JP2024506631A - 医療画像の解析方法 - Google Patents
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Abstract
ＭＲＩ画像を解析する方法が説明される。方法は、被験者の第１の医療ＭＲ画像および第２の医療ＭＲ画像を同じ公称磁場強度で取得するステップと、第１および第２のＭＲ画像を解析して、第１および第２の画像からｗＴ１マップを決定するステップと、第１および第２の画像からのｗＴ１マップに、第１および第２のＭＲ画像取得に用いられた公称磁場強度の修正に基づく磁場強度補正と、Ｔ２＊マップを用いて鉄分濃度の正常レベルとの差を補正する鉄分補正とを適用し、補正ｗＴ１マップを生成するステップと、補正ｗＴ１マップを用いて正常な鉄分レベルを有する被験者の模擬信号を決定し、模擬信号を標準ｃＴ１に適合させて、被験者の標準ｃＴ１画像を決定するステップとを備える。補正ｗＴ１マップを生成するための代替方法も説明される。
【選択図】図５
【選択図】図５
Description
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）画像を解析し、一連の異なるＭＲＩスキャナからの画像を用いて合成ＭＲＩ画像を生成する方法に関する。
磁気共鳴（ＭＲ）撮像（ＭＲＩ）スキャン技術は、撮像核（典型的には水および脂肪中の水素原子）の核磁気共鳴（ＮＭＲ）緩和特性に依存するコントラストを有する人体の画像を取得するために用いられ得る。これらが原子の環境に依存してスピン特性をもたらすことは以前から周知である。（たとえば）Ｔ１、Ｔ２、Ｔ２＊特性は、原子の磁気環境に依存し、この環境内でのこれらの分子の運動にも依存する。
（たとえば脳脊髄液（ＣＳＦ）などの非粘性液体において、水の水素原子核は、均一な磁場環境および水分子の迅速かつ妨げのない運動によって長いＴ１およびＴ２を有する。タンパク質と結合または相互作用するプロトンは、運動が妨げられ、大幅に短いＴ２およびＴ１を有し得る。これらの緩和特性は、脂肪および水における水素原子核のアンサンブル平均流体環境が病変組織と健康な組織とで異なることが多いため、有用であることが分かっている。
同じ解剖学的構造を示すが、これらの緩和特性に対する感度が異なる画像コントラストを有する一連の画像を収集することによって、緩和特性のパラメトリックマップを作成することが可能である。これにはいくつかの課題がある。
第１に、腹部の組織において、収集される画像は絶対的に位置合わせされていることが有利であるため、心臓運動および呼吸運動の二重の課題により、データ取得が困難である。画像取得には、何らかの方法で心臓および／または呼吸運動を止める必要があり、この課題により、取得された画像の完全なＴ１マップの生成を困難になり得る。
第２に、異なるコントラストを有する取得画像からパラメトリックマップを抽出することが困難であり得る。この難点は、データ内のノイズレベル、データポイントの数が少ないこと、不完全な取得によるフィッティング関数の複雑さ、またはＭＲＩ信号強度の交絡源に起因し得る。
本出願人は、ＭＯＬＬＩ法（Ｍｏｄｉｆｉｅｄ Ｌｏｏｋ－Ｌｏｃｋｅｒ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ ｒｅｃｏｖｅｒｙ）によって決定されるＴ１に基づくＴ１ベースの撮像コントラストの使用を率先してきた。体内の鉄分はＴ１に影響を及ぼし、肝臓の鉄分濃度は非常に変化しやすいので、出願人は、各肝臓に存在する鉄分濃度に従って画像のＴ１測定値を補正する先駆的なアプローチを用いてきた。出願人は、このメトリックをｃＴ１（補正Ｔ１）と呼び、ＬＭＳ（肝臓マルチスキャン）製品により、肝臓鉄分の標準レベルに正規化された人体肝臓におけるｃＴ１のマップが決定される。Ｔ１測定は、ＭＲ画像を取得するために使用されるＭＲＩスキャナ（典型的には１．５Ｔおよび３Ｔスキャナが使用される）の磁場強度にも依存する。測定値は、３Ｔスキャナで実現されるものに標準化される。最後に、異なる製造会社のＭＲＩスキャナには微妙な違いがあるため、本明細書に記載される値は全て、Ｓｉｅｍｅｎｓ社製の３Ｔスキャナでの測定値に標準化されている。安定性があり堅牢な市販のスキャナのどれを用いても患者について標準化された測定値が決定され得るようにすることは、たとえば「ｃＴ１が８５０ｍｓより高ければ、特定の治療の利益を得る集団である」といったステートメントを標準化なしで出すことを可能にし得るため、商業用提供のための重要な基本理念であるが、この単純化は不可能である。ＭＲＩを用いたパラメトリックマッピングは、本質的に複雑なアプローチであるが、単純な方法で供給される必要がある環境で使用する必要があり、層別決定を導くパラメータの範囲（たとえばｃＴ１＞８２５ｍｓは疾患を示すので、患者は薬剤を得る必要がある）をもたらす可能性のある標準化メトリックの開発は、世界中のどのＭＲＩセンターでも用いることが可能であり、魅力的でスケーラブルな技術である。
