JP2021520951A - 磁化の反転状態の評価を伴う動脈スピンラベリング法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁化の反転の極めて迅速な評価を可能にするＭＲＩシステム等の提供。【解決手段】被検体の一部分の磁気共鳴画像を生成するための磁気共鳴撮像システム。該磁気共鳴撮像システムは、被検体（１０３）の磁気共鳴信号を収集するよう構成された磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）、但し、該磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、・被検体（１０３）内の血液の磁化を配向させる主磁界を生成し、・ａ）血流に関し撮像されるべき部分（１０２）の上流側に位置する第１領域（２００）において磁化を反転する第１反転無線周波数パルスが生成される反転状態、及び、ｂ）該第１領域（２００）において磁化を反転させない第１非反転無線周波数パルスが生成される非反転状態において作動され、ここに、該第１反転無線周波数パルス及び該第１非反転無線周波数パルスは、該第１領域（２００）から該撮像されるべき部分（１０２）へ流れる反転磁化を有する反転血液ボーラス及び非反転磁化を有する非反転血液ボーラスの所定のシーケンスが生成されるよう、生成され、該第１反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１反転磁気共鳴信号が収集され及び／又は該第１非反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１非反転磁気共鳴信号が収集され、そして、・反転血液ボーラス及び非反転血液ボーラスの前記シーケンスが前記第１領域（２００）から前記撮像されるべき部分（１０２）へ流された後、該撮像されるべき部分（１０２）において撮像磁気共鳴信号を収集するよう、構成されており、・収集された前記撮像磁気共鳴信号及び前記所定のシーケンスに基づき、前記撮像されるべき部分の磁気共鳴画像を生成するよう構成された画像生成ユニット（１０６）、及び、・収集された前記第１反転磁気共鳴信号及び／又は収集された前記第１非反転磁気共鳴信号に基づき、前記第１領域における磁化の反転を評価することにより評価結果を生成するよう構成された評価ユニット（１０８）を含む。【選択図】図３

Description

本発明は磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）システム、方法及びコンピュータプログラムに関する。

臨床診断又は生物医学研究において、血液量、透過性及び血流（灌流）のような血流動態パラメータの決定は組織や器官の状態及び機能性についての情報を収集するために極めて重要である。多くの応用分野において、最も重要なパラメータの１つは目的組織中の血液の灌流である。

医用撮像法においては、このパラメータを決定するために複数の異なる方法が使用されている。例えば、目的組織の内部の血流を測定するために、患者の血液系に造影剤を注入することができ、複数の異なる時点において目的組織の複数の画像を収集することができる。複数の異なる時点における組織中の造影剤の分布を示す収集画像（複数）から、血液の灌流、ダイナミクス及びキネティクスを決定することができる。

例えばガドリニウムのような造影剤を注入する代わりに、患者の血液のような内因性造影剤が使用される非侵襲性造影技術を使用することができる。目的組織中の血流の時間分解測定を可能にするこれらの非侵襲性技術の１つは動脈スピンラベリング法（arterial spin labeling：ＡＳＬ）である。ＡＳＬは、局所灌流を測定する他の殆ど全ての方法について必要であるような動脈又は静脈への如何なる造影剤の注入も必要としないという利点を有する。ＡＳＬの基本的思想（原理）は、撮像領域の上流において、流入する血水スピン（血液中の水分子のスピン：blood water spins）を、その磁化を反転することによってラベリングすることである。撮像領域の内部における定常（stationary）スピンの磁気共鳴信号を信頼性を以って打ち消す（補償する）ために、流入スピンの磁化が反転されないコントロール試験（対照試験）が行われる。そして、差分を取ることによって、ラベル（ラベリングされた）血水信号が得られる。

一般的に、ＡＳＬ処理（preparation）と画像リードアウト（readout）は分離可能である。従って、ＡＳＬ処理を改善する既知の方法は、典型的には、既存の任意のリードアウト技術と共に使用可能であり、ＡＳＬ処理スキームは２つのグループに分類することができる。第１グループはパルス化（pulsed）ＡＳＬ（ＰＡＳＬ）であり、この場合、血液は短時間（典型的には１０ｍｓ）かつ大領域（例えば５〜１０ｃｍ厚スラブ（slab））でラベリングされる。第２グループは血液を小領域であるが、長時間（数秒間まで）にわたってラベリングする。これは連続（continuous）ＡＳＬ（ＣＡＳＬ）と呼称される。第１のＣＡＳＬ法は連続的な無線周波数（ラジオ波：radio frequency）パルス（ＲＦパルス）を用いたが、これは―適切な磁界（磁場）勾配の存在下で―流動するスピン（flowing spins）のいわゆるフロードリブン断熱反転（flow-driven adiabatic inversion）を実行するであろう。ＲＦパワーの連続的適用はＭＲシステムに対する大きな要求であり、これにより、該方法の安定性と利便性は制限される。この伝統的ＣＡＳＬ処理の改善は疑似ＣＡＳＬ（ｐＣＡＳＬ）であり、この場合、ＲＦの連続適用は複数の短いＲＦパルスに分割されるが、これはラベリングＲＦパルスと呼称可能であり、内部ＲＦギャップと呼称可能なギャップ（複数）によって分離される。典型的な数値はＲＦラベリングパルスの持続時間が５００μｓ、ギャップが５００μｓであり、これにより、１／ｍｓのＲＦ反復速度が得られる。

ｐＣＡＳＬを含むＣＡＳＬの大きな欠点は、フロードリブン断熱反転プロセスが例えば局所的磁界不均一性に敏感である（影響を受け易い）ことである。これにより、血管を流れる血液の磁化が完全には反転されず、その部分（複数）が反転され得るという結果に至り得る。反転された血液の割合は反転効率と呼称され、流れの定量については、極めて重要なパラメータである。複数の異なる血管における反転効率の差異は、脳の複数の異なる領域、即ち対応する血管領域において、測定についての診断上の解釈に対し深刻な影響を及ぼし得る誤った灌流評価をもたらすであろう。従って、ラベリング効率（標識効率）即ち反転効率を個人ベースで知ることは重要である。

反転効率は、磁化の反転量と、Ｍ_０とも呼称可能な完全に緩和した磁化とを比較する試験を実行することによって測定することができる。ＡＳＬにおけるラベル試験（の結果）とコントロール試験（の結果）の差を２×Ｍ_０で割ると、ラベリング効率が得られる。これについては、幾つかの刊行物、例えば論文“Estimation of labeling efficiency in pseudocontinuous arterial spin labeling”, S. Aslan et al., Magnetic Resonance in Medicine, 63(3), pages 765 to 771 (2010) に記載されている。この文献の内容は引照を以って本書に組み込み本書に記載されているものとみなすが、十分な一致を示した、シミュレーションとの対比が行われている。

ZHENSEN CHEN ET AL: "Simultaneous measurement of brain perfusion and labeling efficiency in a single pseudo-continuous arterial spin labeling scan: Simultaneous Perfusion and LabEff Measurement", MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE., vol. 79, no.4, 24 July 2017, pages 1922-1930 WEN-CHAU WU ET AL: "Pseudocontinuous arterial spin labeling perfusion magnetic resonance imaging A normative study of reproducibility in the human brain", NEUROIMAGE, ELSEVIER, AMSTERDAM, NL, vol.56, no.3, 26 February 2011, pages 1244-1250 ERIN K ENGLUND ET AL: "Experimental assessment of pCASL labeling efficiency in the peripheral vasculature", PROCEEDINGS OF THE INTERNATIONAL SOCIETY FOR MAGNETIC RESONANCE IN MEDICINE, ISMRM, 23RD ANNUAL MEETING AND EXHIBITION, TRONTO, ONTARIO, CANADA, 30 MAY - 5 JUNE 2015, no.2342, 15 May 2015, page 2342

しかしながら、これらの試験は伝統的なＡＳＬ試験に加えて行われているため、スキャン時間は増大している。従って、ラベリング効率は通常は被検体毎には測定されない。局所的磁界不均一性の効果を低減するために、シミング（shimming）のような、少なくとも磁界が線形に変化するよう補正を行う追加の措置が取られるが、これは追加の時間を要するうえ、その作業は自動化されないためエラーが生じ易い。これら全てがｐＣＡＳＬの信頼性及びロバスト性に対する障害となっている。

本発明の目的は、磁化の反転の極めて迅速な評価を可能にするＭＲＩシステム、方法及びコンピュータプログラムを提供することである。

本発明の第１の視点において、被検体の一部分のＭＲ（磁気共鳴）画像を生成するためのＭＲＩ（磁気共鳴撮像）システムが提供される。該ＭＲＩシステムは、
・被検体のＭＲ信号を収集するよう構成されたＭＲ信号収集ユニット、
但し、該ＭＲ信号収集ユニットは、
・被検体内の血液の磁化を配向させる（方向付ける）主磁界（主磁場）を生成し、
・ａ）血流に関し撮像されるべき部分の上流側に位置する第１領域において磁化を反転する第１反転ＲＦ（無線周波数）パルス（複数）が生成される反転状態、及び、ｂ）該第１領域において磁化を反転させない第１非反転ＲＦパルス（複数）が生成される非反転状態において作動され、ここに、該第１反転ＲＦパルス（複数）及び該第１非反転ＲＦパルス（複数）は、該第１領域から該撮像されるべき部分へ流れる反転磁化を有する反転血液ボーラス及び非反転磁化を有する非反転血液ボーラスの所定のシーケンス（複数）が生成されるよう、生成され、該第１反転無線周波数パルス（複数）による磁化への影響によって生じる第１反転磁気共鳴信号（複数）が収集され及び／又は該第１非反転無線周波数パルス（複数）による磁化への影響によって生じる第１非反転磁気共鳴信号（複数）が収集され、そして
・反転血液ボーラス及び非反転血液ボーラスの前記シーケンス（複数）が前記第１領域から前記撮像されるべき部分へ流された後、該撮像されるべき部分において撮像ＭＲ信号を収集する
よう、構成されており、
・収集された前記撮像ＭＲ信号（複数）及び前記所定のシーケンス（複数）に基づき、前記撮像されるべき部分のＭＲ画像を生成するよう構成された画像生成ユニット、及び、
・収集された前記第１反転ＭＲ信号（複数）及び／又は収集された前記第１非反転ＭＲ信号に基づき、前記第１領域における磁化の反転を評価することにより評価結果を生成するよう構成された評価ユニット
を含む。

