(57)【要約】      （修正有）【課題】オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を回復させることができる磁気共鳴イメージング装置、方法及びプログラムを提供する。【解決手段】磁気共鳴イメージング装置２０において、シーケンス制御部３０は、タグ領域にタグパルス列を印加した後にイメージング領域に第１のイメージングパルス列を印加し、コントロール領域にコントロールパルス列を印加した後にイメージング領域に第２のイメージングパルス列を印加する。また、データ処理部は、複数のタグ画像を生成し、複数のコントロール画像を生成する。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、前記複数のタグ画像及び前記複数のコントロール画像を用いて、異なる位相オフセットに対応する複数の灌流画像を生成する。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、前記複数の灌流画像に含まれる灌流強調データを位相オフセットの関数として定義された信号モデルに当てはめることで補正灌流画像を生成する。【選択図】図１
2015208679.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
イメージング領域の上流に位置するタグ領域にタグパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第１のイメージングパルス列を印加し、コントロール領域にコントロールパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第２のイメージングパルス列を印加するシーケンス制御部と、
データ処理部とを備え、
前記データ処理部は、
前記第１のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のタグ画像を生成し、前記第２のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のコントロール画像を生成し、
前記複数のタグ画像及び前記複数のコントロール画像のうち対応するタグ画像とコントロール画像とを用いて灌流画像を生成することで、異なる位相オフセットに対応する複数の灌流画像を生成し、
前記複数の灌流画像に含まれる灌流強調データを位相オフセットの関数として定義された信号モデルに当てはめることで補正灌流画像を生成する、
磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記タグパルス列は、異なる位相オフセットを有する複数のＲＦパルスを含む、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記タグパルス列は、前記タグ領域の一部を選択的にタグ付けするように構成される、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記タグパルス列は、前記タグ領域内に含まれる複数の血管のうち１つの血管を選択的にタグ付けするように構成される、請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記データ処理部は、さらに、
前記タグパルス列及び前記コントロールパルス列の特性に基づいて前記位相オフセットに対応する反転応答値をシミュレーションにより決定し、
前記反転応答値を多項式に当てはめることで前記信号モデルを生成する、
請求項１〜４のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記多項式は、１２次多項式である、請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記データ処理部は、前記複数の灌流画像に含まれるボクセル毎に前記灌流強調データを前記信号モデルに当てはめることで前記補正灌流画像を生成する、請求項１〜６のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
前記データ処理部は、前記複数の灌流画像に含まれるボクセルの値を前記信号モデルに当てはめることで前記補正灌流画像を生成する、請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項９】
前記データ処理部は、前記信号モデルをＰ、前記位相オフセットをΔΨｎ、前記灌流画像の数をｎ、前記灌流画像に含まれるボクセルをｉ、当該ボクセルの値をｍｉ，ｎ、当該ボクセルの値を前記信号モデルに当てはめることにより決定される位相誤差をεｉとした場合に、ｍｉ，ｎ＝ＣＢＦｉ×Ｐ（ΔΨｎ−εｉ）に基づいてＣＢＦｉを求めることで、前記補正灌流画像を生成する、請求項８に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１０】
前記タグパルス列は、等間隔の複数のＲＦパルスを含み、各ＲＦパルスは、前記異なる位相オフセットによる位相補正を含む、請求項１〜９のいずれか一つに記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１１】
前記シーケンス制御部は、前記タグパルス列に含まれる連続するＲＦパルスの間に、振幅が変化する面内傾斜磁場を印加する、請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１２】
前記タグパルス列は、ＶＳ−ｐＣＡＳＬ（Vessel-Selective  Pseudo-Continuous  Arterial  Spin  Labeling）に対応する、請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項１３】
イメージング領域の上流に位置するタグ領域にタグパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第１のイメージングパルス列を印加し、
