(57)【要約】  組織画像化システム（１０）であって、不均一な主磁場（Ｂ０）を発生させるように配置された磁石（１２）の静止配列と、磁石（１２）の配列に隣接し、座標軸のまわりにおよび／または座標軸に沿って配置された組織（１４）を移動させるように動作可能である組織ホルダ（１６）と、組織ホルダ（１６）および磁石（１２）に隣接する１つ以上のＲＦ受信コイル（２０）と、磁石（１２）、ＲＦ受信コイル（２０）、および組織ホルダ（１６）と通信するＭＲＩプロセッサ（３０）と、を含む。組織（１４）の画像は、磁石（１２）に対して組織ホルダ（１６）によって移動される組織（１４）の異なる空間定位ごとに、磁石（１２）およびＲＦ受信コイル（２０）によって発生される磁気共鳴信号の空間符号化を使用することによって生成される。主磁場の空間不均一性は、磁気共鳴信号のそれぞれの位相を空間的に変調する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
組織画像化システム（１０）であって、
不均一な主磁場（Ｂ０）を発生させるように配置された磁石（１２）の静止配列と、
前記磁石（１２）の配列に隣接し、座標軸のまわりにおよび／または座標軸に沿って配置された組織（１４）を移動させるように動作可能である組織ホルダ（１６）と、
前記組織ホルダ（１６）および前記磁石（１２）に隣接する１つ以上のＲＦ受信コイル（２０）と、
前記ＲＦ受信コイル（２０）および前記組織ホルダ（１６）と通信し、前記磁石（１２）に対して前記組織ホルダ（１６）によって移動される前記組織（１４）の異なる空間定位ごとに、前記磁石（１２）および前記ＲＦ受信コイル（２０）によって発生される磁気共鳴信号の空間符号化を使用することによって前記組織（１４）の画像を構成するように動作可能であるＭＲＩプロセッサ（３０）であって、前記主磁場の空間不均一性が、前記磁気共鳴信号のそれぞれの位相を空間的に変調する、ＭＲＩプロセッサ（３０）と、
を備える、組織画像化システム（１０）。
【請求項２】
前記磁石（１２）がハルバッハ配列に配置される、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項３】
前記ＲＦ受信コイル（２０）が静止される、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項４】
前記ＲＦ受信コイル（２０）が前記主磁場内で移動可能である、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項５】
前記磁石が磁気ヨーク（１２Ａ）を備える、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項６】
前記磁石が、ハルバッハ配列における永久磁石（１２Ｂ）に結合された磁気ヨーク（１２Ａ）を備える、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項７】
前記磁石が永久磁石（１２）および１つ以上のシム（２２）を備える、請求項１記載の組織画像化システム（１０）。
【請求項８】
磁気共鳴画像化のための方法であって、
ａ）磁石（１２）の静止配列内に物体を配置するステップと、
ｂ）スピンを励起するために、前記物体に対し無線周波数（ＲＦ）場を発生するステップと、
ｃ）前記発生したＲＦ場に応答する磁気共鳴信号を前記物体から受け取るステップと、
ｄ）前記物体を、前記磁石に対して異なる向きに移動させるステップと、
ｅ）ステップｂ）〜ｄ）を複数回繰り返して、磁気共鳴信号を、複数の異なる向きで前記物体から受け取るステップと、
ｆ）前記受け取った磁気共鳴信号から前記物体の画像を再現するステップと、
を含む、方法。
【請求項９】
磁気共鳴画像化のための方法であって、
ａ）不均一な磁場（ＳＥＭ）内に物体を配置するステップと、
ｂ）スピンを励起するために、前記物体に対し無線周波数（ＲＦ）場を発生するステップと、
ｃ）前記物体から、前記発生したＲＦ場に応答する磁気共鳴信号を受け取るステップと、
