JP2000175885A - Ｍｒアンジオグラフィのための選択的な動脈画像及び静脈画像の取得の方法及びシステム - Google Patents
Ｍｒアンジオグラフィのための選択的な動脈画像及び静脈画像の取得の方法及びシステムInfo
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- G01R33/56308—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging
- G01R33/56316—Characterization of motion or flow; Dynamic imaging involving phase contrast techniques
Abstract
(57)【要約】
【課題】 選択的な動脈画像及び静脈画像の取得のため
のシステム及び方法を提供する。 【解決手段】 心拍サイクルの心収縮期部分中には、速
度エンコーディング値に比例する位相画像におけるノイ
ズ・レベル（５０）を、静脈信号（５２）よりも高いが
動脈信号（５４）よりも低い閾値レベルに設定して、効
率的に動脈信号を取得し且つ静脈信号を抑制する位相コ
ントラストＭＲ画像を取得する。同じＲ−Ｒ区間の心拡
張期部分中には、位相画像におけるノイズ閾値レベル
（５１）を静脈信号よりも低いが動脈信号よりも高い値
にまで下げるように速度エンコーディング値を設定し
て、静脈信号を取得し且つ動脈信号を抑制する。この方
式で、動脈のみ又は静脈のみの画像のいずれかを表示す
ることができ、代替的に、これらの画像を組み合わせ
て、より高いＳＮＲの動脈及び静脈の画像を形成するこ
とができる。
のシステム及び方法を提供する。 【解決手段】 心拍サイクルの心収縮期部分中には、速
度エンコーディング値に比例する位相画像におけるノイ
ズ・レベル（５０）を、静脈信号（５２）よりも高いが
動脈信号（５４）よりも低い閾値レベルに設定して、効
率的に動脈信号を取得し且つ静脈信号を抑制する位相コ
ントラストＭＲ画像を取得する。同じＲ−Ｒ区間の心拡
張期部分中には、位相画像におけるノイズ閾値レベル
（５１）を静脈信号よりも低いが動脈信号よりも高い値
にまで下げるように速度エンコーディング値を設定し
て、静脈信号を取得し且つ動脈信号を抑制する。この方
式で、動脈のみ又は静脈のみの画像のいずれかを表示す
ることができ、代替的に、これらの画像を組み合わせ
て、より高いＳＮＲの動脈及び静脈の画像を形成するこ
とができる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は一般的には、磁気共
鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、より具体的には、Ｍ
ＲＩアンジオグラフィに用いられる別々の静脈血流画像
及び動脈血流画像を選択的に形成するシステム及び方法
に関する。
鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、より具体的には、Ｍ
ＲＩアンジオグラフィに用いられる別々の静脈血流画像
及び動脈血流画像を選択的に形成するシステム及び方法
に関する。
【０００２】
【発明の背景】定量的な流れのデータは、患者の診断及
び管理に容易に役立てることができ、また疾患の経過の
基本的な理解に有用である。投影法及びコンピュータ断
層撮影法（ＣＴ）の両方での造影剤の放射線撮影イメー
ジング、超音波並びに核医学の各手法を用いたイメージ
ングに基づく方法を含めて、血流の測定に利用可能な手
法が多数存在している。放射線撮影法及び核医学手法
は、電離放射線及び／又は造影剤の利用を必要とする。
方法によっては、生体内で必ずしも真とは言えない流れ
特性に関する推定を行ったり、血管の断面積もしくは流
れの方向に関する知識を要求したりするものもある。超
音波法は、介在する骨又は空気のため状況によっては適
用が困難となる。
び管理に容易に役立てることができ、また疾患の経過の
基本的な理解に有用である。投影法及びコンピュータ断
層撮影法（ＣＴ）の両方での造影剤の放射線撮影イメー
ジング、超音波並びに核医学の各手法を用いたイメージ
ングに基づく方法を含めて、血流の測定に利用可能な手
法が多数存在している。放射線撮影法及び核医学手法
は、電離放射線及び／又は造影剤の利用を必要とする。
方法によっては、生体内で必ずしも真とは言えない流れ
特性に関する推定を行ったり、血管の断面積もしくは流
れの方向に関する知識を要求したりするものもある。超
音波法は、介在する骨又は空気のため状況によっては適
用が困難となる。
【０００３】ＭＲＩは、強磁場内に置かれた被検体に印
加される無線周波（ＲＦ）パルス及び磁場勾配を利用し
て可視画像を形成する。ＭＲ画像を改善するために、造
影剤が用いられる。これらの造影剤は、金属又は金属化
合物を有する磁化可能な物質を含んでいる。造影剤は、
常磁性でも、強磁性又は超常磁性でもよく、組織のプロ
トンとの双極子相互作用を介して作用する。殆どのＭＲ
イメージング用造影剤は、類似の作用機構を有してい
る。殆どのものは、ガドリニウムのキレートを基本成分
とし、従って、磁場内に配置されたときに磁気モーメン
トを発現する常磁性薬剤である。
加される無線周波（ＲＦ）パルス及び磁場勾配を利用し
て可視画像を形成する。ＭＲ画像を改善するために、造
影剤が用いられる。これらの造影剤は、金属又は金属化
合物を有する磁化可能な物質を含んでいる。造影剤は、
常磁性でも、強磁性又は超常磁性でもよく、組織のプロ
トンとの双極子相互作用を介して作用する。殆どのＭＲ
イメージング用造影剤は、類似の作用機構を有してい
る。殆どのものは、ガドリニウムのキレートを基本成分
とし、従って、磁場内に配置されたときに磁気モーメン
トを発現する常磁性薬剤である。
【０００４】ＭＲアンジオグラフィ（ＭＲＡ）用にＭＲ
造影剤の使用量を増大させると、動脈信号及び静脈信号