コントロール領域にコントロールパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第２のイメージングパルス列を印加し、
前記第１のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のタグ画像を生成し、
前記第２のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のコントロール画像を生成し、
前記複数のタグ画像及び前記複数のコントロール画像のうち対応するタグ画像とコントロール画像とを用いて灌流画像を生成することで、異なる位相オフセットに対応する複数の灌流画像を生成し、
前記複数の灌流画像に含まれる灌流強調データを位相オフセットの関数として定義された信号モデルに当てはめることで補正灌流画像を生成する、
ことを含む、磁気共鳴イメージング方法。
【請求項１４】
コンピュータに、
イメージング領域の上流に位置するタグ領域にタグパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第１のイメージングパルス列を印加し、
コントロール領域にコントロールパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第２のイメージングパルス列を印加し、
前記第１のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のタグ画像を生成し、
前記第２のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のコントロール画像を生成し、
前記複数のタグ画像及び前記複数のコントロール画像のうち対応するタグ画像とコントロール画像とを用いて灌流画像を生成することで、異なる位相オフセットに対応する複数の灌流画像を生成し、
前記複数の灌流画像に含まれる灌流強調データを位相オフセットの関数として定義された信号モデルに当てはめることで補正灌流画像を生成する、
ことを実行させる、プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置、方法及びプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、磁気共鳴イメージング装置による撮像法として、ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）と呼ばれる撮像法がある。ＡＳＬは、イメージング領域に流入する血流を標識化することで、灌流ＭＲＡ（Magnetic  Resonance  Angiography）画像を得る撮像法である。また、ＡＳＬを応用したものとして、ｐＣＡＳＬ（Pseudo-Continuous  Arterial  Spin  Labeling）やＶＳ−ｐＣＡＳＬ（Vessel-Selective  PCASL）と呼ばれる撮像法もある。ｐＣＡＳＬは、ＲＦパルスを連続的に細かく印加しつつ、位相調整を行うことによりＳＮＲを向上させることが可能な撮像法であり、ＶＳ−ｐＣＡＳＬは、さらに血管の選択性を可能にした撮像法である。これらのｐＣＡＳＬやＶＳ−ｐＣＡＳＬは、オフレゾナンス効果に対して脆弱であるため、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失が発生し得ることが知られている。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】Ｄａｉ他、「パルス高周波及び傾斜磁場を用いたＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）のための連続流駆動型反転（Continuous  Flow-Driven  Inversion  for  ASL  Using  Pulsed  Radio  Frequency  and  Gradient  Fields）」、磁気共鳴医学会（Magnetic  Resonance  in  Medicine）、６０巻、１４８８〜１４９７ページ（２００８年）
【非特許文献２】Ｗｕ他、磁気共鳴医学会（Magnetic  Resonance  in  Medicine）、５８巻、１０２０〜２７ページ（２００７年）
【非特許文献３】Ｊｕｎｇ他、「脳血流のロバストな定量化のための複数相のＭＰ−ＰＣＡＳＬ（Multiphase  Pseudocontinuous  Arterial  Spin  Labeling）（MP-PCASL  for  Robust  Quantification  of  Cerebral  Blood  Flow）」、磁気共鳴医学会（Magnetic  Resonance  in  Medicine）、６４巻、７９９〜８１０ページ（２０１０年）
【非特許文献４】Ｄａｉ他、「単一の動脈を標識化するための改良されたＰＣＡＳＬ（Pulsed  Continuous  Arterial  Spin  Labeling）（Modified  PCASL  for  Labeling  a  Single  Artery）」、磁気共鳴医学会（Magnetic  Resonance  in  Medicine）、６４巻、９７５〜９８２ページ（２０１０年）
【非特許文献５】Ｈｅｎｄｒｉｋｓｅ他、脳神経外科（Neurosurgery）、５７巻、４８６〜９６ページ（２００５年）
【非特許文献６】ｖａｎ  Ｌａａｒ他、放射線医学（Radiology）、２４２巻、５２６〜３４ページ（２００７年）
【非特許文献７】Ｆｉｅｈｌｅｒ他、米国神経放射線学会誌（American  Journal  of  Neuroradiology：ＡＪＮＲ）、３０巻、３５６〜６１ページ（２００９年）
【非特許文献８】Ｈｅｎｄｒｉｋｓｅ他著、脳卒中（Ｓｔｒｏｋｅ）、３５巻、８８２〜７ページ（２００４年）
