JP2006192014A - Cerebral blood flow quantitative measuring device and cerebral blood flow quantitative measuring method - Google Patents

Cerebral blood flow quantitative measuring device and cerebral blood flow quantitative measuring method Download PDF

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直行 竹井
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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a cerebral blood flow quantitative measuring device and a cerebral blood flow quantitative measuring method, permitting quantification of a local micro-circulation by using a super-polarized xenon as a tracer. <P>SOLUTION: The cerebral blood flow quantitative measuring device 300 comprises a birdcage coil 400 and a surface coil 500 to be attached to the head and the carotidal region of a subject respectively, an artery input function detecting part 610 for detecting an artery input function based on the surface coil 500 constituting a cerebral blood flow quantitative measurement control part 600, a cerebral tissue concentration function detecting part 620 for measuring a cerebral blood flow signal reaching the inside of the brain by the birdcage coil 400, a flip angle measuring part 630 for measuring a flip angle, and a signal correcting part 640 for correcting the signal based on the measured flip angle. <P>COPYRIGHT: (C)2006,JPO&NCIPI

Description

この発明は、脳内への脳血流を測定する脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法に関し、さらに詳しくは、トレーサとしてキセノンガスを利用することにより定量血流測定を可能とすることができる脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法に関する。   The present invention relates to a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus and a cerebral blood flow quantitative measurement method for measuring cerebral blood flow into the brain, and more specifically, enables quantitative blood flow measurement by using xenon gas as a tracer. The present invention relates to a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus and a cerebral blood flow quantitative measurement method.

従来から、核磁気共鳴現象を用いて撮影対象物の内部構造を画像化する磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ装置」と言う）が知られている。核磁気共鳴現象は生体に対して無害であるため、ＭＲＩ装置は、特に医療用として有用であり、全身の精密検査や脳腫瘍の診断などに用いられている。   2. Description of the Related Art Conventionally, a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as “MRI apparatus”) that images an internal structure of an object to be imaged using a nuclear magnetic resonance phenomenon is known. Since the nuclear magnetic resonance phenomenon is harmless to the living body, the MRI apparatus is particularly useful for medical purposes, and is used for whole body detailed examinations and brain tumor diagnosis.

ここで、ＭＲＩ装置は、核磁気共鳴現象と呼ばれる原子核の磁石としての性質を利用しているが、可視光やＸ線と比較するとエネルギーの低い、数１０メガヘルツ程度の電磁波を照射しており、また、原子核のうちで磁石としての性質がもっとも強い水素原子核（プロトン、1H）を対象としているので、主に、生体組織中の水分や脂質の水素原子の密度を画像化することに特徴があり、例えば、肺や脳のような密度の低い臓器についてはほとんど利用例がなかった。 Here, the MRI apparatus utilizes the property of a nuclear magnet called a nuclear magnetic resonance phenomenon, but irradiates an electromagnetic wave of about several tens of megahertz, which has lower energy than visible light and X-rays. In addition, because it targets the strongest hydrogen nuclei (protons, 1 H) among the nuclei, it is mainly characterized by imaging the density of water and lipid hydrogen atoms in biological tissues. Yes, for example, there were almost no use cases for organs with low density such as lungs and brain.

このような問題に対し、近年では、超偏極（Hyperpolarized）の利用が注目されている。超偏極状態にすることによって、信号強度を数万倍に増強すると同体積の水と比較しても約１００倍以上強い磁気共鳴信号が得られる。また、血液脳関門を含めて生体膜を自由に通過できるキセノンガス(Xe)は、化学的にも不活性で代謝を受けないことから、血中に溶解して様々な臓器の灌流測定に利用できることがわかった。   In recent years, the use of hyperpolarized has attracted attention for such problems. In the hyperpolarized state, when the signal intensity is increased by several tens of thousands of times, a magnetic resonance signal that is about 100 times stronger than that of the same volume of water can be obtained. In addition, xenon gas (Xe), which can freely pass through biological membranes including the blood-brain barrier, is chemically inert and does not undergo metabolism, so it dissolves in the blood and is used for perfusion measurement of various organs. I knew it was possible.

以上のような理由から近年では、超偏極化したキセノンガスやヘリウムガスによる磁気共鳴撮像法が注目されている。これらの希ガスを超偏極化することにより非常に強いＮＭＲ信号を得ることができ、撮像感度の向上や撮像時間を短縮する作用効果を期待することができる。また、将来的にキセノンガスの偏極率が上がると頭部（脳内）の詳細な灌流測定を期待することができる。   For these reasons, in recent years, magnetic resonance imaging methods using hyperpolarized xenon gas or helium gas have attracted attention. By hyperpolarizing these rare gases, very strong NMR signals can be obtained, and an effect of improving imaging sensitivity and shortening imaging time can be expected. In addition, if the polarization rate of xenon gas increases in the future, detailed perfusion measurement of the head (in the brain) can be expected.

この種の脳血流を測定する脳血流測定方法の従来技術として、例えば、特許文献１には、プロトン信号を利用する脳血流測定方法が記載されている。このプロトン信号での脳血流測定方法によると、頭部用のバードケージコイルを用いることにより脳内の血流を測定することができる。   As a conventional technique of this type of cerebral blood flow measurement method for measuring cerebral blood flow, for example, Patent Document 1 describes a cerebral blood flow measurement method using a proton signal. According to this method for measuring cerebral blood flow using proton signals, blood flow in the brain can be measured by using a birdcage coil for the head.

Rempp, K. et al. : Radilogy, 193・3, 637-631, 1994.Rempp, K. et al .: Radilogy, 193-3, 637-631, 1994.

ところが、上述したプロトン信号を利用する脳血流測定方法の場合、以下に示すような問題がある。すなわち、単に頭部用のバードケージコイルを用いた脳血流測定方法を超偏極キセノンに適用すると、フリップアングル（flip angle）の見積もりを正確に算出できないため、脳内のキセノン信号を正しく補正できないうえ、バードケージコイルの感度の低さから、入力関数信号を取得する時点で偏極度が低くなり、超偏極キセノンを用いた脳血流測定が困難になってしまううえ、定性的な脳血流量測定しかできない。すなわち、従来では、トレーサとしてキセノンを使用する脳血流の定量測定方法は確立できていないという問題がある。   However, the cerebral blood flow measurement method using the proton signal described above has the following problems. In other words, if a cerebral blood flow measurement method that simply uses a birdcage coil for the head is applied to hyperpolarized xenon, the flip angle cannot be accurately calculated, so the xenon signal in the brain is corrected correctly. In addition, due to the low sensitivity of the birdcage coil, the degree of polarization becomes low when the input function signal is acquired, making it difficult to measure cerebral blood flow using hyperpolarized xenon, and the qualitative brain Only blood flow can be measured. That is, conventionally, there is a problem that a quantitative measurement method of cerebral blood flow using xenon as a tracer has not been established.

この発明は、上述した従来技術による問題を解決するためになされたもので、超偏極キセノンガスを用いるとともに、脳内の血流量の定量化が可能となる脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法を提供することを目的とする。   The present invention has been made to solve the above-described problems caused by the prior art, and uses a hyperpolarized xenon gas and cerebral blood flow quantification measuring apparatus and cerebral blood that can quantify blood flow in the brain. An object is to provide a flow measurement method.

