JP2012522574A - Ｓｗｉｆｔ−ｍｒｉによる磁性粒子の位置特定 - Google Patents

Abstract

ＭＲ画像データの虚数成分と、実数成分または磁性成分由来の解剖的参照画像とを組み合わせて用いたＳＷＩＦＴ−ＭＲＩによる、体内または体外の磁性（超常磁性）粒子の陽性造影による位置特定。
【選択図】図４Ａ、図４Ｂ

Description

（優先権主張）
本出願は、２００９年４月２日に出願された、Ｃｕｒｔｉｓ Ａ．Ｃｏｒｕｍ らによる「磁気共鳴画像を使用した磁性粒子の検出・定量化」と題する米国仮特許出願番号第６１／１６６，１０８号（代理人整理番号６００．７２６ＰＲＶ）に対し、米国特許法第１１９条（ｅ）に基づく優先権の利益を主張する。上記米国仮特許出願番号第６１／１６６，１０８号の内容は、参照により本明細書に組み込まれる。

（連邦政府の支援による研究または開発に関する陳述）
本発明は、国立衛生研究所（ＮＩＨ）よりの賞金番号ＢＴＲＲＰ４１ＲＲ００８０７９にて、政府の支援を得てなされたものである。政府は本発明について一定の権利を有する。

一定の条件下において、磁気共鳴を使用して作成された画像は、検査中の被験体に関係する、望ましくないアーチファクトを示し得る。例えば、磁気的影響を受けやすい要素を含む組織は、陰性造影を有する画像を生じ得る。かかる磁気的影響を受けやすい要素を含む組織を画像化するうえで、現行システムでは不十分である。

本発明の内容は、ＭＲＩを使用して、磁性物質または磁性粒子の改良された検出及び定量化を可能にする。１つの実施例において、フーリエ変換を伴う掃引画像化（ＳＷＩＦＴ）、制限エコー時間ＳＷＩＦＴ（ＳＷＩＦＴ−ＬｉＴＥ）、または超短エコー時間（ＵＴＥ）ＳＷＩＦＴなどから待ち時間の短い複素数ＭＲＩ画像を得るために位相フラット化アルゴリズムが適用される（Ｂ１）。１つの実施例において、虚数（Ｉｍ）成分を観察するために、後処理が使用される。前記Ｉｍ成分は、磁性粒子に関する情報を含み得る。様々な実施例において、ユーザにより、関心領域（ＲＯＩ）が、エンハンスメント領域周辺に描かれ得る（または、それ以外ではユーザインターフェースによって特定され得る）か、もしくは自動的に決定され得る。粒子種類が既知の場合は、鉄の質量を定量化する磁場強度を決定するために、フィッティングアルゴリズムが使用され得る。加えて、（Ｔ_１から）信号エンハンスメントが定量化され、量子化のための別の経路を与え得る。

関心領域における構成要素を検出し、定量化するために、本発明の内容の１つの実施例が使用され得る。例えば、癌診断、幹細胞トラッキング、及び肝臓ＭＲＩが、本発明の内容の実施例を使用しながら実施され得る。

この概要は、本特許出願の内容について概観することを意図している。これは、本発明の排他的または網羅的な説明を提供することを意図したものではない。本特許出願のさらなる情報を提供するために、詳細な説明が含められる。

図面は、必ずしも一定の縮尺で描かれていないが、数字等は、異なる図における類似の構成要素を示すことがある。異なる添え字を付した数字等は、類似の構成要素の異なる例を示すことがある。図面は、実施例として、但し限定を意図せずに、本明細書で議論される様々な実施形態について一般的に例示するものである。

図１は、１つの実施例による磁気共鳴システムを含む。 図２Ａは、１つの実施例によるＳＷＩＦＴのパルスシーケンスの略図を含む。 図２Ｂは、１つの実施例によるＳＷＩＦＴのパルスシーケンスの略図を含む。 図２Ｃは、１つの実施例によるＳＷＩＦＴのパルスシーケンスの略図を含む。 図３Ａは、心臓の画像を含む。 図３Ｂは、心臓の画像を含む。 図４Ａは、図３Ｂに基づくスライスの画像を含む。 図４Ｂは、図３Ｂに基づくスライスの画像を含む。 図５Ａは、心臓の図を例示する。 図５Ｂは、心臓の図を例示する。 図５Ｃは、心臓の図を例示する。 図６は、１つの実施例による方法を含む。

