JP2013223726A - 磁気共鳴血管造影のシステムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気共鳴血管造影（ＭＲＩ）のためのシステムおよび方法を提供する。
【解決手段】１つの方法は、磁気共鳴（ＭＲ）速度データを獲得するステップ２２と、１つまたは複数の血管の距離マップを決定して２４、距離経路を規定するステップとを含む。方法はまた、ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔において、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間の移動距離を計算し２６、最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）ボーラス信号プロファイル、距離経路および合計移動距離を使用してボーラス信号を計算し、規定された時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するステップを含む。
【選択図】図１

Description

本発明は、磁気共鳴血管造影のシステム、方法およびコンピュータ可読記憶媒体等に関する。

磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）は、磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ）を使用して血管を撮像する。例えば、ＭＲＡは、狭窄、閉塞、または動脈瘤などの様々な状態を検出するため、動脈の画像を生成するのに使用されることがある。ＭＲＡは、頭部および頚部の動脈、胸部または腹部大動脈、腎動脈、および末梢動脈を含む患者の様々な領域の動脈を撮像して、血管の解剖学的構造を描写するか、または血流に関する機能情報を提供するのに使用されることがある。ＭＲＡはまた、一般的に動脈と並行して走っており、ただし血流が動脈とは逆方向である静脈の画像を生成するのに使用することができる。

ＭＲＡ画像を生成するための様々な方法がある。例えば、造影ＭＲＡ（ＣＥ−ＭＲＡ）は、造影剤を患者に注入し、造影剤が患者の動脈または静脈を通過する際に造影剤を撮像することを含む。しかし、ＣＥ−ＭＲＡでは、タイミングが重要であるため、何らかのタイミングの問題が画質の劣化をもたらす恐れがある。それに加えて、外来性の造影剤は、造影剤が身体から除去されにくいことが原因で、腎臓の機能障害をもつ患者に対しては禁忌を引き起こすことがある。かかる１つのリスクは、重度の腎機能不全をもつ患者が腎性全身性線維症（ＮＳＦ）の症状を呈した、造影剤として使用されたガドリニウムのキレートによって特定された。

位相コントラストＭＲＡ（ＰＣ−ＭＲＡ）も知られており、ＭＲ信号の位相成分の形で（動脈および静脈両方の）血液の移動速度を符号化するのに使用されている。しかし、ＰＣ−ＭＲＡは、画像の視野が限定される場合が多く、心電図（ＥＣＧ）信号を使用してトリガーすると、血流速度情報が単一の心周期に対して平均化されて集約される。

米国特許出願公開第２００９／０２５６５６８号明細書

様々な実施形態によれば、プロセッサを使用する磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のための持続性コンピュータ可読記憶媒体が提供される。持続性コンピュータ可読記憶媒体は、磁気共鳴（ＭＲ）速度データを取得し、１つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路（distance path）を規定するように、プロセッサに指令する命令を含む。持続性コンピュータ可読記憶媒体はまた、ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔で、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間の移動距離を計算し、その際、最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）ボーラス信号プロファイル、距離経路、および合計移動距離を使用してボーラス信号を計算し、その際、規定した時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するように、プロセッサに指令する命令を含む。

他の様々な実施形態によれば、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）の方法が提供される。方法は、磁気共鳴（ＭＲ）速度データを取得するステップと、１つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路を規定するステップと、ＭＲ速度データを使用して、動的仮想ボーラス（dynamic virtual bolus）の移動距離をピクセル単位で複数の画像視野にわたって統合するステップとを含む。方法はさらに、ボーラスモデルを使用して、統合した移動距離をボーラス信号に翻訳するステップを含む。

さらに他の様々な実施形態によれば、磁気共鳴（ＭＲ）速度データを獲得するように構成された撮像部分を含む、磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ）システムが提供される。ＭＲＩシステムはまた、１つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路を規定するとともに、ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔で、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間に移動した距離を計算し、その際、最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）ボーラス信号プロファイル、距離経路、および合計移動距離を使用してボーラス信号を計算し、その際、規定された時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するように構成された、仮想ボーラス磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）モジュールを有する処理部分を含む。

様々な実施形態による磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）を行う方法を示すフローチャートである。 様々な実施形態で使用される速度画像を示す図である。 様々な実施形態によるＭＲＡが適用されてもよい血管網を示す図である。 一実施形態による距離マップを示す図である。 一実施形態によるボーラスモデルを示すグラフである。 様々な実施形態にしたがって使用されてもよい速度時間波形を示す図である。 様々な実施形態による速度データを示す図である。 様々な実施形態によるＭＲＡを示す図である。 様々な実施形態によるＭＲＡを示す別の図である。 様々な実施形態による磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ）システムを示す概略ブロック図である。

特定の実施形態の以下の詳細な説明は、添付図面と併せ読むことによってより良く理解されるであろう。図面が様々な実施形態の機能ブロックの図を示すという点で、機能ブロックは必ずしもハードウェア間の区分を示すものではない。したがって、例えば、機能ブロックの１つまたは複数は、単体のハードウェアまたは複数のハードウェアの形で実現されてもよい。様々な実施形態は、図面に示される配置および手段に限定されないことを理解されたい。それに加えて、様々な図面のシステムブロックまたは方法のステップは再配置もしくは再構成されることがある。

