JP4613065B2 - 微小血管の血液容量の磁気共鳴画像化 - Google Patents

Description

（発明の背景）
以下は、診断画像化技術に関する。特に、脳の血液容量を磁気共鳴像によって非侵襲的測定することに適用され、そして特にこの点に関して説明する。しかしながら、他の組織の血液容量を磁気共鳴像によって計測することにも適用される。

血液容量の原位置測定は様々な臨床、診断、および研究に応用する点で有用である。局所的な脳の血液容量の変化は、例えば、脳の局所ニューロン活動と相関する。従って、脳の血液容量を生理的刺激の間に測定することは、脳活動を機能的に研究するための道具となる。脳の血液容量を測定することはまた、卒中の発作に見舞われた人の障害および／または損傷のある組織に関する情報ならびに、癌、血管系疾患等を含むがこの限りではない多くの疾患における損傷に関する情報を提供し得る。脳以外の他の臓器の血液容量像は、同様に、臨床研究、診断および試験（例えば、ストレス試験または血管伸展性試験）に有用な機能上のデータおよび診断上のデータを提供する。

陽電子放出断層撮影、単光子放出コンピュータ断層撮影、および磁気共鳴像を含む、様々な像の様式が血液容量の特徴を計測するのに用いられてきた。これらの大半は、侵襲的アプローチであり、ここで被験体は、選択した像の様式で血液コントラストを選択的に強化する適切な造影剤を投与される。磁気共鳴像に関しては、様々な常磁性造影剤がこの目的で通常用いられる。投与される造影剤を必要とすることは、これら技術に関して相当な不利益である。

血中酸素投与（ｏｘｙｇｅｎａｉｏｎ）レベル依存（ＢＯＬＤ）の磁気共鳴像は、間接的に血液容量を測定する非侵襲的技術である。この技術では、血液ヘモグロビンが内因的造影剤として使用される。１つのＢＬＯＤ像アプローチでは、磁気共鳴像が血中酸素投与レベルを変化させる生理的刺激の関数として行われる。血液容量は、血液酸素投与レベルに影響を及ぼす他のパラメーター（たとえば、血流量）と関係するという仮定を立てることによってＢＯＬＤ測定値から見積もられる。それゆえ、ＢＯＬＤは血液容量を直接測定しない。

血液容量の測定として応用される侵襲的技術とＢＯＬＤ技術との不利点は、これら既存の技術は一般的に、一方では大きい血管中の血液と、他方では小さい毛細血管または他の微小血管中の灌流血液とを区別しないことにする。より大きな血管の血液容量は、主に交感調節によって制御される。対照的に、約２００マイクロメートルよりも小さい代表的な直径を有する微小血管の血液容量は、局所恒常性を維持するために、または血管拡張剤もしくは血管収縮性化合物といった化学薬品に応答して変動する傾向にある。その結果、微小血管の血液容量は、局所ニューロン活動といった生理的摂動に応答する。機能的磁気共鳴像に関して、微小血管の血液容量が代表的に主要な関心事であり、より大きな血管からの血液信号は干渉するので望ましくない。他方で、微小血管および巨大血管の総血液容量は、いくつかの疾患において変動し得、これには例えば動静脈奇形が含まれるがこれに限定されない。

本発明は、制限およびその他の制限を克服する改良した装置と方法とを企図する。

（発明の簡単な要旨）
一局面に従って、磁気共鳴画像化法が提供される。実質的に血液からの磁気共鳴信号を無効にする血液無効磁気共鳴励起シーケンスが、実行される。血液無効磁気共鳴励起シーケンスの実行の後に、読み取り磁気共鳴シーケンスを実行して、無効になった血液以外の組織から磁気共鳴信号を得る。

他の局面に従って、磁気共鳴システムが開示される。血液を無効にする手段は、実質的に血液からの磁気共鳴信号を無効にする血液無効磁気共鳴励起シーケンスを実行するために提供される。読み取り手段は、読み取り磁気共鳴シーケンスを実行して無効になった血液以外の組織から磁気共鳴信号を得るために提供され、読み取り手段は血液を無効にする手段の作動に続いて作動する。

実質性血管の空間占有率を測定する際に１つの利点が存在し、これは、大きな血管を含む総血管容量よりも生理的摂動に対してもっと敏感であるということである。

別の利点は、血液絶対容量の測定を提供することにおいて存在する。

さらに別の利点は、実質的に無効になった血液磁気共鳴信号（すなわち、主に他の組織からのものである残留するＭＲＩ信号を有するのに十分な血液信号の衰退）を有する画像を提供することにおいて存在する。

当業者には以下の好ましい実施形態の詳細な説明を読むと、さらなる数多くの利点および有益が明らかになる。

本発明は、種々の構成要素および構成要素の配置を採り得、そして種々のプロセスの操作およびプロセス操作の配置を採り得る。図面は、好ましい実施形態の例示のみを目的としており、本発明を限定するとは解釈されるべきでない。