第一部は、磁気共鳴システムの１つの実施例の記載を含む。第二部は、ＳＷＩＦＴ画像化手順（protocol）の１つの実施例について記載する。第三部は、心筋内の鉄を含む作用物質を検出する１つの実施例について記載する。第四部は、ＳＷＩＦＴ画像化におけるオフレゾナンス効果のための反復的再構成について記載する。

（第一部）
図１は、磁気共鳴システム１００のブロック図を含む。１つの実施例において、前記磁気共鳴システム１００は、磁石１０５を有する画像システム１００を表現する。１つの実施例において、システム１００は、電子常磁性体共鳴システムを含む。磁石１０５は、バイアシング磁場を提供し得る。コイル１１５と被験体１１０は、磁石１０５の磁場の中に配置される。被験体１１０は、人体、動物、ファントムまたはその他標本を含む。コイル１１５は、時々アンテナとも呼ばれるが、送信コイル、受信コイル、別個の送信・受信コイル、または送受信コイルを含み得る。コイル１１５は送信／受信ユニット１２０及び処理装置（processor）１３０と連通する。様々な実施例において、コイル１１５は、被験体１１０に対して高周波（ＲＦ）信号を送受信する。送信／受信ユニット１２０は、送信／受信スイッチ、アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）、デジタルアナログ変換器（ＤＡＣ），増幅器、フィルター、またはコイル１１５を励起し、コイル１１５から信号を受信するよう構成されたその他のモジュールを含み得る。送信／受信ユニット１２０は、処理装置（processor）３３０に連結する。

処理装置１３０は、デジタル信号処理装置、超小型演算処理装置（microprocessor）、制御装置、またはその他のモジュールを含み得る。１つの実施例において、処理装置１３０は、コイル１１５の励起信号（例えばパルスシーケンス）を作成するよう、構成される。１つの実施例において、処理装置１３０は、コイル１１５から受信した信号によって後処理工程を実行するよう、設定される。処理装置１３０は、記憶装置１２５、ディスプレイ１３５、及び出力ユニット１４０にも連結する。

記憶装置１２５は、データ保存のためのメモリを含み得る。かかるデータは、画像データならびに処理装置１３０によって実行された処理結果を含み得る。１つの実施例において、記憶装置１２５は、処理装置１３０による使用の実行可能命令の保管を行う。かかる命令は、特定のパルスシーケンスを作成し、伝達するために、または特定のアルゴリズムを実行するように構成され得る。

ディスプレイ１３５は、スクリーン、モニター、または被験体１１０に対応する可視画像を提供するためのその他の装置を含み得る。例えば、ディスプレイ１３５は、動径投影、デカルト座標投影、または被見体１１０に対応してその他の図を表示するように構成され得る。出力ユニット１４０は、プリンタ、記憶装置、ネットワーク・インターフェース、または処理されたデータを受信するよう構成されたその他の装置を含み得る。

本発明の内容は、システム１００またはその他、核磁気共鳴、磁気共鳴映像法、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）、電子常磁気共鳴（ＥＰＲ）、強磁気共鳴（ＦＭＲ）、または強磁性スピン波共鳴（ＦＳＷＲ）に好適なシステムを使用して実行され得る。

（第二部）
核磁気共鳴（ＮＭＲ、または省略形で磁気共鳴ＭＲとも呼ばれる）において、ＲＦ励起は、逐次的、同時的かつ任意的と記載され得る。連続波（ＣＷ）、パルス状、および確率的を含む、３つの異なる対応するＮＭＲ技術が使用される。

パルスＦＴスペクトロスコピーは、高分解能核磁気共鳴とともに使用され得る。ＭＲＩは、高分解能ＮＭＲに対して追加的な技術的要件を有する。対象の客体は、試験管より遥かに大きいため、ＭＲＩで使用される静電場とＲＦ磁場は、高分解能ＮＭＲで使用されるそれらよりも必然的に不均一となる。

