【手続補正書】
【提出日】平成17年6月7日(2005.6.7)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【書類名】        明細書
【発明の名称】    核スピントモグラフィ装置の処理装置および造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の図形計画方法
【特許請求の範囲】
【請求項１】対話式の使用者画面（３４）の図形表示装置（２０）（２１）を備え、この使用者画面（３４）を介してパラメータの入力および／または選択によって核スピントモグラフィ装置を構成可能である核スピントモグラフィ装置の処理装置において、
図形表示された使用者画面が血管造影チャート（３４）の形で作成され、この血管造影チャート（３４）上に、動脈内の造影剤増量の時間的経過（３０）および静脈内の造影剤増量の時間的経過（３１）の形で、予め用意されたテストボーラス測定の結果が図形表示され、
さらに図形的に尺度正しい測定バー（３２）が経過に時間的に関係して配置され、
実施すべき磁気共鳴測定の時点および継続時間をそれぞれ表す測定バー（３２）が、造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の時間的に最適な図形ベースの測定計画を可能にするために、相互に相対的にかつ静脈内の造影剤増量の時間的経過（３１）および動脈内の造影剤増量の時間的経過（３０）に対して相対的に移動可能である
ことを特徴とする核スピントモグラフィ装置の処理装置。
【請求項２】測定バー（３２）の移動はマウスによってまたは相応の入力ウィンドウへの値の入力によって行われることを特徴とする請求項１記載の処理装置。
【請求項３】磁気共鳴測定の経過が時間進行バー（２３）により可視化されることを特徴とする請求項１又は２記載の処理装置。
【請求項４】時間進行バー（２３）による測定経過の観察のために、他のプロセスチャート（３７）が発生させられることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の処理装置。
【請求項５】処理装置はテストボーラス測定の枠内で撮影された画像シリーズに基づいて標準偏差画像（２５）を計算し、全シリーズに関して動脈範囲（２８）および静脈範囲（２９）の印付けおよび評価が可能であるように図形表示されることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の処理装置。
【請求項６】パラメータの入力および／または選択によって核スピントモグラフィ装置を構成可能である対話式の使用者画面（３４）の図形表示装置（２０）（２１）を備えた核スピントモグラフィ装置による造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の図形計画方法において、
図形表示された使用者画面を血管造影チャート（３４）の形で発生させ、この血管造影チャート（３４）上に、動脈内の造影剤増量の時間的経過（３０）および静脈内の造影剤増量の時間的経過（３１）の形で、予め用意されたテストボーラス測定の結果を図形表示し、
さらに図形的に尺度正しい測定バー（３２）が経過に時間的に関係して配置され、
実施すべき磁気共鳴測定の時点および継続時間をそれぞれ表す測定バー（３２）が、造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の時間的に最適な図形ベースの測定計画を実施するために、相互に相対的にかつ静脈内の造影剤増量の時間的経過（３１）および動脈内の造影剤増量の時間的経過（３０）に対して相対的に移動される
ことを特徴とする造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の図形計画方法。
【請求項７】測定バー（３２）の移動はマウスによってまたは相応の入力ウィンドウへの値の入力によって行われることを特徴とする請求項６記載の方法。
【請求項８】測定経過が時間進行バー（２３）により可視化されることを特徴とする請求項６又は７記載の方法。
【請求項９】時間進行バー（２３）による測定経過の観察のために、他のプロセスチャート（３７）が発生させられることを特徴とする請求項６乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】図形表示装置置（２０）（２１）によってテストボーラス測定の枠内で撮影された画像シリーズに基づいて標準偏差画像（２５）を計算し、全シリーズに関して動脈範囲（２８）および静脈範囲（２９）の印付けおよび評価が可能であるように図形表示されることを特徴とする請求項６乃至９の１つに記載の方法。