【非特許文献９】Ｔｒｕｏｎｇ他、「人体頭部における磁化率による磁場不均一性の３次元数値シミュレーション（Three-dimensional  numerical  simulations  of  susceptibility-induced  magnetic  field  inhomogeneities  in  the  human  head）」、磁気共鳴医学会（Magnetic  Resonance  in  Medicine）、２０巻、７５９〜７０ページ（２００２年）
【非特許文献１０】Ｏｕｙａｎｇ他、「ｐＴＩＬＴを用いた局所灌流イメージング（Regional  Perfusion  Imaging  Using  pTILT）」、磁気共鳴イメージング会報（Journal  of  Magnetic  Resonance  Imaging）、ＤＯＩ：１０．１００２／ｊｍｒｉ．２４３４６（２０１３年）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明が解決しようとする課題は、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を回復させることができる磁気共鳴イメージング装置、方法及びプログラムを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
実施形態に係る磁気共鳴イメージング（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）装置は、シーケンス制御部と、データ処理部とを備える。シーケンス制御部は、イメージング領域の上流に位置するタグ領域にタグパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第１のイメージングパルス列を印加し、コントロール領域にコントロールパルス列を印加した後に前記イメージング領域に第２のイメージングパルス列を印加する。データ処理部は、前記第１のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のタグ画像を生成し、前記第２のイメージングパルス列により収集されたデータから複数のコントロール画像を生成する。また、データ処理部は、前記複数のタグ画像及び前記複数のコントロール画像のうち対応するタグ画像とコントロール画像とを用いて灌流画像を生成することで、異なる位相オフセットに対応する複数の灌流画像を生成する。また、データ処理部は、前記複数の灌流画像に含まれる灌流強調データを位相オフセットの関数として定義された信号モデルに当てはめることで補正灌流画像を生成する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、一実施形態に係る改良された灌流ＭＲＩに適したＭＲＩ装置の概略ブロック図である。
【図２】図２は、ＶＳ−ｐＣＡＳＬイメージングに用いられる従来のパルスシーケンスを示す図である。
【図３】図３は、一実施形態に係る灌流画像のオフレゾナンス補正のフローチャートである。
【図４】図４は、一実施形態に係るタグパルスシーケンス及び面内傾斜磁場（in-plane  gradients）を示す図である。
【図５】図５は、一実施形態に係る特定のボクセルについて位相オフセット毎に得られた反転応答のシミュレーション値に対する近似曲線を示す図である。
【図６】図６は、一実施形態に係る補正前及び補正後の灌流強調画像を含む画像を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
図１に示すＭＲＩ装置２０は、ガントリ１０（概略断面で示す）と、これに接続された各種の関連システム構成要素とを有する。少なくともガントリ１０は、通常はシールドルーム内に配置される。図１に示すＭＲＩ装置の構造は、実質的に同軸の円筒形に配置された静磁場Ｂ０磁石１２と、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイルセット１４と、大型の全身用ＲＦコイル（Whole  Body  RF  Coil：ＷＢＣ）アセンブリ１６とを有する。この円筒形に配置される要素の横軸に沿って、寝台１１によって支持された被検体９の頭部を実質的に取り囲むように、イメージングボリューム１８が示される。より小型のアレイＲＦコイル１９を、イメージングボリューム１８内で被検体の頭部に、より近接して結合してもよい。当業者には明らかなように、表面コイル等のように、全身用コイル（Whole  Body  Coil：ＷＢＣ)と比較して小さいコイルやアレイコイルは、特定の身体部分（例えば、腕、肩、肘、手首、膝、脚、胸、背骨等）に合わせて設計されることが多い。以後、そのような小型ＲＦコイルを、アレイコイル（Array  Coil：ＡＣ）又はフェーズドアレイコイル（Phased  Array  Coil：ＰＡＣ）と呼ぶ。これらは、ＲＦ信号をイメージングボリューム内に送信するよう構成された少なくとも１つのコイルと、イメージングボリュームにおいて、上記の例における被検体の頭部等からのＲＦ信号を受信するよう構成された複数の受信コイルとを含んでもよい。
【０００８】
ＭＲＩシステム制御部２２は、ディスプレイ２４、キーボード２６、及びプリンタ２８に接続された入出力ポートを有する。当然のことながら、ディスプレイ２４は、制御入力もできるようにタッチスクリーンタイプのものであってもよく、マウス等の入出力装置を設けてもよい。
【０００９】
ＭＲＩシステム制御部２２はＭＲＩシーケンス制御部３０に接続され、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、Ｇｘ、Ｇｙ、及びＧｚの傾斜磁場コイルドライバ３２、ならびにＲＦ送信機３４及び送受信スイッチ３６（同じＲＦコイルが送信と受信の両方に使用される場合）を制御する。ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＭＲＩイメージング（核磁気共鳴（Nuclear  Magnetic  Resonance：ＮＭＲ）イメージングとしても知られている）技術を実装するための適切なプログラムコード構造３８を含み、そのような技術にはパラレルイメージングも含まれ得る。以下に示すように、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、診断ＭＲＩ画像を得るためのタグ画像及びコントロール画像を得るために、対応する所定のタグパルスシーケンス及び所定のコントロールパルスシーケンスを適用するよう構成されてもよい。また、ＭＲＩシーケンス制御部３０は、ＥＰＩイメージングやパラレルイメージング用に構成されてもよい。さらに、ＭＲＩシーケンス制御部３０により、１回以上の準備スキャン（プリスキャン）シーケンス、及びメインスキャンＭＲ画像（診断画像と呼ぶこともある）を取得するためのスキャンシーケンスを容易にすることができる。