第１の観点にかかる発明は、超偏極キセノンガスを使用するとともに、被検体に対する脳内への定量血流量を測定する脳血流定量測定装置であって、前記被検体の頭部に装着される受信コイルと、前記被検体の首部であって頚動脈が位置する部分に取り付けられる頚動脈流測定用の表面コイルと、脳血流の測定制御をおこなう脳血流定量測定制御手段とを備え、前記脳血流定量測定制御手段は、前記受信コイルにより脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として測定する脳組織濃度関数測定手段と、前記表面コイルにより頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する動脈入力関数検出手段とを備えることを特徴とする。   An invention according to a first aspect is a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus that uses hyperpolarized xenon gas and measures a quantitative blood flow into the brain with respect to the subject, and is attached to the head of the subject A receiving coil, a surface coil for measuring the carotid artery flow that is attached to a portion of the neck of the subject where the carotid artery is located, and a cerebral blood flow quantitative measurement control unit that performs cerebral blood flow measurement control, The cerebral blood flow quantitative measurement control means includes a cerebral tissue concentration function measuring means for measuring a cerebral blood flow signal reaching the brain by the receiving coil as a cerebral tissue concentration function, and an amount of xenon gas passing through the carotid artery by the surface coil. And an arterial input function detecting means for detecting an arterial input function.

第２の観点にかかる発明は、第１の観点にかかる発明において、前記脳血流定量測定制御手段は、フリップアングルの測定をおこなうフリップアングル測定手段と、前記フリップアングル測定手段により測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう信号補正手段とをさらに備えることを特徴とする。   The invention according to a second aspect is the invention according to the first aspect, wherein the cerebral blood flow quantitative measurement control means includes a flip angle measurement means for measuring a flip angle, and a flip measured by the flip angle measurement means. Signal correction means for correcting the signal based on the angle is further provided.

第３の観点にかかる発明は、超偏極キセノンガスを使用するとともに、被検体に対する脳内への定量血流量を測定する脳血流定量測定方法であって、前記被検体の頭部に装着される受信コイルにより脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として測定する脳組織濃度関数測定ステップと、前記被検体の首部であって頚動脈が位置する部分に取り付けられる頚動脈流測定用の表面コイルにより頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する動脈入力関数検出ステップとを備えることを特徴とする。   The invention according to a third aspect is a cerebral blood flow quantitative measurement method that uses hyperpolarized xenon gas and measures a quantitative blood flow into the brain of the subject, and is attached to the head of the subject. A brain tissue concentration function measuring step for measuring a cerebral blood flow signal that has reached the brain by a receiving coil as a brain tissue concentration function, and for measuring the carotid artery flow attached to the neck of the subject where the carotid artery is located And an arterial input function detecting step for detecting an arterial input function based on the amount of xenon gas passing through the carotid artery by the surface coil.

第４の観点にかかる発明は、第３の観点にかかる発明において、前記脳血流定量測定制御方法は、フリップアングルの測定をおこなうフリップアングル測定ステップと、前記フリップアングル測定ステップにより測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう信号補正ステップとをさらに備えることを特徴とする。   The invention according to a fourth aspect is the invention according to the third aspect, wherein the cerebral blood flow quantitative measurement control method includes a flip angle measurement step for measuring a flip angle, and a flip measured by the flip angle measurement step. And a signal correction step of correcting the signal based on the angle.

本発明によれば、頚動脈用の表面コイルを用いているので、脳組織濃度関数に関する信号強度の低下を抑えることができ、動脈入力関数に関する信号を効果的に得られるため、より正確な脳血流の定量測定が可能になるという効果を奏する。また、超偏極キセノンガスを脳血流測定のトレーサに用いた場合では、超偏極状態が短時間（約１０秒程度）でなくなるため、再循環の恐れがないという作用効果を期待できるうえ、この結果、超偏極キセノンガスを用いた脳血流定量測定を良好におこなえるという効果を奏する。   According to the present invention, since the surface coil for the carotid artery is used, a decrease in signal intensity related to the brain tissue concentration function can be suppressed, and a signal related to the arterial input function can be effectively obtained. There is an effect that quantitative measurement of the flow becomes possible. In addition, when hyperpolarized xenon gas is used as a tracer for cerebral blood flow measurement, the hyperpolarized state disappears in a short time (about 10 seconds), so that there can be expected an effect that there is no fear of recirculation. As a result, the cerebral blood flow quantitative measurement using the hyperpolarized xenon gas can be satisfactorily performed.

また、脳血流定量測定制御手段は、フリップアングル測定手段と、フリップアングル測定手段により測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう信号補正手段とをさらに備えるので、このフリップアングル検出手段により算出される低いフリップアングルを用いることができるため、キセノンガスによる超偏極状態の破壊を回避できるという効果を奏する。   The cerebral blood flow quantitative measurement control means further includes a flip angle measurement means and a signal correction means for correcting a signal based on the flip angle measured by the flip angle measurement means. Since the low flip angle calculated by the above can be used, it is possible to avoid the destruction of the hyperpolarized state by the xenon gas.

また、頚動脈部の動脈入力関数を容易に測定できるうえ、脳における局所微小循環の情報の定量化を可能とすることができ、これによって、脳血液量（CBV）、脳血流量(CBF)、平均通過時間(MTT)の定量評価を正確に、且つ確実におこなうことができるという効果を奏する。   In addition, it can easily measure the arterial input function of the carotid artery, and can also quantify the information of the local microcirculation in the brain, which enables cerebral blood volume (CBV), cerebral blood flow (CBF), There is an effect that the quantitative evaluation of the mean transit time (MTT) can be performed accurately and reliably.

また、信号の補正をおこなう信号補正手段をさらに備えるので、超偏極状態のキセノンの特性であるＲＦ励起で超偏極状態が低下することで得られる信号が変化することを２つのコイル(バードケージコイル／表面コイル)を用いることで、信号変化量を推定し補正をおこなうことができる。これにより、超偏極キセノンガスの特性であるＲＦ励起による超偏極状態の破壊による信号の変化を補正することができる。また、これにより、キセノンガスを用いた脳血流の定量化を可能とすることができるという効果を奏する。   Further, since the signal correction means for correcting the signal is further provided, the two coils (birds) indicate that the signal obtained when the hyperpolarized state is lowered by RF excitation, which is the characteristic of the xenon in the hyperpolarized state, changes. By using a cage coil / surface coil), it is possible to estimate and correct the signal change amount. Thereby, it is possible to correct a change in signal due to destruction of a hyperpolarized state by RF excitation, which is a characteristic of the hyperpolarized xenon gas. This also has the effect of enabling quantification of cerebral blood flow using xenon gas.

以下に添付図面を参照して、この発明に係る脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法の好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下では、本実施例に係る脳血流定量測定装置３００の概要および特徴を説明し、これに続いて、この脳血流定量測定装置３００の構成および機能の詳細を説明し、その後、脳血流定量測定装置３００による脳血流定量測定方法に関する処理手順の詳細を説明する。   Exemplary embodiments of a cerebral blood flow quantitative measurement device and a cerebral blood flow quantitative measurement method according to the present invention will be described below in detail with reference to the accompanying drawings. In the following, the outline and features of the cerebral blood flow quantification measurement apparatus 300 according to the present embodiment will be described, and subsequently, the configuration and function details of the cerebral blood flow quantification measurement apparatus 300 will be described. The details of the processing procedure regarding the cerebral blood flow quantification measuring method by the cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 will be described.