好ましくは、ＭＲＩシステムはｐＣＡＳＬ ＭＲＩを実行するために適合化されており、この場合、第１反転ＲＦパルスはラベリング領域（標識領域）と解することも可能な第１領域において磁化を反転するためのｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスである。ｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスは流動する（flowing）水素スピンの磁化を反転するために使用される。同時に、ラベリングパルスは、かくして、測定可能な即ち第１反転ＭＲ信号をもたらす横磁化（「横方向磁化」ともいう。）を生じる励起パルスと解することも可能である。隣接する第１非反転ＲＦパルスは、実質的に磁化を反転しないよう、位相が１８０°だけシフトされていることが好ましい。尤も、これらの第１非反転ＲＦパルスも、測定可能な即ち第１非反転ＭＲ信号をもたらす横磁化を生じる励起パルスと解することも可能である。これらの磁化は反転の質の評価のために利用可能である。好ましくは、評価の結果は反転効率即ちラベリング効率である。

かくして、第１ＭＲ信号の検出はラベリング時及び非ラベリング時におけるｐＣＡＳＬシーケンスにおける縦磁化（「縦方向磁化」ともいう。）の測定を可能にすることが好ましい。従って、ラベリング効率は高い時間分解能で評価可能であり、空間的に分解される必要がある場合、例えば個別の血管におけるラベリング効率の評価を可能にする。測定はｐＣＡＳＬ試験のスキャン時間を増大せず、その最も単純な形態では、付加的信号の読取り（リードアウト：readout）以外の何ものも付加しない。

第１反転ＲＦパルスは縦磁化を変更（修正）する。この場合、縦軸は生成された主磁界によって規定される。第１反転ＲＦパルスによる第１領域における磁化のこの反転は、各反転ＲＦパルスの適用の直前に、当初の縦磁化に比例する横磁化の生成も行う。この場合、比例係数はｓｉｎ（α_ＲＦ）である。その変数（引数）α_ＲＦは、第１反転ＲＦパルス（複数）の各々の先端角（tip angle）を表すが、先端角はフリップ角（flip angle）とも呼称される。第１反転ＭＲ信号は横磁化を表す、即ち、評価ユニットは、第１反転ＭＲ信号に基づき横磁化を決定するよう、及び、該決定された横磁化を、当初の縦磁化及び従って場合によっては撮像されるべき部分へ流入するラベル血液磁化の量を決定するために使用するよう、適合化されている。撮像されるべき部分が存在し得る撮像領域のボクセル（単位体積素：voxel）に入るラベル血液磁化の量は入力関数（input function）と呼称可能である。従って、この技術全体は動脈スピンラベル入力関数（ＡＳＬＩＦ：arterial spin labeled input function）と呼称可能である。

第１非反転ＲＦパルスも縦磁化を変更（修正）する。この場合、縦軸は生成された主磁界によって規定される。第１非反転ＲＦパルスによる第１領域における磁化のこの反転は、各反転ＲＦパルスの適用の直前に、当初の縦磁化に比例する横磁化の生成も行う。この場合、比例係数はｓｉｎ（α_ＲＦ）である。先端角α_ＲＦの符号は、磁化が前後にひっくり返される（反転される）よう、第１非反転ＲＦパルスから第１非反転ＲＦパルスへと（第１非反転ＲＦパルス毎に）変化する。これは非反転信号をもたらすが、磁化の配向のネットの（正味の）変化はゼロである。これは、磁化を反転するために常に同じ方向へ磁化を反転する第１反転ＲＦパルスと対照をなす。

従って、ＭＲ信号収集ユニットは、ラベリング時においてＭＲデータを収集するｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスを提供するよう適合化されることが好ましい。ｐＣＡＳＬでは、これは、単一の（single）ラベリングパルスと単一のラベリングパルスの間における即ちｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスの対応するＲＦ間間隔（inter-RF spacings）における、アナログ・デジタル変換（ＡＤＣ）イベントと呼称可能な、信号リードアウト（readout）を含むことによって実行可能である。

第１反転磁気共鳴信号（複数）と第１非反転磁気共鳴信号（複数）は、第１領域における磁化を第１反転無線周波数パルスは反転しかつ第１非反転無線周波数パルスは反転しない期間中に収集される。とりわけ、複数の（幾つかの）第１反転無線周波数パルスは第１領域における反転された血液ボーラスを生成するために使用される。この場合、（１つの）第１反転磁気共鳴信号を収集するために、１つの信号リードアウトが２つの第１反転無線周波数パルスの間に時間的に配される。これに応じ、複数の（幾つかの）第１非反転無線周波数パルスが、第１領域における非反転血液ボーラスの生成のために使用される。この場合、
（１つの）第１非反転磁気共鳴信号を収集するために、１つの信号リードアウトが２つの第１非反転無線周波数パルスの間に時間的に配される。かくして、既述のように、第１反転磁気共鳴信号及び第１非反転磁気共鳴信号の収集は、第１反転無線周波数パルス（複数）の生成間及び第１非反転無線周波数パルス（複数）の生成の間で、夫々実行される。

好ましくは、反転血液ボーラスの生成のために使用される幾つかの第１反転無線周波数パルスはすべて同相であり、該幾つかの第１反転無線周波数パルスの各々は、磁化が反転し、それにより所望の血液ボーラスが生成されるまで、磁化を少しだけ、例えば凡そ２０〜３０°だけ回転する。時間的にこれらの第１反転無線周波数パルスの間において、第１反転磁気共鳴信号が収集される。更に、好ましくは、非反転血液ボーラスの生成のために使用される幾つかの第１非反転無線周波数パルスは交互に逆の位相を有する、即ち、夫々の第１非反転無線周波数パルスは直前の第１非反転無線周波数パルスに対し１８０°だけシフトされた位相を有する。各第１非反転無線周波数パルスは、磁化を少しだけ、例えば同様に２０〜３０°だけ回転するが、時間的に隣接する第１非反転無線周波数パルス（複数）は、それらは互いに対し１８０°位相をシフトするため、磁化を反対の回転方向へ回転する。かくして、時間的に連続する第１非反転無線周波数パルス（複数）の効果は、非反転血液ボーラスが得られるよう、磁化の回転について相互に補償（相殺）する。時間的にこれらの第１非反転無線周波数パルスの間に、第１非反転磁気共鳴信号が収集される。

第１反転磁気共鳴信号及び第１非反転磁気共鳴信号は、ラベリング領域とも呼称され得る第１領域から生じる。第１領域においては、反転及び非反転磁化を夫々有する反転及び非反転血液ボーラスの所定のシーケンス（複数）は、第１反転無線周波数パルス（複数）及び第１非反転無線周波数パルス（複数）を用いることによって生成される。反転及び非反転血液ボーラスの所定のシーケンスが第１領域において生成された後、反転及び非反転血液ボーラスの所定のシーケンスは撮像されるべき被検体の部分へ流れる。この場合、撮像されるべき被検体のこの部分において、撮像されるべき被検体の部分の磁気共鳴画像の生成のために使用される撮像磁気共鳴信号が収集される。第１領域と撮像されるべき被検体の部分は被検体の異なる領域でありかつ第１反転磁気共鳴信号と第１非反転磁気共鳴信号は第１領域から生じるため、第１反転磁気共鳴信号と第１非反転磁気共鳴信号は撮像されるべき被検体の部分からは生じない。

かくして、ＭＲＩシステムは、既知のｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスを付加的信号リードアウト又はＡＤＣイベントと共に使用するよう適合化可能である。既知のｐＣＡＳＬシーケンスでは、夫々のラベリングパルスのスライス選択勾配と一緒に、全ＲＦ−ＲＦ期間についての平均勾配を生成するよう設計（構成）された勾配が、ＲＦ間間隔に適用される。勾配パルスの実際の形態は、積分（integral）が平均正味勾配が満たされるようなものである限りにおいて、重要ではない。従って、１つの勾配方向に沿ってのみならず、全ての（典型的には３つの）方向、即ち例えばｘ、ｙ及びｚ方向に沿っても、任意の軌道（trajectory）を適用することができる。ｐＣＡＳＬ処理のための即ちラベリングのための一実施形態では、５００μｓの持続時間のスライス選択ハニング（Hanning）形状ＲＦパルスが凡そミリ秒毎に適用される。ここで、このＲＦ−ＲＦインターバルはＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}と呼称可能である。既知のｐＣＡＳＬ ＭＲ撮像技術についての更なる詳細については、論文“Continuous flow-driven inversion for arterial spin labeling using pulsed radio frequency and gradient fields”, W. Dai et al., Magnetic Resonance in Medicine, 60(6), pages 1488 to 1497 (2008) 参照。この文献の内容は引照を以って本書に繰り込みここに記載されているものとみなす。

なお、ＲＦパルスの生成、勾配の生成、磁化を最初に配向させるための主磁界Ｂ_０の生成等、即ち、磁化に影響を及ぼすあらゆるものの生成は、ＭＲ信号収集ユニットによって実行されるものであると解されることに注意すべきである。ＭＲ信号収集ユニットは、ＲＦパルスを生成するための、勾配を生成するための、ＭＲ信号を収集する等のための、複数の（幾つかの）既知のコイル及び場合によっては更なる磁気的要素を含む。

画像生成ユニットは、ＭＲ画像を生成するために評価結果を更に考慮するよう適合化されていることが好ましい。これは、最終的に生成されるＭＲ画像の質の改善を達成（実現）することができる。

ＭＲ信号収集ユニットは、複数の第１反転ＲＦパルスが同じ位相を有しかつ複数の第１非反転ＲＦパルスの位相が非反転ＲＦパルスから非反転ＲＦパルスへ（非反転ＲＦパルス毎に）１８０°だけ変化するよう、構成されていることが好ましい。本質的には、これは、ＭＲ撮像のために一般的に使用される定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）シーケンスと同一である。これについては、例えば論文“Rapid gradient-echo imaging”, B. A. Hargreaves, Journal of Magnetic Resonance Imaging, 36(6), pages 1300 to 1313 (2012) に記載されている。この文献の内容については引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。尤も、ｐＣＡＳＬでは、ｚ方向と解され得るものでありかつ初期磁化を提供（生成）するＭＲシステムの主磁界Ｂ_０の方向でもあり得る流れ方向に沿った正味勾配が適用される。ここで、正味勾配は流動するスピンを高信頼性を以って反転するために必要とされる。この残留勾配モーメントは、エコー列（echo train）のために、部分的ディフェージング（スピン回転位相ばらつき増大：dephasing）を伴う不平衡ＳＳＦＰを形成する。この側面に関する更なる詳細は論文“Mitigation of near-band balanced steady-state free precession through-phase flow artifacts using partial dephasing”, A. Datta et. al., Magnetic Resonance in Medicine (2017) に記載されている。この文献の内容については引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