ｄ）前記物体および前記ＳＥＭの間で相対移動させるステップと、
ｅ）ステップｂ）〜ｄ）を複数回繰り返して、磁気共鳴信号を複数の異なる向きで前記物体から受け取るステップと、
ｆ）前記受け取った磁気共鳴信号から前記物体の画像を再現すると共に、局所勾配補正方法を実行するステップであって、前記局所勾配修正方法が、ボクセルごとに、前記物体の各移動において異なる局所勾配を経験することと、各周波数成分に対して異なる補正を適用することによって磁気共鳴画像コントラストへの前記勾配の影響を正規化することと、ＳＥＭの大きさに対応する所定の勾配計算にしたがって各前記ＳＥＭの大きさに対応付けることと、を含む、ステップと、
を含む、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全般的に、組織（例えば、切除された腫瘍または他の組織）を画像化するためのデバイスおよび方法に関し、特に、組織を画像化するために、主磁場用に永久磁石を使用する磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムに関するものである。
【背景技術】
【０００２】
乳癌は通常、手術によって治療され、次いで、恐らくは化学療法または放射線、或いはこれらの双方によって治療される。２つの外科的な選択肢があり、つまり、乳房切除（全乳房の除去）および乳腺腫瘤摘出（しこりのみの除去）がある。乳腺腫瘤摘出は、現在のところ、最も一般的な治療であり、乳癌の女性における少なくとも６０％に適している。
【０００３】
乳腺腫瘤摘出の間、癌再発のリスクを最小化するために、全てのガン組織を摘出することが重要となる。しかしながら、外科医は、大量の組織を不必要に切除するのを回避する。当該切除は、美容上ネガティブな影響を与える結果となる。全ての癌組織が切除されたことを検証するために、しこりが病理学的に検査されて、しこりの外縁が癌組織を含むか否か（断端陽性または断端陰性(positive or negative margin)）について調べる。病的状態にある間、しこりに対して断端陽性が遡及的に検出されるのであれば、多くの場合は、付加組織を取り出すために反復的な手術が必要となる。
【０００４】
全ての断端が陰性として示されるまで、必要であれば、付加組織を切除することができるように、外科的な処置の間は（胸部組織の任意の付加的な「拡大(augmentation)」片も含んだ）切除した胸のしこりの断端の状態を示すことができるシステムを乳癌の外科医に提供することに対する重大な未解決の臨床ニーズがある。
【０００５】
ＰＣＴ特許出願ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０２３１０１は、切除された腫瘍周辺部の健康組織が有するクリーン(clean)な断端の存在を確認するためのシステムおよび方法について説明している。このシステムは、画像化制御ユニットによって制御される画像化スキャナと、切除された組織の試料を保持する生体外(ex-vivo)試料ホルダと、を含む。試料ホルダは大きさが設定されており、切除された組織において切除済みのしこりの縁が試料ホルダの表面に対して押しつけられる結果、縁が予め定められた外形を有するように変形する。全ての組織ではなく、寧ろ、予め定められた外形を有し組織の周縁断端に向けて伸びる感受性領域(sensitive region)内にある縁についての画像（または測定値）を画像化スキャナが得ることができるように、画像化スキャナは試料ホルダに対して配置される。
【０００６】
米国特許出願第２０１４０１１１２０２は、携帯型の磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムについて説明する。この磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）システムは、勾配場(gradient fields)を使用するのではなく、分極化した静磁場における空間不均一性( spatial inhomogeneity)を使用して、画像を空間的に符号化する。この不均一な静的場を使用して、分極化し、読み出して、物体の画像を符号化する。空間符号化を提供するために、物体の周りを磁石が回転して、異なって符号化された多くの測定値を発生する。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