図１を参照して、磁気共鳴画像化スキャナー１０は、主要電磁コイル１２を含み、この主要電磁コイルは超伝導コイルであることが好ましいが、抵抗主要電磁コイルまたは永久磁石もまた用いられ得る。主要磁気コイル１２は、検査領域１４において実質的に同等の磁場を生成するよう励磁される。磁場勾配コイル１６は、選択した空間的方向に勾配を生成して、無線周波数コイル１８を励磁することによって生成される磁気共鳴を空間的にエンコードさせる。図１では、全身無線周波数コイル１８が示される。しかしながら、ヘッドコイル、整相無線周波数コイルアレイ、ＳＥＮＳＥコイル等といった局所コイルは、磁気共鳴を励起させるため、および／または磁気共鳴エコーを検出するために、全身無線周波数コイル１８の代わりに、もしくは全身無線周波数コイル１８とともに使用され得る。

磁気共鳴シーケンスコントローラ３０は、全身無線周波数コイル１８または別の無線周波数コイルに接続されることにより、磁気共鳴エコーを励起させる無線周波数トランスミッタ３４を調整および制御し、かつ、勾配コイル１６に接続されることにより、励起した磁気共鳴エコーを空間的にエンコードする磁場勾配コントローラ３２を制御する。全身無線周波数コイル１８または別の無線周波数コイルに接続される１つ以上の無線周波数受信器３６は、磁気共鳴エコーを検出、復調、およびデジタル化し、かつｋ空間メモリ４０にデジタル磁気共鳴サンプルを格納する。再構成プロセッサ４４は、フーリエ変換ベース画像再構成や他タイプの画像再構成を行って、格納したｋ空間磁気共鳴サンプルから１つ以上の再構成された画像を生成する。

この再構成された画像は画像メモリ４６に格納され、ビデオプロセッサ５０によって処理され、そしてユーザインターフェース５２に表示されるが、ローカルコンピュータネットワークもしくはインターネット上で送信されるか、または他の方法で処理される。好ましくは、ユーザインターフェース５２は、放射線科医または他の操作者が、再構成された画像を閲覧、提供、または他の方法で操作することを可能にするディスプレイ、プリンター、または他の出力デバイスを備える。さらに、ユーザインターフェース５２は、放射線科医または他の操作者が磁気共鳴シーケンスコントローラ３０と連絡することにより、磁気共鳴画像化シーケンスを作成し、画像化シーケンスを改変し、画像化シーケンスを実行し、もしくは他の方法で磁気共鳴画像化スキャナー１０を制御することを可能にする。

図１をつづけて参照して、血液容量に関心がある臨床または診断に応用するために、血管の空間占有率（ＶＡＳＯ）の計測が行われる。このアプローチは特に、ある磁場強度およびヘマトクリットの範囲に特徴的な、血液Ｔ１値に基づいて血液信号を実質的に無効にするために最適化される反転時間６０を有する反転回復磁気共鳴励起シーケンスを使用する。反転回復磁気共鳴励起シーケンスは実質的に血液からの信号を無効にし、その結果、磁気共鳴信号は主に組織に対応し、血液の寄与は実質的に無視できる。このアプローチは、血液酸素付加の血液のＴ１値の実質的な独立を活かしており、これにより、反転回復血液無効が異なるタイプの血管（動脈、細動脈、毛細血管、細静脈、および静脈）について、ならびに生理的摂動循環中で作動可能になる。

血液を無効にするための反転時間（ＴＩ）６０について適切な値は、多数の方法で得られ得る。１つの適切なアプローチでは、血液Ｔ１測定シーケンス６２をシーケンスコントローラ３０から適用し、血液潅流装置を用いて代表的な血液サンプルのＴ１値を測定し、反転時間（ＴＩ）６０をそこから計算する。あるいは、主要な血管が再構成された画像内に同定され得、同定された血管内血液のＴ１値の直接測定を、従来の磁気共鳴画像化シーケンスを用いて得ることができる。別のアプローチでは、血液のＴ１は一般的に、実質的に正常な血液を有する大抵のヒトの被験体について被験体依存しないことが実際面において見出されたので、適切な反転時間（ＴＩ）は実質的に正常なヒトの血液の代表的な血液サンプル、もしくは適切な哺乳類起源の動物の血液の代表的な血液サンプルの測定値から計算され、ここに含まれる表Ｉおよび表ＩＩといった表６４に収集される。この値は一般的に、実質的に正常なヒトの血液に適しており、主要な磁場強度（表Ｉは１．５Ｔ磁場の値を、表ＩＩは３．０Ｔ磁場の値を提供する）とシーケンス反復時間（ＴＲ）とに依存する反転時間を含む。表にしたデータを用いるよりもむしろ、反転時間６０は、磁場強度、反復時間ＴＲ、および任意で、経験的関数関係または他の適切な関係による他のパラメーターと関連付けられ得る。表にしたＴＩ値は、血液を実質的に無効にし、その結果、信号が主に組織からのものとなる反転時間ＴＩを決定するガイドラインとして用いられることが好ましい。表にした値は、血液の無効を成し遂げ得る他のＴＩ値を排除するものではない。

反転時間調整は、必要に応じて異常なヘマトクリット値、鎌状赤血球症状、または特定の画像化被験体の別の血液異常から生じるＴ１値の逸脱を補償するのに行われる。１つの適切な調整技術では、血液無効反転回復画像化シーケンスが、表Ｉおよび表ＩＩから選択された血液無効反転時間辺りの反転を数回行い、血液無効反転時間６０は、大きな血管から実質的に僅かな画像信号を提供する反転時間として選択される。図１のデータフロー線６６は、スキャナー１０を用いて行われた磁気共鳴測定に基づいて血液無効反転時間６０を選択することに対応する。

