(57)【要約】磁化移動（ＭＴ）を介する実質中の血液量を画像化するための磁気共鳴法は、実質のＭＴ効果を決定する工程、組織のＭＴ効果を決定する工程、およびこの実質のＭＴ効果と組織のＭＴ効果との差を用いて、実質の血液量を定量化する工程、を包含する。１つの実施形態では、実質の血液量は、ＭＴＲ実質＝ＭＴＲ組織（１−ＢＶ／Ｖ実質）を介して定量化され、ここでＭＴＲ実質は実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は組織の磁化移動比であり、ＢＶは血液量であり、そしてＶ実質は、全実質水量である。
2008501427.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁化移動（ＭＴ）効果を介して実質中の血液量を定量化するための磁気共鳴（ＭＲ）法であって、
実質中のＭＴ効果を決定する工程；
組織中のＭＴ効果を決定する工程；および
該実質のＭＴ効果および該組織のＭＴ効果に基づき、該実質の血液量を定量化する工程、
を包含する、方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法であって、前記実質の血液量が微小血管血液量を示す、方法。
【請求項３】
請求項１に記載の方法であって、前記実質中のＭＴ効果を決定する工程が、
オフレゾナンス高周波（ＲＦ）照射の存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；および
該実質のＭＲシグナルに基づき、該実質のＭＴを定量化する工程、
を包含する、方法。
【請求項４】
請求項１に記載の方法であって、前記組織中のＭＴ効果を定量化する工程が、
血液無効化ＭＲパルスシーケンスを実施する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で、組織のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、組織のＭＲシグナルを取得する工程；および
該ＭＲ組織シグナルに基づき、該組織のＭＴを定量化する工程、
を包含する、方法。
【請求項５】
請求項４に記載の方法であって、前記血液無効化ＭＲパルスシーケンスを実施する工程が、以下：
１８０°反転高周波パルス、次いで特定の磁場強度における血液水の補正されたＴ１に基づき、血液ＭＲシグナルを無効化する反転回復時間を適用する工程；
取得の前の磁化の発生の間に、強い干渉性の流れに基づくディフェージンググラジエントおよび非干渉性の拡散に基づくディフェージンググラジエントのうちの１つを適用する工程；
目的のスライスに流れる前に、前記血液中の水のプロトンを励起してディフェージングする工程；および
血液のＭＲシグナルを無効化する工程、
のうちの少なくとも１つを包含する、方法。
【請求項６】
請求項５に記載の方法であって、前記血液のＭＲシグナルを無効化する工程が、血液の水シグナルを除去するための緩和剤を添加する工程を包含する、方法。
【請求項７】
請求項１に記載の方法であって、
血液中のＭＴ効果を決定する工程；ならびに
前記実質のＭＴ効果、前記組織のＭＴ効果、および該血液のＭＴ効果に基づき、前記実質の血液量を定量化する工程、
を包含する、方法。
【請求項８】
請求項７に記載の方法であって、前記血液のＭＴを決定する工程が、
オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で、血液のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、血液のＭＲシグナルを取得する工程；および
該血液ＭＲシグナルに基づき、該血液のＭＴを決定する工程、
を包含する、方法。
【請求項９】
請求項８に記載の方法であって、前記血液ＭＲシグナルが、
インビボでの隔離された血液シグナル、および
生理学的状態下に維持された血液ファントム由来の血液シグナル、
のうちの１つである、方法。
【請求項１０】
請求項１に記載の方法であって、
実質中のＭＴＲを決定する工程；
組織のＭＴＲを決定する工程；
該実質のＭＴＲおよび該組織のＭＴＲに基づき、前記実質の血液量を定量化する工程、
をさらに包含する、方法。
【請求項１１】
請求項１０に記載の方法であって、前記実質のＭＴＲおよび前記組織のＭＴＲに基づき、実質の血液量を定量化する工程が、下式：
【数１】
2008501427.tif 000023
によって血液量を計算する工程を包含し、ここでＭＴＲ実質は、実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は、組織の磁化移動比であり、ＢＶは血液量であり、そしてＶ実質は、全実質水量である、方法。
【請求項１２】
請求項１０に記載の方法であって、前記実質の血液量を定量化する工程が、前記実質のＭＴＲと前記組織のＭＴＲの差を決定する工程を包含する、方法。
【請求項１３】
請求項１０に記載の方法であって、前記実質のＭＴＲを決定する工程が
オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；および
該オフレゾナンスＲＦ照射の存在下での実質のＭＲシグナルおよび該オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での実質のＭＲシグナルを使用して、実質のＭＴＲを算出する工程、
を包含する、方法。
【請求項１４】
請求項１０に記載の方法であって、前記組織のＭＴＲを決定する工程が、
血液無効化ＭＲパルスシーケンスを実施する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で、組織のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、組織のＭＲシグナルを取得する工程；および
該オフレゾナンスＲＦ照射の存在下での組織のＭＲシグナルおよび該オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での組織のＭＲシグナルを使用して、組織のＭＴＲを算出する工程、
を包含する、方法。
【請求項１５】
請求項１４に記載の方法であって、前記血液無効化ＭＲパルスシーケンスを実施する工程が、以下：
１８０°反転高周波パルス、次いで特定の磁場強度における血液水の補正されたＴ１に基づき、血液ＭＲシグナルを無効化する反転回復時間を適用する工程；
取得の前の磁化の発生の間に、強い干渉性の流れに基づくディフェージンググラジエントおよび非干渉性の拡散に基づくディフェージンググラジエントのうちの１つを適用する工程；
目的のスライスに流れる前に、前記血液中の水のプロトンを励起してディフェージングする工程；および
血液のＭＲシグナルを無効化する工程、
のうちの少なくとも１つを包含する、方法。
【請求項１６】
請求項１５に記載の方法であって、前記血液のＭＲシグナルを無効化する工程が、血液の水シグナルを除去するための緩和剤を添加する工程を包含する、方法。
【請求項１７】
請求項１０に記載の方法であって、前記実質のＭＴＲおよび前記組織のＭＴＲが、等価なオフレゾナンス高周波照射周波数の関数として決定される、方法。
【請求項１８】
請求項１０に記載の方法であって、前記実質の血液量を決定する工程が、前記実質のＭＴＲおよび前記組織のＭＴＲのうちの１つ以上を、高周波出力、オフセット、角度、長さ、およびパルス数のうちの少なくとも１つの関数として変化させる工程を包含する、方法。