図１は、１．５ＴのＭＯＬＬＩ法を用いた標準化ｃＴ１マップを示し、図内で関心領域が強調されている。
図２（ａ）～２（ｃ）は、異なる画像取得法を用いて得られたｃＴ１、Ｔ２＊、およびＰＤＦＦ（プロトン密度脂肪分率）を表す画像を示す。Ｔ２＊およびＰＤＦＦ画像は、マルチエコースポイル勾配エコー取得で取得される。ｃＴ１はＭＯＬＬＩから導出される。
ｃＴ１は標準化されているが、（計量学的意味で）良好なＴ１測定値ではないことに留意すべきである。Ｔ１の測定に対するＭＯＬＬＩアプローチは、（そうあるべき）Ｔ１だけに依存するのではなく、Ｔ２、磁化移動、組織中の脂肪レベル（脂肪＋水からの信号と比較した脂肪からの信号の割合として報告されるＰＤＦＦ、プロトン密度脂肪分率）、および他の影響にも依存する。これらの欠点は、短い息止め時間内にデータを収集し、心臓周期にゲートされる必要があるＭＯＬＬＩ取得の使用に起因する（このアプローチは、場合によっては非ゲート方式でも使用され得る）。
ｃＴ１は不完全であるが、多くの研究に用いられている。これは、ｃＴ１が生検、予後、およびいくつかの臨床試験で検証されており、不完全であることは間違いないが、何らかの標準を表すものであることを意味する。したがって、ｃＴ１は、ＭＲ物理学の観点から科学的に純粋ではなくとも、明確な関連相関を有する非常に興味深いメトリックである。閾値（たとえば上記で定義した８２５ｍｓなど）を確認するためには多くの研究を要し、安定した方法がなければ不可能である。
従来、ｃＴ１は、ＭＯＬＬＩ取得からしか決定することができないが、これには限界があり、たとえば、
スキャナがＭＯＬＬＩ取得法を有していない場合（医薬試験に一般的な課題）、
正確なｃＴ１測定を可能にするＭＯＬＬＩシーケンスのために必要な特定のタイミングにスキャナが対応することが不可能である場合、
肝臓の３Ｄカバレージに関心がある場合（ＭＯＬＬＩは２Ｄシーケンスであるため、３Ｄボリュームの収集には多数の息止めが必要であり、実行不可能である）、
非常に高い空間分解能の情報の収集に関心がある場合（ＭＯＬＬＩ取得は対応していない）、
息止めに伴う問題によってＭＯＬＬＩシーケンスが使用不可能である場合、
Ｂ１＋（ＲＦ励起磁場）またはＢ０（静磁場の不均一性）における空間変動によりＭＯＬＬＩシーケンスの信頼性が低い場合
が考えられる。
スキャナがＭＯＬＬＩ取得法を有していない場合（医薬試験に一般的な課題）、
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非常に高い空間分解能の情報の収集に関心がある場合（ＭＯＬＬＩ取得は対応していない）、
息止めに伴う問題によってＭＯＬＬＩシーケンスが使用不可能である場合、
Ｂ１＋（ＲＦ励起磁場）またはＢ０（静磁場の不均一性）における空間変動によりＭＯＬＬＩシーケンスの信頼性が低い場合
が考えられる。
これらの状況において、ｃＴ１マップの情報が望まれるが、従来のＭＯＬＬＩベースのアプローチを用いて可能にすることはできない。
本発明によると、ＭＲＩ画像を解析する方法であって、被験者の少なくとも第１の医療ＭＲ画像および第２の医療ＭＲ画像を同じ公称磁場強度で取得することと、第１および第２の画像を解析して、第１および第２のＭＲ画像からｗＴ１マップを決定することと、第１および第２の画像からのｗＴ１マップに、第１および第２のＭＲ画像取得に用いられた公称磁場強度の修正に基づく磁場強度補正と、Ｔ２＊マップを用いて鉄分濃度の正常レベルとの差を補正する鉄分補正とを適用し、補正ｗＴ１マップを生成することと、補正ｗＴ１マップを用いて正常な鉄分レベルを有する被験者の模擬信号を決定し、模擬信号を適合させて被験者の標準ｃＴ１画像を決定することとを備える方法が提供される。
好適には、第１のＭＲ画像の反転時間は、第２のＭＲ画像の反転時間よりも短い。更に好適には、第１および第２の医療画像の取得間の時間は、０．１～１５秒である。更に好適な実施形態において、第１および第２の画像の取得間の時間は、０．１～３秒である。
本発明の実施形態において、第１および第２のＭＲ画像からのｗＴ１マップの決定は、順方向ブロッホシミュレーションを用いる。好適には、順方向ブロッホシミュレーションは、ＰＤＦＦ値、Ｔ２値、ｗＴ１値、画像を取得するために用いられたスキャナのパルスシーケンスの１または複数を備える入力を有する。
本発明の好適な実施形態において、第１および第２のＭＲ画像の解析により、合成画像が得られる。好適には、ｗＴ１マップは、合成画像に関して決定される。
本発明のこの実施形態において、合成ＭＲ画像は、以下の式
を用いて第１および第２の画像から決定され、ここで
は複素共益を表し、Ａは第１の画像であり、Ｂは第２の画像であり、Ｃは合成画像である。
を用いて第１および第２の画像から決定され、ここで