【請求項１１】核スピントモグラフィ装置に接続されたコンピュータ装置（１７）（１８）（１９）（２０）上で動作するときに請求項６乃至１０の１つに記載の方法を実行することを特徴とするコンピュータソフトウェア製品。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、一般的には、医療の分野において患者の検査に適用される核スピントモグラフィ（同義語：磁気共鳴断層撮影、ＭＲＴ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、従って以下では磁気共鳴断層撮影またはＭＲＴとも呼ぶ）に関する。特に、本発明は造影剤増強された磁気共鳴血管造影測定（以下では造影剤増強磁気共鳴血管造影測定と呼ぶ）の図形計画装置を備えた核スピントモグラフィ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＭＲＴは核スピン共鳴なる物理現象を基礎とし、画像化方法として１５年以上前から医学や生物物理学の分野で成功裡に使用されている。この検査方法では、被検体は強力な一定磁場に曝される。これによってそれまで無規則に配列されていた被検体内の原子の核スピンが整列する。その場合、高周波はこの「整列した」核スピンを励起して振動を起こさせる。ＭＲＴで、この振動は適当な受信コイルにより受信される本来の測定信号を形成する。傾斜磁場コイルで作られた非均一な磁場を使用することによって、被検体は３つの全空間方向に空間的にコード化され、これは一般に「空間エンコードディング」と呼ばれる。
【０００３】
ＭＲＴへのデータ取込みは、いわゆるｋ空間（同義語：周波数空間）において行なわれる。いわゆる画像空間におけるＭＲＴ画像はフーリエ変換によってｋ空間におけるＭＲＴデータと関連付けられている。ｋ空間に広げられた被検体の空間エンコーディングは３つの全空間方向における傾斜磁場によって行なわれる。その場合に、スライス選択（被検体における撮影断層を定めるもので、通常はｚ軸である）と、周波数エンコーディング（その断層における方向を定めるもので、通常はｘ軸である）と、位相エンコーディング（その断層内における第２の次元を定めるもので、通常はｙ軸である）とが区別される。さらに、ｚ軸に沿った位相エンコーディングによって、選択断層をさらに別の断層に分割することができる。
【０００４】
したがって、まず、選択的に例えばｚ方向における一つの断層が励起させられ、場合によってはｚ方向の位相エンコーディングが行なわれる。その断層における位置情報のコード化は２つの上述した直交する傾斜磁場（ｚ方向に励起された断層の例の場合、ｘ方向およびｙ方向における既述の傾斜磁場コイルによって生ぜしめられる傾斜磁場）にて位相エンコーディングと周波数エンコーディングとの組み合わせによって行なわれる。
【０００５】
被検体の全断層を測定するために、画像化シーケンス（例えば、グラジエントエコーシーケンス、ＦＬＡＳＨ）が位相エンコード傾斜磁場、例えばＧyの種々の値に対してＮ回繰り返される。その場合に、その都度の高周波パルスの時間間隔は繰り返し時間ＴＲと呼ばれる。核共鳴信号（例えば、グラジエントエコー信号）が、各シーケンス通過時にΔｔ同期化ＡＤＣ（アナログディジタル変換器）によって、選択傾斜磁場Ｇxの存在中に等間隔の時間ステップΔｔで同様にＮ回走査され、ディジタル化され、そして記憶される。このようにして、行ごとに作り上げられたＮ×Ｎのデータ点を有する数値マトリックス（ｋ空間におけるマトリックスもしくはｋマトリックス）が得られる。このデータセットからフーリエ変換によってＮ×Ｎのピクセルの分解能を持った被観察断層のＭＲ画像が直接に再構成される（Ｎ×Ｎの点を有する対称マトリックスは一例にすぎず、非対称マトリックスを生じさせてもよい）。物理的理由から、ｋマトリックスの中心範囲の値は主としてコントラストに関する情報を含み、ｋマトリックスの縁部範囲の値は主として変換されたＭＲＴ画像の分解能に関する情報を含む。
【０００６】
以上に説明したように全方向における人体の断層像を撮影することができる。医学的診断における断層画像化方法としてのＭＲＴは、何よりも「非侵襲」の検査方法として優れている。それにもかかわらず、特に血管造影（すなわち人体の血管撮影、とりわけ出血した器官の血管撮影）の場合、自然のＭＲ画像化ではコントラスト形成に限界があるが、造影剤を使用すればその限界を著しく広げることができる。磁気共鳴断層撮影法での造影剤効果は、一般に、例えば縦緩和時間Ｔ1または横緩和時間Ｔ2のようなコントラストにとって決定的なパラメータへの影響に基づいている。臨床上の適用で、３価のガドリニウムＧｄ3+はＴ1短縮作用を有することが今や認識されている。いわゆるキレート化合物 （ＤＴＰＡ、Ｄｉｅｔｈｙｌｅｎｔｒｉａｍｉｎｅｐｅｎｔａａｃｅｔｉｃ ａｃｉｄ、ジエチレントリアミン５酢酸）へ結合されることによってガドリニウムが毒性を失うので、Ｇｄ−ＤＴＰＡは一般に静脈内へ適用することができる。造影剤を全動脈系統へ分配する心臓へ直接通じている静脈が選ばれる。普通のシーケンス（Ｔ1強調スピンエコーシーケンス、グラジエントエコーシーケンスなど）の場合には、加速されたＴ1緩和がＭＲ信号を高め、したがってＭＲ画像における被観察組織のより明るい表示を生じさせる。このようにして、例えば頭部、頸部、心臓あるいは腎臓内の血管の鮮明でコントラスト豊かな像を測定することができる。
【０００７】