【請求項１９】
請求項１０に記載の方法であって、
血液のＭＴＲを決定する工程；ならびに
前記実質のＭＴＲ、前記組織のＭＴＲ、および該血液のＭＴＲに基づき、前記実質の血液量を定量化する工程、
を包含する、方法。
【請求項２０】
請求項１９に記載の方法であって、前記実質のＭＴＲ、前記組織のＭＴＲおよび前記血液のＭＴＲに基づき、実質の血液量を定量化する工程が、下式：
【数２】
2008501427.tif 000024
によって血液量を計算する工程を包含し、ここでＭＴＲ実質は、実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は、組織の磁化移動比であり、ＢＶは血液量であり、そしてＶ実質は、全実質水量である、方法。
【請求項２１】
請求項１９に記載の方法であって、前記血液のＭＴＲを決定する工程が
オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；および
該オフレゾナンスＲＦ照射の存在下での実質のＭＲシグナルおよび該オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での実質のＭＲシグナルを使用して、血液のＭＴＲを算出する工程、
を包含する、方法。
【請求項２２】
請求項１９に記載の方法であって、前記実質のＭＴＲ、前記組織のＭＴＲおよび前記血液のＭＴＲが、等価なオフレゾナンス高周波照射周波数の関数として決定される、方法。
【請求項２３】
請求項１９に記載の方法であって、前記実質の血液量を決定する工程が、前記実質のＭＴＲ、前記組織のＭＴＲおよび前記血液のＭＴＲのうちの１つ以上を、高周波出力、オフセット、角度、長さ、およびパルス数のうちの少なくとも１つの関数として変化させる工程を包含する、方法。
【請求項２４】
請求項１に記載の方法を実施するＭＲＩシステムおよび分光法装置のうちの少なくとも１つ。
【請求項２５】
ＭＲＩシステムであって、
検査領域中において磁場（Ｂ０）を生成する磁石（１０）；
Ｂ０に磁場グラジエントを重ね合わせるグラジエントコイル（１４）；
ＲＦパルスを導入して、走査の間、ＭＴ効果をもたらすＲＦコイル（１６、１８）；
走査コントローラ（３６）であって、グラジエント（１４）およびＲＦコイル（１６、１８）を制御して磁化移動（ＭＴ）画像化シーケンスを実施する、走査コントローラ（３６）；および
プロセシング構成要素（３２）であって、ＭＲシグナルを受信し、該ＭＲシグナルに基づき血液量を定量化する、プロセシング構成要素（３２）、
を備える、ＭＲＩシステム。
【請求項２６】
請求項２５に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、
実質中のＭＴ効果を決定し；
組織中のＭＴ効果を決定し；そして
該実質のＭＴ効果および該組織のＭＴ効果に基づき、該実質の血液量を定量化する、
ようにプログラムされている、ＭＲＩシステム。
【請求項２７】
請求項２６に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、
血液中のＭＴ効果を決定し；そして
前記実質のＭＴ効果、前記組織のＭＴ効果および該血液のＭＴ効果に基づき、前記実質の血液量を定量化する、
ようにさらにプログラムされている、ＭＲＩシステム。
【請求項２８】
請求項２５に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、
実質中のＭＴＲを決定し；
組織中のＭＴＲを決定し；そして
該実質のＭＴＲおよび該組織のＭＴＲに基づき、前記実質の血液量を定量化する、
ようにプログラムされている、ＭＲＩシステム。
【請求項２９】
請求項２８に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、以下のアルゴリズム：
【数３】
2008501427.tif 000025
に基づいて血液量を定量化し、ここでＭＴＲ実質は、実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は、組織の磁化移動比であり、ＢＶは血液量であり、そしてＶ実質は、全実質水量である、ＭＲＩシステム。
【請求項３０】
請求項２８に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、
血液のＭＴＲを決定し；そして
前記実質のＭＴＲ、前記組織のＭＴＲおよび該血液のＭＴＲに基づき、前記実質の血液量を定量化する、
ようにさらにプログラムされている、ＭＲＩシステム。
【請求項３１】
請求項３０に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、以下のアルゴリズム：
【数４】
2008501427.tif 000026
に基づいて血液量を定量化し、ここでＭＴＲ実質は、実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は、組織の磁化移動比であり、ＢＶは血液量であり、そしてＶ実質は、全実質水量である、ＭＲＩシステム。
【請求項３２】
請求項２５に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、無視できるかまたは無視できない血液中のＭＴ効果に対する血液量を定量化する、ＭＲＩシステム。
【請求項３３】
請求項２５に記載のＭＲＩシステムであって、前記プロセシング構成要素（３２）が、画像化技術から得られるＭＲシグナルに基づいて前記血液量を定量化し、該画像化技術が、以下：スピンエコー、グラジエントエコーおよび／または刺激エコーのうちの１つ以上を含む、ＭＲＩシステム。
【請求項３４】
ＭＴ画像化シーケンスを使用して、生理学的摂動の間の実質における血液量変化の効果を定量化するためのＭＲ法であって、
摂動なしにＭＴ効果を決定する工程；
摂動を加えてＭＴ効果を決定する工程；および
該摂動なしでのＭＴ効果と該摂動を加えたときのＭＴ効果との間の差を使用して、血液量変化の効果を計算する工程、
を包含する、方法。
【請求項３５】
請求項３４に記載の方法であって、以下：ＣＯ２呼吸、息こらえ、過剰換気、脳の活性化、吸入化学物質、および摂取された化学物質のうちの少なくとも１つを介して摂動を導入する工程をさらに包含する、方法。
【請求項３６】
請求項３４に記載の方法であって、前記実質のＭＴ効果を決定する工程が、
オフレゾナンス高周波（ＲＦ）照射の存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；
オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で、実質のＭＲシグナルを取得する工程；および
該実質のＭＲシグナルに基づいて、組織のＭＴＲを算出する工程、
を包含する、方法。
【請求項３７】
請求項３４に記載の方法を実施するＭＲＩシステムおよび分光法装置のうちの少なくとも１つ。
【請求項３８】
ＭＲＩシステムであって、
検査領域中において磁場（Ｂ０）を生成する磁石（１０）；
Ｂ０に磁場グラジエントを重ね合わせるグラジエントコイル（１４）；
ＲＦパルスを導入して、走査の間、ＭＴ効果をもたらすＲＦコイル（１６、１８）；
