(57)【要約】本発明は、血流画像化方法であって、第１の感度値（b）で第１の磁気共鳴データ（A）を取得するステップと、第２の感度値（b）で異なる方向のランダム運動用グラディエントエンコードを用いて一組の少なくとも６つの第２の磁気共鳴データ（B1,B2,…B6）を取得するステップと、前記磁気共鳴データの取得に基づき血流テンソルを決定するステップとを有することを特徴とする方法に関する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
血流画像化方法であって、
第１の感度値でランダム運動用グラディエントエンコードを用いて第１の磁気共鳴データを取得するステップと、
第２の感度値で異なる方向のランダム運動用グラディエントエンコードを用いて一組の少なくとも６つの第２の磁気共鳴データを取得するステップと、
前記磁気共鳴データの取得に基づき血流テンソルを決定するステップと、を有することを特徴とする方法。
【請求項２】
請求項１に記載の血流画像化方法であって、前記第２の感度値は50s/mm2より小さく、前記第１の感度値は前記第２の感度値より十分小さいことを特徴とする方法。
【請求項３】
請求項１または２に記載の血流画像化方法であって、前記第１の感度値は実質的にゼロであり、前記第２の感度値は５と３０の間であり、好ましくは１０であることを特徴とする方法。
【請求項４】
請求項１ないし３いずれか一項に記載の血流画像化方法であって、前記磁気共鳴データの取得は、一連のシングルショットエコープレイナー磁気共鳴データ取得により行われることを特徴とする方法。
【請求項５】
請求項１ないし４いずれか一項に記載の血流画像化方法であって、血流テンソルを可視化するステップをさらに有することを特徴とする方法。
【請求項６】
請求項５に記載の血流画像化方法であって、前記血流テンソルから導き出された方向情報を可視化することを特徴とする方法。
【請求項７】
請求項１ないし６いずれか一項に記載の血流画像化方法であって、前記一組の磁気共鳴データの各々と前記第１の磁気共鳴データとの間の第１の傾き値を決定するステップと、
前記第１の傾き値に基づき前記血流テンソルを決定するステップをさらに有することを特徴とする方法。
【請求項８】
請求項１ないし７いずれか一項に記載の血流画像化方法であって、
第３の感度値で第３の磁気共鳴データを取得するステップと、
第４の感度値で第４の磁気共鳴データを取得するステップと、
前記第３と第４の磁気共鳴データに基づき拡散係数と割合値とを決定し、拡散信号成分を提供するステップと、
前記磁気共鳴データから前記拡散信号成分を消去し血流信号成分を提供するステップと、
前記血流信号成分から血流テンソルを決定するステップと、を有し、
前記第３の感度値は前記第２の感度値より十分高く、前記第４の感度値は前記第３の感度値よりも十分高いことを特徴とする方法。
【請求項９】
請求項８に記載の血流画像化方法であって、
第３の感度値において異なる方向におけるランダム運動用グラディエントエンコードで一組の少なくとも６つの第４の磁気共鳴データを取得し、
第４の感度値において異なる方向におけるランダム運動用グラディエントエンコードで一組の少なくとも６つの第４の磁気共鳴データを取得し、
前記拡散テンソルは前記第３と第４の磁気共鳴データの取得に基づき決定され拡散信号成分を提供することを特徴とする方法。
【請求項１０】
請求項８または９に記載の血流画像化方法であって、前記第３の感度値は１００と４００の間であり、前記第２の感度値は６００と１２００の間であることを特徴とする方法。
【請求項１１】
請求項１ないし７いずれか一項に記載の血流画像化方法であって、
最も強い信号減衰を有する前記第２の磁気共鳴データの取得を選択するステップと、
第３の感度値において第３の磁気共鳴データを取得するステップと、
前記選択された第２と第３の磁気共鳴データの取得に基づき拡散係数と割合値を決定して拡散信号成分を提供するステップと、
前記磁気共鳴データから拡散信号成分を消去して血流信号成分を提供するステップと、
前記血流信号成分から血流テンソルを決定するステップと、をさらに有し、
前記第３の感度値は前記第２の感度値より十分高いことを特徴とする方法。
【請求項１２】
コンピュータに血流画像化をさせるコンピュータプログラムであって、
第１の磁気共鳴データの取得と一組の少なくとも６つの第２の磁気共鳴データの取得とに基づいて血流テンソルを決定し、血流テンソルを画像化するプログラム手段を有し、
前記第１の磁気共鳴データは第１の感度値で取得され、前記一組の少なくとも６つの第２の磁気共鳴データは第２の感度値で異なる方向のグラディエントエンコードを用いて取得され、
前記第１の感度値は前記第２の感度値よりも十分低いことを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項１３】
