JP2005525183A - 磁気共鳴イメージング - Google Patents

Abstract

磁気共鳴イメージングシステムにおいて、レシーバアンテナシステムは、範囲（Δ，０.５）、好ましくは範囲（Δ，０.２）の相対結合度で電磁的に結合されたレシーバコイルを含む。

Description

本発明は、
主磁場強度の静的な主磁場を印加し、検査されるべき対象から連続した磁気共鳴信号のエコートレインを生成するＲＦ励起を用いる収集シーケンスを利用するステップと、
空間感度プロファイル（spatial sensitivity profile）を持つレシーバアンテナシステムを使用して、ある程度のアンダーサンプリング（undersampling）で前記磁気共鳴信号を受信するステップと、
前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成するステップと、
を有する磁気共鳴イメージング方法に関する。

このような磁気共鳴イメージングシステムは、通常は並列イメージング方法として示される方法によって動作し、Magn.Reson.Med.42(1999)952-962におけるK.Pruessmann et al.の論文から既知である。

前記既知の方法は、特にＳＥＮＳＥ法として知られている。磁気共鳴信号のアンダーサンプリングは、ｋ空間におけるアンダーサンプリングに関連し、前記ｋ空間をスキャンするのに要する時間を減少する。しかしながら、並列イメージング法は、比較的低い信号対雑音比（ＳＮＲ）を内在的に持つ磁気共鳴信号を生成する。特に、前記ＳＮＲは、アンダーサンプリングの程度の増加と共に減少する。前記既知の方法は、複数のレシーバコイル、特に電磁的に減結合された表面コイルを含むレシーバアンテナシステムを採用する。このために、前記既知の磁気共鳴システムにおいて、複雑な電磁的な処置が、前記表面コイルの電磁的な減結合（electromagnetic decoupling）を達成するために取られている。引用文献は、再構成された画像の信号対雑音比（ＳＮＲ）が前記表面コイルの電磁的な結合により低下されるだろうと記述している。特に、実際の幾何学的構造に関する雑音強調は、例えばＳＥＮＳＥ減少係数Ｒにより表される前記アンダーサンプリングの程度が、前記再構成が決定不全（underdetermined）になる理論的な最大値に近づく場合に、急速に増大する。

本発明の目的は、レシーバアンテナシステムがより単純である磁気共鳴システムを提供することである。

この目的は、前記レシーバアンテナシステムが範囲（Δ、０.５）、好ましくは範囲（Δ、０.２）内の相対結合度（relative coupling degree）で電磁的に結合されたレシーバコイルを含む、本発明による磁気共鳴イメージングシステムで達成される。下限Δは、前記下限での又は前記下限より下の結合が生じる場合に、高い診断品質の磁気共鳴画像が結合により誘導された雑音を再構成の考慮に入れずに得られるような前記相対結合度の下限である。実際には、Δは０.０２〜０.０５の範囲内である。相対コイル結合の度合いの定量的な尺度は、

と定義される。ここでＣは結合行列（サイズ＝コイル数×コイル数）であり、Ｉｄは対応する単位行列であり、δ_ijはクロネッカのデルタ（i=jの場合１、それ以外は０）である。従って前記結合行列が単位行列に等しい（即ち感度は不変のまま）場合には結合度はゼロである。そうでなければ単位行列からのずれは非ゼロ結合を生じる。

本発明は、より強い相対結合が可能にされるにつれて、前記レシーバコイルのより単純な（電子的又は機械的な）構築が可能にされるという洞察に基づく。特に、前記レシーバコイル間の比較的大きな相互誘導結合が可能にされ、これにより前記レシーバコイル間のより少ない電磁的絶縁が必要とされる。特に本発明によると、ＳＮＲの十分な結果は、依然として０.１又は０.２程度の高さの結合の重要なレベルに対して達成される。

