JP2014046209A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】磁化移動を利用して、生体組織内の高分子の特性を検出することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。前記シーケンス制御部は、自由水プロトンの共鳴周波数とは異なる周波数のＭＴ（Magnetization Transfer）パルスを印加した後、撮像対象の磁気共鳴信号を収集する。また、前記シーケンス制御部は、前記ＭＴパルスの周波数を、前記撮像対象に含まれる制限的プロトンのＴ２緩和時間に基づく周波数帯域内で変化させながら、複数の周波数それぞれに関して前記磁気共鳴信号を収集する。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージングには、ＭＴＣ（Magnetization Transfer Contrast：ＭＴＣ）効果やＣＥＳＴ（Chemical Exchange Saturation Transfer：ＣＥＳＴ）と呼ばれる手法がある。生体組織内のプロトンには、自由水プロトン、及び、高分子と結合することで運動を制限される制限的プロトンが存在する。ＭＴＣ効果では、自由水プロトンと制限的プロトンとの間の磁化移動が利用される。その原理は次の通りである。まず、自由水プロトンの共鳴周波数とは異なる共鳴周波数のＭＴパルスが印加され、制限的プロトンの信号が抑制される。制限的プロトンは、周囲の自由水プロトンと交換されているため、信号を抑制された制限的プロトンの磁化が自由水プロトンに移動する結果、自由水プロトンの信号が減少する。なお、ＣＥＳＴでは、特定の周波数を有する制限的プロトン（例えば、アミド、ヒドロキシ基）と自由水プロトンとの間での磁化移動が対象とされる。

Wolff, et al, "Magnetization Transfer Contrast (MTC) and Tissue Water Proton Relaxation In Vivo," Magn. Reson. Med., Vol.10, pages 135-144(1989) Ward, et al, "A New Class of Contrast Agents for MRI Based on Proton Chemical Exchange Dependent Saturation Transfer (CEST)," J. Magn. Reson., Vol.143, pages 79-87(2000)

本発明が解決しようとする課題は、磁化移動を利用して、生体組織内の高分子の特性を検出することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することである。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置は、シーケンス制御部を備える。前記シーケンス制御部は、自由水プロトンの共鳴周波数とは異なる周波数のＭＴ（Magnetization Transfer）パルスを印加した後、撮像対象の磁気共鳴信号を収集する。また、前記シーケンス制御部は、前記ＭＴパルスの周波数を、前記撮像対象に含まれる制限的プロトンのＴ２緩和時間に基づく周波数帯域内で変化させながら、複数の周波数それぞれに関して前記磁気共鳴信号を収集する。

図１は、ＭＴＣ効果を利用して生体組織内の高分子の特性を磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）により自動検出するように構成された例示的実施形態に係るＭＲＩシステムの高度に図式化したブロック図。 図２は、非制限的な核磁気共鳴（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）核（即ち、水プロトン）について、信号強度とラーモア（Larmor）周波数からの周波数偏差との関係を表したグラフであって、半値全幅（Full Width Half Magnitude：ＦＷＨＭ）が、結合高分子のＴ２パラメータと逆比例の関係にあることを実例で示したグラフ。 図３は、２つのカーブフィッティングモデルであり、「長」ＦＷＨＭ及び「短」ＦＷＨＭ（例えば、Ｔ２／Ｔ２^＊に対応するもの、又は、より一般的には、ＭＴＣ交換に寄与する高分子プロトンのＴ２値を表すＴ２ｅ）の成分を表すグラフ。 図４は、ＦＷＨＭを求めるためのスペクトル応答カーブフィッティング解析を表す別のグラフ。 図５は、若いボランティア及び年配のボランティアにおける、長Ｔ２／Ｔ２^＊プールの相対振幅を示す画像。 図６は、若いボランティア及び年配のボランティアにおける、超短Ｔ２／Ｔ２^＊プールの相対振幅を示す画像。 図７は、生体組織内の高分子のＴ２／Ｔ２^＊特性をＺ−スペクトルを利用して自動的に検出する例示的実施形態を実現するためのコンピュータプログラムコード構造を表すフローチャート。 図８Ａは、灰白質のＺ−スペクトル、並びに、短Ｔ２ｅｓの交換可能プロトン及び長Ｔ２ｅｌの交換可能プロトンにおけるカーブフィッティングを示す図。 図８Ｂは、白質のＺ−スペクトル、並びに、短Ｔ２ｅｓの交換可能プロトン及び長Ｔ２ｅｌの交換可能プロトンにおけるカーブフィッティングを示す図。 図９Ａは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｌのカラーマップ。 図９Ｂは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｓのカラーマップ。 図９Ｃは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｌ 半値全幅（Full Width at Half Maximum：ＦＷＨＭ）のカラーマップ。 図９Ｄは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｓ 半値全幅のカラーマップ。 図１０は、Ｔ２ｅｓ強調コントラスト画像（ａ）と灰白質及び白質の画像化セグメント（ｂ）との比較を示す図。 図１１は、脳幹神経節領域のカーブフィッティング後のＴ２ｅｌ（左上）、Ｔ２ｅｓ（左下）、Ｔ２ｅｌのＦＷＨＭ（右上）、及びＴ２ｅｓのＦＷＨＭ（右下）を示し、更に中央にリファレンスイメージを示した図（５つの異なる脳組織には、尾状核、尾状核被殻、淡蒼球、視床、及び海馬の標示が付されている）。 図１２は、小脳領域のカーブフィッティング後のＴ２ｅｌ（左上）、Ｔ２ｅｓ（左下）、Ｔ２ｅｌのＦＷＨＭ（右上）、及びＴ２ｅｓのＦＷＨＭ（右下）を示し、更に中央にリファレンスイメージを示した図。 図１３は、例示的実施形態において実行されるパルスシーケンスを説明するための図。

以下、図面を参照しながら、実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置（以下、適宜「ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）システム」）を説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、ある実施形態において説明する内容は、原則として他の実施形態においても同様に適用することができる。また、「Ｔ２」及び「Ｔ₂」は、いずれもスピン−スピン緩和を意味する。また、真のＴ２緩和時間を「Ｔ２ｅ」と表記するのに対し、ＴＲ（Repetition Time：ＴＲ）の制限等により必ずしも真のＴ２緩和時間とは言えない場合に、「Ｔ２／Ｔ２^＊」と表記する等して区別するが、この区別も厳密なものではなく、本実施形態は、そのいずれにおいても適用可能なものである。

図１は、ＭＴＣ（Magnetization Transfer Contrast：ＭＴＣ）効果を利用して、生体組織内の高分子の特性を磁気共鳴イメージングにより自動検出するように構成された、例示的実施形態に係るＭＲＩシステムの高度に図式化したブロック図である。図１に示すＭＲＩシステムは、ガントリ１０（概略的に断面図で示す）、及び、ガントリ１０と連結される種々の関連システムコンポーネント２０を備える。通常、少なくともガントリ１０は、シールドされた部屋に設置される。図１に示すＭＲＩシステムの結合構造には、静磁場Ｂ_０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルセット１４と、ＲＦ（Radio Frequency）コイルアセンブリ１６とから成る、１つの実質的に同軸で筒形の構造体が含まれている。諸エレメントから成るこの筒形の配列体の水平軸沿いに、被検体寝台又はテーブル１１に支持された、被検体９（例えば頭部）の対象とする解剖学的組織（即ち、関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ））を実質的に包囲するものとして示される、イメージング領域１８がある。

ＭＲＩシステム制御部２２は、入／出力ポートが、表示部２４、キーボード／マウス２６、及びプリンタ２８に接続されている。自明であるが、表示部２４は、制御信号を入力する機能も果たすように、タッチスクリーンの類であってもかまわない。

ＭＲＩシステム制御部２２は、ＭＲＩシーケンス制御部３０に接続されている。そのＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ傾斜磁場コイルドライバ３２を制御し、更にはＲＦ送信部３４及び（送信及び受信のどちらにも同じＲＦコイルが使用される場合に）送／受信スイッチ３６も制御する。当業者には自明であるが、ＲＦ信号を、イメージングボリューム内のＲＯＩに送信し、及び／又は、そこから受信するのに、様々な多くのタイプのＲＦコイル（例えば、全身用コイル、表面コイル、バードケージ型コイル、コイルアレイ等）を用いることができる。これも自明であるが、心電図（Electrocardiogram：ＥＣＧ）同期信号、呼吸同期信号、及び／又は脈波同期信号をＭＲＩシーケンス制御部３０に提供するために、１つ又は複数のしかるべき生理学的トランスデューサ８を被検体の体に貼着することができる。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、更に、ＭＲＩシーケンス制御部３０の能力範囲の中で既に利用可能になっている、ＭＲＩデータ収集シーケンスを遂行するためのしかるべきプログラムコード構造３８へのアクセスも有している。例えば、特定のＭＲＩデータ収集シーケンスパラメータを規定する操作者入力、及び／又は、システム入力を用いて、ＭＴＣ効果を含むＭＲ画像を生成する。

