JP2006158512A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】MRI装置で心筋灌流撮像により取得した時系列画像を用いて局所血流量を導出する心筋機能解析において、血流量の定量性を向上する。
【解決手段】検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する飽和回復シーケンスと、前記検査対象に所定の手順で前記高周波磁場と傾斜磁場とを印加して画像作成に使用するMR信号を所定のスライスから発生させる画像取得シーケンスとを含むパルスシーケンスを行う。飽和回復シーケンスと画像取得シーケンスとを、この順番で検査対象の一心拍内に複数回実行するとともに、飽和回復シーケンスと心拍の心電R波との間に、検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する1以上のダミー飽和回復シーケンスを実行する。これにより、飽和回復シーケンスの間隔を一定間隔に近づけ、スライス間の磁化状態のばらつきを低減する。
【選択図】図3
【解決手段】検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する飽和回復シーケンスと、前記検査対象に所定の手順で前記高周波磁場と傾斜磁場とを印加して画像作成に使用するMR信号を所定のスライスから発生させる画像取得シーケンスとを含むパルスシーケンスを行う。飽和回復シーケンスと画像取得シーケンスとを、この順番で検査対象の一心拍内に複数回実行するとともに、飽和回復シーケンスと心拍の心電R波との間に、検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する1以上のダミー飽和回復シーケンスを実行する。これにより、飽和回復シーケンスの間隔を一定間隔に近づけ、スライス間の磁化状態のばらつきを低減する。
【選択図】図3
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、MRI)装置に関し、特に心筋灌流(perfusion)撮像を行うMRI装置に関する。
MRI装置における心筋灌流 (perfusion)撮像法は、心電同期下において、1心拍で3〜4スライス、或いは2心拍で6〜8スライスの画像データ取得を、同じスライス範囲に約1分間繰り返すことにより、各スライスの時系列画像を得る。撮影期間中には、検査対象に造影剤を投与する。これにより取得された各スライスの時系列画像には、造影剤が心筋に流入し流出する様子が、画像上の信号強度の変化として表示される。信号強度変化は、造影剤流入による心筋の緩和時間T1の変化に起因しており、血流が正常な部位は造影剤の流入によりT1が短縮するため信号強度が時系列に増加し、虚血部位は、造影剤が流入しないためT1が殆ど短縮せず、信号増加に乏しい領域となる。
取得された時系列画像に、関心領域を設定し、関心領域において造影剤流入後所定時点付近の信号強度値が造影剤流入前の信号強度値に対してどれくらい増加しているかその割合(以下、信号変化率と称する)を求め、予め求めておいた信号変化率と造影剤濃度との関係と対比することにより、その時点までに関心領域に蓄積された造影剤濃度を定量的に求めることができる。心筋単位体積に蓄積される造影剤濃度は血流量に比例すると考えることができるため、時系列画像に設定した複数の関心領域について造影剤濃度を求めることにより、心筋の虚血部位とその重症度を判断する指針となる。造影剤濃度を定量的に求める手法については、例えば非特許文献1に記載されている。
心筋灌流撮像法では、緩和時間T1の差異を信号強度の差異として撮像するため、その撮像パルスシーケンスは、T1強調のためのスライス非選択の飽和回復(saturation recovery)シーケンス(以下、SRシーケンスと称する)と画像取得シーケンスとを含む。例えば、2心拍で6スライスを取得する場合の一般的なシーケンスは、図11のようになる。図11は、SRシーケンス及び画像取得シーケンスと、それらシーケンスにおいて高周波磁場により励起されるスライスとの対応を線表として示しており、対象スライスを黒丸で示している。心電R波との同期により拡張期を判断し、第1心拍の拡張期において、第1、第2、第3のSRシーケンス11、12、13を実行して、各SRシーケンスの後にそれぞれ第1、第2、第3の画像取得シーケンス21、22、23を実行する。SRシーケンスは、所定のフリップ角(以下、FA)の高周波磁場パルスを照射して全スライスの核磁化を抑制するシーケンスである。第1、第2、第3の画像取得シーケンスは、それぞれ第1、第3、第5のスライスの画像作成に必要なMR信号を取得する。画像取得シーケンス21には、エコープラナーイメージング法やグラディエントエコー系のシーケンスが用いられる。第2心拍においても同様に、拡張期において、3回のSRシーケンス14、15、16と3回の画像取得シーケンス24、25、26を実施し、第2、第4、第6のスライスの画像作成に必要なMR信号を取得する。
Magnetic Resonance in Medicine47:482-491(2002)
