WO2005034749A1 - 磁気共鳴イメージング装置及びこれを用いた造影アンジオグラフィー法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及びこれを用いた造影アンジオグラフィー法 Download PDF

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WO2005034749A1
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magnetic resonance
period
contrast
concentration
imaging apparatus
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PCT/JP2004/014660
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French (fr)
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Takayuki Abe
Tetsuhiko Takahashi
Original Assignee
Hitachi Medical Corporation
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
    • G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
    • G01R33/48—NMR imaging systems
    • G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
    • G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
    • G01R33/5601—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution involving use of a contrast agent for contrast manipulation, e.g. a paramagnetic, super-paramagnetic, ferromagnetic or hyperpolarised contrast agent

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that obtains an image of a desired part of a subject using a nuclear magnetic resonance phenomenon, and in particular, a contrast angiography that uses a contrast agent to depict the movement of a vascular system.
  • the present invention relates to a technique for acquiring a high-quality blood vessel image by a method.
  • a magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as "MRI") apparatus utilizes a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as "NMR") phenomenon to produce a nuclear spin (hereinafter simply referred to as “spin”) at a desired examination site in a subject. ) Is measured, and an arbitrary cross section of the subject is displayed as an image from the measured data.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • MRI apparatuses include an MR angiography (hereinafter abbreviated as MRA) for drawing a blood flow and an MRI apparatus having an imaging function.
  • MRA imaging function includes a contrast method without using a contrast agent and a method using a contrast agent.
  • a contrast agent is superior in the ability to depict blood vessels, and a high-quality blood vessel image can be obtained. Can be.
  • a method of using a contrast agent a method of combining a T1 shortened type contrast agent such as Gd-DTPA with a gradient echo sequence of short duration and TR (repetition time) is generally used.
  • a contrast medium must be injected so as to stably maintain a high concentration in a blood vessel to be imaged. For this reason, the contrast medium is generally rapidly injected using an automatic injector.
  • the measurement of the central portion (low-frequency region) of k-space, which governs the contrast of the image is adjusted to the timing when the contrast agent concentration reaches a peak.
  • the timing is set according to. This timing setting technique is disclosed in Patent Document 1.
  • the time from TE excitation to the echo center is set as short as possible in order to minimize signal attenuation due to T2 shortening due to the contrast agent and phase diffusion due to blood flow. (3 ms or less)
  • For TR set the S / N as short as possible (10 ms or less) according to the injection speed of the contrast agent. That is, the method of changing the TR is changed according to the concentration of the contrast agent.
  • Patent Document 1 US Pat. No. 5,553,619
  • the concentration of the injected contrast agent in the blood vessel lumen changes every moment with time, and increases exponentially until the concentration peak is reached, and reaches this concentration peak. After that, it decays exponentially. For this reason, except during the peak concentration, Thus, there is a problem that a high signal from blood cannot be obtained during the entire measurement period.
  • the imaging conditions are optimized according to the peak of the contrast agent concentration in the blood vessel lumen at the target site (see Patent Document 1). Technology).
  • the measurement in the time period before and after the peak time of the contrast agent concentration other than the peak time is not always the optimal measurement.
  • the acquisition time of the center data of the k space is adjusted at the time of the peak of the contrast agent concentration in the blood vessel lumen at the target site, so that the center of the k space for determining the image contrast is determined.
  • the measurement of the part has been optimized and high signal acquisition is possible.
  • the edge of the k-space which is a factor that determines the contour (sharpness) of an image, is out of the optimal state, and thus the optimal height is not obtained. No signal can be obtained.
  • the present invention has been made in order to solve the above problems, and an object of the present invention is to always optimize an optimal condition by following a concentration of a contrast agent which is injected into a subject and changes every moment.
  • An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of obtaining a high-quality blood vessel image by imaging with an MRI, and a contrast angiography method using the MRI apparatus.
  • the present invention is configured as follows.
  • a contrast angiography method in which a blood vessel image of a subject is captured using a magnetic resonance imaging apparatus using a contrast agent, wherein (a) a desired region of the subject including the blood vessels is statically imaged. (B) injecting a contrast agent into the subject, (c) imaging the desired area based on a predetermined nose sequence having at least one imaging parameter, d) a step of reconstructing a blood vessel image from the photographing data obtained in the photographing step; and (e) a step of displaying the blood vessel image.
  • the imaging step (C) during imaging, the value of at least one imaging parameter of the noise sequence is changed in accordance with the concentration of the contrast agent in the blood vessel.
  • a first period and a second period are set in accordance with the concentration of the contrast agent, and the first period The value of the shooting parameter is different between and the second period.
  • the photographing step (c) at least two photographing parameters are selected, and the photographing parameters are different between the first period and the second period. Select the shooting parameters.
  • the value of the first shooting parameter is changed in the first period, and the value of the second shooting parameter is changed in the second period. .
  • the first period is a concentration increasing period until the concentration of the contrast agent reaches a peak
  • the first period is The concentration of the agent is the period during which the concentration decreases from the point when the S peak occurs.
  • the first period is a high concentration period equal to or more than a predetermined threshold including a point in time when the concentration of the contrast agent reaches a peak, and The period is a low concentration period in which the concentration of the contrast agent is less than a predetermined threshold.
  • the pulse sequence is a gradient echo type pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameters, and The value of at least one of the repetition times is changed, and the change of the flip angle is increased in accordance with the density increase in the density increase period, and is decreased in accordance with the density decrease in the density decrease period,
  • the repetition time is changed so as to follow the increase in the density during the above-mentioned concentration increase period, and is increased following the decrease in the concentration during the above-mentioned concentration decrease period.
  • the pulse sequence is a gradient echo-based pulse sequence having a flip angle and a repetition time as the imaging parameters.
  • the first shooting parameter is one of the flip angle and the repetition time
  • the second shooting parameter is the other
  • the flip angle is set to the high angle.
  • the flip angle of the concentration period is set to be larger than the flip angle of the low concentration period
  • the repetition time is set so that the repetition time of the high concentration period is shorter than the repetition time of the low concentration period.
  • the value of the first imaging parameter is changed in the opposite direction before and after the peak time, and the value of the second parameter is monotonously changed. Increase or decrease.
  • the change of the flip angle is performed so that the flip angle becomes the Ernst angle, and the change of the repetition time is performed. , So that the flip angle becomes the Ernst angle.
  • center data of k-space is acquired near a time point at which the concentration of the contrast agent reaches a peak.
  • the start of the step (c) is instructed and the value of the photographing parameter is changed based on the density change information.
  • start instruction includes: A signal reflecting the concentration information of the contrast agent in the blood vessel is extracted from the monitoring image, and the extraction is performed when the signal exceeds a predetermined threshold.
  • the method of changing the value of the photographing parameter is changed during photographing.
  • a static magnetic field generating means for applying a static magnetic field to the subject, a gradient magnetic field generating means for providing a gradient magnetic field, and a high-frequency magnetic field pulse for causing nuclear magnetic resonance to occur in nuclear spins in the subject
  • High-frequency magnetic field transmitting means echo signal receiving means for detecting an echo signal emitted by the nuclear magnetic resonance
  • a magnetic resonance imaging apparatus comprising: a control unit; a signal processing unit configured to reconstruct a blood vessel image using the echo signal detected by the echo signal receiving unit; and a display unit configured to display the blood vessel image.
  • the pulse sequence control means (4) adjusts the concentration of the contrast agent injected into the subject in the blood vessel during the execution of the pulse sequence. Correspondingly, the value of at least one imaging parameter of the pulse sequence is changed.
  • the signal processing means predicts the density based on the density change information of the contrast agent acquired in advance, and executes the pulse sequence control.
  • the control unit captures the blood vessel image based on the predicted value of the density.
  • an input unit for receiving an input for instructing the start of imaging of the blood vessel image
  • the pulse sequence control means includes a monitor including the blood vessel. Images are continuously captured, the display means continuously displays the monitoring images, and the pulse sequence control means switches from monitoring the monitoring images to capturing the blood vessel images based on the start instruction. Switch.
  • a contrast medium injection means is provided, and the contrast medium is injected by the contrast medium injection means.
  • the present invention it is possible to obtain an image of a blood vessel with higher image quality by always capturing an image under optimal conditions, following the concentration of a contrast agent which is injected into a subject and changes every moment.
  • a contrast angiography method can be realized.
  • an MRI apparatus for performing the above-described contrast angiography method.
  • the imaging condition is optimized by following the contrast agent concentration that changes with time in the blood vessel lumen.
  • the flip angle and the repetition time TR can be optimally measured, and the lumen of the blood vessel can be acquired with a high signal over the entire measurement window.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic overall configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating control of a flip angle in contrast-enhanced MRA measurement performed by the MRI apparatus according to the present invention.
  • FIG. 3 is a diagram showing flip angle versus signal intensity curves at various contrast agent concentrations.
  • FIG. 4 is a schematic diagram illustrating a signal intensity obtained by a contrast MRA measurement according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating TR control in contrast-enhanced MRA measurement according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a schematic explanatory diagram of a known three-dimensional gradient echo sequence.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating TR and FA control in contrast-enhanced MRA measurement according to the third embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a screen display example in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an embodiment of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • This MRI apparatus obtains a tomographic image of the subject using the MR phenomenon, and as shown in Fig. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a transmission system 5, and A receiving system 6, a signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8 are provided.
  • a static magnetic field generation system 2 a gradient magnetic field generation system 3
  • a transmission system 5 a transmission system 5
  • a receiving system 6 a signal processing system 7, a sequencer 4, and a central processing unit (CPU) 8 are provided.
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the body axis direction or in a direction orthogonal to the body axis.
  • a normal or superconducting magnetic field generating means is provided.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Z, and Z, and a gradient magnetic field power supply 10 for driving the respective gradient magnetic field coils 9. . Then, the gradient magnetic field power supplies 10 of the respective coils are driven in accordance with a command from the sequencer 4 described later to apply the gradient magnetic fields Gz, GY, and Gx in three directions of X, ⁇ , and Z to the subject 1.
  • a slice selection gradient field pulse (Gz) is applied in one of the X, ⁇ , and Z directions to set a slice plane for the subject 1, and the phase is set in the remaining two directions.
  • Gz slice selection gradient field pulse
  • GY encoding gradient magnetic field pulse
  • Gx frequency encoding gradient magnetic field pulse
  • the sequencer 4 is control means for repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter, referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands necessary for data collection of tomographic images of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the sequencer 4 includes means for performing measurement while changing the output of the RF pulse.
  • the transmission system 5 irradiates the subject 1 with an RF pulse in order to cause nuclear spin of atoms constituting the living tissue of the subject 1 to generate nuclear magnetic resonance. It includes a modulator 12, a high-frequency amplifier 13, and a high-frequency coil 14a on the transmission side.
  • the high-frequency signal output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13. It is supplied to the high-frequency coil 14a placed close to the subject 1. As a result, the subject 1 is irradiated with the RF pulse.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissue of the subject 1, and includes a high-frequency coil 14b on the receiving side, an amplifier 15 , An orthogonal phase detector 16 and an AZD converter 17.