ＭＲＩシステム２０は、ＲＦ受信部４０を搭載しているが、これは、表示部２４に（又は後で見ることができる他の所に）送る処理済み画像データを生成するために、ＭＲＩデータプロセッサ４２に入力を提供するものである。ＭＲＩデータプロセッサ４２は更に、画像再構成プログラムコード構造４４、及びＭＲ画像メモリ４６（例えば、本例示的実施形態及び画像再構成プログラムコード構造４４に従った処理から導かれるＭＲ画像データを格納するための）にもアクセスできるように構成されている。

ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０も、一般化した形で図１に示している。そこでは、格納済みのプログラムコード構造（例えば、ＭＴＣ効果を使って生体組織高分子特性のＭＲＩ検出を行うためのもの、関連のグラフィカルユーザインターフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）、そこへの操作者入力等）は、ＭＲＩシステムの種々のデータ処理コンポーネントにとってアクセス可能なコンピュータ可読記録媒体に格納される。当業者には自明であるが、ＭＲＩシステムプログラム／データ格納部５０を細分化し、少なくともその一部分を、関連システムコンポーネント２０の諸々の処理コンピュータのうちの異なる処理コンピュータであって、通常の動作においてかかる格納プログラムコード構造を最も早急に必要とするものに、直接接続することができる（即ち、共有した形で格納し、ＭＲＩシステム制御部２２に直接接続するのではない）。

実際に、当業者には自明であるが、図１は、簡易化して表示した典型的ＭＲＩシステムの非常に高度な線図であり、後述する例示的実施形態を実施するために、若干の変更が加えられている。システムのコンポーネントは、「箱」の形をした様々な論理処理の取り合わせに分割することができる。典型的には、デジタルシグナルプロセッサ（Digital Signal Processor：ＤＳＰ）、マイクロプロセッサ、特定用途処理回路（例えば、高速Ａ／Ｄ変換、高速フーリエ変換、アレイ処理等のための）を数多く備えている。これらのプロセッサの各々は、典型的にはクロック制御式の「ステートマシーン」であり、それらの物理的データ処理回路は、各クロックサイクル（又は予め定められた数のクロックサイクル）が起こると直ぐに、ある物理的状態から別の物理的状態に進行する。

処理回路（例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit：ＣＰＵ）、レジスタ、バッファ、演算ユニット等）の物理的状態が、動作中に、１つのクロックサイクルから別のクロックサイクルに前進的に変化するだけでなく、関連のデータ記録媒体（例えば、磁気記録媒体のビット格納部位）の物理的状態も、かかるシステムの動作中に、１つの状態から別の状態に転換される。例えば、ＭＲイメージング再構成プロセスの終了時に、物理的記録媒体内のアレイ状のコンピュータ可読アクセス可能データ値格納部位（例えば、画素値の多数桁バイナリ表現）は、何らかの前の状態（例えば、全てが一様に「０」値又は全てが「１」値）から新しい状態に転換されることになるであろう。この場合、かかるアレイの物理的部位の（例えば画素値の）物理的状態は、現実の物理的事象及び状態（例えば、画像化された領域空間全体にわたる被検体の諸組織）を反映して、最小値と最大値の間のまちまちの値になっている。当業者には自明であるが、かかるアレイ状の格納データ値は物理的構造を表すものであり、更にはそれを構成する。これは、命令レジスタへの書き込みとＭＲＩシステムの１つ又は複数のＣＰＵによる実行が逐次的に行われたときに、特定の動作状態のシーケンスが起こり、それがＭＲＩシステム内部で遷移させられるように作用する、特定の構造のコンピュータ制御プログラムコードの場合と同様である。

下記の例示的実施形態は、改良が施された、ＭＲＩデータを収集し、及び／又は、ＭＲＩデータ収集を処理する手段、及び／又は、ＭＲ画像を生成し、表示する手段を提供するものである。

上述してきたＭＲＩシステムにおいて、例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、自由水プロトンの共鳴周波数（例えば、中心周波数）とは異なる周波数のＭＴ（Magnetization Transfer：ＭＴ）パルスを印加した後、撮像対象のＭＲ信号を収集する。また、例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＴパルスの周波数を、撮像対象に含まれる制限的プロトンのＴ２緩和時間に基づく周波数帯域内で変化させながら、複数の周波数それぞれに関してＭＲ信号を収集する。このとき、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、撮像対象に、Ｔ２緩和時間が異なる少なくとも２つの制限的プロトンが含まれるとした場合に、相対的に短いＴ２緩和時間に基づく広範囲の周波数帯域内で、ＭＴパルスの周波数を変化させる。

また、例えば、ＭＲＩシステム制御部２２（「解析部」とも称される）が、複数の周波数それぞれに関して収集されたＭＲ信号を、信号強度と周波数との関係に基づき解析することで、解析の範囲毎にＺ−スペクトルを得る。また、ＭＲＩシステム制御部２２は、Ｚ−スペクトルから、Ｔ２緩和時間が異なる少なくとも２つの制限的プロトンに関する値を導出する。例えば、少なくとも２つの制限的プロトンの割合、及び、少なくとも２つの制限的プロトンそれぞれのＴ２緩和時間のうち、少なくとも一方を導出する。更に、ＭＲＩシステム制御部２２は、Ｚ−スペクトルから得られた制限的プロトンに関する値に基づくカラーを、再構成されたＭＲ画像上にマッピングした画像を生成し、生成した画像を表示部２４に表示する。これらの点について、以下に詳細に説明する。

高分子中の比較的自由な水プロトンと制限的プロトンとの間にプロトン交換が存在するものと仮定する。交換可能プロトンを評価するために、磁気共鳴イメージング（Resonance Imaging：ＲＩ）によって測定された「Ｚ−スペクトル」が使用されてきた。脳において、灰白質（Gray Matter：ＧＭ）及び白質（White Matter：ＷＭ）は、ニューロンのミエリン鞘を備えた細胞体及び軸索を含有しており、様々な交換可能環境で、その役目を果たすことができる。以下の例示的実施形態においては、灰白質及び白質には、超短スピン−スピン緩和（Ｔ２）に起因して、少なくとも２つの交換可能環境が存在することを提唱する。この研究において、我々は、物理的ローレンツモデルをＭＲＩのＺ−スペクトルに適用し、人間の脳の２つの交換可能環境にカーブフィッティングを行った。我々は、その結果から、健康なボランティアにおいて、２つの交換可能コンパートメントが、短Ｔ２交換可能プロトン（Ｔ２ｅ〜５０μｓ）、及び、長Ｔ２交換可能プロトン（Ｔ２ｅ〜２５００μｓ）の集団を表していることを見出した。短Ｔ２ｅ及び長Ｔ２ｅを解析することで、ＭＲＩコントラストの、まだ報告されていない新たな局面を提供することができる。

ＭＴＣ効果により、様々な高分子組成を有する組織及び／又は臓器の高分子における、バルク「自由」水プロトンと「制限的」プロトンとの、相互作用を観察することが可能になる。したがって、様々な人間の組織において、高分子の性質によっては、ＭＴＣ効果を用いてＭＲＩコントラストを生成することができ、ＭＲＩコントラストを変化させることができる。よく知られたＭＴＣのコントラスト効果は、脳、腎臓、心筋の形態評価、及び、頭蓋内のＭＲ血管造影法（MR Angiography：ＭＲＡ）における、血液と脳実質との間のコントラスト向上において、実証されてきた。

ＭＴＣ効果については、更に、バルク水プロトンとは異なる周波数で共鳴する交換可能プロトンの化学交換飽和移動（Chemical Exchange Saturation Transfer：ＣＥＳＴ）を研究するために、ＲＦパルスを用いてＮＭＲ（Nuclear Magnetic Resonance：ＮＭＲ）核を選択的に飽和させる手法により、更なる調査が行なわれてきた。ＣＥＳＴの主因となるプロトンは、一般的に、アミド、アミン、及びヒドロキシ基のプロトンである。これらは、バルク水プロトンを含む、ＭＴＣ交換可能プロトンである。ＣＥＳＴスペクトル（「Ｚ−スペクトル」と呼ばれる場合もある）は、自由水プロトンのＭＲ信号強度（これは、オフレゾナンスＲＦ励起パルスとともに低下する）をプロットすることによって実現される、ＭＴＣ効果のスペクトルである。ＭＴＣ効果の初期の概念は、スペクトロスコピーでは観察不能であったＴ２の短い高分子プロトンの成分を、自由水プロトンからの信号が（短Ｔ２成分を有するプロトンとの磁化の交換によって誘発される結果）低下するのを検出することによって、観察可能になるというものであった。

脳ＭＲＩにおける灰白質と白質との間のコントラストは、数多くの研究者によって調査されてきた。Ｔ１強調画像における成人の白質の相対輝度は、ミエリンから発生することが分かっている。しかしながら、それを支配するメカニズムについては、まだ分かっていない。ミエリンのコレステロールが原因であると推測した人もいる。

ニューロンでは、細胞体は主に灰白質内に、軸索は主に白質内に位置している。それらの軸索は、ミエリン鞘によって包囲されている。軸索内の水プロトンは、比較的自由な動きを有しているはずであるが、ミエリン鞘内の水プロトンは、ミエリン鞘の多数の層によって動きが制限されることになる。