Magnetic Resonance in Medicine47:482-491(2002)
しかしながら、一般的な図11のような灌流撮像パルスシーケンスにおいて、SRシーケンス11〜16の印加間隔に注目すると、これらは時間軸上で不等間隔になる。すなわち、同一心拍内のSRシーケンスの間隔Tsr32、Tsr33等は等間隔(例えば150〜300ms)に設定可能であるが、心電R波の前後のSRシーケンス13、14の間隔Tsr31は、心臓収縮期を挟む必要があるために必然的に長くなる。例えばTsr31は、500ms以上となる例が多い。
静磁場強度1.5Tの場合、造影剤が流入前の正常心筋の緩和時間T1は867msであり、約1心拍の時間長に相当する。よって、正常心筋の核磁化には、十分に回復する前に不等間隔でSRシーケンスが印加される。すなわち、画像取得シーケンス24時点の核磁化は、長い間隔Tsr31を開けてSRシーケンス13、14が印加されている状態であり、これに対して画像取得シーケンス25時点の核磁化は、短い間隔Tsr32で2回のSRシーケンス14、15を印加された状態であり、画像取得シーケンス26時点の核磁化は、短い間隔Tsr32,33で3回SRシーケンスを印加された状態である。通常、不等間隔にSRシーケンスを受けても核磁化は定常状態にならないため、各画像取得シーケンスで造影剤流入前の正常心筋の核磁化に差が生じており、取得されるスライスごとに正常心筋の信号強度が異なる。
一方、造影剤流入後の正常心筋は、緩和時間T1が短くなっているため、不等間隔のSRシーケンスの影響を受けにくく、信号強度にはほとんど影響がない。造影剤濃度の定量化方法は、造影剤流入により所定時点の信号強度値が造影剤流入前の信号強度値に対してどれくらい増加しているかを示す割合(信号変化率)を求め、これを基準となる値と対比する方法を用いることができる。ところが、不等間隔でSRシーケンスを印加されたことにより、造影剤流入前の信号強度はスライス毎に異なる影響を受けているのに対し、造影剤流入後の信号強度はほとんど影響を受けないため、上記信号変化率がスライス毎にばらついてしまい、正確な定量化の妨げになる。
本発明の目的は、心筋灌流撮像を行うMRI装置において、時系列画像を用いて導出される血流量の定量性を向上させることにある。
上記目的を達成するために、本発明は傾斜磁場発生部と高周波磁場発生部と信号検出部とを制御して、検査対象の心拍の同期信号に基づいて所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、パルスシーケンスは、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する飽和回復シーケンスと、前記検査対象に所定の手順で前記高周波磁場と傾斜磁場とを印加して画像作成に使用するMR信号を所定のスライスから発生させる画像取得シーケンスとを含み、前記飽和回復シーケンスと前記画像取得シーケンスとを、この順番で検査対象の一心拍内に複数回実行するとともに、前記飽和回復シーケンスと心拍の同期信号との間に、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する1以上のダミー飽和回復シーケンスを実行する。これにより、飽和回復シーケンスの間隔を一定間隔に近づけ、スライス間の磁化状態のばらつきを低減する。
ダミー飽和回復シーケンスは、飽和回復シーケンスと心拍の同期信号との間に、2以上を実行することができ、2以上の前記ダミー飽和回復シーケンスのうちの少なくとも1つは、核磁化の励起角度を前記飽和回復シーケンスの核磁化励起角度と異なる角度に設定にすることができる。
また、2以上のダミー飽和回復シーケンスの印加時間間隔を、その心拍内で実行される複数の飽和回復シーケンスの印加時間間隔とは異なる間隔にすることができる。
上記目的を達成するための本発明の別の態様では、検出されたMR信号に対して演算処理を行う演算部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、演算手段は、造影剤を投与した検査対象の複数スライスの撮影を繰り返して得られたスライス毎の時系列画像を用いて、設定された関心領域について造影剤投与前の信号強度に対する造影剤投与後の信号強度の増加割合ΔSをスライス毎に算出し、算出した増加割合ΔSと、模擬試料を用いてスライスごとに予め求めておいた増加割合ΔS0と造影剤濃度の関係とから、検査対象のスライスごとの造影剤濃度を求める。これにより、スライス間の磁化状態に起因する信号強度のばらつきが、算出される造影剤濃度に与える影響を低減することができる。
模擬試料について増加割合ΔS0をスライスごとに求める際に、検査対象の時系列撮像時と同じシーケンスを用いることにより、模擬試料の撮像スライスの順序と検査対象の撮像スライスの順序とを対応させることが可能である。
以下、本発明の実施の形態について図面を用いて説明する。
(第1の実施の形態)