  • NMR signal nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the living tissue of the subject
  • a response MR signal from the subject 1 induced by the RF noise emitted from the high-frequency coil 14a on the transmitting side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1. Then, the detected MR signal is amplified by an amplifier 15 and then divided into two orthogonal signals by a quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4. The signal is converted into a digital quantity and sent to the signal processing system 7.
  • the signal processing system 7 includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, and a display 20 including a CRT or the like.
  • an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, and a display 20 including a CRT or the like.
  • the CPU 8 executes processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the resulting tomographic image of the subject 1 on the display 20, and also stores the tomographic image in the external storage. Record on magnetic disk 18 etc. of device
  • the high-frequency coils 14 a and 14 b on the transmitting side and the receiving side and the gradient magnetic field coil 9 are placed in the static magnetic field space of the static magnetic field generating system 2 into which the subject 1 is inserted. Installed facing Sample 1.
  • an MRI apparatus for example, USP5553619
  • a contrast medium injection means as shown in FIGS. 5A and 5B is provided.
  • the nuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton), which is a main constituent substance of a subject, as being widely used clinically.
  • proton a hydrogen nucleus
  • the morphology or function of the human head, abdomen, limbs, etc. can be imaged in two or three dimensions.
  • FIG. 6 is a diagram showing a gradient echo pulse sequence of the orthogonal sampling method.
  • RF, Gz, GY, Gx, and Echo shown in FIG. 6 represent the axes of the RF pulse, the slice gradient magnetic field, the phase encoding gradient magnetic field, the frequency encoding gradient magnetic field, and the echo signal, respectively.
  • 501 is RF noise
  • 502 is a slice selection gradient magnetic field pulse
  • 503 is a slice coil.
  • 504 is a phase encoding gradient magnetic field pulse
  • 505 is a frequency encoding gradient magnetic field pulse
  • 506 is an echo signal.
  • the RF pulse 501 is applied while the slice selection gradient magnetic field 502 is applied to select the three-dimensional volume, and then the slice encode gradient magnetic field pulse is applied.
  • the number of slice encodes is selected to be a value such as 8, 16, 32, or 64
  • the number of phase encodes is generally selected to be a value such as 64, 128, 256, or 512 per image.
  • Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data. These data are subjected to three-dimensional Fourier transform to create a three-dimensional image.
  • the slice encode gradient magnetic field 503 and the slice encode gradient magnetic field 503 are set so that the application amount of the slice encode amount and the phase encode amount becomes 0 (zero) between TRs.
  • a gradient magnetic field 510 of opposite polarity, a phase encoding gradient magnetic field 504 and a gradient magnetic field 511 of opposite polarity are applied, and at the same time, a spoiler 512 for dispersing the phase of transverse magnetization in the frequency encoding direction is applied.
  • the phase of the RF pulse 501 is also changed by a fixed amount for each application.
  • the amount of gradient magnetic field applied between TRs becomes constant in each axis, and if the repetition time TR is shorter than the magnetization relaxation time Tl of the region to be imaged, ⁇ 2, the magnetization of that region Becomes steady state
  • the boiler 512 is inserted in the frequency encoding direction and the amount of the gradient magnetic field between TRs is not set to 0 (zero) in the frequency encoding direction, the contrast of the obtained image is 12 without emphasis. It becomes an emphasized image. This is because when the gradient magnetic field is set to 0 (zero) in the frequency encoding direction between TRs, the image becomes a ⁇ 2-weighted image, which is unsuitable for contrast MRA. This is to avoid the situation.
  • the gradient magnetic fields 510 and 511 are applied corresponding to the gradient magnetic fields 503 and 504, respectively, so as to have a constant amount between TRs as in the case of a number encoding gradient magnetic field, a steady state is achieved and obtained.
  • the image is a T1-weighted image suitable for contrast MRA.
  • a gradient magnetic field that is, a gradient moment nulling for rephase. It is preferable to use a gradient echo.
  • the contrast MRA will be briefly described.
  • the blood containing the contrast agent can be visualized with a high signal by combining the Td-shortened contrast agent such as Gd-DTPA with the gradient echo system sequence of TR and TR.
  • Td-shortened contrast agent such as Gd-DTPA
  • the gradient echo system sequence of TR and TR the gradient echo system sequence of TR and TR.
  • 3DMR—DSA Digital SubTRaction Angiography
  • blood ejected from the heart circulates from the artery to each tissue, returns to the vein, and circulates from the heart to the lungs.
  • blood pumped through the heart first contrasts the arterial system, and then the venous system is visualized via the capillaries.
  • the subject 1 is placed in a measurement space in the static magnetic field generation system, an imaging region including a target blood vessel is determined, and a timing at which the concentration of the contrast agent reaches a peak in the target blood vessel is detected. To perform timing imaging.
  • Test injection method A small amount of a contrast agent (about 11 to 2 ml) is test-injected into the subject 1 to obtain a time-signal curve at the target site, from which the arrival time of the contrast agent is determined. measure. Then, the main imaging is performed based on the result. In other words, the main imaging is started after the arrival time after the injection of the contrast agent for the main imaging.
  • This method (M-1) generates a slight contrast of the background tissue by using a contrast agent prior to the main imaging, but at a level that does not cause a serious problem. The merit obtained by measuring is greater.
  • the main imaging is performed after an appropriate time after the timing is acquired.
  • (M-2) Fluoroscopic trigger method A region of interest (ROI) is set in a specific region within a monitor region, and real-time continuous imaging (fluoroscopic imaging) of the region is performed. Capture the signal change of the ROI. Then, when the signal value of the ROI exceeds a preset threshold value, the main imaging of the target part is automatically started (that is, an automatic trigger).
  • ROI region of interest
  • fluoroscopic imaging fluoroscopic imaging
  • the target blood vessel is observed while performing real-time continuous imaging, and when an appropriate signal rise is obtained, the start of the main imaging of the target blood vessel is instructed via a user interface such as a keyboard. (That is, a manual trigger).
  • Either a method of starting main imaging when the threshold value is exceeded (automatic trigger) or a method of instructing the start of main imaging when an appropriate signal rise is obtained (manual trigger) may be used.
  • the main imaging is performed immediately after acquiring the imaging timing.
  • measurement is continuously performed at the same slice or slab (that is, an imaging area in the slice direction in three-dimensional imaging).
  • an arbitrary imaging sequence for example, it is preferable to use a two-dimensional sequence for timing imaging and a three-dimensional gradient echo method for main imaging.
  • the measurement is started so that the measurement of the center data in the k-space is adjusted when the contrast agent concentration peaks in the target blood vessel.
  • the k-space scanning method at this time may be a sequential system or a centric system.
  • the sequential k-space scanning method uses a k-space ky-axis (phase encoding) direction from one high spatial frequency end to the other high spatial frequency end.
  • the data in the central region of k-space (that is, the low spatial frequency region) mainly determines the contrast of the image, and the data in the high spatial frequency region mainly determines the contour (sharpness) of the image.
  • a kz axis corresponding to slice encoding is added to a two-dimensional k space.
  • the sequential or centric k-space running method in the ky-axis direction can be applied to the kz-axis direction.
  • the optimal setting of the flip angle which is the first embodiment relating to the optimal imaging condition setting of the present invention, will be described.
  • the blood at the target site is The flip angle is controlled so that the echo signal intensity increases according to the contrast agent concentration change in the tube.
  • the echo signal is measured by controlling the flip angle so that the flip angle becomes the Ernst angle or close to the Ernst angle.
  • the cardiac output of a general adult is about 5.51 / min, or about 97 ml / s, and the undiluted contrast medium is 500 mmol / ml.
  • the estimated maximum concentration (concentration at peak) of the contrast agent in is estimated to be about 5 mmol / ml.
  • the time-dependent change in concentration in the blood vessel after the injection of the contrast agent changes over time, for example, as shown in Fig. 2 (a).
  • the time change b (t) is expressed by the following equation. Estimated in (2).
  • these constants are obtained by test imaging based on the test injection method (M-1) performed before main imaging, for example, because individual differences between subjects are not small.
  • the values of the constants ⁇ , C, C, and C may be determined for each individual from the actual contrast agent concentration change for each individual (that is, the signal intensity change at each elapsed time).
  • a plurality of images reflecting the contrast agent concentration change obtained by the test imaging are temporarily stored in an external storage device or the like of the signal processing system 7.
  • the CPU 8 calculates and estimates the contrast agent concentration at an arbitrary elapsed time based on the equation (2). I do.
  • the T1 value of the lumen of the blood vessel into which the contrast agent has been injected can be calculated by the following equation (3).
  • the T1 of the blood vessel lumen after contrast with respect to the time change of the contrast agent concentration can be obtained.
  • the ability to estimate the value S is possible.
  • a flip angle for maximizing an echo signal is called an Ernst angle.
  • This Ernst angle ⁇ can be calculated by the following equation (4).
  • TR is the repetition time
  • T1 is the T1 value of the blood vessel lumen.
  • FIG. 3 is a graph showing the relationship between the flip angle (horizontal axis) and the signal intensity (vertical axis) when the contrast agent concentration value is changed.
  • the flip angle at which the signal intensity becomes maximum is the Ernst angle FA. Is
  • the Ernst angle of the contrast agent concentration b3 is FA3
  • the Ernst angle of the contrast agent concentration b2 is FA2
  • the Ernst angle of the contrast agent concentration bl is FA1.
  • Contrast agent concentration is lowest in bl, highest in b3, highest in Ernst angle FA1, highest in FA3.
  • the signal intensity S1 of the Ernst angle FA1 of the contrast agent concentration bl is smaller than the signal intensity S2 of the Ernst angle FA2 of the contrast agent concentration b2.
  • This signal intensity S2 is the signal intensity of the Ernst angle FA3 of the contrast agent concentration b3. Less than S3.
  • the estimated T1 value after contrast obtained by equation (3) is used as T1 in equation (4).
  • the Ernst angle following the time-dependent change in the concentration of the contrast agent in the blood vessel of the target site after the injection of the contrast agent into the subject can be estimated by following the contrast agent concentration.
  • a method of estimating a flip angle that maximizes signal intensity following a contrast agent concentration is applied to three-dimensional contrast MRA measurement. That is, the actual flip angle is controlled so as to be the time change (t) of the flip angle calculated by the above equation (4) and the like.
  • FIG. 2B is a graph showing the manner in which the flip angle is controlled by following the temporal change b (t) of the estimated contrast agent concentration b shown in FIG. 2A.
  • the vertical axis represents the lip angle (FA1 ⁇ FA3)
  • the horizontal axis represents the elapsed time t common to FIG. 2A.
  • a curve 102 shows an example in which the flip angle is changed according to the contrast agent concentration according to the first embodiment of the present invention, and a straight line 101 is different from the present invention.
  • An example is shown in which the flip angle irrespective of the change in the contrast agent concentration is fixed to, for example, FA3.
  • the contrast agent concentration gradually increases according to a (t) calculated by the equation (4), and the period Da increases.