我々は、例示的実施形態において、少なくとも２つの交換可能プロトン成分が存在するという仮説を立てた（且つ、実例により示している）。１つは、通常のＺ−スペクトルで観察する、Ｔ２の長い「長Ｔ２成分（Ｔ２ｅｌ）」であり、もう１つは、Ｔ２が相当程度に短い「超短Ｔ２成分（Ｔ２ｅｓ）」である。

ＭＴＣ効果は、自由水プロトンのＮＭＲ応答信号の低下として観察することができる。この低下は、オフレゾナンス（即ち、自由水プロトンのラーモア周波数からずれた）ＲＦ励起パルスを印加することによって誘発された、高分子プロトンとの交換の結果である。ＣＥＳＴスペクトル（特に、水（Ｈ_２Ｏ）プロトンが関与する場合に、Ｚ−スペクトルと呼ばれる場合がある）は、＋／−５ｐｐｍ（又は、３Ｔにおいて、＋／−６５０Ｈｚ）の周波数範囲にわたるＭＴＣ効果から得られるスペクトルである。短いＴ２／Ｔ２^＊成分（又は他のＮＭＲ効果）を示すＺ−スペクトルを得るためには、ＭＴＣの影響を受けたプロトンの信号を、比較的広い周波数範囲で収集する必要がある。特に、高分子のＮＭＲ磁化交換可能プロトンは、複数の環境を有している可能性がある。対応する複数の周波数成分を見つけ出すために、例えば、カーブフィッティングによるＺ−スペクトル画像上にあるように、短Ｔ２／Ｔ２^＊成分及び長Ｔ２／Ｔ２^＊成分（又は他のＮＭＲ効果）を含む、少なくとも２つの成分が視覚化される。

例示的実施形態では、「短」ＦＷＨＭ（Full Width at Half Maximum：ＦＷＨＭ）は、交換可能プロトンを約７０％有する長Ｔ２／Ｔ２^＊成分を意味する。逆に、「長」ＦＷＨＭは、交換可能プロトンを約２０％占有する「短」Ｔ２／Ｔ２^＊成分を意味する。そのＦＷＨＭ値は、マイクロ秒領域に変換されたものであり、１００μｓは極めて短いと考えられる。２００μｓＴ２／Ｔ２^＊は、比較的長い。短Ｔ２／Ｔ２^＊成分は、現在のところ、軸索のミエリン鞘内部の交換可能プロトンを表していると思われる。ミエリン鞘は、白質内に位置している。長Ｔ２／Ｔ２^＊成分は、ニューロンの細胞体内に位置しているが、この細胞体は、主に、脳の灰白質内に位置している。したがって、それらは正常でもなければ、病んでいるのでもない。

従来のＭＴＣスペクトル法では、ＭＴＣパルス（「ＭＴパルス」とも称される）に対して様々なオフセット周波数を使うことによって画像データの各セットを収集し、次に、関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）の信号強度を測定することによって、スペクトルをプロットする必要があった。そのスペクトルから、アミド、アミン、及びヒドロキシ基のプロトンとの、自由水の相互作用を観察することができる。加えて、制限的プロトンと自由水プロトンとがＮＭＲ磁化を交換する様子を調査し、オフレゾナンス周波数を使った照射によってより良好なコントラスト（又は自由水ＲＯＩの信号低下）を観察するのに、ＭＴＣ効果を使用することができる。しかしながら、制限的プロトンと自由水プロトンとの間の関係を調査して、高分子の制限的プロトンの状態を見つけ出すことは、試みられなかった。

ＭＴＣ関連スペクトルの半値全幅（Full Width at Half Magnitude：ＦＷＨＭ）パラメータを用いれば、異なる高分子の関連相対値を評価することが可能になると考えられる。異常組織（例えば、癌細胞）から成る区域は、正常組織のものと比較して、異なるスペクトルを有している。スペクトルのＦＷＨＭを測定することによって、異常環境の値（例えば、Ｔ１、Ｔ２、Ｔ２／Ｔ２^＊等）を推定することができる。

かかる目的でＭＴＣ関連スペクトルを得るためには、所望の周波数領域、オフセット周波数のインクリメント、及びＭＲＩデータ収集シーケンスのタイプを設定できるように、ＭＴＣ関連スペクトル用の適切なグラフィカルユーザインターフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）が必要とされる。

データを収集した後、関心領域のＭＴＣ関連スペクトルがプロットされ、それらのスペクトルのＦＷＨＭパラメータ（例えば、１／ＦＷＨＭは、例えば高分子のＴ２／Ｔ２^＊値に比例する）が推定される。例えば図２を参照のこと。図２は、非制限的な核磁気共鳴核（即ち、水プロトン）について、信号強度とラーモア（Larmor）周波数からの周波数偏差との関係を表したグラフであって、半値全幅が、結合高分子のＴ２パラメータと逆比例の関係にあることを実例で示したグラフである。同図において、スペクトルプロットのＦＷＨＭパラメータは、制限的環境又は高分子環境の１／Ｔ２を表している。

図３は、２つのカーブフィッティングモデルであり、「長」ＦＷＨＭ及び「短」ＦＷＨＭ（例えば、Ｔ２／Ｔ２^＊に対応するもの、又は、より一般的には、ＭＴＣ交換に寄与する高分子プロトンのＴ２値を表すＴ２ｅ）の成分を表すグラフである。図３に示すように、ＭＴＣ関連スペクトルの信号をモデル化したものは、２成分カーブフィッティングモデル及びＦＷＨＭを、即ちそれぞれ同時に「長」成分及び「短」成分（例えば、Ｔ１、Ｔ２、Ｔ２／Ｔ２^＊、等）の両方をフィットさせるように、含むことができる。

例示的実施形態は、所望の周波数範囲、オフセット周波数のインクリメント、及びＭＴＣ関連スペクトルの出力が適切な状態で、ＭＴＣ関連スペクトルを自動的に収集することを可能にするものである。全画像データを集めた後、収集後の全画像から、関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）のボクセルのスペクトルが計算される。正常組織環境対異常組織環境の識別及びコントラストは、収集され処理された画像から、視覚的に明らかになる。

オフセット周波数が−６〜＋６ｐｐｍの間に分布する従来のＺ−スペクトル収集とは異なり、例示的実施形態においては、−３０ｋＨｚ〜＋３０ｋＨｚの範囲に拡張されたオフレゾナンス周波数範囲を用いる、ＭＴ飽和を伴うプロトコルを選択した。５３ステップのオフセット周波数（３Ｔ）が適用された。［３００００，２８０００：−３０００：１０００，７５０：−５０：−７５０，−１０００：−３０００：−２８０００，−３００００］Ｈｚ。ＭＴＣパルスの形状を改善するために、我々のシーケンスでは、時間帯域幅積が８の、１０個のシンクパルスを実現した。ＲＦパルス継続時間は、それぞれ４０ｍｓであった。プリパレーションパルスとして、ＭＴＣパルスが、ＴＲ／ＴＥ＝８５５３／６０ｍｓにして、ＦＡＳＥ ２Ｄ基本イメージングシーケンスに挿入された。フリップ角及びフロップ角は、それぞれ９０°及び９０°であった。面内分解能は１．０ｍｍ×１．１ｍｍであり、スライス厚は５ｍｍである。被験者毎に、１つの単一イメージングスライスが収集された。したがって、各被験者に対する総収集時間は、約１０分であった。９人の被験者全員に対し、脳梁本体の直下アキシャル方向にイメージングスライスを配置した。９人の被験者のうちの１人に対し、２つの異なるイメージング位置において、収集を２回多く実施した。１つはアキシャル方向に設置し、第３心室を通過させた（脳幹神経節のレベルに）。他方は斜めに配置し、小脳を通過させた。これら２つの実験の目的は、我々の研究で提唱している方法が、イメージングロケーションに対して耐性が高かったことを確認することである。

例示的実施形態は、Ｚ−スペクトルを収集するためのＧＵＩを提供するものであり、Ｚ−スペクトル画像の収集、Ｚ−スペクトルの収集、及びそのＺ−スペクトルの半値全幅（Full Width at Half Maximum：ＦＷＨＭ）パラメータの計算を含んでいる。本収集は、選択可能スペクトル幅、オフレゾナンス周波数の選択可能インクリメント（例えば、−３０，０００Ｈｚから＋３０，０００Ｈｚまで５００Ｈｚ刻み、又はＦ_０付近では小さく、周波数＞±５，０００Ｈｚでは大きな刻み）によって制御することができる。例えば、一実施形態では、下記の周波数オフセットを使って収集された５３のデータポイントが存在するであろう。これらの周波数オフセットは、それら相互間に種々のインクリメント差を有している（例えば、２ｋＨｚ、３ｋＨｚ，５０Ｈｚのインクリメントを使って）。−３０ｋＨｚ〜＋３０ｋＨｚ範囲全体の中心に向かってインクリメントは小さくなっており、したがって、収集されたデータポイントは、スペクトルのピークが予期される中央領域付近でより密集している。即ち、本例示的実施形態において、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、周波数帯域内で変化させるＭＴパルスの周波数の間隔を、周波数帯域内で不均一にする。例えば、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、周波数帯域内で変化させるＭＴパルスの周波数の間隔を、自由水プロトンの共鳴周波数付近の周波数帯域では短く（密に）し、自由水プロトンの共鳴周波数から離れた周波数帯域では長く（粗く）する。