第1の本実施の形態のMRI装置の構成について図1を用いて説明する。本実施の形態のMRI装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置101、患者などの検査対象102を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド103と、高周波磁場(RF)パルスを検査対象102に印加し、磁気共鳴(MR)信号を検出するための高周波磁場(RF)コイル104、ならびに、撮像空間にX方向、Y方向、Z方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル105、106、107を有している。
(第1の実施の形態)
第1の本実施の形態のMRI装置の構成について図1を用いて説明する。本実施の形態のMRI装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置101、患者などの検査対象102を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド103と、高周波磁場(RF)パルスを検査対象102に印加し、磁気共鳴(MR)信号を検出するための高周波磁場(RF)コイル104、ならびに、撮像空間にX方向、Y方向、Z方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル105、106、107を有している。
高周波磁場コイル104には、高周波磁場を発生させるための高周波電流を供給する高周波電源108と、受信したエコー信号を増幅する増幅器114が接続されている。高周波電源108には、変調器113と、高周波信号を発振する発振器112が接続されている。増幅器114には、増幅後の信号をA/D変換し検波する受信器115が接続されている。受信器115が検出したMR信号は、計算機118に受け渡される。計算機118は、受信器115から受け取ったMR信号と、接続されている記憶媒体117に格納されている撮影条件などのデータとを参照して画像再構成を行う。再構成した画像は、計算機に接続されているディスプレイ119に表示される。また、傾斜磁場発生コイル105、106、107には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源109、110、111が接続されている。
傾斜磁場電源109、110、111、発振器112、高周波電源108、増幅器114および受信器115は、これらの動作を制御する制御装置116に接続されている。制御装置116は、記憶媒体117に予め格納されているプログラムを読み込んで実行することにより、接続されている各部に所定のタイミングで制御信号を出力して動作させ、パルスシーケンスを実現する。パルスシーケンスのパラメータとなる具体的な撮像条件は、予め設定された条件を用いるか、または入力部121によりオペレータより受け付けた条件を用いる。また、制御装置116には、検査対象102である患者に取り付けられた心電計120が接続され、その出力信号を受け取っており、心電同期でパルスシーケンスを行うことが可能である。
パルスシーケンス実行時の各部の動作について簡単に説明する。入力部121を介してオペレータにより指定された撮影条件に従い、制御装置116は、傾斜磁場電源109〜111に制御信号を送信し、傾斜磁場コイル105〜107により撮像空間に所望の方向の傾斜磁場を発生させる。同時に、発振器112および変調器113に命令を送信して所定の高周波磁場波形を生成させ、この波形を持つ電流信号を高周波電源108により生じさせ、高周波磁場コイル104に送る。これにより高周波磁場コイル104は高周波磁場パルス(RFパルス)を発生し、検査対象102に印加する。検査対象102から発生したMR信号は、高周波磁場コイル104により受信された後、増幅器114で増幅され、受信器115でA/D変換と検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値が記憶媒体117に格納されているので、制御装置116がこれを読み出し、受信器115にセットする。検波されたMR信号は、計算機118に送られて画像再構成処理が適用される。画像再構成等の結果はディスプレイ119に表示される。
つぎに、本実施の形態のMRI装置で灌流撮像と、造影剤濃度の定量化を行う手順について図2を参照して説明する。
まず、模擬試料を用いた実験により、造影剤濃度と信号変化率が比例関係となる撮像条件(画像取得シーケンスの各パラメータや造影剤濃度等)と、そのときの造影剤濃度と信号変化率との関係(キャリブレーション直線)とを予め求め、これを記憶媒体117の記憶領域117aに格納しておく(図2の工程1、工程2)。キャリブレーション直線については、後で具体的に説明する。
つぎに、工程1で求めた撮像条件により撮像パルスシーケンスを開始し、各スライスについて時系列画像を取得する(工程3)。なお、撮像の途中で造影剤を検査対象102に投与することにより、時系列画像として造影剤の心筋への流入および流出の様子を示す画像を取得する。撮像パルスシーケンスについて図3を用いて説明する。この撮像パルスシーケンスでは、各心拍のSR(飽和回復)シーケンス11〜13,14〜16の前にダミーのSRシーケンス111、114を印加することにより、SRシーケンスの間隔を一定間隔に近づけるものである。