本明細書で使用するとき、単数形で列挙され、「１つの（ａ）」もしくは「１つの（ａｎ）」という単語で始まる要素またはステップは、前記要素またはステップの複数形を除外するとの明示がない限り、複数形を除外しないものと理解されたい。さらに、「一実施形態」という言及は、列挙される特徴をやはり組み込んだ追加の実施形態が存在することを除外するものとして解釈されないものとする。さらに、逆の明示がない限り、特定の性質を有する要素もしくは複数の要素を「備える（comprising）」または「有する（having）」実施形態は、その性質を有さないかかる要素を付加的に含むことがある。

様々な実施形態は、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）、特に動的仮想ボーラスＭＲＡ（ＤＶＢ−ＭＲＡ）を提供する。様々な実施形態を実施することによって、注入造影剤を使用することなく、かつより高い時間分解能を得ることができるＭＲＡを行うことができる。造影ＭＲＡ（ＣＥ−ＭＲＡ）を使用するのとは対照的に、様々な実施形態における全体画像は、一般的に数十秒である、優先的に血管が強調される期間（即ち、標的血管内をボーラスが推移する持続時間）にわたって獲得されるものではなく、そのため、ＣＥ−ＭＲＡ画像の真の時間分解能は、数秒もしくは数十秒程度またはそれ以上である。

１つまたは複数の実施形態は、位相コントラスト獲得シーケンスの時間分解能で「仮想」ボーラスの通過をトレースまたは追跡することを可能にする、動的仮想ボーラスを使用する。様々な実施形態におけるこの時間分解能は、獲得パラメータに応じて、２０〜２００ミリ秒（ｍｓ）程度である。したがって、「仮想」ボーラスの通過をより高い時間分解能で視覚化することができる。

様々な実施形態は、血流の拍動性の視覚化を可能にする時間分解能を提供する。例えば、本明細書に記載するＤＶＢ−ＭＲＡ方法の１つは、ＣＥ−ＭＲＡよりも少なくとも１〜２桁高いなど、十分に高い時間分解能を有するので、血管の拍動性を視覚化することができる。拍動性の視覚化が可能であることによって、ＤＶＢ−ＭＲＡは、造影剤ボーラスの通過がリアルタイムで視覚化されるＸ線造影法に類似した能力を得られる。しかし、様々な実施形態は、電離放射線、侵襲性の経皮的血管内カテーテル配置、および／またはヨウ化造影媒体を使用しない。視覚化された血管拍動性、または拍動性がないことを使用して、病的な血管系を指摘することができる。したがって、様々な実施形態は、外来性の造影剤を使用することなく血管系を視覚化することに加えて、診断情報を提供してもよい。

より詳細には、様々な実施形態では、磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ）を用いて心電同期（cardiac-triggered）シネ収集で獲得した速度データは、時間および画像空間全体にわたって統合されて、動的画像を、例えば単一の心周期の持続時間を超えて継続する動的映像を作成する。動的映像は、速度符号化ＭＲＩ収集によって捕捉されるような、血管の仮想ボーラスの時間経過を反映する。また、動的映像の時間経過は単一の心周期の時間経過を超えて継続する場合がある。したがって、様々な実施形態は、高い時間分解能（例えば、一心拍当たり約２０フレーム）を有する位相コントラスト（ＰＣ）シネＭＲＡを提供する。様々な実施形態における心電同期ＰＣシネ収集は、特定の代表的な心周期にわたって（例えば、１つの心臓Ｒ波トリガーから次の心臓Ｒ波トリガーまで）血流を描写する必要がないことに留意されたい。いくつかの実施形態では、心電同期は、例えば、心電図（ＥＣＧ）信号または末梢血管脈拍ゲート信号のどちらかを使用して実現することができる。

本明細書に記載する様々な実施形態では、ＰＣシネ収集における情報を使用して、複数のボクセル（移動する血液を含む）が時間に伴って血管系を通過するのを追跡する方法が提供される。結果として得られる時間フレームは、単一の心周期を大幅に超えて継続する。具体的には、「仮想」ボーラスの通過をトレースまたは追跡する際に、心周期の特定の時点における血流の速度および方向を使用して、移動距離と血管系の次の区画の場所とが演算される。新しい位置で、心周期の次の時間間隔におけるＰＣシネ情報を使用して、次の位置までの血流の速度および方向が演算される。プロセスは、「仮想」ボーラスの通過をトレースまたは追跡するために繰り返されるので、対象の血管系全体を血液が推移するこの全体時間は、単一の心周期の時間を大幅に超えて継続することがある。

より詳細には、様々な実施形態は、ＭＲＡを行うための図１に示されるような方法２０を提供する。方法２０は、全体として、末梢動脈の拍動性の血管造影などに対して、より詳細に記載するような仮想ボーラスＭＲＡを提供する。方法２０によって、シネＰＣ速度画像を、対象の血管に沿った流体ボーラスを反映する継続的な時系列画像に変換することが可能になる。