本発明はまた、次により詳細に説明するように、組織のボリューメトリック・マッピング(volumetric mapping)および画像化のために永久磁石を使用したＭＲＩシステムを提供することを探求する。本発明は、２Ｄ画像化システムについて記載するが、３Ｄボリューム画像化システムの一部として使用してもよい。
【０００８】
本発明は、組織末梢(periphery)でのクリーンな組織断端を画像化することには限定されない。寧ろ、本発明はまた、組織試料のボリューメトリック・マッピングに、高速な画像取得を提供することができる。このことは、より遅く、組織末梢の画像のみしか提供できないＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０２３１０１のシステムとは対照的である。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
すなわち、本発明の実施形態によれば、不均一な主磁場（Ｂ０）を発生させるように配置された磁石の静止配列と、磁石の配列に隣接し、座標軸のまわりにおよび／または座標軸に沿って配置された組織を移動させるように動作可能である組織ホルダと、組織ホルダおよび磁石に隣接する１つ以上のＲＦ受信コイル（２０）と、ＲＦ受信コイルおよび組織ホルダと通信し、磁石に対して組織ホルダによって移動される組織の異なる空間定位(spatial orientation)ごとに、磁石およびＲＦ受信コイルによって発生される磁気共鳴信号の空間符号化を使用することによって組織の画像を構成するように動作可能であるＭＲＩプロセッサと、を含み、主磁場の空間不均一性が、磁気共鳴信号のそれぞれの位相を空間的に変調する、組織画像化システム（１０）が提供される。
【００１０】
磁石は、ハルバッハ(Halbach)配列に配置されてもよいし、或いは、鉄芯であってもよい。ＲＦ受信コイルは、静止されても、或いは、主磁場内で移動可能であってもよい。
【００１１】
本発明の実施形態によれば、磁石が磁気ヨークを備える。
【００１２】
本発明の実施形態によれば、磁石は、ハルバッハ配列における永久磁石に結合された磁気ヨーク（１２Ａ）を備える。
【００１３】
本発明の他の実施形態によれば、磁石は永久磁石および１つ以上のシム（２２）を備える。
【００１４】
本発明の実施形態によれば、磁気共鳴画像化のための方法が提供される。本方法は、ａ）磁石の静止配列内に物体を配置するステップと、ｂ）スピンを励起するために、物体に対し無線周波数（ＲＦ）場を発生するステップと、ｃ）発生したＲＦ場に応答する磁気共鳴信号を物体から受け取るステップと、ｄ）物体を、磁石に対して異なる向きに移動させるステップと、ｅ）ステップｂ）〜ｄ）を複数回繰り返して、磁気共鳴信号を、複数の異なる向きで物体から受け取るステップと、ｆ）受け取った磁気共鳴信号から物体の画像を再現するステップと、を含む。
【００１５】
本発明は、図面に関連して次の詳細な説明から、より十分に理解され、認められるであろう。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】図１は、本発明の非限定的な実施形態により構成され動作可能とされる組織画像化システムの簡略化した概略図である。
【図２】図２は、本発明の実施形態により、画像化のためのグローバル座標系の簡略化した概略画像図である。
【図３】図３は、本発明の非限定的な他の実施形態により構成され動作可能とされる組織画像化システムの簡略化した概略図であり、磁気ヨークおよび永久磁石の組（例えば、「鉄芯(iron cored)」トポロジ）が採用される。