ＣＷにおけると同様、前記ＳＷＩＦＴ法は、ＲＦ掃引励起を使用し、またＣＷ法による掃引速度を大きさで数桁分上回る掃引速度を使用する。周波数領域にて信号が収集されるＣＷ法と異なり、ＳＷＩＦＴでは、パルスＦＴ法同様に、信号は時間関数と考えられる。加えて、スピンシステム応答から適切なスペクトル情報を抽出するために、ＳＷＩＦＴは、確率ＮＭＲに類似する相関方法を用いる。

高速走査ＦＴ技術及びＳＷＩＦＴ技術は、いくつかの共通性を有するが、励起に関するシステム応答については、それぞれ視点を異にする。高速走査ＦＴは、システム応答を周波数領域において考察し、前記ＳＷＩＦＴは、システム応答を時間領域において考察する。その結果、ＳＷＩＦＴを使用して得られたスペクトルは、掃引速度の線形性に対して感度が低い。これにより、高速走査ＦＴに要求されるチャープ励起よりも均一な励起プロファイルを有する幅広い階級の周波数変調パルスの使用が可能となる。また、ＳＷＩＦＴは、信号励起と信号の取得を実質的に同時に提供する。したがって、ＳＷＩＦＴは「エコー時間ゼロ」であり、極めて高速のスピン−スピン緩和（または超短Ｔ_２）を有する対象物を調べるのに好適である。ＳＷＩＦＴは、例えばナトリウム−２３、カリウム−３９、及びホウ素−１１などの四重極核のＭＲＩに使用されることができる。

ＳＷＩＦＴ手法
ＳＷＩＦＴは、図２Ａに示す方法によってモデル化することができる。ＳＷＩＦＴは、少なくとも空間情報をエンコードするために使用される磁場勾配の新たな値（または向き）の設定に必要な時間分、パルス長さＴ_ｐを超える、短い反復時間ＴＲを有する周波数変調パルスのシーケンスを採用する。画像は３Ｄ逆投影法再構成を用いて処理される。１つの実施例において、双曲線正割族（ＨＳ_ｎパルス）からの周波数変調パルスが使用される。図２Ｂにおいて、時間依存の振幅及び位相を有するＮ個の異なるサブパルス要素を含む１つの成形パルスが図示されている。ＦＭパルス実行中、瞬時共鳴が到達されるまで、等色曲線が実効ＲＦ磁場ベクトルに続く。共鳴時、前記等色曲線がＲＦパルスの「ハグ」から解放されて、その後、小さな減衰変調を伴ってほぼ自由に前進し、スペクトルコンタミネーションを生ぜしめる。したがって、スピンシステム応答からスペクトル情報を抽出するために、確率的ＮＭＲにおいて、位相情報を回復する方法に類似の相互相関法を使用して、処理が行われる。ＴＲ＜＜Ｔ_１のＳＷＩＦＴの、理論的に達成可能な単位時間当たり信号対ノイズ比（ＳＮＲ）は、パルスＦＴのそれと等しい。ＳＷＩＦＴ収集中に、適用された画像勾配は、磁化率または不均一性ゆえに固有の全勾配を上回る。かかる状況のため、得られた画像は、横緩和から完全に独立しており、信号強度はＴ_１とスピン密度にのみ依存する。最大Ｔ_１コントラストは、実効フリップ角に依存し、感度とコントラストとを最大限調整するならば、エルンスト角を２倍も上回るフリップ角を有することとなる。フリップ角が極めて小さい場合、Ｔ_１コントラストはごく僅かであり、かかるコントラストは全てスピン密度由来である。画像取得前に、または画像取得とインターリーブする適切な準備シーケンスによって、その他の種類のコントラストが到達され得る。