請求項１２に記載のコンピュータプログラムであって、前記プログラム手段は、
第１の磁気共鳴データの取得に基づいて前記第２の磁気共鳴データの取得の各々について第１の傾き値を決定し、
前記第１の傾き値に基づき血流テンソルを決定することを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項１４】
請求項１２または１３に記載のコンピュータプログラムであって、前記プログラム手段は、
第３と第４の磁気共鳴データに基づき拡散係数と割合値とを決定し、拡散信号成分を提供し、
前記磁気共鳴データから前記拡散信号成分を消去し血流信号成分を提供し、
前記血流信号成分から血流テンソルを決定することを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項１５】
請求項１４に記載のコンピュータプログラムであって、前記プログラム手段は、
第３の感度値において異なる方向のランダム運動用グラディエントエンコードを用いて一組の少なくとも６つの第３の磁気共鳴データと、第４の感度値において異なる方向のランダム運動用グラディエントエンコードを用いて一組の少なくとも６つの第４の磁気共鳴データとを処理し、
前記第３と第４の磁気共鳴データに基づき拡散テンソルを決定して拡散信号成分を提供することを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項１６】
請求項１２または１３に記載のコンピュータプログラムであって、前記プログラム手段は、
最も強い信号減衰を有する前記第２の磁気共鳴データの１つを選択し、
前記選択された第２の磁気共鳴データと、第３の感度値において取得した第３の磁気共鳴データとに基づき拡散係数と割合値を決定し、
前記拡散係数と前記血液割合値に基づき拡散信号成分を提供し、
前記磁気共鳴データから前記拡散信号成分を消去して血流信号成分を提供し、
前記血流信号成分から血流テンソルを決定し、
前記第３の感度値は前記第２の感度値より十分高いことを特徴とするコンピュータプログラム。
【請求項１７】
血流画像化装置であって、
第１の感度値で第１の磁気共鳴データを取得し、第２の感度値で異なる方向のグラディエントエンコードを用いて一組の少なくとも６つの第２の磁気共鳴データを取得する手段と、
前記磁気共鳴データに基づき血流テンソルを決定する手段と、
血流テンソルを表示する手段と、を有することを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は磁気共鳴画像化に関し、特に血流テンソル画像化に関する。
【背景技術】
【０００２】
拡散強調磁気共鳴画像化は既知の先行技術である。拡散強調磁気共鳴画像化において、拡散テンソルは所定の人体のリージョンオブインタレスト（region  of  interest）の磁気共鳴測定信号から得られる。拡散テンソルは既知の画像化方法により可視化される（特許文献１、非特許文献１、２参照）。既知の拡散強調磁気共鳴法の概論は非特許文献３に記載されている。
【０００３】
また、生体IVIM（in  vivo  intravoxel  incoherent  motion）磁気共鳴画像化は既知の方法である（非特許文献４参照）。特に、古典血流（classical  perfusion）に関するIVIM測定の解釈については先行技術において議論されている（非特許文献５、６、７参照）。この画像化法はランダム運動用グラディエントエンコードを使用している。
【０００４】
古典血流は特定の組織の塊に運ばれて使用される血液の測定基準である。MRIにおいて磁気標識法を用いて測定されることが多い。対称的に、IVIMは単一の画像化ボクセル内の準ランダムな血液の動きを測定し、標準パルスグラディエントスピンエコー（PGSE）実験において信号はbi-exponentialな減衰をする（非特許文献８参照）。
【０００５】
先行する測定法に共通の欠点として、血流が非等方的であるのに血流のスカラー値しか取得できないことがある。それゆえ、スカラーの血流値は血流の本質について限定された情報しか与えてくれない。
【０００６】
よって、本発明の目的は、画像化方法を改良し、血流の非等方性を画像化および可視化可能とするとともに、対応するコンピュータプログラムおよび血流画像化装置を提供することである。
【特許文献１】米国特許第5,539,310号
【非特許文献１】La  Bilhan等、「拡散テンソル画像化：コンセプトとアプリケーション」医療磁気共鳴ジャーナル１３：５３４−４６（２００１）
【非特許文献２】Lawrence  R.  Frank、「高角分解能拡散強調MRI」医療における磁気共鳴４５：９３５−９３９（２００１）
