JP6023386B2

JP6023386B2 - １回のｍｒ取得におけるアミドプロトン移動（ａｐｔ）及び電気特性トモグラフィ（ｅｐｔ）イメージング

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Publication number: JP6023386B2
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Description

本発明は、磁気共鳴イメージングに関し、詳細には、１回のＭＲ取得におけるアミドプロトン移動（ＡＰＴ：amide proton transfer）及び電気特性トモグラフィ（ＥＰＴ：electric properties tomography）を組み合わせるための方法に関する。

アミドプロトン移動（ＡＰＴ）及び電気特性トモグラフィ（ＥＰＴ）は、組織の生化学（biochemistry）を定量的に調べる新たな方法として出現した。ＡＰＴは、水共鳴周波数に対する磁化移動（ＭＴ）周波数シフトの非対称性に基づくものであり、タンパク質を含むアミドの濃度を反映する。ＥＰＴは、ＴＳＥ画像又はｂＦＦＥ画像の測定された送受信位相（transceive phase）の曲率（curvature）に基づくものであり、組織の電気伝導率を反映する。

非特許文献１は、ＥＰＴを用いた人間の脳の定量的な伝導率及び誘電率イメージングのための方法を開示している。

非特許文献２は、脳腫瘍のイメージングのためのＡＰＴコントラスト方法を開示している。

Voigt T et al., MRM 66 (2011) 456 J. Zhou et al., MRM 50:1120‐1126 (2003)

様々な実施形態が、独立請求項の主題により記載される、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを動作させる改良された方法、改良されたコンピュータプログラム製品、及び改良された磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを提供する。有利な実施形態は、従属請求項に記載される。

一態様において、本発明は、被験体内のターゲットボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムに関する。当該ＭＲＩシステムは、機械実行可能命令を記憶するためのメモリと、当該ＭＲＩシステムを制御するためのプロセッサと、を備え、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、
ａ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第１の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第１の励起ＲＦパルスを含む第１のＭＲＩシーケンスを使用して、第１の周波数範囲内で、ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、ターゲットボリューム内のバルク水プロトンを励起させるよう適合されている第１の励起ＲＦパルスによりターゲットボリュームを照射させ、第１の励起ＲＦパルスに応じて、ターゲットボリュームから第１の磁気共鳴イメージングデータを取得させ、
ｂ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第２の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第２の励起ＲＦパルスを含む第２のＭＲＩシーケンスを使用して、第２の周波数範囲内で、ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、バルク水プロトンを励起させるよう適合されている第２の励起ＲＦパルスによりターゲットボリュームを照射させ、第２の励起ＲＦパルスに応じて、ターゲットボリュームから第２の磁気共鳴イメージングデータを取得させ、
ここで、第１のＭＲＩシーケンスは、第２のＭＲＩシーケンスの第２の勾配極性を反転させた第１の勾配極性を有する勾配を含み、
ｃ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第３のＭＲＩシーケンスを使用して、ターゲットボリュームの不飽和ＭＲＩデータを取得させ、
ｄ．第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータから、それぞれの第１の位相分布及び第２の位相分布を生成させ、
ｅ．第１の位相分布及び第２の位相分布を使用して、ターゲットボリュームの電気伝導率分布を決定させ、
ｆ．第１のＭＲＩデータ、第２のＭＲＩデータ、及び不飽和ＭＲＩデータを使用して、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応するアミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの分布（magnitude distribution）を決定させる。

第１のＭＲＩパルスシーケンス、第２のＭＲＩパルスシーケンス、及び第３のＭＲＩパルスシーケンスは、ターボスピンエコー（ＴＳＥ）シーケンスとすることができる。第３のＭＲＩパルスシーケンスは、選択的（飽和）ＲＦパルスを含まない。第１のＭＲＩデータ、第２のＭＲＩデータ、及び第３のＭＲＩデータは、同じスキャンにおいて取得され得る。第１の選択的ＲＦパルス及び第２の選択的ＲＦパルスを使用して、水プロトン周波数に対して所定の化学シフト（オフセット）位置でスピンを飽和させる。

電気特性トモグラフィとアミドプロトン移動（ＡＰＴ）ＭＲイメージングとの開示される組合せを超えて、本発明のさらなる態様は、電気特性トモグラフィとともに化学交換飽和移動（ＣＥＳＴ）磁気共鳴イメージングを適用することである。ＣＥＳＴは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）の機能を利用して、異なる分子上のプロトンから生じる異なる信号を解像する。周囲水分子と交換される、（特定の分子又は外因性ＣＥＳＴ剤に関連付けられる）特定のプロトンの信号を選択的に飽和させることにより、周囲バルク水分子からのＭＲＩ信号も減衰される。ＲＦ飽和パルスを用いて得られる画像及びＲＦ飽和パルスを用いないで得られる画像は、ＣＥＳＴ剤の位置を明らかにする。化学交換は、交換が、バルク水信号を効率的に飽和させるのに十分速いが交換可能なプロトンの共鳴と水プロトンの共鳴との間に化学シフト差が存在する程度に遅い中間レジーム（intermediate regime）内になければならない。したがって、ＣＥＳＴ効果の大きさは、交換速度及び交換可能なプロトンの数の両方に依存する。ＰＡＲＡＣＥＳＴとして知られているＣＥＳＴ技術の変形は、従来の分子イメージング技術よりもはるかに高感度であり得、ナノモル濃度を検出できるべきである。ＰＡＲＡＣＥＳＴは、通常、バルク水と常磁性ランタニド錯体に結合している水との間の水交換に依拠する。ランタニドイオン結合水の共鳴の飽和は、水交換によりバルク水信号の減衰をもたらす。結合水分子の大きな常磁性化学シフトにより、それらは、中間交換レジーム内になお保たれつつ、バルク水との非常に速い交換速度を許容することが可能となり、それにより、バルク水信号の非常に効率的な飽和と非常に優れたＣＥＳＴ感度を提供することができる。

