(57)【要約】  本発明は、ＭＲデバイス１の検査ボリューム内に配置される対象物１０のＭＲ撮像の方法に関する。本発明の目的は、動きに起因する拡散符号化の変化によって生じるアーチファクトを最小限にした拡散テンソル撮像（ＤＴＩ）を可能にすることである。本発明の方法は、前記対象物１０に、マルチエコー撮像シーケンスの少なくとも１つのショットを受けさせるステップであって、前記ショットによってエコー信号の列が生成され、前記マルチエコー撮像シーケンスは、拡散勾配を含む、ステップと、様々な拡散勾配のエコー信号を取得するステップと、前記エコー信号の取得中に前記対象物１０の動きを検出するステップと、検出された前記動きに基づいて、前記対象物１０の複数の動きの状態を決定するステップであって、前記対象物１０は、検出された動きの各状態においては静止しているステップと、検出された前記対象物１０の前記動きの状態についての前記対象物１０の基準フレームに対する拡散勾配の方向をそれぞれ決定するステップと、決定された前記拡散勾配の相対的方向について取得されるエコー信号から拡散係数を導出するステップと、を含む。さらには、本発明は、この方法を実行するためのＭＲデバイス並びにＭＲデバイス上で実行されるコンピュータプログラムに関する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＭＲデバイスの検査ボリューム内に配置される対象物のＭＲ撮像の方法であって、前記方法は、
前記対象物に、拡散勾配を含むマルチエコー撮像シーケンスの少なくとも１つのショットを受けさせるステップであって、前記ショットによってエコー信号の列が生成される、ステップと、
様々な印加の方向を有する拡散勾配のエコー信号を取得するステップと、
前記エコー信号の取得中に前記対象物の動きを検出するステップと、
検出された前記動きに基づいて、前記対象物の複数の動きの状態を決定するステップであって、前記対象物は、検出された前記動きの各状態においては静止している、ステップと、
検出された前記対象物の前記動きの状態についての当該対象物の基準フレームに対する拡散勾配の相対的方向をそれぞれ決定するステップと、
決定された前記拡散勾配の相対的方向について取得されるエコー信号から拡散係数を導出するステップと、を含む、方法。
【請求項２】
前記対象物に、前記マルチエコー撮像シーケンスのいくつかのショットを受けさせる、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記マルチエコー撮像シーケンスは、ナビゲータエコーを含む、請求項１又は２に記載の方法。
【請求項４】
前記動きは、前記ナビゲータエコーを使用して検出される、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
前記ナビゲータエコーからの各動きの状態について、前記対象物の前記基準フレームに対する拡散勾配の相対的方向が決定される、請求項３又は４に記載の方法。
【請求項６】
前記エコー信号は、信号平均化ステップを使用して取得される、請求項１乃至５の何れか一項に記載の方法。
【請求項７】
様々な前記信号平均化ステップの間の動きが検出され、前記信号平均化ステップの各々は、前記対象物の１つの動きの状態に属性付けられる、請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記マルチエコー撮像シーケンスは、マルチショットＥＰＩシーケンスである、請求項１乃至７の何れか一項に記載の方法。
【請求項９】
取得された前記エコー信号を様々な動きの状態に属性付けるステップと、
前記エコー信号と、同じ動きの状態に属性付けられる決定された前記拡散勾配の相対的方向の各々とによって各拡散係数を計算するステップと、をさらに含む、請求項１乃至８の何れか一項に記載の方法。
【請求項１０】
動きに起因する位相不整合について、再構成された画像を補正するステップをさらに含む、請求項１乃至９の何れか一項に記載の方法。
【請求項１１】
検査ボリューム内に均一な静磁場を発生させるための少なくとも１つの主磁石コイルと、前記検査ボリューム内の様々な空間方向において切替磁場勾配を発生させるためのいくつかの勾配コイルと、前記検査ボリューム内にＲＦパルスを生成するため、及び／又は前記検査ボリューム内に配置される対象物からＭＲ信号を受信するための少なくとも１つのＲＦコイルと、前記ＲＦパルス及び切替磁場勾配の時間的連続を制御する制御ユニットと、再構成ユニットとを備える、ＭＲデバイスであって、前記ＭＲデバイスは、