−３０ＫＨｚ；−２８ＫＨｚ；−２５ＫＨｚ；−２２ＫＨｚ；−１９ＫＨｚ；−１６ＫＨｚ；−１３ＫＨｚ；−１０ＫＨｚ；−７ＫＨｚ；−４ＫＨｚ；−１ＫＨｚ；−７５０Ｈｚ；−７００Ｈｚ；−６５０Ｈｚ；−６００Ｈｚ；−５５０Ｈｚ；−５００Ｈｚ；−４５０Ｈｚ；−４００Ｈｚ；−３５０Ｈｚ；−３００Ｈｚ；−２５０Ｈｚ；−２００Ｈｚ；−１５０Ｈｚ；−１００Ｈｚ；−５０Ｈｚ；０Ｈｚ；＋５０Ｈｚ；＋１００Ｈｚ；＋１５０Ｈｚ；＋２００Ｈｚ；＋２５０Ｈｚ；＋３００Ｈｚ；＋３５０Ｈｚ；＋４００Ｈｚ；＋４５０Ｈｚ；＋５００Ｈｚ；＋５５０Ｈｚ；＋６００Ｈｚ；＋６５０Ｈｚ；＋７００Ｈｚ；＋７５０Ｈｚ；＋１ＫＨｚ；＋４ＫＨｚ；＋７ＫＨｚ；＋１０ＫＨｚ；＋１３ＫＨｚ；＋１６ＫＨｚ；＋１９ＫＨｚ；＋２２ＫＨｚ；＋２５ＫＨｚ；＋２８ＫＨｚ；及び＋３０ＫＨｚ。

ＭＴＣパルスに対する様々なオフセット周波数の所定の帯域は、ここでは従来の化学交換飽和移動（Chemical Exchange Saturation Transfer：ＣＥＳＴ）解析のものより遥かに大きくなっている。特に、我々の例示的実施形態に必要なＭＴＣ関連スペクトルの収集は、予期される高分子スペクトルに対応する比較的大きな範囲全域で、ＭＲＩデータを複数セット収集する。このようにして、超短Ｔ２値を測定し、解析に備えて、それらの値にカーブフィッティングを行うことができる。例えば、Ｔ２＝５０μｓに対し、２０ｋＨｚの帯域幅（即ち±１０ｋＨｚ）が適切であろう。一方、Ｔ２＝１０μｓでは、１００ｋＨｚの帯域幅（即ち±５０ｋＨｚ）の方がより適切であろう。

ＭＲＩデータ収集シーケンス自体は、２Ｄシーケンス及び３Ｄシーケンスを含め、事実上任意の所望のシーケンスとすることができる（例えば、ＦＡＳＥ、ＥＰＩ、ｂＳＳＦＰ、ＦＦＥ、ＦＥ、ＦＳＥ、ＳＥ等）。選択されたＲＯＩに対する画像データの各セットは、ＭＴＣに関連したスペクトル及びＦＷＨＭを与える。スペクトルを収集した後、例えば高分子環境に対する２つのＴ２／Ｔ２^＊値（例えば、長い範囲及び短い範囲）を与えるように、ＲＯＩのうちの任意の指定区域についてＦＷＨＭを計算することができる。全画像データを集めた後、収集画像から、関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）のＦＷＨＭ値又は組織値（例えばＴ２／Ｔ２^＊）が計算される。指定のスペクトル幅にわたり、実質的に一定のＲＦ信号受信利得を維持しながら、同じシーケンス又は連結されたシーケンスから、ＭＲＩデータのセットとしてｋ空間データが収集されることが好ましい。

ＭＴＣ関連スペクトルの少なくとも２つの成分（例えば、長及び短）についてカーブフィッティングを行えば、得られた画像上にＴ２量を重ね合わせた状態で、短Ｔ２成分及び長Ｔ２成分が得られる。正常な変動範囲の各臓器における典型的な予期される正常値（短及び長）のＦＷＨＭ（又は例えばＴ２／Ｔ２^＊）を参照基準として使用することができる。一方、病んだ区域を表すのに、異なるＦＷＨＭ（又は例えばＴ２／Ｔ２^＊）値を使用することができる。

図４は、ＦＷＨＭを求めるためのスペクトル応答カーブフィッティング解析を表す別のグラフである。他の人たちによって示唆されてきた１つの可能なカーブフィッティングモデルは、（図４に示すような）ローレンツ型の線形状を使用している。少なくとも２つの交換可能プロトンプールが存在するという仮説を立てているため、我々の２成分モデルは、（１）式によって、次のように表現することができる。

ｙ：（規格化）実測Ｚ−スペクトル
ｘ：ＭＴＣパルスのオフセット周波数（−３０〜３０ｋＨｚ）
Ａ_１／２：長／短Ｔ２交換可能成分の振幅
ＬＷ_１／２：長／短Ｔ２成分のＦＷＨＭ（Ｔ２値に逆比例する）

２つの交換可能プロトン成分に関する情報を抽出するために、即ちＡ_１／２及びＬＷ_１／２を推定するために、収集されたＭＲ画像は、非線形最小二乗問題を解くＭＡＴＬＡＢ（マサチューセッツ州、ネイティック、ＭａｔｈＷｏｒｋｓ，Ｉｎｃ．）のｌｓｑｎｏｎｌｉｎｅ関数を使って、（１）式の信号モデルにカーブフィッティングさせられる。そのデータを、我々は２つの異なる態様で処理した。第１の手法では、３つの関心領域（Regions Of Interest：ＲＯＩ）、即ち灰白質、白質、及び髄液（Cerebrospinal Fluid：ＣＳＦ）は、ＳＰＭ８（統計的パラメトリックマッピング、ｗｗｗ．ｆｉｌ．ｉｏｎ．ｕｃｌ．ａｃ．ｕｋ／ｓｐｍ／）に細分化された。各ＲＯＩの平均信号が計算され、次いで、（１）式において入力として供された。第２の手法では、ローレンツ型線形状を使って、ボクセル単位で、信号にカーブフィッティングが行われた。

若いボランティア及び年配のボランティアに対する「長」Ｔ２／Ｔ２^＊プールの振幅を図５に示す。図５は、若いボランティア及び年配のボランティアにおける、長Ｔ２／Ｔ２^＊プールの相対振幅を示す画像である。

若いボランティア及び年配のボランティアに対する超「短」Ｔ２／Ｔ２^＊プールの振幅を図６に示す。図６は、若いボランティア及び年配のボランティアにおける、超短Ｔ２／Ｔ２^＊プールの相対振幅を示す画像である。

カーブフィッティング及びパラメータ抽出の結果例を下記の表１に示す（表中、ＧＭ＝灰白質であり、ＷＭ＝白質である）。

カーブフィッティング例の結果から、上位の（約７０％）成分として長Ｔ２^＊が得られ、下位の（例えば約１０〜２０％）成分として短Ｔ２^＊が得られる。高分子の長Ｔ２^＊成分は、灰白質において比較的高い百分率を示し、短Ｔ２^＊成分は、白質において比較的高い割合を示している。一実施形態では、「短」Ｔ２／Ｔ２^＊ＦＷＨＭ範囲は、１００μｓ未満の値で構成することができ、「長」Ｔ２／Ｔ２^＊ＦＷＨＭ範囲は、１００μｓを超える値で構成することができる。

上述してきた内容をまとめると以下の通りである。本例示的実施形態は、ＭＴＣ効果を利用した磁気共鳴イメージングにより生体組織内の高分子の特性を検出し、この検出結果を視覚的に出力することで、従来にはない、臨床的に有用に活用され得る情報を提供するものである。

まず、本例示的実施形態においては、自由水プロトンと交換可能な高分子プロトンとして、少なくとも２つの高分子プロトンが存在するとの仮説に立つ。特に灰白質及び白質の場合、Ｔ２緩和時間が短い高分子プロトン（短Ｔ２／Ｔ２^＊成分）と、Ｔ２緩和時間が長い高分子プロトン（長Ｔ２／Ｔ２^＊成分）とが存在すると仮定する。Ｔ２緩和時間が短いとは、例えば５０μｓ以下であり、Ｔ２緩和時間が長いとは、例えば２５００μｓ以下である。このように、本例示的実施形態においては、Ｔ２緩和時間が「非常に」短い高分子プロトンが存在すると仮定する。