本発明の洞察は、検査されている組織の電気特性に関する情報を抽出することを可能にするために、ＣＥＳＴＭＲデータ取得シーケンスへのささいな適応しか必要とされないことである。留意すべきことに、ＣＥＳＴＭＲデータ取得は、ＣＥＳＴコントラスト剤の選択的飽和を伴うスキャン及びＣＥＳＴコントラスト剤の選択的飽和を伴わないスキャンを、複数回、通常は約７回必要とする。これらの取得されたＭＲデータから、スペクトル非対称性及び空間的主磁場不均一性が導出され得る。これらＣＥＳＴＭＲデータ取得間で、本質的に、スペクトルコンテンツ（spectral content）だけが、画像強度を介して変化するが、共通の画像位相コンテンツ（image phase content）を有する。したがって、これらＣＥＳＴＭＲデータの平均値から、電気特性の空間分布が、「IEEE Trans.Med.Imag. 28(2009)1365」からそれ自体が知られている電気特性トモグラフィ法と同様に再構成され得る。さらに、ＣＥＳＴＭＲＩデータの平均化は、再構成された電気特性トモグラフィ画像の改善された信号対雑音比をもたらす。ＣＥＳＴＭＲ画像及び電気特性トモグラフィ画像は、特に腫瘍学において、相補的な診断上関連する情報を提供する。

一実施形態に従うと、スピンエコーベースのシーケンスの代わりに、フィールドエコーベースのシーケンスが使用される。異なるエコー時間を適用して、異なる飽和周波数のＭＲＩデータが取得され、追加のスキャン時間を要することなく、静主磁場の空間変動を表すＢ_０マップの内部推定（intrinsic estimation）を可能にする。アミドプロトン移動ＭＲＩ手法におけるそのようなＢ_０マップの内部推定は、「Jochen Keupp, Holger Eggers, Intrinsic Field Homogeneity Correction in Fast Spin Echo Based Amide Proton Transfer MRI, ISMRM 20 (2012) 4185) by Jochen Keupp, Holger Eggers」からそれ自体が知られている。このＢ_０マップを使用して、ＥＰＴ再構成のためには不必要であり、スピンエコーベースのシーケンスの代わりにフィールドエコーベースのシーケンスが使用される場合に位相マップで発生するＢ０不均一性から生じる位相寄与（phase contribution）を除去することができる。渦電流からの不必要な位相寄与を除去するために勾配極性を切り替える前述のコンセプトは、フィールドエコーベースのシーケンス及びスピンエコーベースのシーケンスについて同一である。好ましくは、異なる勾配極性に対して、同じエコー時間が使用される。代替的に、この目的のために、（通常はＡＰＴ用に取得される）別のＢ０マップが使用されてもよい。

第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲は、バルク水プロトンの共鳴周波数と重ならなくてもよい。

これらの特徴は、ＡＰＴ測定及び電気特性トモグラフィ（ＥＰＴ）測定の両方を実行する医療機器のスキャン時間を低減させることができるので、有効である。

ＥＰＴ測定値が、複数の取得されたＭＲＩデータにわたって平均化されるので、別の利点は、ＥＰＴ測定値に関してＳＮＲが増大することである。

別の利点は、反転された勾配極性を有する同じシーケンスを繰り返して、結果として生じる位相分布を平均化することにより、渦電流に起因する非対称位相効果を除去できることである。

一実施形態に従うと、電気伝導率分布の決定は、第１の位相分布及び第２の位相分布を平均化して、平均化された位相分布を取得することと、平均化された位相分布からＢ１場位相分布を決定して、電気伝導率分布を決定することと、を含む。これは、平均値に基づくＥＰＴ分布の正確な推定を提供できるので、有効である。平均Ｂ１位相値は、２つの分布にわたって、ボクセル単位で計算された。

一実施形態に従うと、電気伝導率分布の決定は、不飽和ＭＲＩデータから第３の位相分布を生成することと、第１の位相分布、第２の位相分布、及び第３の位相分布を平均化して、平均化された位相分布を取得することと、平均化された位相分布からＢ１場位相分布を決定して、電気伝導率分布を決定することと、を含む。これは、追加のシーケンス（すなわち、第３のＭＲＩデータ）を用いて決定されるので、ＥＰＴ分布のＳＮＲをさらに増大させることができる。

一実施形態に従うと、当該ＭＲＩシステムは、並行データ取得のための複数のＲＦコイルをさらに備え、複数のＲＦコイルは、予め取得されているｋ空間データを用いて決定された空間感度マップを有し、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、さらに、空間感度マップを用いて、取得された第１のＭＲＩデータ、取得された第２のＭＲＩデータ、及び取得された第３のＭＲＩデータから画像データを再構成させる。これは、スキャン時間をさらに低減させることができるので、有効である。

一実施形態に従うと、第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータは、予め定められた第１のｋ空間領域及び予め定められた第２のｋ空間領域をそれぞれ用いて取得され、第２のｋ空間領域は、第１のｋ空間領域の一部分である。例えば、キーホールイメージングを使用することができる。

一実施形態に従うと、第２のｋ空間領域は、ｋ空間の中央領域である。これらの実施形態は、空間解像度の損失なく、制限されたデータ取得によりスキャン時間をさらに低減させることができるので、有効である。この部分的取得は、コントラストの大部分がｋ空間の中央により決定されるという事実と、ｋ空間の高空間周波数コンテンツが経時的に一定であるために更新される必要がないという事実と、により動機付けされ得る。例えば、高空間周波数データは、第１のＭＲＩシーケンスを用いて同時に取得することができる。

一実施形態に従うと、第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲は、水共鳴周波数の反対する両側に対称的にシフトされている。

一実施形態に従うと、第１の周波数範囲の中心が、アミドプロトンの共鳴周波数に設定される。例えば、第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲は、水共鳴周波数からそれぞれ＋３．５ｐｐｍ及び−３．５ｐｐｍを中心とした範囲であり得る。

一実施形態に従うと、第１の勾配極性は、スライス選択勾配極性、読み出し勾配極性、及び位相エンコード勾配極性を含む。第２の勾配極性も、スライス選択勾配極性、読み出し勾配極性、及び位相エンコード勾配極性を含む。