更に、好ましくは、ＭＲ信号収集ユニットは、被検体内の血流に関し第１領域の下流側に位置する第２領域における磁化を示す第２ＭＲ信号を、第２領域における磁化に影響を及ぼす第２ＲＦパルスを生成することによって及び第２ＲＦパルスによる磁化に対する影響により生じる第２ＭＲ信号を収集することによって、収集するよう構成され、評価ユニットは、第１及び第２ＭＲ信号に基づいて評価結果を生成するよう、構成される。かくして、一変形形態では、ラベリングの部位の少々更に下流側において縦磁化をプローブするために付加パルスを使用することができる。この付加パルスはＡＳＬＩＦパルスと呼称することができる。異なる第１及び第２領域に由来する第１及び第２ＭＲ信号を区別するために、第１及び第２ＲＦパルスは異なる周波数を有し、磁界は第１及び第２位置において相違する、即ち、第１及び第２ＲＦパルスの周波数は、夫々の磁界強度によって夫々定義される第１及び第２位置におけるラーモア（Larmor）周波数に対応する。第１及び第２ＲＦパルスは異なる周波数に起因するビート（beat）を有する合成（combined）ＲＦパルスと解することも可能である。即ち、合成ＲＦパルスはビートパルスである。ＡＳＬＩＦと呼称可能な第２ＲＦパルスを用いるプロービングは、結果即ち磁化の反転の質の評価の感度及び解釈可能性を高める。より（高度に）制御された励起を可能にする下流側におけるこの付加ＲＦパルスはタイミングを変化しない。

ＭＲ信号収集ユニットは、第１領域と第２領域との間の距離が、反復時間（ＴＲ期間）当たり９０°の第１ＭＲ信号の付加的位相シフトをもたらすよう、構成されることが好ましい。付加的ＡＳＬＩＦパルスを使用する場合、即ち、第２領域における磁化に影響を及ぼすための第２ＲＦ信号を使用する場合、例えばコントロール（対照）状態及びラベリング（標識）状態に対しスライスプロファイルが異なるため、ＡＳＬパルスに起因する即ち第１ＲＦパルスに起因する信号汚染から問題が生じ得る。ＡＳＬパルスとＡＳＬＩＦパルスの分離は、ＴＲ当たり９０°の付加的位相シフトをもたらす距離をおいてこれらの２つのパルスを適用することによって達成することができる。この位相シフトは、上記平均正味勾配によって生じることが好ましい。

更に、ＭＲ信号収集ユニットは、複数の第２ＲＦパルスが同じ位相を有するか又は時間的に隣り合う第２ＲＦパルスが１８０°の位相シフトを有するよう、構成されることが好ましい。これは、ラベル状態（条件）又はコントロール状態（条件）の如何に拘わらず、１つおきのＴＲ毎に、ＡＳＬパルスの即ち第１ＲＦパルスの従って第１ＭＲ信号の相反する（opposing）位相と、ＡＳＬＩＦパルスの即ち第２ＲＦパルスの従って第２ＭＲ信号の揃えられた位相をもたらす。

更に、評価ユニットは、１つおきのＴＲ期間からの第１反転ＭＲ信号と第２ＭＲ信号を加え合わせ、それによって、反転合成（combination）信号を生成すると共に、１つおきのＴＲ期間からの第１非反転磁気共鳴信号と第２磁気共鳴信号を加え合わせ、それによって、非反転合成信号を生成するよう、そして、これらの合成信号に基づいて評価結果を生成するよう、適合化されることが好ましい。加算処置は、ＡＳＬパルスによって生じる信号を打ち消し、ＡＳＬＩＦパルスの信号を増強する。従って、ＡＳＬの影響が打ち消される合成信号を使用することにより、反転の質の評価の改善をもたらすことができる。

好ましい一実施形態では、評価ユニットは、ａ）各反転合成信号を、被検体の組織によって生じる組織ＭＲ信号と反転された磁化によって生じる反転血液ＭＲ信号の合成としてモデル化する反転モデルを提供するよう、但し、血液ＭＲ信号は、反転効率と、非反転磁化を配向させる生成された磁界に依存する最大可能反転磁化との積に依存し、ｂ）各非反転合成信号を、被検体の組織によって生じる組織ＭＲ信号と非反転磁化によって生じる非反転血液ＭＲ信号の合成として、モデル化する非反転モデルを提供するよう、但し、非反転血液ＭＲ信号は非反転磁化を配向させる生成された磁界に依存する最大可能非反転磁化に依存し、ｃ）反転効率を、ｉ）非反転合成信号及び反転合成信号とｉｉ）反転モデル及び非反転モデルから得られる対応するモデル化信号との間の偏差が減少される、とりわけ最小化されるように、決定するよう、構成されている。これは、反転効率の極めて正確な決定を可能にする。更に、これは、実行中に（on the fly）高い時間分解能で行うことができる。一実施形態では、評価ユニットは反転効率を反復的に決定するよう構成される。

反転効率を決定するために、評価ユニットは、少なくとも夫々第１反転無線周波数パルス及び／又は第１非反転無線周波数パルスによる励起に基づき第１反転磁気共鳴信号の収集及び／又は第１非反転磁気共鳴信号の収集をモデル化するモデルを使用するよう、適合化されることができる。ここで、モデルは反転効率に依存する。即ち、モデルは反転効率をフィッティングパラメータとして有する。この場合、反転効率は、モデルを、少なくとも、収集された第１反転磁気共鳴信号及び／又は収集された第１非反転磁気共鳴信号にその都度フィッティングする（あてはめる）ことによって、決定可能である。収集された信号に対するモデルのこのフィッティングは反復的に実行することができ、反復フィッティング処理のために、例えば、Marquardt-Levenberg法又は勾配降下（Gradient Descent）法を使用することができる。尤も、他の反復フィッティング法も使用することができる。一実施形態では、上記の段落に記載したモデルが使用される。

一実施形態では、ＭＲ信号収集ユニットは、第１ＭＲ信号を収集する空間分解能（解像度）を増大するために空間エンコード勾配（傾斜）（spatially encoding gradients）を使用するよう、構成されている。かくして、１つの方向即ち例えばｚ方向だけではなく、他の方向即ち例えばｘ方向及びｙ方向においても評価を空間的に分解するために、空間エンコードを使用することができる。２つ又は３つの方向における空間エンコードを提供することによって、個別の血管（複数）を分離することができる、即ち、個別の血管について評価を実行することができる。

ＭＲ信号収集ユニットは、第１ＲＦパルスと、もし存在するならば、第２ＲＦパルスとの間において、任意の形状の勾配を使用するよう、適合化されることができ、その際、依然として、反転の質は高信頼性を以って決定可能である。即ち、とりわけ信号リードアウトの空間分解能を増大するために、「ＲＦ間ギャップ（inter-RF gap）」の間において、勾配を任意の形状とすることができる。一実施形態では、ＭＲ信号収集ユニットは、第１ＭＲ信号を収集するためにフロー補償（flow-compensation）又はフローエンコーディングを使用するよう、構成されている。これは、パルセーション（pulsation）アーチファクトの低減をもたらすことができ、それによって、信号リードアウトの空間分解能の増大をもたらすことができる。

一実施形態では、評価ユニットは、磁化を反転する質が増大されるようにＭＲ信号の収集を補正するよう適合化されているＭＲ信号収集ユニットに評価結果を提供するよう、構成されている。かくして、反転の質即ちラベリング効率を、評価ユニットからのフィードバックを用いて改善することができる。

ＭＲ信号収集ユニットは、第１反転ＭＲ信号と第１非反転ＭＲ信号の収集のために、隣り合う第１ＲＦパルス間の完全なギャップを使用するよう、構成可能である。かくして、信号データを収集するために（ＡＤＣイベント）、完全な「ＲＦ間（inter-RF）」時間を使用することができる。

一実施形態では、ＭＲ信号収集ユニットは、被検体の血流に関し第１領域の上流側に位置する第３領域における磁化を示す第３ＭＲ信号を、該第３領域における磁化に影響を及ぼすために第３ＲＦパルスを生成することによって及び該第３ＲＦパルスによる磁化に対する影響により生じるＭＲ信号を収集することによって、収集するよう、構成されており、評価ユニットは、収集された第１ＭＲ信号、収集された第２ＭＲ信号及び収集された第３ＭＲ信号に基づいて、評価結果を生成するよう、構成されている。

本発明の更なる一視点において、被検体の一部分のＭＲ画像を生成するためのＭＲ撮像方法が提供される。該ＭＲ撮像方法は、
・ＭＲ信号収集ユニットを用いて、被検体の内部の血液の磁化を配向させる主磁界を生成すること、
・ａ）血流に関し撮像されるべき部分の上流側に位置する第１領域において磁化を反転する第１反転ＲＦパルスが生成される反転状態、及び、ｂ）第１領域において磁化を反転させない第１非反転ＲＦパルスが生成される非反転状態において、ＭＲ信号収集ユニットを作動すること、ここに、第１反転ＲＦパルス及び第１非反転ＲＦパルスは、第１領域から撮像されるべき部分へ流れる反転磁化を有する反転血液ボーラス及び非反転磁化を有する非反転血液ボーラスの所定のシーケンスが生成されるよう、生成され、第１反転ＲＦパルスによる磁化への影響によって生じる第１反転磁気共鳴信号が収集され及び／又は第１非反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１非反転磁気共鳴信号が収集されること、
・収集された第１反転ＭＲ信号及び／又は収集された［第１］非反転ＭＲ信号に基づき、第１領域における磁化の反転を評価ユニットによって評価することにより評価結果を生成すること、
・反転血液ボーラス及び非反転血液ボーラスのシーケンスが第１領域から撮像されるべき部分へ流された後、ＭＲ信号収集ユニットによって、撮像されるべき部分において撮像ＭＲ信号を収集すること、
・収集された撮像ＭＲ信号及び所定のシーケンスに基づき、画像生成ユニットによって、撮像されるべき部分のＭＲ画像を生成すること
を含む。

