JP2006158512A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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

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)

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。

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

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

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）

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。

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

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

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。

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。

第１の実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 第１の実施の形態の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関心領域の造影剤濃度を定量化する手順を示すフローチャート。 第１の実施の形態の灌流撮像パルスシーケンスとスライスとの関係を示す説明図。 図２の工程２で模擬試料を計測するパルスシーケンスおよびキャリブレーション直線を求めるスライスと、工程３，４，５で用いられる検査対象の画像データのスライスを示す説明図。 図２の工程２の模擬試料の計測で得られた造影剤濃度と信号強度との関係（キャリブレーション直線）を示すグラフ。 図２の工程４で得られた関心領域の信号強度の時系列変化を示すグラフ。 （ａ）および（ｂ）第１の実施の形態の灌流撮像パルスシーケンスの別の例を示す説明図。 第２の実施の形態で模擬試料を計測するパルスシーケンスおよびキャリブレーション直線を求めるスライスと、図１０の工程３，４，５−１，５−２で用いられる検査対象の画像データのスライスを示す説明図。 第２の実施の形態の模擬試料の計測で、スライス毎に得た造影剤濃度と信号強度との関係（キャリブレーション直線）を示すグラフ。 第２の実施の形態の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関心領域の造影剤濃度を定量化する手順を示すフローチャート。 従来の心筋灌流撮像に用いられる一般的なパルスシーケンスを示す説明図。

符号の説明

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)

1. 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。
2. 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。
3. 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。
4. 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。
5. 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。
6. 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。
   

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