【非特許文献３】Gray  L.  MacFall  J.「血流画像化の概要」磁気共鳴画像化Clin  N  Am１９９８；６：１２５−１３８
【非特許文献４】La  Bilhan  D等「IVIMのMR画像化：神経疾患における拡散および血流への応用」放射線医学１９８６：１６１：４０１−４０７
【非特許文献５】La  Bilhan  D等「IVIMMR画像化における拡散と血流の分離」放射線医学１９９８：１６８：４９７−５０５
【非特許文献６】Henkelman  RM「IVIMは古典血流（classical  perfusion）を測定するか？」Magn  Reson  Med１９９０：１６：４７０−４７５
【非特許文献７】Le  Bilhan  D、Turner  R.「毛細血管網：IVIMと古典血流（classical  perfusion）のリンク」Magn  Reson  Med１９９２：２７：１７１：１７８
【非特許文献８】R.J.  Moore等「0.5Tのエコープレイナー画像化を用いた人胎盤における生体IVIM測定」医療における磁気共鳴４３；２９５−３０２（２０００）
【発明の開示】
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明は、腹部の画像等、医療目的に使用できる血流画像化方法を提供する。
【０００８】
本発明は、拡散テンソル画像化（DTI）に使用される拡散テンソルと構造的に同じテンソルにより等方的血流が記述できるという発見に基づく。血流テンソルを決定するためのデータを提供するため、例えば５０（s/mm2）（好ましくは５と１５の間）より小さいb感度値において異なる方向でのグラディエントエンコードを用いて少なくとも６つの磁気共鳴データを取得するだけでなく、低いb感度値（好ましくはb=0）において磁気共鳴データを取得する。
【０００９】
本発明の好ましい実施形態において、６つの傾斜を７つの測定点から決定する。この傾き値は血流テンソル、特にその固有ベクトルを計算する基礎となる。これは、b感度値が小さい場合、信号減衰はほとんどが血流によるものであり、拡散によるものではないことの発見に基づく。これが理由となって、血流テンソルの形を決定する起訴となる減衰信号から情報を抽出するために、低いb感度値では拡散を無視することができる。少なくとも、血流テンソルの固有値のソーティングと固有ベクトルの方向は拡散に関する信号減衰にはあまり依存しない。血流テンソルから導き出されるこの方向情報を可視化することができる。この目的のため、拡散の可視化のために従来技術で使用されるソフトウェアアルゴリズムを再利用することができる。拡散テンソルと血流テンソルの可視化は数学的には同じだからである。本発明の別の好ましい実施形態によれば、より高いb感度値に対して、２つの追加的磁気共鳴データを取得する。例えば、１つの追加的磁気共鳴データを約２００である中間的なb感度値で取得し、別の磁気共鳴データを約８００である高いb感度値で取得する。b感度値が高い場合、減衰信号は拡散信号成分によりほとんど決まる。（例えば、Petra  Murtz等「腹部：パルストリガーシングルショットシーケンスによる拡散強調MR画像化」、２５８−２６４、放射線医学、July２００２を参照。）特に、引用文献に示されているように、腹部では拡散は等方的である。このように、拡散係数を２つの高b感度値測定だけから求めることができる。脳画像化の場合、拡散は非等方的なので、異なる方向でのランダム運動用グラディエントエンコードを用いて少なくとも６つのデータを取得することが好ましい。
【００１０】
数学的な分析により血液割合値も得られる。この割合は各信号において等方的であることが知られており、分析の制限条件となる。拡散係数と血液割合値に基づき、減衰信号の拡散成分を推定することができる。測定信号から拡散信号成分を差し引くことにより、血流信号成分が得られる。血流係数は血流信号成分の信号の傾きを決定し、それに加え、b=0と低b値の測定を分析することにより、血流信号成分から得られる。
【００１１】
本発明の別の好ましい実施形態によれば、高いb感度値について１つの追加的磁気共鳴データのみを取得し、中間の測定はしない。この場合、低いb感度値で取得した磁気共鳴データのうち信号値が最も高いものを、中間の測定の代わりとして選択する。
【００１２】
留意すべきことは、中間および高いb感度値におけるデータ取得の場合、このように高いb値では拡散は等方的なので、異なる方向におけるグラディエントエンコードは必要ないことである。
【００１３】
本発明の特に有利な点として、データの取得数が限られているので、人体全体にわたるいくつかのスライスについて（典型的には５〜１０）、１回息をとめるだけで、例えば１６秒以下の時間で、必要なデータをすべて取得できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下に、図面を参照して本発明の好ましい実施形態を説明する。
