JP6388877B2 - 有害な心臓状態を有する被験者の改善された心臓イメージングのためのシステムおよび方法 - Google Patents

Description

（相互参照）
本出願は、２０１３年１月１６日に出願された「ＳＹＳＴＥＭ ＡＮＤ ＭＥＴＨＯＤ ＦＯＲ ＩＭＰＲＯＶＥＤ ＣＡＲＤＩＡＣ ＩＭＡＧＩＮＧ ＯＦ ＳＵＢＪＥＣＴＳ ＷＩＴＨ ＡＤＶＥＲＳＥ ＣＡＲＤＩＡＣ ＣＯＮＤＩＴＩＯＮＳ」と題する米国特許出願第１３／７４２，６２０号に基づき、それに対する優先権を主張し、参照によりその全体を本明細書に組み込む。

本発明の分野は磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）のためのシステムおよび方法である。より詳細には、本発明は、不整脈、心拍変動、および他の有害な心臓状態を有する被験者をイメージングするためのシステムおよび方法に関する。

ヒト組織のような物質が均一な磁場（分極場Ｂ₀）を受けると、組織中の個々の核スピンの個々の磁気モーメントがこの分極場に整列しようとするが、それらの特有のラーモア周波数においてランダムな順序でこの分極場を中心として歳差運動する。通常、核スピンは水素原子から構成されるが、他のＮＭＲ活性核が場合によって使用される。分極場の方向に正味磁気モーメントＭ_zが生成されるが、垂直、または横断面（ｘ−ｙ平面）にあるランダムな方向を向いた磁気成分は互いに相殺し合う。一方、物質または組織が、ｘ−ｙ平面にあり、ラーモア周波数に近い磁場（励起場Ｂ₁、無線周波数（ＲＦ）場とも称される）を受けると、正味の整列したモーメントＭ_zが回転され、またはｘ−ｙ平面へと「傾斜」し、ラーモア周波数においてｘ−ｙ平面内で回転またはスピンしている正味の横磁気モーメントＭ_tが生じる。この現象の実際の値は、励起場Ｂ₁が集結した後に励起スピンによって放出される信号に存する。
この核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象が利用される多種多様な測定シーケンスがある。

これらの信号を画像を生成するのに利用する場合、傾斜磁場（Ｇ_x、Ｇ_y、およびＧ_z）が利用される。一般的に、画像化されるべき領域は、これらの傾斜が、使用される特定の一特定方法に従って変化する一連の測定サイクルを受ける。放出されたＭＲ信号は、受信機コイルを使用して検出される。その後、ＭＲＩ信号はデジタル化および処理されて、多くの周知の再構築技法のうちの１つを使用して画像が再構築される。

ＭＲＩの１つの一般的な臨床用途は、心臓および心臓血管イメージングである。ガドリニウム遅延造影（ＬＧＥ）が、虚血患者および非虚血患者における瘢痕および線維症の評価のための現在代表的な手法である。虚血性心筋症を有する患者の評価におけるＬＧＥの役割が広範囲に研究されている。ＬＧＥイメージングは、心房細動（ＡＦ）（高齢者に頻繁に見られる最も一般的な心不整脈）を有する患者、高血圧を有する患者、および冠動脈疾患（ＣＡＤ）を有する患者における左心房および肺静脈内の瘢痕のイメージングにも使用されている。二次元（２Ｄ）イメージング研究が、一般的にＬＧＥイメージングのために臨床的に使用されている。２Ｄイメージングよりも良好な容積測定範囲およびより高い信号対雑音比（ＳＮＲ）を提供する三次元（３Ｄ）イメージングが、瘢痕の評価のための代替的な手法として導入されてきている。しかしながら、３Ｄ取得は完了までにより長い時間がかかり、したがって、患者に対する負担がより大きい。２Ｄ画像は１０〜１５秒の短時間息を止めている間に取得することができるが、３Ｄが像は５〜１０分の継続時間であることが多く、したがって、自由に呼吸している必要がある。

実際には、ＬＧＥ画像は、Ｔ１強調反転回復パルスシーケンスを使用して、ガドリニウム造影剤を投与した後に取得される。反転時間は、健康な心筋の信号が無効化されるように、Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒイメージングを使用してＬＧＥシーケンスを実行する前に選択される。梗塞を起こした組織における異常なウォッシュアウト動態が、暗い心筋背景に対する明るい領域として瘢痕を描写することを可能にする。スキャン全体を通じて反転時間が一定であると仮定すると、ＬＧＥイメージングにおける２つの反転パルスの間の時間は好ましくは、心臓が連続する各取得の間に心拍位相の共通部分にあるように、先行する心拍の継続時間に等しくなるように選択される。取得のタイミングを適切にはかるのに失敗すると、結果もたらされる画像に相当のアーティファクトがもたらされ、画像の臨床的な実用性が劣化する。不都合なことに、このタイミングは深刻な動きアーティファクトを回避するのに必要であるが、この時間（一般的に７５０〜１０００ｍｓ）は短すぎて、心臓組織およびその周囲の構造のほとんどの縦磁化を完全に回復することができない。したがって、ＬＧＥ信号は、先行するＲ−Ｒ間隔の長さによって直に影響を受ける。

心拍が一定でないか、または変動および／または不整脈が存在する場合、この過程はさらに複雑になる。そのような変動によって、ｋ空間ラインに時間的に変動する強調が生じることになり、結果としてゴーストアーティファクトがもたらされる。それゆえ、不整脈および心拍変動は中でも、特に相対的に長いスキャン時間を必要とする３Ｄ ＬＧＥイメージング研究を実行するときに、画像品質を劣化させる主要な要因である。