  • the flip angle increases following the contrast agent concentration (FA1 ⁇ FA2 ⁇ FA3).
  • the contrast agent concentration reaches its peak, it gradually decreases, and during the period Db (time t2-13), the flip angle is gradually reduced following the decreasing contrast agent concentration (FA3 ⁇ FA2). That is, the method of changing the flip angle is changed according to the concentration of the contrast agent.
  • the sequencer 4 includes a high-frequency oscillator 11, a modulator 12, and a high-frequency amplifier 13 of the transmission system 5. To apply an RF pulse corresponding to the Ernst angle notified from the CPU 8 from the high-frequency coil 14a to the subject.
  • FIGS. 4A and 4B are diagrams illustrating an example of the signal intensity obtained when the flip angle is controlled according to the contrast agent concentration.
  • Fig. 4 (a) shows the time change of the contrast agent concentration
  • Fig. 4 (b) follows the change of the contrast agent concentration in the blood vessel, and as shown in Fig. 2 (b), the flip angle. This shows the time change of the signal intensity obtained when is changed so as to always be close to the Ernst angle.
  • a curve 111 is a time change of the signal intensity obtained by the conventional method without controlling the flip angle, and a curve 112 controls the flip angle according to the first embodiment of the present invention. It is a time change of the signal strength obtained by the method.
  • the center data of the k-space is acquired when the contrast agent concentration reaches a peak.
  • the signal intensity from a stationary region other than the target blood vessel changes in accordance with the change in the flip angle.
  • difference processing is performed between images before and after contrast or temporally consecutive to remove tissues other than blood vessels, and a difference image that depicts only blood vessels is used. Therefore, since the change in the signal strength of the stationary portion is canceled by this difference processing, there is no particular problem.
  • the TR is fixed and the flip angle is controlled to be the Ernst angle in accordance with the change in the contrast agent concentration.
  • the second embodiment of the present invention controls the TR while fixing the flip angle.
  • the flip angle is controlled to be the Ernst angle.
  • the higher the contrast agent concentration the shorter T1 is. Therefore, according to the above equation (4), in order to keep the Ernst angle constant, the T1 is reduced during the period in which the contrast agent concentration increases. Shorten TR according to. Then, during the period in which the concentration of the contrast agent decreases, T1 is extended in reverse. Therefore, TR is lengthened in accordance with the extension of T1.
  • the signal strength from a stationary region other than the intended blood vessel also changes with the change in the TR. This is because, as in the case of the first embodiment in which the flip angle is changed, since the difference image is used and TR is not changed abruptly, the influence of the change in the signal strength of the static area force is practically small. Therefore, there is no problem on the image.
  • FIGS. 5A and 5B show examples of signal intensities obtained when TR is controlled to follow a contrast agent concentration according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 (a) shows the estimated contrast agent concentration change b (t) in the blood vessel in FIG. 2 (a).
  • Fig. 5 (b) shows the time change of the signal intensity obtained when TR is changed to follow the contrast agent concentration change so that the constant flip angle is always equal to or close to the Ernst angle.
  • the vertical axis in FIG. 5 (b) indicates the TR value, and the horizontal axis indicates the time corresponding to FIG. 5 (a).
  • a straight line 201 in FIG. 5 (b) is a time change of the signal strength obtained by the conventional method without controlling the TR
  • a curve 202 is a method for controlling the TR according to the second embodiment of the present invention. This is the time change of the signal strength obtained by the above.
  • Specific control of the TR is performed by the sequencer 4 shown in FIG. That is, similarly to the first embodiment in which the flip angle is changed, the T1 value of the desired blood vessel lumen after the contrast is obtained, and the obtained T1 value is used to calculate the T1 value from the above equation (4).
  • the sequencer 4 is notified of the TR at which the predetermined flip angle becomes the Ernst angle.
  • the sequencer 4 controls a predetermined pulse sequence so that the repetition time interval becomes the calculated TR.
  • the flip angle may be increased and the TR may be decreased following the increase in the concentration of the contrast agent.
  • the flip angle may be reduced and TR may be increased in accordance with the decrease in the contrast agent concentration.
  • a high-density period around the estimated contrast agent concentration including the peak time and a low-density period other than the high-density period are set. TR control is performed, and flip angle control is performed during a low concentration period.
  • the high-density period is a period during which data near the center of the k-space is acquired, and therefore, in order to acquire a large amount of data, the shorter the TR period, the better. Therefore, TR control is performed so that the TR during the high concentration period is shorter than the TR during the low concentration period, and the flip angle becomes the Ernst angle.
  • FIG. 7 indicates TR or FA (here, the TR control period is FA-constant, and the FA control period is TR-constant), and the horizontal axis is the elapsed time.
  • TR the period of time tl-tla at the time point (b) in Fig. 7 is the first half of the low concentration period, as shown by the curve 701, TR is constant, and the value calculated by the above equation (4) is used. According to (t), the flip angle is controlled so as to follow the contrast agent concentration so that the flip angle becomes the Ernst angle.
  • the third embodiment is an example in which different shooting parameters are changed during shooting.
  • the determination of switching from the flip angle control to the TR control is made after switching from the flip angle control to the TR control for a certain period of time after the start of the measurement window, and further, after a predetermined time, from the TR control to the flip angle. Switching to control can be performed.
  • a threshold may be set for the estimated contrast agent concentration, a period longer than the threshold may be defined as a high concentration period, and a period shorter than the threshold may be defined as a low concentration period.
  • This threshold can be, for example, 80% of the peak value of the estimated contrast agent concentration.
  • the signal intensity is monitored, flip angle control is performed until the monitored signal intensity reaches a constant value close to the peak, and switching to TR control is performed when the signal intensity reaches a constant value. It is also possible to do. Then, when the signal strength falls below a certain value, switch to flip angle control.
  • TR control is performed in the high-density period and flip-angle control is performed in the low-density period.
  • flip-angle control is performed in the high-density period.
  • the TR control may be performed during the low concentration period.
  • the value of the imaging parameter is changed in the opposite direction before and after the peak time of the contrast agent density.
  • TR control TR is decreased until the peak time is reached, and TR is increased from the peak time.
  • flip angle control the flip angle is increased until the peak point is reached, and the flip angle is decreased from the peak point.
  • the value of the imaging parameter is monotonously decreased or increased.
  • TR control TR is decreased during the concentration increase period before the peak time, and TR is increased during the concentration decrease period after the peak time.
  • flip angle control In the density increase period, the flip angle is increased, and in the density decrease period after the peak point, the flip angle is reduced.
  • the TR value may be changed to be convex downward around the peak point of the contrast agent concentration, and the flip angle value may be changed to be convex upward.
  • the TR may be decreased while increasing the flip angle in the concentration increasing period before the peak time, and the flip angle may be decreased and TR may be increased in the concentration decreasing period after the peak time.
  • the flip angle in the period from the high concentration period tla-t2b to the time tla-t2b is set to a fixed value, and the low concentration period t1-tla and t2b-13
  • the flip angle in the period up to is set to another value.
  • the flip angle during the high density period is set to a constant value larger than the flip angle during the low density period.
  • TR during the period from the time tla to t2b, which is a high concentration period is set to a constant value, and the time from the time tl to tla, t2b-3, which is a low concentration period, is set.
  • Set TR for the period is set to another value.
  • the TR during the high concentration period is set to be shorter than the TR during the low concentration period. Note that the flip angle control described above may be performed with the flip angle set as described above.
  • the flip angle or the value of TR as the first imaging parameter is changed before and after the peak time of the contrast agent concentration, in the opposite direction of small or large.
  • the TR or flip angle value as the second photographing parameter can be monotonically increased or decreased.
  • the fourth and fifth embodiments may be performed simultaneously, and the flip angle and TR may be set to different constant values during the high density period and the low density period.
  • the TR during the high concentration period near the peak of the estimated contrast agent concentration is defined as a fixed period shorter than the TR during the other low concentration periods. It is also possible to perform flip angle control over the dough period. Or conversely, the flip angle during the high concentration period is set to a constant angle larger than the flip angle during the low concentration period, TR control may be performed over a period.
  • the TR value and the flip angle value are displayed on the display screen as shown in FIG. It can display S power.
  • the example shown in Fig. 8 is an example in which the average value of TR and the average value of flip angles are displayed together with the captured blood vessel image.
  • the TR, the maximum value, the minimum value, the mode value of the flip angle, and the value at the time of measuring the center data in the k-space can also be displayed. Further, it is also possible to display a plurality of these together.
  • the density of the contrast agent is increased during a period of time until the concentration reaches a peak. It is also possible to change the TR and change the flip angle during the concentration reduction period after the contrast agent concentration peaks.
  • TR is decreased in the low-density period in the first half, and TR is decreased in the high-density period during the decreasing process. It is also possible to keep the closing price constant and to increase TR in the latter half of the low concentration period.
  • the flip angle may be increased in the first half of the low density period, the flip angle may be fixed at the final value of the increasing process in the high density period, and the flip angle may be decreased in the second half of the low density period.
  • the MRI apparatus according to the present invention is applicable not only to the vertical magnetic field method but also to the horizontal magnetic field method.