図１は本発明の実施例１に係るＭＲＩ装置１００および脳血流定量測定装置３００の概略構成を示す全体機能ブロック図である。また、図２は、脳血流定量測定装置３００による脳血流定量測定の制御をおこなう脳血流定量測定制御部６００の概略構成図を、図３は、脳血流定量測定装置３００を構成するバードケージコイル４００の装着状態および表面コイル５００の取り付け状態の概略説明図をそれぞれ示している。ここで、ＭＲ装置１００に備えた脳血流定量測定装置３００による脳血流定量測定は、このＭＲ装置１００が設置されたスキャンルームに隣接した撮影室で撮影技師（オペレータ）が操作用コンソールを操作することを想定して説明する。   FIG. 1 is an overall functional block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus 100 and a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 300 according to Embodiment 1 of the present invention. FIG. 2 is a schematic configuration diagram of a cerebral blood flow quantitative measurement control unit 600 that controls the cerebral blood flow quantitative measurement by the cerebral blood flow quantitative measurement device 300, and FIG. The schematic explanatory drawing of the attachment state of the birdcage coil 400 to be performed and the attachment state of the surface coil 500 is shown. Here, the cerebral blood flow quantification measurement by the cerebral blood flow quantification measurement apparatus 300 provided in the MR apparatus 100 is performed by the imaging engineer (operator) using the operation console in the imaging room adjacent to the scan room where the MR apparatus 100 is installed. A description will be given assuming operation.

図１に示すように、ＭＲ装置１００を構成するガントリ１５０の内部には、外側から順に、静磁場を発生する静磁場発生磁石１６０と、勾配磁場を発生する勾配磁場発生コイル１７０と、この勾配磁場発生コイル１７０の内側に位置する円筒状の照射コイル１８０とがそれぞれ配設されている。静磁場発生磁石１６０および勾配磁場発生コイル１７０によりマグネットアセンブリを構成する。   As shown in FIG. 1, inside a gantry 150 constituting the MR apparatus 100, in order from the outside, a static magnetic field generating magnet 160 that generates a static magnetic field, a gradient magnetic field generating coil 170 that generates a gradient magnetic field, and this gradient A cylindrical irradiation coil 180 positioned inside the magnetic field generating coil 170 is provided. The static magnetic field generating magnet 160 and the gradient magnetic field generating coil 170 constitute a magnet assembly.

また、照射コイル１８０は、静磁場中に載置された被検体に対して所定の電磁波を照射する機能を備えており、この照射コイル１８０の内部に被検体１９０（患者）を載置したテーブル１９１を搬入可能としている。   The irradiation coil 180 has a function of irradiating a subject placed in a static magnetic field with a predetermined electromagnetic wave, and a table on which the subject 190 (patient) is placed inside the irradiation coil 180. 191 can be carried in.

また、同図に示すように、ＭＲＩ装置１００に対して全体制御をおこなうＭＲＩ制御装置２００は、ＲＦ送信部２１０と、磁気制御部２２０と、ＲＦ受信部２３０と、信号処理部２４０と、テーブル駆動制御部２５０とを備えている。   As shown in the figure, the MRI control apparatus 200 that performs overall control on the MRI apparatus 100 includes an RF transmission unit 210, a magnetic control unit 220, an RF reception unit 230, a signal processing unit 240, and a table. And a drive control unit 250.

ＲＦ送信部２１０は、生体組織を構成する原子核に核磁気共鳴現象を起こさせるために照射コイル１８０から高周波の電磁波を照射する機能を有している。   The RF transmission unit 210 has a function of irradiating a high-frequency electromagnetic wave from the irradiation coil 180 in order to cause a nuclear magnetic resonance phenomenon to occur in atomic nuclei constituting the living tissue.

磁気制御部２２０は、静磁場発生磁石１６０および勾配磁場発生コイル１７０にそれぞれ接続され、静磁場発生磁石１６０および勾配磁場発生コイル１７０に対して電力を供給してマグネットアセンブリ内に静磁場および勾配磁場を印加する処理をおこなう機能を備えている。   The magnetic control unit 220 is connected to the static magnetic field generating magnet 160 and the gradient magnetic field generating coil 170, respectively, and supplies electric power to the static magnetic field generating magnet 160 and the gradient magnetic field generating coil 170 so that the static magnetic field and the gradient magnetic field are generated in the magnet assembly. Has a function of performing the process of applying.

信号処理部２４０は、バードケージコイル４００および表面コイル５００から受信したＦＩＤ信号（Free Induction Decay：自由誘導減衰）をデジタルデータ化に変換するとともに、さらに、画像再構成による演算処理をおこなうことにより、所望の撮像イメージを作成する機能を備えている。   The signal processing unit 240 converts the FID signal (Free Induction Decay) received from the birdcage coil 400 and the surface coil 500 into digital data, and further performs arithmetic processing by image reconstruction. A function for creating a desired captured image is provided.

テーブル駆動制御部２５０は、被検体が載置されたテーブルをＭＲＩ装置１００内（磁場中心Ｐ）に移送する機能を有している。   The table drive control unit 250 has a function of transferring the table on which the subject is placed into the MRI apparatus 100 (magnetic field center P).

ここで、本発明の特徴は、キセノンガスが脂質、血液などに溶解され脳血管関門を通過する特性を備えるとともに、拡散性トレーサとして脳血流診断に応用できることに着目しており、さらに、脳内血流量は、キセノンガスの血流量溶解（キセノンガスの入力）に応じたインパルス応答量となるため、キセノン信号の流量を取得すれば正確な脳内血流量を計測することができ、これにともない脳内の血流量が大きいか小さいかを正規化し、血流量の定量化をおこなうことができる点に着目したことにある。すなわち、キセノンガスの入力に応じた理想的な脳組織濃度関数（真の濃度関数）が取得できれば、インパルス応答での濃度関数も取得でき、これによって、脳内の血流量の定量化を達成することができる（図４−３参照）。   Here, the feature of the present invention is that xenon gas is dissolved in lipid, blood, etc. and has a characteristic of passing through the cerebral blood vessel barrier, and is also applicable to cerebral blood flow diagnosis as a diffusive tracer. Since the internal blood flow is an impulse response amount corresponding to the blood flow dissolution of xenon gas (input of xenon gas), accurate blood flow in the brain can be measured by obtaining the flow rate of the xenon signal. At the same time, it is focused on the fact that the blood flow can be quantified by normalizing whether the blood flow in the brain is large or small. In other words, if an ideal brain tissue concentration function (true concentration function) corresponding to the input of xenon gas can be acquired, a concentration function in impulse response can also be acquired, thereby achieving quantification of blood flow in the brain. (See FIG. 4-3).

具体的に説明すると、脳血流定量測定装置３００によりキセノンガスを利用して、脳内にどの程度の血流が流れているかを測定することにある（定量血流測定）。すなわち、被検体１９０がキセノンガスを吸引した際の、脳内を一定時間の間、ＭＲＩ装置１００を利用してスキャン測定することにより、脳内の脳血流量の時系列データ（撮像断面のピクセル値）が測定でき、この時系列データを加算処理することにより脳内の正確な脳血流量を測定値（スペクトルの高低／脳血流量の高低）として得ることができる。   Specifically, the cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 uses xenon gas to measure how much blood flows in the brain (quantitative blood flow measurement). That is, when the subject 190 sucks in xenon gas, the brain is scanned and measured for a certain period of time using the MRI apparatus 100, so that time-series data of cerebral blood flow in the brain (pixels in the imaging section). Value) can be measured, and by adding the time series data, an accurate cerebral blood flow in the brain can be obtained as a measured value (spectral level / cerebral blood flow level).