ＳＷＩＦＴは、ＭＲＩに対して新規かつ有益な性質を付与するが、かかる性質には以下のものが含まれる。
（ａ）高速：ＳＷＩＦＴは、再焦点パルスや勾配反転に関連する遅延ならびに収集時間と一体化する励起パルス時間を除去する。その他の高速画像シーケンス同様、ＳＷＩＦＴは、既存の画像化システムハードウェアや収集速度、空間分解能、及びＳＮＲとの調整による制限を受ける。
（ｂ）短いＴ_２に対する高感度：ＳＷＩＦＴは、Ｔ_２＞１／ＳＷ（ＳＷ＝スペクトル幅）を有する励起スピンに対して高感度を有する。特定して分解されるためには、Ｔ_２＞Ｎ／ＳＷが満たされなければならないが、かかる条件は、ＳＷを増大させることにより、固体に対しても理論的に実現可能である。
（ｃ）低減したモーションアーチファクト：ＳＷＩＦＴには、「エコー時間」がないため、モーションアーチファクトに対して感度が低い。その他の高速シーケンスと比較して、勾配存在下の拡散や非代償性運動による信号の喪失が少ない。
（ｄ）低減したダイナミックレンジ要件：異なる周波数が逐次的に励起されるため、結果生成された信号は、取得した信号より低減した振幅を有し、時間について分散される。これにより、デジタイザのダイナミックレンジをより効果的に利用し得る。
（ｅ）静か：ＳＷＩＦＴは、投影間の勾配を変化させる際、小さなステップを使用するため、大きな雑音を生じる高速勾配スイッチングが回避され得る。また、ＳＷＩＦＴは、動的な検査において高い時間分解能を達成するため、迅速な更新モードにて動作し得る。投影再構成は、フーリエ画像とは異なり、各取得のｋ空間の中心をサンプリングするため、この疑似時間分解能が可能である。

（第三部）
ＳＷＩＦＴは、心筋に移植された超常磁性酸化鉄（ＳＰＩＯ）で標識した幹細胞を検出するために使用され得る。

ＳＰＩＯを使用して標識した要素に加えて、その他の磁性物質または常磁性物質も標識剤または造影剤として使用され得る。例えば、超小型超常磁性酸化鉄粒子（ＵＳＰＩＯ）または単結晶酸化鉄ナノ粒子（ＭＩＯＮ）も使用され得る。磁性という用語は、常磁性のそれをも含む。磁性物質は強磁性体（自身で永久磁場を作り出す物質）、常磁性体（磁場に引き付けられる物質）、または反磁性体（磁場と逆方向に磁化される物質）とすることができる。

例えば、幹細胞の超常磁性酸化鉄（ＳＰＩＯ）標識は、これらの有するＴ_２ ^＊効果を介してＭＲＩによって高感度で検出され得る。その結果、Ｔ_２／Ｔ_２ ^＊で重み付けされた勾配フォーカスエコー（ＧＲＥ）検出は、類似のシグナルボイドが組織境界または出血領域で生じるため、ＳＮＲが低く、特異性に乏しい陰性造影（無信号）となる。

方法は、陰性造影を陽性造影へ変換するために使用され得て、かかる方法は心臓血管系におけるＳＰＩＯ標識をトラッキングするために適用され得る。オン共鳴水信号が抑制される（または励起されない）ため、ＳＰＩＯ信号を含む画像をレジストするためには、通常、別の解剖学的画像が必要になる。かかる要件は、組織の動きがコレジストレーションでのエラーを引き起こす可能性がある特定の心臓血管系には、制限となるおそれがある。

フーリエ変換を伴う掃引画像化（ＳＷＩＦＴ）技術は、極端に速い横緩和速度を有するスピンを画像化するために使用され得る。

加えて、ＳＷＩＦＴは、ＳＰＩＯ標識された細胞を可視化するために使用され得る。

本発明の内容は、磁化率アーチファクトを可視化し、磁性粒子の検出の向上をもたらし得るＳＷＩＦＴ技術に関する。ＳＮＲ。

（方法の実施例）
マウス胚幹細胞が磁性粒子で標識され得て、かかる標識された細胞がネズミの心筋に直接移植され得る。高速ＧＲＥシーケンスを心臓同期、呼吸同期と併用して、インビボ（ｉｎｖｉｖｏ）検出を達成し得る。

心臓の長軸シネ（ｃｉｎｅ）画像と短軸シネ画像が４．７Ｔで取得され得る。二次元ＧＲＥと三次元ＳＷＩＦＴによる心臓画像化が、それぞれ４．７Ｔ、９．４Ｔの磁気システムを使用して行われ得る。図は、ＧＲＥを使用した５００μｍのスライス厚さの１００^２μｍ^２の面内分解能と、ＳＷＩＦＴを使用した９８^３μｍ^３の等方性分解能を例示する。ＳＷＩＦＴ取得のバンド幅は１２５ｋＨｚ、フリップ角は２０°、ＴＲは２ｍｓでＴＥは６μｓであり、３Ｄデータは１５分間で４つの平均値をとって得られ得る。