磁気共鳴断層撮影法におけるこの種の造影剤増強法は、一般に「造影剤増強磁気共鳴血管造影法」（Ｃｏｎｔｒａｓｔ  Ｅｎｈａｎｃｅｄ  ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ， ＣＥ ＭＲＡ）と呼ばれる。造影剤増強血管撮影の画質は主として測定を特色づける経過ステップの時間的座標に依存し、これは一般にタイミングつまり造影剤タイミングと呼ばれている。最も重要な経過ステップは造影剤注入、測定期間並びにｋ空間マトリックス中心部の測定である。撮像のできるだけ良好なコントラストを得るためには、ｋマトリックス中心部の測定中に、撮影すべき関心領域において最大の造影剤濃度が存在するように努めるべきである。この理由から造影剤増強磁気共鳴血管造影法は次の従来技術にしたがって実施される。
【０００８】
１．まず、関心のある血管系統の大体の位置を求めそれから最適な被撮影断層を導き出すために、最も特徴的な断層の概略撮影（英語：Ｌｏｃａｌｉｚｅｒ、ローカライザー）が行なわれる。
【０００９】
２．いわゆるテストボーラス測定（Ｔｅｓｔ−Ｂｏｌｕｓ測定）が行なわれる。この測定では 関心領域（英語：Ｒｅｇｉｏｎ  Ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ，ＲＯＩ）内の造影剤増量の時間的経過が求められる。このため、時点Ｔ２（図２）で非常に僅かな分量（約２ｍｌ）の造影剤が静脈内に注入され、引き続いて（一般に秒単位）、ＲＯＩ内の動脈のＭＲ強度が測定される。評価ソフトウェアを用いて、ＲＯＩ内の造影剤３０の強度特性が図２に示されているように表示される。造影剤注入開始時点Ｔ２から造影剤が十分な量（これはＡ，Ｂで示されているが、一般に最大値の７５〜８０％）に達する時点Ｔ３までは、一般に走行時間（英語：Ｂｏｌｕｓ  Ａｒｒｉｖａｌ  Ｔｉｍｅ（ボーラス到着時間）、ＢＡＴ）と呼ばれる。それから、オペレータはＢＡＴに基づいて、注入時点Ｔ２もしくはＴinjに対する遅延時間（英語：Ｄｅｌａｙ）Ｔ４を計算する。本来の測定プロトコル（例えば，その都度のスピンエコーシーケンスまたはグラジエントエコーシーケンス）は、その計算された遅延時間ＤＥＬＡＹ後に開始されるべきである。遅延時間ＤＥＬＡＹの計算のためにオペレータは現状では領域に応じた経験値またはそれの信頼性のある式を使用している。使用される可能性のある式は、
ＤＥＬＡＹ＝ＢＡＴ−ＴＡ／４
ＤＥＬＡＹ＝ＢＡＴ＋Ｔinj／２−ＴＡ／２
ＤＥＬＡＹ＝ＢＡＴ−ＴＴＣ＋１５％ＴＡ
などである。ただし、ＴＡは使用されるシーケンスの全測定時間（英語：Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  Ｔｉｍｅ，ＴＡ、撮影時間、スキャン時間）であって、Ｔ４からＴ６までの時間である。また、ＴＴＣはシーケンス開始時点Ｔ４からｋマトリックスの中心範囲の行が測定される時点Ｔ５までの時間（英語：Ｔｉｍｅ  Ｔｏ  Ｃｅｎｔｅｒ，ＴＴＣ）である。図２に示されているように、遅延時間ＤＥＬＡＹ（Ｔ２〜Ｔ４）は理想的には、造影剤が十分な量に達している最大範囲（ＡとＢの間の時間）においてＴＡが現れ、その開始時点Ｔ４から時間ＴＴＣの経過後（時点Ｔ５）にＲＯＩ内の造影剤濃度が最大になったときにｋマトリックスにおける中心範囲の行が測定されるように選択もしくは計算されるべきである。したがって、テストボーラス測定は本来のＣＥ ＭＲＡ測定のコントラストを前もって最適化することができるように測定準備もしくは時間計画を行なう。
【００１０】
３．テストボーラス測定後、プレコントラスト測定すなわち造影剤なしのＭＲ測定が行なわれる。造影剤注入なしのかかる自然撮影では、ＲＯＩにおいて関心のない組織が撮影されるが、それは後続の造影剤撮影（ポストコントラスト測定）においても同様に撮影される。画面上でのプレコントラスト測定とポストコントラスト測定との減算によってＣＥ ＭＲＡの最終ステップにおいて関心のない組織は相殺される。
【００１１】
４．プレコントラスト測定の終了時に、手動で、造影剤の分量が高められる（約２０ｍｌ）。
【００１２】
５．計算もしくは設定された遅延時間ＤＥＬＡＹ後に自動的にポストコントラスト測定、すなわち選択もしくは設定されたＭＲシーケンスの開始および進行が行なわれる。
【００１３】
６．ＣＥ ＭＲＡの最終ステップにおいてプレコントラスト測定の撮像とポストコントラスト測定の撮像とが後処理（英語：Ｐｏｓｔｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）の形にて画面上で減算される。
【００１４】
以上のステップ１〜６にて説明したＣＥ ＭＲＡ測定の進行は極端に制約されている。測定経過の時間的計画は、他の物理的要因を考慮することなしに、ほとんど固定的な式に従っている。これは、測定が最適な時点で行なわれないことを招く。測定の開始が早すぎると、ＲＯＩ内の造影剤増量がまだ最適でない時点で、コントラスト情報を含むｋマトリクウス中央部が測定される。その結果、測定を使用できなくする縁部振動（Ｇｉｂｂｓ−Ｒｉｎｇｉｎｇ、ギブズリンギング）の如きアーチファクトの発生によって画質低下が生じる。測定の開始が遅すぎると、血管系統の静脈部内の既に到来した造影剤増量が撮像に静脈およぶ動脈の重なりをもたらす。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の課題は、造影剤増強血管造影のＭＲＴ測定の時間的計画を、ＭＲＴ装置オペレータに対して簡単化もしくは最適化することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