図２は、適切な磁気共鳴画像化パルスシーケンスを図表で示し、これは、血液信号を無効にするために血液無効反転回復磁気共鳴励起シーケンス７０と、例示的信号ショットエコー平面画像化読み出し７２とを用いる。エコー平面画像化読み出しは、例示的なものであって、追加的なもしくは他の磁気共鳴画像化、磁気共鳴分光、または局所的分光検出スキームを用いることを排除しない点を留意されたい。たとえば、読み出しシーケンス７２は、シングルショットの画像化シーケンス、シングルショットのエコー平面シーケンス、マルチショットの画像化シーケンス、分光シーケンス、多用なスライス画像（ａ ｍｕｌｔｉｐｌｅ ｓｌｉｃｅ ｉｍａｇｅ）、一次元、二次元、または三次元の空間エンコーディングシーケンス、部分的ｋ空間取得シーケンス、スピンエコー読み出しシーケンス、勾配エコー読み出しシーケンス等であり得る。

はじめに反転回復励起シーケンス７０を見ると、反転パルス７４は、スピンを反転するために用いられる。好ましくは、反転パルス７４は、スピンについて１８０°フリップ角を実行する１８０°パルスである。この場合、反転時間ＴＩ ６０は、特定の実験条件（場、ヘマトクリット、酸素投与等）に対して、血液のＴ１値に基づく適当な血液信号の削減を誘導させる実質的に代表するものである。しかしながら、９０°より大きいが１８０°以外のフリップ角を有する反転パルスを用いることもまた企図されており、この場合、適切な反転時間ＴＩ ６０は、適切なＴ１および反復時間ＴＲといった取得パラメーターから容易に計算される。一般的に、反転時間ＴＩ ６０は、フリップ各から交差点または無効地点までの血液壊変のフリップされたスピン（ｆｌｉｐｐｅｄ ｓｐｉｎ）の縦成分の時間として選択される。無効状態は、縦スピン成分のゼロ交差点に対応する。縦スピン成分が、フリップつまり反転したアライメントから、正常な反転していないアライメントに戻るよう衰退するにつれ、縦成分が実質的にゼロを通過する地点、つまり縦スピン成分が実質的にゼロ交差点を通過する地点を縦スピン成分が通過する。実質的にゼロとは、実質的に僅かな血液信号に対応し、その結果、得られた磁気共鳴信号が主に血液以外の組織からの信号を含むことと理解される。

好ましくは、反転パルス７４は、空間的エンコーディング磁場勾配パルスを伴わないか、または比較的小さい空間的コード磁場勾配パルスを伴う。これにより、関心のある被験体領域中の血液のスピンは、反転時間遅延ＴＩ ６０後の無効状態に達することが保証される。特に、血液無効は血液の流れから独立しており、これは、血液無効反転パルス７４が、空間的に非選択的であるか、比較的大きな領域を選択するからである。従って、励起時または読み出し時に関心のあるスライスに流れる血液は適切に無効になる。

血液の無効状態において、つまり、反転時間ＴＩ ６０に対応する遅延時間の後において、励起パルス８０は、スライス選択的磁場勾配パルス８２と連動して適用され、関心のある被験体領域の選択したスライスのスピンを励起する。励起パルス８０は、９０°のフリップ角を有する９０°励起パルスであることが好ましい。しかしながら、９０°以外のフリップ角を有する励起パルスもまた検討される。血液が、励起パルス８０が印加される時に無効状態にあるので、僅かな磁気共鳴信号は励起パルス８０によって無効になった血液内で励起される。脂肪、脳灰白質および脳白質等といった組織は、一般的に、血液のＴ１値のから異なるＴ１値を有するので、これら組織は励起パルス８０が印加される時点では、無効状態ではない。よって、励起パルス８０は主に組織の磁気共鳴を励起する。

例示的なシングルショットエコー平面画像読み出し７２は、励起パルス８０によって励起された組織の磁気共鳴をサンプリングする。図示されたシングルショットエコー平面画像読み代７２は、励起パルス８０の後の時間からエコーまでの間隔ＴＥにおける選択されたスライスにスピンエコーを作成する１８０°スピン重畳無線周波数パルス８４とスライス選択的勾配パルス８６とを含む従来の読み出しである。一連の位相エンコーディング磁場勾配パルス８８および一般的に正弦読み込み（ｒｅａｄ）磁場勾配波形９０は、選択されたスライスのｋ空間値のグリッドを通し、その間、図１の無線周波数受信器３６は、スピンエコーのサンプリング９２を行う。磁気共鳴信号ｋ空間サンプルは、図１のｋ空間メモリ４０に格納され、前述したように再構成された画像の代表を作成するよう処理される。