走査コントローラ（３６）であって、グラジエント（１４）およびＲＦコイル（１６、１８）を制御して磁化移動（ＭＴ）画像化シーケンスを実施する、走査コントローラ（３６）；および
プロセシング構成要素（３２）であって、ＭＲシグナルを受信し、該ＭＲシグナルに基づき血液量変化の効果を定量化する、プロセシング構成要素（３２）、
を備える、ＭＲＩシステム。
【請求項３９】
請求項３８に記載のＭＲＩシステムであって、生理学的摂動の間の実質における血液量効果を決定するようにプログラムされている、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（背景）
以下は、血液量を定量化するための非侵襲的な技術に関する。それは、磁気共鳴画像法技術を介して微小血管の血液量を定量化することに具体的な用途を見出す。
【背景技術】
【０００２】
従来、血液量を測定するのに侵襲的技術または非侵襲的技術が使用される。侵襲的技術としては、陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）、ダイナミック造影磁気共鳴画像法（ＤＣ  ＭＲＩ）、ダイナミック磁化率ＭＲＩ（ｄｙｎａｍｉｃ  ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ  ＭＲＩ）（ＤＳＣ  ＭＲＩ）、近赤外分光法（ＮＩＲＳ）、および光学的画像化が挙げられる。代表的なＰＥＴ技術は、例えば、Ｃ１１またはＯ−１５一酸化炭素の動脈経路または吸入を介する放射活性化合物の投与に基づく。ＭＲＩ技術は、通常、外因性造影剤（例えば、Ｇｄ−ＤＴＰＡ、ＭＩＯＮ）および造影剤の注射／注入のための静脈カテーテルを採用する。
【０００３】
１つの非侵襲的アプローチは、血液シグナルを無効化して血液量変化を側定することを使用する。このアプローチは、血管裂孔占有（ｖａｓｃｕｌａｒ  ｓｐａｃｅ  ｏｃｃｕｐａｎｃｙ）（ＶＡＳＯ）と称される。このＶＡＳＯ技術は、血液と組織との間の縦緩和時間Ｔ１の差をてこにして、適切な反転回復時間を用いて実質の血液ＭＲシグナルへの血液の寄与を分離する。別の非侵襲的アプローチは、血中酸素レベル依存性（ｂｌｏｏｄ−ｏｘｙｇｅｎ−ｌｅｖｅｌ−ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ）（ＢＯＬＤ）機能的ＭＲＩ（ｆＭＲＩ）である。ＢＯＬＤ  ｆＭＲＩは、血液量、血液緩和時間Ｒ２などに依存し、原理上は、血液量を決定するのに使用され得る。例えば、ＢＯＬＤ  ｆＭＲＩは、潜在的に低酸素症、高炭酸ガス血症などに関与する確立された手順を通して血液量を測定するために使用され得る。しかし、ＢＯＬＤ効果は、多くの生理学的パラメーターに依存し、このパラメータにより、誘導される血液量の変化は多くの固有の仮定および較正に敏感なものにする。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
従来の血液量定量化技術の上述の欠点を考慮すると、改善された非侵襲的血液量定量化技術に対する未解決の必要性が存在する。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
（要旨）
磁化移動（ＭＴ）効果を介する実質中の血液量を画像化するための磁気共鳴法は、純粋組織および微小血管血液からなる実質のＭＴ効果を決定する工程、純粋組織のＭＴ効果を決定する工程、およびこの実質のＭＴ効果と組織のＭＴ効果との差に基づき、実質の血液量を定量化する工程、を包含する。
【０００６】
１つの利点としては、血液量を決定することが挙げられる。
【０００７】
別の利点は、磁気転移比（ＭＴＲ）を介して実質の血液量を決定することにある。
【０００８】
別の利点は、ＭＲＩ走査を介して血液量を決定することにある。
【０００９】
別の利点は、造影剤を使用することなく血液量を計算することである。
【００１０】
別の利点は、限られた仮定を伴って血液量を計算することである。
【００１１】
別の利点は、血液量を定量的にかつ非侵襲的に測定することにある。
【００１２】
なおさらなる利点は、好ましい実施形態の詳細な説明を読み、理解すれば、当業者には明らかとなる。
【００１３】
以下の図面は、作業実施例を図示する目的のためだけであり、本発明を限定すると解釈されるべきではない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
（好ましい実施形態の詳細な説明）
図１は、磁化移動（ＭＴ）特性を介して血液量を決定するのを容易にするために使用される磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）スキャナー２を図示する。絶対的な血液量マップは、従来のＭＲＩ走査技術を組合せること、およびすべての組織における絶対的な血液量および相対的な血液量の効果の非侵襲的決定のために血液シグナルに対する組織シグナルの大きいＭＴベースの減少を使用することにより、得られ得る。
【００１５】
スキャナー２は、スキャナーハウジング４を備える。被験体６（または他の対象）は、１回以上の走査手順のために、少なくとも部分的にハウジング４の内腔８内に配置される。磁石１０は、スキャナーハウジング４の中に存在する。代表的には、磁石１０は、低温の囲い（ｃｒｙｏｓｈｒｏｕｄｉｎｇ）１２で囲われた永久超伝導磁石である。しかし、他の公知の磁石が使用され得る。磁石１０は、被験体６中に磁場（Ｂ０）を生成する。代表的な磁場強度は、約０．５テスラ、１．０テスラ、１．５テスラ、３テスラまたはこれらよりも高く（例えば、約７テスラ）である。
【００１６】
磁場グラジエントコイル１４は、選択された磁場がＢ０に重なり合うように、ハウジング４の中および／またはハウジング４上に配置される。磁場グラジエントコイル１４は、代表的には、直交する磁場グラジエントを生成するためのコイルを備える。例えば、これらのコイルは、デカルト平面（例えば、ｘグラジエント、ｙグラジエントおよび／またはｚグラジエント）でグラジエントを生成し得る。１つ以上の高周波（ＲＦ）コイルがスキャナー２の内腔中に置かれ、高周波励起パルス（Ｂ１）が導入され、そして磁気共鳴シグナルが測定される。描写されるように、全身体ＲＦコイル１６は、内腔１０中の被験体６の一部を囲み、そして必要に応じて頭部ＲＦコイル１８は、被験体６の頭部を囲む。
【００１７】
データ取得について、ＲＦ供給源２０は、高周波励起パルスを画像化領域中に導入するために、ＲＦ切替え器２２コイル１６および／または１８に結合される。ＲＦ切替え器２２は、被験体６からＭＲシグナル感知回路（示さず）を通してＭＲシグナルを受信する。磁場グラジエントコントローラ２４は、磁場グラジエントコイル１４を作動させ、磁気共鳴を空間エンコーディングする。例えば、ＲＦ励起の間に印加された一次元磁場グラジエントは、スライス選択的な励起を生成し；励起と磁気共鳴の呼び出しとの間で印加される磁場グラジエントは、相エンコーディング（ｐｈａｓｅ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ）を提供し；そして磁気共鳴の読み出しの間に印加される磁場グラジエントは、周波数エンコーディング（ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ）を提供する。磁気共鳴画像化パスルシーケンスは、デカルト平面、半径方向、らせん状、または他の空間エンコーディングを生成するように構成され得る。