本発明の更なる一視点において、コンピュータプログラムが提供される。コンピュータプログラムは、請求項１に記載のＭＲＩシステムに請求項１６に記載のＭＲ撮像方法の各工程を実行させるプログラムコード手段を含み、該コンピュータプログラムはＭＲ撮像システムを制御するコンピュータで実行される。

請求項１のＭＲＩシステム、請求項１６のＭＲＩ方法及び請求項１７のコンピュータプログラムは従属請求項に記載される類似の及び／又は同一の好ましい実施形態を有すると理解すべきである。

本発明の好ましい実施形態は従属請求項と各独立請求項の任意の組み合わせでもあり得ると理解すべきである。

被検体のＭＲ画像を生成するためのＭＲＩシステムの一実施形態の模式的一例。 伝統的なｐＣＡＳＬシーケンスの一例。 ＡＩＦ ｐＣＡＳＬシーケンスの一例。 付加的ＡＳＬＩＦパルスを伴うＡＩＦ ｐＣＡＳＬシーケンスの一例。 付加的ＡＳＬＩＦパルスを伴うＡＩＦ ｐＣＡＳＬシーケンスの３次元バリエーションの一例。 フロー補償されたＡＩＦ ｐＣＡＳＬシーケンスの一例。 一ラベル状態についてのＡＳＬパルス（複数）の位相（複数）を例示的に示す位相図。 符号が交替するＡＳＬパルス（複数）の位相（複数）を例示的に示す位相図。 符号が一定のＡＳＬパルス（複数）の位相（複数）を例示的に示す位相図。 コントロール状態についてのＡＳＬパルス（複数）の位相（複数）を例示的に示す位相図。 異なるラベル及びコントロール状態についてのＭＲ信号の測定の一例。 異なるラベル及びコントロール状態についてのＭＲ信号の測定の更なる一例。 異なるラベル及びコントロール状態についてのＭＲ信号の測定の更なる一例。 ラベルボーラス及びコントロールボーラスの一例の異なるシーケンスと、対応する測定されたＭＲ信号の一例。 第１領域即ちｐＣＡＳＬスライスの部位の一例及び第２領域即ちＡＳＬＩＦスライスの部位の一例。

図１は、患者１０３の一連のＭＲ画像を生成するためのＭＲＩシステム１００の一実施形態を模式的かつ例示的に示す。ＭＲＩシステム１００は、被検体１０３のＭＲ信号を収集するためのＭＲ信号収集ユニット１０１を含む。ＭＲ信号収集ユニット１０１は、被検体１０３の内部の血液の磁化を配向させる主磁界（主磁場）Ｂ_０を生成するよう構成されている。ＭＲ信号収集ユニット１０１は、ａ）血流に関し撮像されるべき部分１０２の上流側に位置する第１領域において磁化を反転する第１反転ＲＦパルスが生成されて、該第１反転ＲＦパルスによる磁化への影響によって生じる第１反転ＭＲ信号が収集される反転状態、及び、ｂ）第１領域において磁化を反転させない第１非反転ＲＦパルスが生成されて、第１非反転ＭＲ信号が収集される非反転状態において作動されるよう、適合化されている。第１（反転及び非反転）ＲＦパルスの生成は、第１領域から撮像されるべき部分１０２へ流れる反転及び非反転磁化を有する反転及び非反転血液ボーラスの所定のシーケンスをもたらす。ＭＲ信号収集ユニット１０１は、更に、反転及び非反転血液ボーラスのシーケンス（複数）が第１領域から撮像されるべき部分１０２へ流された後、該撮像されるべき部分１０２において撮像ＭＲ信号を収集するよう、構成されている。

ラベル及びコントロールボーラスと解することも可能な反転及び非反転ボーラスのシーケンス（複数）を生成するために、既知の技術を使用することができる。例えば、以下の刊行物に記載された技術が使用され得るが、それらの内容は引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす：“Perfusion Imaging”, J. A. Detre et al., Magnetic Resonance in Medicine, volume 23, pages 37 to 45 (1992), “Magnetic resonance imaging of perfusion using spin inversion of arterial water”, D. S. Williams et al., Proceedings of the National Academy of Sciences, USA, volume 89, pages 212 to 216 (1992), “Continuous flow-driven inversion for arterial spin labeling using pulsed radio frequency and gradient fields”, W. Dai et al., Magnetic Resonance in Medicine, volume 60, issue 6, pages 1488 to 1497 (2008) 及び米国特許第8,260,396号。

ＭＲＩシステム１００は、血液ボーラスが生成されるようＭＲ信号収集ユニット１０１を制御するための制御ユニット１０５を含む制御処理装置１０４を含む。制御ユニット１０５はＭＲ信号収集ユニット１０１の部分であると解することも可能である。処理装置１０４は、例えばコンピュータキーボード、コンピュータマウス又はタッチパッド等のような入力装置１１０から入力を受け取り、例えばＭＲ画像を表示するディスプレイのような出力装置１１１へ出力を与える。

ＭＲＩシステムは、更に、収集した撮像ＭＲ信号と所定のシーケンスに基づき撮像されるべき部分１０２のＭＲ画像を生成するよう構成された画像生成ユニット１０６を含む。とりわけ、画像生成ユニット１０６は、ラベルボーラス及びコントロールボーラスの各シーケンスについて、夫々のＭＲ画像を生成するよう、及び、生成されたＭＲ画像（複数）を合成する（組み合わせる）よう適合化されている。例えば、画像生成ユニット１０６は、既に生成されているＭＲ画像（複数）の少なくとも２つを合成することによって合成画像を生成するよう適合化されることができる。ここで、該合成画像は、該少なくとも２つのＭＲ画像が対応するボーラス（複数）のシーケンス（複数）の合成を表すボーラスの合成シーケンスを表す。画像生成ユニット１０６は、複数の（幾つかの）画像の加算及び／又は減算によって合成画像を生成するよう適合化されていることが好ましい。例えば、第１ＭＲ画像と第２ＭＲ画像が生成された後、合成画像を生成するために、これらの２つのＭＲ画像を互いに減算することができる。第１ＭＲ画像と第２ＭＲ画像と第３ＭＲ画像と第４ＭＲ画像を合成する場合、例えば、第１ＭＲ画像と第２ＭＲ画像を互いに加算し、次いで、その結果得られた和画像から第３ＭＲ画像及び第４ＭＲ画像の減算を行うことが可能である。ＭＲ画像（複数）のボーラス（複数）のシーケンス（複数）がそれに応じて合成（結合）される。即ち、例えば、第１ＭＲ画像と第２ＭＲ画像の（相互）減算が行われる場合、生成されたボーラスのシーケンスについても減算が行われる。この極めてよく知られている合成画像の生成についての更なる詳細については、論文“Highly efficient accelerated acquisition of perfusion inflow series by cycled arterial spin labeling”, M. Guenther, Proceedings of the 16th annual meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine, Berlin, Germany, page 380 (2007) 及び WO 2007/03582 A2が参照される。これらの内容については引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

ＭＲＩシステム１００は、更に、収集した第１反転及び非反転ＭＲ信号に基づき第１領域における磁化の反転を評価することによって評価結果を生成するよう構成された評価ユニット１０８を含む。この実施形態では、評価ユニット１０８は、評価結果として、ラベリング効率とも呼称され得る反転効率を決定するよう構成されている。ここで、反転効率は、血流方向に見て第１領域の後側における、非反転磁化に対する反転磁化の比率（割合）を示す。

ＭＲＩシステム１００は、ｐＣＡＳＬ ＭＲＩを実行するよう適合化されている。ここで、第１反転ＲＦパルス（複数）は、ラベリング領域と解することも可能な第１領域における磁化を反転するためのｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスである。ｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスは、流動する水素スピンの磁化を反転するために使用される。同時に、ラベリングパルスは、測定可能な即ち第１ＭＲ信号を生じる横磁化を与える励起パルスと解することも可能である。この磁化は、反転の質を評価するために使用されることができる。評価の結果は反転効率、即ちラベリング効率である。

かくして、第１ＭＲ信号の検出は、ラベリング時において即ち第１反転ＲＦパルス及び第１非反転ＲＦパルスの適用時におけるｐＣＡＳＬシーケンスにおける縦磁化の測定を可能にする。従って、ラベリング効率は、高い時間分解能で評価されることができ、空間的に分解される必要があれば、例えば個別の血管のラベリング効率の評価を可能にする。

ＭＲ信号収集ユニット１０１は、ラベリング時におけるＭＲデータを収集するｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスを提供するよう適合化されている。これは、信号ラベリングパルスと信号ラベリングパルスの間に即ちｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスの対応するＲＦ間間隔に信号リードアウト即ちＡＤＣイベントを含むことによって行われる。かくして、ＭＲＩシステムは、付加的信号リードアウトないしＡＤＣイベント（複数）を伴う既知のｐＣＡＳＬ ＭＲシーケンスを使用するよう適合化されている。使用される既知のｐＣＡＳＬシーケンスでは、夫々のラベリングパルスのスライス選択（slice-select）勾配と一緒に、ＲＦ−ＲＦ期間全体についての平均正味勾配を生成するよう設計されているＲＦ間間隔（複数）に勾配（複数）が適用される。勾配パルスの実際の形状は、積分（integral）が平均正味勾配を満たすようなものである限りにおいて、重要ではない。従って、１つの勾配方向に沿ってのみならず、全ての（典型的には３つの）方向、即ち例えばｘ、ｙ及びｚ方向に沿っても、任意の軌道（trajectory）を適用することができる。この実施形態では、ｐＣＡＳＬ処理のための即ちラベリングのために、５００μｓの持続時間のスライス選択ハニング（Hanning）形状ＲＦパルスが凡そミリ秒毎に適用される。ここで、このＲＦ−ＲＦインターバルはＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}と呼称可能である。