このような短Ｔ２／Ｔ２^＊成分を検出するために、本例示的実施形態においては、従来とは全く異なる広範囲の周波数帯においてＭＴパルスの印加を行い、広範囲の周波数帯についてＺ−スペクトルを得る。即ち、せいぜい−５ｐｐｍ〜＋５ｐｐｍ程度（３Ｔにおいて−６５０Ｈｚ〜＋６５０Ｈｚ程度）の周波数帯を対象としてＺ−スペクトルを得るのではなく、本例示的実施形態においては、−３０ｋＨｚ〜＋３０ｋＨｚや、−５０ｋＨｚ〜＋５０ｋＨｚといった、従来とは全く異なるオーダーの周波数帯について、Ｚスペクトルを得る。なお、Ｚ−スペクトルとは、一般に、ＭＴパルスの周波数を変化させながら収集されたＭＲ信号について、縦軸を信号強度とし、横軸を周波数とした場合に描かれる曲線のことである。

本例示的実施形態において、ＭＴパルスの周波数帯は、概ね、想定する短Ｔ２／Ｔ２^＊成分に応じて決定される。即ち、Ｔ２緩和時間とＺスペクトルとの間には、Ｚスペクトルの曲線のＦＷＨＭ（Full Width at Half Maximum：ＦＷＨＭ）の逆数が、Ｔ２緩和時間であるという関係がある。このため、想定する短Ｔ２／Ｔ２^＊成分からＺスペクトルの曲線のＦＷＨＭを求め、求めたＦＷＨＭに応じてＭＴパルスの周波数帯を決定することができる。

こうして、本例示的実施形態において、ＭＲＩシステムは、ＭＴパルスの周波数を広範囲に変化させながらＭＲ信号の収集を行い、広範囲の周波数帯についてＺ−スペクトルを得る。なお、Ｚ−スペクトルは、画素単位（ピクセル単位、ボクセル単位）で解析されてもよいし、別途設定されたＲＯＩ（Region Of Interest：ＲＯＩ）の単位で解析されてもよい。あるいは、Ｚ−スペクトルは、灰白質と白質とに分類されて解析されてもよい。

続いて、本例示的実施形態において、ＭＲＩシステムは、得られたＺ−スペクトルを、長Ｔ２／Ｔ２^＊成分と短Ｔ２／Ｔ２^＊成分とに分離する。即ち、短Ｔ２／Ｔ２^＊成分の存在を仮定して広範囲に収集されたＺ−スペクトルは、あくまで１つの曲線である。そこで、ＭＲＩシステムは、この１つの曲線に２つの成分が含まれているとの仮定に基づき、得られたＺ−スペクトルを２つの成分に分離する。

分離の手法は限られるものではないが、本例示的実施形態においては、ローレンツ型のカーブフィッティングモデルを利用する。ローレンツ型のカーブフィッティングモデルでは、（１）式に示したように、２つの成分の存在を想定した場合には、長Ｔ２／Ｔ２^＊成分と短Ｔ２／Ｔ２^＊成分との割合を表すパラメータ「Ａ₁」及び「Ａ₂」、それぞれのＦＷＨＭを表すパラメータ「ＬＷ₁」及び「ＬＷ₂」の４つのパラメータが、未知の変数である。実測されたＺ−スペクトル「ｙ」と、ＭＴパルスの周波数「ｘ」とが既知であるので、（１）式を解くことで、４つのパラメータ「Ａ₁」、「Ａ₂」、「ＬＷ₁」、「ＬＷ₂」を求めることができる。

こうして、本例示的実施形態において、ＭＲＩシステムは、所定のスライスについて、例えば画素単位で、その画素における長Ｔ２／Ｔ２^＊成分と短Ｔ２／Ｔ２^＊成分との割合や、長Ｔ２／Ｔ２^＊成分及び短Ｔ２／Ｔ２^＊成分それぞれのＦＷＨＭ（即ちＴ２緩和時間）の情報を得ることができる。後は、この得られた情報を、有用な形で提供すればよい。その提供の手法として、本例示的実施形態においては、表形式による手法や、得られたＭＲ画像自体に、得られた情報をカラーマッピングする手法等を提案している。

今後、本例示的実施形態で示されたような収集方法で撮像が行われ、収集されたＭＲＩデータに関する解析や考察が進むことで、本例示的実施形態において得られた各種情報に基づき、どのような場合が正常組織でどのような場合が異常組織であるかといった臨床的な見解が示されることも、可能になる。

図７は、生体組織内の高分子のＴ２／Ｔ２^＊特性をＺ−スペクトルを利用して自動的に検出する例示的実施形態を実現するためのコンピュータプログラムコード構造を表すフローチャートである。通常、ＭＲＩシステムによる検査には、各種診断用の画像（例えば、Ｔ１強調画像、Ｔ２強調画像、シネ画像等）を収集するためのイメージングシーケンス群と、イメージングシーケンス群に先行して行われるプレシーケンス群とが含まれ、これらの一連のシーケンス群が、操作者の操作等を間に挿入しながら連続的に順次実行される。図７に示す「高分子Ｔ２／Ｔ２^＊イメージング」は、例えば、イメージングシーケンスの１つとして一連のシーケンス群の中で実行される。もっとも、以下に説明する画像再構成処理や、その後の解析処理（Ｚ−スペクトルの算出、カーブフィッティング、スペクトル成分の算出、カラーマップの生成等）は、必ずしも１つのイメージングシーケンスの中で行われなければならないものではない。例えば、全てのイメージングシーケンス群が実行された後の後処理の１つとして行われてもよい。なお、プレシーケンス群には、例えば、位置決め画像を収集するためのシーケンスや、磁場の不均一性を調整するためのシーケンス、コイルの感度マップを収集するためのシーケンス等が含まれる。

図７に示すように、ＭＲＩシステムは、Ｓ７００において、高分子Ｔ２／Ｔ２^＊イメージングルーチンを開始する。慣習的に、Ｓ７０２において、所望のＲＯＩが設定される。例えば、ＭＲＩシステムは、プレシーケンスにおいて頭部の位置決め画像（例えば、頭部のサジタル像、コロナル像、アキシャル像）を収集し、その位置決め画像を表示部２４に表示して、位置決め画像に対するＲＯＩの設定を操作者から受け付ける。なお、ＭＲＩシステムは、プレシーケンスにおいて収集した位置決め画像に替えて、「高分子Ｔ２／Ｔ２^＊イメージング」よりも前に実行された他のイメージングシーケンスで得られた頭部の画像を位置決め画像として表示部２４に表示してもよい。

その後、Ｓ７０４において、初期設定の一組のＺ−スペクトル収集パラメータが表示部２４に表示される。即ち、ＭＲＩシステムは、高分子Ｔ２／Ｔ２^＊イメージングの実行に必要な収集パラメータの設定を操作者から受け付けるために、例えば、Ｓ７０８のボックスに示すようなＧＵＩを表示部２４に表示する。なお、本例示的実施形態において、ＭＲＩシステムは、これらの収集パラメータの初期値をプリセット情報として予め記憶している。このため、Ｓ７０４において表示されるＧＵＩにおいて、各収集パラメータには、何等かの初期値が設定されているものとする。また、この初期値としては、比吸収率（Specific Absorption Rate：ＳＡＲ）の制限内に抑えられた値が設定されている。当然、その初期設定は、所望される場合は、操作者入力を義務付けるために、形式的な値又はゼロ値に設定することができる。

いずれにせよ、Ｓ７０６において、表示部２４に表示された収集パラメータに変更が望まれるかどうかを知らせる機会が、操作者に与えられる。変更が望まれる場合、Ｓ７０８において、ＭＲＩシステムは、スペクトル幅、周波数オフセットのインクリメント（均一なもの又は周波数スペクトルの異なる点又は範囲に応じて本例示的実施形態のように不均一にしたもの）を、操作者に提示する。本例示的実施形態では、どのタイプのＭＲＩデータ収集シーケンスを用いるのか、及び、２Ｄ又は３Ｄのいずれの収集方法を用いるのかを設定する機会も、操作者に与えられる。

即ち、ＭＲＩシステムは、ＧＵＩ上に、例えば、ＭＴパルスの周波数として何Ｈｚから（起点）何Ｈｚまで（終点）のスペクトル幅でＭＲＩデータを収集するのか、その初期値を表示するとともに、設定の変更を受け付ける。また、ＭＲＩシステムは、ＧＵＩ上に、ＭＴパルスの周波数のオフセット（ＭＴパルスの周波数をインクリメントする間隔）を、何Ｈｚに設定するのか、その初期値を表示するとともに、設定の変更を受け付ける。ここで、本例示的実施形態において、ＭＲＩシステムは、このインクリメントとして、スペクトル幅全体で均一な設定を受け付けることも、あるいは、不均一な設定を受け付けることもできる。例えば、ＭＲＩシステムは、２つのスペクトル成分のカーブに応じて、スペクトル幅全体の中心に近い範囲ではインクリメントを小さくし、中心から離れた範囲ではインクリメントを大きくする等、不均一な設定を受け付けることができる。