この課題は、本発明によれば独立請求項によって解決される。従属請求項は本発明の中心思想を特に有利な形態で構成する。
【００１７】
つまり、本発明によれば、対話式の使用者画面の図形表示装置を備え、この使用者画面を介してパラメータの入力および／または選択によって核スピントモグラフィ装置を構成可能である核スピントモグラフィ装置の処理装置において、
図形表示された使用者画面が血管造影チャートの形で作成され、この血管造影チャート上に、動脈内の造影剤増量の時間的経過および静脈内の造影剤増量の時間的経過の形で、予め用意されたテストボーラス測定の結果が図形表示され、
さらに図形的に尺度正しい測定バーが経過に時間的に関係して配置され、
実施すべき磁気共鳴測定の時点および継続時間をそれぞれ表す測定バーが、造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の時間的に最適な図形ベースの測定計画を可能にするために、相互に相対的にかつ静脈内の造影剤増量の時間的経過および動脈内の造影剤増量の時間的経過に対して相対的に移動可能である。
【００１８】
従来技術と違って、本発明によれば、テストボーラス測定において静脈内の造影剤増量の時間的経過が用いられ、テストボーラスチャートに図形表示される。
【００１９】
テストボーラス測定の評価は、本発明によれば、処理装置がテストボーラス測定の撮影された画像シリーズから標準偏差画像を計算してこれを表示し、その標準偏差画像において、評価すべき動脈範囲および静脈範囲が印付けられ、全シリーズに関して評価可能であることによって簡単化される。
【００２０】
測定時点を造影剤の流れ寄る時間特性に合わせるために、静脈内の造影剤増量の時間的経過および動脈内の造影剤増量の時間的経過に加えて、尺度正しく磁気共鳴測定プロトコルが測定バーの形で図形表示される。
【００２１】
本発明によるＣＥ ＭＲＡ測定の図形計画は、測定バーが相互に相対的にかつ静脈内の造影剤増量の時間的経過および動脈内の造影剤増量の時間的経過に対して相対的に移動されることによって行われる。
【００２２】
測定バーの移動は本発明にしたがってマウスによってまたは相応の入力ウィンドウへの値の入力によって簡単に行われる。
【００２３】
本発明によれば、磁気共鳴測定の経過が時間進行バーにより可視化される。
【００２４】
時間進行バーによる測定経過の観察のために、他のプロセスチャートを発生させると好ましい。
【００２５】
さらに、本発明によれば、上記の核スピントモグラフィ装置によって造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の図形計画方法が提案されている。
すなわち、本発明によれば、パラメータの入力および／または選択によって核スピントモグラフィ装置を構成可能である対話式の使用者画面の図形表示装置を備えた核スピントモグラフィ装置による造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の図形計画方法において、
図形表示された使用者画面を血管造影チャートの形で発生させ、この血管造影チャート上に、動脈内の造影剤増量の時間的経過および静脈内の造影剤増量の時間的経過の形で、予め用意されたテストボーラス測定の結果を図形表示し、
さらに図形的に尺度正しい測定バーが経過に時間的に関係して配置され、
実施すべき磁気共鳴測定の時点および継続時間をそれぞれ表す測定バーが、造影剤増強磁気共鳴血管造影測定の時間的に最適な図形ベースの測定計画を実施するために、相互に相対的にかつ静脈内の造影剤増量の時間的経過および動脈内の造影剤増量の時間的経過に対して相対的に移動される。
【００２６】
請求項７乃至請求項１０は本発明による方法の中心思想を有利に展開している。
【００２７】
さらに、本発明によれば、核スピントモグラフィ装置に接続されたコンピュータ装置上で動作するときに上記方法を実行するコンピュータソフトウェア製品が提供される。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下において添付図面に示す実施例を参照しながら本発明の更なる利点、特徴および特性を詳しく説明する。
【００２９】
図１は、核スピントモグラフィ装置の概略図を示す。
図２は、関心範囲における静脈内の造影剤増量の時間的経過を求めるための従来技術によるテストボーラス測定を示す特性曲線図を示す。
図３は、静脈系における時間的に遅延された造影剤増量を考慮した造影剤増強血管造影ＭＲ測定の最適測定範囲を求めるための本発明によるテストボーラスチャートを示す。
図４は、一方ではテストボーラス測定の評価が最適化され他方では造影剤増強血管造影ＭＲ測定が図形的に計画できる本発明による血管造影チャートの形の拡張されたチャートを示す。
図５は、図形的に計画された造影剤増強血管造影ＭＲ測定の時間的経過が追跡される本発明によるプロセスチャートを示す。