が同等に強調される。Ｔ1 緩和時間が短縮するので、流
れを区別するために動脈信号又は静脈信号のいずれかを
消去するような空間的飽和ＲＦパルスを利用することが
可能でなくなる。自動ボーラス(bolus )検出は、血流が
動脈相にあるときにのみデータ取得をトリガすることに
よりこの問題に対処することしかできない。しかしなが
ら、造影剤は既に注入されているので、後続の取得は、
造影剤が系内に分散し続けるにつれて、増大した静脈信
号の強度と競合するようになる。加えて、遥かに長い持
続性を有する血管内造影剤の利用が予期されることか
ら、動脈−静脈の区別のための更に新しい手法が必要と
される。
造影剤の使用量を増大させると、動脈信号及び静脈信号
が同等に強調される。Ｔ1 緩和時間が短縮するので、流
れを区別するために動脈信号又は静脈信号のいずれかを
消去するような空間的飽和ＲＦパルスを利用することが
可能でなくなる。自動ボーラス(bolus )検出は、血流が
動脈相にあるときにのみデータ取得をトリガすることに
よりこの問題に対処することしかできない。しかしなが
ら、造影剤は既に注入されているので、後続の取得は、
造影剤が系内に分散し続けるにつれて、増大した静脈信
号の強度と競合するようになる。加えて、遥かに長い持
続性を有する血管内造影剤の利用が予期されることか
ら、動脈−静脈の区別のための更に新しい手法が必要と
される。
【０００５】位相コントラスト磁気共鳴アンジオグラフ
ィ（ＭＲＡ）は、血流をイメージングするための実用的
で且つ臨床的に応用可能な手法である。ＭＲＡは、静止
したスピンには影響を与えずに、移動するスピンの横磁
化に速度依存性の位相シフトを与えるようなフロー・エ
ンコーディング勾配パルスを利用している。各回の位相
コントラスト取得から、２つの画像が形成される。即
ち、物体のプロトン密度に比例しており且つＴ1 重み付
けが可能である強度画像と、物体の位相を表わす画像と
が形成される。形成される位相画像は、移動するスピン
からの情報のみを有しており、周囲の静止組織は抑制さ
れている。心拍サイクル全体にわたる平均流量及びサイ
クル内の一連の個々の点における平均流量の両方を表わ
す画像が、この手法を用いて形成されている。位相コン
トラストＭＲ法は、流速の大きさ及び流れの方向を表わ
す強度を有する位相画像を形成する。従って、これらの
画像を用いて、血流の定性的観察及び定量的測定の両方
を行うことができる。このように、流速の定量的測定に
対する位相コントラストＭＲアンジオグラフィ及び静脈
写真法（venography）の応用が実用的であることは明ら
かである。
ィ（ＭＲＡ）は、血流をイメージングするための実用的
で且つ臨床的に応用可能な手法である。ＭＲＡは、静止
したスピンには影響を与えずに、移動するスピンの横磁
化に速度依存性の位相シフトを与えるようなフロー・エ
ンコーディング勾配パルスを利用している。各回の位相
コントラスト取得から、２つの画像が形成される。即
ち、物体のプロトン密度に比例しており且つＴ1 重み付
けが可能である強度画像と、物体の位相を表わす画像と
が形成される。形成される位相画像は、移動するスピン
からの情報のみを有しており、周囲の静止組織は抑制さ
れている。心拍サイクル全体にわたる平均流量及びサイ
クル内の一連の個々の点における平均流量の両方を表わ
す画像が、この手法を用いて形成されている。位相コン
トラストＭＲ法は、流速の大きさ及び流れの方向を表わ
す強度を有する位相画像を形成する。従って、これらの
画像を用いて、血流の定性的観察及び定量的測定の両方
を行うことができる。このように、流速の定量的測定に
対する位相コントラストＭＲアンジオグラフィ及び静脈
写真法（venography）の応用が実用的であることは明ら
かである。
【０００６】位相コントラスト画像では、移動するスピ
ンによってピクセル内に形成される位相シフトは、スピ
ンの集合の運動に正比例する。速度が線形であるなら
ば、位相シフトは速度に正比例し、位相シフトの符号は
流れの方向を表す。位相は角度で表されるので、位相シ
フトが±πの間に制限されるならば、流速及び運動の方
向について一意の値を得ることができる。即ち、速度エ
ンコーディング値ＶＥＮＣが次の式によって与えられ
る。
ンによってピクセル内に形成される位相シフトは、スピ
ンの集合の運動に正比例する。速度が線形であるなら
ば、位相シフトは速度に正比例し、位相シフトの符号は
流れの方向を表す。位相は角度で表されるので、位相シ
フトが±πの間に制限されるならば、流速及び運動の方
向について一意の値を得ることができる。即ち、速度エ
ンコーディング値ＶＥＮＣが次の式によって与えられ
る。
【０００７】ＶＥＮＣ＝π／（γΔＭl ） ここで、γは磁気回転比であり、またΔＭl は勾配モー
メントであって、流れエンコーディング勾配波形の面積
に比例する。このＶＥＮＣの値は、すべての流速が±π
の間に制限された値を有するようなものとなる。また、
位相画像におけるノイズ・レベルも、速度エンコーディ
ング値に比例する。位相画像におけるノイズ・レベルσ
v は、次の式によってＶＥＮＣの値に関係付けられるこ
とを示すことができる。
メントであって、流れエンコーディング勾配波形の面積
に比例する。このＶＥＮＣの値は、すべての流速が±π
の間に制限された値を有するようなものとなる。また、
位相画像におけるノイズ・レベルも、速度エンコーディ
ング値に比例する。位相画像におけるノイズ・レベルσ
v は、次の式によってＶＥＮＣの値に関係付けられるこ
とを示すことができる。
【０００８】 σv 2＝［２（ＶＥＮＣ）2 σ2 ］／（π2 ｜Ｍ｜2 ） ここで、Ｍはボクセル内のスピンの強度であり、σは取
得のノイズの分散である。従って、ＶＥＮＣの値を増大
させると、位相画像におけるノイズ・レベルも対応して
増大する。
得のノイズの分散である。従って、ＶＥＮＣの値を増大
させると、位相画像におけるノイズ・レベルも対応して
増大する。
【０００９】心収縮期及び心拡張期に合わせて取得をゲ