一実施形態に従うと、アミドプロトン移動の大きさは、第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲でのアミドプロトン移動比率（ＭＴＲ）を用いて決定される。

一実施形態に従うと、第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータは、ＭＲＩデータの第１のペアを形成し、機械実行可能命令の実行は、プロセッサに、さらに、ステップａ及びステップｂを繰り返させて、相互に反転された極性を有するパルスシーケンスを使用してＭＲＩデータの複数のペアを取得させ、アミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの決定は、各ペアについて、それぞれのＡＰＴ分布を決定することと、決定されたＡＰＴ分布を平均化して、平均化されたＡＰＴ分布を取得することと、を含む。

例えば、複数のペアは、パルスシーケンスの３つのペアを用いて取得されたＭＲＩデータの３つのペアを含み、パルスシーケンスの３つのペアの各々は、水共鳴周波数からそれぞれ±３ｐｐｍ、±３．５ｐｐｍ、及び±４ｐｐｍを中心とした周波数範囲内で、交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させるように当該ＭＲＩシステムを制御するための選択的ＲＦパルス及びその後に続く励起ＲＦパルスを含む。

±３．５ｐｐｍ周囲の４つの追加のオフセットが取得された。これら４つの追加のオフセットを使用して、Ｂ０不均一性によって生じ得るアーチファクトを補正することができる。

電気伝導率分布は、シーケンスの各々から取得された複数の位相分布の平均である平均化された位相分布を用いて取得することができる。

一実施形態に従うと、第１の選択的ＲＦパルス及び第２の選択的ＲＦパルスは、９０度励起パルス、一連のＲＦパルス（a train of RF pulses）、又は９０度励起パルスと一連のＲＦパルスとの組合せのうちの１つを含む。

別の態様において、本発明は、被験体内のターゲットボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを動作させる方法に関する。当該方法は、
ＭＲＩシステムを制御するための第１の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第１の励起ＲＦパルスを含む第１のＭＲＩシーケンスを使用して、第１の周波数範囲内で、ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、ターゲットボリューム内のバルク水プロトンを励起させるよう適合されている第１の励起ＲＦパルスによりターゲットボリュームを照射し、第１の励起ＲＦパルスに応じて、ターゲットボリュームから第１の磁気共鳴イメージングデータを取得するステップと、
ＭＲＩシステムを制御するための第２の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第２の励起ＲＦパルスを含む第２のＭＲＩシーケンスを使用して、第２の周波数範囲内で、ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、バルク水プロトンを励起させるよう適合されている第２の励起ＲＦパルスによりターゲットボリュームを照射し、第２の励起ＲＦパルスに応じて、ターゲットボリュームから第２の磁気共鳴イメージングデータを取得するステップと、
ここで、第１のＭＲＩシーケンスは、第２のＭＲＩシーケンスの第２の勾配極性を反転させた第１の勾配極性を有する勾配を含み、
ＭＲＩシステムを制御するための第３のＭＲＩシーケンスを使用して、ターゲットボリュームの不飽和ＭＲＩデータを取得するステップと、
第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータから、それぞれの第１の位相分布及び第２の位相分布を生成するステップと、
第１の位相分布及び第２の位相分布を使用して、ターゲットボリュームの電気伝導率分布を決定するステップと、
第１のＭＲＩデータ、第２のＭＲＩデータ、及び不飽和ＭＲＩデータを使用して、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応するアミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの分布を決定するステップと、
を含む。

別の態様において、本発明は、前の実施形態の方法のステップを実行するためのコンピュータ実行可能命令を含むコンピュータプログラム製品に関する。

当業者により理解されるように、本発明の態様は、装置、方法、又はコンピュータプログラム製品として実施され得る。したがって、本発明の態様は、全てがハードウェアである実施形態、全てがソフトウェアである実施形態（ファームウェア、常駐ソフトウェア、マイクロコード等を含む）、又は、本明細書において「回路」、「モジュール」、若しくは「システム」と概して呼ばれ得る、ソフトウェアの態様及びハードウェアの態様を組み合わせた実施形態の形をとり得る。さらに、本発明の態様は、コンピュータ実行可能コードが具現化された１以上のコンピュータ読み取り可能媒体内に具現化されたコンピュータプログラム製品の形をとり得る。

本発明の態様が、本発明の実施形態に従った方法、装置（システム）、及びコンピュータプログラム製品のフローチャート、図、及び／又はブロック図を参照して説明される。フローチャート、図、及び／又はブロック図の各ブロック若しくは複数のブロックの一部は、適切なときに、コンピュータ実行可能コードの形のコンピュータプログラム命令により実装され得ることが理解されよう。相互に排他的でない場合、異なるフローチャート、図、及び／又はブロック図におけるブロックの組合せが組み合されてもよいことがさらに理解されよう。このようなコンピュータプログラム命令は、汎用コンピュータ、特殊目的コンピュータ、又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサに提供され、コンピュータプログラム命令がコンピュータ又は他のプログラム可能なデータ処理装置のプロセッサにより実行されるときに、コンピュータプログラム命令がフローチャート及び／又はブロック図の１以上のブロックにおいて示される機能／動作を実施するための手段を生成するように、機械が生成され得る。