【００１８】
読み出し相の間、切替え器２２は、ＲＦ供給源２０をコイル１６および／または１８から遮断して、ＲＦ受信機２４をコイル１６および／または１８に接続し、被験体６から空間エンコーディングされた磁気共鳴を取得する。取得された磁気共鳴は、データバッファ２６中に保存され、引き続いてプロセシング構成要素２８により処理され、１つ以上の画像が生成される。ＭＴのない従来の画像は、保存構成要素３０に保存される。ＭＴ予備（ｐｒｅｐａｒａｔｏｒｙ）シーケンスを伴う画像は、保存構成要素３０中に保存される。必要に応じて、異なるレベルのＭＴまたは異なる組織／血液の相対的寄与を伴うさらなる画像はまた、生成され保存され得る。プロセシング構成要素２８は、適切に空間エンコーディングされた磁気共鳴をデコーディング（ｄｅｃｏｄｅ）する種々の再構成アルゴリズムを採用する。例えば、デカルト平面エンコーディング（Ｃａｒｔｅｓｉａｎ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ）が採用される場合、二次元または三次元の高速フーリエ変換（ＦＦＴ）再構成アルゴリズムが代表的に使用される。
【００１９】
血液量プロセッサー３２は、異なるＭＴエンコーディングまたは異なる相対的組織／血液の寄与を伴う画像の対応するボクセルを解析し、各々に対する血液量を生成する。集合的に、各ボクセルに対する血液量の値は、血液量の画像を構成する。再構成された画像は、ユーザーインターフェース３４または別の表示デバイス上に表示され、印刷され、ネットワーク（例えば、インターネット、ローカルエリアネットワーク（ＬＡＮ））にわたって通信され、保存媒体内に保存され、そして／または別のやり方で使用される。ユーザーインターフェース３４はまた、スキャナーコントローラ３６に指示を運ぶことを通して、操作者が磁気共鳴画像化スキャナー２を、制御することを可能にする。
【００２０】
ＭＲＩスキャナー２はまた、被験体６のＭＲＩ走査を通して収集されたデータから血液量を決定するのを容易にするために使用される。このような手順のために、使用者は、ＭＲＩ走査プロトコルを、磁化移動（ＭＴ）効果を誘導するように構成する。この構成は、スキャナー２を、被験体６の走査の間、予備的（ｐｒｅｐａｒａｔｏｒｙ）ＲＦパルスを印加するように設定することを含む。使用者は、選択肢を選択し、そしてパラメータ値を入力するかまたはデフォルトパラメータをロードすることにより、ユーザーインターフェース３４を通して走査手順を構成する。
【００２１】
パルスの結果として、ＭＲシグナルは、減少する。特に、被験体６の相対的固体の構成成分に関連するＭＲシグナルは、ＭＴパルスにより、被験体６のそれほど固体ではない構成成分に関連するＭＲシグナルより多く減少する。結果として、組織に関連するＭＴ効果は、血液に関連するＭＴ効果よりもはるかに大きい。微小血管の血液の容積は、組織および血液一緒についてのＭＴ効果の測定値および組織単独についてのＭＴ効果の測定値から誘導される。血液および組織の両方についてのＭＴ効果は、従来のＭＲＩ走査技術を通して得られ得る。組織のみについてのＭＴ効果は、血液無効化（ｂｌｏｏｄ−ｎｕｌｌｉｎｇ）技術（例えば、ＶＡＳＯアプローチ）を通して得られ得る。ＭＴ効果は、パルスの数、パルスの長さおよび／または強度またはパルスのオフセットを変更することにより、変化し得る。
【００２２】
使用者は、ユーザーインターフェース３４を介して制御シグナルをスキャナーコントローラ３６に送ることにより、走査を開始する。被験体６は、走査され、データが上で要約され以下で詳細に説明されるように収集される。血液量プロセッサー３２は、ＭＲシグナルを受信し、そして処理する。得られる画像において、各ボクセルは、その血液含量を表すグレースケールに関連する。
【００２３】
１つの例では、血液量コントローラ３２は、実質および組織のＭＴ効果に基づき、血液量を決定する。このアプローチを用いて、プロセッサー構成要素３２は、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された実質のＭＲシグナルおよびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された実質のＭＲシグナルを通して、実質のＭＴ特性を決定する。血液量プロセッサー３２は、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された組織のＭＲシグナルおよびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された組織のＭＲシグナルを通して、組織のＭＴ特性を決定する。血液量プロセッサー３２は、実質のＭＴ特性と組織のＭＴ特性の差を通して実質の血液量を定量化する。さらに、またはあるいは、プロセッシング構成要素３２は、実質における血液量の効果および組織における血液量の効果を決定し、そしてそれらから血液量変化の効果を定量化する。得られる血液量および／または血液量変化の効果は、ユーザーインターフェース３４上で使用者に対して表示され、保存構成要素３０に保存され、そして／または別の方法で使用される。
【００２４】
プロセッサー構成要素３２は、さらに、血液のＭＴ効果を、例えばオフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された血液のＭＲシグナルおよびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された血液のＭＲシグナルを通して、血液のＭＴ特性を決定する。血液量プロセッサー３２は、実質の血液量を、実質、組織および血液のＭＴ特性に基づいて定量化する。プロセシング構成要素３２はまた、血液における血液量効果を決定し、そして実質、組織および血液における血液量効果から血液量変化の効果を定量化し得る。得られる血液量および／または血液量変化の効果は、ユーザーインターフェース３４上で使用者に対して表示され、保存構成要素３０に保存され、そして／または別の方法で使用される。
【００２５】
別の例では、血液量プロセッサ３２は、磁化移動比（ＭＴＲ）を介して血液量を決定する。血液量プロセッサ３２は、種々のアルゴリズムを介して血液量を計算する。適切なアルゴリズムとしては、以下の  Ｖ実質（１−ＭＴＲ実質／ＭＴＲ組織）  が挙げられ、ここでＶ実質は実質の水の全容積であり、ＭＴＲ実質は実質の磁化移動比であり、ＭＴＲ組織は、組織の磁化移動比である。血液量プロセッサ３２は、オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された実質のＭＲシグナルに対するおよびオフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された実質のＭＲシグナルの比としてＭＴＲ実質を計算する。同様に、血液量プロセッサ３２は、オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された組織のＭＲシグナルに対するおよびオフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された組織のＭＲシグナルの比としてＭＴＲ組織を計算する。代表的には、同じオフレゾナンスＲＦ照射周波数、出力、パルス長さ、およびパルスの数が使用されて、ＭＴＲ実質およびＭＴＲ組織が決定される。得られる血液量は、ユーザーインターフェース３４上で使用者に対して表示され、保存構成要素３０に保存され、そして／または別の方法で使用される。