ート制御して、心収縮期において動脈血流が強調された
画像を形成する１つの従来方法のタイム・オブ・フライ
トＭＲＡ法においては、心拡張期における動脈血流の強
調が少ない第２の画像が提供される。しかしながら、両
方の画像における静脈血流は近似的に同じである。Radi
ology 誌、１９９２年、第１８３号、第４７３頁〜第４
７７頁のFoo TKF 、MacFall JR、Hays CE 、Sostman HD
及びSlayman BEによる「肺脈管構造：フェーズド・アレ
イ・コイルを用いた単一保息によるＭＲイメージング
（Pulmonary Vasculature: Single Breath-Hold MR Ima
ging With Phased Array Coils）」を参照されたい。２
つの画像を減算することにより、共通の静脈血流のモー
ドを、静止した背景ノイズと併せて消去することができ
る。しかしながら、このような手法は実用的でなく、心
収縮期と心拡張期との間の流れの差が有意でないような
末梢の動脈の疾患を有する患者には向かない。動脈血流
と静脈血流とを区別する試みを行っている他の手法は、
造影剤の１回目の通過中にイメージングした後に、後の
静脈通過又は平衡通過の画像から、最初の動脈相からの
画像を減算することを必要とする。これらの手法は、患
者の体内での造影剤の予測不能な流れに過度に依存する
ことが判明している。
ート制御して、心収縮期において動脈血流が強調された
画像を形成する１つの従来方法のタイム・オブ・フライ
トＭＲＡ法においては、心拡張期における動脈血流の強
調が少ない第２の画像が提供される。しかしながら、両
方の画像における静脈血流は近似的に同じである。Radi
ology 誌、１９９２年、第１８３号、第４７３頁〜第４
７７頁のFoo TKF 、MacFall JR、Hays CE 、Sostman HD
及びSlayman BEによる「肺脈管構造：フェーズド・アレ
イ・コイルを用いた単一保息によるＭＲイメージング
（Pulmonary Vasculature: Single Breath-Hold MR Ima
ging With Phased Array Coils）」を参照されたい。２
つの画像を減算することにより、共通の静脈血流のモー
ドを、静止した背景ノイズと併せて消去することができ
る。しかしながら、このような手法は実用的でなく、心
収縮期と心拡張期との間の流れの差が有意でないような
末梢の動脈の疾患を有する患者には向かない。動脈血流
と静脈血流とを区別する試みを行っている他の手法は、
造影剤の１回目の通過中にイメージングした後に、後の
静脈通過又は平衡通過の画像から、最初の動脈相からの
画像を減算することを必要とする。これらの手法は、患
者の体内での造影剤の予測不能な流れに過度に依存する
ことが判明している。
【００１０】従って、磁気共鳴イメージングを用いて、
動脈信号と静脈信号とを効率的に区別して、静脈のみの
画像又は動脈のみの画像を形成するＭＲＡ用の方法及び
装置を提供することが望ましい。
動脈信号と静脈信号とを効率的に区別して、静脈のみの
画像又は動脈のみの画像を形成するＭＲＡ用の方法及び
装置を提供することが望ましい。
【００１１】
【発明の概要】本発明は、動脈信号と静脈信号とを効率
的に区別して、静脈を表現していない動脈画像、又は動
脈を表現していない静脈画像のいずれかを表示すること
が可能な、前述の問題を解決する磁気共鳴（ＭＲ）アン
ジオグラフィ用のシステム及び方法に関する。
的に区別して、静脈を表現していない動脈画像、又は動
脈を表現していない静脈画像のいずれかを表示すること
が可能な、前述の問題を解決する磁気共鳴（ＭＲ）アン
ジオグラフィ用のシステム及び方法に関する。
【００１２】動脈信号及び静脈信号の抑制は、位相コン
トラストＭＲアンジオグラフィの特徴を活用することに
より行われる。位相コントラストＭＲアンジオグラフィ
では、速度エンコーディング値、即ちＶＥＮＣ値が、位
相画像のノイズ・フロア（noise floor ）を決定する。
このノイズ・フロアは、ＶＥＮＣ値に正比例しており、
速度単位で与えられる。ノイズ・フロアの速度よりも低
い速度を有するスピンは、位相画像には明確に現われな
い。故に、ＶＥＮＣ値を増大させることにより、位相画
像において緩慢に運動するスピンからの信号が抑制され
る。心拡張期の動脈血流の速度は静脈血流の速度よりも
小さいので、心拡張期ゲート式位相コントラスト取得に
おいて動脈構造からの信号が抑制される。心収縮期の静
脈血流の速度は動脈血流の速度よりも小さいので、心収
縮期ゲート式位相コントラスト取得において静脈構造か
らの信号が抑制される。
トラストＭＲアンジオグラフィの特徴を活用することに
より行われる。位相コントラストＭＲアンジオグラフィ
では、速度エンコーディング値、即ちＶＥＮＣ値が、位
相画像のノイズ・フロア（noise floor ）を決定する。
このノイズ・フロアは、ＶＥＮＣ値に正比例しており、
速度単位で与えられる。ノイズ・フロアの速度よりも低
い速度を有するスピンは、位相画像には明確に現われな
い。故に、ＶＥＮＣ値を増大させることにより、位相画
像において緩慢に運動するスピンからの信号が抑制され
る。心拡張期の動脈血流の速度は静脈血流の速度よりも
小さいので、心拡張期ゲート式位相コントラスト取得に
おいて動脈構造からの信号が抑制される。心収縮期の静
脈血流の速度は動脈血流の速度よりも小さいので、心収
縮期ゲート式位相コントラスト取得において静脈構造か
らの信号が抑制される。
【００１３】本発明を実現するには、好ましくは、セグ
メント式ｋ空間高速位相コントラスト・パルス・シーケ
ンスを用いて動脈と静脈とを効率的に区別するように設
計されているＭＲ位相コントラスト画像取得を用い、こ
れにより心拍サイクルの心収縮時相の間は動脈血流にの
み感受性のある画像を取得すると共に、心拍サイクルの
心拡張時相の間は静脈血流にのみ感受性のある画像を取
得する。この手法は、心拍サイクルの各々の時相に合わ