【図４】図４は、本発明の非限定的な他の実施形態により構成され動作可能とされる組織画像化システムの簡略化した概略図であり、磁気ヨークが、ハルバッハ配列において永久磁石に結合される。
【図５】図５は、本発明の非限定的な他の実施形態により構成され動作可能とされる組織画像化システムの簡略化した概略図であり、隙間を埋める(shimming)１つ以上のマグネット（例えば、永久磁石）または他の磁気材料（例えば、鉄板(iron sheet)）を付加している。
【図６】図６は、本発明の実施形態により、ＰＡＴＬＯＣを使用して、また、相対的な回転または変位による不明瞭な空間符号化磁場を解決する(resolve)ための方法を簡略化して示しており、ＣＰＭＧスピン・エコー・シーケンスおよびこれから構成される画像を示したＰＡＴＬＯＣ取得のグラフ図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
これより図１を参照する。図１は、本発明の非限定的な実施形態により構成され動作可能とされる組織画像化システム１０を示した概略図である。
【００１８】
システム１０は、主磁場を生成するように構成される磁石１２の静止配列を含む。主磁場は静磁場（Ｂ０）である。主磁場の方向は、矢印１３によって示される。本発明は、例えば、電磁素子、または永久磁石および超伝導磁石の組み合わせのような任意の種類の磁石によっても実施することができる。但し、好適な実施形態では、磁石１２は、これに限定されないものの、磁気材料のコアがあるとないとに拘わらず、鉄または希土酸化物（例えば、ネオジム−鉄−ホウ素またはサマリウムーコバルト）、またはこれらの組み合わせ）のような永久磁石である。一実施形態では、磁石１２は永久磁石であり、その磁場は、他の磁気材料（例えば、鉄のような軟磁性材料）を用いて芯を抜かれた(cored)ミュー・メタル（Mu metal）（鉄ニッケル系軟磁性合金）のような材料で成形される結果、不均一な分極化場（主磁場）となる。
【００１９】
図１に示される実施形態では、磁石１２は、ハルバッハ配列(Halbach array)（例えば、円筒状配列）に配置される永久磁石である。図３は別の実施形態を示している。磁気ヨーク１２Aの組が、他の磁気材料（例えば、鉄のような軟磁性材料）を用いて芯を抜かれたミュー・メタル（鉄ニッケル系軟磁性合金）のような高透磁率の材料で作られ、組織１４の一方の側に配置される。また、永久磁石１２Ｂがヨーク１２Ａの間に配置される。図４は更なる別の実施形態を示しており、磁気ヨーク１２Ａはハルバッハ配列において永久磁石１２に連結される。本明細書で用いる「ヨーク」という語は、付加的な磁性材料コアがあるとないとに拘わらず、Ｈ字形状、Ｃ字形状、および他の形状のような、エア・ギャップを有するマグネットの任意の配置を含むものである。
【００２０】
これより図２を参照する。図２は、画像化のためのグローバル座標系を示している。２Ｄ画像化平面はｘ−ｙ平面であり、各組織断面はｚ軸に沿って捕らえられる。組織試料１４は組織ホルダ１６に配置され、該ホルダ１６の対称軸のような回転軸１８のまわりを回転可能であり、および／または、任意の座標軸に沿って形質転換可能である(translatable)。
【００２１】
再度図１を参照する。１つ以上のＲＦ受信コイル２０が、組織１４および磁石１２の近傍に取り付けられる。図示した実施形態では、ＲＦ受信コイル２０よりも磁石１２の方が多くあるが、他の実施形態では、ＲＦ受信コイルはマグネットと同数でもよいし、代替では、磁石よりも多くのＲＦ受信コイルがあってもよい。一実施形態では、各ＲＦ受信コイル２０は、組織１４と磁石１２の１つとの間に取り付けられる。他の実施形態では、ＲＦ受信コイル２０の１つ以上は、磁石１２間に取り付けられる。
【００２２】