【００１０】
ＭＲＩ装置２０は、ディスプレイ２４に送られる処理画像データを作成するために、入力をＭＲＩデータ処理部４２に送るＲＦ受信機４０を有する。また、ＭＲＩデータ処理部４２は、前に生成されたＭＲデータ、画像やマップ、システム構成パラメータ４６、ＭＲＩ画像再構成プログラムコード構造４４及びプログラム記憶装置５０にアクセスするように構成される。
【００１１】
また図１に、ＭＲＩシステムが有するプログラム記憶装置５０の一般的な説明を示す。プログラム記憶装置５０では、（例えば、コントロール画像及びタグ画像の画像再構成のため、以下に説明するような差分画像等の生成のため、選択されたＭＲＩ画像特性のシミュレーションのため、ＭＲＩの後処理のための）格納されたプログラムコード構造が、ＭＲＩ装置が有する各種データ処理構成要素へアクセス可能な非一時的コンピュータ可読記憶媒体に格納される。当業者には明らかなように、プログラム記憶装置５０をセグメント化して、少なくとも一部分を、ＭＲＩ装置２０の処理コンピュータのうち、通常操作においてそのような格納されたプログラムコード構造を最優先で必要とする別のコンピュータに直接接続してもよい（すなわち、ＭＲＩシステム制御部２２に普通に格納したり直接接続するのではなく）。
【００１２】
実際に、当業者には明らかなように、図１は、後述する例示的実施形態を実現するために変更された典型的なＭＲＩ装置の、非常に大まかな概略図を示したものである。システム構成要素は様々な論理集合の「ボックス」に分割することができ、通常、多数のデジタル信号プロセッサ（Digital  Signal  Processor：ＤＳＰ）と、マイクロプロセッサと、専用処理回路（例えば、高速ＡＤ変換用、高速フーリエ変換用、アレイ処理用等）とを含む。これらのプロセッサの各々は、通常、クロック制御された「状態マシン」であり、物理データ処理回路は、クロックサイクル（又は、所定数のクロックサイクル）毎に、ある物理状態から別の物理状態に移る。
【００１３】
処理回路（例えば、ＣＰＵ、レジスタ、バッファ、演算装置）の物理状態が、操作過程であるクロックサイクルから別のクロックサイクルに徐々に変化するだけでなく、関連データ記憶媒体の物理状態（例えば、磁気記憶媒体内のビット記憶場所）も、このようなシステムの動作過程において、ある状態から別の状態に変換される。例えば、画像再構成処理や、時として以下に説明するようなコントロール画像及びタグ画像からの差分画像生成の終了時に、物理的記憶媒体内のコンピュータ可読でアクセス可能なデータ値の記憶場所の配列は、ある先行状態（例えば、全て一様に「０」値、又は全て「１」値）から新しい状態に変換され、そのような配列における物理的場所の物理状態は、最小値と最大値との間で変化して、実世界の物理的事象及び物理的条件（例えば、イメージングボリューム空間内の内部物理構造）を表す。当業者には明らかなように、命令レジスタに順次読み込まれＭＲＩ装置２０の１つ以上のＣＰＵによって実行されたときに、ＭＲＩ装置内で特定のシーケンスの動作状態を引き起こし遷移させる特定構造のコンピュータ制御プログラムコードと同様に、そのような格納データ値の配列は物理的構造を表し構成する。
【００１４】
ＡＳＬ（Arterial  Spin  Labeling）は、灌流イメージング及び非コントラスト強調ＭＲＡ（Magnetic  Resonance  Angiography）アプリケーションに特に注目したＭＲＩ技術である。ＡＳＬは、撮像されているボリューム内への血液の流入量に基づき、また、流入血液のスピンを区別して標識化する（すなわち、タグ付けする）ために、別々のコントロールパルスシーケンスとタグパルスシーケンスとを用いる。コントロールパルスシーケンス及びタグパルスシーケンスに基づいて、別々の画像が生成される。コントロールパルスシーケンスに基づいて生成される画像を「コントロール画像」と呼び、タグパルスシーケンスに基づいて生成される画像を「タグ画像」と呼ぶ。コントロール画像からタグ画像を減算することにより、灌流ＭＲＡ画像が得られる。
【００１５】
非特許文献１は、頭蓋内での適用など多くの適用例で頻繁に用いられるｐＣＡＳＬについて記載している。しかし、そのタグ効率は、オフレゾナンス効果及び傾斜磁場の不完全性に対して非常に敏感であり、高周波パルス間の位相不整合や位相誤差が誘発される（非特許文献２）。この敏感さは、取得した灌流画像において、タグ効率損失、信号対雑音比（Signal  to  Noise  Ratio：ＳＮＲ）損失、及び予測できないばらつきが生じる原因となり得る。この高い感度は、少なくとも部分的には、ＲＦパルス列（複数の連続するパルス）の仕様により流れる動脈血が（かなりの程度まで）規定されるタグ条件及びコントロール条件によることがある。非特許文献３に記載のｐＣＡＳＬの変形例では、オフレゾナンスアーティファクトに対する感度が下がる可能性がある。
【００１６】
ＡＳＬに基づく局所灌流イメージング（Regional  Perfusion  Imaging：ＲＰＩ）では、主な大脳動脈の灌流領域の輪郭を非侵襲的に示すことができる。ＡＳＬは、フロートレーサを注入するのではなく、ＲＦパルス及び傾斜磁場パルスを用いて、栄養動脈内に自然に存在する水のスピンを反転させる。しかし、上記のｐＣＡＳＬやＭＰ−ＰＣＡＳＬなど多くのＡＳＬ技術は、灌流領域に栄養を運ぶ動脈の全てをタグ付けする。
【００１７】