【００１５】
IVIM（intra-voxel  incoherent  motion  imaging）の考え方は、測定されたMR信号の減衰は拡散強調因子bの関数としてbi-exponentialな振る舞いをするということである。すなわち、
S/S0=A1*exp(-b*P)+A2*exp(-b*D)      （１）
ここで、Pは血流定数（単位mm2/sec、典型的には0.05-0.08）であり、Dは拡散定数（単位mm2/sec、典型的には0.002）である。
【００１６】
（b=0の場合）A1+A2=1であることが容易に分かる。このように、血流に関係する信号をボクセル中の（ランダムに）流れている物質に起因することを認めると、A1はボクセル中を流れている物質（すなわち血液）の割合fを表す。よって、fは血液の割合を表し、A2=1-fである。言い換えると、これは信号の流れでない部分が拡散信号に貢献していることを意味する。割合fは血液を表し、」各ボクセルの等方的な量である。本セクションの以下の部分では、この知識をデータ分析の制約条件として用いる。これにより、
S/S0=f*exp(-bP)+(1-f)*exp(-bD)      （２）
となる。式２の第１項は血流信号成分と呼び、第２項は拡散信号成分と呼ぶ。血流信号成分は拡散信号成分より非常に早く減衰し、b値が小さい場合に信号の傾きを主に決定する。
【００１７】
血流は血流テンソルにより記述される。血流テンソルは拡散テンソルと構造が同じである。すなわち、血流テンソルは対称な２階テンソルである。
【００１８】
血流テンソルは、bの値が小さく拡散信号成分が無視できる場合の信号減衰を用いて式２のbi-exponential信号に基づき決定できる。この様子を図１に示した。図１はbの関数としての信号減衰曲線１００、１０２、１０４を示している。磁気共鳴画像の取得はb=0の場合（点A）とb値が低い場合（点B1、B2、．．．、B6）に行われる。b値が低い場合は約１０がよい。
【００１９】
図１の信号減衰曲線から分かるように、b値が小さいところでは曲線はほぼ線形である。
【００２０】
血流テンソルを決定するために、グラディエントエンコード無しに点Aの磁気共鳴データを取得し、６つの異なるグラディエント方向で点B1、B2、．．．、B6の磁気共鳴データを取得する。b値が低いときの信号減衰曲線の傾きm1、m2、．．．、m6は線形近似により図１に示したように決定される。
【００２１】
６つの傾き値により、血流テンソルは拡散テンソルの計算に用いたのと同様の計算方法により計算できる（例えば、M.T.Vlaadringerbroek、J.A.den  Boer著「磁気共鳴画像化」Springer-Verlag  Berlin  Heidelberg  New  York、１９９９の特にセクション７．７を参照）。
【００２２】
図２は対応するフローチャートを示す図である。ステップ２００において、グラディエントエンコード無しにb=0として点A（図１参照）の磁気共鳴データを取得する。ステップ２０２において、第１の方向にグラディエントエンコードをして低いb値についてBiの磁気共鳴データを取得する。ステップ２０４において、iをインクリメントし、次のグラディエントエンコード方向についてステップ２０２を繰り返す。少なくとも６つの異なるグラディエントエンコード方向の磁気共鳴データの取得のためステップ２０２は少なくとも６回繰り返される。
【００２３】
ステップ２０６において、線形近似により測定点AとB1、B2、．．．、B6から、すなわちAとB1、AとB2、．．．、AとB6とを結ぶ直線の傾きから、傾き値miを求める。これらの傾き値は血流テンソルの完全なマッピングを与えており、ステップ２０８の血流テンソル計算ルーチンに入力される。
【００２４】
精度を高めるため、式２の拡散信号成分も血流テンソルの決定の際に考慮される。そのための方法を、図３を参照して説明する。
【００２５】
図３は、b値が高い時の図１の信号減衰曲線１００と１０２を示している。図３から明らかなように、b値が高いとき信号減衰曲線はほぼ直線となる。
【００２６】
拡散係数Dを決定するため、信号減衰曲線が線形な部分にあるb値について、２つの磁気共鳴データを取得する。例えば、b=200（点X）とb=800（点Y）について行う。
【００２７】
点XとYの間の直線の傾きが拡散係数Dである。図３に示したように点XとYの間の直線をb=0まで外挿すると1-fが得られる。このようにして、式２の拡散信号成分が得られる。留意すべきことは、説明の便宜上直線により外挿したのであって、実際のアプリケーションでは、LAPACK数学ライブラリー等に含まれている周知の数学ルーチンを用いてbi-exponential減衰を分析することが好ましい。