ＲＦ受信コイル２０は、Ｂ０場に対して垂直となる、時間変化するＲＦ（Ｂ１）磁場を集約し(collect)、例えば、組織試料１４の中心の方に向いている。ＲＦ受信コイル２０は、Ｂ１場の強度が試料の高さ全体を通じて比較的一定となるように、試料の高さに対して十分大規模とするのがよい。当業者にとってよく知られているように、ＲＦ受信コイル２０は、磁気共鳴のために組織試料における（不図示の伝達コイルによって励起できる）核スピンを感知する。本システムは、図１の矢印１５によって示されるような視界（ＦＯＶ）を画像化する。磁気共鳴画像化プロセッサ３０は、ＲＦ受信コイル２０および組織ホルダ１６と通信する。
【００２３】
ＰＣＴ／ＵＳ２０１１／０２３１０１のシステムとは対照的に、本発明は、ＭＲ画像を作成するために勾配磁場コイルを使用する必要はない。寧ろ、本実施形態では、空間符号化は主磁場の不均一性に基づくのであり、分極化し、読み出して、組織１４の画像を符号化するために使用される。主磁場が非線形である場合には、次いで、非線形の空間符号化を解決するために、画像化された組織１４が静主磁場内で回転および／または形質転換(translate)され、また、信号がＲＦ受信コイル２０から収集される。ＲＦ受信コイル２０は静止されてもよいし、または、静磁場内で回転若しくは変位してもよい。このことは、磁石が回転され、また、画像化された物体が静止されて回転することができない米国特許出願第２０１４０１１１２０２のシステムとは対照的である。
【００２４】
磁石１２の不均一な磁場は、画像化されることになる組織１４を分極化し、また、磁気共鳴信号を読み出すように供する。組織１４は、各画像を取得した後に移動され（回転され、および／または形質転換され）る。その結果、組織１４は画像の取得ごとに異なった空間定位を有する。例えば、最初の取得がＢ０場を有し、組織１４を通じて左から右へと横切って指向される。引き続き、組織１４は、それぞれが一意の磁場方向を有して、異なる空間定位に移動する。磁石１２によって生成される磁場の空間的不均一性は、磁気共鳴信号位相を空間的に変調する。その結果、回転および／または形質転換と連動して、組織１４の画像を構成するように使用することができる信号の空間符号化を提供することができる。磁石のハルバッハ配列の構成は、非線形磁場を自ずと形成する。当該技術分野では知られるように、ラーモア周波数(Larmor frequency)でのその変化（ＦＯＶを通じて約５０−１００ＫＨｚで変化することがある。）を空間符号化のために使用することができる。
【００２５】
磁気共鳴信号の空間局地化(spatial localization)は、ＲＦ受信コイル２０を使用することによって改善される。ＲＦ受信コイル２０からの情報を使用して、従来のＭＲＩにおける並列画像化に類似したプロセスで画像を再現することができる。画像構成の間、空間的に変化するコイル感度は、符号化マトリックスに直接組み込まれる。更に、画像符号化はまた、使用されるＲＦ励起パルスの帯域幅を制限することによって、達成することができる。この場合、励起は、空間領域において制約のある「オニオン−シェル(onion-shell)」に限定され、クリーンな組織断端を画像化するのに有用となる。
【００２６】
これより図５を参照する。図５は図１の実施形態を示しているが、付加的な１つ以上のシム２２を有する。シム２２は、鉄、ミュー・メタル・シートまたは永久磁石でもよい。このＭＲＩシステムでは、主磁場は、シム（複数可）２２によって隙間を埋められた(shimmed)永久磁石１２のセットによって発生される。その結果、核スピンの空間位置を符号化するために静磁場の永続的かつ一様の勾配を使用するようにして線形場を得ることができる。この一様の勾配は、一様な勾配依存のＭＲＩコントラスト・パラメータ（例えば、ＡＤＣ（見かけ上の拡散係数））を使用して、画像化されるのを可能にすることができる。空間符号化は、読み出し勾配として、主磁場の永続的な勾配に基づくのがよく、また、永続的な勾配および画像化した組織の間での相対的な回転が、極位相符号化勾配のために実行される。極空間符号化を解決するために、ＭＲ信号は、「投影再現(projection reconstruction)」方式で、組織１４の異なる回転角度で１つ以上のＲＦ受信コイル２０から収集される。