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Abstract

　体内で時々刻々と変化する注入造影剤濃度に追随しながら、常に最適な条件で撮像することで、注入造影剤濃度ピーク時以外の計測期間でも高画質な血管像の取得が可能なＭＲＩ装置を実現する。 　曲線１０２のように造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従してフリップ角を変化させる。造影剤濃度ｂ（ｔ）が徐々に高くなっていく期間Ｄａではフリップ角FAを造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従して増加し、造影剤濃度ｂ（ｔ）が徐々に低くなっていく期間Ｄｂではフリップ角を徐々に減少させる。造影剤濃度ｂ（ｔ）に追従して、フリップ角が信号強度を最大とするエルンスト角となるように、そのフリップ角を制御すれば、注入造影剤濃度ピーク時以外の計測期間でも高画質な血管像の取得が可能となる。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング装置及びこれを用いた造影アンジオグラフィー法 技術分野
[0001] 本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の画像を得る磁気共鳴 イメージング装置に係わり、特に、造影剤を用いて血管系の走行を描出する造影ァ ンジオグラフィー法により高画質の血管像を取得する技術に関する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴イメージング（以下「MRI」と略記する）装置は、核磁気共鳴（以下「NMR」と 略記する）現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピン (以下 単にスピンと称す）の密度分布や緩和時間分布等を計測して、その計測データから 被検体の任意の断面を画像表示するものである。
[0003] そして、この MRI装置には、血流を描画する MRアンジォグラフィ（以下 MRAと略す） とレ、う撮像機能を有してレ、るものがある。この MRA撮像機能には造影剤を使用しなレヽ 方法と造影剤を使用する方法があるが、一般に造影剤を使用した方が血管の描出 能に優れており、高画質の血管像を得ることができる。
[0004] 造影剤を使用する方法としては、 Gd— DTPAなどの T1短縮型の造影剤と短レ、 TR (繰 り返し時間）のグラディエントエコー系シーケンスを組み合わせる方法が一般的である
[0005] これは、 T1短縮型の造影剤を含む血流のスピンは周囲組織より短い T1を有してい るために、同じ TRでも飽和が起こりにくく相対的に他の組織より高信号を発することを 利用して、造影剤を含む血液に満たされた血管腔内を他組織に対し高コントラストで 描出する手法である。
[0006] 造影剤が血管内に留まっている短時間の間に血管を含むボリュームのデータ（具 体的には 3次元）の計測を行い、得られた 3次元画像を重ね合わせて最大値投影法 などの投影処理を行えば、血管の描画が可能となる。このため、 MRAに用いられる撮 像シーケンスとしては、 3次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケンスがー 般的である。 [0007] この 3次元造影 MRAにおいて良好な画像を得るためには、（1)造影剤の注入法、（ 2)撮像タイミング、（3)最適な撮像条件 (特にフリップ角又は励起角）の設定が重要 である。
[0008] 上記条件（1)については、撮像対象とする血管内に安定して高濃度を維持するよう に造影剤を注入しなければならない。このため、一般的には自動注入器を用いて造 影剤が急速注入される。
[0009] また、上記条件（2)については動脈のみを分離し選択的に撮像するためには、デ ータ収集時に動脈における造影剤の濃度が高くなるように撮像タイミングを設定する 必要がある。
[0010] 特に、画像のコントラストを支配している k空間の中心部分 (低周波領域）の計測を 造影剤濃度がピークに達するタイミングに合わせるのが理想であり、使用するパルス 系列のデータ収集法に対応してそのタイミングを設定する。このタイミング設定技術 は、特許文献 1に開示されている。
[0011] また、上記条件（3)については造影剤による T2短縮に伴う信号減衰と血流による 位相拡散とを最小限にするために、 TE励起からエコー中心までの時間）は極力短く 設定し（3ms以下）、 TRについては、造影剤の注入速度に対応して、 S/Nが許容され る範囲で短めに設定する（10ms以下)。つまり、造影剤の濃度に追従して、 TRの変 更方法を変更する。
[0012] 特許文献 1 :米国特許第 5， 553, 619号明細書
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0013] 上記条件（3)に関しては、従来の 3次元造影 MRA計測では、短レ、 TRのダラディエ ントエコーシーケンスを用いているため、血管内腔の造影剤濃度に対応して最適なフ リップ角の設定が必要となる。通常は、造影剤濃度のピーク時の推定造影剤濃度に おけるエルンスト角が用いられる。
[0014] しかし、注入された造影剤の血管内腔での濃度は、時間に応じて刻々と変化してお り、濃度ピークに達するまでは指数関数的に増加し、この濃度ピークに達した後は指 数関数的に減衰する。このため、濃度ピーク時以外は、最適なフリップ角から外れて しまい、計測期間の全てに渡っては、血液からの高信号が得られないという間題があ る。
[0015] このフリップ角の最適化も含めて、従来技術における 3次元造影 MRA計測では、 目 的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時に合わせて撮像条件を最適化 (特許 文献 1記載の技術）している。
[0016] つまり、静脈から急速静注された造影剤の血管内腔での濃度は刻々と変化してい るため、造影剤濃度がピークに達した時間帯での計測は、エコー信号強度を最大化 するという点では最適な計測となっている。
[0017] しかし、造影剤濃度のピーク時以外の、その前後の時間帯での計測は、必ずしも最 適な計測となってはいない。
[0018] 特許文献 1に記載の技術では、 目的部位での血管内腔の造影剤濃度のピーク時 に、 k空間の中心データの取得時期を合わせることから、画像コントラストを決定する k 空間の中心部分の計測は最適化されており、高信号の取得は可能である。しかし、こ の特許文献 1記載の技術では、画像の輸郭 (シャープさ）を決定する要素となる k空 間の辺縁の計測では、最適な状態から外れてしまっているため、最良な高信号を取 得することができない。
[0019] 本発明は、上記間題を解決するためになされたものであり、その目的は、被検体内 に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追随して、常に最適な条件で撮 像し、より高画質な血管像の取得を可能にする MRI装置及びそれを用いた造影アン ジオグラフィー法を提供することである。
課題を解決するための手段
[0020] 上記課題を解決するために、本発明は次の様に構成される。
[0021] (1)磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の血管像を造影剤を用いて撮影 する造影アンジオグラフィー法であって、 (a)前記血管を含む被検体の所望の領域を 静磁場空間に配置するステップ、 (b)前記被検体に造影剤を注入するステップ、 (c) 前記所望の領域を、少なくとも 1つの撮影パラメータを有する所定のノ ルスシーケン スに基づいて撮影するステップ、（d)前記撮影ステップで取得された撮影データから 血管像を再構成するステップ、 (e)前記血管像を表示するステップを含む造影： ォグラフィ一法において、前記撮影ステップ (C)では、撮影中に、前記血管内の前記 造影剤の濃度に対応して、前記ノ^レスシーケンスの少なくとも 1つの撮影パラメータ の値を変更する。
[0022] (2)好ましくは、上記（1)において、前記撮影ステップ (c)では、前記造影剤の濃度 に対応して第 1の期間と第 2の期間が設定され、前記第 1の期間と前記第 2の期間と で前記撮影パラメータの値が異なる。
[0023] (3)また、好ましくは、上記（2)において、前記撮影ステップ (c)では、少なくとも 2つ の前記撮影パラメータを選択し、前記第 1の期間と前記第 2の期間とで異なる前記撮 影パラメータを選択する。
[0024] (4)また、好ましくは、上記（3)において、前記第 1の期間では第 1の撮影パラメータ の値を変更し、前記第 2の期間では第 2の撮影パラメータの値を変更する。
[0025] (5)また、好ましくは、上記（1)において、前記第 1の期間は、前記造影剤の濃度が ピークとなる時点までの濃度増加期間であり、前期第の期間は、前記造影剤の濃度 力 Sピークとなった時点からの濃度減少期間である。
[0026] (6)また、好ましくは、上記 (4)において、前記第 1の期間は、前記造影剤の濃度が ピークとなる時点を含む所定閾値以上の高濃度期間であり、前記第 2の期間は、前 記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間である。
[0027] (7)また、好ましくは、上記（5)において、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメ ータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケン スであり、前記フリップ角と前記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、前 記フリップ角の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、前記 濃度減少期間では濃度減少に追従して減少させ、前記繰り返し時間の変更は、前記 濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、前記濃度減少期間では濃度減少 に追従して増加させる。
[0028] (8)また、好ましくは、上記（6)におレ、て、前記パルスシーケンスは、前記撮影パラメ ータとしてフリップ角と繰り返し時間を有するグラディエントエコー系のパルスシーケン スであり、前記第 1の撮影パラメータは前記フリップ角と前記繰り返し時間の内のいず れか一方であり、前記第 2の撮影パラメータは他方であり、前記フリップ角を、前記高 濃度期間のフリップ角が前記低濃度期間のフリップ角より大きくなるようにし、前記繰 り返し時間を、前記高濃度期間の繰り返し時間が前記低濃度期間の繰り返し時間よ り短くなるようにする。
[0029] (9)また、好ましくは、上記（8)において、前記第 1の撮影パラメータの値を前記ピ ーク時点の前後で反対方向に変化させ、前記第 2のパラメータの値を単調に増加又 は減少させる。
[0030] (10)また、好ましくは、上記（7)—（9)において、前記フリップ角の変更は、そのフリ ップ角がエルンスト角となるように行レ、、前記繰り返し時間の変更は、前記フリップ角 がエルンスト角となるように行う。
[0031] (11)また、好ましくは、上記（1 )において、前記表示ステップ (e)では、値が変更さ れた撮影パラメータの各値から導かれる統計値を表示する。
[0032] (12)また、好ましくは、上記（1 )において、前記撮影ステップ (c)では、前記造影剤 の濃度がピークとなる時点の近傍において、 k空間の中心データを取得する。
[0033] (13)また、好ましくは、上記（1 )において、前記配置ステップ (a)と前記再構成ステツ プ (d)の間のいずれかにおいて、（f)前記撮影ステップ (c)と同じパルスシーケンスで前 記所望の領域を撮影するステップを有し、前記再構成ステップ (d)では、前記 2つの撮 影ステップ (c)と (f)で取得された画像の差分から前記血管像を求める。
[0034] (14)また、好ましくは、上記（1 )において、前記配置ステップ (a)と前記注入ステップ
(b)の間に、 (g)前記被検体に前記造影剤を注入して、前記血管における該造影剤の 濃度変化情報を取得するステップ
を含み、前記撮影ステップ (c)では、前記濃度変化情報に基づいて、該ステップ (c)の 開始が指示されると共に前記撮影パラメータの値を変更する。
[0035] (15)また、好ましくは、上記（1 )において、前記注入ステップ (b)と前記撮影ステップ
(c)の間に、 (h)前記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影して、前記撮 影ステップ (c)の開始を指示するステップを有し、前記開始指示は、前記血管内にお ける前記造影剤の濃度情報が反映された信号を前記監視画像から抽出して、該信 号が所定の閾値を超えた時に行われる。
[0036] (16)また、好ましくは、上記（1 )において、前記撮影ステップ (c)では、撮影中に、異 なる種類の前記撮影パラメータの値を変更する。
[0037] (17)また、好ましくは、上記（1)において、前記撮影ステップ (c)では、撮影中に、前 記撮影パラメータの値の変更方法を変更する。