具体的には、図3の灌流撮像パルスシーケンスは、2心拍で6スライスを取得するシーケンスを繰り返し行うシーケンスであり、T1強調のためのスライス非選択のSRシーケンス11〜16と画像取得シーケンス21〜26とダミーSRシーケンス111、114とを含む。図3の下部には、図3の上部に示したシーケンスにより高周波磁場により励起されるスライスを黒丸で示している。ダミーSRシーケンス111、114とSRシーケンス11〜16は、所定のフリップ角(以下、FA)の高周波磁場パルスを照射して全スライスの核磁化を励起することにより、画像取得シーケンス21〜26で取得される磁化信号を抑制するシーケンスであり、フリップ角は70〜90度のうち所定の角度に設定されている。画像取得シーケンス21〜26は、高速で画像構成に必要なMR信号を取得できるシーケンスであり、その撮像パラメータは、記憶媒体117の記憶領域117aに工程2で格納した撮像条件を用いる。例えば、画像取得シーケンスとしては、エコープラナーイメージング法やグラディエントエコー系のシーケンスを用いることができる。
制御装置116は、心電計120から受け取った心電R波との同期により拡張期を判断し、第1心拍の拡張期において、所定の時間間隔50で第1、第2、第3のSRシーケンス11、12、13を実行して、SRシーケンスの後にそれぞれ第1、第2、第3の画像取得シーケンス21、22、23を実行するが、第1のSRシーケンス11の前にダミーのSRシーケンス111を実行する。ダミーSRシーケンス111と第1のSRシーケンス11との時間間隔51は、間隔50と同じに設定する。なお、ダミーSRシーケンス111は、心臓収縮期に行うことが可能であり、これにより、拡張期で画像取得するスライス数を最大にすることができる。第1、第2、第3の画像取得シーケンス21、22、23は、それぞれ第1、第3、第5のスライスの画像作成に必要なMR信号を取得する。第2心拍においても同様に、拡張期において、1回のダミーSRシーケンス114と、3回のSRシーケンス14、15、16と3回の画像取得シーケンス24、25、26を実施し、第2、第4、第6のスライスの画像作成に必要なMR信号を取得する。以下、このシーケンスを所定時間、例えば1分間繰り返すことにより、各スライスについて時系列の画像データを取得する。なお、撮影期間中に検査対象102には造影剤を投与する。
この撮像パルスシーケンスにより取得された各スライスの時系列画像には、造影剤が心筋に流入し流出する様子が、造影剤流入により生じた心筋の緩和時間T1の短縮によって画像上の信号強度の変化として表示される。すなわち、血流が正常な部位は造影剤の流入によりT1が短縮するため信号強度が時系列に増加し、虚血部位は、造影剤が流入しないため信号強度はほとんど変化しない。
図3の灌流撮像のパルスシーケンスにおいて、SRシーケンスの印加間隔に注目すると、第1SRシーケンス11、14の前にダミーSRシーケンス111、114がそれぞれ印加されているため、従来の図11と比較して等間隔に近くなっている。例えば、画像取得シーケンス24時点の核磁化は、2回のSRシーケンス14とダミーSRシーケンス114が短い間隔50で印加されている状態であり、画像取得シーケンス25時点の核磁化は、短い間隔50で3回のSRシーケンス114、14、15を印加され、画像取得シーケンス25時点の核磁化は、短い間隔50で4回SRシーケンス114、14、15、16を印加された状態である。このように等間隔に近い状態で繰り返しSRシーケンスを受けることにより、各スライスの核磁化は定常状態に近い状態となり、SRシーケンスに起因するスライス間での核磁化のばらつきが低減される。よって、各画像取得シーケンス21〜26で取得される造影剤流入前の正常心筋の信号強度値について、スライス間でのばらつきを小さくすることができる。一方、造影剤流入後の正常心筋は、緩和時間T1が短くなっているため、元々SRシーケンスの間隔に関わらず、スライス間での信号強度値にはほとんどばらつきがない。よって、以下の工程4で求める造影剤流入前後の信号変化率ΔS=((造影剤流入後の信号強度値)−(造影剤流入前の信号強度値))/(造影剤流入前の信号強度値)に与えるスライス間の核磁化のばらつきの影響を低減することができる。
つぎに図2の工程4、5により、得られた画像の各スライスの関心領域について造影剤濃度を定量的に求める手順を詳しく説明する。関心領域の設定は、入力部がユーザより受け付け、定量化演算は計算機118が行う。まず、工程2において求めるキャリブレーション直線(造影剤濃度と信号変化率との関係を示す直線)の取得方法を説明する。