また、ＭＲＩシステムは、ＭＲＩデータの収集に、どのタイプのパルスシーケンスを用いるのか、その選択肢を表示し、設定やその変更を受け付ける。図７に示す例では、ＭＲＩシステムは、選択肢として、ＦＡＳＥ（Fast Asymmetric Spin Echo：ＦＡＳＥ）、ＥＰＩ（Echo Planar Imaging：ＥＰＩ）、ｂＳＳＦＰ（balanced Steady-State Free Precession：ｂＳＳＦＰ）、ＦＦＥ（Fast Field Echo：ＦＦＥ）、ＦＥ（Field Echo：ＦＥ）、ＦＳＥ（Fast Spin Echo：ＦＳＥ）、ＳＥ（Spin Echo：ＳＥ）を表示する。

Ｓ７０８において、操作者が最低限必要とされる入力をひとたび設定すれば、Ｓ７０４において再度それらが表示され、Ｓ７０６において、所望すれば、もう一度パラメータを変更するチャンスが操作者に与えられる。

収集パラメータは、最終的に操作者が満足するように設定される。ここで、収集パラメータには、図７に例示した収集パラメータの他に、ＭＴパルスのフリップ角、ＭＴパルスの数、ＴＲ（Repetition Time）、スライス数、ＭＲＩデータ収集時に印加されるＲＦパルスのフリップ角、フロップ角等も含まれる。例えば、操作者は、スライス数を増やすといった設定変更を、この段階で行うことがある。上述したように、初期値自体はＳＡＲの制限を超えないように設定されていても、例えば、スライス数を増加した結果、ＳＡＲの制限を超えてしまう場合もある。このような場合、本例示的実施形態におけるＭＲＩシステムは、所望のＺ−スペクトルを得ることができるように、ＭＴパルスのＦＡや数についてはこれを維持し、例えば、ＴＲや、スライス数、ＭＲＩデータ収集時に印加されるＲＦパルスのフリップ角やフロップ角の設定を、ＳＡＲの制限を超えない方向に変更してもよい。なお、ＴＲ、スライス数、ＲＦパルスのフリップ角やフロップ角の設定を変更する場合、ＭＲＩシステムは、スペクトル幅全体における全ての周波数の収集においてこれらの設定が共通となるように、設定を変更する。ＭＲＩデータ収集時の条件を統一しなければ、周波数間の正しい比較が難しくなるからである。

次いで制御はＳ７１０に移され、そこで、ＭＲＩシステムは、データ収集シーケンスのタイプ、及び、２Ｄなのか３Ｄなのか等の設定を用いて、選択されたスペクトル帯域幅にわたり、インクリメントされたオフセット周波数毎に、ｋ空間ＭＲＩデータを収集する。なお、このＭＲＩデータの収集については、後に図１３を用いて詳述する。

各周波数でＭＲＩデータがひとたび収集されれば、処理はＳ７１２に移り、そこで、当該技術分野で公知の２ＤＦＴ（Fourier Transform）法又は３ＤＦＴ法を使って、収集されたｋ空間ＭＲＩデータが再構成される。なお、ＭＲＩシステムは、この再構成処理を、ある周波数よりも後で収集されるいくつかのデータの収集と同時進行的に開始してもよい。

その後、ＭＲＩシステムは、ＲＯＩボクセルに対するスペクトルデータを計算するように、Ｓ７１４において、収集された画像データを処理する。好適な例示的実施形態では、ＭＴＣ磁化交換プロセスに寄与している高分子に対し、少なくとも２つのスペクトル成分を識別するように、ＭＲＩシステムは、Ｓ７１６でカーブフィッティング法を適用する。例えば、ＭＲＩシステムは、ＣＥＳＴプロセスに寄与している様々な高分子構造を反映して、「長」値及び「短」値といったＦＷＨＭスペクトル曲線の異なる範囲を設定することができる。好適な実施形態では、ＭＲＩシステムは、Ｓ７１８において、ＲＯＩに対し、これら２つの異なるスペクトル成分の相対量を計算する（例えば、可能性としては、画素単位で。次いで、それらは、設計されたＲＯＩの画素／ボクセル内により短い、又はより長い値の成分が見受けられるかどうかを確認するために、比較される）。

図７のＳ７２０において、短Ｔ２／Ｔ２^＊成分及び長Ｔ２／Ｔ２^＊成分の画像が、ＲＯＩの元のＭＲ画像に融合される。次いで、Ｓ７２２において、結果として得られる複合画像が表示される（若しくは後で表示するために格納され、及び／又は、同様の表示／格納用にどこか他の場所に送られる）。最終的に、ＭＲＩシステムは、Ｓ７２４でサブルーチンから退出する。制御は、高レベルのオペレーティングシステム等の呼び出しに戻される。

上記例示的実施形態では、Ｔ２／Ｔ２^＊は、ＭＴＣの影響を受けた交換可能プロトンに関連した、ＭＴＣ関連ＮＭＲパラメータの一例として使用されてきた。しかし、ＭＴＣの影響を受けた他のパラメータ（例えば、Ｔ１、Ｔ２等）も測定することができる。例えば、ＭＴＣに寄与している交換可能プロトンのＴ２値は、「Ｔ２ｅ」又は他の所望の学術用語を使って識別することができるであろう。

上記の内容から、異常組織（例えば、癌細胞）は、正常組織のものとは異なるＣＥＳＴスペクトル（又はＺ−スペクトル）を有することを理解されたい。

しかし、予期されるＴ２ｅ値の範囲（したがって、データ収集に使用されるオフセット周波数の帯域幅）も、目標とする解剖学的構造（例えば、腎臓、肝臓等）の関数として変化する可能性があるのであり、このことも理解されたい。

９人のボランティア（７人は男性、２人は女性、年齢範囲は３３〜７１歳、平均年齢は４７歳）が、脳に関する広範囲のＺ−スペクトル実験を受けた。ＭＲ実験は、３Ｔシステム（東芝、Ｔｉｔａｎ ３Ｔ）で、標準的ボディコイル送信、及び、１２チャネル（又は８チャネル）のヘッドアレイ受信コイルを使用して、治験審査委員会によって承認された実験計画案に従って実施された。被験者頭部を安定化するとともに動きを抑制するために、パッドが使用された。

図８Ａは、灰白質のＺ−スペクトル、並びに、短Ｔ２ｅｓの交換可能プロトン及び長Ｔ２ｅｌの交換可能プロトンにおけるカーブフィッティングを示す図であり、図８Ｂは、白質のＺ−スペクトル、並びに、短Ｔ２ｅｓの交換可能プロトン及び長Ｔ２ｅｌの交換可能プロトンにおけるカーブフィッティングを示す図である。

９人の被験者全員について、灰白質及び白質を細分化することに成功した。図８Ａ〜８Ｂは、Ｔ２ｅｌ成分及びＴ２ｅｓ成分について行ったカーブフィッティングの結果例を示している。一人のボランティアの灰白質（図８Ａ）及び白質（図８Ｂ）の両方について行ったものである。一方の曲線は、収集されたＺ−スペクトルを表しており、他方はローレンツモデルを用いたフィッティング後のＺ−スペクトルである。長Ｔ２成分及び短Ｔ２成分が別々に示されている。９人のボランティア全員について、実測した灰白質及び白質の平均信号について、フィッティングがうまく行われている。図８Ａ〜８Ｂでは、Ｚ−スペクトルの実測データ点が、正方形を使ってプロットされている。一方、カーブフィッティングさせた結果のデータ点は、塗りつぶした星印を使ってプロットされている。灰白質及び白質は、２つの交換可能プロトン成分、短Ｔ２ｅｓ（図８Ａ〜８Ｂに点線で示す）及び長Ｔ２ｅｌ（図８Ａ〜８Ｂに破線で示す）を含んでいる。

図９Ａは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｌのカラーマップであり、図９Ｂは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｓのカラーマップであり、図９Ｃは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｌ 半値全幅のカラーマップであり、図９Ｄは、９人の健康なボランティアについて示したＴ２ｅｓ 半値全幅のカラーマップである。なお、図９Ａ〜９Ｄにおいては、説明の便宜上、「カラー」を白黒の濃淡で表す。

図９Ａ〜９Ｄは、９人のボランティアの各ボクセルにおけるＴ２ｅｌの比率（図９Ａ）及びＴ２ｅｓの比率（図９Ｂ）、並びにＦＷＨＭ（図９Ｃ及び図９Ｄ）値を表している。各被験者の年齢は、各画像の下に表示されている。９人のボランティア全員の灰白質及び白質について、Ｔ２ｅｌ及びＴ２ｅｓの平均値、並びにＴ２ｅｌ及びＴ２ｅｓのＦＷＨＭを計算し、表２及び表３に一覧形式で示している。灰白質は、約８３％のＴ２ｅｌと約１７％のＴ２ｅｓで構成されている。一方、白質は、約７２％がＴ２ｅｌであり、約２８％がＴ２ｅｓであることを示している。灰白質における長Ｔ２環境及び短Ｔ２環境の百分率は、全年齢で類似しているが、白質における短Ｔ２ｅｓ成分の百分率は、年齢と伴に減少している。