画像生成ユニット１０６は、ＭＲ画像を生成するために評価結果を更に考慮するよう適合化されている。

ＭＲシステムはｐＣＡＳＬ ＭＲ撮像を実行するよう適合化されていることが好ましい。磁界の生成は、第１領域がラベリング領域と解することができるよう、第１領域における磁化を反転するためのｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスの生成を含むことが好ましい。ｐＣＡＳＬにおけるラベリングパルスは、流動する水素スピンの磁化を反転するために（又はコントロールフェーズでは反転しないために）使用される。同時に、ラベリングパルスは、かくして、測定可能な即ち第１ＭＲ信号をもたらす横磁化を生じる励起パルスと解することも可能である。この磁化は、反転の質を評価するために使用可能である。評価の結果は、反転効率、即ちラベリング効率、又はその測定（値）であることが好ましい。これは、反転プロセスのモニタリングを可能にし、あり得る（potential）補正を可能にする。

ＡＳＬコミュニティのコンセンサスの推奨（D. Alsop et al.: Recommended Implementation of Arterial Spin Labeled Perfusion MRI for Clinical Applications: A consensus of the ISMRM Perfusion Study Group and the European Consortium for ASL in Dementia. Magn Reson Med. 2015 Jan; 73(1): 102-116）に従うと、各ボクセルにおける灌流は、脳血流（ＣＢＦ）について以下の式を用いて、ｐＣＡＳＬのために計算することができる：

ここに、λは脳／血液分配係数（単位はｍｌ／ｇ）、ＳＩ_control及びＳＩ_labelは夫々コントロール画像及びラベル画像における時間平均信号強度、Ｔ_1,bloodは血液の縦緩和（縦方向緩和）時間（単位は秒）、αはラベリング効率、ＳＩ_ＰＤはプロトン密度強調画像の信号強度、Ｔはラベル期間（時間）である。ラベリング後遅延時間ＰＬＤはラベリングの終了と画像収集の間に経過する時間である。係数６０００は単位をｍｌ／ｇ／ｓからｍｌ／（１００ｇ）／ｍｉｎに変換するものであるが、これは生理学の文献においては一般的なものである。かくして、ラベリング効率を知ることによって、各ボクセルにおける灌流を決定することができ、従って、質が改善された灌流画像を生成することができる。

従って、ラベリング効率αはＣＢＦの定量化のために重要である。

かくして、第１ＭＲ信号の検出は、好ましくは、ラベリング時におけるｐＣＡＳＬシーケンスの縦磁化の測定を可能にする。従って、ラベリング効率は高い時間分解能で評価可能であり、空間的に分解する必要があれば、例えば個別血管についてのラベリング効率の評価を可能にする。測定はｐＣＡＳＬ試験のスキャン時間に付加するものではなく、その最も簡単な形態では、付加的な信号リードアウト以外には何も付加しない。この技術は動脈スピンラベル入力機能（関数）（ＡＳＬＩＦ：arterial spin labeled input function）と呼称可能である。

ＭＲ信号収集ユニット１０１は、第１反転ＲＦパルス（複数）が同じ位相を有し、第１非反転ＲＦパルス（複数）の位相が（１つの）非反転ＲＦパルスから（次の）非反転ＲＦパルスに１８０°だけ変化するよう、構成されている。本質的には、これは、ＭＲ撮像のために一般的に使用されるＳＳＦＰシーケンスと同一である。その高い信号対雑音比（ＳＮ比）のためにしばしば使用される平衡（balanced）ＳＳＦＰでは、１つのＲＦサイクル（２つのＲＦパルス間の期間）内のすべての勾配がゼロにされる（即ちｘ、ｙ及びｚ勾配についての各積分が夫々ゼロ）。しかしながら、ｐＣＡＳＬでは、流れ方向に沿った正味勾配が適用され（ここに流れ方向は、ｚ方向と解され得るものであり、また、初期磁化を提供するＭＲシステムの主磁界Ｂ_０の方向でもあり得る。）、正味勾配は流動するスピンを高信頼性を以って反転するために必要とされる。この残留勾配モーメントは、エコー列（echo train）のために、ｚ軸に沿った磁化の部分的ディフェージング（partial dephasing）をもたらす不平衡（unbalanced）ＳＳＦＰ（ｚ勾配についての積分がゼロではない）を形成する。この側面に関する更なる詳細はA. Datta et. al., Magnetic Resonance in Medicine (2017) による上記の論文に記載されている。ｚ方向は好ましくはリードアウト方向をリサンプリングするので、これは撮像（イメージング）を有意義なもの（challenging）にする。

図２は既知のＭＲ ｐＣＡＳＬシーケンスを示す。図２において、図面参照符号２０は第１領域において磁化を反転するために使用される第１反転ＲＦパルス（複数）を示し、すべての第１反転ＲＦパルスは同じ位相を有する。図面参照符号２１、２２はｚ方向における勾配を示す。図面参照符号２１は第１反転ＲＦパルス２０の効果（作用）を第１領域に限定するためのスライス選択勾配即ち「ラベリングスライス（labeling slice）」を示す。勾配２１を適用することによって、磁化はｚ方向に沿ってディフェージング（スピン回転位相ばらつきの増大：dephasing）される。図面参照符号２２によって表される勾配はｚ方向に沿った磁化をある程度リフェージングする（スピン回転位相ばらつきの修正：rephase）一方で、ある程度のディフェージングは維持される。ディフェージングのこの量は、ＲＦサイクル持続時間ＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}中において常に生じているであろう勾配に相当する。この勾配は「平均正味勾配Ｇ_ａｖｅ」と呼称することも可能である。換言すれば、これは、一次では（at first order）、図面参照符号２１及び２２で表される勾配の効果（作用）は平均正味勾配の効果（作用）と同一であることを意味する。平均正味勾配は、ｚ方向に沿った位置に依存する付加磁界を生成する。位置ｚ＝ｚ_１に位置付けられる横磁化については、この付加磁界は、ＲＦサイクル当たり、位置ｚ＝ｚ_２における磁化に対し相対的な位相シフトΔρ：
Δρ ＝ γ・G_ave・(z₂-z₁)・TR_pCASL
を生成する。ここで、γは磁気回転比を表す。

図３には、第１ＭＲ信号の検出即ちＡＤＣイベントがボックス２３で示されている。従って、図３は、ＭＲ ＡＩＦ ｐＣＡＳＬの最も単純な形態を示している。図３から分かるように、図２に示されている標準的なｐＣＡＳＬシーケンスは殆ど変化されることなく維持されている。即ち、この例では、信号リードアウト２３だけが付加されている。換言すれば、最も単純なケースでは、リフェージング勾配２２の間に丁度１つのＡＤＣリードアウトイベント２３を付加することができる。技術的制限のために、ＡＤＣイベント２３の終点と次のＲＦパルス２０の始点との間には２８５μｓの最小時間が必要である。この基本スキームはラベル血液（ラベリングされた血液）の一次元測定、即ち、例えば凡そ１ｍｓの時間分解能による、第１領域における磁化の反転の質の一次元評価を可能にする。

ＭＲ信号収集ユニット１０１は、被検体１０３の血流に関し第１領域の下流側に位置する第２領域における磁化を示す第２ＭＲ信号を、第２領域において磁化に影響を及ぼすための第２ＲＦパルスを生成することによって及び第２ＲＦパルスによる磁化の影響によって生じる第２ＭＲ信号を収集することによって、収集するよう構成されており、評価ユニット１０８は、第１及び第２ＭＲ信号に基づいて評価結果を生成するよう構成されている。かくして、ラベリングの部位の更に少々下流側において縦磁化（縦方向磁化）をプローブする（標識する）ために、付加パルスが使用される。この付加パルスはＡＳＬＩＦパルスと呼称される。異なる第１及び第２領域に由来する第１及び第２ＭＲ信号を区別するために、第１及び第２ＲＦパルスは異なる周波数を有し、磁界は第１及び第２位置において相違する、即ち、第１及び第２ＲＦパルスの周波数は、夫々の磁界強度によって夫々定義される第１及び第２位置におけるラーモア（Larmor）周波数に相当する。第１及び第２ＲＦパルスは異なる周波数に起因するビート（beat）を有する合成（combined）ＲＦパルスである。即ち、合成ＲＦパルスは図４に示されている対応するシーケンスにおいて模式的に示されているビートパルス２４である。かくして、ラベリングスラブ（slab）即ち第１領域の下流側にあるスラブ即ち第２領域を励起する付加リードアウトパルスが付加される。これはＡＳＬＩＦパルスと呼称することも可能であり、ＡＳＬパルスと共に、合成ビートパルス２４を形成する。

ＭＲ信号収集ユニット１０１は、第１領域と第２領域の間の距離がＴＲ当たり９０°の第１ＭＲ信号の付加的位相シフトをもたらすよう、構成されている。付加的ＡＳＬＩＦパルスを使用する場合即ち第２領域において磁化に影響を及ぼすための第２ＲＦパルスを使用する場合、例えばコントロール状態とラベル状態とについては異なっているパルスプロファイルの側波帯（side bands）のために、ＡＳＬパルスに起因する、即ち第１ＲＦパルスに起因する信号汚染から問題が生じ得る。ＡＳＬパルスとＡＳＬＩＦパルスの分離は、ＴＲ当たり９０°の付加的位相シフトをもたらす距離をおいてこれらの２つのパルスを適用することによって達成（実現）することができる。この位相シフトは、上記平均正味勾配によって生じることが好ましい。

更に、ＭＲ信号収集ユニット１０１は、複数の第２ＲＦパルスが同じ位相を有するか又は時間的に隣り合う第２ＲＦパルスが１８０°の位相シフトを有するよう、構成されている。これは、ラベル状態（条件）又はコントロール状態（条件）の如何に拘わらず、１つおきのＴＲ毎に、ＡＳＬパルスの即ち第１ＲＦパルスの従って第１ＭＲ信号の相反する（opposing）位相と、ＡＳＬＩＦパルスの即ち第２ＲＦパルスの従って第２ＭＲ信号の揃えられた位相をもたらす。これについては、図７及び図８に示されている。

図７は、ＴＲ期間（反復期間）１、２、３、４・・・のシーケンスについて、ＡＳＬパルスの即ち第１ＲＦパルスの従って第１ＭＲ信号の夫々の位相を模式的に示す。図７から分かるように、位相は、この例では時計回り方向に、ＴＲ期間から（次の）ＴＲ期間へ９０°だけ変化する。従って、１つおきのＴＲ期間についての第１ＭＲ信号は（相互に）１８０°の位相差を有する。図７は、すべての第１ＲＦパルスが当初すべてのＴＲ期間について同じ位相を有するラベル状態を示しているが、９０°の位相シフトが平均正味勾配及び対応する第１領域と第２領域の間の距離によって生じている。