前記対象物に、拡散勾配を含むマルチエコー撮像シーケンスの少なくとも１つのショットを受けさせることであって、前記ショットによってエコー信号の列が生成されることと、
様々な印加の方向を有する拡散勾配に対するエコー信号を取得することと、
前記エコー信号の取得中に前記対象物の動きを検出することと、 
検出された前記動きに基づいて、前記対象物の複数の動きの状態を決定することであって、前記対象物は、検出された前記動きの各状態においては静止していることと、
検出された前記対象物の前記動きの状態についての前記対象物の基準フレームに対する拡散勾配の相対的方向をそれぞれ決定することと、
決定された前記拡散勾配の相対的方向について取得されるエコー信号から拡散係数を導出することとを実行する、ＭＲデバイス。
【請求項１２】
ＭＲデバイス上で実行されるコンピュータプログラムであって、
拡散勾配を含むマルチエコー撮像シーケンスの少なくとも１つのショットを生成するステップであって、前記ショットによってエコー信号の列が生成されるステップ、
様々な印加の方向を有する拡散勾配のエコー信号を取得するステップ、
前記エコー信号の取得中に前記対象物の動きを検出するステップ、
検出された前記動きに基づいて、前記対象物の複数の動きの状態を決定するステップであって、前記対象物は、検出された前記動きの各状態においては静止しているステップ、
検出された前記対象物の前記動きの状態についての前記対象物の基準フレームに対する拡散勾配の相対的方向をそれぞれ決定するステップ、及び
決定された前記拡散勾配の相対的方向について取得されるエコー信号から、拡散係数を導出するステップ、
のための命令を含む、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の分野に関する。本発明は、対象物のＭＲ撮像の方法に関する。本発明はまた、ＭＲデバイス及びＭＲデバイス上で実行されるコンピュータプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
２次元又は３次元画像を形成するために磁場と核スピンとの間の相互作用を利用する画像形成ＭＲ法は、軟部組織の撮像において、電離放射線を必要とせず、且つ通常は侵襲性ではないなど多くの点で他の撮像法よりも優れているため、現在、特に医療診断の分野で広く使用されている。
【０００３】
ＭＲ法によれば、一般的に、対象物、例えば、検査される患者の身体は、強く均一な磁場内に配置され、磁場の方向は同時に、測定の基になる座標系の軸（通常、ｚ軸）を定める。磁場は、規定された周波数（いわゆる、ラーモア周波数、又はＭＲ周波数）の交番電磁場（ＲＦ場）の印加によって励起（スピン共鳴）され得る磁場強度に応じた個々の核スピンに対する様々なエネルギーレベルを生成する。巨視的な観点から、個々の核スピンの分布は、適切な周波数（ＲＦパルス）の電磁パルスを印加することによって、平衡状態から偏向され得る全体的な磁化を生成し、これにより当該磁化は、ｚ軸周りでの歳差運動を実行する。歳差運動は、開口角がフリップ角と呼ばれる円錐の表面を描く。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。いわゆる９０°パルスの場合、スピンは、ｚ軸から横断面まで偏向される（フリップ角９０°）。
【０００４】
ＲＦパルスの終了後、磁化は元の平衡状態に緩和し、ｚ方向の磁化は、第１の時定数Ｔ１（スピン−格子緩和時間又は縦緩和時間）で再び形成され、ｚ方向に垂直な方向の磁化は、第２の時定数Ｔ２（スピン−スピン緩和時間又は横緩和時間）で緩和する。ｚ軸に垂直な方向で磁化の変化が測定されるような方式でＭＲデバイスの検査ボリューム内に配置及び配向されるＲＦコイルの受信により、磁化の変化が検出され得る。横磁化の減衰は、例えば、９０°パルスの印加後に、同じ位相の整列した状態から全ての位相角が均一に分布される状態（ディフェージング）への（局部的な磁場の不均一性によって誘発される）核スピンの遷移を伴う。ディフェージングは、再収束パルス（例えば、１８０°パルス）によって補償することができる。これは、受信コイル内にエコー信号（スピンエコー）を生成する。