個々の灌流領域を観察するために、いくつかのＡＳＬ技術が提案されてきた。これらのＲＰＩ技術の一般原理は、対象動脈を流れる血液スピンのみをタグ付けし、他の動脈内のスピンのタグ付けを避けることである。動脈をタグ付けする制御を用いて、特定の血管（例えば、動脈）によって灌流される組織領域を測定することができ、また、血管、血管閉塞部、動静脈奇形部、動脈瘤等を通る流れの動態を特徴付けることができる。
【００１８】
ある適用においては、ＲＰＩによる灌流領域の可視化により、例えば、動脈樹の様々な領域における血流の状態に関する情報等、血管造影に対する補足情報が得られる。
【００１９】
非特許文献４（参照することによりその全体が本明細書に組み込まれる）には、主な脳栄養動脈の血管領域を選択的にマッピングするためにｐＣＡＳＬのＲＦパルスシーケンスを改良する技術が記載されている。ＶＳ−ｐＣＡＳＬ（すなわち、単一動脈ｐＣＡＳＬ）では、不連続なＲＦパルス間に追加の面内傾斜磁場を挿入して、タグ面における異なる血管内の流動スピンの位相を変えることにより、ＲＰＩが実現される。
【００２０】
ＲＰＩは、例えば、内頸動脈（Internal  Carotid  Artery：ＩＣＡ）内の閉塞（非特許文献５、非特許文献６）、動静脈奇形（非特許文献７）、主な動脈間の側副血行（非特許文献８）等、脳血管障害又は脳血管疾患を検査するには非常に有用な臨床ツールとなり得る。
【００２１】
しかし、ｐＣＡＳＬと同様、ＶＳ−ｐＣＡＳＬもオフレゾナンス効果に対して脆弱であり、血管選択的タグ効率の低下や血管選択的灌流イメージングの失敗の原因となり得る。したがって、この感度により、臨床現場におけるＶＳ−ｐＣＡＳＬの適用の有用性が損なわれ得る。
【００２２】
血管選択的タグ効率の損失は、特に、オフレゾナンス効果（例えば、強い磁場不均一性）が頸部周囲のタグ面において通常観察される場所である、左ＩＣＡ、右ＩＣＡ、及び脊椎動脈の灌流領域を区別する実験において、生じる可能性がある。また、そのような不均一性は、ウィリス動脈輪（Circle-Of-Willis：ＣＯＷ）の枝等、より小さな動脈枝の灌流領域を撮像する際に問題となり得る。例えば、眼窩前頭皮質等の脳領域では、組織と空気の境界が極めて近接しているため、重大な磁場非均一性アーティファクトが生じる（非特許文献９）。対象動脈（例えば、大脳動脈）のタグ面がこれらの領域を通る場合、血管選択的なタグ付けは深刻な悪影響を受ける可能性がある。
【００２３】
ＶＳ−ｐＣＡＳＬタグ前に手作業で慎重にシミングすれば、主な磁場均一性が改善され、オフレゾナンス効果の影響が低減される可能性があるが、実際には、シミングだけでは十分な磁場均一性を得ることはできない。
【００２４】
つまり、ＶＳ−ｐＣＡＳＬシーケンスにより、非侵襲的に局所灌流マップが得られることが実証されてきた。しかし、元のｐＣＡＳＬと同様、ＶＳ−ｐＣＡＳＬもオフレゾナンス効果に対して脆弱であることが認められ、これによりタグＲＦ列において位相誤差が生じ、結果としてタグ効率が低下する。以下に、血管選択的なタグシーケンスにおいて改良した複数位相補正方法を適用することにより、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を回復させることを提案する。
【００２５】
本願に記載の実施形態は、ＶＳ−ｐＣＡＳＬタグシーケンス等の領域選択的ＡＳＬに基づくシーケンスに位相補正技術を適用することにより、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を回復させる新たな手法を含む。実施形態では、対象の栄養動脈における位相オフセット又は位相誤差を推定し、これに対応するオフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を効果的に回復させる。このようにして、実施形態によっては、ＶＳ−ｐＣＡＳＬシーケンス等の領域選択的ＡＳＬに基づくシーケンスにおいて、より高いＳＮＲとよりロバストな測定結果が得られる。
【００２６】
図２は、非特許文献４に記載のＶＳ−ｐＣＡＳＬのパルスシーケンスを示す。非特許文献４に記載の標識化技術は、対象動脈位置の詳細を入力として取得し、ｐＣＡＳＬパルスシーケンスに回転する面内傾斜磁場を加えて、他の血管の不要なタグ付けを防ぎながら局所的なタグ付けを実現する。
【００２７】
図示したように、タグパルス列は、等間隔のＲＦパルスからなる。タグ付けのために、流れ方向に沿って小さい傾斜不均衡が加えられる。コントロールパルス列では、ＲＦパルスは、等間隔であるが、前後のパルス間で１８０度の位相シフトを維持する。
【００２８】
具体的には、ＶＳ−ｐＣＡＳＬでは、血管選択性を実現するために、ｐＣＡＳＬで用いられるような流れ方向に沿ったタグ用傾斜磁場に加え、血管間で位相シフトを生じさせるＲＦパルス間の面内傾斜磁場を使用する。そして、単一血管選択性の実現のため、面内傾斜磁場の方向を図２に示すように回転させる。
【００２９】
ＶＳ−ｐＣＡＳＬにより、対象血管上に中心が位置するディスク（円で囲まれた領域）が選択的にタグ付けされる。ディスクの中心はＲＦパルスの位相により制御される。各ＲＦパルスの位相は、印加される傾斜磁場及び所望のディスク中心に基づき決定される角度だけ、直前のパルスに対する位相に増分される。非特許文献４は、ＶＳ−ｐＣＡＳＬパルスシーケンスの位相を計算する技術を記載している。
【００３０】
図３は、一実施形態に係るＡＳＬに基づく灌流画像のオフレゾナンス補正のための方法３００を示すフローチャートである。方法３００は、例えば、図１に示すＭＲＩシステム制御部２２、ＭＲＩシーケンス制御部３０、及びＭＲＩデータ処理部４２によって実行される。当然のことながら、方法３００を実行する際、工程３０４〜３１８のうち１つ以上の工程を、図示した以外の順番で実行してもよく、又は実行しなくてもよく、又は１つ以上の他の工程と組み合わせてもよい。
【００３１】
工程３０２において、ＭＲＩシステム制御部２２が、ＡＳＬに基づく灌流画像のオフレゾナンス補正のための方法３００を入力する。次に工程３０４において、ＭＲＩ装置及び被検体がスキャンに向けて準備される。工程３０４は、撮像対象の被検体や被検体の一部を、ＭＲＩ装置の送信コイルや受信コイルに関して位置合わせする工程と、イメージングを実行するための一般的なパラメータや設定オプションを設定する工程とを含んでもよい。