本発明の代替実施形態において、ｗＴ１は、可変フリップ角（ＶＦＡ）取得を用いて生成される。好適には、ＶＦＡ取得は、異なる励起フリップ角で少なくとも２つのスポイル多重勾配エコー３Ｄ取得を行う。本発明のこの実施形態において、フリップ角は２°～３０°であり、繰返し時間は２０ｍｓ未満である。
好適には、本発明のこの実施形態において、決定されたｗＴ１画像は、少なくとも２つのスポイル多重勾配エコー３Ｄ取得から計算される。
本発明の実施形態において、第１および第２の画像は、単一の反転パルスの後に得られる。好適には、単一の反転パルスは断熱パルスである。
好適には、本発明の方法は、第１および第２の画像の取得の直前または直後に、更なる医療画像を取得するステップを備える。好適には、更なる医療画像は、マルチエコースポイル勾配エコー取得画像である。
本発明の実施形態において、元の第１および第２のＭＲ画像は、０．３～３．０Ｔで取得される。
本発明の更なる詳細、態様、および実施形態は、図面を参照して例示的に説明される。図面において、同様の参照番号は、類似または機能的に同様の要素を識別するために使用される。図内の要素は、簡潔性および明確性のために示され、必ずしも縮尺通りに描かれていない。
ここで、合成ｃＴ１ ＭＲ画像を生成するための方法および装置の例が示された添付図面を参照して、本発明が説明される。ただし、本発明は、本明細書において説明され、添付図面に示される特定の例に限定されないことが理解される。
本発明の第１の実施形態において、Ｓｉｅｍｅｎｓ社製の１．５Ｔ Ａｅｒａ ＭＲＩスキャナを用いて２Ｄ Ｔ１マップが取得されたが、異なる磁場強度を有する他のスキャナが用いられてもよい。たとえば、ＭＲＩスキャナは、０．３～３Ｔで動作してよい。そのための方法は、以下の通りである。被験者は、フェーズドアレイ腹部コイルおよび脊椎アレイを用いてスキャナ内に載置された。
本発明の第１の実施形態において、ＭＲ画像取得のために、デュアル反転回復ターボフラッシュ取得が用いられる。この方法では、８秒未満の１回の息止めに収まる単一の反転パルスの後、２つのスナップショットスポイル勾配エコー画像（第１および第２のＭＲ画像）が取得された。連続したＭＲ画像取得の間の時間は、典型的には０．１～１５秒であるが、好適には０．１～３秒間である。この単一の反転パルスにおける２つのＭＲ画像の取得は、ＮＯＬＬＩ（Ｎｏｎ－ｍＯＬＬＩ）とラベル付けされる。これらの取得により、２×２×６ｍｍの画素が得られる。息止めごとに単一のＭＲ画像スライスが取得された。本発明の好適な実施形態において、ＭＲ画像の取得には、４．７４ｍｓのエコー時間が用いられた。本発明の他の実施形態において、画像取得のためのエコー時間は、０．５～１０ｍｓの範囲であってよい。画像取得のエコー時間は、脂肪信号および水信号が互いに同位相またはほぼ同位相となることが有利であり得る（１．５Ｔでは４．７４ｍｓ、３Ｔでは２．３７ｍｓであるが、これらの時間の任意の整数倍も有効である）。よって、４．７４ｍｓの倍数である短いエコー時間が好適である。反転パルスは断熱性であり（Ｂ１不均一性に対し感受性がなく）、２つのＴＩ（反転時間）が用いられ、２つの反転時間で取得された画像は、Ａ（短い方のＴＩ）およびＢ（長い方のＴＩ）とラベル付けされ、これらのＴＩ値は、予想される撮像条件下でＴ１に対する良好な感度を保証するために事前に最適化されている。通常、反転時間ＴＩは、３００ｍｓ～５０００ｍｓの範囲内であり、２つのＭＲ画像の各々に関するＴＩ値は異なる。ＴＩの値は、関心対象である特定の組織に対する感度を最適化するように設計される。本発明のこの実施形態において、第１および第２の医療ＭＲ画像は、ｗＴ１マップを決定するための後続の解析に用いられ、それを用いて補正ｗＴ１マップが生成され、その後、それを用いて標準Ｔ１画像が生成される。本発明の代替実施形態において、複数のＭＲ画像、たとえば８つの画像が、中間ｗＴ１マップを決定するための解析に用いられてよい。
また、ＬＭＳ（肝臓マルチスキャン）取得のために必要な標準ＭＲ画像も収集された（すなわち、ＭＯＬＬＩ－Ｔ１、ＬＭＳ－ＭＯＳＴ（鉄分用）［マルチエコースポイル勾配エコー取得］、ＬＭＳ－ＩＤＥＡＬ（この例では脂肪に使用）［マルチエコースポイル勾配エコー取得］）。
ＭＯＬＬＩ－Ｔ１ ＭＲ画像は、３５ｄｅｇの励起パルスおよびバランスドｂＳＳＦＰ（バランスド定常自由歳差運動）読出しの５－（１）－１－（１）－１取得スキームを用いて取得され、ＭＲ画像取得は、画像スライス厚が６ｍｍの心拍ゲート式であり、画像取得には（１０回の心臓鼓動にかかる時間より短い）約１０秒を要した。ＬＭＳ－ＭＯＳＴ画像取得は、複数のエコー時間で薄いスライス（３ｍｍ）のスポイル勾配エコー画像を取得する。これは、特に肝臓のＴ２＊を測定するために設計され、ばらつきを最小化するために選択的に結合される同じＭＲ画像を複数回繰り返して（１．５Ｔで７回）使用し、スライス脱位相を最小化する薄いスライスを用いることによって、呼吸およびＢ０アーチファクトに対してロバストであり、ＬＭＳ－ＭＯＳＴ取得にかかる撮像時間は約１０秒である。ＬＭＳ－ＩＤＥＡＬ画像取得もまた、低励起フリップ角を有する複数のエコースポイル勾配エコー取得を用いて、脂肪と水とのＴ１重み付けの差を最小化することにより、正確なＰＤＦＦマップが得られる（処理後）。