[0038] (18)被検体に、静磁場を与える静磁場発生手段と、傾斜磁場を与える傾斜磁場 発生手段と、前記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場 パルスを照射する高周波磁場送信手段と、前記核磁気共鳴により放出されるエコー 信号を検出するエコー信号受信手段と、上記エコー信号を受信するための、少なくと も 1つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルスシーケンス制御 手段と、上記エコー信号受信手段で検出したエコー信号を用いて血管像を再構成 する信号処理手段と、前記血管像を表示する表示手段 (と、を備えた磁気共鳴ィメー ジング装置において、前記パルスシーケンス制御手段（4)は、前記パルスシーケンス の実行中に、前記被検体に注入された造影剤の前記血管内における濃度に対応し て、該パルスシーケンスの少なくとも 1つの撮影パラメータの値を変更する。
[0039] (19)好ましくは、上記（18)において、前記信号処理手段は、事前に取得された前 記造影剤の濃度変化情報に基づレ、て前記濃度を予測し、前記パルスシーケンス制 御手段は、前記濃度の予測値に基づいて前記血管像の撮影を行う。
[0040] (20)また、好ましくは、上記（19)において、前記血管像の撮影の開始を指示する 入力を受け付けるための入力部を備え、前記パルスシーケンス制御手段は、前記血 管を含む監視画像を連続して撮影し、前記表示手段は、前記監視画像を連続して 表示し、前記パルスシーケンス制御手段は、前記開始指示に基づいて、前記監視画 像の撮影から前記血管像の撮影に切り替える。
[0041] (21)また、好ましくは、上記（18)において、造影剤注入手段を有し、造影剤が該 造影剤注入手段によって注入される。
発明の効果
[0042] 本発明によれば、被検体内に注入されて時々刻々と変化する造影剤の濃度に追 随して、常に最適な条件で撮像し、より高画質な血管像の取得を可能にする造影ァ ンジオグラフィー法を実現することができる。
[0043] また、上記造影アンジオグラフィー法を実施する MRI装置を提供することができる。 [0044] また、本発明によれば、造影剤を用いた血管撮像、即ち 3次元造影 MRA計測にお いて、血管内腔で時間と供に変化する造影剤濃度に追随し、撮影条件を最適にして 、特にフリップ角と繰り返し時間 TRを最適にして計測でき、計測ウィンドウ全てに渡つ て血管内腔を高信号で取得することができる。
図面の簡単な説明
[0045] [図 1]本発明が適用される MRI装置の概略全体構成を示すブロック図である。
[図 2]本発明による MRI装置が実行する造影 MRA計測でのフリップ角の制御を説明 する図である。
[図 3]各種の造影剤濃度におけるフリップ角対信号強度曲線を示す図である。
[図 4]本発明の第 1の実施形態における造影 MRA計測で取得される信号強度を説明 する模式図である。
[図 5]本発明の第 2の実施形態における造影 MRA計測での TR制御を説明する図で める。
[図 6]公知の 3次元グラディエントエコーシーケンスの概略説明図である。
[図 7]本発明の第 3の実施形態における造影 MRA計測での TR、 FA制御を説明する 図である。
[図 8]本発明の実施形態における画面表示例である。
符号の説明
[0046] 1…被検体、 2…静磁場発生系、 3…傾斜臓場発生系、 4…シーケンサ、 5…送信 系、 6…受信系、 7…信号処理系（信号演算処理手段）、 8— CPU (信号演算処理手 段）、 9…傾斜磁場コイル、 10…傾斜磁場電源、 11…高周波発信器、 12…変調器、 13…高周波増幅器、 14a…送信側高周波コイル、 14b…受信側高周波コイル、 15 …増幅器、 16…直交位相検波器、 17—A/D変換器、 18…磁気ディスク、 19…光 ディスク、 20…ディスプレイ
発明を実施するための最良の形態
[0047] 以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。
[0048] なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは 同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。 [0049] 図 1は、本発明が適用された MRI装置の一実施形態における全体概略構成図であ る。
[0050] この MRI装置は、 MR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図 1に示すよ うに、静磁場発生系 2と、傾斜磁場発生系 3と、送信系 5と、受信系 6と、信号処理系 7 と、シーケンサ 4と、中央処理装置（CPU) 8とを備える。
[0051] 静磁場発生系 2は、被検体 1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する 方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体 1の周りに永久磁石方式または常 電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されてレ、る。
[0052] また、傾斜磁場発生系 3は、 X, Υ, Zの 3軸方向に卷かれた傾斜磁場コイル 9と、そ れぞれの傾斜磁場コイル 9を駆動する傾斜磁場電源 10とを備える。そして、後述の シーケンサ 4からの命令に従って、それぞれのコイルの傾斜磁場電源 10を駆動する ことにより、 X, Υ, Zの 3軸方向の傾斜磁場 Gz, GY, Gxを被検体 1に印加する。
[0053] より具体的には、 X, Υ, Zのいずれかの 1方向にスライス選択傾斜臓場パルス (Gz) を印加して被検体 1に対するスライス面を設定し、残り 2つの方向に位相エンコード傾 斜磁場パルス (GY)と周波数エンコード傾斜磁場パルス (Gx)を印加して、エコー信 号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
[0054] シーケンサ 4は、高周波磁場パルス（以下、「RFパルス」という）と傾斜磁場パルスを ある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段である。このシーケンサ 4 は、 CPU8の制御で動作し、被検体 1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令 を送信系 5、傾斜磁場発生系 3、および受信系 6に送る。
[0055] さらに、本発明の実施形態における MRI装置では、シーケンサ 4は RFパルスの出 力を変化させながら計測できる手段を備える。
[0056] また、送信系 5は、被検体 1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共 鳴を起こさせるために RFパルスを被検体 1に照射するもので、高周波発振器 11と、 変調器 12と、高周波増幅器 13と、送信側の高周波コイル 14aとを備える。
[0057] 高周波発振器 11から出力された高周波ノ^レスをシーケンサ 4からの指令によるタイ ミングで変調器 12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増 幅器 13で増幅した後に、被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14aに供給す ることにより、 RFパルスが被検体 1に照射される。
[0058] 受信系 6は、被検体 1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放 出されるエコー信号 (NMR信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル 14bと、 増幅器 15と、直交位相検波器 16と、 AZD変換器 17とを備える。
[0059] 送信側の高周波コイル 14aから照射された RFノ^レスによって誘起される被検体 1 からの応答 MR信号が被検体 1に近接して配置された高周波コイル 14bで検出される 。そして、検出された MR信号は、増幅器 15で増幅された後、シーケンサ 4からの指 令によるタイミングで直交位相検波器 16により直交する二系統の信号に分割され、 それぞれ力 SA/D変換器 17でディジタル量に変換されて、信号処理系 7に送られる。
[0060] 信号処理系 7は、光ディスク 19、磁気ディスク 18等の外部記憶装置と、 CRT等から なるディスプレイ 20とを有する。受信系 6からのデータが CPU8に入力されると、 CPU 8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体 1の断層画像 をディスプレイ 20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク 18等に記録する
[0061] なお、図 1において、送信側及び受信側の高周波コイル 14a、 14bと、傾斜磁場コ ィル 9とは、被検体 1が挿入される静磁場発生系 2の静磁場空間内に被検体 1に対向 して設置されている。
[0062] また、本発明の実施形態においては、 MRI装置に、例えば、 USP5553619の
Fig.5A,5Bに記載されているような、造影剤注入手段が備えられている。
[0063] 現在、 MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の 主たる構成物質である水素原子核（プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励 起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、 四肢等の形態または、機能を 2次元もしくは 3次元的に撮像する。
[0064] 次に、本発明の実施形態である MRI装置の撮像方法を説明する。
図 6は、直交系サンプリング法のグラディエントエコーパルスシーケンスを示す図で ある。図 6に示した RF、 Gz、 GY、 Gx、 Echoはそれぞれ、 RFパルス、スライス傾斜磁 場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、エコー信号の軸を表す。 また、 501は RFノ ノレス、 502はスライス選択傾斜磁場パルス、 503はスライスェンコ ード傾斜磁場パルス、 504は位相エンコード傾斜磁場ノ^レス、 505は周波数ェンコ ード傾斜磁場パルス、 506はエコー信号である。
[0065] 3次元撮像では、短い繰り返し時間 TR (例えば 10ms以下）毎に、スライス選択傾斜 磁場 502を印加しながら RFパルス 501を印加して 3次元 Volumeを選択した後に、スラ イスエンコード傾斜磁場パルス 503と位相エンコード傾斜磁場パルス 504の印加量（ =傾斜磁場ノ ルス波形と時間軸との囲む面積）を変えて異なるスライスエンコード量 及び位相エンコード量を印加する。そして、周波数エンコード傾斜磁場を印加しなが ら 3軸方向の位置情報をエコー信号 506に付与して検出する。
[0066] この操作を (スライスエンコード数 X位相エンコード数）の回数だけ繰り返し、 3次元 画像の再構成に必要なエコー信号を取得する。スライスエンコード数は、 8、 16、 32 、 64等の値が選ばれ、位相エンコードの数は、通常 1枚の画像あたり 64、 128、 256 、 512等の値が選ばれる。
[0067] 各エコー信号は、通常、 128、 256、 512、 1024個のサンプリングデータからなる 時系列信号として得られる。これらのデータを 3次元フーリエ変換して 3次元画像を作 成する。
[0068] エコー信号を計測した後は、例えば、図 6に示すように、スライスエンコード量及び 位相エンコード量の印加量を TR間で 0 (ゼロ）になるように、スライスエンコード傾斜磁 場 503と逆極性の傾斜磁場 510、位相エンコード傾斜磁 504と逆極性の傾斜磁場 5 11を印加し、同時に周波数エンコード方向には横磁化の位相を分散させるスポイラ 一 512を印加する。
[0069] さらに、 RFパルス 501の位相もその印加毎に一定量変える。これにより、 TR間で印 加される傾斜磁場量は各軸で一定になるので、繰り返し時間 TRが撮像対象となる部 位の磁化の緩和時間 Tl、 Τ2より短い場合には、その部位の磁化は定常状態になる
[0070] ただし、周波数エンコード方向にスボイラー 512を揷入して周波数エンコード方向 には TR間の傾斜磁場量を 0 (ゼロ）にしていないので、得られる画像のコントラストは、 Τ2強調の入らない T1強調画像となる。これは、周波数エンコード方向も TR間で傾斜 磁場量を 0 (ゼロ）にすると、 Τ2強調画像となって、造影 MRAには不適当な画質となつ てしまうことを避けるためである。
[0071] なお、図 6ではスライスエンコード量と位相エンコード量力 TR間で 0 (ゼロ）になるよう に、それぞれ逆極性の傾斜磁場 510、 51 1を印加している力 0 (ゼロ）でなぐ周波 数エンコード傾斜磁場のように TR間で一定量となるように傾斜磁場 510、 51 1を、そ れぞれ、傾斜磁場 503、 504に対応して印加しても定常状態は達成され、得られる画 像は造影 MRAに適当な T1強調画像となる。
