徴とする方法。
4. 請求項１〜３のいずれか一に記載の方法であって、
   前記高周波パルス及び磁場傾斜がデカルト空間的周波数・位相符号化、放射状符号化、螺旋状符号化、又は他の非デカルト空間的符号化に適合されてなることを特徴とする方法。
5. 請求項１〜４のいずれか一に記載の方法であって、
   前記高周波パルス及び磁場傾斜は、低フリップ角傾斜エコーＭＲＩシーケンス、スピンエコーＭＲＩシーケンス、励起エコーＭＲＩシーケンス又はエコープラナー画像化シーケンスを含んでなることを特徴とする方法。
6. 請求項５に記載の方法であって、
   前記低フリップ角傾斜エコーＭＲＩ（ＦＬＡＳＨ）シーケンスは、アンダーサンプリング放射状ＦＬＡＳＨシーケンスを含んでなることを特徴とする方法。
7. 静磁場内に配置された物体の、物体線に直交する空間的次元において有限の寸法を持つ前記物体線に沿ったスピン密度分布、又は所定の寸法を持つ物体スポットにおいて集中するスピン密度分布を用いて、前記物体の三次元画像化用の磁気共鳴データを収集する方法であって、
   （ａ）前記物体を含む物体空間を励起する、少なくとも一の空間非選択的な高周波パルスを前記物体に印加するステップを含み、更に
   （ｂ）空間的符号化磁気共鳴信号を生成するための磁場傾斜を、前記物体に印加するステップであって、
   前記磁場傾斜には、周波数符号化傾斜に直交する二つの所定の空間的次元の二つの視野に沿った空間的符号化位相コントラスト傾斜の三つの異なる設定を含む、物体空間の投影軸に沿って配向する前記周波数符号化傾斜が含まれ、
   （ｃ）前記投影軸上の前記物体の三つの投影を表す三つの周波数符号化磁気共鳴信号を、空間的符号化位相コントラスト傾斜の前記三つの異なる設定を用いて、取得するステップと、
   （ｄ）前記三つの投影間の二つの位相差を算出することにより、前記投影軸に直交する前記二つの空間的次元に沿った、前記物体の少なくとも二つの平均スピン密度位置を決定し、前記物体の三次元画像を再構成するステップと、
   を含んでなることを特徴とする方法。
8. 請求項７に記載の方法であって、
   前記設定の少なくとも三つの異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜は、
   強度Ｇ＝０である一のゼロ傾斜の設定と、
   強度Ｇ＞０で前記二つの所定の空間的次元の前記二つの視野に沿って生成される二つの傾斜の設定と、
   を含んでなることを特徴とする方法。
9. 請求項１〜８のいずれか一に記載の方法であって、
   前記ステップ（ａ）〜（ｄ）は、前記物体の動的画像化を可能にするような時間分解能の繰返速度で繰り返されてなることを特徴とする方法。
10. 磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）装置の静磁場に配置された物体の、物体層に直交する空間的次元における有限の寸法を持つ物体層に沿ったスピン密度分布を有する前記物体の三次元の画像化のため磁気共鳴データを収集するＭＲＩ装置制御するよう構成された制御装置であって、
    前記物体を含む物体空間を励起する少なくとも一の空間非選択的な高周波励起パルスと、空間的符号化磁気共鳴信号を生成する磁場傾斜とを前記物体に印加するＭＲＩ装置の高周波、及び傾斜磁場コイルを制御するよう構成されたパルス・傾斜制御装置であって、
    前記物体層に直交する空間的次元内の視野における前記磁気共鳴信号の位相を異なる符号化法で符号化する空間的符号化位相コントラスト傾斜の二つの設定に適合させた位相コントラスト傾斜設定装置を備えたパルス・傾斜制御装置と、
    物体空間における投影面上に物体の投影を表す二つの二次元磁気共鳴画像を前記投影面に直交する前記空間次元に沿った空間的符号化位相コントラスト傾斜の異なる設定を用いて、取得するように適合された信号取得装置と、
    前記二つの二次元磁気共鳴画像の位相差を計算することにより、前記空間的次元に沿った前記物体の少なくとも一の平均スピン密度位置を決定し、前記物体の三次元画像を再構成するように適合された計算装置と、