ＬＧＥは大きい局部的な瘢痕領域の検出に日常的に利用されているが、びまん性線維症の検出におけるその使用は、洞律動においてさえ、限られている。心筋Ｔ１マッピングが、瘢痕および線維症の検出における補助的なシーケンスとして近年現れている。その定量的性質に起因して、Ｔ１マッピングは、異なる患者間での再現性および同じ患者内での再現性を可能にし、心筋内のびまん性線維症の診断を容易にすることができる。しかしながら、心臓の動きおよび呼吸運動に起因して、心筋Ｔ１マッピングは困難な作業のままである。

近年、修正Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ反転回復（ＭＯＬＬＩ）シーケンスが、Ｍｅｓｓｒｏｇｈｌｉ ＤＲ，Ｒａｄｊｅｎｏｖｉｃ Ａ，Ｋｏｚｅｒｋｅ Ｓ，Ｈｉｇｇｉｎｓ ＤＭ，Ｓｉｖａｎａｎｔｈａｎ ＭＵ，Ｒｉｄｇｗａｙ ＪＰ，Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ （ＭＯＬＬＩ） ｆｏｒ ｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｔ１ ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｈｅａｒｔ． Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２００４；５２（１）：１４１−１４６において、心臓Ｔ１マッピングのために提案されており、臨床試験および前臨床試験に使用されている。各プリパレーションパルス後に３〜５回のデータ読み出しを実行することによって、ＭＯＬＬＩは、Ｌｏｏｋ ＤＣ，Ｌｏｃｋｅｒ ＤＲ．Ｔｉｍｅ ｓａｖｉｎｇ ｉｎ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ＮＭＲ ａｎｄ ＥＰＲ ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ ｔｉｍｅｓ，Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ １９７０；４１（２）：２５０−２５１において元々提案されていたスピン格子緩和曲線の効率的なサンプリングを組み込む。曲線の十分な数のサンプリング点を提供するために、各々が単一の反転パルスに従う３つの画像グループが取得される。３つのグループはそれぞれ、連続する心拍の中で取得される３つ、３つ、および５つの、ＥＣＧによってトリガされる画像を含む。複数の心周期のうちの２つの残りの期間は各々、縦磁化の十分な回復を可能にするために、これら３つのグループを分離する。これらの残りの周期はイメージング効率を低減し、たとえば１７心拍という相対的に長い間息を止めることを必要とする。さらに、Ｔ１緩和曲線上の固定サンプル点セットがＥＣＧトリガリングによって予め決定され、これによってＴ１計算が影響を受け、結果として短いＴ１時間についての適合状態が不満足なものになる。さらに、イメージングによって引き起こされる緩和曲線の信号擾乱は、心拍に基づいて変化する。長いＴ１時間については、この結果として、計算されたＴ１値の心拍依存性が顕著になる。

Ｍｅｓｓｒｏｇｈｌｉ ＤＲ，Ｒａｄｊｅｎｏｖｉｃ Ａ，Ｋｏｚｅｒｋｅ Ｓ，Ｈｉｇｇｉｎｓ ＤＭ，Ｓｉｖａｎａｎｔｈａｎ ＭＵ，Ｒｉｄｇｗａｙ ＪＰ，Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ−Ｌｏｃｋｅｒ ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ （ＭＯＬＬＩ） ｆｏｒ ｈｉｇｈ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ Ｔ１ ｍａｐｐｉｎｇ ｏｆ ｔｈｅ ｈｅａｒｔ． Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ２００４；５２（１）：１４１−１４６ Ｌｏｏｋ ＤＣ，Ｌｏｃｋｅｒ ＤＲ．Ｔｉｍｅ ｓａｖｉｎｇ ｉｎ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ＮＭＲ ａｎｄ ＥＰＲ ｒｅｌａｘａｔｉｏｎ ｔｉｍｅｓ，Ｒｅｖｉｅｗ ｏｆ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ １９７０；４１（２）：２５０−２５１

したがって、不整脈または心拍変動の存在下で瘢痕およびびまん性線維症の評価を可能にするための、改善された磁化プリパレーション技法のためのシステムおよび方法を有することが望ましい。

本発明は、各心拍の始まりに追加される飽和パルス、および、可変遅延後の後続する反転パルスを利用するイメージングのためのシステムおよび方法を提供することによって、上述した欠点を克服する。飽和パルスは先行する心拍から磁化をディフェーズし、反転パルスはＴ１強調画像において改善されたコントラストを生成する。飽和プリパレーションの利用は、磁化履歴を「消去」することによって、ＬＧＥイメージングにおける心拍変動または不整脈に対する感応性、および、可能性として、他のＴ１強調心臓イメージングプロトコルをなくす。加えて、Ｔ１マッピングにおいて、飽和プリパレーションは、回復期間の必要をなくし、反転あたり１つのデータ読み出しを取得することを可能にし、したがって、イメージング効率を改善する。さらに、これによって、緩和曲線のサンプリング点の分布を自由に選択することが可能になり、Ｔ１マッピングにおいてより高い柔軟性がもたらされる。

本発明の一態様によれば、パルスシーケンスを使用して被験者の心周期に不一致がある被験者の画像を取得する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを制御するための方法が開示される。方法は、被験者の心周期における所定の点の識別情報を受信することと、心周期における所定の点が現れたことが識別されると、所定の点の前からの関心領域（ＲＯＩ）内の磁化をディフェーズするように構成されている飽和モジュールを実行することとを含む。方法はまた、ＲＯＩ内のスピンを反転するように構成されている反転モジュールを実行することと、被験者から医療イメージングデータを取得することも含む。飽和モジュールの実行と反転モジュールの実行との間に遅延が挿入され、遅延の継続時間は、飽和モジュールを用いて、ＲＯＩにおける組織の磁化履歴を制御することによって、被験者の心周期における不一致の医療イメージングデータにおける痕跡を制御するように構成される。