[0072] 尚、血流を撮像対象としているので、流れによるディフェイズ (D印 hase)をリフエィズ
(Rephase)するための傾斜磁場即ちグラディエントモーメントヌリング（Gradient Moment Nullingを付加してもよレ、。し力し、これは本発明に必須ではなぐ TR/TE短 縮のためには、むしろ単純なグラディエントエコーとするのが好ましい。
[0073] 次に、本発明の MRI装置による造影 MRAを説明する前に、造影 MRAについて簡単 に説明する。背景技術で説明した様に、 Gd-DTPAどの T1短縮型の造影剤と、上記 短レ、 TRのグラディエントエコー系シーケンスとを組み合わせることで、造影剤を含む 血液は高信号で描出可能となる。しかし、細い血管の描出の際には血管以外の組織 とのコントラストが十分に得られなレ、場合が多レ、。
[0074] そのため、造影前後の画像間で差分処理を行って血管以外の組織を除去する方 法が用いられる。この方法は、 3DMR— DSA (Digital SubTRaction Angiography)などと 呼ばれる。
[0075] また、よく知られているように、生体内の血液循環システムでは心臓から駆出した血 液は動脈から各組織を巡り静脈へ戻って心臓→肺へと循環する。従って、肘静脈か ら造影剤を注入後、心臓を通って拍出された血液は、最初に動脈系を造影し、毛細 血管を介して次に静脈系が描出される。
[0076] 病態の臨床診断においては、動脈系のみならず、静脈系の描出も必要な場合があ り、造影 MRAの計測を複数の Phaseに亘つて連続的に撮像を行うことが望ましい場合 もある。こうした撮像法をダイナミック MRAと呼ぶ。
[0077] 上述した各種造影 MRAの詳細につレ、ては、文献「3DConTRast MR Angiography
2nd edition. Prince MR, Drist TM an Debatin JF， Springer, PP3-39.1988Jに詳しく記 載されている。特に、 3DMR-DSAについては、この文献の P 16— P 19に記載されて いる。
[0078] 以上に説明した造影 MRAの説明を踏まえて、本発明の MRI装置による造影 MRAの 一実施形態を、図 1一図 5を参照して説明する。
[0079] まず、被検体 1を静磁場発生系内の計測空間に配置し、 目的とする血管を含む撮 像領域を決定し、 目的とする血管内で造影剤濃度がピークに達するタイミングを検出 するためのタイミング撮像を行う。
[0080] これには、上記文献「3DConTRast' ' '」に記載されている以下の 2つの方法（M-1)
、（M-2)がある。
[0081] (M-1)テストインジェクション法：少量の造影剤（約 1一 2ml)を被検体 1にテスト注入 して対象部位における時間一信号曲線を得て、そこから造影剤の到達時間を計測す る。そして、この結果を基にして本撮像を行う方法である。つまり、本撮像用の造影剤 注入後から上記到達時間後に本撮像を開始する。
[0082] この方法 (M-1)は、造影剤を本撮像に先行して使用することにより、僅かな背景組 織の造影を生じるが、大きな問題にはならないレベルであり、本撮像のタイミングを測 定することにより得られるメリットのほうが大きい。そして、この方法では、タイミングを取 得した後に適当な時間をおレ、て本撮像を行う。
[0083] (M-2)フロロスコピックトリガー法：モニター領域内で特定の部位に関心領域（ROI) を設定して、その部位のリアルタイム連続撮像 (フロロスコピック撮像）を行レ、ながら、 その ROIの信号変化を捉える。そして、 ROIの信号値が予め設定した閾値を超えた時 点で自動的に目的とする部位の本撮像を始める方法（つまり、 自動トリガー）である。
[0084] あるいは、 目的とする血管をリアルタイム連続撮像を行いながら観察し、適切な信号 上昇が得られた時点で目的とする血管の本撮像の開始をキーボード等のユーザーィ ンターフェースを介して指示する方法（つまり、マニュアルトリガー）である。
[0085] 閾値を超えた時点で本撮像を始める方法（自動トリガー）、適切な信号上昇が得ら れた時点で本撮像の開始を指示する方法 (マニュアルトリガー）のどちらを用いても 良い。
[0086] このフロロスコピックトリガー法は、撮像タイミングを取得後、直ちに本撮像を行う。
[0087] 上記（M-l)、 （M-2)の 2つのいずれの方法においても、例えば、本撮像時の造影 前の画像を取得しておき、造影後と造影前との画像の差分をとる。また、本撮像では
、同一条件で同一スライスまたはスラブ（つまり、 3次元撮像時のスライス方向の撮像 領域)位置にっレ、て連続的に計測を行う。
[0088] 撮像タイミング計測のための撮像シーケンスと本撮像のための撮像シーケンスとは
、任意の撮像シーケンスでよ 特に限定されないが、例えばタイミング撮影の場合 には 2次元の、本撮影の場合は 3次元のグラディエントエコー法を基本とするシーケ ンスを用いるのが良い。
[0089] 次に、 k空間（計測空間）上でのエコー信号の計測順序について説明する。
上記タイミング撮像で得られた目的とする血管への造影剤到達時間を基に、 目的と する血管の造影剤濃度ピーク時に、 k空間の中心データの計測を合わせるように計 測を開始する。
[0090] この際の k空間走査方法はシーケンシャル系でもセントリック系でも良い。
[0091] 2次元の場合において、シーケンシャル系の k空間走査方法は、 k空間の ky軸 (位 相エンコード）方向におけるいずれか一方の高空間周波数側の端から他方の高空間 周波数側の端に向けて順次連続的にエコー信号を取得する。例えば、位相ェンコ一 ド数を 256とすると、 ky=-128→ + 127と、順にエコー信号を取得する。
[0092] 一方、セントリック系の k空間走査方法では、 k空間の中心（つまり低空間周波数側） から高空間周波数側の端に向けて順次連続的にェコ一信号を取得する。例えば、 位木目エンコード数を 256とすると、 ky=0、 _1、 + 1、_2、 + 2、■·■、 + 127、一128と k 空間の正側負側を交亙にエコー信号を取得する。
[0093] k空間の中心領域（つまり低空間周波数領域）のデータは主に画像のコントラストを 決定し、高空間周波数領域のデータは主に画像の輸郭 (シャープさ）を決定する。
[0094] 3次元の場合においては、 2次元の k空間にスライスエンコードに対応する kz軸が 追加される。この kz軸方向に対しても、上記 ky軸方向におけるシーケンシャル系又 はセントリック系の k空間走查方法を適用することができる。
[0095] 次に、本発明の造影 MRA計測における最適撮像条件の設定について説明する。
最初に、本発明の最適撮像条件設定に関する第 1の実施形態であるフリップ角の 最適設定について説明する。なお、本発明の第 1の実施形態では、 目的部位での血 管内の造影剤濃度変化に追従して、エコー信号強度が大きくなるようにフリップ角を 制御する。特に、フリップ角がエルンスト角となるように又はエルンスト角に近くなるよう にフリップ角を制御してエコー信号を計測する。
[0096] はじめに、造影剤濃度の時間変化に関する一般諭を説明する。
一般に、静脈から注入された造影剤の動脈相での最大濃度は概算で、次式（1)の ように推定される（文献「3DConTRast · · ·」参照）。
[0097] 最大濃度 = (造影剤原液の濃度 (mmolZml) X造影剤注入速度 (mlZs) ) / (心 臓拍出量 (ml/s) ) —— (1)
一般成人の心臓の拍出量は約 5. 51/分、すなわち約 97ml/sであり、造影剤の 原液は 500mmol/mlであることから、造影剤を lml/sで注入した場合、動脈相で の造影剤の推定最大濃度（ピーク時の濃度）は約 5mmol/mlと推定される。
[0098] また、造影剤を注入した後の血管内での経時的な濃度変化は、例えば図 2の（a)に 示すように時間変化するが、この時間変化 b (t)は、次式 (2)で推定される。
[0099] b (t) = C (t + 2 τ ) exp (— t/ τ ) + C t exp (— t/ τ ) ——（2)
1 1 1 2 2
ただし、上記式（2)において、 tは被検体に造影剤を注入してからの経過時間、 τ
1
、 τ 、 C 、 Cは定数であり、例えば、 τ =4. 7s、 τ = 2. 4s、 C /C = 0. 37を用
2 1 2 1 2 2 1 レ、ることができる。
[0100] 任意の経過時間における造影剤濃度は、図 1に示した CPU8にて、上記（2)式に基 づき計算され推定される。
[0101] しかし、実際には、これらの定数は、被検体の個体差が少なからずあるため、例え ば、本撮像前に行う上記テストインジェクション法 (M-1)に基づくテスト撮像で取得し た個人毎の実際の造影剤濃度変化 (つまり、各経過時間における信号強度変化)か ら、個体毎に、定数 τ 、 て 、 C 、 Cの値を決定してもよい。
1 2 1 2
[0102] テスト撮像結果から定数の値を決定する場合は、テスト撮像により得られた造影剤 濃度変化を反映した複数の画像を、一旦、信号処理系 7の外部記憶装置等に記憶 する。
[0103] そして、テスト撮像の終了後に、 CPU8によりこれらの画像を解析して、濃度変化を 示す b (t)の式（2)における各定数を求め、その結果を外部記憶装置等に記憶して おく。
[0104] そして、テスト撮像後に実行される本撮像時に、外部記憶装置に記憶した定数を使 用して、 (2)式に基づき任意の経過時間における造影剤濃度を CPU8にて計算して 推定する。
[0105] また、造影剤の注入された血管内腔の T1値は、次式（3)により算出することができ る。
[0106] 1/T1 (造影後） = 1/T1 (造影前） + (造影剤の緩和率） X (造影剤の濃度） ― 一 (3)
上記（3)式の（造影剤濃度）として、（2)式を用いて推定された造影剤濃度 b (t)を 用いることで、造影剤濃度の時間変化に対する造影後の血管内腔の T1値を推定す ること力 Sできる。
[0107] また、グラディエントエコー法において、エコー信号を最大にするためのフリップ角 のことをエルンスト角とよぶ力 このエルンスト角 αは、次式 (4)で算出できる。
[0108] cos a =exp (-TR/T1) ——（4)
上記式 (4)において、 TRは繰り返し時間、 T1は血管内腔の T1値である。
[0109] 図 3は、造影剤濃度値を変えた場合におけるフリップ角（横軸)と信号強度 (縦軸)と の関係を示すグラフであり、信号強度が最大となるフリップ角がエルンスト角 FAである
[0110] 図 3の例では、造影剤濃度 b3のエルンスト角は FA3、造影剤濃度 b2のエルンスト角 は FA2、造影剤濃度 blのエルンスト角は FA1である。造影剤濃度は、 blが最も低ぐ b3が最も高 エルンスト角 FA1が最も小さ FA3が最も大きくなつている。信号強度 も、造影剤濃度 blのエルンスト角 FA1の信号強度 S1は、造影剤濃度 b2のエルンスト 角 FA2の信号強度 S2より小さぐこの信号強度 S2は、造影剤濃度 b3のエルンスト角 FA3の信号強度 S3より小さい。
[0111] 図 3に示した結果から、造影剤濃度が高くなるほど T1短縮効果が高まることになる ので、 （4)式における T1が小となることにより、 cosひも小となること力もエルンスト角ひ は大きくなる。
[0112] 上記一般諭から、（4)式の T1として、（3)式により得られた造影後の推定 T1値を用 いれば、被検体に造影剤を注入した後であって、 目的部位の血管内における造影剤 濃度の時間変化に追従したエルンスト角を推定することができる。つまり、造影剤濃 度に追従して信号強度を最大にするフリップ角を推定することができる。
[0113] 本発明の第 1の実施形態は、造影剤濃度に追従して信号強度を最大にするフリツ プ角の推定方法を 3次元造影 MRA計測に適用したものである。つまり、上記 (4)式等 により算出される、上記フリップ角の時間変化ひ（t)となるように、実際のフリップ角を 制御する。
[0114] 上述のようにしてフリップ角を制御することにより、経時的に変化する造影剤濃度に 追随して、検出信号強度が大となるに最適なフリップ角での計測が可能となり、より高 画質な血管像の取得が可能となる。
[0115] 図 2の（b)は、図 2の（a)に示す推定造影剤濃度 bの時間変化 b (t)に追従してフリツ プ角を制御する様子を示すグラフである。図 2の（b)において、縦軸はプリップ角（ FA1— FA3)、横軸は、図 2の（a)と共通の経過時間 tを示す。
[0116] 図 2の（b)において、曲線 102は、本発明の第 1の実施形態により、造影剤濃度に 追従してフリップ角を変化させる例を示し、直線 101は、本発明とは異なり、造影剤濃 度の変化に関係無ぐフリップ角を例えば FA3に固定する例を示す。
[0117] 図 2の（b)に示すように、フリップ角の変更方法として、（4)式で算出された a (t)に 従って、造影剤濃度が徐々に高くなつてレ、く期間 Da (時刻 tl一 t2)ではフリップ角を 造影剤濃度に追従して増加する（FA1→FA2→FA3)。造影剤濃度がピークに達した 後、徐々に低くなつてレ、く期間 Db (時刻 t2— 13)では、低下していく造影剤濃度に追 従してフリップ角を徐々に減少させる（FA3→FA2)。つまり、造影剤の濃度に追従し て、フリップ角の変更方法を変更する。