【００２８】
血流信号成分は、測定値Sから推定された拡散信号成分、すなわちSest=(1-f)*exp(-bD)を差し引くことにより分析する。b=0の場合、血流信号成分の値はS0*fとなり、S0’で表す。b値がゼロでない信号の場合、値S’が導かれる。ln(S0’/S’)を示すために新しい曲線を描くことができる。この曲線の傾きがPを与える。
【００２９】
言い換えると、推定された拡散信号成分を差し引くことにより、血流信号成分は測定値から分離される。fも既知なので、血流係数Pも同様に得られる。
【００３０】
例えば、これにより、傾きmiを決定する前に、拡散信号成分を差し引くことにより、図１の信号減衰曲線１００、１０２、１０４、．．．の前処理が可能となる。
【００３１】
あるいは、血流係数Pが上で説明したようにすべての拡散敏感グラディエント方向について計算される。結果として得られる一組の少なくとも６つの血流係数を用いて、血流テンソルマップを計算する。具体的には、血流テンソルの固有値、固有ベクトル、トレース等の回転不変量、またはFA（fractional  anisotropy）が導出され、可視化される。また、主固有ベクトルが実質的にcolinearなボクセルは（ユーザが選んだシードポジションから始めて）結合することができ、接続ラインを表示することができる（tractography）。
【００３２】
中間のb値における点Xの測定をさけるため、B1、B2、．．．、B6の測定値の最も高いものを低いb値に対して近似として用いることもできる。ここで考える例では、最大値はB1である（図１参照）。Dと1-fの近似値を求めるため、XとYの間の直線ではなく、YとB1の間の直線を用いることができる。
【００３３】
高いb値でのデータ取得数を最小にしておくことの利点の一つは、一回のデータ取得につき典型的には１〜３秒呼吸停止時間を延ばさなければならないからである。より高いb値でのデータ取得を完全にやめることにより、エコー時間を短くすることができるが、それはb値が高いデータ取得はグラディエントエリアを多く必要とし、エコー時間が比較的長くなるからである（典型的には６０〜９０msであり、腹部におけるT2緩和は１００msだけである）。T2緩和と比較して長いエコー時間は測定のSNRを低下させる。低いb値のみ（＜５０）を用いると必要となるグラディエントエリアが大幅に減少し、エコー時間を短くすることができる（典型的には２０〜３０ms）。これによりSNRが大幅に改善される。
【００３４】
図４は血流画像化システム４００を示すブロック図である。血流画像化システム４００は磁気共鳴データ取得装置４０２を有し、その磁気共鳴データ取得装置４０２は磁気共鳴データをコンピュータシステム４０４に供給する。例えば、一連のシングルショットエコープレイナーMR画像化シーケンスにより磁気共鳴データを取得する。
【００３５】
これらのシーケンスは、MRデータ取得装置４０２を制御する制御プログラム４０６により決定される。取得したMRデータは記憶装置４０８に記憶される。プログラム４１０は、図１ないし３を参照して上で説明した原理にしたがって、記憶装置４０８に記憶された取得したMRデータを分析する。このようにして、血流テンソルが取得され記憶装置４１２に記憶される。記憶装置４１２に記憶された血流テンソルは、画像化プログラム４１４により処理される。画像化プログラム４１４は血流テンソル画像を生成し、コンピュータシステム４０４に接続された表示部４１８に表示するためフレームバッファ４１６に記憶される。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】血流テンソルの決定と画像化の基礎を形成する磁気共鳴画像化信号を示す対数グラフである。
【図２】図１に示した信号に基づき血流テンソルを決定するためのフローチャートである。
【図３】図１の減衰曲線の範囲を広げた、本発明の別の好ましい実施形態を示す図である。
【図４】画像化システムを示すブロック図である。
【符号の説明】
【００３７】
１００  信号減衰曲線
１０２  信号減衰曲線
１０４  信号減衰曲線
４００  血流画像化システム
４０２  MRデータ取得装置
４０４  コンピュータシステム
４０６  制御プログラム
４０８  記憶装置
４１０  プログラム
４１２  記憶装置
４１４  画像化プログラム
４１６  フレームバッファ
４１８  表示部
【図１】
2006521863.tif 000003
【図２】
2006521863.tif 000004
【図３】
2006521863.tif 000005
【図４】
2006521863.tif 000006
【国際調査報告】
2006521863.tif 000007
2006521863.tif 000008