本発明の別の態様によれば、ＭＲＩシステム内に配置された被験者の少なくとも一部分の周囲に分極磁場を生成するように構成されている磁石システムと、分極磁場に対する少なくとも１つの傾斜磁場を確立するように構成されている複数の傾斜磁場コイルとを含む、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムが開示される。ＭＲＩシステムはまた、ＲＦパルスを生成し、ＭＲＩシステム内に配置された被験者から医療イメージングデータを取得するように構成されている無線周波数（ＲＦ）システムと、磁石システム、複数の傾斜磁場コイル、およびＲＦシステムの動作を制御するように構成されているコンピュータシステムとをも含む。コンピュータシステムは、被験者の心周期における所定の点を識別し、心周期における所定の点の識別情報に基づいて、ＲＦシステムを、関心領域（ＲＯＩ）内の磁化をディフェーズするように構成されている飽和モジュールを実行するように制御するように構成されている。コンピュータシステムはまた、後続する反転モジュールの実行の間の遅延を実行し、遅延を実行した後、ＲＦシステムを、ＲＯＩ内のスピンを反転させるように構成されている反転モジュールを実行するように制御するようにも構成されている。コンピュータシステムは、傾斜磁場コイルおよびＲＦシステムを、医療イメージングデータを取得するように制御するようにさらに構成されている。遅延の継続時間はコンピュータシステムによって、飽和モジュールのパラメータに基づいて、心周期上のＲＯＩにおける組織の磁化履歴を制御することによって、被験者の心周期における不一致の医療イメージングデータにおける痕跡を制御するように選択される。

本発明の上記のおよび他の態様および利点は、以下の説明から明らかになる。その説明において、本明細書の一部を形成し、本発明の好ましい実施形態が例として示されている添付の図面を参照する。しかしながら、そのような実施形態は必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、それゆえ、本発明の範囲を解釈するためには特許請求の範囲および本明細書が参照される。

本発明に従って動作するように構成されている例示的なＭＲＩシステムのブロック図である。 ２つの例示的な臨床用途に適用される、本発明によるパルスシーケンスの概略図および関連するタイミング図である。 洞律動および心房細動の間の縦磁化（Ｍｚ）を示すグラフセットの図である。 信号緩和の規模が変動しているにもかかわらず、本発明によるパルスシーケンスが一貫して実行しており、従来のパルスシーケンスが失敗していることを示すグラフ図である。

特に図１を参照すると、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１００の一例が示されている。ＭＲＩシステム１００は、一般的にディスプレイ１０４と、キーボードおよびマウスのような１つまたは複数の入力デバイス１０６と、プロセッサ１０８とを含むオペレータワークステーション１０２を含む。プロセッサ１０８は、市販のオペレーティングシステムを作動させる、市販のプログラム可能機械を含んでもよい。オペレータワークステーション１０２は、スキャン指示がＭＲＩシステム１００に入力されることを可能にするオペレータインターフェースを提供する。概して、オペレータワークステーション１０２は、４つのサーバ、すなわち、パルスシーケンスサーバ１１０、データ取得サーバ１１２、データ処理サーバ１１４、およびデータストアサーバ１１６に結合されてもよい。オペレータワークステーション１０２ならびに各サーバ１１０、１１２、１１４、および１１６は、互いと通信するように接続される。たとえば、サーバ１１０、１１２、１１４、および１１６は、通信システム１１７を介して接続されてもよく、通信システム１１７は、有線か、無線か、またはそれら両方の組み合わせかにかかわらず、任意の適切なネットワーク接続を含んでもよい。一例として、通信システム１１７は、固有ネットワークまたは専用ネットワーク、および、インターネットのようなオープンネットワークの両方を含んでもよい。

パルスシーケンスサーバ１１０は、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされる命令に応答して、傾斜システム１１８および無線周波数（「ＲＦ」）システム１２０を操作するように機能する。指示されたスキャンを実行するのに必要な傾斜波形が生成されて、傾斜磁場を生成するためにアセンブリ１２２内の傾斜磁場コイルを励起する傾斜システム１１８に適用され、磁場共鳴信号の位置を符号化するのに使用される。傾斜磁場コイルアセンブリ１２２は、磁石アセンブリ１２４の一部を形成し、磁石アセンブリ１２４は、分極磁石１２６および全身用ＲＦコイル１２８を含む。

指示された磁気共鳴パルスシーケンスを実行するために、ＲＦ波形がＲＦシステム１２０によってＲＦコイル１２８または別個の局所コイル（図１には示さず）に適用される。ＲＦコイル１２８または別個の局所コイル（図１には示さず）によって検出される応答的磁気共鳴信号がＲＦシステム１２０によって受信され、これらの信号はパルスシーケンスサーバ１１０によって生成されるコマンドの指示の下で、増幅、復調、フィルタリング、およびデジタル化される。ＲＦシステム１２０は、ＭＲＩパルスシーケンスに使用される多種多様なＲＦパルスを生成するためのＲＦ送信機を含む。ＲＦ送信機は、スキャン指示およびパルスシーケンスサーバ１１０からの指示に応答して、所望の周波数、位相、およびパルス振幅波形のＲＦパルスを生成する。生成されたＲＦパルスは、全身用ＲＦコイル１２８または１つもしくは複数の局所コイルもしくはコイルアレイ（図１には示さず）に印加されてもよい。

ＲＦシステム１２０はまた、１つまたは複数のＲＦ受信チャネルを含む。各ＲＦ受信チャネルは、接続先であるコイル１２８によって受信される磁気共鳴信号を増幅するＲＦ前置増幅器と、受信される磁気共鳴信号の直角位相成分を検出およびデジタル化する検出器とを含む。それゆえ、受信される磁気共鳴信号の大きさは、任意のサンプル点において、そのおよび成分の二乗の和の平方根によって求めることができる。