【００３２】
本明細書に記載の技術を適用して、システム設定を適切に設定して被検体を位置合わせすることにより、頭部、頸部、膝（これらに限定されない）等の、被検体の多くの部分を撮像することができる。以下に記載するように、タグ領域（タグスラブ）の位置やコントロール領域（コントロールスラブ）の位置、タグスライスの厚さ、タグパルスの数、タグの全継続時間、タグパルス間の遅延時間等の特定の設定を、被検体の画像の選択された特徴に基づいて、それぞれ調整することができる。例えば、撮像されている血管、又は人体もしくは臓器の特定部分の流速に合わせて、設定や調整を行ってもよい。その他の設定として、血液がタグ付けされる血管（例えば、頭部又は頸部へのスキャニング適用では、左又は右のＩＣＡ）を指定する工程を含んでもよい。
【００３３】
実施形態によっては、準備段階として、例えば、被検体の位置合わせ、コイルのキャリブレーション、タグ領域やコントロール領域のスラブ／面の位置特定に用いられる１つ以上の低解像度ＭＲＩ画像を取得するためや、タグ用に特定された血管の位置を決定するために、１つ以上のプリスキャンを取得する工程を含んでもよい。
【００３４】
工程３０６において、ＭＲＩデータ処理部４２が、対象血管に対するＶＳ−ｐＣＡＳＬの反転応答を、位相オフセットの関数としてシミュレートする。この「反転応答」は、緩和状態の血液の磁化に対するｚ軸に沿った正味の磁化の割合（例えば、コントロール画像からタグ画像を差し引くことで得られる）で表される。シミュレーションを実行して、対象血管におけるＶＳ−ｐＣＡＳＬの反転応答の値を、位相オフセット（すなわち、後述するΔΨ）の関数として得てもよい。シミュレーション例からシミュレートされた反転応答を、図５の小さい丸で示す。
【００３５】
図５は、一実施形態に係る特定のボクセルについて位相オフセット毎に得られた反転応答のシミュレーション値に対する近似曲線を示す図である。図５において、異なる位相オフセット（小さい丸）におけるＶＳ−ｐＣＡＳＬの反転応答（速度３０ｃｍ／ｓ）のシミュレーション値を示し、実線はシミュレーション値に当てはめた１２次多項式である。
【００３６】
シミュレーションは、タグパルス列及びコントロールパルス列の特性（例えば、形状、幅、パルス間の間隔、パルスの振幅、パルス数、フリップ角度、位相）の初期パラメータ、傾斜磁場パラメータ（例えば、Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚ、傾斜磁場毎の平均傾斜磁場強度、振幅）を用いて行われる。また、他のパラメータとして、タグ面、コントロール面、タグ付け対象の血管、イメージング面の設定が含まれてもよい。さらに他の設定されるパラメータとして、血管選択的タグで用いてもよい面内傾斜磁場の回転速度及び回転パターン（例えば、Ｇｘを所定の正弦曲線として、Ｇｙを所定の余弦曲線として設定する）が含まれてもよい。
【００３７】
一実施形態では、位相オフセット（図４に示すΔΨ）の関数として、対象血管におけるＶＳ−ｐＣＡＳＬのシミュレートされた反転応答（コントロール画像−タグ画像）を決定するために、数値ブロッホシミュレーション（Numerical  Bloch  simulations）を実行する。シミュレーションは、ＭＡＴＬＡＢ（ＭａｔｈＷｏｒｋｓ社、ナティック、マサチューセッツ州）又は同様のツールで実行してもよい。
【００３８】
工程３０８において、ＭＲＩデータ処理部４２が、シミュレートされた反転応答を多項式に当てはめる。一実施形態では、シミュレートされた反転応答曲線を、図５に示す１２次多項式Ｐ（ΔΨ）（例えば、ｙ＝ａｘ１２＋ｂｘ１１＋ｃｘ１０＋ｄｘ９＋・・・＋ｍｘ＋１）に当てはめる。この近似曲線は、最小二乗法や最小二乗平均平方根誤差（これらに限定されない）等、任意の周知の技術に基づいてもよい。
【００３９】
工程３１０において、後に補正処理で用いるために、多項式を信号モデルとして格納する。補正処理では、後述する式（１）に示すように、ボクセル毎に、複数の位相オフセットそれぞれで測定された灌流強調データ（ｍｉ，ｎ）を予測された反転応答の関数に当てはめることにより、灌流信号を推定することができる。式（１）において、ＣＢＦは灌流強調マップ、εは位相誤差マップである。実施形態では、信号モデルとして、多項式、すなわちより具体的には１２次多項式（これに限定されない）等の高次多項式が利用できることで、シミュレートしたデータ点に当てはめられる他のタイプの関数よりもよく当てはまる。これは、多項式に当てはめる際に、より自由な変数が利用できるためである。
【００４０】
なお、工程３０６は、スキャンの間に実行してもよいし、実行しなくてもよい。一実施形態では、シミュレーションの全て又は一部をスキャンとは別に実行し、その結果をＭＲＩ装置にアップロードしてもよい。他の実施形態では、例えば、工程３０４の準備処理の間又は後のいずれかで、設定パラメータ（例えば、パルス設定、血管選択）に自動的にアクセスすることにより、スキャンの間にシミュレーションを実行してもよい。
【００４１】
工程３１２において、ＭＲＩシーケンス制御部３０が、オフレゾナンス補正をしたパルスシーケンスを用いて画像を収集する。一実施形態では、ここで用いられるパルスシーケンスは、オフレゾナンス補正を含むように改良されたＶＳ−ｐＣＡＳＬのパルスシーケンスである。ここでは、図２に示したＶＳ−ｐＣＡＳＬのパルスシーケンスを元にする。ｐＣＡＳＬのＲＦパルス列における任意の２つのＲＦパルス間に、振幅が変化する面内傾斜磁場が含まれる。これにより、（例えば、タグ付け対象として選択される血管の周りの）タグ面全域にわたって回転位相分布が生じ、かつ、選択されていない栄養動脈のタグ付けが防止される。したがって、同一タグ面で、他の血管がタグ付けされることはなく、選択された血管がタグ付けされる。
【００４２】