キャリブレーション直線は、予め用意した造影剤濃度の異なる複数の模擬試料を、工程1で求めた撮像条件で撮影し、信号強度を導出し、横軸を造影剤濃度、綻軸を信号強度または信号変化率とするグラフを作成することにより求める。模擬試料を撮像する撮像パルスシーケンスとしては、図4に示したように、図3に示した計測時と同じパルスシーケンスを用いる。なお、心電計120からの心電R波信号図の代わりに同期撮影用のトリガを入力する。これにより、模擬試料の各スライスについて信号強度が得られるが、本実施の形態では所定の1つのスライス(図4では第1のスライス)についての信号強度を用いる。これにより、模擬試料の造影剤濃度と信号強度との関係を表す図5のようなグラフが得られる。このグラフにおいて、造影剤濃度と信号強度とが比例関係となる範囲(図5では、造影剤濃度0〜1mMの範囲)をキャリブレーション直線として、工程2において記憶媒体117の記憶領域117aに格納する。
本実施の形態では、このキャリブレーション直線を用いて検査対象102の造影剤濃度を定量化する手法として、信号強度の増加率、すなわち信号変化率を比較する方法を用いる。この手法の原理を説明する。まず、キャリブレーション直線について、信号強度の増加率(信号変化率)ΔS0を求める。ここでは0〜1mMまでのキャリブレーション直線が直線であるため、造影剤濃度1mMあたりの信号変化率ΔS0を求める。信号変化率ΔS0は、ΔS0=((造影剤濃度1mMの信号強度値)−(造影剤濃度0mMの信号強度値))/(造影剤濃度0mMの信号強度値)を計算することにより求めることができる。この信号変化率ΔS0は、検査対象102の心筋に濃度1mMの造影剤が流入した場合に心筋に生じる信号強度の増加率(信号変化率)に対応している。よって、検査対象102の信号変化率ΔS=((造影剤流入後の所定時点信号強度値)−(造影剤流入前の信号強度値))/(造影剤流入前の信号強度値)を計算により求め、ΔS/ΔS0を求めることにより、造影剤濃度を定量的に求めることができる。
具体的には、図2の工程4において、工程3で取得した時系列画像から各スライスの関心領域における信号変化率ΔSを求める。このためにまず、スライス毎に時系列画像の関心領域について信号強度を抽出し、時間軸(心拍数)に対して図6のようにプロットし、この図6のグラフから、各スライスの関心領域における信号変化率ΔS=((造影剤流入後の信号強度値)−(造影剤流入前の信号強度値))/(造影剤流入前の信号強度値)を求める。ここでは、造影剤注入後約10秒間が時間にほぼ比例して信号強度値が増加しているので、この10秒間を解析対象とする。図6について、具体的に造影剤濃度を算出すると、破線で示した10秒間における信号変化率ΔSは、それぞれ以下の様になる。
・スライス1:信号変化率ΔS1=(1.85−0.35)/0.35=4.29
・スライス2:同ΔS2=(1.25−0.30)/0.30=3.17
・スライス3:同ΔS3=(0.25−0.15)/0.15=0.67
・スライス1:信号変化率ΔS1=(1.85−0.35)/0.35=4.29
・スライス2:同ΔS2=(1.25−0.30)/0.30=3.17
・スライス3:同ΔS3=(0.25−0.15)/0.15=0.67
つぎに、工程5では、工程4で求めた検査対象102の各スライスの信号変化率ΔSに、工程2で求めたキャリブレーション直線の信号変化率ΔS0を適用し、信号強度を造影剤濃度に変換する。図5のキャリブレーション直線の造影剤濃度1mMあたりの信号変化率ΔS0は以下の様に算出される。
信号変化率ΔS0=(1.38−0.2)/0.2=5.90
信号変化率ΔS0=(1.38−0.2)/0.2=5.90
よって、検査対象102の各スライスの信号変化率ΔSとキャリブレーション直線の信号変化率ΔS0から、各スライスの関心領域について造影剤濃度(ΔS/ΔS0)を次の通り定量的に求めることができる。
・スライス1:ΔS1/ΔS0=4.29/5.90=0.72(mM)
・スライス2:ΔS2/ΔS0=3.17/5.90=0.53(mM)
・スライス3:ΔS3/ΔS0=0.67/5.90=0.11(mM)
・スライス1:ΔS1/ΔS0=4.29/5.90=0.72(mM)
・スライス2:ΔS2/ΔS0=3.17/5.90=0.53(mM)
・スライス3:ΔS3/ΔS0=0.67/5.90=0.11(mM)
以上説明してきたように、第1の実施の形態のMRI装置では、図3のような灌流撮像パルスシーケンスを用いてダミーSRシーケンス111,114を行うことにより、SRシーケンスの間隔を等間隔に近づけ、スライス間の核磁化状態のばらつきを低減している。これにより、造影剤流入前の正常心筋の信号強度についてのスライス間の誤差が小さいため、上記工程4,5において、撮像した画像の関心領域の信号変化率ΔSから造影剤濃度を求める場合に、スライス間の造影剤濃度誤差を小さくでき、精度よく造影剤濃度を定量化することができる。
なお、上述の第1の実施の形態では、工程2でキャリブレーション直線を記憶領域117aに格納しておき、工程5でキャリブレーション直線から信号変化率ΔS0を求める構成であったが、工程2においてキャリブレーション直線から求めた信号変化率ΔS0の値を記憶領域117aに格納しておき、工程5ではこの値を読み出して使用する構成にすることも可能である。なお、工程1,2は、灌流撮像の度に行う必要はなく、一度工程1,2を行ってその結果を記憶領域117aに格納しておけば良く、その後は、工程3〜5のみを行うだけで灌流撮像と造影剤濃度の定量化とを行うことができる。