    を備えることを特徴とする制御装置。
11. 請求項１０に記載の制御装置であって、
    前記位相コントラスト傾斜設定装置は、
    強度Ｇ＝０であるゼロ傾斜、及び強度Ｇ＞０である単極傾斜の設定、又は
    強度Ｇ＞０かつ反対の極性である二つの単極傾斜の設定、又は
    強度Ｇ₁＞０，Ｇ₂＞０かつＧ₁≠Ｇ₂での二つの単極傾斜の設定、又は
    強度Ｇ＝０であるゼロ傾斜、及び空間的符号化定常スピンに対しては０次オーダー傾斜モーメント＞０であり一定の速度で移動するスピンに対しては１次オーダー傾斜モーメント＝０である非対称双極傾斜の設定のために構成されてなることを特徴とする制御装置。
12. 請求項１０又は１１に記載の制御装置であって、
    前記パルス・傾斜制御装置は異なる空間的符号化位相コントラスト傾斜を
    前記高周波パルス及び磁場傾斜の反復間隔の直ぐ前後の連続する反復間隔毎に、又は
    前記高周波パルス及び磁場傾斜を用いた連続する画像取得毎に
    連続的に交互に設定するよう構成されてなることを特徴とする制御装置。
13. 請求項１０〜１２のいずれか一に記載の制御装置であって、
    前記パルス・傾斜制御装置がデカルト空間的周波数・位相符号化、放射状符号化、螺旋状符号化、又は他の非デカルト空間的符号化に適合されてなることを特徴とする制御装置。
14. 請求項１０〜１３のいずれか一に記載の制御装置であって、
    前記パルス・傾斜制御装置は、低フリップ角傾斜エコーＭＲＩシーケンス、スピンエコーＭＲＩシーケンス、励起エコーＭＲＩシーケンス又はエコープラナー画像化シーケンスを生成するよう構成されてなることを特徴とする制御装置。
15. 請求項１４に記載の制御装置であって、
    前記低フリップ角傾斜エコーＭＲＩ（ＦＬＡＳＨ）シーケンスは、アンダーサンプリング放射状ＦＬＡＳＨシーケンスを含んでなることを特徴とする制御装置。
16. 静磁場内に配置された物体の、物体線に直交する空間的次元において有限の寸法を持つ物体線に沿ったスピン密度分布、又は所定の寸法を有する物体スポットに集中するスピン密度分布を有する前記物体を三次元の画像化する磁気共鳴データを収集するＭＲＩ装置を制御するよう構成された制御装置であって、
    前記物体を含む物体空間を励起する少なくとも一つの空間非選択的な高周波励起パルスと、物体空間の投影軸に沿って配向される周波数符号化傾斜を生成する磁場傾斜とを前記物体に印加するＭＲＩ装置の高周波及び傾斜コイルを制御するよう構成されたパルス・傾斜制御装置であって、
    前記周波数符号化傾斜に直交する二つの所定の空間的次元の二つの視野に沿った空間的符号化位相コントラスト傾斜の三つの異なる設定に適合された位相コントラスト傾斜設定装置を備える前記パルス・傾斜制御装置と、
    空間的符号化位相コントラスト傾斜の前記三つの異なる設定を用いて、前記投影軸上の前記物体の三つの投影を表す三つの周波数符号化磁気共鳴信号を取得するよう構成された信号取得装置と、、
    前記三つの投影の二つの位相差を算出することにより、投影軸に直交する前記二つの空間的次元に沿った前記物体の少なくとも二つの平均スピン密度位置を決定し、前記物体の三次元画像を再構成するよう構成された計算装置と、
    を備えたことを特徴とする制御装置。
17. 請求項１６に記載の制御装置であって、
    前記位相コントラスト傾斜設定装置は、
    強度Ｇ＝０である一のゼロ傾斜の設定と、
    強度Ｇ＞０で前記二つの所定の空間的次元の前記二つの視野に沿って生成される二つの傾斜の設定と、のために構成されてなることを特徴とする制御装置。
18. 請求項１０〜１７のいずれか一に記載の制御装置であって、
    前記パルス・傾斜制御装置及び前記信号取得装置は、前記物体の動的画像化を可能にするような時間分解能の繰返速度で繰り返し動作するよう構成されてなることを特徴とする制御装置。
19. 磁気共鳴走査器と、
    前記磁気共鳴走査器と接続される請求項１０〜１８のいずれか一に記載の制御装置とを備えてなることを特徴とするＭＲＩ装置。