図２に示されるシングルショットエコー平面画像読み出し７２は、例示的である。実質的にいかなるタイプの磁気共鳴画像化や磁気共鳴分光読み出しや取得シーケンスが用いられ得る。画像の応用にとって、読み出しシーケンスは励起毎に少なくとも１つのスライスを取得する高速シングルショットエコーシーケンスであり得る。たとえば、例示的なシングルショットエコー平面画像読み出し７２は、短い勾配エコー読み出しシーケンスと置換され得る。図２に示される読み出しエコー時間（ＴＥ）は、血液が実質的に無効状態にある間に、血中酸素投与レベル依存（ＢＯＬＤ）効果からの寄与といったものを最小化するよう読み出しが行われるように、短く維持されることが好ましい。任意で、より長い読み出しシーケンス間の無効状態付近に血液を維持するために１つ以上の追加的反転パルスが印加される。

反転回復血液無効シーケンス７０が好ましいが、他のパルスシーケンスを用いて、実質的に血液信号を無効にし、その結果、磁気共鳴は主に血液以外からの組織によるものにし得る。たとえば、高い磁場にて長いエコー時間を用いることにより、実質的に血液無効信号を生成する。しかしながら、このタイプのシーケンスには、血管外血中酸素投与レベル依存（ＢＯＬＤ）が大きく、大脳血液容量（ＣＢＶ）等といった他の生理的パラメーターの決定を困難にする。この大きなＢＯＬＤ効果を克服する１つの適切なアプローチでは、ＣＢＶ寄与は、十分に長いＴＥにおける一連のＴＥ値からのＴＥ依存の補間から数量化することにより、より短いＴＥにおいて、および／または異なる生理的条件下の補間の違いや正常な組織と病気の組織との間の違いから生じる血管内の寄与を避ける。

図２の血液無効磁気共鳴シーケンスは、必要に応じて、複数のスライスの再構成された画像、または複数の三次元（３Ｄ）、二次元（２Ｄ）、もしくは一次元（１Ｄ）の空間的エンコーディングの再構成された画像を取得するため、たとえば、三次元再構成された画像容量を得るために反復時間（ＴＲ）で反復される。図２において、例示的な後に続く空間的非選択的反転反復パルス７４’は、血液無効画像化シーケンスの次の反復の始まりに対応する。任意で、血液無効は実質的に僅かな血液信号を構築するので、１つの無効条件毎に複数のスライスや複数の１Ｄ、２Ｄ、または３Ｄの空間的エンコーディングを取得することが可能である。これは画像と分光との両方のアプリケーションに適用される。

図２の例示的シーケンスといった反転回復血液無効磁気共鳴シーケンスを用いて取得される再構成された画像は、様々な方法で使用され得る。たとえば、再構成された画像を処理することにより、プロトン密度（ρ）、Ｔ１およびＴ２の重みを決定することが本技術分野において周知であるが、決定された重みの値は一般的に、血液と組織との両方から寄与される混合物の値である。実質的に同一の処理を、血液を無効にして再構成された画像に適用することにより、組織のより正確なρ、Ｔ１、およびＴ２重みが、血液信号からの干渉なしで取得され得る。任意で、他の組織が血液に加えて無効にされ、それら他の組織や成分からの寄与を最小化する。たとえば、そのような混合された血液と組織との無効は、脳の大脳脊髄流動体（ＣＳＦ）からの磁気共鳴信号を大きく分離させるのに用いられ得る。

反転回復血液無効磁気共鳴シーケンスを用いて取得された再構成された画像は、この画像が組織からの寄与を含むが、血液容量からの寄与を実質的に排除する範囲で、血管の空間占有率に関する情報を含む。生理的摂動を適用することによって、血液容量は変化し得る。たとえば、大脳の血液容量は視覚的刺激および呼吸停止に対応して血管拡張を経験する。同様に、大脳の血液容量は過換気に対応して血管収縮を経験する。血液容量の変化はまた、たとえば、この限りではないが負荷試験または血管伸展性診断のために、抜粋された薬を投与することによって引き起こされ得る。さらに、心臓虚血、脳卒中、癌、血管変形等といったある病気は、ここで説明する方法論を用いて発見可能な血液容量の変化を引き起こすことができる心臓または過渡的な生理摂動を表す。

前記の場合の大部分において、血液容量の変化は主に大きな血管や実質組織ではなくてむしろ微小血管内に生じる。有利に、血液無効の再構成された画像を用いて測定された血液容量の変化は、より大きな血管からの寄与なしに微小血管の容量に実質的に応じる、実質的血液容量（ここではＢＶと表す）を反映する。対照的に、ＢＯＬＤや多くの他の既存技術によって測定される血管容量の影響は、大きな血管、実質組織、およびこれら血管に近接する他の組織（たとえば、大脳脊髄流動体）を含む。実質組織（灌流した血液を有する組織）に対して、実質血管の空間占有率（ＶＡＳＯ、ここではまたξと表される）が以下により得られる：

ここで、ＢＶは血液容量、Ｖ_{ｔｉｓｓｕｅ}は純組織容量（血液なし）、およびＶ_ｐａｒは実質組織の容量であり、つまりＶ_ｐａｒ＝ＢＶ＋Ｖ_{ｔｉｓｓｕｅ}である。測定された実質血管の空間占有率ξは、総血管容量であるよりも生理的摂動により敏感であることが有利であり、この生理的摂動には永続的に病気を誘発する摂動を含む。大きな管（つまり、実質領域外）にある変化はまた、血液無効アプローチからも到達できる。適切な分解能において、大きな管の容量の変化は、指示された実質血液容量変化と干渉せず、これは適用された空間的エンコーディングのためである。