また、工程4,5においてキャリブレーション直線と、取得データの信号変化率ΔSから造影剤濃度を算出する手法としては、本実施の形態のようにキャリブレーション直線の直線部の信号変化率ΔS0を用いる方法以外にも、高造影剤濃度の曲線部まで含めて算出する方法等種々の方法が提案されているので、それらの方法を用いることも可能である。
また、図3のパルスシーケンスでは、SRシーケンスに起因するスライス間の核磁化状態のばらつきを低減するために、1回のダミーSRシーケンス111、114を行う構成であったが、本発明はこれに限定されるものではなく、スライス間の核磁化状態のばらつきを低減する他のSRシーケンスを用いることも可能である。例えば図7(a),(b)のパルスシーケンスを用いることができる。
図7(a)のパルスシーケンスは、1)心拍毎に2回以上のダミーSRシーケンス115,116を印加し、2)ダミーSRシーケンス115,116間でフリップ角(FA)が同一値でなく、3)2つのダミーSRシーケンス115,116間の時間間隔52は、SRシーケンス11〜13間の印加時間間隔50よりも短く設定したものである。典型的な例としては、FAに関しては、ダミーSRシーケンス115のFAは、SRシーケンス115のFAの半分とし、かつダミーSRシーケンス1156のFAは、SRシーケンス11〜13と等しくすることができる。印加時間間隔に関しては、ダミーSRシーケンス115,116間の間隔52は、SRシーケンス11〜13間の間隔50の半分とし、ダミーSRシーケンス116とSRシーケンス11との間隔53は間隔50と等しくすることができる。
また、図7(b)のパルスシーケンスでは、1)心拍毎に2つ以上のダミーSRシーケンス117,118を印加し、2)ダミーSRシーケンス117,118のFAを一定の割合で増加させ、3)ダミーSRシーケンス117,118及びSRシーケンス11〜13の時間間隔54,55,50を全て等しくしたものである。典型的な例としては、ダミーSRシーケンス117,118のFAは、それぞれ30度、60度でありSRシーケンス11〜13のFAは90度とすることができる。
また、図3、図7(a)、図7(b)のパルスシーケンスでは、第1心拍においてもダミーSRシーケンスを行う例について示したが、パルスシーケンスの開始直後の第1心拍に限っては、ダミーSRシーケンスを行わない構成にすることも可能である。その理由は、パルスシーケンスの開始直後のため、SRシーケンスをまだ印加されていないので、核磁化の飽和の効果が得られにくいためである。
(第2の実施の形態)
第2の実施の形態のMRI装置の構成および動作は、第1の実施の形態とほぼ同様であるが、第1の実施の形態ではキャリブレーション直線を求める際に、図4に示したように特定のスライス(図4ではスライス1)について求め、このキャリブレーション直線によって全てのスライスについて造影剤濃度を定量化したが、第2の実施の形態では、図8および図9に示したようにスライスごとにキャリブレーション直線を求めて記憶領域117aに格納しておき、各スライスの造影剤濃度を定量化する際に、対応するスライスのキャリブレーション直線を用いる点が異なっている。
第2の実施の形態のMRI装置の構成および動作は、第1の実施の形態とほぼ同様であるが、第1の実施の形態ではキャリブレーション直線を求める際に、図4に示したように特定のスライス(図4ではスライス1)について求め、このキャリブレーション直線によって全てのスライスについて造影剤濃度を定量化したが、第2の実施の形態では、図8および図9に示したようにスライスごとにキャリブレーション直線を求めて記憶領域117aに格納しておき、各スライスの造影剤濃度を定量化する際に、対応するスライスのキャリブレーション直線を用いる点が異なっている。
このように、スライス毎にキャリブレーション直線を求めておく理由は次の通りである。第1の実施の形態では、撮像パルスシーケンスにおいてダミーSRシーケンス111、114等を印加することにより等間隔に近い状態で繰り返しSRシーケンスを印加し、核磁化を定常状態に近い状態とすることにより、造影剤流入前の正常心筋の信号強度をスライス間でのばらつきを小さくすることができるが、スライス間の核磁化のばらつきが僅かに残る場合がある。そこで、第2の実施の形態では、このスライス間の信号強度のばらつきが、造影剤濃度の定量化に与える影響をさらに低減するために、スライス毎にキャリブレーション直線を予め用意する。
第2の実施の形態における灌流撮像の手順について図10を参照しながら説明する。なお、図10において、第1の実施の形態の図2の工程と同じ工程については同じ番号を付している。まず、第1の実施の形態と同様に撮像条件を導出した後(工程1)、キャリブレーション直線をスライス毎に求める(工程2−1)。キャリブレーション直線は、第1の実施の形態と同様に、予め用意した造影剤濃度の異なる複数の模擬試料を、工程1で求めた撮像条件で撮影し、信号強度を導出し、横軸を造影剤濃度、縦軸を信号強度または信号変化率とするグラフを作成することにより求める。模擬試料を撮像する撮像パルスシーケンスとしては、図8に示したように、図3に示したもの同様のパルスシーケンスを用いる。これにより、模擬試料の各スライスについて信号強度を得て、各スライスについて模擬試料の造影剤濃度と信号強度との関係を表す図9のようなグラフを得る。図9のグラフにおいて、造影剤濃度0mMの試料の信号強度がスライス1、2、3間で僅かにばらついているのは、SRシーケンスの印加間隔によりスライス間で核磁化が微小にばらついていることに起因している。一方、造影剤濃度1mMの試料の信号強度は、緩和時間T1が短くなっているため、SRシーケンスの印加間隔の影響を受けにくいためである。