更に、驚くことに、再構成された前記磁気共鳴画像の前記ＳＮＲが、指定された範囲において実質的に一定であると思われる。更に、この利点は、いわゆるＳＥＮＳＥ係数Ｒのようなアンダーサンプリングの程度及び主磁場強度の両方から実質的に独立なままである。特に、本発明は、１.５ＴのＭＲＩシステム及び３ＴのＭＲＩシステムにおいてうまく利用されることができる。

特にアンダーサンプリングされた前記磁気共鳴信号からの前記磁気共鳴画像の再構成は、異なる信号受信チャネルにおける磁気共鳴信号の雑音相関の最小化を必要とする。このような最小化は特に、前記ＳＥＮＳＥ法に組み込まれる。異なる信号受信チャネルにおける前記雑音相関の最小化は、前記レシーバコイルの電磁的な相互結合により誘導される雑音を補償することができると思われる。

前記磁気共鳴（ＭＲ）信号の収集に要する時間は、前記ＭＲ信号のサブサンプリングを採用することにより減少される。このようなサブサンプリングは、様々な様式で達成されることができるサンプリングされた点の数のｋ空間における減少を伴う。特に、前記ＭＲ信号は、レシーバコイル、好ましくは表面コイルのような複数のレシーバアンテナに関する信号チャネルを介して獲得される。複数の信号チャネルを介する収集は、信号収集時間を更に減少するために信号の並列収集を可能にする。

前記サブサンプリングのために、サンプリングされたデータは、撮像される前記対象の複数の位置からの寄与を含む。前記磁気共鳴画像は、前記信号チャネルに関連した感度プロファイルを使用して、サブサンプリングされた前記ＭＲ信号から再構成される。特に前記感度プロファイルは、例えばレシーバコイルのような前記レシーバアンテナの空間感度プロファイルである。好ましくは、表面コイルが前記レシーバアンテナとして採用される。再構成された前記磁気共鳴画像は、対応する波長での輝度／コントラスト変化に関連した多数の空間的な調和成分からなると見なされてもよい。前記磁気共鳴画像の分解能は、最小波長、即ち最高波数（ｋ値）により決定される。関連する最大波長、即ち最小波数は、前記磁気共鳴画像の視野（ＦＯＶ）である。前記分解能は、前記視野とサンプル数との比により決定される。

前記サブサンプリングは、対応する前記レシーバアンテナが、ｋ空間における分解能が前記磁気共鳴画像の分解能に要する分解能より粗くなるようにＭＲ信号を収集することにより達成されることができる。サンプリングされた最小波数、即ちｋ空間における最小ステップサイズは増加されるが、サンプリングされた最大波数は維持される。この故に、前記画像分解能は、サブサンプリングを利用する場合に変化しないが、最小のｋ空間ステップは増加し、即ち前記ＦＯＶは減少する。前記サブサンプリングは、例えば、前記磁気共鳴画像の分解能に要するものより幅広く離れたｋ空間におけるラインがスキャンされるようにｋ空間のスキャンにおいてラインをスキップすることにより、ｋ空間におけるサンプル密度の減少により達成されうる。前記サブサンプリングは、前記視野を減少することにより達成されうるが、最大ｋ値を維持し、これに応じてサンプリングされた点の数は減少される。減少された前記視野のために、サンプリングされたデータは、前記撮像される対象の複数の位置からの寄与を含む。

特に、レシーバコイル画像が、対応するレシーバコイルからのサブサンプリングされたＭＲ信号から再構成される場合、このようなレシーバコイル画像は、減少された前記視野により生じた折り返しアーチファクト（aliasing artifact）を含む。前記レシーバコイル画像及び前記感度プロファイルから、前記画像における異なる位置からの前記受信コイル画像の個別の位置における寄与は分離され、前記磁気共鳴画像が再構成される。このＭＲイメージング方法は、アクロニムＳＥＮＳＥ法の下でこのようなものとして既知である。このＳＥＮＳＥ法は、国際出願番号ＷＯ９９／５４７４６−Ａ１の公開公報においてより詳細に記載される。