１以上のコンピュータ読み取り可能媒体の任意の組合せが使用されてもよい。コンピュータ読み取り可能媒体は、コンピュータ読み取り可能信号媒体又はコンピュータ読み取り可能記憶媒体であり得る。本明細書で使用される「コンピュータ読み取り可能記憶媒体」は、コンピューティングデバイスのプロセッサにより実行可能な命令を記憶することができる任意の有体の記憶媒体を含む。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピュータ読み取り可能非一時的記憶媒体と呼ばれることもある。コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、有体のコンピュータ読み取り可能媒体と呼ばれることもある。いくつかの実施形態において、コンピュータ読み取り可能記憶媒体は、コンピューティングデバイスのプロセッサによりアクセスされることが可能なデータを記憶できてもよい。コンピュータ読み取り可能記憶媒体の例は、フロッピディスク、磁気ハードディスクドライブ、ソリッドステートハードディスク、フラッシュメモリ、ＵＳＢサムドライブ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み取り専用メモリ（ＲＯＭ）、光ディスク、光磁気ディスク、及びプロセッサのレジスタファイルを含むが、これらに限定されるものではない。光ディスクの例は、コンパクトディスク（ＣＤ）及びデジタル多用途ディスク（ＤＶＤ）、例えば、ＣＤ−ＲＯＭディスク、ＣＤ−ＲＷディスク、ＣＤ−Ｒディスク、ＤＶＤ−ＲＯＭディスク、ＤＶＤ−ＲＷディスク、又はＤＶＤ−Ｒディスクを含む。用語「コンピュータ読み取り可能記憶媒体」は、ネットワーク又は通信リンクを介してコンピュータデバイスによりアクセスされることが可能な種々のタイプの記録媒体も指す。例えば、データは、モデム、インターネット、又はローカルエリアネットワークを介して取得されてもよい。コンピュータ読み取り可能媒体上に具現化されるコンピュータ実行可能コードは、無線、有線、光ファイバケーブル、ＲＦ等を含むがこれらに限定されない任意の適切な媒体又は前述の任意の適切な組合せを用いて伝送され得る。

コンピュータ読み取り可能信号媒体は、例えば、ベースバンドにおいて、あるいは搬送波の一部として、コンピュータ実行可能コードが具現化されている伝搬されるデータ信号を含み得る。そのような伝搬される信号は、電磁、光、又はそれらの任意の適切な組合せを含むがこれらに限定されない多様な形のうちの任意のものをとり得る。コンピュータ読み取り可能信号媒体は、コンピュータ読み取り可能記憶媒体ではなく、命令実行システム、装置、若しくはデバイスにより使用されるプログラム又は命令実行システム、装置、若しくはデバイスとの関連で使用されるプログラムを通信、伝搬、又は転送することができる任意のコンピュータ読み取り可能媒体であり得る。

「コンピュータメモリ」又は「メモリ」は、コンピュータ読み取り可能記憶媒体の例である。コンピュータメモリは、プロセッサが直接アクセス可能な任意のメモリである。「コンピュータストレージ」又は「ストレージ」は、コンピュータ読み取り可能記憶媒体のさらなる例である。コンピュータストレージは、任意の不揮発性コンピュータ読み取り可能記憶媒体である。いくつかの実施形態において、コンピュータストレージは、コンピュータメモリであってもよいし、逆に、コンピュータメモリがコンピュータストレージであってもよい。

本明細書で使用される「ユーザインタフェース」は、ユーザ又はオペレータがコンピュータ又はコンピュータシステムとインタラクトすることを可能にするインタフェースである。「ユーザインタフェース」は、「ヒューマンインタフェースデバイス」と呼ばれることもある。ユーザインタフェースは、情報又はデータをオペレータに提供することができる、且つ／あるいは、オペレータから情報又はデータを受け取ることができる。ユーザインタフェースは、オペレータからの入力がコンピュータにより受け取られることを可能にし、コンピュータからユーザに出力を提供することができる。すなわち、ユーザインタフェースは、オペレータがコンピュータを制御又は操作することを可能にし、コンピュータがオペレータの制御又は操作の結果を示すことを可能にし得る。データ又は情報のディスプレイ又はグラフィカルユーザインタフェース上への表示は、情報をオペレータに提供することの例である。キーボード、マウス、トラックボール、タッチパッド、ポインティングスティック、グラフィックスタブレット、ジョイスティック、ゲームパッド、ウェブカメラ、ヘッドセット、ギアスティック、ハンドル、ペダル、ワイヤードグローブ、ダンスパッド、リモコン、及び加速度計を通じたデータの受け取りは全て、オペレータからの情報又はデータの受け取りを可能にするユーザインタフェースコンポーネントの例である。

本明細書で使用される「ハードウェアインタフェース」は、コンピュータシステムのプロセッサが外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置とインタラクトすること及び／又はそれらを制御することを可能にするインタフェースを含む。ハードウェアインタフェースは、プロセッサが、制御信号又は命令を外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置に送信することを可能にし得る。ハードウェアインタフェースは、プロセッサが、外部のコンピューティングデバイス及び／又は装置とデータを交換することも可能にし得る。ハードウェアインタフェースの例は、ユニバーサルシリアルバス、ＩＥＥＥ１３９４ポート、パラレルポート、ＩＥＥＥ１２８４ポート、シリアルポート、ＲＳ−２３２ポート、ＩＥＥＥ−４８８ポート、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）接続、無線ローカルエリアネットワーク接続、ＴＣＰ／ＩＰ接続、イーサネット（登録商標）接続、制御電圧インタフェース、ＭＩＤＩインタフェース、アナログ入力インタフェース、及びデジタル入力インタフェースを含むが、これらに限定されるものではない。

本明細書で使用される「プロセッサ」は、プログラム又は機械実行可能命令を実行することができる電子コンポーネントを含む。「プロセッサ」を備えるコンピューティングデバイスへの言及は、２以上のプロセッサ又は処理コアを含む可能性があると解釈されるべきである。プロセッサは、例えば、マルチコアプロセッサであってもよい。プロセッサは、１つのコンピュータシステム内のプロセッサの集合又は複数のコンピュータシステム間に分散されたプロセッサの集合を指すこともある。用語「コンピューティングデバイス」は、それぞれが１以上のプロセッサを備えるコンピューティングデバイスの集合又はネットワークを指す可能性もあると解釈されるべきである。多くのプログラムは、同じコンピューティングデバイス内にあってもよいし複数のコンピューティングデバイスにわたって分散されていてもよい複数のプロセッサに、自身の命令を実行させる。

磁気共鳴画像データは、本明細書では、磁気共鳴イメージングスキャン中に磁気共鳴装置のアンテナによって被験体／対象物の原子スピンにより放出された無線周波数信号の記録された測定値として定義される。磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）画像は、本明細書では、磁気共鳴イメージングデータ内に含まれる解剖学的データの再構成された２次元又は３次元の可視化として定義される。この可視化は、コンピュータを用いて実行することができる。