図４は、一実施形態に係るオフレゾナンス補正を含むよう改良されたタグパルスシーケンスを示す図である。図４は、オフレゾナンス補正をしたＶＳ−ｐＣＡＳＬのパルスシーケンスを示している。ここで、θは、元のＶＳ−ｐＣＡＳＬシーケンスに関する位相であり、ΔΨは、このパルスシーケンスに加えられる追加の位相オフセットである。なお、図４では、タグパルス列及び面内傾斜磁場のみを示している。図４に示すように、タグシーケンスは、図２に示したＶＳ−ｐＣＡＳＬパルスシーケンスに類似した、等間隔のＲＦ選択的パルス列を含む。また、図２に示したように、ＲＦパルスの各対の間に、回転する面内傾斜磁場が設けられる。流れ方向の傾斜磁場及びコントロールパルスシーケンスは、図４には示されていない。さらに、図４に示すように、一実施形態では、オフレゾナンスを考慮して、１つ以上の追加の位相オフセットΔΨが、シーケンスの各ＲＦパルスに加えられる。θは、基本的なＶＳ−ｐＣＡＳＬのパルスシーケンス（すなわち、オフレゾナンス補正を伴わないＶＳ−ｐＣＡＳＬ）に関する位相を表す。
【００４３】
図３に戻り、工程３１２において、設定されたタグパルス及びコントロールパルスが印加される。タグパルスシーケンスのタグパルス列がタグ領域に印加され、コントロールパルスシーケンスのコントロールパルス列がコントロール領域に印加される。なお、通常、タグ領域は、タグ付けされた血液が遅れてイメージング領域に流入するように、イメージング領域の上流に設定される。コントロールパルスは、タグパルスと対で作用し、イメージング領域内の不均一的なＭＴ効果を打ち消すために、各タグパルスに対して印加される。
【００４４】
また、工程３１２は、画像の収集を含んでもよい。一実施形態では、タグパルスシーケンス及びコントロールパルスシーケンスが、それぞれイメージングパルス列で構成される。したがって、一実施形態では、タグパルスシーケンスは、タグパルス列及びイメージングパルス列を含み、コントロールパルスシーケンスは、コントロールパルス列及びイメージングパルス列を含む。
【００４５】
一実施形態では、イメージングシーケンスは、各タグパルス列及び各コントロールパルス列の後に続く。イメージングは、２Ｄ／３ＤＦＥ（Field  Echo）、ＦＦＥ（Fast  Field  Echo）、ＦＳＥ（Fast  Spin  Echo）、ＳＳＦＳＥ（Steady  State  FSE）、ｂＳＳＦＰ（Balanced  Steady-State  Free  Precession）、ＵＴＥ（Ultrashort  Echo  Time）等のイメージングパルスシーケンスのような所定のパルスシーケンスに従って実行してもよい。一実施形態では、タグパルスシーケンスにおけるイメージングパルス列とコントロールパルスシーケンスにおけるイメージングパルス列は、同一であってもよい。
【００４６】
画像は、複数の位相オフセットそれぞれ毎に収集される。一実施形態では、位相オフセットΔΨ＝−１２０°、−９０°、−６０°、−３０°、０°、３０°、６０°、９０°、１２０°に対して別個の画像を収集する。所定の位相オフセットで画像を収集する工程は、対応するタグ画像及びコントロール画像の収集と、コントロール画像からのタグ画像の減算とを含む。一実施形態では、所定数（例えば、イメージング用に設定された固有の位相オフセットの数）の別個の画像が、各画像がそれぞれの固有の位相オフセットに対応するようにして、収集される。収集された画像は、未補正の灌流強調画像を表す。
【００４７】
工程３１４において、ＭＲＩデータ処理部４２が、灌流強調データを工程３１０の関連で説明した信号モデルに当てはめる。灌流強調データは、未補正の灌流強調画像から取得される。灌流強調データを信号モデルの曲線に当てはめる工程は、まだ生成されていない補正済み灌流強調画像の画素毎に実行してもよい。工程３１６は、ＮＭＲデータ収集の完了後に実行されるという程度に、処理後の動作と考えてもよい。
【００４８】
工程３１４における曲線の当てはめ工程は、まだ生成されていない補正済み灌流強調画像におけるボクセルｉ毎に、複数の測定値ｍｉ，ｎを得る工程を含んでもよい。ここで、ｎは、１から収集画像数までの数である。一実施形態では、所定の位相オフセットに含まれる固有の位相オフセット毎に別個の画像が収集される。例えば、−１２０°、−９０°、−６０°、−３０°、０°、３０°、６０°、９０°、１２０°の位相オフセットそれぞれに対して別個の画像を収集し、ボクセルｉに寄与し得る合計９つの画像を得てもよい。これらの画像はｍｉ，ｎとして表してもよい。ここで、ｎ＝１、・・・、９である。この例では、曲線に当てはめる工程は、ｍｉ，ｎを信号モデルに当てはめる工程を含む。曲線に当てはめる工程は、任意の適切な曲線当てはめ技術により実行してもよい。一実施形態では、曲線の当てはめ工程は、最小二乗平均平方根誤差技術に従って、実行してもよい。
【００４９】
測定値ｍｉ，ｎは、タグ面や動脈血におけるオフレゾナンスアーティファクトにより、信号モデルに対して位相がシフトすることがある。この位相シフトの量、すなわちボクセルｉに対する信号モデルからのｍｉ，ｎの位相オフセットをεｉと表す。
【００５０】
測定された灌流強調データｍｉ，ｎを、ｍｉ，ｎ＝ＣＢＦｉ×Ｐ（ΔΨｎ−εｉ）・・・式（１）で表してもよい。ここで、Ｐは信号モデル、εｉは曲線に当てはめることにより決定される位相誤差すなわち位相オフセットである。ＣＢＦｉは、ボクセルｉに対する補正脳血流量値（corrected  cerebral  blood  flow  value）（補正灌流強調マップ値とも呼ぶ）である。そして、ｍｉ，ｎが測定によって得られ、Ｐ（ΔΨｎ−εｉ）が近似曲線によって得られることから、式（１）によりＣＢＦｉ及びεｉを求めることができる。なお、ｍｉ，ｎを曲線に当てはめる工程を実行した後は、ＣＢＦｉは、位相オフセットの数にも特定の位相オフセットにおける測定値にも依存しない。
【００５１】
工程３１６において、ＭＲＩデータ処理部４２が、補正灌流強調画像（ＣＢＦｉ）を生成する。また、工程３１８において、ＭＲＩデータ処理部４２は、生成された補正灌流強調画像を、ディスプレイや記憶装置に出力し、プリンタに送り出し、又は、さらなる処理のために別の装置に送信してもよい。一実施例では、補正灌流強調画像を、選択した動脈から送られた灌流血液が鮮明に映る組織の関心領域を見るために使用してもよい。
【００５２】