代替的に、前記サブサンプリングされたＭＲ信号は、完全な視野に対応するｋ空間のサンプリングを与える結合されたＭＲ信号に結合されることができる。特に、いわゆるＳＭＡＳＨ法によると、サブサンプリングされたＭＲ信号は、前記感度プロファイルに従って結合された低次の球面調和関数を近似する。前記ＳＭＡＳＨ法は、国際出願番号ＷＯ９８／２１６００の公開公報からこのようなものとして既知である。

サブサンプリングは、空間的にも実行されることができる。この場合、前記ＭＲ信号の空間分解能は、前記磁気共鳴画像の分解能より低く、前記磁気共鳴画像の完全な分解能に対応するＭＲ信号は、前記感度プロファイルに基づいて形成される。空間的サブサンプリングは、特に、例えば個別のレシーバコイルからの異なる信号チャネルにおけるＭＲ信号が、前記対象の複数の部分からの寄与の結合を形成することにより達成される。このような部分は、例えば同時に励起されたスライスである。しばしば各信号チャネルにおける前記ＭＲ信号は、複数の部分、例えばスライスからの寄与の線形結合を形成する。この線形結合は、前記信号チャネルに関連した、即ち前記受信コイルの前記感度プロファイルを含む。従って、対応する前記信号チャネルのＭＲ信号及び対応する部分（スライス）のＭＲ信号は、前記感度プロファイルによる前記対応する信号チャネルにおける前記対象の複数の位置の寄与の重みを表す感度行列により関係付けられる。前記感度行列の逆行列を取ることにより、前記対象の対応する部分に関するＭＲ信号が得られる。特に、対応するスライスからのＭＲ信号が得られ、これらのスライスの磁気共鳴画像が再構成される。

これら及び他の態様は、詳細な実施例を参照して、及び添付図面を参照して更に説明されるだろう。

本発明において、並列イメージングのＳＮＲ性能に対する誘導結合の影響が調査された。可変コイル結合を用いるＳＥＮＳＥイメージングは、１.５及び３テスラ（Tesla）で実行された。この結果は、相互信号伝達が行われるとコイル感度が明瞭さを非可逆的に失うかもしれないという心配とは逆に、並列イメージングにおけるＳＮＲは結合に対して極端に敏感ではないことを示す。

序文
アレイコイル素子の誘導結合は、従来のフェーズド・アレイ・イメージング（phased array imaging）における信号対雑音比（ＳＮＲ）に対して不利な効果を持つことが知られている。コイルアレイを用いる並列イメージングに対して、例えばＳＭＡＳＨ法又はＳＥＮＳＥ法を使用すると、コイル結合は、これが前記アレイ素子の前記感度プロファイルをより類似させ、潜在的に幾何係数を増加するので、付加的なＳＮＲ損失を伴うことを期待されるべきである。しかしながら、もし相互結合が、本質的にスカラ効果伝送ＭＲ信号であり、同じ様式で確率的雑音であるならば、理論は前記結合効果が打ち消しあうことを予測する。