また、受信される磁気共鳴信号の位相も、以下の関係に従って求めることができる。

パルスシーケンスサーバ１１０はまた任意選択的に、生理学的取得コントローラ１３０から患者データを受信する。例として、生理学的取得コントローラ１３０は、電極からの心電図（「ＥＣＧ」）信号、または呼吸ベローズもしくは他の呼吸モニタリングデバイスからの呼吸信号のような、患者に接続されているいくつかの異なるセンサからの信号を受信してもよい。そのような信号は一般的には、パルスシーケンスサーバ１１０によって、スキャンの実行を被験者の心拍または呼吸と同期または「ゲーティング」するために使用される。

パルスシーケンスサーバ１１０はまた、患者および磁石システムの状態と関連づけられている様々なセンサから信号を受信するスキャン室インターフェース回路１３２に接続されている。患者位置決めシステム１３４がスキャン中に患者を所望の位置に移動させるコマンドを受信するのも、このスキャン室インターフェース回路１３２を通じてである。

ＲＦシステム１２０によって生成されたデジタル化磁気共鳴信号サンプルは、データ取得サーバ１１２によって受信される。データ取得サーバ１１２は、ワークステーション１０２からダウンロードされる命令に応答して動作して、リアルタイム磁気共鳴データを受信するとともにバッファストレージを提供し、それによって、いかなるデータもデータオーバーランによって失われることがない。スキャンによっては、データ取得サーバ１１２は、取得された磁気共鳴データをデータプロセッササーバ１１４に受け渡す程度のことしか行わない。しかしながら、スキャンのさらなる実行を制御するために、取得された磁気共鳴データから導出される情報を必要とするスキャンにおいては、データ取得サーバ１１２は、そのような情報を生成するとともにこの情報をパルスシーケンスサーバ１１０に搬送するようにプログラムされている。たとえば、プレスキャンの間、磁気共鳴データが取得されて、パルスシーケンスサーバ１１０によって実行されるパルスシーケンスを較正するために使用される。別の例として、ナビゲータ信号が取得され、ＲＦシステム１２０または傾斜システム１１８の動作パラメータを調整するため、または、ｋ空間がサンプリングされるビューのオーダを制御するために使用される。また別の例として、データ取得サーバ１１２はまた、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）スキャンにおける造影剤の到来を検出するために使用される磁気共鳴信号を処理するために利用されてもよい。例として、データ取得サーバ１１２は、磁気共鳴データを取得し、このデータをリアルタイム処理して、スキャンを制御するために使用される情報を生成する。

データ処理サーバ１１４は、データ取得サーバ１１２から磁気共鳴データを受信し、このデータを、オペレータワークステーション１０２からダウンロードされる命令に従って処理する。そのような処理は、たとえば、未加工のｋ空間ＭＲデータのフーリエ変換を実行することによる二次元または三次元画像の再構築、反復または逆投影再構成アルゴリズムのような他の画像再構成アルゴリズムの実行、未加工のｋ空間データまたは再構築された画像に対するフィルタの適用、機能的磁気共鳴画像の生成、および、動画像またはフロー画像の計算などのうちの１つまたは複数を含んでもよい。

データ処理サーバ１１４によって再構成された画像は、オペレータワークステーション１０２に搬送し戻され、そこに保存される。リアルタイム画像は、データベースメモリキャッシュ（図１には示さず）に記憶され、これらのリアルタイム画像は、このデータベースメモリキャッシュから、オペレータディスプレイ１１２、または、付き添いの医師が使用するための、磁石アセンブリ１２４付近に位置するディスプレイ１３６に出力されてもよい。バッチモード画像または選択されたリアルタイム画像は、ディスクストレージ１３８上のホストデータベースに記憶される。そのような画像が再構成されてストレージに転送されると、データ処理サーバ１１４は、オペレータワークステーション１０２上のデータストアサーバ１１６に通知する。ワークステーション１０２は、画像をアーカイブし、フィルムを作成し、または画像をネットワークを介して他の施設へ送信するために、オペレータによって使用されてもよい。

ＭＲＩシステム１００はまた、１つまたは複数のネットワーク接続ワークステーション１４２をも含んでもよい。例として、ネットワーク接続ワークステーション１４２は、ディスプレイ１４４と、キーボードおよびマウスのような１つまたは複数の入力デバイス１４６と、プロセッサ１４８とを含んでもよい。ネットワーク接続ワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内に位置してもよく、または、異なる医療機関または診療所のような異なる施設に位置してもよい。

ネットワーク接続ワークステーション１４２は、オペレータワークステーション１０２と同じ施設内にあるかまたは異なる施設にあるかにかかわらず、通信システム１１７を介してデータ処理サーバ１１４またはデータストアサーバ１１６に対する遠隔アクセスを得ることができる。したがって、複数のネットワーク接続ワークステーション１４２がデータ処理サーバ１１４およびデータストアサーバ１１６にアクセスすることができてもよい。このように、磁気共鳴データ、再構築された画像、または他のデータが、データ処理サーバ１１４またはデータストアサーバ１１６とネットワーク接続ワークステーション１４２との間で交換されてもよく、それによって、データまたは画像はネットワーク接続ワークステーション１４２によって遠隔処理することができる。このデータは、伝送制御プロトコル（ＴＣＰ）、インターネットプロトコル（ＩＰ）、または他の既知のもしくは適切なプロコルに従ってなどの、任意の適切なフォーマットで交換されてもよい。