ＡＳＬパルスは、スライスプロファイルが不完全であるが故に第２領域において磁化に対し直接的に影響を及ぼす。主要問題は、流動するスピンの代わりに静的な組織スピンに影響を及ぼす側波帯（side bands）から生じる。そのため、影響を及ぼすために磁化が第１領域から第２領域へ流れる必要はない。本質的に、第１領域においてＡＳＬパルスを受ける磁化の横部分（成分）は、平均正味勾配のために第２領域に到達する遥か以前に、完全にディフェージングされるであろう。

図８は、ＴＲ期間１、２、３、４・・・のシーケンスについて、ＡＳＬＩＦパルスの即ち第２ＲＦパルスの従って第２ＭＲ信号の夫々の位相を模式的に示す。図８から分かるように、位相は、ＴＲ期間から（次の）ＴＲ期間へ１８０°だけ変化する。そのため、１つおきのＴＲ期間についての第２ＭＲ信号は互いに揃えられている。図８では後続するＴＲ期間（複数）のＡＳＬＩＦパルス（複数）は１８０°の位相だけ異なっているが、他の実施形態では、ＡＳＬＩＦパルス（複数）はすべて図９に模式的に示されているように同じ位相を有することも可能である。

図１０は、後続のＡＳＬパルス（複数）が当初１８０°の位相差を有するコントロール状態に関し、ＴＲ期間１、２、３、４・・・のシーケンスについて、ＡＳＬパルスの即ち第１ＲＦパルスの従って第１ＭＲ信号の夫々の位相を模式的に示す。平均正味勾配及び第１領域と第２領域の間の相応に選択された距離によって生じるＴＲ期間から（次の）ＴＲ期間へ９０°の付加的位相シフトのために、実際、位相はこの例では反時計回り方向に、（１つの）ＴＲ期間から（次の）ＴＲ期間へ９０°だけ変化する。従って、このコントロール状態の場合も、１つおきのＴＲ期間についての第１ＭＲ信号は１８０°だけ相違する。

評価ユニット１０８は、１つおきのＴＲ期間からの第１反転ＭＲ信号と第２ＭＲ信号の加算を行い、それによって反転合成信号を生成するよう、１つおきのＴＲ期間からの第１非反転ＭＲ信号と第２ＭＲ信号の加算を行い、それによって非反転合成信号を生成するよう、及び、これらの合成信号に基づいて評価結果を生成するよう、適合化されている。かくして、加算処理は、ＡＳＬパルスによって生じる信号を打ち消し、ＡＳＬＩＦパルスの信号を増強（増大）する。そして、ＡＳＬの影響が打ち消されている合成信号の使用によって、反転の質について改善された評価をもたらすことができる。

ＲＦパルスは、流動する血水スピンだけではなく、静的な組織スピンにも影響を及ぼす。ＡＳＬパルスはラベル状態とコントロール状態では異なるため、組織スピンはラベル状態とコントロール状態に対し異なる信号を提供するであろう。そのため、ラベルデータとコントロールデータの減算を行って静的組織スピンを除去するという主要思想（動脈スピンラベリング法の主要思想）は通常はラベリング領域から遠く離れたところでのみ当て嵌まる。しかしながら、ＡＳＬパルスの効果を打ち消すことによって、ラベル状態とコントロール状態の減算後の静的スピンの残留信号を除去することができる。

一般的に、１つおきのＴＲ期間からの信号の減算（ＡＳＬ）又は加算（ＡＳＬＩＦ）は、一方のパルスの故に信号（複数）を（互いに）打ち消し、他方のパルスの故に信号（複数）を増強（増大）する。図７〜図１０には、ＡＳＬパルスとＡＳＬＩＦパルスの位相変化が幾つかのＴＲ期間即ちＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}期間のサイクルについて示されている。ラベリングパルスの位相は９０°刻みで時計回りに回転し、他方、コントロールパルスは−９０°刻みで反時計回りに回転することを良好に見出すことができる。任意の所与の時点において即ち任意のＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}期間において、ＡＳＬパルスの位相は１つおきのＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}毎に逆であり、他方、ＡＳＬＩＦパルスについては、位相は、ＡＳＬＩＦパルスが一定の符号（＋＋＋＋＋）又は交互の符号（＋−＋−＋−＋−）の何れで放出されるにも拘わらず、常に同じである。

ＭＲシステム１００は、信号リードアウトがＡＳＬＩＦパルスに揃えられるように、構成されていることが好ましい。これは、好ましくはＡＳＬＩＦパルスの現在の（実際の）位相が信号リードアウトにも加えられることを意味する。そのため、ＡＳＬＩＦパルスの位相が変化しても、測定信号（measured signal）はその位相を変化しないであろう。

評価ユニット１０８は、ａ）各反転合成信号を、被検体１０３の組織によって生じる組織ＭＲ信号と反転された磁化によって生じる反転血液ＭＲ信号の合成としてモデル化する反転モデルを提供するよう、但し、血液ＭＲ信号は、反転効率と、非反転磁化を配向させる生成された磁界に依存する最大可能反転磁化との積に依存し、ｂ）各非反転合成信号を、被検体の組織によって生じる組織ＭＲ信号と非反転磁化によって生じる非反転血液ＭＲ信号の合成としてモデル化する非反転モデルを提供するよう、但し、非反転血液ＭＲ信号は非反転磁化を配向させる生成された磁界に依存する最大可能非反転磁化に依存し、ｃ）反転効率を、ｉ）非反転合成信号及び反転合成信号とｉｉ）反転モデル及び非反転モデルから得られる対応するモデル化信号との間の偏差が減少される、とりわけ最小化されるように、決定するよう、構成されている。これは、反転効率即ちラベリング効率の極めて正確な決定を可能にする。更に、これは、高い時間分解能で、実行中に（on the fly）かつ繰り返し行うことができる。

一実施形態では、ラベリング効率は
α = (SI_control - SI_label) / (2・SI_control)
として計算される。ここで、ＳＩ_control とＳＩ_label は夫々非反転合成信号及び反転合成信号である。また、ＳＩ_control は熱的平衡状態における縦磁化を、即ち血液磁化に対するＡＳＬパルスの効果（作用）がないことを表すことが想定されている。

代替的に、ラベリング効率は、ＡＳＬパルス即ち第１反転ＭＲ信号から得られるスライスプロファイルと、ラベリング効率が既知の場合における模擬スライスプロファイルとの対比によって評価する（見積もる）ことができる。フロー（flow）を含むブロッホ（Bloch）方程式のシミュレーションは、局所磁化に対する当該ＡＳＬパルスの即ち第１反転ＲＦパルスの影響をシミュレートすることによって、実行することができる。局所磁界を歪めて局所ラーモア周波数におけるシフト（オフレゾナンス）をもたらす局所磁界勾配が存在する場合、ＡＳＬパルスのスライスプロファイルはその形状を変化するであろう。異なるオフレゾナンス周波数（複数）の範囲について流動するスピンの反転プロセスをシミュレートし、模擬（simulated）スライスプロファイルと測定（measured）スライスプロファイルとを対比することによって、（シミュレーションから容易に抽出可能な）反転効率は測定スライスプロファイルについて評価可能である。

比吸収率（ＳＡＲ）は、（幾つかの）パルスを省くことによって、即ち例えば１つ置き以上の期間毎にのみ収集することによって、低下することができる。これは、励起エコー（stimulated echoes）の回避又は除去のためにも有用であり得る。付加的ＡＳＬＩＦパルスは、付加的ＲＦエネルギが適用される必要があることも意味する。このＲＦエネルギの大部分は人体に蓄積されるであろう。これは厳格な法的制限が適用されるＳＡＲによって示される。ＳＡＲの過大な増大を回避するために、ＡＳＬＩＦパルスの数は、例えば２つ置きのＴＲサイクル毎にＡＳＬＩＦパルスを送出することによって、低減することができる。一実施形態では、ＡＳＬＩＦパルスの信号は、直後のリードアウトにおいて測定されるだけではなく、最初の（本来の）ＡＳＬＩＦパルス励起に続く第２及び第３のリードアウトにおいて測定することも可能である。しかしながら、平均正味勾配の故に、信号は、第２リードアウト期間についてはＧ_ａｖｅ・ＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}の付加的勾配モーメントだけ、第３リードアウト期間については２・Ｇ_ａｖｅ・ＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}の付加的勾配モーメントだけ、リードアウト期間内にシフトされるであろう。これらのエコーはオーバーラップし、何らかの撮像アーチファクトを生成するであろうが、寧ろ急速に定常状態に至るであろう。（幾つかの）励起パルスを省くことによって、異なるエコーのこのオーバーラップを回避することができる。同じことが、２つ以上のＡＳＬＩＦパルスを受ける磁化から生成されるいわゆる励起エコーにも当て嵌まる。これは、磁化のリフォーカス及びリードアウト信号における付加エコーをもたらし得る。定常状態はこの場合も寧ろ急速に到達される。

ラベリングプロセスに関する重要な情報を抽出するためにラベル状態とコントロール状態において収集されたデータの減算をすることは必ずしも必要ではない。ラベル状態及びコントロール状態の各々において別々に収集されたデータの分析は、反転又はコントロールの効率に関する何らかの情報の抽出を可能にするであろう。これは、上述したようなＡＳＬパルスのスライスプロファイルの形状の分析によって又はＡＳＬＩＦパルスの信号のモデル化即ち第２反転ＭＲ信号のモデル化によって実行可能である。モデル化のために、測定信号は、静的組織磁化から生じる信号、流動血液磁化から生じる信号及び磁化移動に起因する信号ロスの３つの成分から構成されることを想定することができる。静的組織磁化はＡＳＬパルスがスイッチオフされた（ＡＳＬＩＦパルスのみが適用される）ＡＳＬＩＦ試験を繰り返すことによって推定することができる。磁化移動に起因する信号ロスはコントロール状態においてＡＳＬパルスのみを適用する即ち第１非反転ＲＦパルスのみを適用する試験から推定することができる。縦緩和時間Ｔ１を有する静的組織の個別成分の信号挙動は、最も単純な場合、単純（単調）な緩和曲線：
Ｍ（ｔ）＝Ｍ_０・（１−ｅｘｐ（−ｔ／Ｔ１））
としてモデル化することができる。