さらに、頚動脈の信号値と脳の信号値とを時系列的に取得した後、各時間で得られた信号に基づいて、フリップアングルを見積もり、さらに、このフリップアングル（ＦＡ）により脳の信号値を補正し、これによって、真の脳の信号値を求めるようにしている（正規化）。   Further, after obtaining the carotid artery signal value and the brain signal value in time series, the flip angle is estimated based on the signal obtained at each time, and further, the brain signal value is calculated by the flip angle (FA). Thus, the true brain signal value is obtained (normalization).

ここで、脳血流量の測定原理は、所謂トレーサが通過する時間から血流量を測定する方法を採用するものとしている。つまり、トレーサとしてキセノンガスを採用しており、このキセノンガスが被検体１９０（図３）の口から吸入されると、肺から動脈血に溶解し、脳まで循環することを利用している。すなわち、このとき脳の各部位からトレーサの濃度を測定できれば、各部位での通過時のトレーサの量がわかり、それを時間積分することにより、時間当たりに通過したトレーサの量を推定することができる（脳内の血流に溶解したキセノンの量を計測し、脳血流を測定する）。   Here, the measurement principle of the cerebral blood flow rate employs a method of measuring the blood flow rate from the time that the so-called tracer passes. That is, xenon gas is used as a tracer, and when this xenon gas is inhaled from the mouth of the subject 190 (FIG. 3), it is dissolved in arterial blood from the lung and circulates to the brain. That is, if the concentration of the tracer can be measured from each part of the brain at this time, the amount of the tracer at the time of passing through each part can be known, and by integrating it over time, the amount of the tracer that has passed per time can be estimated. Yes (measure the amount of xenon dissolved in the bloodstream in the brain and measure cerebral blood flow).

このため、本実施例１では、図１に示すように、脳血流定量測定装置３００を備えており、さらに、図３に示すように、被検体１９０の頭部には、脳血流定量測定装置３００を構成するバードケージコイル４００（Bird cage coil）が装着される。また、被検体１９０の首部の頚動脈部位には、表面コイル５００が取り付けられる。すなわち、後述するように、脳組織濃度関数は頭部用のバードケージコイル４００で、動脈入力関数は頚動脈用の表面コイル５００を用いて測定することとしている。なお、バードケージコイル４００および表面コイル５００からのＮＭＲ信号は、信号処理部２４０により処理される。   Therefore, in the first embodiment, as shown in FIG. 1, a cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 is provided. Further, as shown in FIG. The bird cage coil 400 (Bird cage coil) which comprises the measuring apparatus 300 is mounted | worn. A surface coil 500 is attached to the carotid artery site at the neck of the subject 190. That is, as described later, the brain tissue concentration function is measured using the birdcage coil 400 for the head, and the arterial input function is measured using the surface coil 500 for the carotid artery. The NMR signal from the birdcage coil 400 and the surface coil 500 is processed by the signal processing unit 240.

以下、図２〜図３および図４〜６を参照して、脳血流定量測定装置３００の構成および機能の詳細を説明する。先ず、図２を参照して、脳血流定量測定装置３００の構成を説明する。すなわち、図２に示すように、脳血流定量測定装置３００は、脳血流信号測定用のバードケージコイル４００と、頚動脈入力関数信号測定用の頚動脈用の表面コイル５００と、脳血流定量測定制御部６００とにより構成され、この脳血流定量測定制御部６００は、動脈入力関数検出部６１０と、脳組織濃度関数検出部６２０と、フリップアングル測定部６３０と、信号補正部６４０とにより構成される。   Hereinafter, the configuration and function of the cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 will be described in detail with reference to FIGS. First, the configuration of the cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 300 will be described with reference to FIG. That is, as shown in FIG. 2, a cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 includes a birdcage coil 400 for cerebral blood flow signal measurement, a carotid artery surface coil 500 for carotid artery input function signal measurement, and a cerebral blood flow quantification. The cerebral blood flow quantitative measurement control unit 600 includes an arterial input function detection unit 610, a brain tissue concentration function detection unit 620, a flip angle measurement unit 630, and a signal correction unit 640. Composed.

動脈入力関数検出部６１０は、表面用コイル５００により頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する機能を備えている。   The arterial input function detection unit 610 has a function of detecting the arterial input function based on the amount of xenon gas passing through the carotid artery by the surface coil 500.

脳組織濃度関数検出部６２０は、バードケージコイル４００により脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として検出する機能を備えている。   The brain tissue concentration function detection unit 620 has a function of detecting a cerebral blood flow signal reaching the brain by the birdcage coil 400 as a brain tissue concentration function.

フリップアングル測定部６３０は、フリップアングル（プリップ角度：flip angie）を測定する機能を備えている。ここで、フリップアングルとは、均一静磁場中の核磁化ベクトルがＲＦパルスの印加によって、静磁場の方向（Ｚ軸のプラス方向）から倒れた角度を称するもので、通常、ＲＦパルスの振幅および印加時間に比例して、目的とする撮像法により、大きさが決められる。   The flip angle measuring unit 630 has a function of measuring a flip angle (flip angie). Here, the flip angle refers to an angle at which the nuclear magnetization vector in the uniform static magnetic field is tilted from the direction of the static magnetic field (the positive direction of the Z axis) by the application of the RF pulse. The size is determined in proportion to the application time depending on the target imaging method.

信号補正部６４０は、フリップアングル測定部６３０により測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう機能を備えている。具体的に説明すると、本発明では、超偏極キセノンガスを利用しているため、この超偏極キセノンガスの特性であるＲＦ励起による超偏極状態の破壊が生じる恐れがある。   The signal correction unit 640 has a function of correcting a signal based on the flip angle measured by the flip angle measurement unit 630. More specifically, in the present invention, since hyperpolarized xenon gas is used, there is a possibility that destruction of the hyperpolarized state by RF excitation, which is a characteristic of the hyperpolarized xenon gas, may occur.

このため、信号補正部６４０により、信号の変化を補正することで、キセノンガスを用いた脳血流の定量化を可能とするようにしている。具体的には、動脈入力関数検出部６１０により、動脈（内頚動脈や中大脳動脈など）入力関数を取得できることから、ＲＦ励起で超偏極磁化が破壊されることによる脳内のキセノン信号の強度を補正するようにしている。   For this reason, the signal correction unit 640 corrects the change in the signal so that the cerebral blood flow using the xenon gas can be quantified. Specifically, since the arterial input function detection unit 610 can obtain an input function of an artery (such as an internal carotid artery or a middle cerebral artery), the intensity of the xenon signal in the brain due to destruction of hyperpolarized magnetization by RF excitation. I am trying to correct.

また、後述するように、動脈入力関数の測定時、ＲＦ励起によるキセノンによる超偏極状態の破壊を低減するため、小径表面コイルと低いフリップ角を用いる。このことにより脳組織濃度関数測定時にキセノン信号強度の低下を避けることができる。つまり、表面コイル５００により動脈力信号とバードケージコイル４００により脳組織信号を取得することにより撮像に使われた正確なフリップアングルを求めることができるうえ、このフリップアングルを利用して取得された信号強度を補正することができる。   Further, as will be described later, when measuring the arterial input function, a small diameter surface coil and a low flip angle are used in order to reduce destruction of the hyperpolarized state caused by xenon due to RF excitation. As a result, it is possible to avoid a decrease in the xenon signal intensity when measuring the brain tissue concentration function. In other words, by acquiring the arterial force signal by the surface coil 500 and the brain tissue signal by the birdcage coil 400, an accurate flip angle used for imaging can be obtained, and a signal acquired by using this flip angle is obtained. The intensity can be corrected.