【００３０】
図１は、本発明により磁気共鳴タイムオブフライト血管造影法（ＭＲ−Ｔｉｍｅ−Ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ  Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）の改善されたコントラスト特性を有する核スピントモグラフィ装置の概略図を示す。核スピントモグラフィ装置の構成は従来の断層撮影装置の構成に対応している。基本磁場磁石１は、例えば人体の被検査部分の如き被検体の検査範囲における核スピンを分極もしくは整列させるための時間的に一定の強い磁場を発生する。基本磁場の核スピン共鳴測定に必要な高い均一性は、人体の被検査部分が挿入される球状の測定ボリュームＭ内に定められている。均一性の要求を支援するために、とりわけ時間的に不変の影響を除くために、適当な個所に強磁性材料からなるいわゆるシム板が取り付けられる。時間的に変化する影響はシム電源１５によって制御されるシムコイル２によって除去される。
【００３１】
基本磁場磁石１の内側には３つの部分巻線からなる円筒状の傾斜磁場コイル系３が挿入配置されている。各部分巻線は増幅器１４から直交座標系の各方向へ直線傾斜磁場を発生するための電流を供給される。傾斜磁場コイル系３の第１の部分巻線はｘ方向の傾斜磁場Ｇxを発生し、第２の部分巻線はｙ方向の傾斜磁場Ｇyを発生し、第３の部分巻線はｚ方向の傾斜磁場Ｇzを発生する。各増幅器１４はディジタルアナログ変換器ＤＡＣを含み、各ディジタルアナログ変換器ＤＡＣは傾斜磁場を時間正しく発生させるためのシーケンス制御部１８によって制御される。
【００３２】
傾斜磁場コイル系３の内側には高周波アンテナ４があり、この高周波アンテナは高周波電力増幅器３０から発生する高周波パルスを被検体つまり被検体の検査範囲の核の励起および核スピンの整列のための交番磁場に変換する。高周波アンテナ４は、歳差運動をする核スピンから出る交番磁場、すなわち一般に１つ又は複数の高周波パルスと１つ又は複数の傾斜パルスとからなるパルスシーケンスによって生じさせられた核スピンエコー信号を電圧に変換する。この電圧は増幅器７を介して高周波システム２２の高周波受信チャネル８に導かれる。さらに、高周波システム２２は送信チャネル９を含み、この送信チャネル９において核磁気共鳴の励起のための高周波パルスが発生される。その都度の高周波パルスは、装置コンピュータ２０によって設定されたパルスシーケンスに基づいて、シーケンス制御部１８内で複素数系列としてディジタル表示される。この複素数系列は実数部および虚数部としてそれぞれ入力１２を介して高周波システム２２のディジタルアナログ変換器ＤＡＣに導かれ、これから送信チャネル９に導かれる。送信チャネル９ではパルスシーケンスが高周波キャリア信号に変調され、その信号の基本周波数は測定ボリューム内の核スピンの共鳴周波数に相当する。
【００３３】
送信作動から受信作動への切替えは送信・受信切替器６によって行なわれる。高周波アンテナ４は測定ボリュームＭ内へ核スピンを励起するための高周波パルスを発射し、その結果としてのエコー信号を走査する。相応の得られた核共鳴信号は高周波システム２２の受信チャネル８において位相に感応して復調され、それぞれのアナログディジタル変換器ＡＤＣを介して測定信号の実数部と虚数部に変換される。画像コンピュータ１７によって、このように形成して得られた測定データから画像が再構成される。測定データ、画像データおよび制御プログラムの管理は装置コンピュータ２０を介して行なわれる。制御プログラムの進捗にしたがって、シーケンス制御部１８はそれぞれの所望のパルスシーケンスの発生とｋ空間の相応の走査を制御する。特に、シーケンス制御部１８は、傾斜磁場の時
間正しい開閉、定められた位相および振幅を持った高周波パルスの送出、並びに核共鳴信号の受信を制御する。高周波システム２２およびシーケンス制御部１８の時間基礎はシンセサイザー１９によって提供される。ＭＲＴ装置の構成、核スピン像作成のための相応の制御プログラムの選定並びに作成した核スピン画像の表示はキーボードおよび１つ又は複数の画像スクリーンを含む端末機２１を介して行なわれる。
【００３４】
ＭＲＴ装置を構成するために端末機２１の画像スクリーン上で種々のチャート（英語：Ｐｏｐ−Ｕｐ）を呼び出すことができる。これらのチャートは装置コンピュータ２０によって発生させられる。これらのチャートにおいては、オペレータが測定パラメータ値を入力してＭＲＴ装置の設定を行なう入力ウィンドウが表示される。これらのチャートは項目別に分けられている。すなわち、例えばとりわけフリップ角を設定できるコントラストチャート、例えばエコー時間，繰り返し時間，断層数を入力できるルーチンチャート、ｋマトリックスを構成できる分解能チャート、所望のシ−ケンス形式（傾斜磁場エコーシーケンス、定常状態スピンエコーシーケンス、Ｔｒｕｅ ＦＩＳＰ、ＥＰＩ、ＦＬＡＳＨなど）を選択できるシーケンスチャートなどである。
【００３５】