実質組織に対して、磁気共鳴信号（ここではＳと表す）は、微小血管および純組織が寄与する磁化の合計に比例する。一般的に、実質組織（組織および潅流血液の両方を含む）からの総信号Ｓ_ｐａｒは、以下のように記され得る：

ここで、Ｓ_{ｂｌｏｏｄ}とＳ_{ｔｉｓｓｕｅ}とは、それぞれ血液と組織信号とである。血管の空間占有率ξおよび、実質組織と血液とに対するそれぞれの水密度係数Ｃ_ｐａｒ、Ｃ_{ｂｌｏｏｄ}を、方程式（２）に挿入すると：

ここで、Ｔ２_{ｂｌｏｏｄ}およびＴ２_{ｔｉｓｓｕｅ}は、無線周波数パルス８４によってスピンが再び焦点を定めることに起因する、図２の例示的なスピンエコー読み出し７２の適切な時間定数である。勾配エコー読み出しのときは、方程式（３）のＴ２値はＴ２^＊に代わるべきである。用語Ｍ_{ｂｌｏｏｄ}およびＭ_{ｔｉｓｓｕｅ}は、それぞれ血液および組織の初期の横磁化に対応しており、この初期の横磁化は励起無線周波数パルス８０によって生成される。血液無効励起シーケンス７０を使用する結果として、しかしながら、血液に対応する用語Ｍ_{ｂｌｏｏｄ}は実質的にゼロなので、方程式（３）を減ずる：

分数の実質信号変化ΔＳ／Ｓは、生理的摂動に反応して生じ、以下のように定義される：

方程式（４）と（５）とを合わせると以下のように記される：

ここで、上付き文字「ａｃｔ」は摂動状態を参照し、上付き文字「ｒｅｓｔ」は非摂動の静止状態または別に適切な関連状態を参照する。方程式（６）の分子と分母とをＣ_ｐａｒｅ^{−ＴＥ／Ｔ２（ｔｉｓｓｕｅ，ｒｅｓｔ）}で割ると、分数の実質信号変化ΔＳ／Ｓは以下のように記され得る：

級数展開近似値ｅ^ｘ〜１＋ｘを活用して、組織の横緩和速度ΔＲ２の明確な変化を以下のように定義する：

方程式（７）は以下のように記され得る：

血管の空間占有率の変化速度ΔξをΔξ＝ξ^ａｃｔ−ξ^ｒｅｓｔと定義して、方程式（９）の用語ξ^ａｃｔ（Ｃ_{ｂｌｏｏｄ}／Ｃ_ｐａｒ）ΔＲ２ ＴＥを無視して算出高を単純にする：

図３は、例示的なプロセッサ１００のブロック図を示し、このプロセッサ１００は、方程式（１０）に基づいて静止部の血液容量ＢＶ^ｒｅｓｔと血液容量変化ΔＢＶとを計算する。プロセッサ１００は画像データ入力を画像メモリ４６から受信する。この画像データは、複数のエコー時間ＴＥ１０２で得られる、対象が静止状態の画像と、これに対応して複数の（つまり、２つ以上の）エコー時間ＴＥで得られる、対象が摂動状態の画像とを含む。プロセッサ１０４は、エコー時間ＴＥ毎に静止状態にある対象の画面と摂動状態にある対象の画面との間の分数信号差を計算し、分数信号差ΔＳ／Ｓ対エコー時間ＴＥの表１０６を形成する。方程式（１０）はエコー時間ＴＥの一次方程式であることを認めると、直線回帰プロセッサ１１０はΔＳ／Ｓ対ＴＥ関係の傾き１１２と縦軸切片１１４とを計算する。

静止部の血液容量ＢＶ^ｒｅｓｔの計算機１１６は、静止部の血液容量ＢＶ^ｒｅｓｔ１１８を傾き１１２から以下に従って計算する：

ここで、方程式（１１）は方程式（１０）のΔＳ／ＳとＴＥとの間の直線関係の勾配成分である。方程式（１１）の最も右側は、静止部の実質血管の空間占有率ξ^ｒｅｓｔが方程式（１）に従って検討している実質組織の容量Ｖ_ｐａｒで割った血液容量ＢＶ^ｒｅｓｔに代わって記されている。ＢＶ^ｒｅｓｔ計算機１１６は、水密度係数Ｃ_ｐａｒとＣ_{ｂｌｏｏｄ}とに文献値を用いており、この文献値は、検討中の実質組織の容量Ｖ_ｐａｒで既知のものと、信号値Ｓをいくつかのエコー時間ＴＥにおいて各摂動状態と静止状態とにそれぞれ適合させることによって得られる値Ｔ２_{ｔｉｓｓｕｅ，ａｃｔ}およびＴ２_{ｔｉｓｓｕｅ，ｒｅｓｔ}から計算したΔＲ２の値である。Ｖ_ｐａｒが知られていない場合、この方法は絶対的血液容量分数または血管の空間占有率（ξ^ｒｅｓｔ）を決定するのに用いられ得る。