方法２０は、２２で、ＭＲ速度データを獲得することを含む。例えば、様々な実施形態では、１つまたは複数の符号化方向における速度データを取得するため、ＰＣ ＭＲＩを用いたシネ（心拍位相）画像が獲得される。したがって、例えば、方法２０に対する入力は、図２に示されるような速度画像４０の一連の心拍位相を含んでもよい。画像４０は、任意の適切なＭＲ撮像方法を使用して獲得されてもよい。画像４０は、速度（例えば、血流）を表す一連の画像であり、白色の領域はより高い速度を表し、暗い領域はより低い速度を表す。一実施形態では、一連の画像４０は２０の画像の心周期を表し、それによって複数の時間フレームそれぞれに対する速度を決定することが可能になる。図から分かるように、画像４０は心電図（ＥＣＧ）信号４２に同期されてもよい。患者の拍動も同期トリガー信号として使用されてもよいことに留意されたい。

一連の画像４０は、一次元または複数次元のＭＲデータに対応する。例えば、一実施形態では、一方向性（１Ｄ）の速度符号化が使用され、血管内での速度はその符号化方向のフローによって支配されるものと仮定する。しかし、他の実施形態では、複数の符号化方向からのデータが使用されてもよい。血流方向の方向性に加えて、末梢血管系の拍動性を使用して、動脈信号と静脈信号を区別できることに留意されたい。様々な実施形態では、反対に、動脈の拍動性がない場合、近位または上流側に動脈疾患が存在することを示唆することに留意されたい。

次に、方法は、２４で、１つまたは複数の血管の距離マップを決定することを含む。例えば、距離マップは、例証を簡単にするために単純な血管網を示している、図３に示されるような血管網５０に対して決定されてもよい。特に、距離マップは、ボーラス５２の起点と血管の支流５６の終端５４にある終点との間で決定される。距離マップ６０の一例が図４に示される。距離マップ６０は、距離Ｘに沿ってボーラス５２（影付きの四角によって表される）の通過の全体方向を規定するのに使用されてもよい。１Ｄ速度符号化の場合、速度符号化の方向でのピクセルの座標によって画像ピクセル６２の距離マップ値Ｘが規定され、ここで、Ｘはボーラスの起点から終端まで増加する（距離マップ６０の上端から下端までで示される）。

距離マップ６０は、ベクトル矢印６４が長いほど速度が速いようにして、ベクトル矢印６４によって表される速度（ｖ）の積分を示す。距離マップ６０では、距離ｄは最新の時間間隔での移動距離を表し、距離マップ値はＸであることに留意されたい。一実施形態では、距離マップ６０は、ヒトの脚の上端から下端までの距離に対応してもよく、そのため、図４に見られるように、ボーラス５２は距離マップ６０の上端から始まり距離マップ６０の下端で終わる。ボーラスの仮定の開始点または起点は、また、患者の脚以外、またはボーラスの起点と終点との間のどこかなど、対象の他の任意の地点または領域にあってもよいことに留意されたい。

方法２０を再び参照すると、距離マップ６０を使用して、２６で、規定された時間フレームおよび速度にわたるボーラスの移動距離が計算される。様々な実施形態では、方法２０のステップ２６、２８、および３０は、各時点で、かつ各血管ピクセル６２に対して行われる。より詳細には、２６で、最新の時間間隔の間の移動距離（ｄ）は、図４に示されるような速度ｖと時間間隔Δｔとの間の積として演算される。したがって、様々な実施形態では、最新の離散的な時間フレームｔおよびピクセルｎについて、ｄ_t,n＝ｖ_t,n×Δｔである。様々な実施形態では、ＭＲ速度データが血管系構造の１つまたは複数の境界内にある場合のみ、移動距離が有効であることに留意されたい。

次に、合計移動距離（Ｄ）が最新の移動距離の分だけ増分される。したがって、時間フレームｔに対する合計移動距離は、Ｄ_t,n＝Ｄ_t-1,n＋ｄ_t,n（ｔ−１は１つ前の時間フレーム）として規定されてもよい。換言すれば、合計移動距離（Ｄ）を蓄積するカウンタに最新の移動距離（ｄ）が追加されてもよい。様々な実施形態では、規定された時間フレームであってもよい各時間ステップに対して、ボーラス５２の起点（例えば、図３に示されるような）で始まって、起点における速度に基づいて移動距離が計算される。したがって、様々な実施形態では、ボーラスの位置は必須ではなく、距離の蓄積対距離マップが使用される。

その後、２８で、ボーラスモデルが適用される。例示的なボーラスモデル７０は曲線７２によって図５に示される。しかし、異なる曲線および／または異なるボーラスモデルが使用されてもよく、例証されるボーラスモデル７０は単なる１つの非限定例であることを認識されたい。したがって、様々な実施形態では、ＸおよびＤを使用して、３０で、一実施形態における曲線７２によって表される仮定のボーラス信号プロファイルを用いてボーラス信号（Ｓ）、即ち（Ｘ−Ｄ）が取得または生成される。例えば、一実施形態では、ボーラス信号Ｓに対して、ｓ＝ｆ（Ｘ，Ｄ）のような仮定のボーラスモデル７０が適用される。

ボーラスモデル７０では、水平軸はＸ−Ｄを表し、垂直軸はボーラス信号Ｓの振幅または大きさを表す。この例では、ボーラスが所与の画像ピクセルに到達したときの信号は高レベルであり（１の値）、そうでなければ、信号が到達していない場合の信号は０である。換言すれば、ＤがＸよりも大きい場合、信号は高レベルであり、ＤがＸよりも小さい場合、信号は到達していない。曲線７２は、０と１（または任意の非０値）との間のボーラス信号Ｓの連続体を表す。したがって、一実施形態における曲線７２は、血流（例えば、血液中の造影剤のフロー）を模倣するように形作られている。