【００２７】
磁場がｚ方向に均一である結果、２Ｄ平面単独では永続的な勾配のみが存在する。このことは、通常、ｚ方向において一定である永久磁石１２およびシム（複数可）２２を使用することによって獲得される。
【００２８】
ｘ−ｙ平面の磁場は、ＦＯＶにおける単一ベクトル成分を（または少なくとも無視してよい他の成分と共に）有する結果、複雑な処理技術に頼ることなく画像化が可能となる。
【００２９】
隙間を埋める(shimming)ことの目的は、できる限り線形となる、つまり、局所勾配は大きさおよび方向の点で概ね一定となる場を提供することである。実際のところは、特定の量の不均一性が残存することが理解される。
【００３０】
結果の値により、合理的なＴ２＊がピクセルごとに適合するのを可能にする（ゼロ勾配が拡散表現を不可能にする）ように、勾配値はＴ２＊−ＡＤＣ関係性を考慮する。
【００３１】
正確な局所「有効勾配」が測定される結果、ピクセルごとに獲得されるＴ２＊マップが、組織の微細構造のみに依存する一様のＡＤＣ値に変換することができる。
断面の選択は、送信コイルのｚ軸の感度に基づくのがよい。代替では、断面の選択は、ｚ方向の勾配または他の断面符号化方式に基づいてもよい。
【００３２】
これより図６を参照する。図６は、本発明の実施形態により、ＰＡＴＬＯＣを使用して画像化し、相対的な回転または変位による不明瞭な空間符号化した磁場を解決する方法を示す。
【００３３】
ＰＡＴＬＯＣ（局所勾配を使用した並列画像化技術; Parallel Imaging Technique Using Localized Gradients）は不均一な(heterogeneous)符号化場でＭＲ画像を取得するための方法である。ここでは、画像化の領域(domain)全体において単一で一様の勾配が存在するのではなく、空間ポイントごとに「局所的」な勾配が存在する。不均一な符号化場は、不均一な分極化場によって、或いは非線形勾配コイルの応答によって生成される。不均一な符号化場は、非一様な空間符号化を有するので、この不明瞭な符号化は解決されなければならない。ＰＡＴＬＯＣでは、空間符号化磁場（ＳＥＭ）は本来的に不明瞭となる。何故ならば、ＳＥＭは、ｋ空間(k-space)および画像領域の間で非全単射(non-bijective)の相関を生じさせるからである。
【００３４】
不明瞭性を解決するために、従来技術では通例、複数の受信用ＲＦコイルの配列が、データ取得のために使用される。一般に、ＲＦコイル配列における受信用素子の数は、ＳＥＭに存在する不明瞭性の程度と等しいか、それより多い。
【００３５】
本発明の一実施形態では、不明瞭な空間符号化を解決する方法は、複数の受信用ＲＦコイルを用いて受信信号を記録するステップと、符号化場に対し、画像化した物体を回転または変位させるステップと、を含む。再度、米国特許出願第２０１４０１１１２０２のシステムとは対照的に、本発明では、符号化場および物体は相互に対して回転または変位され（物体がまた移動する。）、そして、ＭＲ画像コントラスト機構は勾配に影響される（例えば、拡散加重によるＭＲＩ）。
【００３６】
本実施形態では、符号化磁場は、場とその勾配の間に特定の関係を有する不均一の磁場（符号化磁場）を生成するために、恐らくは勾配コイルに連結した複数の磁石（永久磁石やその他）を採用する。（これは、図１〜図５で上述したように実施され、磁石１２の不均一な磁場は、画像化されることになる組織１４を分極化して、磁気共鳴信号を読み出すように供する。）場およびその勾配の間の関係は、場の特定の大きさを有する全ての空間位置が同様の勾配レベルを共有するようにして特徴付けられる（最適には、それらは等しくあるべきであるが、特定の勾配の変化は当然であり、変化が大きいほど補正時の誤差が大きくなる。）
【００３７】
空間符号化は、主磁場の不均一性(inhomogeneity)に基づいてもよいし、或いは（ＳＥＭを共に備える）不均一な(heterogeneous)勾配場を使用することによってもよい。つまり、不均一な場が使用されて、分極化し、読み出し、物体の画像を符号化することができる。