本発明の実施形態において、上述したように取得された第１および第２のＭＲ画像ＡおよびＢのＮＯＬＬＩデータセットについて、データは、Ｍａｔｌａｂ（Ｍａｔｈｗｏｒｋ社、マサチューセッツ州ネイティック）に読み込まれた。合成画像（Ｃ）は、ＭＲ画像（ＡおよびＢ）から以下のように決定された。
ここで、
は複素共役を表す。あるいは、Ｔ１は、ＭＲ画像ＡおよびＢからの情報を用いて一般的なモデリングアプローチを用いて計算され得る。
図３は、本発明の第１の実施形態のＮＯＬＬＩ画像取得からの出力と、元画像ＡおよびＢから被験者の合成画像を生成するための取得されたＭＲ画像の初期処理とを示す。上述したように、第１および第２のＭＲ画像は、上述した取得プロセスを用いて、Ｓｉｅｍｅｎｓ社製の１．５Ｔスキャナを用いて取得された。合成画像Ｃは、式（１）を用いて生成された。
ＮＯＬＬＩ－Ｔ１（ＮＯＬＬＩ法によって決定されたＴ１）のマップは、合成画像Ｃから決定された。（ＬＭＳ－ＩＤＥＡＬ取得によって取得された画像から決定された）ＰＤＦＦおよび（ＬＭＳ－ＭＯＳＴ取得からＴ２＊を介して決定された）Ｔ２も合成画像Ｃに関して計算された。ＮＯＬＬＩ－ｗＴ１（ＮＯＬＬＩ法によって決定された水のＴ１）は、順方向ブロッホシミュレーションを行い、データを最も適切に説明するｗＴ１を選択することによって決定された。
ここで用いられるブロッホシミュレーション順方向シミュレーションアプローチは、異なるサンプルＭＲＩ特性を前提として、ＭＲＩスキャナによってどのような信号が測定されるかを評価する。この順方向ブロッホシミュレーションは、ＰＤＦＦ値、Ｔ２値、水Ｔ１値、および特定のＭＲＩスキャナに実装されている正確なパルスシーケンスの１または複数を入力として用い、完全緩和磁化ベクトル（Ｍｚ＝１、Ｍｘ＝０、Ｍｙ＝０）で時間＝０から開始し、短い時間増分（典型的には５０マイクロ秒）にわたり、ＲＦパルス、オフ共鳴効果、スポイル勾配、およびスピン緩和（Ｔ１およびＴ２）の影響によって磁化ベクトルがどのような影響を受けるかを評価する。撮像シーケンスにおいて信号がサンプリングされる時点で、模擬された磁化ベクトルが記録される。脂肪信号および水信号は個別に模擬され、ＰＤＦＦに比例して結合される。シミュレーションは、異なる水Ｔ１値を入力として行われ、その結果生じる模擬データが記録される。ＮＯＬＬＩ－ｗＴ１は、スキャナで取得されるデータと最も密接に一致する模擬データに対応する水Ｔ１入力として決定される。この模擬解と取得データとの合致は、Ｓｃをメトリックとして用いて行われてよく、または他の方式（たとえばＳＡ対ＳＢの比）に基づいて行われ得る。
Ｔ２（ｘ、ｙ、ｚ）、ｗＴ１（ｘ、ｙ、ｚ）、およびＰＤＦＦ（ｘ、ｙ、ｚ）マップは、任意の磁場強度で任意のＭＲＩスキャナで収集することができ、本発明の合成画像を決定するために使用され得る。これらのパラメータは、（１．５Ｔでの取得後に）３Ｔで等価値にマッピングされ、患者のわずかな動きや取得空間分解能の差を考慮するために、互いにレジストされ得る。その後更に、空間Ｔ２（またはＴ２＊）が用いられてｗＴ１の補正が生成され、ｗｃＴ１（水補正Ｔ１）を得られる。これは、肝臓中の鉄分の影響が補正された水Ｔ１である。
ＰＤＦＦマップは、単一の画像スライス、画像スライスの単一ボクセル（分光法の場合）、複数の画像スライス、または完全な３Ｄボリュームから計算され得る。実際には、多くの状況（均質な肝臓疾患）における肝臓全体でのＰＤＦＦの変動は非常に小さくなり得るため、これらの信号シミュレーションにおいて単一のＰＤＦＦ値を用いることが可能であり得るが、ＰＤＦＦのマップが用いられてもよい。信号シミュレーションを行う場合、ＰＤＦＦマップの他のマップへの画像レジストレーションを行うことが必要になり得る。
図４は、本発明の実施形態を用いて元の被験者について取得された肝臓のＴ１マップ（水Ｔ１のパラメトリックマップ）を示し、被験者の関心対象器官における予想される均一性を示す。示されるように、これらのデータの適合に脂肪が考慮されているため、このマップにおいて脂肪の影響はない。この画像を生成するために用いられたデータは、Ｓｉｅｍｅｎｓ社製の１．５Ｔスキャナで取得された。肝臓外の領域は正確にマッピングされない。血液が流れている領域は、この方法において、フローアーチファクトの影響を受ける。背景ノイズを除去するために、マスキングが用いられている。マスキングのための様々なアプローチが用いられ得るが、本発明にとって重要ではない。この例では、マスクは、肝臓の周囲に手動で描かれたマスクの性能を再現する機械学習アルゴリズムに基づいて生成されており、手動のアプローチが用いられてもよいが、効率性のために機械学習アプローチが用いられる。