（実施例の結果）
図３Ａは、インビボＧＲＥによるＳＰＩＯ標識された幹細胞（矢印）の検出を示し、図３Ｂは、エクスビボ（ｅｘｖｉｖｏ）ＧＲＥによるＳＰＩＯ標識された幹細胞（矢印）の検出を示す。ＧＲＥ画像は、同じ心臓の短軸像を表す。

図４Ａは、強度画像を含み、図４Ｂは、図３Ｂに示すスライスに概ね対応する仮想（ｉｍａｇｉｎａｒｙ）ＳＷＩＦＴ画像を含む（エクスビボＧＲＥのスライス厚さはＳＷＩＦＴの５倍である旨、留意せよ）。図３ＢにおけるＧＲＥ画像は、磁化率に関連して典型的な「ブルーミング効果」を示す一方、かかるアーチファクトはＳＷＩＦＴによって抑制される。すなわち、強度画像における低信号領域は、位相画像上に示される（図４Ｂ）、エンハンスされた境界によって特定されている（図４Ａ）。ある境界領域（矢印）における信号を再焦点するうえでの欠陥は、データを後処理することにより修正され得る。強度画像は、心筋壁のＴ_１Ｗ信号を提供する。したがって、コレジストレーション（位置合わせ）のために参照画像を取得する必要がない。

磁気共鳴システムからのデータは、第一成分と第二成分とを有する複素数データを含み得る。例えば、複素数データは大きさ成分及び位相成分を含み得て、あるいは、かかる複素数データは実数成分と虚数成分とを含み得る。

ＳＷＩＦＴは、陽性造影画像を提供でき、心臓血管への応用に好適である。

（第四部）
以下の部では、ＳＷＩＦＴ画像化におけるオフ共鳴効果のための反復再構成について記載する。

強い局所磁場の不均一は、ＭＲＩに難題を提起し得る。問題点は、（ａ）より大きなバンド幅を励起する、（ｂ）信号を短いＴ_２ ^＊を有する領域から取得する、及び（ｃ）前記信号の正しく、かつ、歪みのない空間周波数を決定する、という３部分からなる。高速の緩和信号の励起及び取得は、ＳＷＩＦＴシーケンスによって巧みに捕捉される。

ＳＷＩＦＴで使用されるような高バンド幅であっても、取得された信号は相変わらず空間的歪みを伴い得る。磁場マップの推定のための異なるＴＥを有する２つの取得のような従来的な方法は、必ずしも可能な選択肢たり得ない。これは反復不能な長い取得を伴う用途、動く臓器（心臓、肺など）のインビボ画像化にとって、あるいはまた、短いＴ_２信号を画像化するとき、最短の可能なＴＥでさえ信号が位相から外れる場面では懸案事項である。マッピングが可能でない場合の磁場の不均一を修正するためには、磁場の不均一を平滑化するための自動フォーカス法が使用され得る。

３Ｄの動径画像化のために、グリッドｋ空間における動径位相シフトを適用することにより、取得された信号を迅速に異なるオフ共鳴周波数へ再構成することの実現可能性は、反復方法を使用することを可能にする。

信号回復がＳＷＩＦＴ信号の使用により実現可能であることを示すために、本発明の内容の１つの例は、必ずしもゆっくりと変化するとは限らない未知の局所磁場を修正するための反復周波数シフト方法を実行し得る。

（方法）
本明細書の他の箇所で記載したように、マウス胚幹細胞が標識され得る。

（グリッディングを通して）標準的ＳＷＩＦＴ信号のデカルトグリッドへ再構成後、ＳＰＩＯの挿入領域を覆う３Ｄ関心領域（ＲＯＩ）が自動焦点用に選択され得る。本明細書に記載する実施例において、選択された関心体積（ＶＯＩ）は、１００×６０×５０ボクセルであった。異なるオフ共鳴シフトを伴う一連の画像が、信号の正しい再配置を判断するための基準として使用され得る。信号の虚数部の大きさの平方根を最小化するための最小化関数が使用され得る。逐次改良には、ノイズ増幅を防止するために、平均化に対して徐々に小さくなる１３^３、９^３、７^３、５^３、３^３ボクセルのＶＯＩが使用され得る。