説明されるように、本発明は、各心拍の始まりに追加される飽和パルス、および、可変遅延後の後続する反転パルスを利用するイメージングのためのシステムおよび方法を提供し、飽和パルスは先行する心拍から磁化をディフェーズし、反転パルスはＴ１強調画像において改善されたコントラストを生成する。この磁化プリパレーション・パルス・シーケンスは、飽和パルスプリペアード心拍独立反転回復（ＳＡＰＰＨＩＲＥ：ＳＡｔｕｒａｔｉｏｎ Ｐｕｌｓｅ Ｐｒｅｐａｒｅｄ Ｈｅａｒｔ−ｒａｔｅ ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ＲＥｃｏｖｅｒｙ）プレパルスと称され得る。

図２を参照すると、本発明によるパルスシーケンスの概略図は、ＬＧＥパルスシーケンス２０２およびＴ１マッピングパルスシーケンス２０４内で利用されるように設計されている磁気プリパレーションプレパルスまたはプリパレーションモジュール２００を含む。具体的には、プレパルスモジュール２００は、たとえば、ＥＣＧのＲ波の直後にくるＥＣＧトリガ点２０８に基づいて印加される非選択的飽和パルス２０６を含む。飽和パルス２０６は、容積内の磁化全体を無効化して、一切の先行するＥＣＧ間隔、たとえば、Ｒ−Ｒ間隔に対する依存性を消去する。飽和パルス２０６後の、Ｔ_inv未満の時間Ｔ_satにおいて非選択的反転パルス２１０が印加され、Ｔ_invは反転パルス２１０とデータサンプリング２１２との間の時間であり、Ｔ_satは飽和パルス２０６とデータサンプリング２１２との間の時間である。

ＳＡＰＰＨＩＲＥ強化ＬＧＥシーケンス２０２は、ナビゲータによってゲーティングされる３Ｄ ＬＧＥシーケンスであるように構成されてもよく、ＳＡＰＰＨＩＲＥプレパルスモジュール２００が、健康な心筋組織を無効化するように選択される同じＴ_sat―Ｔ_inv時間で心拍２１４毎に適用される。パルスシーケンス２０２が印加されている間の縦磁化の特性信号曲線２１４がパルス図２０２の下に示されている。

ＬＧＥパルスシーケンス２０２との関連で、反転パルス２１０後の時刻ｔにおける信号は、ブロッホ方程式を用いて以下のように記述することができる。

式中、Ｍ₀はスピン密度であり、Ｔ１は観測される組織の縦緩和時間であり、Ｍ_hは反転の直前の磁化であり、磁化履歴に関する情報を含む。最後の心拍における磁化の完全な回復はＭ_h＝１に対応する。この事例において、縦緩和時間Ｔ１を有する組織は、反転時刻のＴ^'＝Ｔ１・ｌｏｇ（２）後に無効化される。

ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスの反転パルス後の時刻ｔにおける信号は、以下のようにブロッホ方程式から導出することができる。

式中、Ｍ₀はスピン密度であり、Ｔ１は観測される組織の縦緩和時間であり、Ｔ_satおよびＴ_invは上記で定義されたようなものである。反転時間Ｔ’を使用した完全緩和による従来の反転回復シーケンスにおいて組織が無効化される場合、Ｔ１＝Ｔ’／ｌｏｇ（２）のＳ_SAPPHIRE（Ｔ_inv）＝０を強制することによって、同じ組織がＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスを使用して無効化されることが保証される。ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスのＴ_inv時間は、この式から導出することができる。

式５は、Ｔ_satおよび飽和パルスの継続時間の和が心臓トリガ時間に等しいという事実とともに、任意の所与のＴ’についてＴ_satおよびＴ_invを一意に決定することを可能にする。式５からの反転時間変換は、臨床スキャナソフトウェアに統合することができ、それによって、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスに必要とされる反転時間が、一般的に従来のＬＧＥシーケンスに使用されるユーザ指定反転時間から自動的に計算される。

再び図２を参照すると、ＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングパルスシーケンス２０４は、信号強度へのボクセル毎の曲線適合を使用することによってＴ１時間の計算に使用される様々なＴ１強調画像を作成するために様々なＴ_invを用いて実行される複数の２Ｄシングルショット画像取得として示すことができる。ここでも、パルスシーケンス２０４が印加されている間の縦磁化の特性信号曲線２１６がパルス図２０４の下に示されている。

Ｔ１マッピングパルスシーケンス２０４は、連続する心拍にわたって取得されるＳＡＰＰＨＩＲＥプレパルスを有するいくつかのシングルショット画像を含む。Ｔ_inv は異なる画像の間で変化して、異なるＴ１強調コントラストを生成する。心拍の始まりにおける飽和によって磁化履歴に対する依存性が除去され、残りの期間の必要性がなくなる。これによってイメージング効率が増大する。さらにＴ_invを自由に選択することができることによって、Ｔ１緩和曲線の早期部分を密にサンプリングすることが可能である。１回息を止めている間に、スライスあたり９つのＳＡＰＰＨＩＲＥ画像を取得することができる。ユーザによって入力される、予測される最大Ｔ１時間に基づいて、有効反転時間は適用可能な範囲にわたって線形的に分散され得る。さらに、パルスシーケンス２０４は、１つの心拍におけるＳＡＰＰＨＩＲＥプリパレーションモジュール２００および後続する心拍におけるイメージングがより長い反転時間を許容することを可能にするように修正することができる。

適合条件付けを改善するために、一切の磁化プリパレーションを用いずに第１の心周期を実行することができる。この事例において、縦磁化は、完全に回復されると仮定され、息を止めている継続時間を延長することなくＴ１曲線の後期部分のサンプリングを可能にする。