本発明の追加の実施形態において、ｗＴ１マップは、ＶＦＡ（可変フリップ角）取得アプローチを用いて生成され、このアプローチは、典型的には、異なる励起フリップ角（典型的には２～６度、好適な実施形態として３度、および他のフリップ励起角について１０～３０度、本発明の好適な実施形態では１５度）を有する２つ以上のスポイル勾配多重エコー３Ｄ取得を、両方を短い繰返し時間（ＴＲ、典型的には２０ｍｓ未満であるが、本発明のいくつかの実施形態は、２０ｍｓより長い繰返し時間を有し得る）で取得する。これらの取得の各々について、２つ（またはそれ以上）のＭＲ画像が取得され、これらのエコーからの信号は、脂肪画像と水画像とに分解される。ｗＴ１は、異なるフリップ角度を有する水画像における信号の相対強度を最適に説明するＴ１として決定され得る。このアプローチは、辞書適合アプローチを用いることにより、収集された信号は、異なる水Ｔ１に関するブロッホ方程式を用いて模擬され、取得データ内の信号比に最も合致する信号比に対応する水Ｔ１が用いられる。このシミュレーションは、追加の信号が存在する場合（すなわち、脂肪抑制によって全ての脂肪信号が除去されない場合）、脂肪信号からの信号寄与を考慮することができ、シミュレーションに含む脂肪の量は、（上述したような）ＰＤＦＦマップから決定される。
全てのＶＦＡアプローチに関して、Ｂ１＋マップ（ＲＦ励起場のマップ）も決定され、これは、実際には空間的に均一かつ既知でなくてはならないが、そうではなく、補正されない場合、ＶＦＡを用いて測定されたＴｉには大きなバイアス効果があるためである。
本発明の実施形態において、別のＴ２＊マップが取得され、ｗＴ１マップを適合させる場合に用いられるＴ２マップを決定するために用いられる。Ｔ２のばらつきの主な原因は、肝臓中の鉄分蓄積レベルが異なるためであり、鉄分はＴ２＊マップによって正確に測定されるので、Ｔ２＊はこのために用いられ得る。Ｔ２＊マップは、取得速度の理由により、Ｔ２マップよりも収集が大幅に容易である（Ｔ２マップは典型的には収集に１０分以上を要するが、Ｔ２＊マップは１０秒で収集され得る）。疾患によっては、肝臓中の均一な鉄分分布の想定を用いることができ、（上述のＰＤＦＦのように）単一のＲＯＩがシミュレーションに用いられ得るが、代わりにＴ２＊の２Ｄまたは３Ｄマップが用いられ、画像の部分領域または個々の画素にフィッティング関数が実行されてもよい。
ＬＭＳ取得の場合、データは、ＬＭＳ医療機器と同じ一般性能特徴を有するが迅速なプロトタイピング診査作業のための柔軟性が追加されたＬＭＳ発見ツール（Ｍａｔｌａｂに対応）を用いて適合される。
ＬＭＳ発見処理から得た鉄分およびＰＤＦＦ（脂肪）の測定値およびＮＯＬＬＩ－ｗＴ１マップを用いて、サンプルが正常な鉄分レベルを有し、ＭＯＬＬＩ法を用いてＳｉｅｍｅｎｓ社製の３Ｔスキャナでスキャンされた場合に測定されるであろうｃＴ１が決定された。本発明において、計算を容易にするためにＴ２は３Ｔにおいて２３．１ｍｓに標準化される。当然、代替の標準について他の値が用いられてもよい。
これは、最初に、測定されたＮＯＬＬＩ－ｗＴ１を鉄分の影響に関して補正し、（データが取得された１．５Ｔではなく）次に、３テスラであった場合に組織が有するｗＴ１を計算することによって行われた。鉄分補正は、Ｔ２＊マップおよびＢ０磁場強度を用いて鉄分濃度を決定し、その後、既知の式（Ｒ１（３Ｔ）＝Ｒ１０（３Ｔ）＋ＨＩＣ×０．０２９ｇ／ｍｇ．ｓ、ここでＲ１＝１／Ｔ１であり、ＨＩＣは肝臓鉄分濃度である）を用いて、鉄分濃度の通常レベルとの差によるＴ１への影響が決定されることによって行われる。
磁場補正は、Ｔ１への磁場強度の影響について経験的に決定されたマッピングに基づいており、各磁場強度でスキャンされた被験者グループから評価される。本発明のこの実施形態において、磁場補正は、鉄分補正の前または後に行われ得る。
この磁場強度および鉄分が補正された水Ｔ１が決定されると、この補正ｗＴ１値はＰＤＦＦとともにＭＯＬＬＩシーケンスのブロッホ方程式シミュレーションに用いられ、この被験者が（この例では２３．１ｍｓの３ＴにおけるＴ２＊によって表される）正常な鉄分レベルを有する場合に予想される信号が決定され、この標準化は、被験者の体重、年齢、または性別で変更されない。ＰＤＦＦがシミュレーションに含まれない場合、これは、正常な鉄分を有し、６０ｂｐｍの心拍数で、体脂肪がない人について標準化された値となる。ＭＯＬＬＩシーケンスのブロッホ方程式シミュレーションは、鉄分および磁場強度が補正された水Ｔ１、ＰＤＦＦ、および基準Ｓｉｅｍｅｎｓ社製３Ｔスキャナに実装されている正確なパルスシーケンスを用いる。ブロッホ方程式シミュレーションは、完全緩和磁化ベクトル（Ｍｚ＝１、Ｍｘ＝０、Ｍｙ＝０）で時間＝０から開始し、短い時間増分（典型的には５０マイクロ秒）にわたり、ＲＦパルス、オフ共鳴効果、スポイル勾配、およびスピン緩和（Ｔ１およびＴ２）の影響によって磁化ベクトルがどのような影響を受けるかを評価する。撮像シーケンスにおいて信号がサンプリングされる時点で、模擬磁化ベクトルが記録される。脂肪信号および水信号は個別に模擬され、ＰＤＦＦに比例して結合される。