せてＭＲＩ取得をゲート制御することにより達成され
る。取得のうちの一部分は、動脈血流量が最小となる心
拍サイクルの心拡張期部分に合わせてゲート制御され
る。このとき、十分に高い速度エンコーディング値を選
択して、位相画像において動脈血流信号が抑制される
が、付随して得られる強度画像には動脈血流信号が存在
するようにする。取得のうちの別の部分は、静脈血流量
が動脈血流量よりも小さい心拍サイクルの心収縮期部分
に合わせてゲート制御される。このとき、速度エンコー
ディング値は、位相画像において静脈血流信号が抑制さ
れるが、付随して得られる強度画像には静脈血流信号が
存在するように調整される。それぞれの各位相画像及び
各強度画像を組み合わせることにより、ＭＲ動脈造影像
又はＭＲ静脈造影像の一方又は両方を形成することがで
きる。
メント式ｋ空間高速位相コントラスト・パルス・シーケ
ンスを用いて動脈と静脈とを効率的に区別するように設
計されているＭＲ位相コントラスト画像取得を用い、こ
れにより心拍サイクルの心収縮時相の間は動脈血流にの
み感受性のある画像を取得すると共に、心拍サイクルの
心拡張時相の間は静脈血流にのみ感受性のある画像を取
得する。この手法は、心拍サイクルの各々の時相に合わ
せてＭＲＩ取得をゲート制御することにより達成され
る。取得のうちの一部分は、動脈血流量が最小となる心
拍サイクルの心拡張期部分に合わせてゲート制御され
る。このとき、十分に高い速度エンコーディング値を選
択して、位相画像において動脈血流信号が抑制される
が、付随して得られる強度画像には動脈血流信号が存在
するようにする。取得のうちの別の部分は、静脈血流量
が動脈血流量よりも小さい心拍サイクルの心収縮期部分
に合わせてゲート制御される。このとき、速度エンコー
ディング値は、位相画像において静脈血流信号が抑制さ
れるが、付随して得られる強度画像には静脈血流信号が
存在するように調整される。それぞれの各位相画像及び
各強度画像を組み合わせることにより、ＭＲ動脈造影像
又はＭＲ静脈造影像の一方又は両方を形成することがで
きる。
【００１４】これらのパルス・シーケンス取得は、流れ
方向に感受性のある画像を極めて高速に取得することが
できる。例えば、取得が動脈血流量が最小となる心拡張
期に合わせてゲート制御されているならば、位相画像
は、静脈成分のみが非ゼロの強度を有するものとなる。
他方、強度画像は、末梢の脈管構造におけるように流れ
が主として上位から下位への方向にあると仮定すると、
動脈信号及び静脈信号の両方を含むものとなる。従っ
て、流れエンコーディング勾配の方向は１つしか必要で
ない。
方向に感受性のある画像を極めて高速に取得することが
できる。例えば、取得が動脈血流量が最小となる心拡張
期に合わせてゲート制御されているならば、位相画像
は、静脈成分のみが非ゼロの強度を有するものとなる。
他方、強度画像は、末梢の脈管構造におけるように流れ
が主として上位から下位への方向にあると仮定すると、
動脈信号及び静脈信号の両方を含むものとなる。従っ
て、流れエンコーディング勾配の方向は１つしか必要で
ない。
【００１５】心収縮期においては動脈血流速がより高速
であり、また比較的大きい速度エンコーディング値を用
いることから、位相画像におけるノイズ・フロアを増大
させることにより静脈信号の抑制が可能になる。静脈の
みの画像については、同じＲ−Ｒ区間における第２の取
得を、動脈血流量が最小となって静脈血流量よりも小さ
くなる心拡張期に合わせてゲート制御する。より小さい
速度エンコーディング値を用いることにより、位相画像
において静脈血流が強調されるが、動脈信号はノイズ・
フロアよりも下方にあって抑制される。拍動によるアー
ティファクトは、心収縮期に合わせてゲート制御された
画像において、この画像の取得時間を短縮することによ
り回避される。第２の取得では、静脈血流は拍動性でな
いので、典型的には、セグメント当たりより多い数のビ
ューを利用することができる。心収縮期における動脈画
像のデータ取得を完了するのに要求される余分の時間
で、心拡張期の静脈画像についてより多くのｋ空間線を
収集して、後者の画像のＳＮＲ又は分解能のいずれかを
向上させることができる。
であり、また比較的大きい速度エンコーディング値を用
いることから、位相画像におけるノイズ・フロアを増大
させることにより静脈信号の抑制が可能になる。静脈の
みの画像については、同じＲ−Ｒ区間における第２の取
得を、動脈血流量が最小となって静脈血流量よりも小さ
くなる心拡張期に合わせてゲート制御する。より小さい
速度エンコーディング値を用いることにより、位相画像
において静脈血流が強調されるが、動脈信号はノイズ・
フロアよりも下方にあって抑制される。拍動によるアー
ティファクトは、心収縮期に合わせてゲート制御された
画像において、この画像の取得時間を短縮することによ
り回避される。第２の取得では、静脈血流は拍動性でな
いので、典型的には、セグメント当たりより多い数のビ
ューを利用することができる。心収縮期における動脈画
像のデータ取得を完了するのに要求される余分の時間
で、心拡張期の静脈画像についてより多くのｋ空間線を
収集して、後者の画像のＳＮＲ又は分解能のいずれかを
向上させることができる。
【００１６】従って、本発明の１つの面によれば、動脈
抑制画像及び静脈抑制画像を形成するＭＲアンジオグラ
フィのための方法を開示する。この方法は、心拍サイク
ルの心収縮期部分中に位相画像におけるノイズ・レベル
を不要な静脈流速信号よりも大きいレベルに定めるよう
に第１の速度エンコーディング値を設定する工程と、心
拍サイクルの心拡張期部分中に位相画像におけるノイズ
・レベルを不要な動脈流速信号よりも大きいレベルに定
めるように第２の速度エンコーディング値を設定する工
程とを含んでいる。この方法は次に、不要な流速信号が
第１及び第２の速度エンコーディング値によって定めら
れたノイズ・レベルよりも下回っているような心拍サイ
クルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像を
取得する工程を含んでおり、これにより、不要な流速信
号を抑制すると共に心拍サイクルのそれぞれの部分にお
ける所望の流速信号を取得し、また、次いで、心拍サイ
クルの１つの部分中に取得された所望の流速信号を有し
且つ心拍サイクルのこの部分での不要な流速信号を有さ
ない少なくとも１つのＭＲ画像を再構成する工程を含ん
でいる。例えば、静脈のみの画像では動脈信号が抑制さ
れ、動脈のみの画像では静脈信号が抑制される。
抑制画像及び静脈抑制画像を形成するＭＲアンジオグラ
フィのための方法を開示する。この方法は、心拍サイク
ルの心収縮期部分中に位相画像におけるノイズ・レベル
を不要な静脈流速信号よりも大きいレベルに定めるよう
に第１の速度エンコーディング値を設定する工程と、心
拍サイクルの心拡張期部分中に位相画像におけるノイズ
・レベルを不要な動脈流速信号よりも大きいレベルに定
めるように第２の速度エンコーディング値を設定する工
程とを含んでいる。この方法は次に、不要な流速信号が
第１及び第２の速度エンコーディング値によって定めら
れたノイズ・レベルよりも下回っているような心拍サイ
クルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像を
取得する工程を含んでおり、これにより、不要な流速信
号を抑制すると共に心拍サイクルのそれぞれの部分にお
ける所望の流速信号を取得し、また、次いで、心拍サイ
クルの１つの部分中に取得された所望の流速信号を有し
且つ心拍サイクルのこの部分での不要な流速信号を有さ
ない少なくとも１つのＭＲ画像を再構成する工程を含ん
でいる。例えば、静脈のみの画像では動脈信号が抑制さ
れ、動脈のみの画像では静脈信号が抑制される。
【００１７】本発明のもう１つの面によれば、動脈のみ
の画像及び静脈のみの画像を形成することが可能なＭＲ
アンジオグラフィのためのＭＲＩ装置を開示する。この
装置はＭＲＩシステムを含み、ＭＲＩシステムは、マグ
ネットのボアの周囲に配置されていて、分極磁場に影響
を与える勾配コイルと、パルス制御モジュールにより制
御されて、ＭＲ画像を取得するためにＲＦ信号をＲＦコ
イル・アセンブリへ送信するＲＦ送受信器システム及び
ＲＦ変調器とを有している。このＭＲＩ装置はまた、プ
レスキャン・モードにおいて上述のＭＲＩシステムを作
動して、患者から心収縮期中には静脈信号を取得し且つ
心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムさ
れているコンピュータを含んでいる。コンピュータはま
た、第１の速度エンコーディング値を静脈信号よりも高
いレベルに設定すると共に、第２の速度エンコーディン
グ値を取得される動脈信号よりも高いレベルに設定し、
次いで、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第
１の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて
位相コントラスト画像を取得し、且つ心拡張期中には第
２の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて
位相コントラスト画像を取得するようにプログラムされ
ている。このようなシステムは、この後に各位相画像及
び各強度画像を単純に組み合わせることにより、動脈の
みの画像又は静脈のみの画像の一方又は両方を提供する
ことができる。
の画像及び静脈のみの画像を形成することが可能なＭＲ
アンジオグラフィのためのＭＲＩ装置を開示する。この
装置はＭＲＩシステムを含み、ＭＲＩシステムは、マグ
ネットのボアの周囲に配置されていて、分極磁場に影響
を与える勾配コイルと、パルス制御モジュールにより制
御されて、ＭＲ画像を取得するためにＲＦ信号をＲＦコ
イル・アセンブリへ送信するＲＦ送受信器システム及び
ＲＦ変調器とを有している。このＭＲＩ装置はまた、プ
レスキャン・モードにおいて上述のＭＲＩシステムを作
動して、患者から心収縮期中には静脈信号を取得し且つ
心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムさ
れているコンピュータを含んでいる。コンピュータはま
た、第１の速度エンコーディング値を静脈信号よりも高
いレベルに設定すると共に、第２の速度エンコーディン
グ値を取得される動脈信号よりも高いレベルに設定し、
次いで、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第
１の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて
位相コントラスト画像を取得し、且つ心拡張期中には第
２の速度エンコーディング値をノイズ閾値として用いて
位相コントラスト画像を取得するようにプログラムされ
ている。このようなシステムは、この後に各位相画像及
び各強度画像を単純に組み合わせることにより、動脈の
みの画像又は静脈のみの画像の一方又は両方を提供する
ことができる。
【００１８】本発明の更にもう１つの面によれば、動脈
血流信号を抑制した静脈血流画像及び静脈血流信号を抑
制した動脈血流画像を別々に形成するアンジオグラフィ
・システムをする。このシステムは、監視されている患
者から動脈信号及び静脈信号を発生することが可能なＭ
ＲＩ装置を含んでいる。ユーザ・インタフェイスが、動
脈のみの血流画像及び静脈のみの血流画像から成る群か
らＭＲ画像を選択する。このシステムは、ＭＲＩ装置に
接続されていて、ＭＲＩ装置から動脈信号及び静脈信号
を受信する速度エンコーディング・モジュールを含んで
いる。速度エンコーディング・モジュールは、位相画像
におけるノイズ・レベルを定める心拡張期速度エンコー
ディング（ＶＥＮＣ）値を形成する。心拡張期速度エン
コーディング値は、心拡張期中には動脈信号よりも大き