本発明の見地はオペレータにテストボーラス測定についても同様にチャートを提供することである。このようなテストボーラスチャート３３が図３に示されている。このテストボーラスチャート３３においては、まず第１に評価されたテストボーラス測定の結果として（評価はオペレータにより評価プログラムにて行なわれる。）、注入時点Ｔ２後における造影剤増量の時間的経過３０が図形表示される。さらに、本発明によれば、図形から走行時間Ｔ３（ＢＡＴ ＡＲＴＥＲＩＥＬＬ＝動脈におけるボーラス到着時間）が自動的に求められる。本発明の別の見地は、このテストボーラスチャート３３において、静脈内の造影剤増量の時間的経過３１も表示し，静脈の走行時間Ｔ７（ＢＡＴ ＶＥＮＯＳ＝静脈におけるボーラス到着時間）も自動的に求めることにある。つまり、従来技術によるテストボーラス測定（図２）とは違って、本発明によるこのテストボーラスチャート３３においては、静脈内の造影剤増量が動脈内の造影剤増量に加わることによって、造影剤増量の２つの時間的経過３０，３１が表示される。
【００３６】
静脈内の造影剤増量がＣＥ ＭＲＡ測定に対して持ち得る影響は既に述べた。ポストコントラスト測定（ＴＡ）が時間的に静脈系の重要な造影剤増量の範囲（ＤＥＬＡＹ＋ＴＡ＞ＢＡＴ ＶＥＮＯＳ）内へ入ると、画像において動脈と静脈が重なり合い、使いものにならない撮影となる。したがって、本発明によれば、一般にＣＥ ＭＲＡ撮影の場合、測定計画時に静脈内の造影剤増量の時間的経過３１が考慮されるべきである。このためにテストボーラスチャート３３における自動評価が２つの走行時間Ｔ３，Ｔ７（ＢＡＴ ＡＲＴＥＲＩＥＬＬおよびＢＡＴ ＶＥＮＯＳ）をもたらし、これらの時間差がいわゆる時間ウィンドウΔ（Ｔ３〜Ｔ７間の範囲つまりＡ〜Ｃ間の範囲）を与える。ポストコントラスト測定の測定時間ＴＡがこの時間ウィンドウΔよりも小さい場合（ＴＡ＜Δ）、ポストコントラスト測定は、たいてい注入後、
ＤＥＬＡＹ＝ＢＡＴ ＡＲＴＥＲＩＥＬＬ
なる時間で開始される（つまり、Ｔ３＝Ｔ４）。ポストコントラスト測定の測定時間が時間ウィンドウよりも大きい場合（ＴＡ＞Δ）、ポストコントラスト測定の開始は次式にしたがって計算される。
ＤＥＬＡＹ＝ＢＡＴ ＡＲＴＥＲＩＥＬＬ − ＴＴＣ ＋ Δ／２
【００３７】
一般に動脈内の造影剤増量の時間的経過３０も静脈内の造影剤増量の時間的経過３１も、したがって時間ウィンドウΔもその都度の血液循環の状況に依存する。これは一つには被検者依存性（低血圧）であり、その他には病理学的依存性（沈着物炎症による血管の血流不良,挫傷）並びに領域依存性（頭蓋内領域(頭蓋)は例えば約５秒のΔ、首および肺の血管は４〜８秒のΔ、腎臓および腹部動脈は１０秒までのΔ、骨盤における血管は２０〜３０秒のΔ、抹消血管は６０秒までのΔを有するなど）である。本発明によれば、ＣＥ ＭＲＡ測定に先立って両時間的経過３０,３１の実験に基づく決定によって、測定計画をその都度存在する状況に適合させることができる。
【００３８】
図４は一方ではテストボーラス測定の評価が本発明にしたがって最適化され他方ではＣＥ ＭＲＡ測定が本発明にしたがって図形的に計画できる本発明による血管造影チャートの形の拡張されたチャートを示す。
なお、図４において、Ｔ０は自然測定開始、Ｔ１は自然測定終了、Ｔ２は注入時点（注入開始）、Ｔ３は動脈内の十分な量の造影剤増量、Ｔ４は第１回のポストコントラスト測定の開始、Ｔ５は中央のｋマトリックス列の測定、Ｔ６は第１回のポストコントラスト測定の終了、Ｔ７は静脈内のける十分な量の造影剤増量、Ｔ８は第２回のポストコントラスト測定の開始、Ｔ９は第２回のポストコントラスト測定の終了、Ｔ１０は第３回のポストコントラスト測定の開始、Ｔ１１は第３回のポストコントラスト測定の終了、の各時点を表す。また、Ａ，Ｂは動脈内の十分な量の造影剤増量（７５〜８０％）、Ｃは静脈内の十分な量の造影剤増量（７５〜８０％）を表す。
【００３９】
上述のように（動脈または静脈の）テストボーラス測定は、時点Ｔ２における僅かの造影剤分量の注入後に一断層の一連の画像が撮影される（通常、１秒当たり１画像）ように行なわれる。従来技術によるテストボーラス測定の評価は、各画像を個別に観察することを可能にする評価ソフトウェアをオペレータが始動させなければならないようにして行なわれる。オペレータは個々の画像を比較することによって動脈もしくは静脈の範囲を（強度変化に基づいて）発見し、印付けなければならない。評価ソフトウェアは印付けられた範囲の強度経過３０，３１を図２または図３にしたがって図形表示させる。
【００４０】
本発明においては、テストボーラス測定の評価は自動化され、したがって簡単化される。さらに、テストボーラス測定の範囲において一断層の画像シリーズが撮影されたならば、オペレータには、本発明にしたがって血管造影チャート３４において、この画像シリーズの標準偏差（英語：Ｓｔａｎｄａｒｄ−Ｄｅｖｉａｔｉｏｎ−，ＳＴＤ ＤＥＶ−）画像２５が提供される。この標準偏差画像２５は図４の右側に示されている。この標準偏差画像２５は例えば装置コンピュータ２０によって、シリーズの個々の画像を加算することにより作成される。図４における標準偏差画像２５は頸部の一断層を示し、そこでは、気管２７は黒い範囲として、静脈２９および動脈２８は明るい点として認識できる。オペレータは、ここで（人体構造に関する知識に基づいて）動脈２８および静脈２９に丸印を印付けなければならない。評価ボタン２６の作動によって血管造影チャート３４に動脈内の造影剤増量の時間的経過３０および静脈内の造影剤増量の時間的経過３１が図形表示される。