一実施形態では、ＭＲ信号収集ユニット１０１は、第１ＭＲ信号の収集の空間分解能を増大するための空間エンコード勾配（傾斜）を使用するよう、構成されている。１つの方向即ち例えばｚ方向だけではなく、他の方向即ち例えばｘ方向及びｙ方向において評価を空間的に分解するために、図５に示したシーケンスによって説明されるように、空間エンコードを適用することができる。２つ又は３つの方向において空間エンコードを提供することによって、個別血管（複数）を分離することができる、即ち、個別の血管毎に評価を実行することができる。ｘ方向及びｙ方向における空間エンコードのための勾配３０、３１はよく知られており、例えば、論文“In-plane spatial encoding in MRI and its central role in determining contrast and artifact with RF echo planar techniques”, R. Mulkern, Concepts in Magnetic Resonance, volume 4, pages 307 to 325 (1992) に記載されている。この文献の内容は引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

空間勾配（複数）の付加はパラレルイメージングと組み合わせることができる。従って、ＭＲ信号収集ユニットと画像生成ユニットはそれに応じて適合化されることができる。パラレルイメージングでは、撮像視野は、画像の部分（複数）がオーバーラップするよう、縮小される。これにより、より少ない空間情報が収集されるため、時間が節約される。個別コイル（脳の場合、典型的には、１６〜３２個のコイルがデータ収集のために使用される）の局所的に変化する感度プロファイルを使用することにより、非オーバーラップ画像（複数）を再構築することが可能になる。既知のパラレルイメージングに関する更なる詳細については、論文“Parallel MR imaging”, A. Deshmane et al., Journal of Magnetic Resonance Imaging, 36(1), pages 55 to 72 (2012) が参照される。この文献の内容は引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

更に、ＭＲ信号収集ユニット１０１は、第１ＭＲ信号を検出するためにフロー補償（flow-compensation）又はフローエンコーディングを使用するよう、構成されることができる。図６は、シーケンスの一例、即ち脈動アーチファクトを減少するフロー補償されたリードアウトエコー列を有する一変形例を示す。オリジナルのｐＣＡＳＬシーケンスのｚ勾配波形即ち図６の要素２１及び２２が画像情報のために使用される場合、要素２１の中心から開始するｚ勾配の積分がゼロの時に主信号が生成される。尤も、これが意味することは、ｚ勾配波形の０次のみがゼロになることであって、１次以上のモーメントがゼロになることではない。残された１次モーメントは、ｚ（軸）に沿ってある速度で運動する磁化は完全にはリフェージングされず、その速度に依存するある程度の位相オフセットを維持することを意味する。図面参照符号２５及び２６によって示される所与のｚ勾配波形は、リードアウト時に０次及び１次モーメントを（殆ど）ゼロにし、かくして、速度依存位相シフト及びディフェージング効果を減少する。このフローエンコーディング技術に関する更なる詳細については、論文“Velocity Encoding and Flow Imaging”, M. Markl, Markl-FlowImaging.pdf, ee-classes.usc.edu/ee591/library/Markl-FlowImaging.pdf (2005) 及び論文“Interpretation of flow encoding and quantification in MRI: Time domain versus frequency domain”, F. Peeters et al., Magnetic Resonance in Medicine, 36(5), page 758 to 766 (1996) が参照される。これらの文献の内容は引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

評価ユニット１０８は、更に、磁化の反転の質が向上するようにＭＲ信号の収集を修正するよう適合化されているＭＲ信号収集ユニット１０１に評価結果を提供するように、構成されている。そのため、反転の質即ちラベリング効率は、評価ユニットからのフィードバックを用いて改善されることができる。例えば、Ｇ_ａｖｅを調節することができ、又は、付加的位相オフセットをＡＳＬパルス及びＡＳＬＩＦパルスに付加することができる。上述したような固定された１８０°位相オフセットを依然として維持しつつＡＳＬパルス及びＡＳＬＩＦパルスのための付加的位相オフセットを独立に修正するために、これらの２つのパルスの一方を僅かにシフトし、以って、平均正味勾配により僅かに異なる位相をもたらすことができる。

一実施形態では、ＡＳＬＩＦパルスはＡＳＬパルスに対し時間的にシフトされることができる。これは、エコー信号の位置についての付加的制御を可能にする。ＡＳＬＩＦパルスとＡＳＬパルスの信号は、ｚ勾配の積分がゼロのとき、最大になるであろう。これはエコー位置即ちエコー信号の位置と呼称される。（２つの）パルスの一方が時間的にシフトされると、このパルスのエコー位置もシフトされるであろう。

好ましくは、ＴＲ期間は常に同じ、即ちＴＲ_{ｐＣＡＳＬ}である。たとえパルス（複数）がシフトされても、「ＡＳＬパルスから次のＡＳＬパルスまでの」期間は「ＡＳＬＩＦパルスから次のＡＳＬＩＦパルスまでの」期間と同一である。

ＭＲ信号収集ユニット及び評価ユニットは、ただ１つの血管又は全ての血管における低いラベリング効率を回避するためにオフレゾナンス（共鳴状態からの外れ）を測定及び修正するよう、適合化されることもできる。線形補正勾配（linear correction gradient）を使用することができる。図５に記載されているような付加的空間エンコードによりラベリング効率を測定することによって、空間分解ラベリング効率を測定することができる。これが空間的に変化すれば、付加的補正勾配パルスを用いることによって補正され得る。更なる詳細については、論文“Pseudocontinuous Arterial Spin Labeling with Optimized Tagging Efficiency”, D. D. Shin et al., Magnetic Resonance in Medicine; 68(4), page 1135 to 1144 (2012) が参照される。この文献の内容は引照を以って本書に繰り込み、ここに記載されているものとみなす。

ＭＲ信号収集ユニット１０１は、第１反転及び非反転ＭＲ信号を収集するために隣り合う第１ＲＦパルス間の完全なギャップを使用するよう、構成されることができる。かくして、信号データの収集（ＡＤＣイベント）のために、完全な「ＲＦ間」（inter-RF）時間を使用することができる。これは、勾配波形に依存して、ＳＮ（信号対雑音）及び空間忠実度（spatial fidelity）を改善するより多くの情報の収集を可能にする。

信号測定の例は図１１〜図１３に示されている。これらの図は冠状血管の方向（ｘ軸）に沿って６つのフェーズエンコードステップを有するＡＳＬＩＦシーケンスの結果を示す。採用したのは４フェーズアダマール（Hadamard）ｐＣＡＳＬスキームである。静的組織スピンからの信号を抑制するために、（全てのボーラスについてコントロールフェーズを採用する）第１アダマールフェーズが、他の３つのアダマールフェーズ獲得信号（acquisitions）から減じられた。曲線は、健康な被検体の左頸動脈内の信号を示し、凡そ１５ｍｓの時間分解能によりラベル血液ボーラスを良好に示している。（編集目的のために除去されていない）シャープなピークは、ｐＣＡＳＬパルスの打ち消しがラベル／コントロールパラダイムの変化のために成功しなかったポイント（複数）を示す。

図１１〜図１３には、ラベリング領域の下流側即ち第１領域の下流側においてＡＳＬＩＦパルスで測定された信号の時間的挙動が示されている。流動する磁化の異なるモジュレーション（変化：modulations）が、領域５０、５２、５５、５８（この時間中流動する磁化は反転された、即ちラベル状態）によって及び領域５１、５４、５９（流動する磁化は反転されなかった、即ちコントロール状態）によって示されているラベリング領域に適用された。ラベリング領域とＡＳＬＩＦ領域との空間的距離のために、遅延がある、即ち示された領域と信号立ち上がりの間にシフトがある。静的組織信号から血液信号を分離するために、図示の曲線から、血液が反転されない即ち血液がコントロール状態にある場合についての第１の測定（値）が減じられる。領域５３、５６、６０は、ＡＳＬパルスが全く適用されなかった期間を示す。

図１４は、紙面左側にラベリングのために使用されるアダマールエンコードマトリックスの一例と、紙面右側にＡＳＬＩＦスライスにおける、即ちこの例ではラベリングスラブの上方即ち第１領域の上方３５ｍｍにある第２領域において、結果として得られたラベリングの一例を示す。エンコードマトリックスにおいて、黒色はラベリングを意味し、灰色はコントロールであり、白色はＡＳＬＩＦリードアウトのみを意味する。ラベルされた血液がラベリング部位からＡＳＬＩＦ撮像スライスに移動するためにかかる時間が良好に視覚化されている。

図１４は、図１１〜図１３に示したのと同じ情報を正確に、但し１つの表示で（紙面で）、示している。紙面左側には、オーバーレイが示されている。アダマールサイクルは適用された異なるモジュレーションパターンを示している。紙面右側は、図１１〜図１３に示した曲線を強度プロット表示（plot）として示している。

一実施形態では、ＭＲ信号収集ユニット１０１は、被検体内の血流に関し第１領域の上流側に位置する第３領域における磁化を示す第３ＭＲ信号を、第３領域における磁化に影響を及ぼすために第３ＲＦパルス（複数）を生成することによって、及び第３ＲＦパルス（複数）による磁化に対する影響により生じるＭＲ信号を収集することによって、収集するよう、構成されており、評価ユニットは、収集された第１ＭＲ信号、収集された第２ＭＲ信号及び収集された第３ＭＲ信号に基づいて、評価結果を生成するよう、構成されている。この第３の信号（ないし第２ＡＳＬＩＦ信号）は、ラベリング領域へ流入する磁化を測定する。ラベリング領域へ流入するものと（オリジナルのＡＳＬＩＦパルスで）ラベリング領域から去るものを対比することによって、評価ユニットはラベリング効率を直接的に測定することができる。

図１５は、ラベリングの位置即ち第１領域２００と、ｐＣＡＳＬスライスの上方即ち第１領域２００の上方３５ｍｍのところに位置付けられたＡＳＬＩＦスラブ即ち第２領域２０１を示す。時間軸に沿って平均化された空間分解ＡＳＬＩＦシーケンスの差分画像（ｘ方向に１２の空間エンコードステップ、部分フーリエ７５パーセントで、１６ボクセルに再構築したもの）が、個別血管（複数）が良好に見分けられるように、示されている。このセットアップによって、ＡＳＬＩＦ撮像スライスを貫通して即ち第２領域２０１を貫通して流れるラベルした血液（の情報）を、３０ｍｓ未満の時間分解能で収集することができる。