いノイズ・レベルを確定する。速度エンコーディング・
モジュールはまた、心収縮期位相画像におけるノイズ・
レベルを定める心収縮期速度エンコーディング値を形成
する。心収縮期速度エンコーディング値は、心収縮期中
には静脈信号よりも大きいノイズ・レベルを定める。こ
のシステムはまた、速度エンコーディング・モジュール
に接続されていて、心拡張期及び心収縮期の強度画像並
びに心拡張期及び心収縮期の位相画像を形成する心拡張
期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュールを含んで
いる。マスク・モジュールが、心拡張期及び心収縮期の
強度画像及び位相画像を受け取って、静脈血流画像及び
動脈血流画像を形成するように接続されている。マスク
・モジュールに接続される画像選択器が、ユーザ・イン
タフェイスからの入力に基づいて静脈血流画像又は動脈
血流画像のいずれか一方を表示するように設けられてい
る。
血流信号を抑制した静脈血流画像及び静脈血流信号を抑
制した動脈血流画像を別々に形成するアンジオグラフィ
・システムをする。このシステムは、監視されている患
者から動脈信号及び静脈信号を発生することが可能なＭ
ＲＩ装置を含んでいる。ユーザ・インタフェイスが、動
脈のみの血流画像及び静脈のみの血流画像から成る群か
らＭＲ画像を選択する。このシステムは、ＭＲＩ装置に
接続されていて、ＭＲＩ装置から動脈信号及び静脈信号
を受信する速度エンコーディング・モジュールを含んで
いる。速度エンコーディング・モジュールは、位相画像
におけるノイズ・レベルを定める心拡張期速度エンコー
ディング（ＶＥＮＣ）値を形成する。心拡張期速度エン
コーディング値は、心拡張期中には動脈信号よりも大き
いノイズ・レベルを確定する。速度エンコーディング・
モジュールはまた、心収縮期位相画像におけるノイズ・
レベルを定める心収縮期速度エンコーディング値を形成
する。心収縮期速度エンコーディング値は、心収縮期中
には静脈信号よりも大きいノイズ・レベルを定める。こ
のシステムはまた、速度エンコーディング・モジュール
に接続されていて、心拡張期及び心収縮期の強度画像並
びに心拡張期及び心収縮期の位相画像を形成する心拡張
期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュールを含んで
いる。マスク・モジュールが、心拡張期及び心収縮期の
強度画像及び位相画像を受け取って、静脈血流画像及び
動脈血流画像を形成するように接続されている。マスク
・モジュールに接続される画像選択器が、ユーザ・イン
タフェイスからの入力に基づいて静脈血流画像又は動脈
血流画像のいずれか一方を表示するように設けられてい
る。
【００１９】本発明の更にもう１つの面によれば、静脈
血流及び動脈血流の一方のみを表示するＭＲアンジオグ
ラフィ装置を開示する。この装置は、ＭＲ画像を取得す
る手段と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中に
ＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段と、心拡張期ＭＲ
Ｉ取得中には動脈血流信号を抑制する速度エンコーディ
ング値を定めると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中には静脈
血流信号を抑制する異なる速度エンコーディング値を定
める手段とを含んでいる。このＭＲアンジオグラフィ装
置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得及び心収縮期ＭＲＩ取得
の各々において、強度画像及び位相マップ画像を取得し
て再構成する手段を含んでいる。再構成された各強度画
像及び各位相マップ画像を組み合わせて、静脈のみの出
力信号及び動脈のみの出力信号を形成する手段を用い
て、静脈血流画像又は動脈血流画像のいずれかとして表
示手段上に画像を表示する。
血流及び動脈血流の一方のみを表示するＭＲアンジオグ
ラフィ装置を開示する。この装置は、ＭＲ画像を取得す
る手段と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中に
ＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段と、心拡張期ＭＲ
Ｉ取得中には動脈血流信号を抑制する速度エンコーディ
ング値を定めると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中には静脈
血流信号を抑制する異なる速度エンコーディング値を定
める手段とを含んでいる。このＭＲアンジオグラフィ装
置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得及び心収縮期ＭＲＩ取得
の各々において、強度画像及び位相マップ画像を取得し
て再構成する手段を含んでいる。再構成された各強度画
像及び各位相マップ画像を組み合わせて、静脈のみの出
力信号及び動脈のみの出力信号を形成する手段を用い
て、静脈血流画像又は動脈血流画像のいずれかとして表
示手段上に画像を表示する。
【００２０】本発明のその他の様々な特徴、目的及び利
点は、以下の詳細な記載及び図面から明らかとなろう。
点は、以下の詳細な記載及び図面から明らかとなろう。
【００２１】
【好適実施態様の説明】図１について説明すると、本発
明の実施に適した形式の磁気共鳴（ＭＲ）イメージング
・システムは、パルス制御モジュール１２を介して勾配
コイル電力増幅器１４を制御するコンピュータ１０を含
んでいる。パルス制御モジュール１２及び勾配増幅器１
４は一緒に動作して、スピン・エコー、グラディエント
・リコールド・エコー・パルス・シーケンス、高速スピ
ン・エコー又は他の形式のパルス・シーケンスのいずれ
かに対する適正な勾配波形Ｇx 、Ｇy 及びＧz を発生す
る。勾配波形は、マグネット３４のボア（中孔）の周囲