次に、図３を参照して、脳血流定量測定装置３００を構成するバードケージコイル４００および表面コイル５００の詳細について説明する。ここで、バードケージコイル４００は、ローパス（low pass）型のＭＲＩ用バードケージコイルなどを使用することができる。   Next, the details of the birdcage coil 400 and the surface coil 500 constituting the cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 300 will be described with reference to FIG. Here, the birdcage coil 400 may be a low pass type MRI birdcage coil or the like.

すなわち、図３に示すように、バードケージコイル４００は、脳血流信号を取得する機能を備えており、第１リング４１０と第２リング４２０との間に、多数のエレメント４３０を介設し、第１リング側エレメント部分と第２リング側エレメント部分とに跨がってコンデンサ４４０を接続し、ＱＤハイブリット回路部４５０からＭＲ装置１００の本体側へ伝送路４６０を導出した構成としている。このバードケージコイル４００によるＮＭＲ信号は、位相エンコードされた位置情報を含んだＦＩＤ信号（Free Induction Decay：自由誘導減衰）として取得される。ここで、バードケージコイル４００によるＦＩＤ信号を取得するポイントは、所定のポイント（ボクセル）を対象として取得することとしている。   That is, as shown in FIG. 3, the birdcage coil 400 has a function of acquiring a cerebral blood flow signal, and a large number of elements 430 are interposed between the first ring 410 and the second ring 420. The capacitor 440 is connected across the first ring side element portion and the second ring side element portion, and the transmission path 460 is derived from the QD hybrid circuit portion 450 to the main body side of the MR apparatus 100. The NMR signal from the birdcage coil 400 is acquired as an FID signal (Free Induction Decay) including phase-encoded position information. Here, the point for acquiring the FID signal by the birdcage coil 400 is acquired for a predetermined point (voxel).

表面コイル５００は、被検体が吸入した肺の肺胞から脳内の血管に到達する以前のキセノンガスの入力関数を計測する機能を備えている。表面コイル５００の一端側（図３の上側）は、ＭＲ装置１００の本体側へ伝送路５１０を導出した構成としている。この表面コイル５００によるＮＭＲ信号は、位相エンコードされていないＦＩＤ信号（Free Induction Decay：自由誘導減衰）として取得される。ここで、この表面コイル５００によるＦＩＤ信号を取得するポイントは、ボリューム（Volume）による撮像領域全部を対象として取得することとしている。   The surface coil 500 has a function of measuring an input function of xenon gas before reaching the blood vessel in the brain from the alveoli of the lung inhaled by the subject. One end side (upper side in FIG. 3) of the surface coil 500 is configured such that the transmission path 510 is led out to the main body side of the MR apparatus 100. The NMR signal from the surface coil 500 is acquired as an FID signal (Free Induction Decay) that is not phase-encoded. Here, the point for acquiring the FID signal by the surface coil 500 is acquired for the entire imaging region by the volume.

また、本実施例では、この表面コイル５００には、頚動脈の分岐部撮像測定用のＲＦコイル（サーフェスコイル）を使用することとしている。ここで、通常、頚動脈の分岐部撮像には、所謂、ニューロバスキュラーコイルが利用されることが多いが、本実施例１では、より体表面での詳細な撮像が可能な小径のサーフェスコイルを使用することとしている。すなわち、小径の表面コイルを使用することで、低いフリップアングルを取得することができ、これにより、キセノンの破壊を低減できるようにしている。   In the present embodiment, the surface coil 500 is an RF coil (surface coil) for imaging and measuring the carotid artery bifurcation. Here, in general, a so-called neurovascular coil is often used for imaging the carotid artery bifurcation, but in the first embodiment, a small-diameter surface coil capable of more detailed imaging on the body surface is used. I am going to use it. That is, by using a small-diameter surface coil, a low flip angle can be obtained, thereby reducing the destruction of xenon.

（動脈入力関数、脳組織濃度関数、真の濃度関数についての線図の詳細）
以下、図４−１、図４−２、図４−３に示すグラフ（線図）を参照して、表面コイル５００（サーフェスコイル）による動脈入力関数、バードケージコイル４００による脳組織濃度関数、これら動脈入力関数および脳組織濃度関数によるクリアランス曲線（真の濃度関数）についての詳細を説明する。ここで、図４−１は、被検体の頚動脈に取り付けた表面コイル５００（サーフェスコイル）から取得したＦＩＤ信号による線図を示している。具体的には、この図４−１に示す線図は、被検者がキセノンを吸入し、このキセノンが脳に到達するまでの肺中に溶解した時のスペクトル値であり、実際には表面コイル５００（サーフェスコイル）により取得したＦＩＤ信号（フリップアングル：α1）をフーリエ変換（ＦＦＴ）し、変換されたキセノンガスのピーク値（周波数）を時系列的にプロットした線図（動脈入力関数）として示している。なお、この図４−１に示す頚動脈からのＦＩＤ信号による濃度関数は、フレッシュなキセノンガスに基づくため、フリップアングルによる補正はおこなっていない線図として示している。また、図４−１中、縦軸は、キセノンの濃度関数を示すＣａ（ｔ）で、横軸は、時間ｔを表している。 (Details of diagrams for arterial input function, brain tissue concentration function, and true concentration function)
Hereinafter, referring to the graphs (diagrams) shown in FIGS. 4-1, 4-2, and 4-3, the arterial input function by the surface coil 500 (surface coil), the brain tissue concentration function by the birdcage coil 400, Details of the clearance curve (true concentration function) by the arterial input function and the brain tissue concentration function will be described. Here, FIG. 4-1 shows a diagram of the FID signal acquired from the surface coil 500 (surface coil) attached to the carotid artery of the subject. Specifically, the diagram shown in FIG. 4A is a spectrum value when the subject inhales xenon and dissolves in the lung until the xenon reaches the brain. FID signal (flip angle: α 1 ) acquired by the coil 500 (surface coil) is Fourier transformed (FFT), and the peak value (frequency) of the converted xenon gas is plotted in time series (arterial input function) ). Note that the concentration function based on the FID signal from the carotid artery shown in FIG. 4A is based on fresh xenon gas, and thus is shown as a diagram that is not corrected by the flip angle. In FIG. 4A, the vertical axis represents Ca (t) indicating the concentration function of xenon, and the horizontal axis represents time t.