好適には、順方向ブロッホシミュレーションは、３Ｔ基準ＭＲＩスキャナのパルスシーケンスの既知の特性を用い、これは、各画素について順に簡略化方式で行われ、各画素において一連の模擬信号が得られる。毎分６０回の人工心拍数を用いてシミュレーションが行われ、ＰＤＦＦ＞３０％の画素について、ＰＤＦＦは３０％に固定される。これらの値は標準パラメータとして選択されるが、他の値が標準パラメータとして用いられてもよい。脂肪は、肝臓脂肪を表すことが知られている標準的な６ピーク脂肪モデルを用いて模擬される。また、水のＴ２緩和は、正常な鉄分レベルを有する肝臓のＴ２に固定される。水信号および脂肪信号は、ＰＤＦＦ（ｘ、ｙ、ｚ）マップからの既知の濃度を用いて結合される（これは位置依存であってよく、またはグローバル測定値が用いられ得る）。ＭＯＬＬＩシーケンスは、各々が異なる反転時間（ＴＩ）の７つ以上の画像を収集するので、その結果、信号アレイＳ（ＴＩ、ｘ、ｙ、ｚ）が得られる。
最後に、得られたこれらの模擬ＭＯＬＬＩ信号は、ｃＴ１を決定する（鉄分が既に補正されていることにより正常な鉄分レベルを有する）標準的なＬＭＳ ｃＴ１適合パイプラインに供給される。すなわち、結果であるＳ（ＴＩ、ｘ、ｙ、ｚ）マトリックスが各画素で適合され、ｃＴ１（ｘ、ｙ、ｚ）のマップが得られる。このｃＴ１は、磁場強度およびＭＲＩベンダに関して標準化されていることが知られている超標準化ＭＯＬＬＩ法を用いて導出されたｃＴ１と同等でなければならない。この最終適合ステップは、関数の画素単位の最小二乗適合を行う。
Ｓ（ＴＩ）＝（Ａ－Ｂｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１ ＊）
Ｔ１は、以下のように決定される。
Ｔ１＝Ｔ１＊（（Ｂ／Ａ）－１）
ＭＯＬＬＩデータの適合の通常の方法では、変化するＡ、Ｂ、およびＴ１＊の辞書を構成し、辞書内でこれらの各々に関するフィット関数を構成し、その後、（場合によっては、最小二乗推定、または正規化データと正規化辞書とのドット積の最大値を有する組み合わせを選択することによる２つの曲線の比較を介して）どれがデータを最適に表すかを調べる。あるいは、Ａ、Ｂ、およびＴ１＊は、反復探索アプローチ（すなわち、最小化最小二乗およびＬｅｖｅｎｂｅｒｇ－Ｍａｒｑｕａｒｔ）を用いて適合され得るが、実際には、この適合は、標準的なアプローチを用いて行うことは難しくない。Ａ、Ｂ、およびＴ１＊が分かると、Ｔ１が決定され得る。この例では、Ｓ（ＴＩ）は、結果として得られるＴ１がｃＴ１に標準化されることを確実にする方法で生成されており、この処理により、標準化ｃＴ１測定値が得られる。
Ｓ（ＴＩ）＝（Ａ－Ｂｅｘｐ（－ＴＩ／Ｔ１ ＊）
Ｔ１は、以下のように決定される。
Ｔ１＝Ｔ１＊（（Ｂ／Ａ）－１）
ＭＯＬＬＩデータの適合の通常の方法では、変化するＡ、Ｂ、およびＴ１＊の辞書を構成し、辞書内でこれらの各々に関するフィット関数を構成し、その後、（場合によっては、最小二乗推定、または正規化データと正規化辞書とのドット積の最大値を有する組み合わせを選択することによる２つの曲線の比較を介して）どれがデータを最適に表すかを調べる。あるいは、Ａ、Ｂ、およびＴ１＊は、反復探索アプローチ（すなわち、最小化最小二乗およびＬｅｖｅｎｂｅｒｇ－Ｍａｒｑｕａｒｔ）を用いて適合され得るが、実際には、この適合は、標準的なアプローチを用いて行うことは難しくない。Ａ、Ｂ、およびＴ１＊が分かると、Ｔ１が決定され得る。この例では、Ｓ（ＴＩ）は、結果として得られるＴ１がｃＴ１に標準化されることを確実にする方法で生成されており、この処理により、標準化ｃＴ１測定値が得られる。
このモデリングアプローチと直接ＭＯＬＬＩ取得アプローチとの間には、何らかの小さな（～５％）系統的相違があることが予想される。これらのオフセットにはいくつかの原因があり、最も明らかな原因は磁化移動効果であるが、ｗＴ１マッピングにおける微妙なバイアスも原因である。既知のシステムを用いて取得したヒトデータと、このアプローチによって取得したヒトデータとの比較に基づいて、各取得パイプラインに関するｃＴ１に固定オフセットが適用される。（上述した）各取得パイプラインは、これらの方法が、脂肪、鉄分などの影響をモデル化することにより、８２５ｍｓのｃＴ１を有する被験者に対し同じ値をもたらすとすれば、スキャナごとに単一のオフセットを使用し、異なるスキャナからのｃＴ１が脂肪、鉄分、ｗＴ１などの範囲にわたり容易に標準化されることが可能であることを目標として、特定の較正を必要とする。このオフセットは、ｃＴ１に適用され得るが、同じ効果を得るために異なるパラメータ（たとえばｗＴ１）に適用されてもよい。