【０００５】
体内での空間分解能を実現するために、３つの主軸に沿って延びる一定の磁場勾配は、均一磁場に重畳され、スピン共鳴周波数の線形空間依存性をもたらす。受信コイルに拾われる信号は、身体の様々な場所と関連付けられ得る様々な周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは、空間周波数領域に対応し、ｋ空間データと呼ばれる。ｋ空間データは、通常、様々な位相符号化で取得される複数のラインを含む。各ラインは、いくつかのサンプルを収集することによってデジタル化される。ｋ空間データのセットは、画像再構成アルゴリズムを用いてＭＲ画像に変換される。
【０００６】
ＭＲ撮像は、拡散への感度が高い。よく知られる拡散強調撮像（ＤＷＩ）技術は、通常、拡散勾配を含む撮像シーケンスを使用することによって実行され、拡散勾配の方向に沿った（水分子の）プロトンの拡散は、取得されたＭＲ信号の振幅を減少させる。拡散テンソル撮像（ＤＴＩ）は、ＤＷＩのより洗練された形式であり、拡散の大きさと方向との両方を決定することを可能にする。例えば、ＤＴＩは、ＭＲ脳撮像において白質線維の視覚化を可能にし、脳梗塞、多発性硬化症、てんかんなどの疾患に関連付けられる白質の微細な変化をマッピングすることができる。いわゆる異方性度（ＦＡ）は、ＭＲ画像の各ボクセル位置での拡散テンソルの形についての情報を提供する。ＦＡは、拡散テンソルの固有値の分散から決定される。したがって、ＦＡは、所与の画像位置における等方性拡散と線形拡散との間の差異を反映する。ＤＴＩの変形として、昨今、拡散テンソルトラクトグラフィ（ＤＴＴ）と呼ばれる技術が開発されてきた。この技術は、脳内の神経線維の非侵襲的な追跡を可能にする。白質繊維の軌道は、繊維の長手軸に対応すると仮定される最も速い拡散の方向を追跡することによって再構成される。
【０００７】
脳のＤＷＩ技術は、動きから生じる信号減衰が関心対象の測定を混乱させる可能性があるため、巨視的な頭部の動きに対して特に脆弱である。ＭＲ検査中の被験者の動きは、子供、高齢者、又はパーキンソン病のような静止状態になることを妨げる病状を有する患者などの人々において、特に問題となる可能性がある。動きは、撮像される脳組織をシフトする（再構成されるＭＲ画像にゴーストアーチファクトをもたらす）、及び不正確な拡散符号化にさらすという主に２つの点でデータに影響を与える。
【０００８】
拡散テンソルを決定する前の遡及的な動き補正方法が広く使用されている。動きの時間を遡及的に補正する基本的かつ一般的なやり方は、拡散強調ＭＲ画像と基準ＭＲ画像（強調されていない）との相互位置合わせと、各画像位置での動きを考慮に入れた拡散勾配方向の連続的な再配向とを利用する。このような工程は空間補間を含み、補間は部分容積効果及び拡散テンソル計算における伝播を伴うＤＷＩの分散特性に影響を及ぼし得る。
【０００９】
動きに起因する重大なアーチファクトを回避するために、ＤＷＩデータは、一般的に、シングルショットエコープラナー撮像（ＥＰＩ）などのシングルショット撮像シーケンスを使用して取得される。しかしながら、シングルショットＤＷＩでは画質が低く、空間分解能が制限される可能性がある。重大な幾何学的歪み及び制限された空間分解能は、拡散特性を高精度で測定することを困難にする。昨今、シングルショットＤＷＩの限界に対処するための試みがなされている。
【００１０】
米国特許出願公開第２０１４／０００２０７８Ａ１号には、並列取得を使用し、動きによるショット間位相変動を固有の方式で補正し、これによりゴーストアーチファクトを回避するマルチショットＤＷＩ技術（ＭＵＳＥ−多重化センシティビティ符号化と呼ばれる）が記載されている。
【００１１】
Joeng等による「Magnetic Resonance in Medicine」volume 69（3), pages 793-802, 2013は、高速並行画像取得に一般的に使用される標準ＳＥＮＳＥアルゴリズムの調整を用いたマルチショットＤＷＩ技術を提案している。この調整は、ショット間の動きに起因する位相誤差に対処する。この知られている技術は、画像空間サンプリング機能を用いた画像再構成（ＩＲＩＳ）と呼ばれる。