また、図４−２は、キセノン信号による脳内組織の濃度関数に関する線図を示している。具体的には、バードケージコイル４００で計測した脳内のキセノン信号による脳内組織の濃度関数に関する線図（インパルス応答の時系列線図）を示している。すなわち、バードケージコイル４００により取得したＦＩＤ信号（フリップアングル：α2）をフーリエ変換（ＦＦＴ）し、変換されたピーク値（周波数）を時系列的にプロットした線図（動脈入力関数）として示しており、所定のフリップアングルを用いて信号を補正した後の線図である。このため、同図に示すように、ＦＩＤ信号により取得したなだらかな線図から補正後の線図は、濃度関数が上昇した値となってプロットされた線図となっている。具体的には、フリップアングルを補正した後の線図を示している。これは、超偏極Ｘeは、ＰＦにより偏極が落ち、信号が低下するためである。なお、この図４−２中、縦軸は、キセノンの濃度関数を示すＣｉ（ｔ）で、横軸は、時間ｔを表している。 FIG. 4B shows a diagram regarding the concentration function of the tissue in the brain by the xenon signal. Specifically, a diagram (impulse response time-series diagram) regarding a concentration function of tissue in the brain by a xenon signal in the brain measured by the birdcage coil 400 is shown. That is, the FID signal (flip angle: α 2 ) acquired by the birdcage coil 400 is Fourier transformed (FFT), and the converted peak value (frequency) is shown as a diagram (arterial input function) plotted in time series. FIG. 6 is a diagram after correcting a signal using a predetermined flip angle. For this reason, as shown in the figure, the corrected diagram from the gentle diagram obtained from the FID signal is a diagram plotted with the value of the density function increasing. Specifically, a diagram after correcting the flip angle is shown. This is because the hyperpolarization Xe is depolarized by PF and the signal is lowered. In FIG. 4B, the vertical axis represents Ci (t) indicating the xenon concentration function, and the horizontal axis represents time t.

また、図４−３は、脳血流定量測定装置３００および脳血流定量測定方法により測定される真のインパルス応答による線図を示している。具体的には、図４−１および図４−２を用いて、畳み込み積分（コンボリューション）をおこない真の濃度関数をプロットしてグラフ化したものである。なお、この図４−３中、縦軸は、キセノンの濃度関数を示すＣ（ｔ）で、横軸は、時間ｔを表している。ここで、この図４−３のグラフを時間積分したものが、脳血液量（ＣＢＶ）のピクセル値に対応し、このＣＢＶを平均通過時間（ＭＴＴ）で割ると脳血流量（ＣＢＦ）のピクセル値を算出することができる。なお、実際には、真の濃度関数Ｃ（ｔ）は、後述する（数１）の算出式から求めることができる。   FIG. 4C is a diagram illustrating a true impulse response measured by the cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300 and the cerebral blood flow quantification measurement method. Specifically, using FIG. 4A and FIG. 4B, convolution integration (convolution) is performed, and the true density function is plotted and graphed. In FIG. 4C, the vertical axis represents C (t) indicating the concentration function of xenon, and the horizontal axis represents time t. Here, the time integration of the graph of FIG. 4-3 corresponds to the pixel value of cerebral blood volume (CBV), and when this CBV is divided by the average transit time (MTT), the pixel of cerebral blood flow (CBF) A value can be calculated. Actually, the true density function C (t) can be obtained from the calculation formula (Equation 1) described later.

（脳血流定量測定装置３００における脳血流定量測定手順）
次に、図５のフローチャートを参照して、本実施例１における脳血流定量測定装置３００における脳血流定量測定手順を説明する。ここで、以下の図５に示すフローチャートは、主に脳血流定量測定装置３００に備えた脳血流定量測定制御部６００による処理手順を示している。 (Procedure for cerebral blood flow quantification in cerebral blood flow quantification measuring apparatus 300)
Next, with reference to the flowchart of FIG. 5, the cerebral blood flow quantitative measurement procedure in the cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 300 according to the first embodiment will be described. Here, the flowchart shown in FIG. 5 below mainly shows a processing procedure by the cerebral blood flow quantitative measurement control unit 600 provided in the cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 300.

すなわち、図５に示すように、先ず、被検体１９０の頭部にバードケージコイル４００を装着し、さらに被検体１９０の首部の頚動脈部位に表面コイル５００の取り付けをおこなう前準備をおこなう（ステップＳ１００）。次いで、超偏極キセノンガスの吸入ステップをおこなう（ステップＳ１１０）。この超偏極キセノンガス吸入ステップは、被検体１９０が超偏極キセノンガスを深呼吸して一息で肺に吸入するステップである。   That is, as shown in FIG. 5, first, the birdcage coil 400 is attached to the head of the subject 190, and further preparations are made for attaching the surface coil 500 to the carotid artery portion of the neck of the subject 190 (step S100). ). Next, a hyperpolarized xenon gas suction step is performed (step S110). The hyperpolarized xenon gas inhalation step is a step in which the subject 190 takes a deep breath of hyperpolarized xenon gas and inhales into the lung with a single breath.

次いで、被検体１９０の頚動脈部位のキセノン信号を取得する。具体的には、肺から血液に溶け出したキセノンガスを入力関数用の動脈信号（図４−１に示す動脈入力関数：Ｃａ）として取得する（ステップＳ１２０）。この被検体が吸入した肺の肺胞から脳内の血管に到達する以前のキセノンガスの入力関数は、表面コイル５００により取得することができる。なお、頚動脈の信号を求める部位は、脳内に血流を送る主幹部の総頚動脈部位に特定している。   Next, a xenon signal of the carotid artery portion of the subject 190 is acquired. Specifically, the xenon gas dissolved in the blood from the lung is acquired as an arterial signal for an input function (arterial input function: Ca shown in FIG. 4A) (step S120). The input function of the xenon gas before reaching the blood vessel in the brain from the alveoli of the lungs inhaled by the subject can be acquired by the surface coil 500. In addition, the site | part which calculates | requires the signal of a carotid artery is pinpointed in the common carotid artery site | part of the main trunk part which sends the blood flow in a brain.

次いで、被検体１９０の頚動脈部位のキセノン信号を取得する。具体的には、脳に到達した脳組織濃度関数の脳血流信号（図４−２に示す動脈入力関数：Ｃｉ）を取得し（ステップＳ１３０）、次いで、動脈入力信号を取得する（ステップＳ１４０）。なお、キセノンガスが脳内に到達した脳組織濃度関数の脳血流信号は、バードケージコイル４００により取得することができる。   Next, a xenon signal of the carotid artery portion of the subject 190 is acquired. Specifically, a cerebral blood flow signal (arterial input function: Ci shown in FIG. 4-2) of the brain tissue concentration function reaching the brain is acquired (step S130), and then an arterial input signal is acquired (step S140). ). A cerebral blood flow signal of a brain tissue concentration function when xenon gas reaches the brain can be acquired by the birdcage coil 400.

ここで、脳内のキセノン信号であるＣ（ｔ）は、表面コイル５００により取得されるＣａ（ｔ）とバードケージコイル４００により取得されるＣｉ（ｔ）とコンボリューションにより算出することができる。ここで、動脈濃度曲線をＣａ（ｔ）とし、脳組織濃度曲線Ｃｉ（ｔ）とし、色素をＡ0とし、クリアランス濃度曲線（真の濃度関数）をＣ（ｔ）とし、コンボリューションの表記を＊とすると、クリアランス濃度曲線（真の濃度関数をＣ（ｔ）は、以下の（数１）の式で求められる。なお、色素Ａ0は、キセノンガスの吸入した際に、このキセノンガスが肺中に溶解した量を示す。 Here, C (t), which is a xenon signal in the brain, can be calculated by convolution with Ca (t) acquired by the surface coil 500 and Ci (t) acquired by the birdcage coil 400. Here, the arterial concentration curve is Ca (t), the brain tissue concentration curve Ci (t), the pigment is A 0 , the clearance concentration curve (true concentration function) is C (t), and the convolution is represented. Assuming *, the clearance concentration curve (C (t) as a true concentration function is obtained by the following equation (1). Note that the dye A 0 is absorbed by the xenon gas when inhaled. The amount dissolved in the lung is shown.