図５は、１．５ＴでのＮＯＬＬＩ取得を用い、説明された新規的アプローチを用いて３ＴでのｃＴ１にマッピングされたｃＴ１画像を示す。ｃＴ１マップは、被験者について示されるＲＯＩ位置を有するＮＯＬＬＩデータから導出された。データはＳｉｅｍｅｎｓ社製の１．５Ｔスキャナから得られる。３×ＲＯＩ＝６２９、６２４、６６３ｍｓである。これらは、画像内の強調表示された円で示される。ｃＴ１に関して画像内のプール中央値＝６４０＋／－５１ｍｓである。典型的にはプール中央値が用いられるが、たとえば平均値、中央値、プール平均値などの他のメトリックが用いられてもよく、ただし、よりロバストであることによりプール中央値が好適である。マッピングアルゴリズムは、肝臓内の領域のみに適用可能であり、肝臓外の領域は正確にマッピングされない。
説明される本発明の実施形態において、画像処理は、異なる次元で行われてよい。たとえば、本発明の方法は、（分光法のように）単一の大きなボクセルレベルで、または単一の関心領域にわたり適用されてよく、２Ｄ画像にわたり画素単位で適用されてよく、または、３Ｄボリューム全体にわたり画素単位で適用されてよい。好適には、最も可能性の高い事例は、単一の２Ｄスライス、複数の２Ｄスライス、または３ＤボリュームにわたるｃＴ１マップを生成することである。
この新規的な取得および処理パイプラインは、標準的なＬＭＳ ＭＯＬＬＩアプローチと同様の空間的均一性を示す合成画像を提供することが可能である。新規的な取得および処理パイプラインによって決定された定量値は、標準的なＬＭＳ ＭＯＬＬＩアプローチと一致する値をもたらした。したがって、新規的な取得および処理パイプラインは、ＬＭＳ ＭＯＬＬＩのｃＴ１に代理するアプローチを供給する機構を提供する。本発明の更なる利点は、スキャナの磁気強度やスキャナを製造した会社にかかわらず、任意のＭＲＩスキャナからｃＴ１マップが得られ得ることである。また、本発明を用いて得られたｃＴ１は、再現性が高く、または空間分解能が高く、または、本発明で得られた合成ｃＴ１が先行技術のＭＯＬＬＩ取得技術で決定されたｃＴ１に優ることを意味する他の特性を有し得る。
本発明は、添付図面を参照して説明される。しかしながら、本発明は、本明細書において説明され、添付図面に示されるような特定の例に限定されないことが理解される。また、例示された本発明の実施形態は、ほとんどの部分について当業者には既知の電子部品および回路を用いて実装され得るので、本発明の基礎となる概念の理解および認識のため、および本発明の教示を不明瞭にしたり本発明の教示から逸脱したりしないように、上記に示すように必要であると考えられる範囲を超えて詳細を説明することはされない。
本発明は、たとえばコンピュータシステムなどのプログラマブル装置上で実行すると本発明に係る方法のステップを行うため、またはプログラマブル装置が本発明に係るデバイスまたはシステムの機能を行うことを可能にするためのコード部分を少なくとも含む、コンピュータシステム上で実行するためのコンピュータプログラムに実装され得る。
コンピュータプログラムは、たとえば特定のアプリケーションプログラムおよび／またはオペレーティングシステムなどの命令のリストである。コンピュータプログラムは、たとえば、サブルーチン、関数、手順、オブジェクト方法、オブジェクト実装、実行可能アプリケーション、アプレット、サーブレット、ソースコード、オブジェクトコード、共有ライブラリ／動的ロードライブラリ、および／またはコンピュータシステム上で実行するために設計された他の命令シーケンスの１または複数を含んでよい。
コンピュータプログラムは、有形かつ非一時的なコンピュータ可読記憶媒体に内部格納され、またはコンピュータ可読伝送媒体を介してコンピュータシステムに伝送され得る。コンピュータプログラムの全部または一部は、情報処理システムに永久的に、取外し可能に、または遠隔に結合されたコンピュータ可読媒体に提供され得る。
コンピュータプロセスは、通常、実行中（動作中）のプログラムまたはプログラムの一部、現在のプログラム値および状態情報、およびプロセスの実行を管理するためにオペレーティングシステムによって用いられるリソースを含む。オペレーティングシステム（ＯＳ）は、コンピュータのリソース共有を管理し、それらのリソースにアクセスするために用いられるインタフェースをプログラマに提供するソフトウェアである。オペレーティングシステムはシステムデータおよびユーザ入力を処理し、システムのユーザおよびプログラムへのサービスとして、タスクおよび内部システムリソースを割り当て管理することによって応答する。
コンピュータシステムは、たとえば、少なくとも１つの処理ユニット、関連するメモリ、および複数の入力／出力（Ｉ／Ｏ）デバイスを含んでよい。コンピュータプログラムを実行すると、コンピュータシステムは、コンピュータプログラムに従って情報を処理し、Ｉ／Ｏデバイスを介して結果である出力情報を生成する。