有効な到達位置は、位相コントラストシネ収集の大きさの画像から決定されるような、血管系構造内にあるものであることに留意されたい。これは、血流が血管の限界を超えて広がることができないためである。

ボーラス信号が変化した場合、または３２で決定されるように過去の反復から予め定められた量よりも変化した場合、時間ステップまたは時間が増分され、ステップ２６、２８、および３０が反復して行われる。したがって、ステップ２６、２８、および３０は、ボーラス信号Ｓ全体に変化がなくなるまで、または変化が規定された閾値もしくはレベル内になるまで繰り返される（それによって統合動作が提供される）。ボーラス信号全体の変化がない場合、または変化が規定された閾値もしくはレベル内である場合、方法２０は３４で終了し、例えば、ＭＲＡ画像が生成され表示されてもよい。表示のための様々な出力が生成されてもよいことに留意されたい。例えば、最大値投影（ＭＩＰ）処理によって示されるＳの映像は、カラー化され解剖学的構造の画像とともに表示されるボーラス信号を備えてもよい。出力の別の例は、動的情報から直接得られ、かつ到着時間マップとともに表示されてもよいボーラスの到着時間である。様々な実施形態では、外来性の造影剤の通過を時間の関数として視覚化するものに類似した、血管の充満を描写する様々な時点における画像のシーケンスが表示されてもよい。

したがって、様々な実施形態は、血流を示すピクセル単位の基準を提供する。特に、ボーラスモデルの適用を含むピクセル単位の統合は、移動距離がボーラスモデルを使用してボーラス信号に翻訳されるようにして使用される。例えば、図７に示されるように、速度データは、血管１００を通るボーラス５２の仮想通過など、仮想のボーラス通過として表示されてもよい。速度データは、例えば、伸展性を評価し、左右の血流差を識別し、かつ／または造影剤用量を管理する（即ち、ボーラスの到着時間を決定する）のに使用されてもよい。

様々な実施形態は、このように、血管系を通る「仮想」造影剤ボーラスの通過を視覚化して、動脈もしくは静脈またはそれら両方を選択的に撮像するのを可能にする。様々な実施形態は、血管系の長いセグメントの視覚化を提供し、撮像の視野によって限定されない。様々な実施形態は、外来性の造影剤または媒体を使用しない。いくつかの実施形態で結果として得られる画像は、注入された造影剤ボーラスの通過を辿るまたは追うことを探求する造影剤流出（contrast-enhanced run-off）の研究で得られるものに類似している。流出の研究では、画像データセットは最初に１つの視野内で獲得される。続いて、一般的には末梢血管系の次の「ステーション」またはセグメントを表す次の画像視野まで、静脈の信号汚染を回避するためにできるだけ迅速に、患者テーブルを前進させる。静脈汚染とは、造影剤ボーラスが血管系を推移し、静脈血管系にあるときに画像を獲得することである。結果として得られる画像は動脈および静脈両方からの信号を含むことになるので、静脈汚染は理想的なものではなく、動脈または静脈疾患の正確な診断を混乱させる可能性がある状況である。

しかし、様々な実施形態は、造影剤の有無にかかわらず適合性をもつ方法を提供し、造影剤または媒体の存在は、位相コントラスト獲得パルスシーケンスにおける画像の信号雑音比を増加させるために提供されてもよいことに留意されたい。また、様々な実施形態では、造影剤または媒体の通過がなく、かつ静脈汚染の可能性がないため、単一の走査位置または画像視野における画像獲得に対する時間制限はない。さらに、時間制限がないので、より高い空間分解能の画像を獲得することができるか、または画像全体の信号雑音比を改善するために信号平均の数を増加させることができる。さらに、様々な実施形態は、低用量（例えば、０．１ｍｍｏｌ／ｋｇ）または高用量（例えば、０．３ｍｍｏｌ／ｋｇ）のＧｄキレート造影剤の投与後に適用可能である。

さらに、様々な実施形態はまた、造影剤または媒体が患者に投与され続けた後に使用されてもよいことに留意されたい。血液中の造影剤および媒体の存在は、最初にボーラスを投与してから数分後であっても、依然として血液のＴ１緩和時間を低減する効果を有して、画像の信号雑音比を改善する。したがって、様々な実施形態は、造影媒体を有さない血管系を視覚化するか、あるいは（血管系を強調する以外の目的で）造影剤投与後の血管系の視覚化を可能にすることができる。後者の一例は、腫瘍の強調を排除するための、患者に最初に造影剤を投与することであってもよいが、第２の造影剤ボーラスを投与する必要なしに、特定の血管範囲の視覚化を改善することを可能にする。

数秒から数十秒を要する、様々な実施形態による血管系を通る「仮想」ボーラスの視覚化が使用されてもよい。様々な実施形態は、特定の時間間隔における移動距離および方向を演算することによって、「仮想」ボーラスの通過を「辿る」。新しい位置において、その場所から移動した距離および方向が次に演算される。血管系の論理上の端部に達するまでプロセスは継続する。「仮想」ボーラスの通過がトレースされるので、血管系を表す画像のピクセルは視覚化のために適宜目立つようにされてもよい。