本発明の前述の実施形態のうちの１以上は、組み合わされる実施形態が相互に排他的でない限り、組み合わされてもよいことが理解されよう。

以下において、本発明の好ましい実施形態が、ほんの一例として、図面を参照しながら説明される。
ＡＰＴ及びＥＰＴを組み合わせるための方法のフローチャート。磁気共鳴イメージングシステムを示す図。異なる周波数オフセットに対するＥＰＴ値及びＡＰＴ値のグラフ。パルスシーケンス時間図。

以下において、図中同様の番号が付された要素は、類似する要素であるか、あるいは同等の機能を実行するかのいずれかである。機能が同等である場合、前に説明されている要素は、後の図において必ずしも説明されない。

様々な構造、システム、及びデバイスが、当業者によく知られている詳細とともに本発明を曖昧にしないようにするために、説明の目的のためだけに、図に概略的に示される。それでも、添付の図面は、開示する主題の例示的な例を記載及び説明するために含まれる。

図１は、本発明の一実施形態に従った方法を例示するフロー図を示している。ステップ１０１において、図４の第１の選択的飽和ＲＦパルス４１３とその後に続く第１の励起ＲＦパルス４１５とを含む第１のＭＲＩシーケンスを使用して、第１の周波数範囲内で、被験体のターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させるようにＭＲＩシステムを制御する。第１のＭＲＩシーケンスは、ＴＳＥシーケンス４０１とすることができる。ＭＲＩシステムは、例えば、ＲＦ送信用のボディコイルと受信用の１３チャネルフェーズドアレイコイルとを用いるＰｈｉｌｉｐｓ（登録商標）３ＴＭＲＩスキャナ（ＰｈｉｌｉｐｓＭｅｄｉｃａｌＳｙｓｔｅｍｓ、Ｂｅｓｔ、オランダ）とすることができる。飽和のために、２チャネルによるマルチ送信を用いて、２秒というより長い飽和パルスを実現する。ステップ１０３において、ターゲットボリュームが、ターゲットボリューム内のバルク水プロトンを励起させるよう適合されている第１の励起ＲＦパルス４１５により照射される。ステップ１０５において、第１の磁気共鳴イメージングデータが、第１の励起ＲＦパルス４１５に応じて、ターゲットボリュームから取得される。この第１のＭＲＩデータは、複数のボクセルを含む予め定められたスライスで取得され得る。

ステップ１０７において、第２の選択的飽和ＲＦパルス４２３とその後に続く第２の励起ＲＦパルス４２５とを含む第２のＭＲＩシーケンスを使用して、第２の周波数範囲内で、ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させるようにＭＲＩシステムを制御する。第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲は、水共鳴周波数の反対する両側に対称的にシフトされている。例えば、第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲は、水共鳴周波数に対して±３．５ｐｐｍを中心とした範囲であり得る。ステップ１０９において、ターゲットボリュームが、バルク水プロトンを励起させるよう適合されている第２の励起ＲＦパルスにより照射される。ステップ１１１において、ターゲットボリュームからの第２の磁気共鳴イメージングデータが、第２の励起ＲＦパルス４２５に応じて取得される。この第２のＭＲＩデータは、同じ予め定められたスライスで取得され得る。第１のＭＲＩシーケンス４０１は、第１の勾配極性４１７を有する勾配を含み、第１の勾配極性４１７は、第２のＭＲＩシーケンス４０３の第２の勾配極性４２７を反転させたものである。これは、得られる伝導率分布を劣化させる、勾配切り替えから生じる不必要な位相寄与を補償するために行われる。別のスポイラ勾配（図４には示されていない）が、第１の選択的ＲＦパルス４１３及び第２の選択的ＲＦパルス４２３に続いてよく、この別のスポイラ勾配は、前のパルス（すなわち、飽和パルス）及び次のＲＦ励起パルスに対して所定の時間オフセットで設定され得る。

ステップ１１３において、第３のＭＲＩシーケンス４０５を使用して、ターゲットボリュームの不飽和ＭＲＩデータを取得するようにＭＲＩシステムを制御する。この第３のＭＲＩシーケンスは、ＲＦ飽和パルスが印加されないＴＳＥシーケンスを含み、同じＴＲを有することができる。

ステップ１１５において、第１の位相分布及び第２の位相分布が、第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータからそれぞれ生成される。生成された位相は、ＭＲＩ信号の測定された位相であり得る。位相分布は、複数のボクセルにおける測定された位相値の分布であり得る。

ステップ１１７において、第１の位相分布及び第２の位相分布を使用して、ターゲットボリュームの電気伝導率分布を決定する。電気伝導率推定は、ＲＦ送信場の正回転成分（positively rotating component）（すなわち、スピン励起に関与するその「アクティブ」成分）の位相であるＢ１＋位相の決定を必要とする。Ｂ１＋位相φ_Ｂ１は、測定された位相（φ±）から、関係式φ_Ｂ１＝０．５φ±を用いて決定され得る。これは、測定された位相が、ＲＦ送信からの位相寄与だけでなく、ＲＦ受信からの（おおよそ同一の）位相寄与も含むことを考慮している。

Ｂ１＋位相の計算は、第１の位相分布及び第２の位相分布にわたって、ボクセル単位で実行され得る。例えば、各ボクセルについて、そのボクセルにおける第１の測定された位相及び第２の測定された位相の平均値が計算され、Ｂ１＋位相が、その平均位相値から推定される。別の例において、対応する測定された位相分布にそれぞれ関連付けられている第１のＢ１＋位相値及び第２のＢ１＋位相値を取得するために第１の分布及び第２の分布を用いて、各ボクセルについてＢ１＋位相が導出される。次いで、必要とされるＢ１＋位相値が、第１のＢ１＋位相値及び第２のＢ１＋位相値の平均値として取得され得る。次いで、電気伝導率が、以下の式（Katscher U et al., IEEE Trans Med Imag 28 (2009) 1365を参照されたい）を用いて、ボクセル単位で決定され得る。