血液容量の変化ΔＢＶの計算機１２２は、変化ΔＢＶ１２４の血液容量速度を縦軸切片１１４から以下に従って計算する：

ここで、方程式（１２）は方程式（１０）のΔＳ／ＳおよびＴＥ間の直線関係の縦軸切片成分でありが、方程式（１０）の静止部の実質血管の空間占有率ξ^ｒｅｓｔはＢＶ^ｒｅｓｔ／Ｖ_ｐａｒに、血管の空間占有率の変化ΔξはΔＢＶ／Ｖ_ｐａｒに代わっている。ΔＢＶ計算機１２２は、水密度係数Ｃ_ｐａｒとＣ_{ｂｌｏｏｄ}とに文献値を用いており、この文献値は、検討中の実質組織の容量Ｖ_ｐａｒで既知のものと、ＢＶ^ｒｅｓｔ計算機１１６で計算した静止部の血液容量ＢＶ_ｒｅｓｔである。あるいは、絶対的血液容量分数または血管の空間占有率（ξ^ｒｅｓｔ）が、Ｖ_ｐａｒが知られていない場合は用いられ得る。

図４は、別のプロセッサ１３０のブロック図を示しており、このプロセッサは絶対的血液容量ＢＶを計算する。ＢＶをプロセッサ１３０で計算することは、生理的摂動に応じる一時的なものに基づかない。むしろ、画像メモリ４６からのデータであって、単一の画像であり得るデータが方程式（４）を用いて処理される。この画像は、短いエコー時間ＴＥを用いて取得することが好ましく、この結果、方程式（４）の用語ｅｘｐ（−ＴＥ／Ｔ２_{ｔｉｓｓｕｅ}）が適切に単位（ｕｎｉｔｙ）と見積もられることにより、信号Ｓが以下のように得られる：

ここで、実質血管の面積率ξは方程式（１）の表現に代わっている。反転時間ＴＩ ６０におけるＭ_{ｔｉｓｓｕｅ}値は、以下に従って、縦方向組織緩和時間Ｔ１_{ｔｉｓｓｕｅ}に関連する：

ここで、ＴＲはパルスシーケンス（たとえば、図２で示される）の反復時間である。Ｔ１_{ｔｉｓｓｕｅ}の適当な値は、周知の磁気共鳴技術を用いて測定され得、たとえば、飽和回復パルスシーケンス、反転回復パルスシーケンスといった技術を用いるか、好ましくは、一連の反転パルスによって測定され得る。その結果、血液は、組織信号が代表的なＴ１_{ｔｉｓｓｕｅ}と共に衰える間も、実質的に無効であり続ける。脳の画像の場合、脳白質と脳灰白質とのＴ１_{ｔｉｓｓｕｅ}値が異なるということが知られている。よって、図４に示されるように、Ｔ１_{ｗｈｉｔｅ}値１３２およびＴ１_ｇｒａｙ値１３４は定義されることが好ましい。Ｓ_ｐａｒはまた、たとえば、コイル感度や励起均質性といった機器要因（ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｌ ｆａｃｔｏｒ）を含み、この計測要因による寄与をＩＦと呼ぶ。この定数はまたＴ１測定の間に心室のボクセルから決定され得、この定数はＣＳＦのみを含み、純水に最も近い陽子密度を有する。Ｍ_{ｔｉｓｓｕｅ}プロセッサ１３６は、反転時間ＴＩ ６０において脳白質と脳灰白質とに対応するＭ_{ｔｉｓｓｕｅ}値を計算し、正規化プロセッサ１４０は画像メモリ４６に格納された画像を正規化して、以下に従って正規化された画像１４２を生成する：

ここで、方程式（１５）において、組織磁化Ｍ_{ｔｉｓｓｕｅ}は、灰白質のＴ１_ｇｒａｙ値１３４に対応する磁化用語として選択され、白質のＴ１_{ｗｈｉｔｅ}値１３６に対応する磁化用語として選択される。血液容量プロセッサ１４４は、方程式（１３）を正規化された画像１４２に適用することによって、絶対的血液容量ＢＶ１４６または絶対的血液容量分数、血管の空間占有率（ξ^ｒｅｓｔ）を測定する。純実質にとって、血液容量を決定するさらなるアプローチは、組織Ｔ１値を用いて組織を無効にして残りの血液のみを見る方法である。血液無効実験で決定された同じＩＦを用いて、短いＴＥにおけるその組織無効ボクセルの信号は以下で得られる：

ここから、ＢＶ（方程式（１））および／または血液の空間占有率は既知のＣ_{ｂｌｏｏｄ}に対して決定され得る。

図５は、プロセッサ１５０を示し、このプロセッサ１５０は、臨床的な画像を血液無効磁気共鳴画像化から計算する。プロセッサ１５０は診察に用いることに適しており、これは、心臓虚血、脳卒中、癌等といったある病気によって引き起こされる血管拡張または血管収縮のような異常を検出するからである。画像メモリ４６は、診察対象の画像化の画像を格納する。この画像は、相違プロセッサ１５４によって参照画像１５２と比較し、臨床的な画像１５６を生成する。