図１０は、Ｔ２ｅｓ強調コントラスト画像（ａ）と灰白質及び白質の画像化セグメント（ｂ）との比較を示す図であり、図１１は、脳幹神経節領域のカーブフィッティング後のＴ２ｅｌ（左上）、Ｔ２ｅｓ（左下）、Ｔ２ｅｌのＦＷＨＭ（右上）、及びＴ２ｅｓのＦＷＨＭ（右下）を示し、更に中央にリファレンスイメージを示した図である（５つの異なる脳組織には、尾状核、尾状核被殻、淡蒼球、視床、及び海馬の標示が付されている）。また、図１２は、小脳領域のカーブフィッティング後のＴ２ｅｌ（左上）、Ｔ２ｅｓ（左下）、Ｔ２ｅｌのＦＷＨＭ（右上）、及びＴ２ｅｓのＦＷＨＭ（右下）を示し、更に中央にリファレンスイメージを示した図である。

図１０の（ａ）及び（ｂ）は、Ｔ２ｅｌ強調画像における灰白質と白質との間のコントラストを実例で示している。これは、ＧＭ細分化画像及びＷＭ細分化画像とよく一致している。図１１及び図１２は、それぞれ脳幹神経節レベル及び小脳曲線レベルにおけるカーブフィッティングの結果、即ちＡ_１／２マップ及びＬＷ_１／２マップを示している。図１１及び図１２に、脳の異なる５つの領域、即ち尾状核、尾状核被殻、淡蒼球、視床、及び海馬を表示している。これら２つの部位においても、卓越したコントラスト及び画質が得られた。

人間の脳の交換可能プロトンの短Ｔ２ｅｓ値及び長Ｔ２ｅｌ値は、灰白質セグメント及び白質セグメントと整合性があることを、我々は実例で示した。灰白質及び白質は、Ｔ２ｅｓよりもＴ２ｅｌの方が、含有量が多いことを示している。短Ｔ２ｅｓの含有量は、灰白質よりも白質の方が高かった。我々は、白質の方が、短Ｔ２ｅｓが多いことを観察したが、その１つの理由として、鞘の層によって分子の動きを制限するミエリン鞘を挙げることができるであろう。脳幹神経節は、灰白質及び白質のＴ２ｅ成分が同様であることを示唆している。小脳は、灰白質及び白質の複雑な層を示している。

図１３は、例示的実施形態において実行されるパルスシーケンスを説明するための図である。図７において、ＭＲＩシステムが、Ｓ７１０でＭＲＩデータを収集することを説明した。以下では、図１３を用いて、この点を詳細に説明する。

上述したように、ＭＲＩシステムは、あるスペクトル幅において均一又は不均一に設定されたオフセットに応じた各周波数で、所望のＲＯＩ（２Ｄ又は３Ｄ）のＭＲＩデータを収集する。ＭＲＩによる検査には、プレシーケンス群及びイメージングシーケンス群から成る一連のシーケンス群が含まれると述べたが、あるスペクトル幅内における複数の周波数のＭＲＩデータの収集は、例えば、１つのイメージングシーケンスとして実行される。

例えば、図１３では、スペクトル幅−Ｆ₁₀〜＋Ｆ₁₀を対象に、−Ｆ₁₀、−Ｆ₉、−Ｆ₈、−Ｆ₇、−Ｆ₆、−Ｆ₅、−Ｆ₄、−Ｆ₃、−Ｆ₂、−Ｆ₁、Ｆ₀、＋Ｆ₁、＋Ｆ₂、＋Ｆ₃、＋Ｆ₄、＋Ｆ₅、＋Ｆ₆、＋Ｆ₇、＋Ｆ₈、＋Ｆ₉、＋Ｆ₁₀の２１の周波数に関してＭＲＩデータを収集する例を説明する。もっとも、この例は、あくまで説明の便宜上、比較的簡易な例を示すものに過ぎない。上述したように、インクリメントは不均一でもよいし、収集対象の周波数は、２１に限らず、５３等、他の数であってもよい。即ち、スペクトル幅や周波数の数、インクリメント等は、対象部位や対象とする被検体に応じて、適宜変更することができる。

図１３に示すパルスシーケンスは、ある１つの周波数におけるＭＲＩデータを収集するためのパルスシーケンスである。ある１つの周波数におけるＭＲＩデータを収集するためのパルスシーケンスは、図１３に示すように、ＭＴパルスを印加するための「ＭＴパルスシーケンス部分」と、ＭＲＩデータを収集するための「収集シーケンス部分」とに分けられる。図１３は、ＭＲＩシステムが、「ＭＴパルスシーケンス部分」として、ある周波数に関してＭＴＣ効果を生じさせるフリップ角α°のＭＴパルスを複数個連続して印加した後に、「収集シーケンス部分」のＲＦパルスを印加してＭＲＩデータを収集する例を示している。

１つのＭＴパルスのフリップ角は、複数個連続で印加されるＭＴパルス列全体で所望のＭＴＣ効果を生じさせるように、所望のＭＴＣ効果に必要なフリップ角を、ＭＴパルス列全体に含まれるＭＴパルスの数で分割した値に設定される。また、ＭＴパルスの個数も、ＭＴパルス列全体で生じさせるＭＴＣ効果や撮像時間等との兼ね合いにより適宜設定される。なお、図１３では、ＭＴパルスを複数個連続して印加する手法を説明したが、実施形態はこれに限られるものではなく、大きなフリップ角のＭＴパルスを１個印加する手法を適用することもできる。また、ＭＴパルスは、スライス選択で印加されてもよいし、非選択で印加されてもよい。

さて、ＭＲＩシステムは、ある１つの周波数におけるＭＲＩデータを収集するためのパルスシーケンスを、複数の周波数について繰り返し実行することで、後段の解析に必要なＭＲＩデータを収集する。ここで、ＭＴパルスの周波数を変化させながら複数の周波数についてパルスシーケンスを実行する、その実行順序について説明する。

例えば、ＭＲＩシステムは、一方の周波数からシーケンシャルに、周波数の順に沿ってＭＴパルスの周波数を変化させながらパルスシーケンスを繰り返し実行することができる。例えば、ＭＲＩシステムは、図１３の（ａ）に示すように、「−Ｆ₁₀」から「＋Ｆ₁₀」まで、２１の周波数についてシーケンシャルにパルスシーケンスを実行する。なお、例えば、ＭＲＩシステムは、その逆順の「＋Ｆ₁₀」から「−Ｆ₁₀」まで、シーケンシャルにパルスシーケンスを実行してもよい。

また、例えば、ＭＲＩシステムは、負の周波数側の信号のカーブと正の周波数側の信号のカーブとが対称であるとの仮定の下、負の周波数あるいは正の周波数のいずれか一方についてのみ、パルスシーケンスを実行してもよい。例えば、ＭＲＩシステムは、図１３の（ｂ）に示すように、「−Ｆ₁₀」から「Ｆ₀」まで、１１の周波数についてシーケンシャルにパルスシーケンスを実行する。その後、後段の解析において、ＭＲＩシステムは、負の周波数側について収集した信号から得られたカーブを、正の周波数側に対称に適用すればよい。このような収集によれば、撮像時間を短縮することができ、またＳＡＲの観点からも望ましい。なお、例えば、ＭＲＩシステムは、正の周波数側の「Ｆ₀」から「＋Ｆ₁₀」まで、シーケンシャルにパルスシーケンスを実行してもよい。

また、例えば、ＭＲＩシステムは、高い周波数から低い周波数の順にＭＴパルスの周波数を変化させながらパルスシーケンスを繰り返し実行するのではなく、低い周波数から高い周波数の順にＭＴパルスの周波数を変化させながらパルスシーケンスを繰り返し実行してもよい。例えば、ＭＲＩシステムは、図１３の（ｃ）に示すように、「Ｆ₀」から「−Ｆ₁₀」の順で、シーケンシャルにパルスシーケンスを実行してもよい。なお、例えば、ＭＲＩシステムは、正の周波数側について、「Ｆ₀」から「＋Ｆ₁₀」の順で、シーケンシャルにパルスシーケンスを実行してもよい。

また、例えば、ＭＲＩシステムは、シーケンシャルに周波数を変化させながら収集するだけでなく、隣り合う周波数や、近い値の周波数での収集が連続して実行されないように、例えば図１３の（ｄ）に示すように周波数を正負で振りながら収集してもよい。また、例えば、負の周波数あるいは正の周波数のいずれか一方についてのみ収集する場合は、ＭＲＩシステムは、図１３の（ｅ）に示すような順序でパルスシーケンスを実行してもよい。あるいは、図示を省略するが、周波数の順序は、「Ｆ₀」から開始して正負で振る順序であってもよいし、若しくはランダムであってもよい。

隣り合う周波数や、近い値の周波数での収集が連続して実行された場合、ＴＲを十分に長くしない限り、前段の周波数で印加されたＭＴパルスの影響が、次段の周波数におけるＭＲＩデータの収集に及ぶ場合があり得る。そこで、ＴＲを短くすることが望まれる場合には、上述したように、隣り合う周波数や近い値の周波数での収集が連続して実行されないような順序でパルスシーケンスを実行することが望ましい。ＴＲを短くすることができれば、撮像時間の短縮にも貢献することができる。

なお、図１３の順序は一例に過ぎず、その他、ここで例示した順序以外の順序であっても、同様に適用することができる。また、「収集シーケンス部分」についても、図１３の例に限られず、各種パルスシーケンスを適用することができる。