式５からの２つのパラメータモデルがボクセル毎に信号強度に適合されて、Ｔ１マップが生成され得る。たとえば、傾斜エコー（ＧＲＥ）または他の適切なパルスシーケンスと比較して信号対雑音比が優れていることに起因して定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）イメージング読み出しによってＨＩＲＥ Ｔ１マッピング方式を使用することができる。

上述した飽和パルス２０６と反転パルス２１０との組み合わせによって、ＬＧＥおよびＴ１マッピングシーケンスのために有利な磁化プリパレーションが可能になる。説明されるように、測定によって、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスが不整脈および心拍変化に対して不変であり、ｉｎ−ｖｉｖｏデータが不整脈を有する患者のＬＧＥイメージングにおけるロバストな画像品質を示すことが示されている。ＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングシーケンスはまた、Ｔ１推定について心拍によって不変であることを可能にすることも示されている。さらに、このシーケンスがＭＯＬＬＩおよび同様のパルスシーケンスと比較してより短い間の息止めで高品質のＴ１マップを提供することが実証されている。

具体的には、従来のＬＧＥでは反転パルス後の回復が不十分であると、不整脈およびＲ−Ｒ間隔長の他の変化の存在下でゴーストアーティファクトが生じる。ゴーストアーティファクトは、画像品質を大幅に劣化させ、非診断的な画像をもたらすことが示されている。多くの場合、それらは解剖学的特徴から区別することができず、または、縁部の上に重なり、画像内の区画を線引きするのを困難にする。

洞律動および心房細動の間の縦磁化（Ｍ_z）が図３に示されている。洞律動の間、磁化は、従来のＬＧＥパルスシーケンスおよびＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスの両方について、各心拍において同じ信号レベルまで緩和する。しかしながら、不整脈の存在下では、反転パルスの直前の信号レベルが、従来のＬＧＥについては大きい変動を示している。他方、ＳＡＰＰＨＩＲＥ 反転パルスの直前のＬＧＥパルスシーケンス信号は、飽和パルスを使用して磁化履歴がリセットされているため、変化しない。図４は、無効化されるように試行されている組織の実際の信号を示している（Ｔ１＝５６０ｍｓ）。これは、信号緩和の範囲が変動しているにもかかわらず、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスが信頼可能な組織の無効化を保証することを示している。しかしながら、不整脈の間の従来のＬＧＥにおける実際の信号は、適切な無効化に対して最大でスピン密度の４０パーセントだけ逸脱している。

したがって、反転回復シーケンスに飽和パルスプリパレーションが加わることですべての心拍において磁化履歴が無視されるため、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスはＲ−Ｒ間隔長のそのような変化に対してロバストである。それゆえ、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスを使用して取得される画像は、従来のＬＧＥパルスシーケンスを使用して取得される画像と比較すると、ゴーストアーティファクトがなく、これによって、より高い品質のＬＧＥイメージングのための、ＡＦを有する患者におけるパルスシーケンスの実用性が確立される。

反転回復ではなく飽和回復が、磁化履歴からの独立性を補償するための方法としてのプレパルスモジュールとして使用され得ることが企図される。しかしながら、これには、健康な心筋の信号の無効化が可能でなく、心筋背景に対して瘢痕を区別する妨げとなるという固有の欠点がある。

ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスは、飽和回復の利点を、反転回復の優れたコントラスト特性と組み合わせて、健康な心筋組織の無効化とともに十分なＣＮＲを提供する。これによって、従来の臨床使用されているＬＧＥ画像と同様の視覚化が可能になる。

従来のＬＧＥと比較して変更された、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥにおける縦緩和は、同じ組織を無効化するためにＴｉｎｖを明示的に計算することを必要とする。このタイミングは、組織Ｔ１および選択される心臓トリガ遅延に一意に依存する。本発明によれば、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスのためのタイミング式は、Ｔ１緩和を記述するブロッホ方程式から導出されている。ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥパルスシーケンスの臨床使用を容易にするために、自動反転時間変換が組み込まれている。これによって、オペレータが、従来のＬＧＥパルスシーケンスのように反転時間を指定することが可能である。

すべての実験全体を通じて、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥは、従来のＬＧＥと比較して対象の素子の間でＣＮＲの低減をもたらした。これは、最初の飽和パルスの後の回復の時間が、従来のＬＧＥシーケンスにおける２つの反転パルスの間の回復時間よりも短いことに起因する。ＣＮＲ喪失の量は、心拍とトリガ遅延時間都の間の関係に依存する。トリガ遅延が長くなるほど、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスにおいては飽和パルスの後のより多くの回復が可能になるが、これは、従来のＬＧＥの信号には決して影響を与えない。逆に、心周期が長くなるほど、従来のＬＧＥにおいては先行する反転パルスの後のより多くの信号再成長が可能になるが、これはＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥシーケンスには影響を与えない。

Ｔ１マッピングにおいて、パラメータ適合の条件付けがＴ１マップの品質を決定する。適合条件付けは、緩和曲線がサンプリングされる点および時刻の数に依存する。ＭＯＬＬＩパルスシーケンスにおいては、実効的な反転時間はＲ−Ｒ間隔長によって、各イメージンググループの第１の画像に対応する３つの画像のみが、Ｒ−Ｒ間隔長よりも未時間半短時間で取得され、一方で他の８つの画像はより長い反転時間を有するように決定される。Ｔ１時間が１００〜６００ｍｓに及ぶ、コントラスト注入後のＴ１マッピングにおいて、Ｒ−Ｒ間隔長よりもはるかに長い反転時間について磁化が大きく回復される。したがって、これらのサンプル点は、実際のＴ１パラメータにほとんど影響されず、したがって、Ｔ１値を最適に推定するための適合条件付けを改善しない。

ＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングにおいて、反転時間は適用可能な範囲にわたって自由に選択することができる。したがって、Ｔ１パラメータの影響をかなり受けやすい、緩和曲線の始まりの密なサンプリングが可能になり、より高品質のＴ１マッピングがもたらされる。したがって、反転時間は適用可能な範囲にわたって線形的に分散され得る。推定されたＴ１値に基づいて、これは、同じ心周期内で実行されているプリパレーションおよびイメージングに変換される。非常に高い心拍（＞９０ｂｐｍ）またはより長いＴ１値の推定値について、この方式は正確なＴ１マッピングには不十分であるおそれがある。この事例において、ＳＡＰＰＨＩＲＥプレパルスモジュール、すなわち、パルスシーケンス内にすでに組み込まれている特徴の適用後に、後続する心拍において実行され得る。

Ｌｏｏｋ Ｌｏｃｋｅｒ法に基づくＴ１マッピング方式において、磁化緩和は、単一のプリパレーション後に複数回サンプリングされる。各イメージング励起が信号擾乱を引き起こし、それによって、破損した曲線がサンプリングされる。よくても、数値的にこれらの破損を遡及的に補正する試行が為されている程度である。ＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングにおいては破損していない緩和曲線がサンプリングされるため、Ｔ１パラメータ適合後の多数回の補正は必要なく、それによって、スピンエコーＴ１マッピングシーケンスに関して推定されるＴ１時間におけるバイアスを低減して計上することができる。

心拍依存性に加えて、心筋Ｔ１マッピングには他の問題がある。呼吸または心臓の動きがＴ１適合に悪影響を及ぼし、結果としてボクセルの測定値が不正確になる。これは、Ｔ１のセグメント分析が各心筋セグメントにおけるびまん性線維症の評価に使用される、この画像化シーケンスの定量的性質に影響を与える。加えて、スライスプロファイルおよびフリップ角がＴ１測定値に直に影響を与える。読み出しにＳＳＦＰイメージングに使用することも、このイメージングシーケンスが、Ｔ１測定の精度を増大させるために考慮に入れられ得る様々なイメージングアーティファクトの影響を非常に受けやすくなるようにする。たとえば、２つ態様は、心拍変動に対する感応性をなくすこと、および、強化された適合条件付けによるＴ１マップの品質の改善を含む。

ＳＡＰＰＨＩＲＥイメージングパルスシーケンスは、瘢痕と心筋との間のＣＮＲを低減する。研究は、より少ないアーティファクトおよびより短い息止め継続時間で、心筋におけるより均質なＴ１マップを示している。

したがって、本発明は、飽和パルスと反転パルスとを組み合わせ、ＬＧＥおよびＴ１マッピングシーケンスにおいて特に有用である、本明細書においてＳＡＰＰＨＩＲＥと称するイメージングのためのシステムおよび方法を提供する。本発明は、心臓ＭＲＩにおいて瘢痕および線維症の改善された評価を可能にする。ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥにおける飽和プリパレーションは、スキャン中のＲ−Ｒ間隔長の変化の影響を大幅に低減し、したがって、結果もたらされる画像におけるゴーストアーティファクトを制御する。それゆえ、本発明は、不整脈および心拍変動の存在下で実質的にアーティファクトのないＬＧＥイメージングを可能にする。ＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングにおいて、このプリパレーション方式は残りのサイクルの必要性をなくし、Ｔ１値の心拍が不変の推定を可能にしながら、より均質なＴ１マンップを有するより短いシーケンスを可能にする。したがって、ＳＡＰＰＨＩＲＥ ＬＧＥおよびＳＡＰＰＨＩＲＥ Ｔ１マッピングシーケンスは、潜在的に、不整脈および心拍変動の存在下でさえ、瘢痕および線維症の描写を改善するのに有用である。

本発明は１つまたは複数の好ましい実施形態に関して説明されており、明示的に記載されているものの他、多くの均等物、代替形態、変形形態、および変更形態が可能であり、本発明の範囲内にあることが諒解されるべきである。

Claims (20)

1. パルスシーケンスを使用して造影剤が投与された被験者の心周期に不一致がある前記被験者の画像を取得する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを制御するための方法であって、前記方法は、
   前記造影剤が投与された被験者の心周期における所定の点の識別情報を受信するステップと、
   前記心周期における前記所定の点が現れたことが識別されると、前記所定の点の前からの関心領域（ＲＯＩ）内の磁化をディフェーズするように構成されている飽和モジュールを実行するステップと、
   前記ＲＯＩ内のスピンを反転させるように構成されている反転モジュールを実行するステップと、
   前記被験者から医療イメージングデータを取得するステップと、
   前記飽和モジュールの前記実行と前記反転モジュールの前記実行との間に遅延を挿入するステップと、を含み、
   前記遅延の継続時間は、前記飽和モジュールを用いて、前記ＲＯＩにおける組織の磁化履歴を制御することによって、前記被験者の前記心周期における不一致の前記医療イメージングデータにおける痕跡を制御するように構成される
   ことを特徴とする方法。
2. 前記被験者の前記心周期における前記所定の点を識別するためにナビゲータイメージング取得を実行するステップをさらに含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記反転モジュールは、非選択的反転パルスを含み、前記遅延は、前記飽和モジュールの完了から前記医療イメージングデータを取得するまでの飽和時間（Ｔ_sat）から、前記反転モジュールの完了から前記医療イメージングデータを取得するまでの反転時間（Ｔ_inv）を差し引いた時間に等しいことを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 前記飽和モジュール、前記反転モジュール、および前記遅延は、一定のＴ_satおよびＴ_invで、前記心周期内の前記所定の点が現れる毎に反復されることを特徴とする請求項３に記載の方法。
5. 前記パルスシーケンスはガドリニウム遅延造影（ＬＧＥ）パルスシーケンスを含み、前記反転モジュール後の時刻ｔにおいて前記医療イメージングデータを取得するときに取得される信号は、
   