に配置されている勾配コイル１６に接続されて、勾配Ｇ
x 、Ｇy 及びＧz がマグネット３４からの分極磁場Ｂ0
上でそれぞれの軸に沿って印加されるようにする。
明の実施に適した形式の磁気共鳴（ＭＲ）イメージング
・システムは、パルス制御モジュール１２を介して勾配
コイル電力増幅器１４を制御するコンピュータ１０を含
んでいる。パルス制御モジュール１２及び勾配増幅器１
４は一緒に動作して、スピン・エコー、グラディエント
・リコールド・エコー・パルス・シーケンス、高速スピ
ン・エコー又は他の形式のパルス・シーケンスのいずれ
かに対する適正な勾配波形Ｇx 、Ｇy 及びＧz を発生す
る。勾配波形は、マグネット３４のボア（中孔）の周囲
に配置されている勾配コイル１６に接続されて、勾配Ｇ
x 、Ｇy 及びＧz がマグネット３４からの分極磁場Ｂ0
上でそれぞれの軸に沿って印加されるようにする。
【００２２】パルス制御モジュール１２はまた、ＲＦ送
受信器システムの一部である無線周波数合成器１８を制
御する。尚、ＲＦ送受信器システムの各部は、破線のブ
ロック３６で囲んである。パルス制御モジュール１２は
また、無線周波数合成器１８の出力を変調するＲＦ変調
器２０を制御する。その結果得られるＲＦ信号は、電力
増幅器２２によって増幅されて、送受信スイッチ２４を
介してＲＦコイル２６へ印加され、これにより、イメー
ジング対象の物体（図示されていない）の核スピンを励
起する。
受信器システムの一部である無線周波数合成器１８を制
御する。尚、ＲＦ送受信器システムの各部は、破線のブ
ロック３６で囲んである。パルス制御モジュール１２は
また、無線周波数合成器１８の出力を変調するＲＦ変調
器２０を制御する。その結果得られるＲＦ信号は、電力
増幅器２２によって増幅されて、送受信スイッチ２４を
介してＲＦコイル２６へ印加され、これにより、イメー
ジング対象の物体（図示されていない）の核スピンを励
起する。
【００２３】イメージング対象の物体の励起された核か
らのＭＲ信号が、ＲＦコイル２６によって捕獲されて、
送受信スイッチ２４を介して前置増幅器２８へ供給さ
れ、そこで増幅された後で直交位相検波器３０によって
処理される。検波後の信号は、高速Ａ／Ｄ変換器３２に
よってディジタル化された後、コンピュータ１０へ印加
されて物体のＭＲ画像を形成するように処理される。コ
ンピュータ１０はまた、シム・コイル・アセンブリ４０
に給電するシム・コイル電源３８を制御する。
らのＭＲ信号が、ＲＦコイル２６によって捕獲されて、
送受信スイッチ２４を介して前置増幅器２８へ供給さ
れ、そこで増幅された後で直交位相検波器３０によって
処理される。検波後の信号は、高速Ａ／Ｄ変換器３２に
よってディジタル化された後、コンピュータ１０へ印加
されて物体のＭＲ画像を形成するように処理される。コ
ンピュータ１０はまた、シム・コイル・アセンブリ４０
に給電するシム・コイル電源３８を制御する。
【００２４】本発明は、ＭＲＩアンジオグラフィのため
の方法及びシステムを含んでおり、この方法及びシステ
ムは、上で参照したＭＲＩシステム、又はＭＲ画像を得
る任意の類似若しくは同等のシステムに用いるために、
動脈画像及び静脈画像の選択的な取得を含んでいる。
の方法及びシステムを含んでおり、この方法及びシステ
ムは、上で参照したＭＲＩシステム、又はＭＲ画像を得
る任意の類似若しくは同等のシステムに用いるために、
動脈画像及び静脈画像の選択的な取得を含んでいる。
【００２５】図２には、典型的な心拍Ｒ−Ｒ区間を示
し、この区間には、心収縮期及び心拡張期中の下行大動
脈について静脈血流速度及び動脈血流速度が示されてい
る。図示のように、主な動脈血流は心収縮期にある。動
脈血液についてのこの三相型流速曲線は、末梢の脈管構
造に典型的なものである。本発明は、ＭＲアンジオグラ
フィにおいて動脈と静脈とを区別する方法を含んでい
る。この区別を行うために、第１の速度エンコーディン
グ（ＶＥＮＣ）値５０を、心拍サイクルの心収縮期部分
の間の位相画像中のノイズ・レベルが静脈信号５２のレ
ベルを上回るが位相画像中の動脈信号５４のレベルを下
回るような閾値レベルに設定する。また、心拍サイクル
の心拡張期部分の間の第２の速度エンコーディング値５
１を、位相画像中のノイズ・レベルが心拡張期の動脈信
号５４のレベルを上回るが静脈信号５２のレベルを下回
るような閾値レベルに設定する。
し、この区間には、心収縮期及び心拡張期中の下行大動
脈について静脈血流速度及び動脈血流速度が示されてい
る。図示のように、主な動脈血流は心収縮期にある。動
脈血液についてのこの三相型流速曲線は、末梢の脈管構
造に典型的なものである。本発明は、ＭＲアンジオグラ
フィにおいて動脈と静脈とを区別する方法を含んでい
る。この区別を行うために、第１の速度エンコーディン
グ（ＶＥＮＣ）値５０を、心拍サイクルの心収縮期部分
の間の位相画像中のノイズ・レベルが静脈信号５２のレ
ベルを上回るが位相画像中の動脈信号５４のレベルを下
回るような閾値レベルに設定する。また、心拍サイクル
の心拡張期部分の間の第２の速度エンコーディング値５
１を、位相画像中のノイズ・レベルが心拡張期の動脈信
号５４のレベルを上回るが静脈信号５２のレベルを下回
るような閾値レベルに設定する。
【００２６】図３について説明する。第１及び第２のＶ
ＥＮＣ値５０及び５１を設定するために、先ず、ＶＥＮ
Ｃ値設定サブルーチン５６が、心拍サイクルが心収縮期
にあるか又は心拡張期にあるかを決定する（工程５
８）。心拡張期にあるならば（参照番号６０）、工程６
２において以前のＶＥＮＣ値５１を増分し、工程６４に
おいて心拍サイクルの心拡張期中に動脈信号を監視す
る。次いで、工程６６において、動脈信号とＶＥＮＣ値
とを比較して、動脈信号がこのＶＥＮＣ値の設定におけ
るノイズ・レベルよりも大きいならば（参照番号６
８）、工程６２においてＶＥＮＣ値を増分して、動脈位
相信号を監視する工程６４と、動脈位相信号をこの設定
したＶＥＮＣ値に対応するノイズ・レベルと比較する工