ここで、Δはラプラス演算子であり、μは透磁率であり、ωはラーモア周波数である。ラプラス演算（Laplacian）は、２次導関数

に基づき、空間インデックスｎを有するボクセルについて、例えば、

により数値計算され得る。

ステップ１１９において、第１のＭＲＩデータ、第２のＭＲＩデータ、及び不飽和ＭＲＩデータを使用して、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応するアミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの分布を決定する。アミドプロトン移動効果の大きさは、第１の周波数範囲及び第２の周波数範囲でのアミドプロトン移動比率ＭＴＲを用いて決定され得、以下のように（ボクセル単位で）定められ得る。
ＭＴＲ_ａｓｙｍ＝（Ｓ（−ｏｆｆｓｅｔ）−Ｓ（＋ｏｆｆｓｅｔ））／Ｓ_０
ここで、Ｓ_ｓａｔ（−ｏｆｆｓｅｔ）及びＳ_ｓａｔ（＋ｏｆｆｓｅｔ）は、第１のＭＲＩデータ及び第２のＭＲＩデータからそれぞれ得られる信号振幅であり、Ｓ_０は、選択的飽和ＲＦパルスなしの第３のＭＲＩデータから得られる信号振幅である。Ｂ０不均一性によって生じ得るアーチファクトを補正するために、追加のＭＲＩデータが、±ｏｆｆｓｅｔ（例えば±３．５ｐｐｍ）周囲の追加のオフセットに関して取得され得る。例えば、４つのオフセット（±３ｐｐｍ及び±４ｐｐｍ）を使用して、相互に反転された勾配極性を有するＭＲＩシーケンスを使用し追加のＭＲＩデータを取得することができる。ＭＴＲ_ａｓｙｍが、±３．５ｐｐｍにおける信号を用いて計算され得る。Ｂ０不均一性の場合、測定が、例えば±３．５ｐｐｍといった所望のオフセットとは異なるオフセットで実行され得るという点で、スペクトル全体が、Ｂ０値に応じてシフトされ得る。各側の追加のオフセット周波数及びＢ０マップを用いて、±３．５ｐｐｍにおける実際の信号が、推定され、次いで、ＭＴＲ_ａｓｙｍを計算するために使用され得る。

図２は、磁気共鳴イメージングシステム２００の一例を示している。磁気共鳴イメージングシステム２００は、磁石２０４を備える。磁石２０４は、その間にボア２０６を有する超電導円筒型磁石２００である。異なるタイプの磁石の使用も可能であり、例えば、スプリット円筒磁石及びいわゆるオープン磁石の両方を使用することも可能である。スプリット円筒磁石は、磁石のアイソプレーン（iso-plane）へのアクセスを可能にするためにクライオスタットが２つのセクションに分割されている点を除き、標準円筒磁石と同様であり、そのような磁石は、例えば荷電粒子ビーム療法とともに使用され得る。オープン磁石は、被験体２１８を収容するのに十分な大きさの間隔があけられた上下２つの磁石セクションを有し、その２つのセクションの構成は、ヘルムホルツコイルの構成と同様である。オープン磁石は、被験体がそれほど制限されないので、人気がある。円筒磁石のクライオスタットの内部には超電導コイルの集合が存在する。円筒磁石２０４のボア２０６内には、磁気共鳴イメージングを実行するのに十分に磁場が強く均一なイメージングゾーン２０８が存在する。

磁石のボア２０６内には磁場勾配コイル２１０のセットも存在し、これは、磁気共鳴データを取得して、磁石２０４のイメージングゾーン２０８内のターゲットボリュームの磁気スピンを空間エンコードするために使用される。磁場勾配コイル２１０は、磁場勾配コイル電源２１２に接続される。磁場勾配コイル２１０は代表例であることが意図される。通常、磁場勾配コイル２１０は、３つの直交空間方向に空間エンコードするためのコイルの３つの別個のセットを含む。磁場勾配電源は、磁場勾配コイルに電流を供給する。磁場勾配コイル２１０に供給される電流は、時間の関数として制御され、傾斜状又はパルス状であり得る。

イメージングゾーン２０８に隣接して、イメージングゾーン２０８内の磁気スピンの向きを操作するための、且つイメージングゾーン２０８内のスピンからの無線送信（radio transmissions）を受信するための無線周波数コイル２１４がある。無線周波数アンテナは、複数のコイル素子を含み得る。無線周波数アンテナは、チャネル又はアンテナとも呼ばれ得る。無線周波数コイル２１４は、無線周波数トランシーバ２１６に接続される。無線周波数コイル２１４及び無線周波数トランシーバ２１６は、別個の送信コイル及び受信コイル並びに別個の送信機及び受信機に置き換えられてもよい。無線周波数コイル２１４及び無線周波数トランシーバ２１６は代表例であることが理解されよう。無線周波数コイル２１４は、専用送信アンテナ及び専用受信アンテナも表すことが意図される。同様に、トランシーバ２１６は、別個の送信機及び受信機も表し得る。

磁場勾配コイル電源２１２及びトランシーバ２１６は、コンピュータシステム２２６のハードウェアインタフェース２２８に接続される。コンピュータシステム２２６は、プロセッサ２３０をさらに備える。プロセッサ２３０は、ハードウェアインタフェース２２８、ユーザインタフェース２３２、コンピュータストレージ２３４、及びコンピュータメモリ２３６に接続される。

コンピュータメモリ２３６は、制御モジュール２６０を含むものとして図示されている。制御モジュール２６０は、コンピュータ実行可能コードを含み、このコンピュータ実行可能コードは、プロセッサ２３０が、磁気共鳴イメージングシステム２００のオペレーション及び機能を制御することを可能にする。これはまた、磁気共鳴データの取得等、磁気共鳴イメージングシステム２００の基本オペレーションも可能にする。コンピュータメモリ２３６は、さらに、コンピュータ実行可能コードを含むプログラムモジュールのセットを有するプログラム／ユーティリティ２６４を含むものとして図示されている。このコンピュータ実行可能コードは、プロセッサ２３０が、例えば図１を参照して本明細書で説明した、本発明の実施形態の機能及び／又は方法を実行することを可能にする。