【００２６】
血液の磁化移動比ＭＴＲ血液も決定される。血液量プロセッサ３２は、オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で捕捉された血液のＭＲシグナルに対するおよびオフレゾナンスＲＦ照射の存在下で捕捉された血液のＭＲシグナルの比としてＭＴＲ血液を計算する。血液量プロセッサ３２は、ＭＴＲ実質、ＭＴＲ組織およびＭＴＲ実質に基づいて血液量を計算する。例えば、血液量は、以下の  ＭＴＲ実質＝ＭＴＲ組織−（ＭＴＲ組織−ＭＴＲ血液）（ＢＶ／Ｖ実質）  に基づいて、少なくとも一部は定量化される。代表的には、代表的には、同じオフレゾナンスＲＦ照射周波数、出力、パルス長さ、およびパルスの数が使用されて、ＭＴＲ実質が決定され、そしてＭＴＲ組織はまた、ＭＴＲ血液を決定するために使用される。
【００２７】
さらに別の例では、血液量プロセッサ３２は、血液量に影響を及ぼす生理学的摂動の有無で捕捉されたデータに基づき、実質における血液量変化の効果を決定する。走査手順は、全く摂動なしで実施され、摂動なしでのＭＴ効果を介したデータが取得される。走査手順は、摂動を伴っても実施され得、摂動を伴うＭＴ効果を介したデータが取得される。血液量プロセッサ３２は、摂動の有無の間での差を計算し、そしてＭＴ効果の変化を介した血液量の変化の効果を定量化する。適切な摂動としては、ＣＯ２呼吸、息こらえ、過剰換気、脳の活性化、化学物質の吸入および／または摂取、ならびに／あるいは血液量に影響を及ぼす他の摂動が挙げられる。あるいは、分光法装置などが使用され得、そのような摂動の有無で捕捉されたデータに基づき、血液量が決定される。
【００２８】
血液量プロセッサ３２はまた、実質における血液量変化の効果を決定する。例えば、血液量プロセッサ３２は、オフレゾナンス高周波（ＲＦ）照射の存在下での実質のＭＲシグナルおよびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での組織のＭＲシグナルを取得する。次いで、血液量プロセッサ３２は、ＭＲ実質シグナルに基づいて、実質のＭＴを決定する。
【００２９】
血液量を定量化するため、および／またはＭＴ効果の変化を測定するためにプロセシング構成要素３２により使用されるＭＲシグナルは、例えば、スピンエコー、グラジエントエコーおよび／または刺激エコー（ｓｔｉｍｕｌａｔｅｄ  ｅｃｈｏ）のような画像化技術を介して得られる。
【００３０】
図２は、ＭＴ効果を介して（絶対的および相対的）血液量を決定するための方法３８を図示する。ＭＴ効果を与える適切な技術（例えば、ＭＲＩ、分光法）が、実質のＭＴ特性を決定するために使用される。１つのそのような技術は、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下および非存在下での各ボクセルに対する磁気共鳴（ＭＲ）シグナルを取得することを含む。参照番号４０で、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下での実質のＭＲシグナルが取得される。４２で、オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での実質のＭＲシグナルが取得される。
【００３１】
ＭＴ効果を与える適切な技術が、組織（例えば、純粋な血管外組織）のＭＴ特性を決定するために使用される。参照番号４４で、血液無効化ＭＲパルスシーケンスまたは別のタイプの血液無効化アプローチ（例えば、造影剤を使用する）が実施される。４６で、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下での組織のＭＲシグナルが取得される。４８で、オフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での組織のＭＲシグナルが取得される。血液無効化ＭＲパルスシーケンスとしては、任意のＭＲＩ方法または血液からＭＲＩシグナルを取り除く他の方法が挙げられる。例としては、１８０°反転ＲＦパルスを適用して、続いて、特定の磁場強度における血液水の補正されたＴ１に基づいて血液の磁気共鳴シグナルを無効化することを可能にする特定の反転回復時間を適用すること；取得の前の磁化の発生の間に、強い干渉性の流れに基づくディフェージング（ｄｅ−ｐｈａｓｅｓｉｎｇ）グラジエントまたは非干渉性の拡散に基づくディフェージンググラジエントを適用する工程；目的のスライスに流れる前に、前記血液中の水のプロトンを励起してディフェージングする（ｄｅ−ｐｈａｓｅ）こと；および血液の水シグナルを除去するための薬剤（例えば、緩和剤）を添加すること、の少なくとも１つが挙げられるが、これらに限定されない。
【００３２】
参照番号５０で、実質の血液量は、実質のＭＴ特性および組織のＭＴ特性に基づいて定量化される。例えば、実質の血液量は、実質のＭＲシグナルと組織のＭＲシグナルとの差から計算され得る。この血液量は、微小血管血液量を示す。
【００３３】
代替の実施形態では、血液におけるＭＴ効果もまた、取得される。血液におけるＭＴ効果を与える適切な技術は、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で血液のＭＲシグナルを取得すること、およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で血液のＭＲシグナルを取得することを含む。このＭＲシグナルは、インビボでの隔離された血液シグナル、および生理学的状態下で維持された血液ファントム由来の血液シグナルのうちの１つである。実質の血液量は、次いで、実質のＭＴ特性、組織のＭＴ特性および血液のＭＴ特性に基づいて、定量化される。
【００３４】
図３は、磁化移動比（ＭＴＲ）を介して（絶対的または相対的）血液量を決定する方法５２を図示する。５４で、実質の磁化移動比ＭＴＲ実質が決定される。ＭＴＲ実質を決定するための適切な技術としては、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で実質のＭＲシグナルを取得すること、およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で実質のＭＲシグナルを取得すること；およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での実質のＭＲシグナルに対するオフレゾナンスＲＦ照射の存在下での実質のＭＲシグナルの比として、実質のＭＴＲを計算することを含む。
【００３５】