【００１２】
しかしながら、これらの技術は、動きに起因する誤った拡散符号化を考慮していない。
【００１３】
MURAT AKSOYによる「Effects of motion and b-matrix correction for high resolution DTI with short-axis PROPELLER-EPI」では、スキャナの基準フレームから患者の基準フレームへの回転行列、並進行列Ｒ及びΔrを含む方程式を解くことによって、複雑なｋ空間データから直接推定される拡散テンソルが提示される。方程式は、非線形共役勾配アルゴリズムを使用して解かれ、この詳細は、「Single-step nonlinear diffusion tensor estimation in the presence of microscopic and macroscopic motion」に記載されている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
前述の記載から、改善されたＤＷＩ技術が必要であることは容易に理解される。したがって、本発明の目的は、拡散符号化の動きに起因する変化によって引き起こされるアーチファクトを最小限にしたＤＷＩ（及びＤＴＩ／ＤＴＴ）を可能にすることである。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
本発明によれば、ＭＲデバイスの検査ボリューム内に配置される対象物のＭＲ撮像の方法が開示される。この方法は、
対象物に、拡散勾配を含むマルチエコー撮像シーケンスの少なくとも１つのショットを受けさせるステップであって、前記ショットによってエコー信号の列が生成されるステップと、
様々な拡散勾配のエコー信号を取得するステップと、
エコー信号の取得中に対象物（１０）の動きを検出するステップと、 
検出された動きに基づいて、対象物（１０）の複数の動きの状態を決定するステップであって、対象物（１０）は、検出された動きの各状態においては静止しているステップと、
検出された対象物（１０）の動きの状態についての対象物（１０）の基準フレームに対する拡散勾配の相対的方向をそれぞれ決定するステップと、
決定された拡散勾配の相対的方向について取得されるエコー信号から拡散係数を導出するステップと、を含む。
【００１６】
言い換えれば、本発明は、拡散勾配の相対的方向における動きに起因する変化を付加的な拡散勾配方向として扱い、これらを拡散係数の計算に直接使用することを提案する。
【００１７】
本発明における基準フレームの意味は、例えば、患者の頭部のような検査される対象物に対して固定された空間的関係にある座標系である。
【００１８】
本発明の技術では、対象物がある特定の動きの状態にある間、対象物の動きがなく、したがって対象物の基準フレームにおける拡散勾配方向の変動が生じないと仮定する。動きが検出されると、撮像された対象物の位置及び向きが変化する。したがって、検出された動きは、本発明の意味の範囲内で、一つの動きの状態を他方の動きの状態から時間的に分離する。取得されたエコー信号は、様々な動きの状態に属性付けられる。最終的に拡散テンソルが対象物の基準フレーム内で取得されるように、同一の動きの状態に属性付けられるエコー信号及び決定された拡散勾配方向から、各拡散係数が本発明に従って計算される。
【００１９】
このアプローチでは、拡散テンソルの要素を計算する前に、拡散符号化の変動を補正する必要はない。
【００２０】
好ましくは、本発明に従って取得される拡散係数から画像が生成される。画像は、臨床研究で一般的に使用される、異方性度（ＦＡ）マップ、平均拡散率（ＭＤ）マップ、放射状拡散率（ＲＤ）マップ、若しくは軸方向拡散率（ＡＤ）マップ、又は拡散係数から導出される他の任意のスカラー計量のマップである。
【００２１】
本発明によるマルチエコー撮像シーケンスの１つの「ショット」は、少なくとも１つの（典型的には１８０°の）再収束ＲＦパルスが後に続く磁気共鳴の励起のための初期ＲＦパルスを含み、拡散勾配は、再収束ＲＦパルスの前後に印加される。このパルスのシーケンスは、別々に位相符号化及び周波数符号化された勾配リコールのエコー信号の列として測定される拡散符号化スピンエコーを生成する。これらのエコー信号が取得され、各エコー信号は、ｋ空間プロファイルを表す。取得された信号データから完全なＭＲ画像を再構成できるように、マルチエコーシーケンスの１つの単一ショット又は複数のショットが、ｋ空間の完全なサンプリングのために適用され得る。高画質を達成し、高精度で拡散特性を測定するために、マルチショットマルチエコー撮像シーケンスが好適であり得る。