一つの適切なアプローチでは、相違プロセッサ１５４は、画像間の絶対的な差を計算し、その結果、正常部位は臨床的画像１５６に黒く写り、異常部位は臨床的画像１５６に明るく写る（または逆もまたある）。これは、異常付近の対象画像と参照画像との間に差があるためである。任意で、相違プロセッサ１５４はサインされた相違を一定の強度レベルオフセットで計算する。このアプローチでは、血管拡張の領域および血管収縮の領域は、一定の強度レベルに対応する反対の強度極性を有する。

参照画像１５２は、種々の源から取得され得る。たとえば、正常な対象の画像は比較するために用いられ得る。あるいは、脳のような左右対称性の解剖学的構造の場合、対側性画像が使用され得る。たとえば、脳の右側が疑わしい場合は、正常であると推定される脳の左側と比較され得、対側性比較画像を適切に左側に転移させた後に比較することが好ましい。さらに、解剖学的構造の場合、異常がない場合は実質的に均質であるが、臓器の疑わしい部分は同一臓器の正常と推定される部分と比較され得る。

脳診断の場合、図４の正規化された画像１４２が、任意でプロセッサ１５０に用いられ得る。正規化された画像１４２は、脳画像の白質領域と灰白質領域との間の対照を抑えることにより、血管の空間占有率の対照をより目立たせるので有効である。

いくつかの臨床適用において、大きな血管の変化は、微小血管の変化に加えて生じ得る。これらもまた検出され得、そして充分な空間的分解能において、微小血管から分離され得る。

本発明は、好適な実施形態を参照して説明されてきた。明らかに、前記の詳細な説明を読んで理解すると、修正および変更が生じる。本発明は、添付の請求項または同等物の範囲内にある限り、そのような修正および変更の全てを含むものと解釈されることと意図される。

図１は、血管の空間占有率を測定する磁気共鳴画像化システムの線図である。 図２は、血液信号を無効にするために反転回復を用いる磁気共鳴画像化パルスシーケンスの線図である。図２では、時間間隔ＴＩ、ＴＥ、ＴＲは計測のために図示されない。 図３は、静止状態の血液容量と、生理的摂動に応答して生じる血液容量の変化とを計算するプロセッサのブロック図である。 図４は、反転回復調製物によって無効にされた血液信号と得られる再構成された画像を用いて血液絶対容量を計算するプロセッサのブロック図である。 図５は、血管の空間占有率の異常に対してコントラストを強化する差異画像を計算するプロセッサのブロック図である。

Claims (16)