参照数字５６で、組織の磁化移動比ＭＴＲ組織が決定される。ＭＴＲ組織を決定するための適切な技術は、血液無効化ＭＲパルスシーケンスまたはＭＲ血液シグナルを無効化する任意の他のアプローチを実施すること；オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で組織のＭＲシグナルを取得すること、およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で組織のＭＲシグナルを取得すること；およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での組織のＭＲシグナルに対するオフレゾナンスＲＦ照射の存在下での組織のＭＲシグナルの比として、組織のＭＴＲを計算することを含む。代表的には、同じ出力、パルス長さおよびパルスの数の同じオフレゾナンスＲＦ照射周波数が使用されて、ＭＴＲ実質およびＭＴＲ組織の両方が決定される。血液無効化ＭＲパルスシーケンスとしては、上述のように、任意のＭＲＩ方法または血液からＭＲＩシグナルを取り除く他の方法が挙げられる。
【００３６】
参照数字５８で、ＭＴＲ実質とＭＴＲ組織との間の関係に基づき、実質の血液量が定量化される。例えば、血液量は、少なくとも一部は、  ＢＶ＝Ｖ実質（１−ＭＴＲ実質／ＭＴＲ組織）  に基づき定量化され得る。ここでＶ実質は実質の水の全容積である。血液量は、あるいは、高周波出力、オフセット、角度、位相、および長さ、ならびに／またはパルスの数のうちの少なくとも１つの関数として組織および／または実質のＭＴＲを変化させることにより、得られ得る。
【００３７】
血液の磁化移動比ＭＴＲ血液もまた、得られ得る。ＭＴＲ血液を決定するための適切な技術は、オフレゾナンスＲＦ照射の存在下で血液のＭＲシグナルを取得すること、およびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下で血液のＭＲシグナルを取得すること；ならびにオフレゾナンスＲＦ照射の存在下での血液のＭＲシグナルおよびオフレゾナンスＲＦ照射の非存在下での血液のＭＲシグナルを使用して血液のＭＴＲを算出することを含む。実質の血液量は、ＭＴＲ実質、ＭＴＲ組織およびＭＴＲ血液に基づいて定量化される。例えば、血液量は、少なくとも一部は以下の  ＭＴＲ実質＝ＭＴＲ組織−（ＭＴＲ組織−ＭＴＲ血液）（ＢＶ／Ｖ実質）  に基づいて定量化され得る。
【００３８】
図４は、血液量に影響を及ぼす生理学的摂動を導入するか抑制することを通して、血液量の変化を決定するための方法６０を図示する。適切な摂動としては、ＣＯ２呼吸、息こらえ、過剰換気、脳の活性化、化学物質の吸入および／または摂取、ならびに／あるいは血液量に影響を及ぼす他の摂動が挙げられる。参照数字６２では、摂動なしでのＭＴ効果に関連するシグナルが得られる。６４では、摂動を伴うＭＴ効果に関連するシグナルが得られる。６６で、摂動なしでのＭＴ効果と摂動を伴うＭＴ効果との変化を示す、シグナル間の変化が計算される。実質における血液量変化の効果を決定するための適切な技術は、オフレゾナンス高周波（ＲＦ）照射の存在下で実質のＭＲシグナルを取得すること、オフＲＦ照射の非存在下で実質のＭＲシグナルを取得すること；ならびにこれらの実質のＭＲシグナルに基づいて、実質のＭＴを決定することを含む。参照数字６８で、この変化が使用され、実質における血液量の変化の効果が定量化される。ＭＲＩシステム、分光法装置などが使用され、これらの行動が実施され、実質における血液量変化の効果が決定される。
【００３９】
以下は、組織におけるＭＴシグナルの減衰および実質におけるＭＴシグナルの減衰の関数として血液量を計算するモデルを駆動するための例示的な技術を説明する。以下は例示目的のためのみに提供され、限定的ではないことが理解されるべきである。当業者は、組織、実質、血液などにおけるＭＴシグナルの減衰の関数として血液量を計算する１つ以上の他のモデルを駆動するために、他の技術が使用され得ることを認識する。
【００４０】
実質は、身体中の臓器の機能的部分（例えば、必須かつ際立った組織）である。例として、腎臓のネフロンおよび肺の肺胞は、実質である。この実質は、微小血管および血管外組織から構成される。微小血管としては、小動脈、毛細血管および小静脈が挙げられ、これらのすべてが全血液量を決定する。例えば、全血液量は、
【００４１】
【数５】
2008501427.tif 000003
を介して計算され得、ここで血液量は、小動脈血、毛細血管血および小静脈血にわたって合計される（例えば、ｉ＝小動脈血、毛細血管血および小静脈血）。血管外組織は、組織水および半固体高分子を含む多くの構成要素からなる。この高分子は、数十ｋＨｚのスペクトル幅を有する。
【００４２】
幅広い高分子相をオフレゾナンス高周波（ＲＦ）場で飽和させることにより、組織水の磁気共鳴（ＭＲ）シグナルは、プロトンの半固体プールから水プロトンへの飽和の移動に起因して、減少する。この移動は、磁化移動（ＭＴ）効果と称され、一般に磁化移動比ＭＴＲ＝１−Ｓ飽和／Ｓ不飽和で記述され、ここでＳ飽和は（ＲＦ照射を用いて）飽和した画像化シグナル強度であり、Ｓ不飽和は（ＲＦ照射を用いずに）不飽和の画像化シグナル強度である。血液はオフレゾナンス照射であまり乱されないので、全実質のＭＲシグナルに対する微小血管水のシグナル寄与は、オフレゾナンス照射出力、オフセット、位相、長さ、角度、パルスの数および他のＭＲパラメータならびに組織パラメータに依存して増加する。血液量は、これらのパラメータのうちの少なくとも１つを変更することにより測定され得る。
【００４３】
ＭＲＩを用いて、水のされたシグナル強度は、他成分ボクセルにおける生理学的な変化の効果を反映する。各ボクセル構成要素（例えば、組織、血液）は、個々の組織緩和およびＭＴパラメータを有し、各構成要素の相対的寄与は、ボクセルのサイズおよび位置ならびにＭＲＩ取得パラメータに依存する。均一的に潅流された組織（例えば、実質）に対して、エコー時間（ＴＥ）の関数としての規格化された画像化シグナル強度（Ｓ実質）は、式１：
【００４４】
【数６】
2008501427.tif 000004
で表現される多項指数関数的減衰（ｍｕｌｔｉ−ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌ  ｄｅｃａｙｉｎｇ）プロセスであり、ここでｘ組織は組織の水の分率であり、Ｓ組織は、組織の画像化シグナル強度であり、ｘ血液は血液の水の分率であり、Ｓ血液は、組織の画像化シグナル強度であり、η組織は増倍率または増倍係数であり、Ｒ２は横緩和速度であり、ＴＥはエコー時間であり、ｉは特定の血液構成成分を示す変数である。これら血液構成要素に対する和は、小動脈血、毛細血管血および小静脈血にわたって（例えば、ｉ＝小動脈血、毛細血管血および小静脈血）合計する。血液の水の分率は、実質の容積に対する血液の比、ＢＶｉ／Ｖ実質を反映する。生理学的摂動の間の全水の含量は、
【００４５】
【数７】
2008501427.tif 000005
であり、これは１に等しい。
【００４６】
各走査の終わりで実質的に完全に緩和して（ＴＲがＴ１よりもはるかに大きい場合）、ＭＴなし、すなわち不飽和（Ｓ実質、不飽和）での９０〜１８０°のＳＥ取得シーケンスは、式２：
【００４７】
【数８】
2008501427.tif 000006
により表され、ＭＴを伴う、すなわち飽和（Ｓ実質、飽和）での９０〜１８０°のＳＥ取得シーケンスは、式３：
【００４８】
【数９】
2008501427.tif 000007
により表され、ここで（１−ＭＴＲ組織）は、組織における従来のＭＴシグナル減衰であり、（１−ＭＴＲ血液）は、血液における従来のＭＴシグナル減衰である。血液に対する無視できるＭＴ効果の場合（例えば、ＲＦ照射が水の共鳴から外れている場合）、式３は、式４：
【００４９】