【００２２】
本発明の一実施形態では、動きは、マルチエコー撮像シーケンスの異なるショット間でのみ検出され得る。この場合、各ショットが対象物の１つの動きの状態に属性付けられ得る（複数のショットが同じ動きの状態に属性付けられ得る）ように、シーケンスの各ショットの間には動きが生じないと仮定される。ｋ空間がシーケンスの単一のショット又はショットのグループの中で完全にサンプリングされる場合、このショット内／ショットのグループ内で取得されたエコーデータから完全な画像を再構成し、このショットに／ショットのグループに属性付けられる相対的勾配方向に対する拡散計数を計算することが可能である。次いで、拡散テンソルの残りのテンソル要素は、撮像シーケンスの他のショットに属性付けられるエコー信号データ及び相対的勾配方向から計算することができる。
【００２３】
同様に、信号対雑音比（ＳＮＲ）を改善するために信号平均化を使用して、エコー信号を取得することができる。この場合、異なる信号平均化ステップ間の動きが検出され、各信号平均化ステップは、対象物の１つの動きの状態に属性付けられる。１つの信号平均化ステップで取得されるエコーデータからＭＲ画像が再構成され、この平均化ステップに属性付けられる相対的勾配方向について拡散係数が計算される。次いで、拡散テンソルの残りのテンソル要素は、撮像シーケンスの他の信号平均化ステップに属性付けられるエコー信号データ及び相対的勾配方向から計算することができる。
【００２４】
ＤＴＩでは、２つ以上の異なる拡散勾配方向のセットの信号データを取得し、異なる拡散勾配方向のそれぞれについての拡散係数を計算することが必要である。勾配方向は、いくつかの連続したステップの中で変化する。拡散勾配方向の変化の間で動きが検出され、次いで、各拡散勾配方向が対象物の１つの動きの状態に属性付けられ得る。拡散勾配方向ごとに取得されたエコーデータからＭＲ画像が再構成され、対象物の基準フレーム内の対応する勾配方向について拡散係数が計算される。次いで、拡散テンソルの残りのテンソル要素が、他の拡散勾配変動ステップに属性付けられるエコー信号データ及び相対勾配方向から計算され得る。
【００２５】
１つの可能な実施形態において、本発明の方法において使用される撮像シーケンスは、マルチショットＥＰＩシーケンスである。
【００２６】
動きは、例えば、既知のナビゲータ技術によって検出されてもよい。この目的のために、ナビゲータエコーの生成が、本発明によって使用される撮像シーケンスに組み込まれ得る。あるいは、動きは、ｋ空間整合性基準の使用により、取得されたエコー信号データの一部から再構成された低解像度ＭＲ画像のレジストレーションにより、又は内部及び／若しくは外部の動きセンサにより検出されてもよい。動きが検出された場合、対象物の基準フレームに対する拡散勾配の変更された方向が決定され、対象物の新しい動きの状態に属性付けられる。
【００２７】
これまでに説明した本発明の方法は、検査ボリューム内に均一な静磁場を発生させるための少なくとも１つの主磁石コイルと、検査ボリューム内の異なる空間方向において切替磁場勾配を発生させるためのいくつかの勾配コイルと、検査ボリューム内にＲＦパルスを生成するため、及び／又は検査ボリューム内に配置される対象物からＭＲ信号を受信するための少なくとも１つのＲＦコイルと、ＲＦパルス及び切替磁場勾配の時間的連続を制御する制御ユニットと、再構成ユニットと、を備えるＭＲデバイスによって実行され得る。本発明の方法は、例えば、再構成ユニット及び／又はＭＲデバイスの制御ユニットに対応するプログラミングによって実施することができる。
【００２８】
本発明の方法は、現在の臨床用途のほとんどのＭＲデバイスにおいて有利に実行することができる。この目的のためには、本発明の上述の方法ステップを実行するようにＭＲデバイスを制御するコンピュータプログラムを利用するだけでよい。コンピュータプログラムは、ＭＲデバイスの制御ユニットにインストールされるためにダウンロードされるように、データキャリア上に存在しても、データネットワーク内に存在してもよい。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