1. 実質性組織から得られる磁気共鳴信号を使用して、造影剤を使用せずに微小血管の血液容量の変化を決定するための磁気共鳴システムであって、
   該システムは、
   実質性組織から得られる磁気共鳴信号を実質的に維持しながら、血液からの磁気共鳴信号を実質的に低減する血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）を実行する手段であって、該磁気共鳴励起シーケンスは、励起パルス（８０）が後に続く空間非選択的反転パルス（７４）を含み、該励起パルスは、該反転パルス（７４）の後の反転時間（６０）において生じる、手段と、
   読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行することにより、実質性組織から得られる磁気共鳴信号を取得する手段と、
   該取得された実質性組織から得られる磁気共鳴信号に基づいて微小血管の血液容量パラメーターを決定する手段と
   を含む、システム。
2. 前記反転無線周波数パルス（７４）を印加する手段は、空間選択的磁気勾配パルスの付随なしに実行され、
   前記励起無線周波数パルス（８０）を印加する手段は、空間選択的磁場勾配パルス（８２）を付随して実行される、請求項１に記載の磁気共鳴システム。
3. 前記反転回復磁気共鳴シーケンス（７０）を実行する手段は、
   さらなる空間非選択的反転無線周波数パルスを印加することにより、前記血液の信号を実質的に低減した状態に維持する手段をさらに含む、請求項１に記載の磁気共鳴システム。
4. 前記取得された磁気共鳴信号から、再構成された画像を作製する手段をさらに含む、請求項１に記載の磁気共鳴システム。
5. 前記読み出し磁気共鳴シーケンスを実行し、生理的摂動を誘導する手段と、
   血液容量の変化を生じさせる生理的摂動を誘導し、前記血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）を実行すること、および前記読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行することを反復することにより、前記実質性組織から主に生じる第２の磁気共鳴信号を取得する手段と、
   該取得された第２の磁気共鳴信号から、再構成された画像を作製する手段と
   をさらに含む、請求項４に記載の磁気共鳴システム。
6. 前記読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行し、生理的摂動を誘導する手段と、
   血液容量の変化を生じさせる生理的摂動を誘導し、前記血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）を実行することを反復する手段と、
   該血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）の実行を反復し、各々が異なるエコー時間を有する複数の読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行し、該複数のエコー時間に対応する複数の磁気共鳴信号を取得する手段と、
   複数の再構成された画像を、該複数のエコー時間に対応する該取得された複数の磁気共鳴信号から作製する手段と
   をさらに含み、
   該微小血管の血液容量パラメーターを決定する手段は、該複数の再構成された画像に基づいた該生理的摂動への生理的反応の時間的な変化に基づいて決定する、請求項４に記載の磁気共鳴システム。
7. 前記微小血管の血液容量パラメーターを決定する手段は、
   エコー時間毎に、摂動再構成された画像と、対応する非摂動再構成された画像との間の血管の空間占有率信号の変化を計算することにより、エコー時間データ（１０６）に対する血管の空間占有率信号の変化を生成する手段と、
   該エコー時間データ（１０６）に対する血管の空間占有率信号の変化を、数理モデルにフィッティングすることにより、血液容量パラメーター値（１１８）を取得する手段と
   を含む、請求項６に記載の磁気共鳴システム。
8. 組織のＴ１値（１３２、１３４）を決定する手段と、
   該組織のＴ１値（１３２、１３４）に基づいて組織磁化（Ｍ）を計算する手段と、
   該組織磁化によって前記再構成された画像を除することによって、正規化された再構成の画像（１４２）を作製する手段と、
   該正規化された再構成の画像（１４２）に基づいて血液容量パラメーター値（１４６）を推定する手段と
   をさらに含む、請求項４に記載の磁気共鳴システム。
9. 前記読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行する手段は、被験体の脳の対象脳領域を画像化することに効果を有し、
   前記磁気共鳴システムは、
   基準脳領域の基準画像（１５２）を提供する手段と、
   前記再構成された画像を該基準画像（１５２）と比較することにより、該対象脳領域の異常性を検出する手段と
   をさらに含む、請求項４に記載の磁気共鳴システム。
10. 前記基準脳領域の基準画像（１５２）を提供する手段は、
    前記血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）を実行する手段と、
    前記読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行する手段と、
    該基準脳領域に前記再構成された画像を作製することにより、該基準画像（１５２）を作製する手段と
    を含む、請求項９に記載の磁気共鳴システム。
11. 前記基準脳領域は、
    前記対象脳領域に対応する前記被験体の脳の対側性側面の脳領域と、
    該対象脳領域に対応する該被験体の脳以外の脳の脳領域と、
    該対象脳領域以外の該被験体の脳の脳領域と
    から成るグループから選択される、請求項１０に記載の磁気共鳴システム。
12. 前記読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行することにより、実質性組織から主に生じる磁気共鳴信号を取得する手段は、
    シングルショット画像化シーケンスと、
    シングルショットエコー平面シーケンスと、
    マルチショット画像化シーケンスと、
    分光シーケンスと、
    複数スライス画像と、
    一次元、二次元、または三次元の空間的エンコーディングシーケンスと、
    部分的ｋ空間取得シーケンスと、
    スピンエコー読み出しシーケンスと、
    勾配エコー読み出しシーケンスと
    のうち１つ以上を実行することを含む、請求項１に記載の磁気共鳴システム。
13. 実質性組織から得られる磁気共鳴信号を使用して、造影剤を使用せずに微小血管の血液容量の変化を決定するように構成される磁気共鳴システムであって、
    該システムは、
    血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）を実行する血液信号低減手段（１０、１２、１６、１８、３０、３２、３４）であって、該血液信号低減磁気共鳴励起シーケンス（７０）は、実質性組織から得られる磁気共鳴信号を維持しながら血液からの磁気共鳴信号を実質的に低減する手段であって、該磁気共鳴励起シーケンスは、励起パルス（８０）が後に続く空間非選択的反転パルス（７４）を含み、該励起パルスは、該反転パルス（７４）の後の反転時間（６０）において生じる、手段と、
    読み出し磁気共鳴シーケンス（７２）を実行することにより、実質性組織から得られる磁気共鳴信号を取得する読み出し手段（１０、１２、１６、１８、３０、３２、３６）であって、該読み出し手段（１０、１２、１６、１８、３０、３２、３６）は、該血液信号低減手段（１０、１２、１６、１８、３０、３２、３４）の実行の後に実行する、手段と、
    該取得された実質性組織から得られる磁気共鳴信号から、再構成された画像を作製する再構成手段と、
    該再構成された画像から血液容量パラメーター値を計算する手段と
    を含む、磁気共鳴システム。
14. 前記血液容量パラメーター値（１１８、１４６）を計算する手段（１３０）は、
    組織のＴ１値（１３２、１３４）に基づいて前記再構成された画像を正規化することにより、組織正規化された再構成の画像を作製する手段（１３６、１４０）と、
    該組織正規化された再構成の画像から該血液容量を計算する手段（１４４）と
    を含む、請求項１３に記載の磁気共鳴システム。
15. 前記血液容量パラメーター値（１１８、１４６）を計算する手段（１００）は、
    対応する複数のエコー時間（１０２）を有する前記読み出し手段と前記再構成手段とを繰り返し呼び出すことによって作製された複数の再構成された画像の血液容量に機能的に関連する中間パラメーター（１０６）を計算する手段（１０４）と、
    パラメーター化されたモデルを、該中間パラメーター（１０６）および該対応するエコー時間（１０２）にフィッティングする手段（１１０）であって、該パラメーター化されたモデルは、静止部の血液容量（１１８）および血液容量変化（１２４）を含むパラメーターを有する、手段と
    を含む、請求項１３に記載の磁気共鳴システム。
16. 前記再構成された画像を基準画像（１５２）と組み合わせることにより、該再構成された画像における異常性を同定する手段（１５４）をさらに含む、請求項１３に記載の磁気共鳴システム。

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