本研究において、我々は、磁場強度の影響に対して特別な注意を払って、スカラ相互伝送の仮定に基づいて並列イメージングにおけるコイル結合を調査する。

理論及び方法
コイル回路の有限のインピーダンスのため、コイル抵抗及び前記対象の熱放射から生じる雑音電圧は、雑音電流を生じ、隣接するコイル素子との誘導結合を生じる。低周波数近似において、誘導電圧は、単純に相互インダクタンスに対応する。この故に、この領域（regime）において、雑音及びＭＲ信号は、各コイル対に固有の２つのスカラ重みと共に伝送するだろう。Ｎ_C個のコイルのアレイに対して、結合は、従ってＮ_C×Ｎ_C個のスカラ値の結合行列Ｃにより記述されることができ、逆線形結合（inverse linear combination）を使用してアンカップリング（uncoupling）を可能にする。これは、デカルトＳＥＮＳＥ再構成から生じる画像雑音行列を考慮に入れることにより容易に説明されることができる。
Ｘ＝(Ｓ^HΨ^-1Ｓ)^-1 [１]
ここで、Ｓ及びΨは、それぞれ感度及びレシーバ雑音行列を示し、上付き文字Ｈは複素共役置換を示す。スカラ領域において、結合は、Ｓ，Ψを単純に、
Ｓ^c=ＣＳ， Ψ^c＝ＣΨＣ^H [２]
と変更し、ここで上付き文字ｃは、結合状態を示す。式[１]における変更された項の挿入は、このような結合が画像雑音レベル、従ってＳＮＲを影響されないままにするだろうことを示す。特に、減少Ｒ＝１の前記ＳＥＮＳＥ法に対応する従来のアレイイメージングは、コイル結合から損害を受けないだろう。

しかしながら、スカラ結合近似は、ＭＲＩの周波数領域において厳密に成り立つことは期待されることができない。この適用可能性を調査するために、ＳＥＮＳＥイメージング実験は、同一の水ファントムと同一の幾何学的構造の表面レシーバコイルの対（長方形、１０ｃｍ×２０ｃｍ、ギャップ＝３ｃｍ）とを使用して、１.５及び３テスラで実施された。標準的な勾配エコーシーケンス（gradient echo sequence）は、ＲＦ伝送のためにボディコイルを使用する１.５Ｔ及び３Ｔの全身用Philips Intera Systems（Philips Medical Systems, Best, The Netherlands）上で撮像するために使用された。感度マップは、従来の基準スキャンから作成され、前記レシーバ雑音行列は、ＭＲ信号無し（フリップ角＝０）の追加の収集から決定された。可変コイル結合は、１つのコイルの前置増幅器回路内のマッチング・キャパシタンスのわずかな段階的な変更（２０ステップ）を介してコイル電流を変化させることにより生じた。

デフォルトのキャパシタンスが、コイルの絶縁に最も近い基準として使用された。変更されたキャパシタンス設定に対して、見かけの結合行列Ｃは、最小二乗フィッティングにより感度マップから決定された。単位行列からのＣの標準偏差は、結果セクションにおける横軸値となる全体的な結合の尺度として使用された。信号及び雑音の等しいスカラ結合の仮定は、この場合、実際の雑音相関と以前に評価された結合行列による期待値との間の差異（discrepancy）を計算することにより検査された。
Discrepancy_Ψ＝||Ψ^c−ＣΨ^refＣ^H||/||Ψ^c|| [３]
ここでΨ^refは基準設定において決定される。最後に、各キャパシタンス設定に対し、ＳＮＲへの実際の効果は、Ｒ＝１及びＲ＝２の減少係数でＳＥＮＳＥイメージングにより評価された。

結果
信号結合は、スカラ結合モデルとの良い整合性を示し、３％（１.５Ｔ）及び２％（３Ｔ）の範囲の正規化されたフィッティング残留誤差（normed fitting residua）を生じた。依然として相当な差異が、図１に示されたようにモデル化された雑音相関と実際の雑音相関との間に観測された。３Ｔにおいて、前記差異は、全体的な結合の関数として更に強く増加することに注意する。図２は、前記キャパシタンスを変化させてＳＥＮＳＥイメージングにより得られた平均ＳＮＲを示し、特にＲ＝１及び１.５Ｔにおける結合に対してＳＮＲの良い全体的なロバストネスを示す。両方の３Ｔの系列は、小さい全体的な結合において既に増加されたＳＮＲ磁化率を示す。

考察
前記結果は、並列イメージングにおけるＳＮＲがコイル結合に対して極端に敏感ではないことを示唆する。この調査において、前記コイル感度は、線形の再構成において仮想的な分離コイル（uncoupled coil）の再生成を可能にする近似的にスカラ結合の挙動を示した。しかしながら、雑音成分は、周波数とともに強く増加する前記スカラ結合モデルからの大幅な体系的なずれを示した。可能性のある説明は、延ばされたコイル導体における交流が、単一のスカラ電流の仮定を否定することである。従って、コイル電流が前記導体に沿って局所的な量になるので、磁場信号源に対立する雑音源の電気的性質は、結果として増加的に異なる伝送経路を生じる。