（数１）
Ｃｉ（ｔ）Ｃ（ｔ）＝Ａ0Ｃａ（ｔ）＊Ｃｉ（ｔ）Ｃ（ｔ） (Equation 1)
Ci (t) C (t) = A 0 Ca (t) * Ci (t) C (t)

次いで、前記ステップＳ１３０およびステップＳ１４０により取得された動脈信号および脳血流信号からフリップアングル（flip angie）αを取得する（ステップＳ１５０）。具体的には、動脈信号および脳血流信号を約、１秒の間隔でスイッチングして信号取得を約８０秒間続け、動脈入力関数および脳組織濃度関数を取得する。このフリップアングルは、フリップアングル測定部６３０（図２）により算出する。   Next, a flip angle α is acquired from the arterial signal and the cerebral blood flow signal acquired in steps S130 and S140 (step S150). Specifically, the arterial signal and the cerebral blood flow signal are switched at intervals of about 1 second, and the signal acquisition is continued for about 80 seconds to acquire the arterial input function and the brain tissue concentration function. This flip angle is calculated by the flip angle measuring unit 630 (FIG. 2).

ここで、超偏極キセノンガス特有の現象でＲＦ波で超偏極を励起すると、超偏極状態が破壊され熱平衡状態に戻るため、これにより信号が減衰することから、この減衰を防止する必要がある。その方法としては、小さなＲＦ波を照射することで、超偏極状態の破壊を防止する。つまり、脳内からのＭＲＩ信号が、真の数値ではなく、ＲＦ波を含む変化をも含むため、この信号低下したＭＲ信号を補正するようにしている。表面コイル５００は、このＭＲ信号を補正する量を与える機能を備えている。なお、このステップＳ１５０による信号の補正は、信号補正部６４０（図２）によりおこなう。   Here, when the hyperpolarization is excited by an RF wave due to a phenomenon peculiar to the hyperpolarized xenon gas, the hyperpolarized state is destroyed and the state returns to a thermal equilibrium state. There is. As the method, the destruction of the hyperpolarized state is prevented by irradiating a small RF wave. That is, since the MRI signal from the brain includes not only a true numerical value but also a change including an RF wave, the MR signal that has been reduced in signal is corrected. The surface coil 500 has a function of giving an amount for correcting the MR signal. The signal correction in step S150 is performed by the signal correction unit 640 (FIG. 2).

ここで、以下、ステップＳ１５０によるフリップアングルを求める方法の一例を説明する。すなわち、Ｍ1をキセノンの磁化係数、Ａをコイル依存の係数、αをフリップアングルとすると、ある時間ｔ1で得られるキセノン信号は、以下の（数２）の式で求められる。 Here, an example of a method for obtaining the flip angle in step S150 will be described below. That is, when M 1 is a xenon magnetization coefficient, A is a coil-dependent coefficient, and α is a flip angle, a xenon signal obtained at a certain time t 1 is obtained by the following equation (Equation 2).

（数２）
Ｓ1（ｔ1）＝Ｍ1＊Ａ＊ｓｉｎ（α） (Equation 2)
S 1 (t 1 ) = M 1 * A * sin (α)

また、キセノンガスが脳内に到達したとき、ある時間ｔ2で得られるキセノン信号は、Ａをコイルの係数とし、コイルＭ2を、ｔ=（ｔ1−ｔ2）秒経過したときのＸeの磁化とすると、以下の（数３）の式で求められる。
（数３）
Ｓ2（ｔ2）＝Ｍ2＊Ａ＊ｓｉｎ（α） Also, when xenon gas reaches the brain, the xenon signal obtained at a certain time t 2 is Xe when t = (t 1 −t 2 ) seconds elapses with A being the coefficient of the coil and coil M 2. Is obtained by the following equation (Equation 3).
(Equation 3)
S 2 (t 2 ) = M 2 * A * sin (α)

また、Ｔ1をキセノン信号の脳内の緩和定数をＴ1とすると、Ｍ2は、以下の（数４）の式で求められる。
（数４）
Ｍ2＝Ｍ1＊ｅｘｐ(−ｔ／Ｔ1)＊ｃｏｓα Further, when the T 1 to the relaxation constant in the brain of the xenon signal T 1, M 2, is determined by the following formula (Equation 4).
(Equation 4)
M 2 = M 1 * exp (−t / T 1 ) * cos α

以下、（数２）〜（数４）の式から、フリップアングルαは、以下の（数５）により求められる。
（数５）
Ｓ2／Ｓ1＝ｅｘｐ(−ｔ／Ｔ1)＊ｃｏｓ（α） Hereinafter, the flip angle α is obtained by the following (Equation 5) from the equations (Equation 2) to (Equation 4).
(Equation 5)
S 2 / S 1 = exp (−t / T 1 ) * cos (α)

なお、ここで、送信／受信感度の異なるコイルを用いた場合、係数Ａはコイルの種類により異なるため、得られた信号強度からコイルの感度分布を補正する必要がある。   Here, when coils having different transmission / reception sensitivities are used, the coefficient A varies depending on the type of the coil, so that it is necessary to correct the sensitivity distribution of the coils from the obtained signal intensity.

以下、ステップＳ１５０の処理により取得した信号から動脈入力関数および脳組織濃度関数から真の濃度関数を取得する（ステップＳ１６０）。具体的には、図４−３に示す線図となる。すなわち、このステップＳ１６０により算出された濃度関数が真の濃度関数となり、この結果、脳血液量（CBV）、脳血流量(CBF)、脳内局所平均通過時間(MTT)を定量的に算出することができる。   Thereafter, a true concentration function is acquired from the arterial input function and the brain tissue concentration function from the signal acquired by the processing in step S150 (step S160). Specifically, the diagram is as shown in FIG. That is, the concentration function calculated in step S160 becomes a true concentration function, and as a result, the cerebral blood volume (CBV), the cerebral blood flow volume (CBF), and the intracerebral local average transit time (MTT) are quantitatively calculated. be able to.

以上説明したように、本発明によれば、ＭＲＩ装置１００は、脳血流定量測定装置３００を備えており、この脳血流定量測定装置３００は、被検体１９０の頭部に装着されるバードケージコイル４００と、頚動脈が位置する部分に取り付けられる表面コイル５００と、脳血流定量測定制御部６００とを備え、脳血流定量測定制御部６００は、表面コイル５００により頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する動脈入力関数検出部６１０と、バードケージコイル４００により脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として測定する脳組織濃度関数検出部６２０とを備えるので、頚動脈部の動脈入力関数を容易に測定できるうえ、脳における局所微小循環の情報の定量化を可能とすることができ、これによって、脳血液量（CBF）、脳血流量(CBF)、平均通過時間(MTT)の測定を容易におこなうことができ、この結果、脳血流の定量評価を正確に、且つ確実におこなうことができる。   As described above, according to the present invention, the MRI apparatus 100 includes the cerebral blood flow quantification measurement apparatus 300, and the cerebral blood flow quantification measurement apparatus 300 is a bird attached to the head of the subject 190. A cage coil 400, a surface coil 500 attached to a portion where the carotid artery is located, and a cerebral blood flow quantitative measurement control unit 600 are provided. The cerebral blood flow quantitative measurement control unit 600 passes through the carotid artery by the surface coil 500. An arterial input function detection unit 610 that detects an arterial input function based on the quantity, and a brain tissue concentration function detection unit 620 that measures a cerebral blood flow signal that has reached the brain by the birdcage coil 400 as a brain tissue concentration function. Because it provides, it can easily measure the arterial input function of the carotid artery, and can also quantify the information of the local microcirculation in the brain, Blood volume (CBF), cerebral blood flow (CBF), it is possible to easily measure the mean transit time (MTT), as a result, accurate quantitative evaluation of cerebral blood flow, it is possible and reliably performed.