【００４１】
本発明による簡単化は、オペレータがもはや評価ソフトウェア（評価ツール）において画像選択に関与しなくてもよいということにある。テストボーラス測定が終了すると直ぐにオペレータには血管造影チャート３４の表面において概観画像２５が提供され、この画像においてオペレータは印を付けるべき重要範囲２８，２９を即座に認識することができる。血管の印付けは適当なアルゴリズムにて自動的に行なってもよい。
【００４２】
図４の血管造影チャート３４には本発明の別の見地が満たされている。オペレータに、血管造影チャート３４において造影剤増強血管造影ＭＲ測定を図形的に計画する可能性が与えられる。このために、時間軸の下側に、個々のコントラスト経過３０，３１と時間的に並列させることのできる測定バー３２の形で個々の測定が示される。図４の局面は、それぞれ互いに異なる時間間隔を有する４つの測定バー３２を示している。測定の回数は入力フィールド"測定"によって決定することができる。従来技術におけるように第１回の測定はプレコントラスト測定として常に関心断層の"自然測定"（造影剤なし）を表示する。これに続くポストコントラスト測定は造影剤の作用下で同じ断層を表示する。
【００４３】
予め形成した音声データを介して各測定の直前と直後に発せられる図４に黒っぽく示された呼吸命令（ＶＯ，英語：Ｖｏｉｃｅ  Ｏｕｔｐｕｔ、音声出力）によって、各測定が同じ姿勢で行なわれて被測定断層の人体構造上の位置が変化しないことが保証される。測定前の呼吸命令は、例えば「息を吸って−息を止めて」と音声を出す。測定後の呼吸命令は、例えば「普通に息をして」と音声を出す。
【００４４】
本来の測定は設定されたＭＲシーケンスの進行内に存在し、このＭＲシーケンスは灰色にマークされた時間範囲内（ＴＡ）で終了する。その場合に斜線を施された範囲はｋマトリックスの中心範囲の行が走査される時間範囲を示す。この範囲は撮影すべき像のコントラストにとって重要である。ｋマトリックスの中央を丁度測定する時点は斜線を施した範囲の中央の線（ｋ0）によって示されている。
【００４５】
時間的長さ（ＴＡ）はすべての測定において一般に同一であるが、しかし、例えば異なる造影剤位相において異なる空間分解能を可能にするために、異ならせることもできる。パラメータは、ＣＥ ＭＲＡ試験の前に、他のチャートを介するオペレータの操作によるすべてのシーケンスパラメータ（繰返し時間、エコー時間、走査レートなど）の選択によって確定され、したがって血管造影チャートにおいては変えることができない。この種のチャート３５（プログラム、ルーチン、コントラスト、シーケンスなど）は図４の下部範囲に示されているフィールド３５をマウスでクリックすることによって呼び出すことができる。
【００４６】
血管造影チャート３４によるＣＥ ＭＲＡ測定の本発明による図形計画は次のような形をとる。すなわち、オペレータは個々の測定を測定バー３２の形で互いに相対的に配置するが、なかんずく、造影剤増量の時間的経過３０，３１に対して相対的に配置する。
【００４７】
ポストコントラスト測定（Ｔ６〜Ｔ８，Ｔ９〜Ｔ１０）間の時間間隔は、入力フィールド"測定ｘ回後の休止期間"へ入力するか（ｘ＞１，ｘ∈Ｎ）、マウスにて時間軸に沿ってスライドさせるかである。マウスでスライドさせる場合には対応した値が入力ウィンドウに現れる。
【００４８】
自然測定と第１回のポストコントラスト測定（Ｔ１〜Ｔ４）との間の時間間隔は時間インターバル"休止期間"（Ｔ１〜Ｔ２）および"遅延時間ＤＥＬＡＹ"（Ｔ２〜Ｔ４）からなる。両値はオペレータによって同様に本発明にしたがって変化させることができ、図形図の下部の該当する入力ウィンドウへ"休止期間"および"遅延時間ＤＥＬＡＹ"の値を手入力することにより変化させてもよいし、あるいはマウスで変化させてもよい。"休止期間"は、例えば時間軸に沿った注入時点のクリックおよびスライドによって変化させることができる（これは同時に造影剤の時間的経過をシフトさせる）。"遅延時間ＤＥＬＡＹは、第１回のポストコントラスト測定の測定バーのクリックおよびスライドによって変化させることができる。
【００４９】
理想的には、各測定間の時間間隔、特にプレコントラスト測定とポストコントラスト測定との間の時間インターバル（Ｔ２〜Ｔ４）はできるだけ短いのがよい。患者は測定中同じ位置を持ちこたえ、どんな場合であろうが姿勢変化を避けるべきである。しかしながら、種々の理由から、各測定間にもしくは測定と注入時点との間に、ある時間間隔が必要となる。ＤＥＲＡＹ（Ｔ２〜Ｔ４）は次のように選ばれるべきである。すなわち、例えば第１回のポストコントラスト測定の時間（ＴＡ＝Ｔ４〜Ｔ６）が時間ウィンドウΔ（Ａ〜ＢつまりＴ３〜Ｔ７）の中において到来し、さらにｋマトリックス中心部の行の測定が動脈内の造影剤増量の最大時（ＴＴＣ，時点Ｔ５）に行なわれるように選ばれるべきである。重病もしくは虚弱な患者の場合、息止め後、新たな力を得ることができるように、もしくは復活するように何回か大息をつく機会を患者に与えることが場合によっては必要である。この理由から、"休止期間"を相応に設定するか、またはホールドボタン３６を作動させることができる。ホールドボタン３６がマウスクリックによって作動させられると、本発明によれば、自然測定の直後（Ｔ１）に、ＣＥ ＭＲＡ測定の測定経過が停止する。同時に、画面に続行ボタン２４が現れ、このボタンがオペレータに注入時点Ｔ２でＣＥ ＭＲＡ測定を続行させることを可能にする。休止期間は任意に伸ばすことができる。