テスラにおける雑音結合と信号との間の差異のより急勾配の増加は、ＳＥＮＳＥイメージングにおける増大されたＳＮＲペナルティと一致した。このペナルティは、しかしながら、従来のアレイイメージングで得られるものとかなり類似していて、並列イメージングに固有ではない根本的なメカニズムを提案する。

図３は、本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。

前記磁気共鳴イメージングシステムは、主コイル１０のセットを含み、これらにより安定した一様な磁場が生成される。前記主コイルは、例えばトンネル形検査スペースを囲むような様式で構築される。前記検査されるべき患者は、このトンネル形検査スペースに滑らされて入れられる。前記磁気共鳴イメージングシステムは、複数の勾配コイル（gradient coils）１１、１２をも含み、これらにより特に個別の方向における一時的な勾配の形式で空間的な変化を示す磁場が、前記一様な磁場の上に重ねられるように生成される。勾配コイル１１、１２は、制御可能な電源供給ユニット２１に接続される。勾配コイル１１、１２は、電源供給ユニット２１を使用して電流を印加することによりエネルギを与えられる。前記勾配の強度、方向及び持続時間は、前記電源供給ユニットの制御により制御される。前記磁気共鳴イメージングシステムは、ＲＦ励起パルスを生成する送信コイル１３、及び磁気共鳴信号を獲得する受信コイル１５をも含む。送信コイル１３は、好ましくはボディコイルとして構築され、これにより検査されるべき対象（の一部）は、囲まれることができる。前記ボディコイルは、通常は、前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置された検査されるべき患者３０がボディコイル１３により囲まれるような様式で前記磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。ボディコイル１３は、前記ＲＦ励起パルス及びＲＦリフォーカシングパルスの送信用の送信アンテナとして動作する。好ましくは、ボディコイル１３は、送信されたＲＦパルスの空間的に一様な強度分布を伴う。受信コイル１５は、好ましくは検査されるべき患者３０の体の上又は近くに配置された表面コイル１５である。このような表面コイル１５は、空間的に非均一である磁気共鳴信号の受信に対して高い感度を持つ。これは、個別の表面コイル１５が主に異なる方向から、即ち前記検査されるべき患者の体の空間の異なる部分から生じる磁気共鳴信号に対して敏感であることを意味する。前記コイル感度プロファイルは、前記表面コイルのセットの空間感度を表す。前記送信コイル、特に表面コイルは、復調器２４に接続され、受信された前記磁気共鳴信号（ＭＳ）は、復調器２４を使用して復調される。復調された前記磁気共鳴信号（ＤＭＳ）は、再構成ユニットに印加される。前記再構成ユニットは、前記表面コイルのセットの前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から磁気共鳴画像を再構成する。前記コイル感度プロファイルは、前もって測定され、例えば電子的に、前記再構成ユニットに含まれるメモリユニットに記憶されている。前記再構成ユニットは、前記復調された磁気共鳴信号（ＤＭＳ）から１つ以上の画像信号を得、前記画像信号は、１つ以上の、場合によっては連続的な磁気共鳴画像を表す。これは、このような磁気共鳴画像の前記画像信号の信号レベルが、関連した前記磁気共鳴画像の輝度値を表すことを意味する。実際には再構成ユニット２５は、好ましくは前記コイル感度プロファイルに基づいて、前記復調された磁気共鳴信号から前記磁気共鳴画像を再構成するためにプログラムされたデジタル画像処理ユニット２５として構築される。デジタル画像処理ユニット２５は、特にいわゆるＳＥＮＳＥ法又はいわゆるＳＭＡＳＨ法に従って再構成を実行するようにプログラムされる。前記再構成ユニットからの前記画像信号は、モニタ２６に印加され、これにより前記モニタは、（複数の）前記磁気共鳴画像の画像情報を表示することができる。更に他の処理、例えばハードコピーの形式での印刷を待つ間、前記画像信号をバッファユニット２７に記憶することも可能である。