以上のように、本発明に係る脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法は、超偏極キセノンを使用する脳血流の測定方法に有用であり、脳血流の挙動を把握できるうえ、局所微小循環の定量化を可能とする脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法に適している。   As described above, the cerebral blood flow quantification measurement apparatus and the cerebral blood flow quantification measurement method according to the present invention are useful for a cerebral blood flow measurement method using hyperpolarized xenon and can grasp the behavior of cerebral blood flow. In addition, it is suitable for a cerebral blood flow quantitative measurement device and a cerebral blood flow quantitative measurement method that enable quantification of the local microcirculation.

本発明の実施例１に係るＭＲＩ装置および脳血流定量測定装置の概略構成を示す全体機能ブロック図である。1 is an overall functional block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus and a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus according to Example 1 of the present invention. 脳血流定量測定制御部の内部構成および概要を示す機能ブロック図である。It is a functional block diagram which shows the internal structure and outline | summary of a cerebral blood flow quantitative measurement control part. 脳血流定量測定装置を構成するバードケージコイルおよび表面コイルの装着状態を示す概略説明図である。It is a schematic explanatory drawing which shows the attachment state of the birdcage coil and the surface coil which comprise the cerebral blood flow quantitative measurement apparatus. キセノン信号による脳内組織の濃度関数に関する線図である。It is a diagram regarding the concentration function of the tissue in the brain by the xenon signal. 脳内のキセノン信号による線図である（動脈入力関数）。It is a diagram by the xenon signal in the brain (arterial input function). 脳血流定量測定装置および脳血流定量測定方法により測定される真のクリアランス曲線による線図である。It is a diagram by a true clearance curve measured by a cerebral blood flow quantitative measuring device and a cerebral blood flow quantitative measuring method. 脳血流定量測定装置による脳血流測定の処理手順を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the process sequence of the cerebral blood flow measurement by a cerebral blood flow quantitative measurement apparatus.

符号の説明Explanation of symbols

１００ ＭＲＩ装置
１６０ 静磁場発生磁石
１７０ 勾配磁場発生コイル
１８０ 照射コイル
１９０ 被検体
２００ ＭＲＩ制御装置
２１０ ＲＦ送信部
２２０ 磁気制御部
２３０ ＲＦ受信部
２４０ 信号処理部
３００ 脳血流定量測定装置
４００ バードケージコイル
４１０ 第１リング
４２０ 第２リング
４３０ エレメント
４４０ コンデンサ
４５０ ＱＤハイブリット回路部
４６０、５１０ 伝送路
５００ 表面コイル
６００ 脳血流定量測定制御部
６１０ 動脈入力関数検出部
６２０ 脳組織濃度関数検出部
６３０ フリップアングル測定部
６４０ 信号補正部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 MRI apparatus 160 Static magnetic field generating magnet 170 Gradient magnetic field generating coil 180 Irradiation coil 190 Subject 200 MRI control apparatus 210 RF transmission part 220 Magnetic control part 230 RF reception part 240 Signal processing part 300 Cerebral blood flow quantitative measurement apparatus 400 Birdcage coil 410 First ring 420 Second ring 430 Element 440 Capacitor 450 QD hybrid circuit section 460, 510 Transmission path 500 Surface coil 600 Cerebral blood flow quantitative measurement control section 610 Arterial input function detection section 620 Brain tissue concentration function detection section 630 Flip angle measurement 640 Signal correction unit

Claims (4)

超偏極キセノンガスを使用するとともに、被検体に対する脳内への定量血流量を測定する脳血流定量測定装置であって、
前記被検体の頭部に装着される受信コイルと、
前記被検体の首部であって頚動脈が位置する部分に取り付けられる頚動脈流測定用の表面コイルと、
脳血流の測定制御をおこなう脳血流定量測定制御手段とを備え、
前記脳血流定量測定制御手段は、
前記受信コイルにより脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として測定する脳組織濃度関数測定手段と、
前記表面コイルにより頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する動脈入力関数検出手段と、
を備えることを特徴とする脳血流定量測定装置。 A cerebral blood flow quantitative measurement device that uses hyperpolarized xenon gas and measures a quantitative blood flow into the brain for a subject,
A receiving coil mounted on the head of the subject;
A surface coil for carotid flow measurement attached to the neck of the subject where the carotid artery is located;
Cerebral blood flow quantitative measurement control means for performing cerebral blood flow measurement control,
The cerebral blood flow quantitative measurement control means,
A brain tissue concentration function measuring means for measuring a cerebral blood flow signal reaching the brain by the receiving coil as a brain tissue concentration function;
An arterial input function detecting means for detecting an arterial input function based on the amount of xenon gas passing through the carotid artery by the surface coil;
An apparatus for quantitatively measuring cerebral blood flow, comprising: 前記脳血流定量測定制御手段は、フリップアングルの測定をおこなうフリップアングル測定手段と、前記フリップアングル測定手段により測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう信号補正手段とをさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の脳血流定量測定装置。   The cerebral blood flow quantitative measurement control means further includes a flip angle measurement means for measuring a flip angle and a signal correction means for correcting a signal based on the flip angle measured by the flip angle measurement means. The cerebral blood flow quantitative measurement apparatus according to claim 1, wherein: 超偏極キセノンガスを使用するとともに、被検体に対する脳内への定量血流量を測定する脳血流定量測定方法であって、
前記被検体の頭部に装着される受信コイルにより脳内に到達した脳血流信号を脳組織濃度関数として測定する脳組織濃度関数測定ステップと、
前記被検体の首部であって頚動脈が位置する部分に取り付けられる頚動脈流測定用の表面コイルにより頚動脈を通過するキセノンガス量に基づいて、動脈入力関数を検出する動脈入力関数検出ステップと、
を備えることを特徴とする脳血流定量測定方法。 A method for quantitatively measuring cerebral blood flow, which uses hyperpolarized xenon gas and measures a quantitative blood flow into the brain for a subject,
A brain tissue concentration function measuring step for measuring a cerebral blood flow signal reached in the brain by a receiving coil attached to the head of the subject as a brain tissue concentration function;
An arterial input function detection step for detecting an arterial input function based on the amount of xenon gas passing through the carotid artery by means of a surface coil for carotid artery flow measurement attached to the neck of the subject where the carotid artery is located;
A method for quantitatively measuring cerebral blood flow, comprising: 前記脳血流定量測定制御方法は、フリップアングルの測定をおこなうフリップアングル測定ステップと、前記フリップアングル測定ステップにより測定されたフリップアングルに基づいて、信号の補正をおこなう信号補正ステップとをさらに備えることを特徴とする請求項３に記載の脳血流定量測定方法。   The cerebral blood flow quantitative measurement control method further includes a flip angle measurement step for measuring a flip angle, and a signal correction step for correcting a signal based on the flip angle measured by the flip angle measurement step. The cerebral blood flow quantitative measurement method according to claim 3.
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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KR101430557B1 (en) 2012-10-25 2014-08-18 계명대학교 산학협력단 Microstimulation system using real-time blood flow reaction

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