図６は、一実施形態に係る補正前及び補正後の灌流強調画像を含む画像を示す図である。ａ）は、タグスライスの重ね合わせマグニチュード画像（点線の円は、右ＩＣＡの対象動脈を表す）の一例である。ｂ）は、ａ）に示すタグスライスにおけるｉｎ  ｖｉｖｏで得られるタグパターン（点線の円は、１つの動脈のタグディスクの大きさ及び位置を視覚的に示す）の一例である。ｃ）は、異なる位相オフセットで測定されたコントロール画像−タグ画像の一例である。ｄ）は、推定された補正灌流強調マップ（ＣＢＦ）の一例である。ｅ）は、推定された位相誤差マップ（単位は度）の一例である。
【００５３】
図６は、一実施例を表した画像を示す。図６に示す画像に関する測定データは、複数の位相オフセットｎ＝１〜８、ΔΨ＝−１２０°、−９０°、−３０°、０°、３０°、６０°、９０°、１２０°のそれぞれにおける画像を収集することにより取得された。位相オフセット−６０°で収集されたデータは、広範囲にわたるモーションアーティファクトのため除外された。例えば工程３１８において、１つ以上の画像を出力してもよい。
【００５４】
図６において、ａ）に示す６０２は、栄養動脈を映した（例えば、点線の円は右ＩＣＡの位置を表す）タグスライスにおいて収集された重ね合わせ画像の例であり、ｂ）に示す６０４は、０°の位相オフセットのタグ位置（例えば、ｂ）内の点線の円は、右ＩＣＡ周辺のタグディスクを表す）において取得された血管選択的タグパターンの例である。タグディスクは、理想的な条件下では滑らかな円となるはずである。図６のｂ）におけるタグディスクの不規則な輪郭は、Ｂ０の不均一性及び他のオフレゾナンス効果によって生じる可能性がある。
【００５５】
図６のｃ）に示す６０６は、様々な位相オフセットにおける測定された灌流強調データ（例えば、ｍｉ，ｎ）の例である。ｄ）に示す６０８は、推定された補正灌流強調マップ（ＣＢＦ）の例であり、ｅ）に示す６１０は、推定された位相誤差マップの例である。推定された補正灌流強調マップ（ＣＢＦ）の信号レベル（例えば、画像ｄ））を１．０に設定することにより、右ＩＣＡの各位相オフセットにおける平均絶対信号レベルを観測し、ｃ）に示す順で、０．７９、０．５９、０．２８、０．６８、０．６５、０．７３、０．６１、０．４１が得られる。したがって、オフレゾナンス補正信号が改善された。ここで示すように、位相オフセットの違いによる信号変化のパターンは、シミュレーション結果と一致する。ＳＮＲは、０°の位相オフセットにおいて得られる信号と比較して、提案の補正方法によって４７％改善された。
【００５６】
説明した実施形態において、シミュレーション及びｉｎ  ｖｉｖｏ実験で用いたパラメータは、継続時間６００μｓのハミング形状のＲＦパルス、タグスライス厚さ１．８ｍｍ、傾斜磁場率０．１、ＲＦ間隔１５００μｓ、面内血管選択的傾斜磁場振幅０．７ｍＴ／ｍ、傾斜磁場回転レート１１°、血流速度３０ｃｍ／ｓ、タグ継続時間１．５ｓ、バックグラウンド抑制ありでタグ付け後の遅延１ｓであった。シミュレーションにおいて、２７５ｍｓのＴ２と１６８０ｍｓのＴ１を用いた。１人の健康な被検者を、Ｔｏｓｈｉｂａ（登録商標）３Ｔ  Ｔｉｔａｎ（登録商標）磁石内で、ＦＦＥ２Ｄ読み出し（ＦＡ／ＴＲ／ＴＥ：２０°／９ｍｓ／３．４ｍｓ、マトリクスサイズ６４２、イメージングスライス厚さ１０ｍｍ、全ＴＲ６ｓ、シングルスライス）にてスキャンした。各位相オフセットにおける３つの平均値と８つのオフセット（ｎ＝１〜８、−１２０°、−９０°、−３０°、０°、３０°、６０°、９０°、１２０°）を得た結果、収集時間は約４．５分であった。−６０°の位相オフセットで収集されたデータは、広範囲にわたるモーションアーティファクトのため除外された。
【００５７】
したがって、実施形態は、ＶＳ−ｐＣＡＳＬにおけるオフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を効果的に回復し、結果として、元のＶＳ−ｐＣＡＳＬよりも高いＳＮＲが得られる。また実施形態は、例えば０°の位相オフセットにおいて取得される補正なしの信号と比較して、改善された信号対雑音比（Signal  to  Noise  Ratio：ＳＮＲ）を得られる。
【００５８】
上記の実施形態では、主にＶＳ−ｐＣＡＳＬ技術に関して説明したが、本明細書の教示は、例えば、非特許文献１０（これに限定されない）等の他の領域選択的ＡＳＬ技術のオフレゾナンス補正にも適用できる。
【００５９】
シミュレーション結果と人体での結果の両方で説明したように、ＶＳ−ｐＣＡＳＬの効率は、オフレゾナンス効果の存在下では低下する可能性がある。しかし、上述したように、提案する改良された複数位相補正方法は、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を効果的に回復することができ、結果としてＶＳ−ｐＣＡＳＬにおいてより高いＳＮＲが得ることができる。複数位相補正方法のＶＳ−ｐＣＡＳＬへの適用におけるもう１つの利点は、非血管選択的ｐＣＡＳＬシーケンスと違い、ＶＳ−ｐＣＡＳＬにとって、血液混合の場合においても図５又は式（１）に示す信号モデルは正しく、オフレゾナンス補正によって精度が損なわれないということである。オフレゾナンス補正をＶＳ−ｐＣＡＳＬに取り込むことによるさらなる向上により、時間分解能及びＳＮＲ効率がさらに改善する可能性がある。
【００６０】
以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、オフレゾナンスアーティファクトによる信号損失を回復させることができる。
【００６１】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００６２】
２０  磁気共鳴イメージング（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）装置
２２  ＭＲＩシステム制御部
４２  ＭＲＩデータ処理部
【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】
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