変形および修正が想到されることに留意されたい。例えば、いくつかの実施形態による血管の分類またはセグメント化（例えば、１つもしくは複数の動脈または静脈、あるいは１つまたは複数の血管の組を検出するため）は、先験的に、あるいは速度データから得られてもよい。例えば、図６に示されるような仮定の動脈の速度時間波形９０は、マッチフィルタリングプロセスを使用するなどによって、動脈を検出するのに使用されてもよい。動脈の速度時間波形９０は、心拍位相に対する平均速度を表す曲線９２によって規定される。また、血管ピクセルのセグメント化または決定は、例えば、同じＭＲ速度データから、または別のデータセットから導き出されてもよいことに留意されたい。

それに加えて、分枝血管および閉塞を考慮に入れるため、速度の領域選択性が提供されてもよい。例えば、過去の時間間隔から追加されたボーラス信号の基準、および評価済みのピクセルまでの半径方向距離の両方を使用することができ、つまり、Ｘ値は多方向性であることができ、かつ時間とともに変動する可能性がある。

それに加えて、単純なボーラスプロファイル７０の代わりに、幅ｗを前提とした、０と１との間の正規化数を有する（Ｘ−Ｄ）の誤差関数である、異なるボーラス信号モデルが使用されてもよい。例えば、複雑なモデルは、時間に伴う拡散の影響を組み込んでもよい。

したがって、渦電流によるバックグラウンド位相の補正、血管のセグメント化、移動速度および距離の領域ベースの処理、ならびにボーラス信号プロファイルの選択、およびＤＶボーラス画像を表示するための様々な手法を含む様々な前処理ステップが、シネＰＣ−ＭＲＩデータに適用されてもよい。

したがって、図８に示されるように、画像１１０によって示される位相差およびプロファイル９０を使用して、様々な実施形態にしたがって統合ボーラス画像１１２が生成されてもよい。様々な実施形態は、ＰＣ−ＭＲＩからの速度データが時間に伴って統合されて移動距離が決定され、固定の距離経路に関して移動距離が処理される、ＤＶＢ−ＭＲＡを提供する。次に、移動距離および移動経路の関数である、仮定のボーラス信号プロファイルが適用される。図８の図は、２０位相、すべてのピクセルに対して同じ速度プロファイル、および４位相の時間分解能を有する、１０００ミリ秒（ｍｓ）の心拍持続時間（cardiac duration）に対応する。血管毎に１つの経路が仮定されることに留意されたい。

別の例として、図９は、仮想ボーラスプロセスの結果を提供する様々な実施形態の出力を示す。画像はヒトの大腿部から膝までの画像を表す。画像シーケンス１２０は、各ＭＩＰフレーム１２６間が２．２秒として示される、より長い期間にわたる仮想ボーラスシーケンスを表す。画像シーケンス１２２は、各ＭＩＰフレーム１２８間が７１ミリ秒として示される、より短い期間にわたる仮想ボーラスシーケンスを表す。それに加えて、ＰＣ画像１２４は、画像シーケンス１２０または１２２と組み合わせて（例えば、同じ画面上にもしくは別個に）表示されてもよい。画像シーケンス１２０および１２２は、フレーム当たり４つの獲得値を有する２０位相にわたる上下（図中の垂直）方向での速度符号化を含む、二次元のシネＰＣを表す。

図９の画像は、ＤＶＢ−ＭＲＡ以外の画像獲得方法とともに外来性の造影剤を使用するよりも、様々な実施形態において高い、かつ場合によっては大幅に高い時間分解能で、時間に伴う「仮想」造影剤ボーラスの通過を示す、代表的なデータセットを提供する。本明細書に記載するＤＶＢ−ＭＲＡ方法の１つまたは複数は、末梢血管における血流の真の拍動性を視覚化することができ、また、末梢血管系の左右の動脈樹間における充満の差（differential filling）を示す。血流の動的性質を描写することに加えて、末梢血管系の拍動性を説明することが可能なことによって、血管の伸展性など、他の診断情報が得られる。

様々な実施形態は、異なるＭＲＩシステムを用いて実現されてもよい。例えば、図１０に示されるＭＲＩシステム２００は、一般に、ガントリー２１０内に磁石２１２を、例えば、磁石コイル支持構造上で指示されてもよい、コイルから形成される超伝導磁石を含む。ヘリウム容器２３２（クライオスタットとも呼ばれる）は磁石２１２を取り囲み、液体ヘリウムで充填されてもよい。液体ヘリウムは、コールドヘッドスリーブおよび／または熱シールドを冷却するのに使用されてもよい。

断熱材２３４は、ヘリウム容器２３２の外表面および磁石２１２の内表面を取り囲んで設けられる。複数の傾斜磁場コイル２３６が超伝導磁石２１２の内部に設けられ、ＲＦ送信コイル２３８が複数の傾斜磁場コイル２３６内に設けられる。

いくつかの実施形態では、ＲＦ送信コイル２３８は送受信コイルと置き換えられてもよい。ガントリー２１０内の構成要素は全体として撮像部分２０２を形成する。磁石２１２は円筒形状であるが、他の磁石形状を使用できることに留意されたい。