上記明細書において、本発明は、本発明の特定の実施形態例を参照して説明される。しかしながら、添付の特許請求の範囲に記載された本発明の範囲から逸脱することなく、様々な修正および変更がなされ得ることは明らかである。当業者は、論理ブロック間の境界が単なる例示であること、および代替実施形態において論理ブロックまたは回路要素が併合され、様々な論理ブロックまたは回路要素において別の機能分解が課され得ることを認識する。したがって、本明細書に示すアーキテクチャは単なる典型例であり、実際は、同じ機能を実現する他の多くのアーキテクチャが実装され得ることを理解すべきである。
同じ機能を実現するための任意の構成要素の配置は、所望の機能が実現されるように実質的に「関連付けられ」ている。したがって、本明細書において特定の機能を実現するために結合された任意の２つの構成要素は、アーキテクチャまたは中間構成要素にかかわらず、所望の機能が実現されるように互いに「関連付けられた」ものと見なされ得る。同様に、このように関連付けられた任意の２つの構成要素は、所望の機能を実現するために、互いに「動作的に接続」または「動作的に結合」されたものと見なすこともできる。
また、当業者は、上述した動作間の境界が単に例示であることを認識する。複数の動作が単一の動作に結合されてよく、単一の動作が追加の動作に分散されてよく、少なくとも部分的に時間的に重なって動作が実行されてもよい。また、代替実施形態は、特定の動作の複数の例を含んでよく、他の様々な実施形態において、動作の順序が変更されてもよい。
ただし、他の修正、変形、および代替も可能である。したがって、本明細書および図面は、限定的なものではなく例示的なものと見なされる。特に記載がなければ、「第１の」および「第２の」という用語は、それらの用語が説明する要素を任意に区別するために用いられる。したがって、これらの用語は、必ずしもそのような要素の時間的優先順位またはその他の優先順位を示すことが意図されたものではない。特定の手段が互いに異なるクレームに記載されているという事実のみでは、これらの手段の組み合わせが有利に用いられないことは示されない。
Claims (18)
- ＭＲ画像を解析する方法であって、
被験者の第１の医療ＭＲ画像および第２の医療ＭＲ画像を同じ公称磁場強度で取得することと、
前記第１および第２のＭＲ画像を解析して、前記第１および第２のＭＲ画像からｗＴ１マップを決定することと、
前記第１および第２の画像からの前記ｗＴ１マップに、前記第１および第２のＭＲ画像取得に用いられた前記公称磁場強度の修正に基づく磁場強度補正と、Ｔ２＊マップを用いて鉄分濃度の正常レベルとの差を補正する鉄分補正とを適用し、補正ｗＴ１マップを生成することと、
前記補正ｗＴ１マップを用いて正常な鉄分レベルを有する被験者の模擬信号を決定し、前記模擬信号を標準ｃＴ１マップに適合させて、前記被験者の標準ｃＴ１画像を決定することと
を備える方法。 - 前記第１のＭＲ画像の取得に関する反転時間は、前記第２のＭＲ画像の取得に関する反転時間よりも短い、請求項１に記載の方法。
- 前記第１および第２の医療ＭＲ画像の取得間の時間は、０．１～１５秒である、請求項１または請求項２に記載の方法。
- 前記第１および第２のＭＲ画像の取得間の時間は、０．１～３秒である、請求項３に記載の方法。
- 前記第１および第２のＭＲ画像からの前記ｗＴ１マップの前記決定は、順方向ブロッホシミュレーションを用いる、請求項１～４のいずれかに記載の方法。
- 前記順方向ブロッホシミュレーションは、ＰＤＦＦ値、Ｔ２値、ｗＴ１値、前記画像を取得するために用いられたスキャナのパルスシーケンスの１または複数を備える入力を有する、請求項５に記載の方法。
- 前記第１および第２のＭＲ画像の前記解析により、合成ＭＲ画像が得られる、請求項５または請求項６に記載の方法。
- 前記ｗＴ１マップは、前記合成ＭＲ画像から決定される、請求項７に記載の方法。
- 前記合成ＭＲ画像は、以下の式
- 前記ｗＴ１マップは、可変フリップ角（ＶＦＡ）取得を用いて生成される、請求項１～６のいずれかに記載の方法。
- 前記ＶＦＡ取得は、異なる励起フリップ角で少なくとも２つのスポイル多重勾配エコー３Ｄ取得を行う、請求項１０に記載の方法。
- 前記フリップ角は２～６°および１０～３０°であり、繰返し時間は２０ｍｓ未満である、請求項１１に記載の方法。
- 前記決定されたｗＴ１マップは、前記少なくとも２つのスポイル多重勾配エコー３Ｄ取得から計算される、請求項１０～１２のいずれかに記載の方法。
- 前記第１および第２のＭＲ画像は、単一の反転パルスの後に得られる、請求項１～１３のいずれかに記載の方法。
- 前記単一の反転パルスは断熱パルスである、請求項１４に記載の方法。
- 前記第１および第２の画像の取得の直前または直後に、更なる医療ＭＲ画像を取得するステップを備える、請求項１～１５のいずれかに記載の方法。
- 前記更なる医療ＭＲ画像は、マルチエコースポイル勾配エコー取得画像である、請求項１４に記載の方法。
- 前記元の第１および第２のＭＲ画像は、０．３～３．０Ｔの公称磁場強度で取得される、請求項１～１７のいずれかに記載の方法。
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