既述の実施形態に対する他の変形は理解可能であり、図面、明細書及び（特許）請求の範囲を検討することにより、権利請求に係る発明を実施する当業者であれば具現化できる。

（特許）請求の範囲において、用語「含む（comprising）」は他の要素又はステップを排除せず、不定冠詞“ａ”又は“ａｎ”は複数を排除しない。

単一のユニット又は装置は、（特許）請求の範囲に記載された複数の要素の機能を実現し得る。ある測定値（ないし手段）が互いに異なる従属請求項に記載されているという事実だけでは、これらの大きさ（ないし手段）の組み合わせが有利に使用できないことは意味されない。

１つ又は複数のユニット又は装置によって実行されるＭＲ信号の収集、ＭＲ画像の生成、評価結果の生成等のような処置は他の任意の数のユニット又は装置によっても実行可能である。これらの処置及び／又はＭＲＩ方法に応じたＭＲＩシステムの制御はコンピュータプログラムのプログラムコード手段として及び／又は専用ハードウエアとして具現化可能である。

コンピュータプログラムは、他のハードウエアと一緒に又はその一部として提供される光学記録媒体又はソリッドステート媒体のような適切な媒体に記憶／分散されてもよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線電機通信システムを介するような他の形態で分散（配信）されてもよい。

（特許）請求の範囲中の図面参照符号はその範囲を限定するものと理解すべきではない。

Claims (17)

1. 被検体の一部分の磁気共鳴画像を生成するための磁気共鳴撮像システムであって、該磁気共鳴撮像システムは、
   ・被検体（１０３）の磁気共鳴信号を収集するよう構成された磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）、
   但し、該磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、
   ・被検体（１０３）内の血液の磁化を配向させる主磁界を生成し、
   ・ａ）血流に関し撮像されるべき部分（１０２）の上流側に位置する第１領域（２００）において磁化を反転する第１反転無線周波数パルスが生成される反転状態、及び、ｂ）該第１領域（２００）において磁化を反転させない第１非反転無線周波数パルスが生成される非反転状態において作動され、ここに、該第１反転無線周波数パルス及び該第１非反転無線周波数パルスは、該第１領域（２００）から該撮像されるべき部分（１０２）へ流れる反転磁化を有する反転血液ボーラス及び非反転磁化を有する非反転血液ボーラスの所定のシーケンスが生成されるよう、生成され、該第１反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１反転磁気共鳴信号が収集され及び／又は該第１非反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１非反転磁気共鳴信号が収集され、そして
   ・反転血液ボーラス及び非反転血液ボーラスの前記シーケンスが前記第１領域（２００）から前記撮像されるべき部分（１０２）へ流された後、該撮像されるべき部分（１０２）において撮像磁気共鳴信号を収集する
   よう、構成されており、
   ・収集された前記撮像磁気共鳴信号及び前記所定のシーケンスに基づき、前記撮像されるべき部分の磁気共鳴画像を生成するよう構成された画像生成ユニット（１０６）、及び、
   ・収集された前記第１反転磁気共鳴信号及び／又は収集された前記第１非反転磁気共鳴信号に基づき、前記第１領域における磁化の反転を評価することにより評価結果を生成するよう構成された評価ユニット（１０８）
   を含む、磁気共鳴撮像システム。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記画像生成ユニット（１０６）は、前記磁気共鳴画像を生成するために前記評価結果を更に考慮するよう適合化されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
3. 請求項１又は２に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記評価ユニット（１０８）は、前記評価結果として反転効率を決定するよう構成されていること、但し、該反転効率は、前記第１領域（２００）における前記非反転磁化に対する前記反転磁化の比を示すこと
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
4. 請求項１〜３の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、複数の前記第１反転無線周波数パルスが同じ位相を有しかつ複数の前記第１非反転無線周波数パルスの位相が非反転無線周波数パルスから非反転無線周波数パルスへ１８０°だけ変化するよう、構成されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
5. 請求項４に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記磁気共鳴信号収集ユニットは、被検体（１０３）内の血流に関し前記第１領域（２００）の下流側に位置する第２領域（２０１）における磁化を示す第２磁気共鳴信号を、前記第２領域（２０１）における磁化に影響を及ぼす第２無線周波数パルスを生成することによって及び該第２無線周波数パルスによる磁化に対する影響により生じる第２磁気共鳴信号を収集することによって、収集するよう構成されており、
   前記評価ユニットは、前記第１磁気共鳴信号及び前記第２磁気共鳴信号に基づいて前記評価結果を生成するよう、構成されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
6. 請求項５に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、前記第１領域と前記第２領域との間の距離が、反復時間（ＴＲ期間）当たり９０°の前記第１磁気共鳴信号の付加的位相シフトをもたらすよう、構成されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
7. 請求項６に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記磁気共鳴信号収集ユニットは、複数の前記第２無線周波数パルスが同じ位相を有するか又は時間的に隣り合う第２無線周波数パルスが１８０°の位相シフトを有するよう、構成されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
8. 請求項７に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記評価ユニット（１０８）は、１つおきのＴＲ期間からの前記第１反転磁気共鳴信号と前記第２磁気共鳴信号を加え合わせ、それによって、反転合成信号を生成すると共に、１つおきのＴＲ期間からの前記第１非反転磁気共鳴信号と前記第２磁気共鳴信号を加え合わせ、それによって、非反転合成信号を生成するよう、そして、これらの合成信号に基づいて前記評価結果を生成するよう、適合化されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
9. 請求項３及び８に記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
   前記評価ユニット（１０８）は、
   ａ）各反転合成信号を、被検体（１０３）の組織によって生じる組織磁気共鳴信号と反転された磁化によって生じる反転血液磁気共鳴信号の合成としてモデル化する反転モデルを提供するよう、但し、該血液磁気共鳴信号は、前記反転効率と、前記非反転磁化を配向させる生成された前記磁界に依存する最大可能反転磁化との積に依存し、
   ｂ）各非反転合成信号を、被検体の組織によって生じる前記組織磁気共鳴信号と非反転磁化によって生じる非反転血液磁気共鳴信号の合成としてモデル化する非反転モデルを提供するよう、但し、該非反転血液磁気共鳴信号は該非反転磁化を配向させる生成された前記磁界に依存する前記最大可能非反転磁化に依存し、
   ｃ）前記反転効率を、ｉ）前記非反転合成信号及び前記反転合成信号とｉｉ）前記反転モデル及び前記非反転モデルから得られる対応するモデル化信号との間の偏差が減少される、とりわけ最小化されるように、決定するよう、
   構成されていること
   を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
10. 請求項１〜９の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記評価ユニット（１０８）は、前記反転効率を繰り返し決定するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
11. 請求項１〜１０の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、前記第１磁気共鳴信号を収集する空間分解能を増大するために空間エンコード勾配を使用するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
12. 請求項１〜１１の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、前記第１磁気共鳴信号を収集するためにフロー補償又はフローエンコーディングを使用するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
13. 請求項１〜１２の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記評価ユニット（１０８）は、磁化を反転する質が増大されるように前記磁気共鳴信号の収集を補正するよう適合化されている前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）に前記評価結果を提供するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
14. 請求項１〜１３の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、前記第１反転磁気共鳴信号と前記第１非反転磁気共鳴信号の収集のために、隣り合う第１磁気共鳴パルス間の完全なギャップを使用するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
15. 請求項１〜１４の何れかに記載の磁気共鳴撮像システムにおいて、
    前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）は、被検体の血流に関し前記第１領域（２００）の上流側に位置する第３領域における磁化を示す第３磁気共鳴信号を、該第３領域における磁化に影響を及ぼすために第３無線周波数パルスを生成することによって及び該第３無線周波数パルスによる磁化に対する影響により生じる磁気共鳴信号を収集することによって、収集するよう、構成されており、
    前記評価ユニット（１０８）は、収集された前記第１磁気共鳴信号、収集された前記第２磁気共鳴信号及び収集された前記第３磁気共鳴信号に基づいて、前記評価結果を生成するよう、構成されていること
    を特徴とする、磁気共鳴撮像システム。
16. 被検体の一部分の磁気共鳴画像を生成するための磁気共鳴撮像方法であって、
    該磁気共鳴撮像方法は、
    ・磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）を用いて、被検体（１０３）の内部の血液の磁化を配向させる主磁界を生成すること、
    ・ａ）血流に関し撮像されるべき部分（１０２）の上流側に位置する第１領域（２００）において磁化を反転する第１反転無線周波数パルスが生成される反転状態、及び、ｂ）該第１領域（２００）において磁化を反転させない第１非反転無線周波数パルスが生成される非反転状態において、前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）を作動すること、ここに、該第１反転無線周波数パルス及び該第１非反転無線周波数パルスは、該第１領域（２００）から該撮像されるべき部分（１０２）へ流れる反転磁化を有する反転血液ボーラス及び非反転磁化を有する非反転血液ボーラスの所定のシーケンスが生成されるよう、生成され、該第１反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１反転磁気共鳴信号が収集され及び／又は該第１非反転無線周波数パルスによる磁化への影響によって生じる第１非反転磁気共鳴信号が収集されること、
    ・収集された前記第１反転磁気共鳴信号及び／又は収集された前記第１非反転磁気共鳴信号に基づき、前記第１領域における磁化の反転を評価ユニット（１０８）によって評価することにより評価結果を生成すること、
    ・反転血液ボーラス及び非反転血液ボーラスの前記シーケンスが前記第１領域（２００）から前記撮像されるべき部分（１０２）へ流された後、前記磁気共鳴信号収集ユニット（１０１）によって、該撮像されるべき部分（１０２）において撮像磁気共鳴信号を収集すること、
    ・収集された前記撮像磁気共鳴信号及び前記所定のシーケンスに基づき、画像生成ユニット（１０６）によって、前記撮像されるべき部分の磁気共鳴画像を生成すること
    を含むこと、
    を特徴とする磁気共鳴撮像方法。
17. 請求項１に記載の磁気共鳴撮像システムに請求項１６に記載の磁気共鳴撮像方法の各工程を実行させるプログラムコード手段を含むコンピュータプログラムであって、該コンピュータプログラムは該磁気共鳴撮像システムを制御するコンピュータで実行されること
    を特徴とするコンピュータプログラム。

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