   

   によって記述され、式中、Ｍ₀はスピン密度であり、Ｔ１は観測される組織の縦緩和時間であり、Ｍ_hは前記反転モジュールを実行する直前組織の磁化であり、前記ＲＯＩ内の組織の磁化履歴に関する情報を含み、先行する心周期における磁化の完全な回復はＭ_h＝１に対応することを特徴とする請求項３に記載の方法。
6. 前記遅延は、前記ＲＯＩ内の組織の前記Ｔ１がＴ_inv後のＴ'＝Ｔ１・ｌｏｇ（２）において無効化されるという仮定に基づいて選択されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
7. 前記時刻ｔにおける前記信号は
   

   

   によって記述され、前記遅延はＳ_SAPPHIRE（Ｔ_inv）＝０ ｆｏｒ Ｔ１＝Ｔ１＝Ｔ'／ｌｏｇ（２）であるように選択されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
8. Ｔ_invは、
   

   

   によって記述されることを特徴とする請求項５に記載の方法。
9. 前記ＲＯＩは前記被験者の心臓を含み、前記飽和モジュール、前記反転モジュール、および前記遅延は、ＲＯＩ内の健康な心筋組織からの信号を無くするように選択されることを特徴とする請求項１に記載の方法。
10. 前記パルスシーケンスはＴ１マッピングパルスシーケンスを含み、前記飽和モジュールおよび前記遅延は、心周期間の縦磁化の回復期間の長さを制御するように構成されていることを特徴とする請求項３に記載の方法。
11. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、
    前記ＭＲＩシステム内に配置された被験者の少なくとも一部分の周囲に分極磁場を生成するように構成されている磁石システムと、
    前記分極磁場に対する少なくとも１つの傾斜磁場を確立するように構成されている複数の傾斜磁場コイルと、
    ＲＦパルスを生成し、前記ＭＲＩシステム内に配置された被験者から医療イメージングデータを取得するように構成されている無線周波数（ＲＦ）システムと、
    前記磁石システム、前記複数の傾斜磁場コイル、および前記ＲＦシステムの動作を制御するように構成されているコンピュータシステムであって、それによって、
    前記被験者の心周期における所定の点を識別し、
    前記心周期における前記所定の点の前記識別に基づいて、関心領域（ＲＯＩ）内の磁化をディフェーズするように構成される飽和モジュールを実行する前記ＲＦシステムを制御し、
    後続する前記反転モジュールの実行の間に遅延を実行し、
    遅延の実行後に、前記ＲＯＩ内のスピンを反転させるように構成されている反転モジュールを実行するように前記ＲＦシステムを制御し、
    前記ＲＯＩから医療イメージングデータを取得するように前記傾斜磁場コイルおよび前記ＲＦシステムを制御する、コンピュータシステムと、を備え、
    前記飽和モジュールは非選択的飽和パルスを含み、前記関心領域（ＲＯＩ）を含む容積の磁化全体をディフェーズするよう構成され、
    前記遅延の継続時間は、前記飽和モジュールのパラメータに基づいて、前記心周期上の前記ＲＯＩにおける組織の磁化履歴を制御することによって、前記被験者の前記心周期における不一致の前記医療イメージングデータにおける痕跡を制御するように選択される
    ことを特徴とするシステム。
12. 前記コンピュータシステムは、前記被験者の前記心周期における前記所定の点を識別するためにナビゲータイメージング取得を実行するようにさらに構成されていることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
13. 前記反転モジュールは、非選択的反転パルスを含み、前記遅延は、前記飽和モジュールの完了から前記医療イメージングデータを取得するまで延伸する飽和時間（Ｔ_sat）から、前記反転モジュールの完了から前記医療イメージングデータを取得するまでの反転時間（Ｔ_inv）を差し引いた時間に等しいことを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
14. 前記飽和モジュール、前記反転モジュール、および前記遅延は、一定のＴ_satおよびＴ_invで、前記心周期内の前記所定の点が現れる毎に反復されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
15. 前記パルスシーケンスはガドリニウム遅延造影（ＬＧＥ）パルスシーケンスを含み、前記反転モジュール後の時刻ｔにおいて前記医療イメージングデータを取得するときに取得される信号は、
    

    

    によって記述され、式中、Ｍ₀はスピン密度であり、Ｔ１は観測される組織の縦緩和時間であり、Ｍ_hは前記反転モジュールを実行する直前組織の磁化であり、前記ＲＯＩ内の組織の磁化履歴に関する情報を含み、先行する心周期における磁化の完全な回復はＭ_h＝１に対応することを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
16. 前記コンピュータシステムは、前記遅延を、前記ＲＯＩ内の組織の前記Ｔ１がＴ_inv後のＴ'＝Ｔ１・ｌｏｇ（２）において無効化されるという仮定に基づいて選択するように構成されていることを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
17. 前記時刻ｔにおける前記信号は
    

    

    によって記述され、前記遅延はＳ_SAPPHIRE（Ｔ_inv）＝０ ｆｏｒ Ｔ１＝Ｔ'／ｌｏｇ（２）であるように選択されることを特徴とする請求項１５に記載のシステム。
18. Ｔ_invは
    

    

    によって記述されることを特徴とする請求項１３に記載のシステム。
19. 前記パルスシーケンスはＴ１マッピングパルスシーケンスを含み、前記飽和モジュールおよび前記遅延は、心周期間の縦磁化の回復期間の長さを制御するように構成されていることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。
20. 前記ＲＯＩは前記被験者の心臓を含み、前記飽和モジュール、前記反転モジュール、および前記遅延は、ＲＯＩ内の健康な心筋組織からの信号を無くするように選択されることを特徴とする請求項１１に記載のシステム。

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