[0118] フリップ角の具体的な制御は、図 1に示したシーケンサ 4によって行われる。即ち、 信号処理系 7の外部記憶装置等から取得した（2)式の各定数を使用して CPU8が任 意の経過時間における造影剤濃度を推定し、その推定値を (3)式に代入して造影後 の所望の血管内腔の T1値を求める。そして、 CPU8は、求めた T1値を使用して、（4) 式からエルンスト角を求めてシーケンサ 4に通知する。
[0119] シーケンサ 4は、送信系 5の高周波発振器 11、変調器 12、及び高周波増幅器 13 を制御して、 CPU8から通知されたエルンスト角に対応する RFパルスを高周波コイル 14aから被検体に印加する。
[0120] 図 4の（a)、 (b)は、造影剤濃度に追従してフリップ角を制御した場合に取得される 信号強度の一例を示す図である。図 4 (a)は、造影剤濃度の時間変化を示し、図 4の (b)は、血管内の造影剤濃度変化に追随して、図 2の (b)に示したように、フリップ角 を常にエルンスト角に近い値になるように変化させた場合に取得される信号強度の 時間変化を示したものである。
[0121] 図 4の（b)において、曲線 111が、フリップ角を制御しない従来法によって得られる 信号強度の時間変化であり、曲線 112が本発明の第 1の実施形態よるフリップ角を 制御する方法によって得られる信号強度の時間変化である。
[0122] 図 4の（b)に示すように、フリップ角を制御しない例と比較して、フリップ角を制御す ることで、計測ウィンドウ内の全ての計測に渡ってより高い信号を取得可能となること が理解できる。
[0123] ここで、図 2に示すように、造影剤濃度がピークになる時点で k空間の中心データを 取得するようにしている。
[0124] なお、フリップ角を随時適切な値に変更することによって、フリップ角の変化に合わ せて目的とする血管以外の静止領域からの信号強度が変化することとなる。しかし、 造影 MRAでは、上述したように、造影前後又は時間的に相前後する画像間で差分 処理を行って血管以外の組織を除去し、血管のみを描出する差分画像が用いられる 。したがって、静止部分の信号強度の変化は、この差分処理によってキャンセルされ るため特に間題となることはなレ、。
[0125] また、実際にはフリップ角を急激に変化するわけではないので、静止領域からの信 号強度が変化する影響は実際上は少なレ、。
[0126] 以上の本発明の第 1の実施形態では、アンジオグラフィー法において、造影剤濃度 変化に追従して、 TRを固定としてフリップ角がエルンスト角になるように制御した。
[0127] これに対して、フリップ角を固定として、 TRを変ィ匕させることで、一定のフリップ角が エルンスト角となるように TRを制御することも可能である。
[0128] 本発明の第 2の実施形態は、上述したように、フリップ角を固定として、 TRを制御す ることで、フリップ角がエルンスト角となるように制御する例である。
[0129] 上述したように、造影剤濃度が高い程、 T1は短縮されるので、上記 (4)式に従って 、エルンスト角ひを一定とするために、造影剤濃度が増加する期間では T1の短縮に 合わせて TRを短くする。そして、造影剤濃度が減少する期間では逆に T1が伸張され るので、 T1の伸張に合わせて TRを長くする。
[0130] ここで、 TRを造影剤濃度の変化に合わせて変更することによって、 TRの変化に伴 い目的とする血管以外の静止領域からの信号強度も変化する。これは、フリップ角を 変化させる第 1の実施形態の場合と同様に、差分画像を用いること及び TRは急激に は変更されないことから、静止領域力 の信号強度が変化する影響は、実際上少な いので、画像上において問題とはならない。
[0131] 本発明の第 2の実施形態である造影剤濃度に追従して TRを制御した場合に取得さ れる信号強度の一例を図 5の（a)、 (b)に示す。
[0132] 図 5の（a)は、図 2の（a)の血管内の推定造影剤濃度変化 b (t)を示す。図 5の（b) は、造影剤濃度変化に追随して TRを変化させ、一定のフリップ角が常にエルンスト角 又はそれに近い値になるようにした場合に取得される信号強度の時間変化を示す。 図 5の（b)の縦軸は TR値を示し、横軸は、図 5の（a)と一致させた時間を示す。
[0133] また、図 5の（b)の直線 201は、 TRを制御しない従来法によって得られる信号強度 の時間変化であり、曲線 202が本発明の第 2の実施形態により TRを制御する方法に よって得られる信号強度の時間変化である。
[0134] 図 5の（a)、 （b)において、 TRの変更方法において、上記（4)式によりひを一定とす るために算出される TRの時間変化関数 TR (t)に従って、造影剤濃度が徐々に高くな つてレ、く期間 Da (tl— 12)では、造影剤濃度の増加に追従して TRを徐々に短くする。 そして、造影剤濃度が徐々に低くなつてレ、く期間 Db (t2— 13)では造影剤濃度の低 下に追従して TRを徐々に長くする。つまり、造影剤の濃度に追従して、 TRの変更方 法を変更する。
[0135] 図 5の（b)に示すように TRを制御することで、図 4の（b)に示したと同様の信号強度 の時間変化が得られる。つまり、計測ウィンドウ内の全ての計測に渡ってより高い信 号が取得可能となる。なお、この例においても、図 5の（b)に示すように、造影剤濃度 がピークになる時点 t2で、 k空間の中心データを取得するようにしている。
[0136] TRの具体的な制御は、図 1に示したシーケンサ 4によって行われる。即ち、上記フリ ップ角を変化させる第 1の実施形態と同様に、造影後の所望の血管内腔の T1値を求 め、求めた T1値を使用して、上記（4)式から、所定のフリップ角がエルンスト角となる TRを求めてシーケンサ 4に通知する。シーケンサ 4は繰り返し時間間隔がこの求めた TRとなるように所定のパルスシーケンスを制御する。
[0137] 以上、第 1と第 2の実施形態を、それぞれフリップ角と TRの値を変更する場合を例 にして説明したが、複数の撮影パラメータを同時に変更しても良い。例えば、造影剤 の濃度がピークになる時点までの濃度増加期間においては、造影剤の濃度増加に 追従してフリップ角を増加させると共に TRを減少させてもよい。一方、造影剤の濃度 力 Sピークになった時点以降の濃度減少期間においては、造影剤の濃度減少に追従 してフリップ角を減少させると共に TRを増加させても良い。
[0138] 次に、本発明の第 3の実施形態について説明する。
この第 3の実施形態は、計測ウィンドウ期間内に、推定造影剤濃度がピークとなる 時点を含むその近傍期間の高濃度期間と、高濃度期間以外の低濃度期間を設定し 、高濃度期間において TR制御とし、低濃度期間においてフリップ角制御とする。
[0139] つまり、高濃度期間は、 k空間の中心近傍のデータを取得する期間であるので、多 くのデータを取得するためには、 TR期間が短い方が望ましい。したがって、高濃度期 間の TRを低濃度期間の TRよりも短くするとともに、フリップ角がエルンスト角となるよう に TR制御を行う。
[0140] 一方、低濃度期間は T1が長くなるので、 TRを長くすることによって、充分な縦緩和 時間を確保して信号強度を増大させることができる。したがって、低濃度期間の TRを 高濃度期間の TRより長くし、フリップ角ひがエルンスト角となるようにフリップ角を制御 する。なお、高濃度期間ではフリップ角を一定にし、低濃度期間では TRを一定にして ちょい。
[0141] 図 7を参照して、本発明の第 3の実施形態について説明する。なお、図 7の縦軸は 、 TR又は FAを示し（ここでは、 TR制御期間は FA—定、 FA制御期間は TR—定とする） 、横軸は経過時間を示す。 [0142] 図 7の（b)の時点 tl一 tlaの期間は、低濃度期間の前半であるので、曲線 701に示 すように、 TRを一定とし、上記式 (4)で算出されたひ (t)に従って、造影剤濃度に追 従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。
[0143] 次に、時点 tla— t2bの期間は、高濃度期間であるので、フリップ角を一定とし、こ の一定のフリップ角がエルンスト角となるように TRを制御する。
[0144] そして、時点 t2b— 13の期間は、低濃度期間の後半であるので、 TRを一定とし、造 影剤濃度に追従して、フリップ角がエルンスト角となるようにフリップ角を制御する。
[0145] この第 3の実施形態は、撮影中に異なる撮影パラメータを変更する一例である。
[0146] なお、フリップ角制御から TR制御への切り替えの判断は、計測ゥンインドウの開始 時点から一定期間後に、フリップ角制御から TR制御への切り替え、さらに、その所定 時間後に、 TR制御からフリップ角制御への切り替えを行なうことができる。
[0147] 或いは、推定造影剤濃度に閾値を設け、閾値以上の期間を高濃度期間とし、閾値 未満の期間を低濃度期間とすることができる。この閾値は、例えば、推定造影剤濃度 のピーク値の 80%とすることができる。
[0148] また、信号強度をモニターし、モニターした信号強度がピークに近い一定値となる まで、フリップ角制御を行レ、、信号強度が一定値となった時点で TR制御への切り替 えを行うことも可能である。その後、信号強度が一定値以下となった時点でフリップ角 制御に切り替える。
[0149] 上記第 3の実施形態の説明では、高濃度期間で TR制御を行い、低濃度期間でフリ ップ角制御を行う例を説明したが、逆に、高濃度期間ではフリップ角制御を行い、低 濃度期間では TR制御を行っても良い。
[0150] いずれの場合も、高濃度期間では、撮影パラメータの値を造影剤濃度のピーク時 点の前後で反対方向に変更する。例えば、 TR制御の場合は、ピーク時点になるまで TRを減少させ、ピーク時点からは TRを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク 時点になるまでフリップ角を増加させ、ピーク時点からはフリップ角を減少させる。一 方、低濃度期間では、撮影パラメータの値を単調に減少又は増加させる。例えば、 TR制御の場合は、ピーク時点前の濃度増加期間では、 TRを減少させ、ピーク時点 後の濃度減少期間では TRを増加させる。フリップ角制御の場合は、ピーク時点前の 濃度増加期間では、フリップ角を増加させ、ピーク時点後の濃度減少期間ではフリツ プ角を減少させる。
[0151] 上記第 3の実施形態の説明では、フリップ角と TRのいずれか一方を一定にして他 方を制御する例を説明したが、複数の撮影パラメータの値を変更制御してもよい。例 えば、高濃度期間において、造影剤濃度のピーク時点を中心にして TRの値を下に 凸状に変更すると共に、フリップ角の値を上に凸状に変更してもよい。一方、低濃度 期間において、ピーク時点前の濃度増加期間では、フリップ角を増加させると共に TRを減少させ、ピーク時点後の濃度減少期間では、フリップ角を減少させると共に TRを増加させても良い。
[0152] 次に、本発明の第 4の実施形態としては、高濃度期間である時点 tla— t2bまでの 期間におけるフリップ角を一定値とし、低濃度期間である時点 tl一 tla及び t2b— 13 までの期間におけるフリップ角を他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間のフリツ プ角は、低濃度期間のフリップ角より大の一定値に設定する。
[0153] また、本発明の第 5の実施形態としては、高濃度期間である時点 tla— t2bまでの 期間における TRを一定値とし、低濃度期間である時点 tl一 tla及び t2b— 3までの 期間における TRを他の値に設定する。好ましくは、高濃度期間の TRは、低濃度期間 の TRより短時間に設定する。なお、このように、フリップ角を設定した状態で、前述の フリップ角制御を行つても良い。
[0154] ここで、本発明の第 4及び第 5の実施形態において、第 1の撮影パラメータとしての フリップ角又は TRの値を、造影剤濃度のピーク時点の前後で、大小又は長短の反対 方向に変化させ、第 2の撮影パラメータとしての TR又はフリップ角値を単調に増加又 は減少させることもできる。
[0155] 或いは、前記第 4と第 5の実施形態を同時に実行して、高濃度期間と低濃度期間と でフリップ角と TRをそれぞれ異なる一定値としてもよレ、。
[0156] なお、第 1の実施形態の変形例として、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期 間の TRを、それ以外の低濃度期間の TRより短時間の一定期間として、全計測ウィン ドウ期間に渡り、フリップ角制御を行なうことも可能である。あるいは逆に、高濃度期 間のフリップ角を低濃度期間のフリップ角より大きい一定角として、全計測ウィンドウ 期間に渡り、 TR制御を行ってもよい。
[0157] このようにすることにより、推定造影剤濃度がピーク近辺の高濃度期間で、より多く のデータを取得することができるからである。
[0158] 本発明においては、造影剤濃度に追従して、 TR又はフリップ角を変更する技術で あるので、これら TRの値、フリップ角の値を、図 8に示すように、表示画面上に表示さ せること力 Sできる。