図３は、殺菌鶏卵白（１０％タンパク質）、水、及びマグネビスト（登録商標）（ＢａｙｅｒＨｅａｌｔｈｃａｒｅ）の混合物で満たされ、０．６％〜最大７％までのタンパク質濃度を有し、Ｔ１緩和に等しくなるよう調整された６つのバイアル（３０ｍｌ）を用いて調製されたファントムに対する本方法の結果を示している。ファントムは、例えば、ＭＲＩシステム１００内部に、被験体２１８の代わりに配置され得る。

ファントムのイメージングパラメータは、３テスラスキャナ用に決定される。Ｐｈｉｌｉｐｓ（登録商標）Ａｃｈｉｅｖａ３Ｔシステムを用いて画像が取得された。飽和のために、オフ共鳴ＲＦパルスが、３秒間、３ｍｕＴのパワーで、ＴＥ／ＴＲ＝６／１７４４０ｍｓ、３３０ｍｍ＊３００ｍｍのＦＯＶ、スライス厚＝５ｍｍである矢状方向のスライス、及び０．９×０．９×５ｍｍ^３のボクセルサイズである３ＤＴＳＥシーケンスにより印加された。

高ＳＮＲＡＰＴ強調（ＡＰＴｗ）画像（上記の非対称式を用いて決定される）が、６つの周波数オフセット（すなわち、±３ｐｐｍ、±３．５ｐｐｍ、及び±４ｐｐｍ）を用いて取得された。このスキャンでは、１つの不飽和画像（ＲＦ飽和なし、同じＴＲ）が、正規化（normalization）のために取得された。１つのオフセットにつき１つの画像が取得された。次いで、交換可能なプロトンの水への飽和移動の効果が、上述した非対称解析により特定された。

図３のプロット３０１は、ＥＰＴ値及びＡＰＴ比率値を比較する、６つの異なるバイアルの再構成結果を示している。予想されたように、伝導率は、ＡＰＴ比率、すなわち、卵白濃度が増すと、増加する。データ点は、所定のバイアルに含まれる全てのボクセルにわたる平均である。

飽和パルスの周波数が、測定された位相（したがって、再構成された電気伝導率）に影響を及ぼさないことを確認するために、説明したシーケンスが、さらに、同質の卵白ファントム（サイズ〜５００ｍＬ）に印加された。予想されたように、再構成された伝導率３０３は、飽和周波数に対する依存性を全く示しておらず、このことは、反転された極性を有する異なるシーケンスを用いて得られる複数のＭＲＩデータに対する提案平均化方法の有効性を示している。加えて、再構成された伝導率３０３は、外部デバイス（ＨＩ８７３３、ＨａｎｎａＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ）による独立した測定と整合する。

２００磁気共鳴イメージングシステム
２０４磁石
２０６磁石のボア
２０８イメージングゾーン
２１０磁場勾配コイル
２１２磁場勾配コイル電源
２１４無線周波数コイル
２１６トランシーバ
２１８被験体
２２０被験体支持台
２２６コンピュータシステム
２２８ハードウェアインタフェース
２３０プロセッサ
２３２ユーザインタフェース
２３４コンピュータストレージ
２３６コンピュータメモリ
２６０制御モジュール
２６４プログラム
３０１グラフ
３０３グラフ
４０１〜４０５パルスシーケンス
４１３、４２３飽和パルス
４１５、４２５励起パルス
４１７、４２７勾配パルス