図9のキャリブレーション直線の場合、造影剤濃度1mMあたりの信号変化率ΔS0は、工程5−2においてスライス毎に以下の様に算出される。
・スライス1:信号変化率ΔS0-1=(1.38−0.2)/0.2=5.90
・スライス2:同ΔS0-2=(1.39−0.30)/0.30=3.63
・スライス3:同ΔS0-3=(1.40−0.45)/0.45=2.11
・スライス1:信号変化率ΔS0-1=(1.38−0.2)/0.2=5.90
・スライス2:同ΔS0-2=(1.39−0.30)/0.30=3.63
・スライス3:同ΔS0-3=(1.40−0.45)/0.45=2.11
次いで、第1の実施の形態の工程5と同様に、心筋灌流撮像により時系列画像を取得する(工程3)。各スライスの関心領域における信号変化は、第1の実施の形態の図6と同じである。造影剤注入直後約10秒間を解析対象として信号変化を計算する(工程4)。得られる信号変化率は、第1の実施の形態と同じである。
・スライス1:信号変化率ΔS1=(1.85−0.35)/0.35=4.29
・スライス2:同ΔS2=(1.25−0.30)/0.30=3.17
・スライス3:同ΔS3=(1.25−0.15)/0.15=0.67
・スライス1:信号変化率ΔS1=(1.85−0.35)/0.35=4.29
・スライス2:同ΔS2=(1.25−0.30)/0.30=3.17
・スライス3:同ΔS3=(1.25−0.15)/0.15=0.67
ここで、工程5−1では、スライス毎に対応するキャリブレーション直線を選択し、工程5−2において、各スライスの関心領域について造影剤濃度を導出する。すなわち、
・スライス1:ΔS1/ΔS0-1=4.29/5.90=0.72(mM)
・スライス2:ΔS2/ΔS0-2=3.17/3.63=0.87(mM)
・スライス3:ΔS3/ΔS0-3=0.67/2.11=0.32(mM)
となる。
・スライス1:ΔS1/ΔS0-1=4.29/5.90=0.72(mM)
・スライス2:ΔS2/ΔS0-2=3.17/3.63=0.87(mM)
・スライス3:ΔS3/ΔS0-3=0.67/2.11=0.32(mM)
となる。
第2の実施の形態では、1)SRシーケンスの印加間隔に起因するスライス間の磁化状態のばらつきを低減する図3の撮像パルスシーケンスを用い、かつ、2)スライスごとにキャリブレーション直線を用意することにより、造影剤流入前の正常心筋の信号強度のスライス間でのばらつきの影響をさらに低減している。これにより、さらに精度良く造影剤濃度を定量化をすることができる。
なお、第2の実施の形態では、上記1)の撮像パルスシーケンスと、2)のスライス毎のキャリブレーション直線の両方を実施しているが、撮像パルスシーケンスとしては、図11に示した通常の灌流撮像パルスシーケンスを用い、2)のスライス毎のキャリブレーション直線のみを提供することも可能である。この場合であっても上記2)の単独の作用により造影剤濃度を定量化精度を向上させることができる。
また、第2の実施の形態において、撮像パルスシーケンスとして図7(a)、図7(b)に示したような核磁化状態のスライス間のばらつきを低減する他のパルスシーケンスを用いることも可能である。
以上のように、本発明によれば、MRI装置で心筋灌流撮像により取得した時系列画像を用いて局所血流量を導出する心筋機能解析において、血流量の定量性を向上することが可能になる。
101・・・静磁場発生装置、102・・・検査対象、103・・・ベッド、104・・・高周波磁場コイル(RFコイル)、105・・・X方向傾斜磁場コイル、106・・・Y方向傾斜磁場コイル、107・・・Z方向傾斜磁場コイル、108・・・高周波磁場電源、109・・・X方向傾斜磁場コイル、110・・・Y方向傾斜磁場コイル、111・・・Z方向傾斜磁場コイル、112・・・発振器、113・・・変調装置、114・・・増幅器、115・・・受信器、116・・・制御装置、117・・・記憶媒体、118・・・計算機、119・・・ディスプレイ、120・・・心電計、121・・・入力部。
Claims (6)