【数１０】
2008501427.tif 000008
により表される。
【００５０】
実質のｚスペクトル（対応する不飽和の場合に規格化されたシグナル強度）は、式５：      
【００５１】
【数１１】
2008501427.tif 000009
により表され、ここで（１−ＭＴＲ実質）は、実質におけるＭＴシグナル減衰である。式５の第２項は、血液シグナルの寄与の増加により引き起こされるＭＴ効果の見かけの減少（例えば、減少したＭＴＲ実質）を記述する。
【００５２】
式５は、高周波を印加した場合のシグナルの増加に対する血液量の寄与を示す。絶対的定量化を達成するための１つのアプローチは、例えば、生理学的血液ファントムおよび他の血液緩和技術を用いて、インビトロ技術を介して血液ＭＴを測定することにより、血液における無視できるＭＴ効果を仮定するか、血液における限定されたＭＴ効果を考慮することである。血液のＭＴを無視する場合、長い反復時間（ＴＲ）および非常に短いエコー時間（ＴＥ）を用いて、実質選択アプローチを採用して（例えば、十分に高い空間分解能を用いるか、または生理学的思考の枠組みおよび実質の機能的ＭＲＩアプローチを用いることにより）、式５は、式６：
【００５３】
【数１２】
2008501427.tif 000010
へと単純になる。ここで、ＢＶは血液量であり、Ｖ実質は、全実質水量である。式６のパラメータおよび／または変数は、再構成され、式７：
【００５４】
【数１３】
2008501427.tif 000011
または式８：
【００５５】
【数１４】
2008501427.tif 000012
を与える。
【００５６】
式７および式８はともに、血液量がＭＴＲ実質測定およびＭＴＲ組織測定を介して定量化され得ることを示す。ＭＴＲ実質は、従来のＭＲ技術により測定され、ＭＴＲ組織は、ＶＡＳＯアプローチまたは他の技術（例えば、流れ無効化および／または拡散無効化）のような血液無効化技術により測定される。血液水のＭＲＩを無効にするための他のＭＲＩおよび／または化学的／医学的アプローチが、代替として使用され得る。より長いエコー時間では、組織および実質の横緩和速度は血液無効化を用いるアプローチおよびそれを用いないアプローチを使用して測定される。
【００５７】
ＭＴとＢＯＬＤとの間の相互作用は、脳の血液量（ＣＢＶ）をインビボで測定するための新規なＭＲＩアプローチを提供する。例えば、ＴＥが相対的に短い場合、式７および８は、それぞれ、式９および１０：
【００５８】
【数１５】
2008501427.tif 000013
により表される。ここでＣＢＶは、脳の血液量である。これは、脳以外の組織（例えば、心臓など。この場合は、心筋ＢＶである）においても実施され得る。
【００５９】
以下は、ＢＯＬＤタイプアプローチにおける生理学的調整の効果をさらに定量化する。相対的なシグナル強度は、正常な生理学的状態に対して定義され、血液ベースの生理学的変化の間、組織ＭＴＲは変化しないと仮定すると、実質のシグナル強度の比は、式１１：
【００６０】
【数１６】
2008501427.tif 000014
により表される。
【００６１】
ＢＯＬＤ効果を定量するために適用される場合、式１１の第１項は、従来のＳＥ  ＢＯＬＤ効果と非常に類似しており（わずかにより小さい）、第２項は、ＲＦ飽和に起因するＢＯＬＤ増加を記述する。ＲＦ照射がない場合、ＭＴＲ組織＝０であり、第１項だけが残る。
【００６２】
式１２：
【００６３】
【数１７】
2008501427.tif 000015
に示されるように、
【００６４】
【数１８】
2008501427.tif 000016
（ＭＴ  ＢＯＬＤプラス従来のＳＥ  ＢＯＬＤ）は、生理学的変化（より大きい変化）に対してＳ実質、飽和／Ｓ実質、不飽和（ＭＴ  ＢＯＬＤのみ）よりも敏感である。このＢＯＬＤシグナルは、飽和の期間の後に変化する。飽和後の組織の寄与（第１項）は、常に、実質における標準組織ＢＯＬＤ効果よりも小さいか、またはほぼ等しく、他方、血液のＢＯＬＤ寄与は、常に増加される（ＭＴＲ組織が５０％よりわずかに大きいとき、約２倍になる）。式１２は、ＭＴ実験およびＢＯＬＤ実験を混合することにより、血液量およびＢＯＬＤ効果に対する血管内寄与に関する新しい情報を提供し得ることを示す。
【実施例】
【００６５】
図５〜６は、本明細書中で説明された原理を実証する実験結果を図示する。図５および６は、代表的なラットに対する７つの動脈ＰＣＯ２レベルでの狭い（図５）飽和オフセット周波数および広い（図６）飽和オフセット周波数の関数として、脳において取得されたｚスペクトル（Ｓ実質、飽和／Ｓ実質、不飽和）を示す。データは、約２μＴの低ＲＦ出力で生成した。シグナル強度を、対応する不飽和の場合に規格化した。動脈ＰＣＯ２の増加に伴い、実質のシグナル強度の実測値は増加し、ＭＴＲは減少する。約３５％および４５％のシグナルが、それぞれ３．５ｐｐｍおよび５ｐｐｍのオフセットで残存する。ｚスペクトルは、ＰＣＯ２依存性を示し、そして高磁場（低周波数）範囲に中心周波数を有して、水の共鳴に対してわずかに非対称的である。
【００６６】
図７〜１０は、ラットに対するＲＦ照射の非存在下（図７）および存在下（図８〜１０）における、動脈ＰＣＯ２の変化に対するＢＯＬＤタイプの応答を示す。動脈ＰＣＯ２のレベルは、それぞれ、５．２、４３．６、５３．７、３４．３、８０．７、１２５．０および４９．７ｍｍＨｇであった。シグナル強度は、第４の生理学的状態（ＰａＣＯ２＝３４．３、ｐＨａ＝７．４３４）に対して規格化している。ＢＯＬＤタイプのアプローチを使用し、すべてのオフセットおよび不飽和の場合に対するシグナル強度を１つの選択された炭酸ガス正常状態のレベル
【００６７】
【数１９】
2008501427.tif 000017
に対して規格化すると、シグナル強度は類似の強度範囲を有する。ＰＣＯ２における１００ｍｍＨｇの変化で、飽和した、非照射のシグナル強度（標準ＳＥ  ＢＯＬＤ効果）には約７％の変化があるが、しかしオフレゾナンスＲＦ照射下（組合されたＭＴ  ＢＯＬＤ効果および標準ＳＥ  ＢＯＬＤ効果）でのシグナル強度については約１５％までの強度の増加がある。これは、血液シグナルの寄与の増加に起因する。
【００６８】
図１１〜１６は、６匹のラットに対する、対応する不飽和の場合に対して規格化されたＭＴベースのシグナル強度を、動脈ＰＣＯ２値の関数として示し、図１７〜２３は、炭酸ガス正常状態に対して規格化したＢＯＬＤタイプのシグナル強度
【００６９】
【数２０】
2008501427.tif 000018
について、いくつかの飽和オフセット動脈ＰＣＯ２依存性を描写する。すべての図において、実線は、理論にフィットした結果である。Ｓ実質、飽和／Ｓ実質、不飽和−ＰａＣＯ２データおよびＣＢＶ正常＝４．６ｍｌ血液／１００ｇの脳を用いて、フィットした（１−ＭＴＲ組織）は、５、３．５、−３．５および−５ｐｐｍのオフセットで、それぞれ、０．４１８、０．３３４、０．３２６および０．３８７である。これらのフィットした（１−ＭＴＲ組織）値に基づいて、次いで
【００７０】
【数２１】
2008501427.tif 000019
データから、ＣＢＶ正常＝３．９ｍｌ血液／１００ｇの脳を得る。飽和の際、無視できる血液シグナル強度減衰を仮定している。
【００７１】