Claims

被験体内のターゲットボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムであって、当該ＭＲＩシステムは、機械実行可能命令を記憶するためのメモリと、当該ＭＲＩシステムを制御するためのプロセッサと、を備え、前記機械実行可能命令の実行は、前記プロセッサに、
ａ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第１の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第１の励起ＲＦパルスを含む第１のＭＲＩシーケンスを使用して、第１の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の、（ｉ）ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な内因性原子核又は（ｉｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な外因性原子核を選択的に励起及び飽和させ、前記ターゲットボリューム内のバルク水プロトンを励起させるよう適合されている前記第１の励起ＲＦパルスにより前記ターゲットボリュームを照射させ、前記第１の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから第１の磁気共鳴イメージングデータを取得させ、
ｂ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第２の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第２の励起ＲＦパルスを含む第２のＭＲＩシーケンスを使用して、第２の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の、（ｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる前記交換可能な内因性原子核又は（ｉｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる前記交換可能な外因性原子核を選択的に励起及び飽和させ、前記バルク水プロトンを励起させるよう適合されている前記第２の励起ＲＦパルスにより前記ターゲットボリュームを照射させ、前記第２の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから第２の磁気共鳴イメージングデータを取得させ、
ここで、前記第１の周波数範囲及び前記第２の周波数範囲は、水共鳴周波数の反対する両側に対称的にシフトされており、前記第１のＭＲＩシーケンスは、前記第２のＭＲＩシーケンスの第２の勾配極性を反転させた第１の勾配極性を有する勾配を含み、
ｃ．当該ＭＲＩシステムを制御するための第３のＭＲＩシーケンスを使用して、前記ターゲットボリュームの不飽和ＭＲＩデータを取得させ、
ｄ．前記第１のＭＲＩデータ及び前記第２のＭＲＩデータから、それぞれの第１の位相分布及び第２の位相分布を生成させ、
ｅ．前記第１の位相分布及び前記第２の位相分布を使用して、前記ターゲットボリュームの電気伝導率分布を決定させ、
ｆ．前記第１のＭＲＩデータ、前記第２のＭＲＩデータ、及び前記不飽和ＭＲＩデータを使用して、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応するアミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの分布を決定させる、
ＭＲＩシステム。
ａ．当該ＭＲＩシステムを制御するための前記第１の選択的ＲＦパルス及びその後に続く前記第１の励起ＲＦパルスを含む前記第１のＭＲＩシーケンスは、前記第１の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、前記ターゲットボリューム内の前記バルク水プロトンを励起させるよう適合されている前記第１の励起ＲＦパルスにより前記ターゲットボリュームを照射し、前記第１の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから前記第１の磁気共鳴イメージングデータを取得するように適合されており、
ｂ．当該ＭＲＩシステムを制御するための前記第２の選択的ＲＦパルス及びその後に続く前記第２の励起ＲＦパルスを含む前記第２のＭＲＩシーケンスは、前記第２の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の前記交換可能なアミドプロトンを選択的に励起及び飽和させ、前記バルク水プロトンを励起させるよう適合されている前記第２の励起ＲＦパルスにより前記ターゲットボリュームを照射し、前記第２の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから前記第２の磁気共鳴イメージングデータを取得するように適合されており、
ｃ．前記第１のＭＲＩデータ、前記第２のＭＲＩデータ、及び前記不飽和ＭＲＩデータが、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応する前記アミドプロトン移動（ＡＰＴ）の前記大きさの分布を決定する、
請求項１記載のＭＲＩシステム。
前記電気伝導率分布の前記決定は、前記第１の位相分布及び前記第２の位相分布を平均化して、平均化された位相分布を取得することと、前記平均化された位相分布からＢ１場位相分布を決定して、前記電気伝導率分布を決定することと、を含む、
請求項１又は２記載のＭＲＩシステム。
前記電気伝導率分布の前記決定は、前記不飽和ＭＲＩデータから第３の位相分布を生成することと、前記第１の位相分布、前記第２の位相分布、及び前記第３の位相分布を平均化して、平均化された位相分布を取得することと、前記平均化された位相分布からＢ１場位相分布を決定して、前記電気伝導率分布を決定することと、を含む、
請求項１又は２記載のＭＲＩシステム。
当該ＭＲＩシステムは、並行データ取得のための複数のＲＦコイルをさらに備え、前記複数のＲＦコイルは、予め取得されているｋ空間データを用いて決定された空間感度マップを有し、前記機械実行可能命令の前記実行は、前記プロセッサに、さらに、前記空間感度マップを用いて、前記の取得された第１のＭＲＩデータ、前記の取得された第２のＭＲＩデータ、及び前記の取得された第３のＭＲＩデータから画像データを再構成させる、
請求項１乃至４いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記第１のＭＲＩデータ及び前記第２のＭＲＩデータは、予め定められた第１のｋ空間領域及び予め定められた第２のｋ空間領域をそれぞれ用いて取得され、前記第２のｋ空間領域は、前記第１のｋ空間領域の一部分である、
請求項１乃至５いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記第２のｋ空間領域は、ｋ空間の中央領域である、
請求項６記載のＭＲＩシステム。
前記第１の周波数範囲の中心が、前記アミドプロトンの共鳴周波数に設定される、
請求項１乃至７いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記第１の勾配極性は、スライス選択勾配極性、読み出し勾配極性、及び位相エンコード勾配極性を含む、
請求項１乃至８いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記アミドプロトン移動の前記大きさは、前記第１の周波数範囲及び前記第２の周波数範囲でのアミドプロトン移動比率（ＭＴＲ）を用いて決定される、
請求項１乃至９いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記第１のＭＲＩデータ及び前記第２のＭＲＩデータは、ＭＲＩデータの第１のペアを形成し、前記機械実行可能命令の前記実行は、前記プロセッサに、さらに、ステップａ及びステップｂを繰り返させて、相互に反転された勾配極性を有するパルスシーケンスを使用してＭＲＩデータの複数のペアを取得させ、前記アミドプロトン移動（ＡＰＴ）の前記大きさの前記決定は、各ペアについて、それぞれのＡＰＴ分布を決定することと、前記の決定されたＡＰＴ分布を平均化して、平均化されたＡＰＴ分布を取得することと、を含む、
請求項１乃至１０いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
前記第１の選択的ＲＦパルス及び前記第２の選択的ＲＦパルスは、９０度励起パルス、一連のＲＦパルス、又は前記９０度励起パルスと前記一連のＲＦパルスとの組合せのうちの１つを含む、
請求項１乃至１１いずれか一項記載のＭＲＩシステム。
被験体内のターゲットボリュームから磁気共鳴データを取得するための磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを動作させる方法であって、
ａ．前記ＭＲＩシステムを制御するための第１の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第１の励起ＲＦパルスを含む第１のＭＲＩシーケンスを使用して、第１の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の、（ｉ）ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な内因性原子核又は（ｉｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な外因性原子核を選択的に励起及び飽和させ、前記第１の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから第１の磁気共鳴イメージングデータを取得するステップと、
ｂ．前記ＭＲＩシステムを制御するための第２の選択的ＲＦパルス及びその後に続く第２の励起ＲＦパルスを含む第２のＭＲＩシーケンスを使用して、第２の周波数範囲内で、前記ターゲットボリューム内の、（ｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な内因性原子核又は（ｉｉ）前記ＣＥＳＴ効果を生じさせる交換可能な外因性原子核を選択的に励起及び飽和させ、バルク水プロトンを励起させるよう適合されている前記第２の励起ＲＦパルスにより前記ターゲットボリュームを照射し、前記第２の励起ＲＦパルスに応じて、前記ターゲットボリュームから第２の磁気共鳴イメージングデータを取得するステップと、
ここで、前記第１の周波数範囲及び前記第２の周波数範囲は、水共鳴周波数の反対する両側に対称的にシフトされており、前記第１のＭＲＩシーケンスは、前記第２のＭＲＩシーケンスの第２の勾配極性を反転させた第１の勾配極性を有する勾配を含み、
ｃ．前記ＭＲＩシステムを制御するための第３のＭＲＩシーケンスを使用して、前記ターゲットボリュームの不飽和ＭＲＩデータを取得するステップと、
ｄ．前記第１のＭＲＩデータ及び前記第２のＭＲＩデータから、それぞれの第１の位相分布及び第２の位相分布を生成するステップと、
ｅ．前記第１の位相分布及び前記第２の位相分布を使用して、前記ターゲットボリュームの電気伝導率分布を決定するステップと、
ｆ．前記第１のＭＲＩデータ、前記第２のＭＲＩデータ、及び前記不飽和ＭＲＩデータを使用して、アミドプロトンと水プロトンとの間の飽和の移動に対応するアミドプロトン移動（ＡＰＴ）の大きさの分布を決定するステップと、
を含む、方法。
請求項１３記載の方法のステップを実行するためのコンピュータ実行可能命令を含むコンピュータプログラム。