添付の図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、図面は説明の目的のためにのみデザインされており、本発明の範囲の限定の定義ではないことを理解されたい。
【図１】図１は、本発明の方法を実行するためのＭＲデバイスを示す。
【図２】図２は、本発明の実施形態で使用される撮像シーケンスの図を示す。
【図３】図３は、本発明の勾配不整合補償を用いて及び用いないで取得されるＦＡマップを示す。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
図１を参照すると、ＭＲデバイス１が示されている。このデバイスは、検査ボリューム全体に、ｚ軸に沿った、実質的に均一で、時間的に一定である主磁場が形成されるように、超伝導又は抵抗性の主磁石コイル２を含む。
【００３１】
磁気共鳴生成及び操作システムは、ＭＲ撮像を実行するために、一連のＲＦパルス及び切替磁場勾配を印加して、核磁気スピンを反転又は励起し、磁気共鳴を誘発し、磁気共鳴を再収束し、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に又はそれ以外のやり方で符号化し、スピンを飽和させる。
【００３２】
より具体的には、勾配パルス増幅器３は、検査ボリュームのｘ軸、ｙ軸及びｚ軸に沿った全身勾配コイル４、５、及び６のうちから選択される１つに電流パルスを印加する。デジタルＲＦ周波数送信器７は、送信スイッチ／受信スイッチ８を介して全身ボリュームＲＦコイル９に、ＲＦパルス又はパルスパケットを送信し、ＲＦパルスを検査ボリューム内に送信する。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、互いに一緒に取られる短い持続期間のＲＦパルスセグメントのパケットで構成され、いかなる印加される磁場勾配も、核磁気共鳴の選択された操作を達成する。ＲＦパルスは、飽和させるか、共鳴を励起するか、磁化を反転するか、共鳴を再収束するか、又は共鳴を操作して検査ボリューム内に位置する身体１０の一部分を選択するために使用される。また、ＭＲ信号は、全身ボリュームＲＦコイル９によって拾われる。
【００３３】
身体１０の限定された領域のＭＲ画像を生成するために、局所アレイＲＦコイルのセット１１、１２、及び１３が、撮像のために選択された領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２、及び１３は、身体コイルＲＦの送信に起因するＭＲ信号を受信するために使用することができる。
【００３４】
これにより得られたＭＲ信号は、全身ボリュームＲＦコイル９及び／又はアレイＲＦコイル１１、１２、及び１３によって拾われ、好ましくは前置増幅器（図示されていない）を含む受信器１４によって復調される。受信機１４は、送信／受信スイッチ８を介してＲＦコイル９、１１、１２、及び１３に接続されている。
【００３５】
ホストコンピュータ１５は、勾配パルス増幅器３及び送信器７を制御して、拡散強調エコープラナー撮像（ＤＷＩ−ＥＰＩ）などのような複数のＭＲ撮像シーケンスのいずれかを生成する。選択されたシーケンスについて、受信器１４は、各ＲＦ励起パルスに続いて、単一又は複数のＭＲデータラインを続々と受信する。データ収集システム１６は、受信信号のアナログ−デジタル変換を行い、各ＭＲデータラインをさらなる処理に適したデジタルフォーマットに変換する。最近のＭＲデバイスでは、データ収集システム１６は、生画像データの取得に特化した独立したコンピュータである。
【００３６】
最終的に、デジタル生画像データは、フーリエ変換又はＳＥＮＳＥ、ＳＭＡＳＨ、若しくはＧＲＡＰＰＡのような他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７によって画像表現に再構成される。ＭＲ画像は、患者を通る平面スライス、平行な平面スライスのアレイ、又は三次元ボリュームなどを表すことができる。次いで、画像は、画像メモリの中に記憶され、そこで、画像表現のスライス、投影、又は他の部分を視覚化に適切な形式に変換するために処理され得、これは、例えば、結果としてできたＭＲ画像のための、人間が解読可能なディスプレイを提供するビデオモニタ１８を介して行われる。