点線は、近似の直線フィッティングに対応する。表１は、これらのオフセットに対するフィットしたグラジエント値を列挙し、それは正のオフセット側および負のオフセット側に対して非常に類似した同様のＰａＣＯ２依存性を示す。１００ｍｍＨｇの動脈ＰＣＯ２の増加に対して、Ｓ実質、飽和／Ｓ実質、不飽和は、約２〜３％増加し、他方、
【００７２】
【数２２】
2008501427.tif 000020
は約１１〜１５％増加する。ＭＴ変調ＢＯＬＤ効果に対するグラジエント値は、不飽和シグナル強度に対するグラジエント値（一般的なＳＥ  ＢＯＬＤ効果に対応する）よりも約２倍大きい。
【００７３】
【表１】
2008501427.tif 000021
表１．６匹のラットに対する、動脈ＰＣＯ２の関数としての％シグナル強度（不飽和の場合および各動物の炭酸ガス正常状態に規格化した）に対する直線フィッティングのグラジエント値。単位は％ｍｍＨｇである。
【００７４】
各ラットに対する参照状態は、表２にある。各ラットに対して、３〜４個の炭酸ガス正常状態があった。参照状態を、ＰａＣＯ２（〜３５ｍｍＨｇ）およびｐＨａ（〜７．４）に従って選択した。２つ以上の状態が判断基準を満たすときは、第１の状態を選択した。
【００７５】
【表２】
2008501427.tif 000022
表２．６匹のラットに対する選択された参照状態の生理学的パラメータ。
【００７６】
たとえ相対的に弱いＲＦ照射を使用しても、直接的飽和の効果は実質的に４．７ｐｐｍの水のピークの周りで実質的であり、これはオフセットの増加で次第に減少する。いくつかの追加の大きいオフセットを、６匹の動物のうちの２匹に対して取得し、より幅広いオフセットの効果を図示した。図２４〜３１は、ＢＯＬＤベースのシグナル強度を動脈ＰＣＯ２レベルの関数として示す。特に、２匹のラットに対する４つの大きいオフセットでの動脈ＰＣＯ２値の関数として、図２４〜２７は不飽和の場合に対応し、図２８〜３１は１つの炭酸ガス正常状態に対応する。参照状態は表１にある。
【００７７】
本発明が好ましい実施形態を参照して説明された。前述の詳細な説明を読み、理解すると、改変および変更が他者の中に思い浮かぶかも知れない。すべてのそのような改変および変更が添付の特許請求の範囲またはその等価物の範囲内に入る限り、本発明は、すべてのそのような改変および変更を含むとして構築されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００７８】
【図１】図１は、磁化移動（ＭＴ）特性を介して血液を決定するのを容易にするために使用される、例示の磁気共鳴画像化スキャナーを図示する。
【図２】図２は、ＭＴ効果を介して血液量を決定するための方法を図示する。
【図３】図３は、磁化移動比（ＭＴＲ）を介して血液量を決定するための方法を図示する。
【図４】図４は、生理学的摂動を介して血液量の効果を決定するための方法を図示する。
【図５】図５は、異なる動脈ＰＣＯ２レベルでの狭い飽和オフセット周波数範囲に対するｚ−スペクトルを図示する。
【図６】図６は、異なる動脈ＰＣＯ２レベルでの広い飽和オフセット周波数範囲に対するｚ−スペクトルを図示する。
【図７】図７は、ＲＦ照射の非存在下での動脈ＰＣＯ２の変化に対するＢＯＬＤタイプの応答を図示する。
【図８】図８は、ＲＦ照射の存在下での動脈ＰＣＯ２の変化に対するＢＯＬＤタイプの応答を図示する。
【図９】図９は、ＲＦ照射の存在下での動脈ＰＣＯ２の変化に対するＢＯＬＤタイプの応答を図示する。
【図１０】図１０は、ＲＦ照射の存在下での動脈ＰＣＯ２の変化に対するＢＯＬＤタイプの応答を図示する。
【図１１】図１１は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１２】図１２は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１３】図１３は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１４】図１４は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１５】図１５は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１６】図１６は、動脈ＰＣＯ２値の関数として、対応する不飽和の場合へと規格化されたＭＴベースのシグナル強度を図示する。
【図１７】図１７は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図１８】図１８は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図１９】図１９は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図２０】図２０は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図２１】図２１は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図２２】図２２は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図２３】図２３は、炭酸ガス正常状態に関して規格化された、ＢＯＬＤタイプのシグナル強度に対するある飽和オフセットでの動脈ＰＣＯ２依存性を図示する。
【図２４】図２４は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２レベルの関数として、ＭＴベースのシグナル強度の結果を図示する。
【図２５】図２５は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２レベルの関数として、ＭＴベースのシグナル強度の結果を図示する。
【図２６】図２６は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２レベルの関数として、ＭＴベースのシグナル強度の結果を図示する。
【図２７】図２７は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２レベルの関数として、ＭＴベースのシグナル強度の結果を図示する。
【図２８】図２８は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２値の関数として、ＢＯＬＤベースのシグナル強度に対する結果を図示する。
【図２９】図２９は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２値の関数として、ＢＯＬＤベースのシグナル強度に対する結果を図示する。
【図３０】図３０は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２値の関数として、ＢＯＬＤベースのシグナル強度に対する結果を図示する。
【図３１】図３１は、ある大きいオフセットにおける動脈ＰＣＯ２値の関数として、ＢＯＬＤベースのシグナル強度に対する結果を図示する。
【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】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【国際調査報告】
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