処理部分２０６は、一般に、コントローラ２４０、主磁場制御部２４２、傾斜磁場制御部２４４、メモリ２４６、表示デバイス２４８、送受信（Ｔ−Ｒ）スイッチ２５０、ＲＦ送信機２５２、および受信機２５４を含む。

動作の際、撮像すべき患者またはファントムなどの物体の身体を、適切な支持体、例えば患者テーブル上でボア２１４内に配置する。磁石２１２は、ボア２１４を横切る均一かつ静的な主磁場Ｂｏを作り出す。ボア２１４内、およびそれに相応して患者の体内における電磁場の強度は、主磁場制御部２４２を介してコントローラ２４０によって制御され、コントローラ２４０は超伝導磁石２１２に対する付勢電流の供給も制御する。

１つまたは複数の傾斜コイル要素を含む傾斜磁場コイル２３６は、３つの直交方向ｘ、ｙ、およびｚのうち任意の１つまたは複数で、磁石２１２内のボア２１４における磁場Ｂｏに対して傾斜磁場を課すことができるようにして設けられる。傾斜磁場コイル２３６は、傾斜磁場制御部２４４によって付勢され、やはりコントローラ２４０によって制御される。

複数のコイルを含んでもよいＲＦ送信コイル２３８は、ＲＦ磁気パルスを送信し、かつ／または任意にそれと同時に、受信コイル要素が設けられない場合に患者からのＭＲ信号を検出するように配列される。受信コイルが設けられる場合、コイルは、任意のタイプまたは構成のもの、例えば膝用コイルなど、別個の受信表面コイル（receive surface coil）であってもよい。受信表面コイルは、ＲＦ送信コイル２３８内に設けられるＲＦコイルのアレイであってもよい。

ＲＦ送信コイル２３８および受信表面コイルはそれぞれ、Ｔ−Ｒスイッチ２５０によってＲＦ送信機２５２または受信機２５４の一方に選択可能に相互接続される。ＲＦ送信機２５２およびＴ−Ｒスイッチ２５０は、ＲＦ磁場パルスまたは信号がＲＦ送信機２５２によって生成され、患者の体内の磁気共鳴を励起するために患者に選択的に適用されるように、コントローラ２４０によって制御される。ＲＦ励起パルスが患者に適用されている間、Ｔ−Ｒスイッチ２５０も作動させて、受信表面コイルを受信機２５４から遮断する。

ＲＦパルスの適用後、Ｔ−Ｒスイッチ２５０を再び作動させて、ＲＦ送信コイル２３８をＲＦ送信機２５２から遮断し、かつ受信表面コイルを受信機２５４に接続する。受信表面コイルは、患者の体内の励起された核から生じるＭＲ信号を検出または感知するように動作し、ＭＲ信号を受信機２５４に通信する。これらの検出されたＭＲ信号は次いで、コントローラ２４０に通信される。コントローラ２４０は、例えば、ＭＲ信号の処理を制御して患者の画像を表す信号を作り出すプロセッサ（例えば、画像再生プロセッサ）を含み、この処理には、動的仮想ボーラスＭＲＡモジュール２６０など、本明細書に記載される様々な実施形態の１つまたは複数を行う仮想ボーラスＭＲＡモジュールを使用することを含んでもよい。仮想ボーラスＭＲＡモジュール２６０は、ハードウェア、ソフトウェア、またはそれらの組み合わせの形で実現されてもよいことに留意されたい。また、画期的な仮想ボーラスＭＲＡモジュール２６０は、プロセッサ２０８と別個であるか、またはその一部として設けられてもよい。

画像を表す処理済み信号は、画像の視覚的表示を提供するため、表示デバイス２４８にも送信される。具体的には、ＭＲ信号は、視認可能な画像を得るためにフーリエ変換されたｋ空間を充填するか、またはそれを形成する。次に、画像を表す処理済み信号は表示デバイス２４８に送信される。

様々な実施形態および／または構成要素、例えばモジュール、もしくはその中の構成要素およびコントローラは、また、１つもしくは複数のコンピュータまたはプロセッサの一部として実現されてもよい。コンピュータまたはプロセッサは、コンピュータデバイス、入力デバイス、表示部、および例えばインターネットにアクセスするためのインターフェースを含んでもよい。コンピュータまたはプロセッサはマイクロプロセッサを含んでもよい。マイクロプロセッサは通信バスに接続されてもよい。コンピュータまたはプロセッサはまた、メモリを含んでもよい。メモリは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）および読出し専用メモリ（ＲＯＭ）を含んでもよい。コンピュータまたはプロセッサはさらに、記憶デバイスを含んでもよく、記憶デバイスは、ハードディスクドライブ、または光ディスクドライブ、固体ディスクドライブ（例えば、フラッシュＲＡＭ）などの取外し可能な記憶ドライブであってもよい。記憶デバイスはまた、コンピュータプログラムもしくは他の命令をコンピュータまたはプロセッサにロードするための他の類似の手段であってもよい。