（結果）
ＳＷＩＦＴを使用した画像化は局所的にかつ中程度に強度のＴ_２ ^＊を確認する。図５Ａにおいて、スライス中のＲＯＩの位置が長方形のボックスによって同定される。図５Ａは、Ｔ_２ ^＊によりいくぶん膨張した６つのシーケンシャルスライスについてＳＷＩＦＴを使用した場合のインビボラットの心臓の代表的な短軸画像の不要部を切除したＦＯＶを含む。前記ボックスは、オフ共鳴修正用に使用されるＶＯＩの大きさを示す。

図５Ｂの画像の横列は、シーケンシャルスライスのＳＰＩＯ注入部位の境界における、Ｔ_２ ^＊による高信号を示す。修正後、ＳＷＩＦＴ取得において観察されるより均一な無信号分散が、図５Ｃの画像の横列に示すように達成されている。図５Ｃは、反復的なオフ共鳴修正後の信号の再構成を含む。

ＳＷＩＦＴで画像化した際、残余の輝度信号は、ＳＰＩＯからの輝度造影と不整合でない。

（補注）
図６は、１つの実施例による方法６００を示す。前記方法６００は、６１０にて、標本の細胞を磁性粒子で標識することを含む。前記磁性粒子は、常磁性タグを含み得る。６２０で、かかる方法は、掃引周波数励起と時間の共有モードにおける実質的に同時の信号取得を使用して標本の磁気共鳴（ＭＲ）画像データを作成することを含み、前記ＭＲ画像データは第一成分と第二成分とを含む。６３０で、かかる方法は、第二成分を使用して作成された画像を使用し、また、第一成分を使用して作成された解剖学的画像を使用して標識された細胞を検出することを含む。

１つの実施例において、第二成分を使用して作成された画像を使用して標識された細胞を検出することは、位相成分または虚数成分のうち少なくとも１つを使用することを含む。さらに１つの実施例においては、ＭＲ画像データの大きさ成分または実数成分のうち少なくとも１つを使用して解剖学的画像を作成することを含む。

さらに、１つの実施例は、信号取得中に、オフ共鳴アーチファクトを修正するために局所周波数シフトを使用することを含む。ＭＲ画像データを作成することは、ＳＷＩＦＴ、ＳＷＩＦＴ−ＬｉＴＥ、またはＵＴＥのうち少なくとも１つを実施することを含み得る。１つの実施例によれば、標識された細胞を検出することは、標識された細胞の位置を同定することを含む。

フーリエ変換を伴う掃引画像化（ＳＷＩＦＴ）法は、組織に移植されＳＰＩＯ標識された細胞を可視化するために使用され得る。ＳＷＩＦＴは、周波数掃引励起と時間の共有モードにおける実質的に同時の信号取得を使用する。ＳＷＩＦＴは、高いスピン−スピン緩和速度を有する対象物を画像化するのに好適であり、低減した「バルーニング」磁化率アーチファクトのデータを作成する。ＳＷＩＦＴ画像の実数部と虚数部は、ＳＰＩＯ標識された細胞を同定する際に使用され得る。

心臓組織の３Ｄ−ＳＷＩＦＴから作成された大きさ画像及び仮想画像がＧＲＥの対応部分とともに図示されている。ＧＲＥ画像は、ＳＰＩＯの存在によって引き起こされた磁場の不均一に関連する「ブルーミング効果」を示す。磁気的影響を受けやすいアーチファクトは、ＳＷＩＦＴを使用することで抑制される。ＳＷＩＦＴ仮想画像は、ＳＰＩＯ標識の存在により脱位相したスピンに対して陽性造影を提供する。また中程度のＴ_２ ^＊効果の大半が可視不能のため、ＳＷＩＦＴ画像によって、ＳＰＩＯ標識された細胞の検出を容易化する。

ある境界領域における再焦点信号における不完全性があって、反復周波数シフトを利用する方法が、さらに画像を修正するために実行され得る。ＳＷＩＦＴ大きさ画像は、解剖学的詳細を提供し、ＳＰＩＯに関連する低信号領域周辺の境界線を高くする。強度画像は、ＳＰＩＯに関連する信号が２つをコレジストレーション（位置合わせ）する必要なく結合される、参照画像としての役割を果たす。