[0159] 図 8に示した例は、撮像した血管像と共に、 TRの平均値、フリップ角の平均値を表 示する例である。この表示例以外に、これら TR、フリップ角の最大値、最小値、最頻 値、 k空間の中心データ計測時の値を表示することもできる。さらに、これらを複数合 わせて表示することも可能である。
[0160] 以上、本発明の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法に関 する種々の実施形態を説明したが、本発明は、以上の実施形態で開示された内容 にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取りうる。
[0161] 例えば、パルスシーケンスに基いて、被検体の撮影中に、異なる種類の撮影パラメ 一タの値を変更する他の一例として、造影剤の濃度がピークになる時点までの濃度 増加期間に TRを変更し、造影剤の濃度がピークになった時点以降の濃度減少期間 にフリップ角を変更してもよレ、。
[0162] また、被検体の撮影中に、撮影パラメータの値の変更方法を変更する他の一例とし て、前半の低濃度期間では TRを減少させ、高濃度期間では TRを前記減少過程の最 終値で一定とし、後半の低濃度期間では TRを増加させてもよい。或いは、前半の低 濃度期間ではフリップ角を増加させ、高濃度期間ではフリップ角を前記増加過程の 最終値で一定とし、後半の低濃度期間ではフリップ角を減少させてもよい。
産業上の利用可能性
[0163] 本発明による MRI装置は、垂直磁場方式のみならず、水平磁場方式の MRI装置に 適用可能である。

Claims

請求の範囲
[1] 磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体の血管像を造影剤を用いて撮影する 造影アンジオグラフィー法であって、
(a)前記血管を含む被検体の所望の領域を静磁場空間に配置するステップ、
(b)前記被検体に造影剤を注入するステップ、
(c)前記所望の領域を、少なくとも 1つの撮影パラメータを有する所定のパルスシーケ ンスに基づいて撮影するステップ、
(d)前記撮影ステップで取得された撮影データから血管像を再構成するステップ、
(e)前記血管像を表示するステップ
を含む造影アンジオグラフィー法において、
前記撮影ステップ (c)では、撮影中に、前記血管内の前記造影剤の濃度に対応して、 前記ノ^レスシーケンスの少なくとも 1つの撮影パラメータの値を変更することを特徴と する磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[2] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記撮影ステップ (c)では、前記造影剤の濃度に対応して第 1の期間と第 2の期間 が設定され、前記第 1の期間と前記第 2の期間とで前記撮影パラメータの値が異なる ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[3] 請求項 2記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記撮影ステップ (c)では、少なくとも 2つの前記撮影パラメータを選択し、前記第 1 の期間と前記第 2の期間とで異なる前記撮影パラメータを選択することを特徴とする 磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[4] 請求項 3記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記第 1の期間では第 1の撮影パラメータの値を変更し、前記第 2の期間では第 2の 撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた ォグラフィ一法。
[5] 請求項 2記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記第 1の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点までの濃度増加期間で あり、前期第 2の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなった時点からの濃度減少期 間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジォグラフィ 一法。
[6] 請求項 4記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記第 1の期間は、前記造影剤の濃度がピークとなる時点を含む所定閾値以上の 高濃度期間であり、
前記第 2の期間は、前記造影剤の濃度が所定閾値未満の低濃度期間であることを 特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[7] 請求項 5記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記ノ ルスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有す るグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、
前記フリップ角と前記繰り返し時間の内の少なくとも一方の値を変更し、
前記フリップ角の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して増加させ、前 記濃度減少期間では濃度減少に追従して減少させ、
前記繰り返し時間の変更は、前記濃度増加期間では濃度増加に追従して減少させ、 前記濃度減少期間では濃度減少に追従して増加させることを特徴とする磁気共鳴ィ メージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[8] 請求項 6記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記ノ^レスシーケンスは、前記撮影パラメータとしてフリップ角と繰り返し時間を有す るグラディエントエコー系のパルスシーケンスであり、
前記第 1の撮影パラメータは前記フリップ角と前記繰り返し時間の内のいずれか一方 であり、前記第 2の撮影パラメータは他方であり、 前記フリップ角を、前記高濃度期間のフリップ角が前記低濃度期間のフリップ角より 大きくなるようにし、
前記繰り返し時間を、前記高濃度期間の繰り返し時間が前記低濃度期間の繰り返し 時間より短くなるようにすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影 アンジオグラフィー法。
[9] 請求項 8記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記第 1の撮影パラメータの値を前記ピーク時点の前後で反対方向に変化させ、前 記第 2のパラメータの値を単調に増加又は減少させることを特徴とする磁気共鳴ィメ 一ジング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[10] 請求項 7乃至 9記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー 法において、
前記フリップ角の変更は、そのフリップ角がエルンスト角となるように行い、 前記繰り返し時間の変更は、前記フリップ角がエルンスト角となるように行なうことを 特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[11] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記表示ステップ (e)では、値が変更された撮影パラメータの各値から導かれる統計 値を表示することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジォダラ フィ一法。
[12] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記撮影ステップ (c)では、前記造影剤の濃度がピークとなる時点の近傍において 、k空間の中心データを取得することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用い た造影アンジオグラフィー法。
[13] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記配置ステップ (a)と前記再構成ステップ (d)の間のいずれかにおいて、 (f)前記撮影ステップ (c)と同じパルスシーケンスで前記所望の領域を撮影するステ ップ
を有し、
前記再構成ステップ (d)では、前記 2つの撮影ステップ (c)と (f)で取得された画像の差 分力 前記血管像を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影 アンジオグラフィー法。
[14] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記配置ステップ (a)と前記注入ステップ (b)の間に、
(g)前記被検体に前記造影剤を注入して、前記血管における該造影剤の濃度変化 情報を取得するステップ
を含み、
前記撮影ステップ (c)では、前記濃度変化情報に基づいて、該ステップ (c)の開始が指 示されると共に前記撮影パラメータの値を変更することを特徴とする磁気共鳴ィメー ジング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[15] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記注入ステップ (b)と前記撮影ステップ (c)の間に、
(h)前記血管を含む所望の領域の監視画像を連続して撮影して、前記撮影ステツ プ (C)の開始を指示するステップを有し、
前記開始指示は、前記血管内における前記造影剤の濃度情報が反映された信号 を前記監視画像力 抽出して、該信号が所定の閾値を超えた時に行われることを特 徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[16] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記撮影ステップ (c)では、撮影中に、異なる種類の前記撮影パラメータの値を変更 することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[17] 請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法にお いて、
前記撮影ステップ (c)では、撮影中に、前記撮影パラメータの値の変更方法を変更 することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を用いた造影アンジオグラフィー法。
[18] 被検体（1)に、静磁場を与える静磁場発生手段（2)と、傾斜磁場を与える傾斜磁 場発生手段（3)と、前記被検体体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周 波磁場パルスを照射する高周波磁場送信手段（5)と、前記核磁気共鳴により放出さ れるエコー信号を検出するエコー信号受信手段 (6)と、上記エコー信号を受信する ための、少なくとも 1つの撮影パラメータを有するパルスシーケンスを制御するパルス シーケンス制御手段 (4)と、上記エコー信号受信手段 (6)で検出したエコー信号を 用いて血管像を再構成する信号処理手段 (8)と、前記血管像を表示する表示手段 ( ( 20)と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンス制御手段（4)は、前記ノ ルスシーケンスの実行中に、前記 被検体に注入された造影剤の前記血管内における濃度に対応して、該パルスシー ケンスの少なくとも 1つの撮影パラメータの値を変更することを特徴とすることを特徴と する磁気共鳴イメージング装置。
[19] 請求項 18記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段 (8)は、事前に取得された前記造影剤の濃度変化情報に基づ いて前記濃度を予測し、
前記パルスシーケンス制御手段 (4)は、前記濃度の予測値に基づいて前記血管像 の撮影を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[20] 請求項 19記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記血管像の撮影の開始を指示する入力を受け付けるための入力部を備え、 前記パルスシーケンス制御手段 (4)は、前記血管を含む監視画像を連続して撮影 し、
前記表示手段（20)は、前記監視画像を連続して表示し、
前記パルスシーケンス制御手段 (4)は、前記開始指示に基づいて、前記監視画像 の撮影から前記血管像の撮影に切り替えることを特徴とする磁気共鳴ィメ [21] 請求項 18記載の磁気共鳴イメージング装置において、
造影剤注入手段を有して、造影剤が該造影剤注入手段によって注入されることを特 徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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