【００５０】
結局、オペレータには本発明にしたがって図形でＣＥ ＭＲＡ測定の経過を追跡する可能性を与える。この理由から、血管造影チャート３４においては、グラフィクフィールドの下側に、ＣＥ ＭＲＡ測定の現在時点を視覚化する時間進行バー２３（英語：Ｐｒｏｇｒｅｓｓ−Ｂａｒ）が設けられている。測定経過は、本発明によれば、所属のチャート３７にも表示することができ、このチャート３７は端末機２１の画面上において自然測定の開始とともに出現する。かかるチャート３７は図５に示されており、これを本発明にしたがってプロセスチャート３７と呼ぶ。図４の血管造影チャート３４においてホールドボタン３６が作動状態にされたならば、ＣＥ ＭＲＡ測定を続行する可能性をオペレータに与えるために、プロセスチャート３７に続行ボタン２４を設けることは合理的である。
【００５１】
本発明の特徴をこれから生じる相応の利点とともに要約すると以下のとおりである。
【００５２】
１．所属のチャート３３におけるテストボーラス測定結果の図形表示および走行時間（ＢＡＴ）の自動検出が、ＣＥ ＭＲＡ測定の時間的座標化のための準備を簡単化および高速化する。
【００５３】
２．静脈系内の造影剤増量の時間的経過３１の考慮が、（第１回の）ポストコントラスト測定の時間的座標化に関する的確さの改善を（時間ウィンドウの指定によって）可能にする。
【００５４】
３．標準偏差画像の自動作成およびそれによるテストボーラス測定の迅速な評価。
【００５５】
４．動脈内の造影剤増量の時間的経過３０および静脈内の造影剤増量の時間的経過３１を同時表示しながら種々の測定バー３２の形でプレコントラスト測定（造影剤なしのＭＲ測定）およびポストコントラスト測定（造影剤ありのＭＲ測定）を視覚化することによって、図形による最適で確実なＣＥ ＭＲＡ測定計画を可能にし、それによって信頼のある式の使用が不要になる。
【００５６】
５．特に所属のプロセスチャート３７における時間進行バー２３による時間的測定進行表示によって、オペレータが測定進行を時間的に正確に行なわせることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
核スピントモグラフィ装置の概略図
【図２】
従来技術によるテストボーラス測定を示す特性曲線図
【図３】
本発明によるテストボーラスチャートを示す概略図
【図４】
本発明による血管造影チャートの形の拡張されたチャートを示す概略図
【図５】
本発明によるプロセスチャートを示す概略図
【符号の説明】
１      基本磁場磁石
２      シムコイル
３      傾斜磁場系
４      高周波アンテナ
５      検査台
６      送信・受信切替器
７      増幅器
８      高周波受信チャネル
９      送信チャネル
１１      出力
１２      入力
１７      画像コンピュータ
１８      シーケンス制御部
１９      シンセサイザー
２０      装置コンピュータ
２１      端末機
２２      高周波システム
２３      時間進行バー
２４      続行ボタン
２５      標準偏差画像
２６      評価ボタン
２７      頸部
２８      動脈
２９      静脈
３０      動脈内の造影剤増量の時間的経過
３１      静脈内の造影剤増量の時間的経過
３２      測定バー
３３      テストボーラスチャート
３４      血管造影チャート
３５      その他の選択可能なチャート
３６      ホールドボタン
３７      プロセスチャート
Ａ，Ｂ    動脈内の十分な量の造影剤増量（７５〜８０％）
Ｃ        静脈内の十分な量の造影剤増量（７５〜８０％）
Ｔ０      自然測定開始
Ｔ１      自然測定終了
Ｔ２      注入時点（注入開始）
Ｔ３      動脈内の十分な量の造影剤増量
Ｔ４      第１回のポストコントラスト測定の開始
Ｔ５      中央のｋマトリックス列の測定
Ｔ６      第１回のポストコントラスト測定の終了
Ｔ７      静脈内の十分な量の造影剤増量
Ｔ８      第２回のポストコントラスト測定の開始
Ｔ９      第２回のポストコントラスト測定の終了
Ｔ１０    第３回のポストコントラスト測定の開始
Ｔ１１    第３回のポストコントラスト測定の終了
Ｇｚ      スライス選択傾斜磁場
Ｇｙ      位相エンコード傾斜磁場
Ｇｘ      読み出し傾斜磁場
【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
2004041732.tif 000001