本明細書で使用するとき、「コンピュータ」または「モジュール」という用語は、マイクロコントローラ、縮小命令セットコンピュータ（ＲＩＳＣ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、論理回路、および本明細書に記載される機能を実行することができる他の任意の回路またはプロセッサを使用するシステムを含む、任意のプロセッサベースあるいはマイクロプロセッサベースのシステムを含んでもよい。上述の例は単なる例示であり、したがって、「コンピュータ」という用語の規定および／または意味をいかなる形でも限定しようとするものではない。

コンピュータまたはプロセッサは、入力データを処理するため、１つまたは複数の記憶素子に格納された命令セットを実行する。記憶素子はまた、所望に応じてもしくは必要に応じて、データまたは他の情報を格納してもよい。記憶素子は、処理機械内の情報源または物理的メモリ素子の形態であってもよい。

命令セットは、様々な実施形態の方法およびプロセスなどの特定の動作を行うように、処理機械としてのコンピュータまたはプロセッサに命令する、様々なコマンドを含んでもよい。命令セットは、ソフトウェアプログラムの形態であってもよく、それは、１つもしくは複数の有形の持続性コンピュータ可読媒体の一部を形成してもよい。ソフトウェアは、システムソフトウェアまたはアプリケーションソフトウェアなど、様々な形態であってもよい。さらに、ソフトウェアは、別個のプログラムもしくはモジュールの集合体、より大きいプログラム内のプログラムモジュール、またはプログラムモジュールの一部分の形態であってもよい。ソフトウェアはまた、オブジェクト指向プログラミングの形態のモジュラープログラミングを含んでいてもよい。処理機械による入力データの処理は、オペレータコマンドに応答して、または過去の処理結果に応答して、または別の処理機械によってなされる要求に応答してのものであってもよい。

本明細書で使用するとき、「ソフトウェア」および「ファームウェア」という用語は交換可能であり、ＲＡＭメモリ、ＲＯＭメモリ、ＥＰＲＯＭメモリ、ＥＥＰＲＯＭメモリ、および持久ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）メモリを含む、コンピュータによる実行のためにメモリに格納された任意のコンピュータプログラムを含む。上述のメモリのタイプは単なる例示であり、したがって、コンピュータプログラムの格納に使用可能なメモリのタイプに関して限定するものではない。

上述の説明は例証であり、限定を意図するものではないことを理解されたい。例えば、上述の実施形態（および／またはそれらの態様）は、互いに組み合わせて使用されてもよい。それに加えて、特定の状況または材料を、様々な実施形態の範囲から逸脱することなくそれらの教示に適応させるため、多くの修正がなされてもよい。本明細書に記載される材料の寸法およびタイプは、様々な実施形態のパラメータを規定しようとするものであるが、いかなる意味でも限定的ではなく、単なる例示である。上述の記載を精査することにより、他の多くの実施形態が当業者には明白となるであろう。したがって、様々な実施形態の範囲は、添付の請求項、ならびにかかる請求項が付与される等価物の全範囲を参照することによって決定されるべきものである。添付の請求項において、「含む（including）」および「その際（in which）」という用語は、「備える（comprising）」および「その際（wherein）」という用語それぞれの平易な英語の等価物として使用される。さらに、以下の請求項において、「第１」、「第２」、および「第３」などの用語は単に分類として使用されるものであり、それら対象物に対して数値的な要件を与えようとするものではない。さらに、以下の請求項における限定事項は、ミーンズプラスファンクション形式で記述されておらず、かかる請求項の限定事項が「〜のための手段」という語句を明示的に使用し、それに続いてさらなる構造を含まない機能について記述していない限り、米国特許法第１１２条第６項に基づいて解釈すべきではない。

本明細書は、実施例を使用して、最良の形態を含む様々な実施形態について開示するとともに、任意のデバイスまたはシステムの作成と使用および任意の組み込まれた方法の実行を含む、当業者による様々な実施形態の実施を可能にしている。様々な実施形態の特許可能な範囲は請求項によって規定され、当業者には想起される他の実施例を含んでもよい。他のかかる実施例は、請求項の文言と異ならない構造的要素を有する場合、または請求項の文言と実質的に異ならない等価の構造的要素を含む場合、請求項の範囲内にあるものとする。

４０ 画像
４２ 心電図
５０ 血管網
５２ ボーラス
５４ 終端
５６ 血管の支流
６０ 距離マップ
６２ ピクセル
６４ ベクトル矢印
７０ ボーラスモデル
７２ 曲線
９０ 速度時間波形
９２ 曲線
１００ 血管
１１０ 画像
１１２ 統合ボーラス画像
１２０ 画像シーケンス
１２２ 画像シーケンス
１２４ ＰＣ画像
１２６ ＭＩＰフレーム
１２８ ＭＩＰフレーム
２００ ＭＲＩシステム
２０２ 撮像部分
２０６ 処理部分
２０８ プロセッサ
２１０ ガントリー
２１２ 磁石
２１４ ボア
２３２ ヘリウム容器
２３４ 断熱材
２３６ 傾斜磁場コイル
２３８ ＲＦ送信コイル
２４０ コントローラ
２４２ 主磁場制御部
２４４ 傾斜磁場制御部
２４６ メモリ
２４８ 表示デバイス
２５０ Ｔ−Ｒスイッチ
２５２ ＲＦ送信機
２５４ 受信機
２６０ 動的仮想ボーラスＭＲＡモジュール