１つの実施例による方法は、真性鉄を含む組織中の磁気成分を検出し得る。真性鉄成分は、フェリチン、ヘモグロビン、またはシトクロムを含み得る。

上記の発明の詳細な説明は、かかる発明の詳細な説明の一部を形成する添付の図面の参照を含む。図面は、例示により、本発明が実施され得る具体的な実施形態について示している。かかる実施形態は、本明細書中「実施例」としても参照される。かかる実施例は、本明細書中に示され記載された要素に対する追加的要素をも含み得る。しかしながら、本発明の発明者は本明細書中に示され記載された要素のみに関して実施例を検討することもできる。

本明細書で参照される全ての刊行物、特許、及び特許文書は、参照により個別に組み込まれるのと同様に、参照により全体として本明細書に組み込まれる。本明細書と参照によりこうして組み込まれたこれらの文書とで用語の使い方が齟齬する場合、組み込まれている参照文献の用語の使い方は、本明細書の用語の使い方を補足するものと考えられるべきであり、相容れない齟齬については、本明細書の用語の使い方が優先する。

本明細書において、「１つの（「ａ」又は「ａｎ」）」という言い方は、特許文書においてよくあるように、「少なくとも１つ」又は「１つ又は複数」の他の任意の場合又は使用とは無関係に、１つ又は複数であることを含むものとして使用される。本明細書では、「又は［あるいは、若しくは］」という語句は、断りのない限り、非排他的であることを指し、従って「Ａ又は［あるいは、若しくは］Ｂ」は、「ＡであるがＢでなく」、及び「ＢであるがＡでなく」、及び「ＡかつＢ」を含む。 添付の請求項における英文中の「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」及び「ｉｎ ｗｈｉｃｈ」という言葉は、「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（含む、備える）」及び「ｗｈｅｒｅｉｎ」のそれぞれの言葉と等価であるものとして使用される。また、請求項では、「ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ（含む、備える）」及び「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ（備える、含む）」という言葉は、制約がない、つまり、請求項中のそのような言葉の後に列挙されているものに加えて複数の要素を含むシステム、アセンブリ、デバイス、物品、又はプロセスは、その請求項の範囲内にあるとみなされる。さらに、請求項では、「ｆｉｒｓｔ（第１の）」、「ｓｅｃｏｎｄ（第２の）」、及び「ｔｈｉｒｄ（第３の）」などの言葉は、単に、標識として使用され、その対象に対する数値的要件を課すことを意図しない。

本明細書に記載された方法の実施例は、少なくとも部分的に機械またはコンピュータで実施され得る。いくつかの実施例においては、上記実施例にて記載された方法を実行するための電子機器を構成するために動作可能な指示書がエンコードされたコンピュータ可読媒体または機械可読媒体を含み得る。かかる方法の実施には、マイクロコード、アセンブリ言語コード、高次元言語コードなどのコードを含み得る。かかるコードは、コンピュータプログラム生成物の部分を形成し得る。さらに、かかるコードは、実行中またはその他の場合に１または複数のメモリ揮発性の、または不揮発性のコンピュータ可読媒体に明確に記録され得る。これらのコンピュータ可読媒体は、ハードディスク、着脱式磁気ディスク、着脱式光ディスク（例えば、コンパクトディスク、デジタルビデオディスク）、磁気カセット、メモリカードまたはスティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、リードオンリーメモリ（ＲＯＭ）などを含み得るが、これらに限定されない。

以上の記載は、例示を意図したものであり、限定を意図していない。例えば、上記の実施例（もしくはその１または複数の態様）が互いに組み合わせて使用され得る。その他の実施形態も、例えば上記の記載を読んだ本発明の技術分野における通常の知識を有する者によって使用され得る。要約は、米国特許法施行細則１．７２（ｂ）の規定にしたがって、読者に技術開示内容の性質が即座に把握できるように提供されている。要約は、特許請求の範囲やその意味内容を解釈したり、限定したりするために使用されてはならない旨、確認的にここに述べる。また、上記の発明の詳細な説明において、開示内容を効率化するために種々の特性がグループ化され得る。このことは、特許請求の範囲に記載されていない開示内容の特性が前記任意の特許請求の範囲に対して本質的であると解釈されてはならない。そうではなく、発明に関する内容は、特定して開示された全実施形態の特性に満たないこともあり得る。したがって、以下の特許請求の範囲が、本明細書の発明の詳細な説明に組み込まれ、各特許請求の範囲は、それぞれが別個の実施形態として存在する。本発明の範囲は、添付の特許請求の範囲とかかる特許請求の範囲が包含する均等物の全範囲を参照して決定されるべきである。