【００３７】
引き続き図１を、さらに図２及び図３も参照して、本発明の方法の実施形態を下記に説明する。
【００３８】
図２に示されるように、身体１０は、マルチエコー撮像シーケンスの複数のショットを受ける。撮像シーケンスは、スピンエコー拡散強調マルチショットＥＰＩシーケンスである。第２の１８０°再収束パルスの後に、ナビゲータエコー取得ＮＡＶが続く。実際の拡散撮像及びナビゲータエコー取得ＮＡＶに使用されるエコー信号取得ＩＭＧは、ＳＥＮＳＥによって加速されてもよい。異なる拡散勾配方向は、撮像シーケンスの複数のショットを使用して適用される。図２の点線は、最初の１８０°ＲＦ再収束パルスの前後に適用された拡散勾配を表している。エコー信号は、様々な拡散勾配に対して取得される。
【００３９】
対象物の動きは、ナビゲータエコーを使用して検出される。検出された動きから、身体１０に対する拡散勾配方向が決定され、これは、拡散勾配の方向は、身体１０の各検出された動きの状態についての身体１０の基準フレームに対して決定されることを意味する。このように決定された相対的勾配方向のセットは、身体１０の各動きの状態に属性付けられる。
【００４０】
例えば、エコー信号は、図２に示される撮像シーケンスを使用して拡散勾配の３つの異なる方向について、取得される。完全なｋ空間エコー信号データセットが、撮像シーケンスの４つのショットの中で取得される。３つの信号平均化ステップが使用される（平均信号数ＮＳＡ＝３）。これは、３×４×３＝３６ショットが実行されることを意味する。１２ショットの各グループは、同じ拡散勾配方向を有する。動きが検出され、例えば、身体１０の５つの異なる動きの状態が識別されることになる。身体１０の基準フレームに対する拡散勾配の方向は、ナビゲータエコーからの各動きの状態ごとに決定される。これら５つの相対的勾配方向は、この例では、撮像シーケンスの８、１０、４、６、８ショットのグループにそれぞれ属性付けられる。これらの５つのグループのそれぞれの取得中に動きは生じない。上述のＩＲＩＳ又はＭＵＳＥ技術は、ショットの各グループの画像の再構成のために使用され、これによって動きに起因する位相不整合を補正することができる。次に、これらの５つの画像は、画像空間に位置合わせされ、５つの相対的勾配方向の拡散係数が導出される。
【００４１】
図３は、本発明の拡散勾配不整合補償を用いて、及び用いずに得られたＦＡマップを示す。図３ａは、いかなる動きもないＦＡマップを示す。図３ｂ及び図３ｃでは、撮像される頭部に取得中４０°の回転が発生した。図３ｂは、位相及び大きさの不整合補正（ＭＵＳＥ又はＩＲＩＳ方式を使用して）のみで得られたＦＡマップを示す。図３ｃは、位相及び大きさの不整合補正（ＭＵＳＥ／ＩＲＩＳ）、並びに本発明による勾配方向の考慮と共に得られるＦＡマップを示す。図３ｂの白い矢印は、動きに起因する不整合の拡散符号化によるアーチファクトの位置を示している。このアーチファクトは、図３ｃでは見られない。
【００４２】
本発明の効果をさらに説明するために、図３の画像データにおいて、脳梁の膝節及び膨大部（ＧＣＣ及びＳＣＣ）のそれぞれで２つの関心領域が選択される。以下の表は、本発明の方法を使用しないで（図３ａ及び図３ｂに基づくデータを比較することによって）決定された、及び本発明の方法を使用して（図３ａ及び図３ｃに基づくデータを比較することによって）決定された拡散テンソルの主要な固有ベクトルの角度偏差（ＡＤ）が度単位で示され、また、同様の態様で、ＦＡの平均平方誤差（ＲＭＳＥ）が示される。
【表１】
2019503750.tif 000003
【図１】
2019503750.tif 000004
【図２】
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【図３】
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【国際調査報告】
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