Claims (25)

1. プロセッサを使用した磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のための持続性コンピュータ可読記憶媒体であって、
   磁気共鳴（ＭＲ）速度データを取得し、
   １つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路を規定し、
   前記ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔で、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間の移動距離を計算し、その際、前記最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）ボーラス信号プロファイル、前記距離経路および合計移動距離を使用してボーラス信号を計算し、その際、規定された時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するように、前記プロセッサに指令する命令を含む、持続性コンピュータ可読記憶媒体。
2. 前記命令が、計算された前記ボーラス信号の変化が規定された閾値内になるまで、前記計算を反復して行うように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
3. 前記命令が、１つまたは複数の符号化方向におけるＭＲ速度データを含むシネ画像を獲得するように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
4. 前記命令が、血管網における前記ボーラスの仮定の起点から血管の支流の１つまたは複数の終点までの、前記血管網における前記距離マップを決定するように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
5. 前記ボーラス信号プロファイルが、前記移動距離および前記移動経路の関数としての仮定のプロファイルである、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
6. 前記命令が、ピクセル単位の統合を使用して前記計算を行うように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
7. 前記命令が、ボーラスモデルを使用して前記合計移動距離を前記ボーラス信号に翻訳するように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
8. 前記命令が、前記ＭＲ速度データが血管系構造の１つまたは複数の境界内にある場合のみ、前記移動距離が有効であることを決定するように前記プロセッサに指令する、請求項１記載の持続性コンピュータ可読記憶媒体。
9. 磁気共鳴（ＭＲ）速度データを取得するステップと、
   １つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路を規定するステップと、
   前記ＭＲ速度データを使用して、動的仮想ボーラスの移動距離をピクセル単位で複数の視野にわたって統合するステップと、
   ボーラスモデルを使用して、統合した前記移動距離をボーラス信号に翻訳するステップと
   を含む、磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）のための方法。
10. 前記ボーラス信号に基づいた時間の関数として血管の充満を描写する、異なる時点における画像のシーケンスを表示するステップをさらに含む、請求項９記載の方法。
11. 前記統合するステップおよび翻訳するステップが、前記ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔において、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間の移動距離を計算し、その際、前記最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）前記ボーラスモデルによって規定されるボーラス信号プロファイル、前記距離経路、および前記合計移動距離を使用して前記ボーラス信号を計算し、その際、規定された時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するステップを含む、請求項９記載の方法。
12. 計算された前記ボーラス信号の変化が規定された閾値内になるまで、前記計算を反復して行うステップをさらに含む、請求項１１記載の方法。
13. 前記取得するステップが、１つまたは複数の符号化方向におけるＭＲ速度データを含むシネ画像を獲得するステップを含む、請求項９記載の方法。
14. 前記距離マップを決定するステップが、血管網における前記ボーラスの仮定の起点から血管の支流の１つまたは複数の終点までの、前記血管網における前記距離マップを決定するステップを含む、請求項９記載の方法。
15. 前記ボーラスモデルが、前記移動距離および前記距離経路の関数としての仮定のプロファイルであるボーラス信号プロファイルを含む、請求項９記載の方法。
16. 磁気共鳴（ＭＲ）速度データを獲得するように構成された撮像部分と、
    １つまたは複数の血管の距離マップを決定して距離経路を規定するとともに、前記ＭＲ速度データを使用して、複数の時間間隔で、かつ複数のピクセルに関して、（ｉ）最新の移動距離として、最新の時間間隔の間の移動距離を計算し、その際、前記最新の移動距離の分だけ合計移動距離を増分し、（ｉｉ）ボーラス信号プロファイル、前記距離経路および合計移動距離を使用してボーラス信号を計算し、その際、規定された時間ステップの分だけ最新の時間間隔を増分するように構成された動的仮想ボーラス磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ）モジュールを有する処理部分と
    を備える、磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ）システム。
17. 前記動的仮想ボーラスＭＲＡモジュールが、計算された前記ボーラス信号の変化が規定された閾値内になるまで、前記計算を反復して行うように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
18. 前記撮像部分が、１つまたは複数の符号化方向におけるＭＲ速度データを含むシネ画像を獲得するように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
19. 前記動的仮想ボーラスＭＲＡモジュールが、血管網における前記ボーラスの仮定の起点から血管の支流の１つまたは複数の終点までの、前記血管網における前記距離マップを決定するように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
20. 前記ボーラス信号プロファイルが、前記移動距離および前記距離経路の関数としての仮定のプロファイルである、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
21. 前記動的仮想ボーラスＭＲＡモジュールが、ピクセル単位の統合を使用して前記計算を行うように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
22. 前記動的仮想ボーラスＭＲＡモジュールが、ボーラスモデルを使用して前記合計移動距離を前記ボーラス信号に翻訳するように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
23. 前記複数のピクセルが、前記ＭＲ速度データから特定される血管系ピクセルである、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
24. 前記複数のピクセルが、前記ＭＲ速度データとは別個の画像データ源から特定される血管系ピクセルである、請求項１６記載のＭＲＩシステム。
25. 前記動的仮想ボーラスＭＲＡモジュールが、造影ＭＲＡ用の造影剤の注入後に前記決定および計算を行うように構成される、請求項１６記載のＭＲＩシステム。