Claims (20)

1. 磁気共鳴スキャナと：前記スキャナに連結され、被験体体内の磁性物質の位置を同定するために磁気共鳴（ＭＲ）画像データを作成するよう構成されている処理装置であって、前記ＭＲ画像データが前記被験体用の第一成分と第二成分を有する複素数データを含み、前記ＭＲ画像データが前記スキャナから提供される短いＴ_２高感度シーケンスを使用して実質同時に得られる処理装置とを含むシステム。
2. 前記処理装置が、オフ共鳴周波数アーチファクトを反復して修正するよう構成されている、請求項１に記載のシステム。
3. 前記処理装置が、位相フラット化アルゴリズムを実行するよう構成されている、請求項１または２に記載のシステム。
4. 前記処理装置が、第一成分と第二成分とを記録するよう構成されている、請求項１乃至３に記載のシステム。
5. 前記第二成分が、磁性成分または実数成分のうち少なくとも１つを含む、請求項４に記載のシステム。
6. 標本の細胞を磁性粒子で標識するステップ；掃引周波数励起と時間の共有モードにおける実質的に同時の信号取得を使用して標本の磁気共鳴（ＭＲ）画像データを作成するステップであって、前記ＭＲ画像データが第一成分と第二成分とを含み；前記第二成分を使用して作成された画像を使用し、前記第一成分を使用して作成された解剖学的画像を使用して標識された細胞を検出するステップとを含む方法。
7. 前記第二成分を使用して、作成された画像を使用して標識された細胞を検出するステップが、少なくとも位相成分または虚数成分のうち少なくとも１つを使用することを含む、請求項６に記載の方法。
8. ＭＲ画像データの磁性成分または実数成分のうち少なくとも１つを使用して前記解剖的画像を作成するステップをさらに含む、請求項７に記載の方法。
9. 信号取得中に、オフ共鳴アーチファクトを修正するために局所周波数シフトを使用するステップをさらに含む、請求項６乃至８のいずれかに記載の方法。
10. 前記ＭＲ画像データを作成するステップが、ＳＷＩＦＴ、ＳＷＩＦＴ−ＬｉＴＥ、またはＵＴＥのうち少なくとも１つを実施するステップを含む、請求項６乃至９のいずれかに記載の方法。
11. 前記標識された細胞を検出するステップが、前記標識された細胞の位置を同定するステップを含む、請求項６乃至１０のいずれかに記載の方法。
12. 関心標本の組織を磁性造影剤で標識するステップ；短いＴ_２高感度ＭＲ画像化シーケンスを利用して前記関心標本の磁気共鳴（ＭＲ）画像データを生成するステップであって、前記データが第一成分と第二成分とを含み；相補成分を含む複素数ＭＲ画像を形成するために前記データを使用するステップ；及び前記相補成分を使用して作成された画像を使用して組織を検出するステップとを含む方法。
13. 前記組織が、体外で標識された細胞を含む、請求項１２に記載の方法。
14. 前記造影剤が、分子または粒子のうち少なくとも１つを含む、請求項１２または１３のいずれかに記載のシステム。
15. 組織に常磁性体を注入するステップを含む、請求項１２乃至１４のいずれかに記載の方法。
16. 前記常磁性体が、超常磁性体を含む、請求項１５に記載の方法。
17. 前記組織が、真性鉄成分を含む、請求項１２乃至１６のいずれかに記載のシステム。
18. 前記真性鉄成分が、フェリチン、ヘモグロビン、またはシトクロムのうち少なくとも１つを含む、請求項１７に記載の方法。
19. 前記標識された細胞を検出するステップが、標識された細胞の位置を同定するステップを含む、請求項１２乃至１８に記載の方法。
20. 前記相補成分が、位相成分または虚数成分のうち少なくとも１つを含む、請求項１２乃至１９に記載の方法。