【００３８】
非線形空間符号化を解決するために、（図１〜図５について再度上述したように）符号化された物体は、符号化磁場内で回転または変位され、信号が複数のＲＦ受信用コイルから収集される。それぞれの回転／変位ステップからの受信信号は、後述するように補正することができる（局所勾配補正方法）。受信コイルは、静止してもよいし、或いは、符号化磁場内で回転または変位してもよい。
【００３９】
局所勾配補正方法
特定の標本ボクセルごとに、各回転ステップにおいて異なる局所勾配を経験し、ＭＲ試験(experiment)への勾配の影響は、場の大きさに対応した、（単純計算、測定、較正等による）所定の勾配計算にしたがって、（各符号化場の大きさに対応した）各周波数成分に対し、異なる補正を適用することによって正規化される。上述したように、場とその勾配の間の特別な関係を考慮することができる。周波数成分ごとに、補正は、勾配の値が画像コントラストに影響を及ぼすようなやり方にしたがって実行される（次の見かけ上の拡散係数(Apparent Diffusion Coefficient)例を参照のこと。）。また、勾配の値は、画像コントラストにおいて（例えば、分析式、反復補正等によって加重するコントラストによって）特徴付けることができる任意の場合に適用することができる。標本について異なる回転／変位から収集されるデータは正規化され、また、勾配ベースのコントラストと組み合わされる。その結果、同一の標本ボクセルが異なる局所勾配を経験した間に行われた異なる取得から、画像を再現することができる。
【００４０】
見かけ上の拡散係数（ＡＤＣ）例
ブロッホ(Bloch)方程式における拡散項の時間減衰式を思い出すと（ＭＲＩでは、ブロッホ方程式は、緩和時間Ｔ１およびＴ２が存在するときの時間の関数として核磁化Ｍ＝（Ｍｘ，Ｍｙ，Ｍｚ）を計算するのに使用される一組の巨視的方程式のメンバである。）、磁化ディフェージング(dephasing)時間定数（Ｔ２＊）、見かけ上の拡散係数、および勾配の間の解析関係は、次のとおり与えられる。
【００４１】
【数１】
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【００４２】
ここでは、Ｇは局所勾配（特定の符号化場の大きさに対応するので、一般的な場合には周波数依存となる。）であり、Ｔ２はスピン−スピン緩和時間定数であり、γは磁気回転比であり、τはエコー時間であり、ＤはＡＤＣである。ＡＤＣ加重Ｔ２＊コントラストを取得するために、エコー時間が選択される結果、Ｔ２がＴ２＊の定式化において無視できるようになる。この例では、Ｔ２＊は、ＣＰＭＧ(Carr-Purcell-Meiboom-Gill）シーケンスからエコーを適合することによって取得され、これは、各ピクセルの時間減衰を個別に評価することによって行う。不均一な符号化場で実行される取得のために、ＣＰＭＧシーケンスのＭＲ試験は、回転の各ステップにおいて実行される。各エコーのスペクトルは、（所定の周波数依存の補正関数（例えば、勾配と周波数の間の関係を考慮した上記の逆方程式）によって）正規化される。次いで、ＰＡＴＬＯＣ方式は、エコーごとに独立した画像を再現するように利用される。
【００４３】
図６は、ＰＡＴＬＯＣ取得のグラフ図であり、そこから構成されるＣＰＭＧスピン−エコー・シーケンスおよび画像を示している。
【００４４】
その後に、（勾配が正規化されたＴ２＊の）「Ｔ２＊ライク」な計算が、（複数の画像から取り込まれた）ピクセルごとに実行され、最終的に正規化されたＴ２＊（またはＡＤＣ加重）マップを形成する。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
2019512083.tif 000009
【国際調査報告】
2019512083.tif 000010
2019512083.tif 000011
2019512083.tif 000012