- 静磁場を発生する静磁場発生部と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、検査対象から発生する核磁気共鳴信号(以下、MR信号)を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波磁場発生部と前記信号検出部とを制御して、心拍の同期信号に基づき所定のパルスシーケンスを実行させる制御部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記パルスシーケンスは、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する飽和回復シーケンスと、前記検査対象に所定の手順で前記高周波磁場と傾斜磁場とを印加して画像作成に使用するMR信号を所定のスライスから発生させる画像取得シーケンスとを含み、前記飽和回復シーケンスと前記画像取得シーケンスとを、この順番で検査対象の一心拍内に複数回実行するとともに、一心拍内の1回目の前記飽和回復シーケンスと前記心拍の同期信号との間に、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する1以上のダミー飽和回復シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記飽和回復シーケンスと前記心拍の同期信号との間に、2以上の前記ダミー飽和回復シーケンスを実行し、2以上の前記ダミー飽和回復シーケンスのうちの少なくとも1つは、核磁化の励起角度が前記飽和回復シーケンスの核磁化励起角度と異なることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項1または2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記飽和回復シーケンスと前記心拍の同期信号との間に、2以上の前記ダミー飽和回復シーケンスを実行し、2以上の前記ダミー飽和回復シーケンスの印加時間間隔は、その心拍内で実行される複数の前記飽和回復シーケンスの印加時間間隔と異なることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 静磁場を発生する静磁場発生部と、傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、検査対象から発生する核磁気共鳴信号(以下、MR信号)を検出する信号検出部と、検出されたMR信号に対して演算処理を行う演算部とを有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記演算手段は、造影剤を投与した検査対象の複数スライスの撮影を繰り返して得られたスライス毎の時系列画像を用いて、設定された関心領域について造影剤投与前の信号強度に対する造影剤投与後の信号強度の増加割合ΔSをスライス毎に算出し、算出した増加割合ΔSと、模擬試料を用いてスライスごとに予め求めておいた造影剤投与前後の信号強度の増加割合ΔS0と造影剤濃度の関係とから、前記検査対象のスライスごとの造影剤濃度を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記模擬試料について前記増加割合ΔS0をスライスごとに求める際に、前記検査対象の時系列撮像時と同じシーケンスを用い、前記模擬試料の撮像スライスの順序と前記検査対象の撮像スライスの順序とを対応させていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
- 請求項4または5に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記時系列画像を取得するために、前記傾斜磁場発生部と前記高周波磁場発生部と前記信号検出部とを制御して、心拍の同期信号に基づき所定のパルスシーケンスを実行する制御部をさらに有し、
前記パルスシーケンスは、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する飽和回復シーケンスと、前記検査対象に所定の手順で前記高周波磁場と傾斜磁場とを印加して画像作成に使用するMR信号を所定のスライスから発生させる画像取得シーケンスとを含み、前記飽和回復シーケンスと前記画像取得シーケンスとを、この順番で検査対象の一心拍内に複数回実行するとともに、一心拍内の1回目の前記飽和回復シーケンスと前記心拍の同期信号との間に、前記検査対象に高周波磁場を印加して核磁化を励起する1以上のダミー飽和回復シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (1)
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JP2004351548A JP2006158512A (ja) | 2004-12-03 | 2004-12-03 | 磁気共鳴イメージング装置 |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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-
2004
- 2004-12-03 JP JP2004351548A patent/JP2006158512A/ja active Pending
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