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴イメージング方法は、
（ａ）被検体の関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）に対して、ＲＦ周波数の所定の帯域にわたり、自由水プロトンのラーモア周波数から加算式にずらされたＲＦ周波数にそれぞれ対応するＲＦ周波数であって、目標とする高分子の応答が予期される様々なオフセット周波数のＲＦ励起パルスを使って、ｋ空間データを収集するとともに、かかる収集データをＲＯＩ内のボクセルに対するスペクトルデータに加工し、
（ｂ）そのスペクトルデータを解析して、ＭＴＣ効果に寄与している高分子のそのＲＯＩにおけるスペクトルピーク幅を提供し、且つ（ｃ）ＲＯＩの組織値であって異なる組織に対して値が異なる組織値を表すデータを格納し及び／又は表示する。

（１）
静磁場磁石及び傾斜磁場磁石のアセンブリ、並びに被検体の関心領域（Region of Interest：ＲＯＩ）を中に静置可能な画像ボリュームを形成する少なくとも１つのＲＦ（Radio Frequency：ＲＦ）コイルを有する磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）ガントリと、前記ＭＲＩガントリ内部の制御コンポーネントに接続され、ＲＯＩがその中に静置されているときに被検体組織からＭＲＩ信号を取り出すＲＦパルス及び傾斜磁場パルスから成るＭＲＩデータ収集シーケンスを実行するとともに取り出されたＭＲＩ信号を収集して、ＭＲ画像データに加工するように構成されたＭＲＩ制御回路と、
を備えたＭＲＩシステムであって、
前記ＭＲＩ制御回路は、
（ａ）被検体の関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）に対して、ＲＦ周波数の所定の帯域にわたり、自由水プロトンのラーモア周波数から加算式にずらされたＲＦ周波数にそれぞれ対応するＲＦ周波数であって、目標とする高分子の応答が予期される様々なオフセット周波数のＲＦ励起パルスを使って、ｋ空間データを収集するように、（ｂ）収集したｋ空間収集データを解析して、ＭＴＣ効果に寄与している高分子のＲＯＩにおけるスペクトルピーク幅データを提供するように、且つ（ｃ）ＭＴＣ効果に寄与している高分子を有するＲＯＩ組織を表すデータを格納し及び／又は表示するように、構成されている、ＭＲＩシステム。

（２）
前記スペクトルピーク幅データは、半値全幅（Full Width at Half Maximum：ＦＷＨＭ）値の計算に基づくものである、（１）に記載のＭＲＩシステム。

（３）
前記ＭＲＩ制御回路は、正常組織に関連するＦＷＨＭ値としての前記ＦＷＨＭ値と、病んだ組織に関連するＦＷＨＭ値としての前記ＦＷＨＭ値とを識別するように構成されている、（２）に記載のＭＲＩシステム。

（４）
前記ＭＲＩ制御回路は、ＦＷＨＭ値の第２の範囲よりも大きなＦＷＨＭ値の第１の範囲を含んだ少なくとも２つのＦＷＨＭ値範囲を規定しており、
一方の前記範囲は病んだ組織に関連するものであり、他方の前記範囲は正常組織に関連するものである、
（３）記載のＭＲＩシステム。

（５）
前記ＭＲＩ制御回路は、（ａ）±１，０００Ｈｚの周波数範囲に対応する５００マイクロ秒未満の短ＦＷＨＭ値、及び（ｂ）±１０，０００Ｈｚの周波数範囲に対応する５０マイクロ秒未満の短ＦＷＨＭ値を検出するように構成されている、（４）に記載のＭＲＩシステム。

（６）
前記ＭＲＩ制御回路は、実質的に一定の受信利得を維持しながら、同じシーケンス又は連結されたシーケンスから、データのセットとして前記被検体ＲＯＩに対するｋ空間データを収集するのに使用されるスペクトル帯域幅及びその中の周波数オフセットのインクリメントを、操作者が選択できるようにするグラフィカルユーザインターフェース（Graphical User Interface：ＧＵＩ）を提供するように構成されている、（１）に記載のＭＲＩシステム。

（７）
前記ＧＵＩは、刻みが不均一な周波数オフセットのインクリメントを操作者が選択できるようにするものである、（６）に記載のＭＲＩシステム。

（８）
前記ＭＲＩ制御回路は、収集データポイントにカーブフィッティングを実施することによって前記データを解析するように構成されている、（１）に記載のＭＲＩシステム。

（９）
前記ＭＲＩ制御回路は、前記ＭＴＣ効果を表す画素データを、再構成されたＭＲ画像の対応する画素それぞれの上に重ね合わせるように構成されている、（１）に記載のＭＲＩシステム。

（１０）
前記ＭＲＩ制御回路は、ＲＯＩに対して（ａ）スペクトルピーク幅データの第１の範囲の相対量、及び（ｂ）スペクトルピーク幅データの第２の範囲の相対量を計算し、視覚的に認識可能な、前記算出された相対量に対応する特性を有する前記ＲＯＩの画像を生成するように構成されている、（１）に記載のＭＲＩシステム。

（１１）
前記ＭＲＩ制御回路は、前記相対量が所定閾値値を上回るか、又は下回るかに基づいて、２つの視覚的に認識可能な特性のうちの一方を有する前記ＲＯＩの画像を生成するように構成されている、（１０）に記載のＭＲＩシステム。

（１２）
ＦＷＨＭ値の前記第１の範囲は１００μｓよりも大きく、前記第２の範囲は１００μｓよりも小さい、（４）に記載のＭＲＩシステム。

なお、上述した例示的実施形態においては、ＭＲＩシステムが、ＭＲＩデータの収集と、収集されたデータを用いた解析とを行う例を説明したが、実施形態はこれに限られるものではない。例えば、ＭＲＩシステム以外の画像処理装置においても、上述した解析処理を行うことが可能である。即ち、画像処理装置が、上述した解析部と同様の機能を備え、ＭＲＩシステムによって収集されたデータを用いて、Ｚ−スペクトルの算出、カーブフィッティング、スペクトル成分の算出、カラーマップの生成等を行ってもよい。画像処理装置とは、例えば、ワークステーション、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System）の画像保管装置（画像サーバ）やビューワ、電子カルテシステムの各種装置等である。

以上述べた少なくとも１つの実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、磁化移動を利用して、生体組織内の高分子の特性を検出することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２２ ＭＲＩシステム制御部
３０ ＭＲＩシーケンス制御部

Claims (10)

1. 自由水プロトンの共鳴周波数とは異なる周波数のＭＴ（Magnetization Transfer）パルスを印加した後、撮像対象の磁気共鳴信号を収集するシーケンス制御部を備え、
   前記シーケンス制御部は、前記ＭＴパルスの周波数を、前記撮像対象に含まれる制限的プロトンのＴ２緩和時間に基づく周波数帯域内で変化させながら、複数の周波数それぞれに関して前記磁気共鳴信号を収集することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記シーケンス制御部は、前記撮像対象に、前記Ｔ２緩和時間が異なる少なくとも２つの制限的プロトンが含まれるとした場合に、相対的に短いＴ２緩和時間に基づく広範囲の周波数帯域内で、前記ＭＴパルスの周波数を変化させることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 複数の周波数それぞれに関して収集された前記磁気共鳴信号を、信号強度と周波数との関係に基づき解析することで、解析の範囲毎にＺ−スペクトルを得る解析部を更に備えたことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記解析部は、前記Ｚ−スペクトルから、前記Ｔ２緩和時間が異なる少なくとも２つの制限的プロトンに関する値を導出することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記解析部は、前記Ｚ−スペクトルに対してカーブフィッティングを適用することで、前記Ｔ２緩和時間が異なる少なくとも２つの制限的プロトンそれぞれに対応する曲線を得ることを特徴とする請求項３又は４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記解析部は、前記制限的プロトンに関する値として、少なくとも２つの制限的プロトンの割合、及び、少なくとも２つの制限的プロトンそれぞれのＴ２緩和時間のうち、少なくとも一方を導出することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記解析部は、前記Ｚ−スペクトルから得られた前記制限的プロトンに関する値に基づくカラーを、前記磁気共鳴信号から再構成された磁気共鳴画像上にマッピングした画像を生成し、生成した画像を表示部に表示することを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記シーケンス制御部は、前記周波数帯域内で変化させる前記ＭＴパルスの周波数の間隔を、前記周波数帯域内で不均一にすることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記シーケンス制御部は、前記周波数帯域内で変化させる前記ＭＴパルスの周波数の間隔を、前記自由水プロトンの共鳴周波数付近の周波数帯域では短くし、前記自由水プロトンの共鳴周波数から離れた周波数帯域では長くすることを特徴とする請求項１〜８のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記シーケンス制御部は、前記周波数帯域として、正の周波数帯域又は負の周波数帯域のいずれか一方において前記ＭＴパルスの周波数を変化させながら、前記磁気共鳴信号を収集することを特徴とする請求項１〜９のいずれか１つに記載の磁気共鳴イメージング装置。