前記検査されるべき患者の磁気共鳴画像又は連続した磁気共鳴画像の系列を形成するために、前記患者の体は、前記検査スペース内に広がる磁場にさらされる。この安定した一様な磁場、即ち主磁場は、前記検査されるべき患者の体内の少し過剰な数のスピンを前記主磁場の方向に向ける。これは、前記体内に（小さな）正味の巨視的な磁化を生成する。これらのスピンは、例えば水素原子核（陽子）のような核スピンであるが、電子スピンが関係してもよい。前記磁化は、前記勾配磁場の印加により局所的に影響を受ける。例えば、勾配コイル１２は、前記体の多少薄いスライスを選択するために選択勾配を印加する。この後に、前記送信コイルは、前記検査されるべき患者の撮像されるべき部分が位置する前記検査スペースに前記ＲＦ励起パルスを印加する。前記ＲＦ励起パルスは、選択された前記スライスにおけるスピンを励起し、即ち正味の磁化は、この場合、前記主磁場の方向のまわりの歳差運動を行う。この動作の間に、前記主磁場における前記ＲＦ励起パルスの周波数帯域内にラーモア周波数を持つスピンが励起される。しかしながら、このような薄いスライスより大幅に大きな前記体の一部におけるスピンを励起することも明白に可能であり、例えば、前記スピンは、前記体内の実質的に３つの方向に延在する３次元部分において励起されることができる。ＲＦ励起後に、前記スピンは、ゆっくりと初期状態に戻り、前記巨視的な磁化は、（熱的な）平衡状態に戻る。緩和する前記スピンは、この場合、磁気共鳴信号を発する。読み出し勾配及び位相エンコード勾配の印加のため、前記磁気共鳴信号は、例えば前記選択されたスライスの空間的位置をエンコードする複数の周波数成分を持つ。前記ｋ空間は、前記読み出し勾配及び前記位相エンコード勾配の印加による前記磁気共鳴信号によりスキャンされる。本発明によると、特に前記位相エンコード勾配の印加は、前記磁気共鳴画像の所定の空間分解能に関連して前記ｋ空間のサブサンプリングを生じる。例えば、前記磁気共鳴画像の所定の分解能に対して小さすぎるライン数、例えば前記ライン数の半分のみが、前記ｋ空間においてスキャンされる。

スカラ結合と実際の全体的な結合との間の差異を示す。 実際の全体的な結合の関数としてＳＥＮＳＥイメージングにおけるＳＮＲを示す。 本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムを概略的に示す。

Claims (2)

1. 主磁場強度の静的な主磁場を印加する主磁場システムと、
   検査されるべき対象から１つ又は複数の磁気共鳴信号を生成するＲＦ励起を生成するＲＦ励起システムと、
   空間感度プロファイルを有し、ある程度のアンダーサンプリングで前記磁気共鳴信号を受信するレシーバアンテナシステムと、
   前記磁気共鳴信号及び前記空間感度プロファイルから磁気共鳴画像を再構成する手段と、
   を有する磁気共鳴イメージングシステムであって、
   前記レシーバアンテナシステムが、範囲（Δ，０.５）、好ましくは範囲（Δ，０．２）の相対結合度で電磁的に結合されたレシーバコイルを含む、
   磁気共鳴イメージングシステム。
2. 前記レシーバアンテナシステムが、対応する信号受信チャネルに結合された複数のレシーバアンテナを有し、
   前記磁気共鳴画像の再構成が、異なる信号受信チャネルにおける磁気共鳴信号の雑音相関の最小化を伴う、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージングシステム。
   

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