程６６とを繰り返す。これ以外の場合、つまり、ＶＥＮ
Ｃ値に対応するノイズが動脈位相信号を上回っていると
きには（参照番号７０）、速度エンコーディング値の現
在の設定を、心拡張期中に位相コントラスト画像を取得
するための第１の速度エンコーディング値として用いる
ものとして供給し、システムは図４のメイン・アルゴリ
ズムへ復帰する（工程７２）。しかしながら、ＶＥＮＣ
値選択サブルーチン５６に入った後に、工程５８におい
て心拍サイクルが心収縮時相にあるものと決定されたら
（参照番号７４）、工程７６においてＶＥＮＣ値を増分
して、工程７８において静脈信号を監視し、静脈信号が
ノイズ信号を上回っている限り（工程８０及び８２）、
工程７６においてＶＥＮＣ値を増分し、工程７８におい
て監視して工程８０において比較する。一旦、ＶＥＮＣ
値が静脈信号を上回ったら（工程８０及び８４）、サブ
ルーチンはメイン・アルゴリズムへ復帰する（工程７
２）。好ましい実施例では、速度エンコーディング値の
時間制御式シーケンスは先ず、心収縮期中には静脈信号
を上回るように上方へ調整（dial）され、次いで、心拡
張期中には静脈信号を下回るが動脈信号を上回るように
下方へ調整される。
ＥＮＣ値５０及び５１を設定するために、先ず、ＶＥＮ
Ｃ値設定サブルーチン５６が、心拍サイクルが心収縮期
にあるか又は心拡張期にあるかを決定する（工程５
８）。心拡張期にあるならば（参照番号６０）、工程６
２において以前のＶＥＮＣ値５１を増分し、工程６４に
おいて心拍サイクルの心拡張期中に動脈信号を監視す
る。次いで、工程６６において、動脈信号とＶＥＮＣ値
とを比較して、動脈信号がこのＶＥＮＣ値の設定におけ
るノイズ・レベルよりも大きいならば（参照番号６
８）、工程６２においてＶＥＮＣ値を増分して、動脈位
相信号を監視する工程６４と、動脈位相信号をこの設定
したＶＥＮＣ値に対応するノイズ・レベルと比較する工
程６６とを繰り返す。これ以外の場合、つまり、ＶＥＮ
Ｃ値に対応するノイズが動脈位相信号を上回っていると
きには（参照番号７０）、速度エンコーディング値の現
在の設定を、心拡張期中に位相コントラスト画像を取得
するための第１の速度エンコーディング値として用いる
ものとして供給し、システムは図４のメイン・アルゴリ
ズムへ復帰する（工程７２）。しかしながら、ＶＥＮＣ
値選択サブルーチン５６に入った後に、工程５８におい
て心拍サイクルが心収縮時相にあるものと決定されたら
（参照番号７４）、工程７６においてＶＥＮＣ値を増分
して、工程７８において静脈信号を監視し、静脈信号が
ノイズ信号を上回っている限り（工程８０及び８２）、
工程７６においてＶＥＮＣ値を増分し、工程７８におい
て監視して工程８０において比較する。一旦、ＶＥＮＣ
値が静脈信号を上回ったら（工程８０及び８４）、サブ
ルーチンはメイン・アルゴリズムへ復帰する（工程７
２）。好ましい実施例では、速度エンコーディング値の
時間制御式シーケンスは先ず、心収縮期中には静脈信号
を上回るように上方へ調整（dial）され、次いで、心拡
張期中には静脈信号を下回るが動脈信号を上回るように
下方へ調整される。
【００２７】ここで、図４について説明すると、メイン
・アルゴリズム９０が流れ図の形態で示されている。図
３について説明したように、プレスキャンにより第１及
び第２の速度エンコーディング値の選択が終了した（工
程５６）後に、工程９２において心電図（ＥＣＧ）ゲー
ト式ＭＲＩ取得が開始する。心収縮期中には第１の速度
エンコーディング値を用いて一方の画像が取得されると
同時に、心拡張期中には第２の速度エンコーディング値
を用いて他方の画像が取得される。これにより、心拍サ
イクルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像
が取得され、このとき、不要な流速信号は、第１及び第
２の速度エンコーディング値によって定められたノイズ
・レベルを下回っている。不要な流速信号は、心収縮期
中の静脈信号と心拡張期中の動脈信号とを含んでおり、
その各々の信号が、心拍サイクルの該当部分中には抑制
される。そして、取得される信号は、心拍サイクルのそ
れぞれの部分における所望の流速信号となる。所望の流
速信号は、心収縮期における動脈信号と、心拡張期にお
ける静脈信号とを含んでいる。
・アルゴリズム９０が流れ図の形態で示されている。図
３について説明したように、プレスキャンにより第１及
び第２の速度エンコーディング値の選択が終了した（工
程５６）後に、工程９２において心電図（ＥＣＧ）ゲー
ト式ＭＲＩ取得が開始する。心収縮期中には第１の速度
エンコーディング値を用いて一方の画像が取得されると
同時に、心拡張期中には第２の速度エンコーディング値
を用いて他方の画像が取得される。これにより、心拍サ
イクルのそれぞれの部分中に位相コントラストＭＲ画像
が取得され、このとき、不要な流速信号は、第１及び第
２の速度エンコーディング値によって定められたノイズ
・レベルを下回っている。不要な流速信号は、心収縮期
中の静脈信号と心拡張期中の動脈信号とを含んでおり、
その各々の信号が、心拍サイクルの該当部分中には抑制
される。そして、取得される信号は、心拍サイクルのそ
れぞれの部分における所望の流速信号となる。所望の流
速信号は、心収縮期における動脈信号と、心拡張期にお
ける静脈信号とを含んでいる。
【００２８】心拍サイクルの心収縮期部分中に位相コン
トラストＭＲ画像を取得する際には、動脈信号について
の位相マップ画像９４及び強度画像９６が取得され、心
拡張期中には、静脈信号についての位相マップ画像９８
及び強度画像１００が取得される。ＭＲ画像を再構成す
る際には、動脈信号位相マップ画像９４が強度画像９６
によってマスクされ（工程１０２）、動脈重み付け強度
画像１０４を再構成して、静脈信号が抑制されている動
脈のみの画像を表示する。同様に、静脈信号位相マップ
画像９８は静脈強度画像１００によってマスクされ（工
程１０６）、静脈重み付け強度画像１０８を再構成し
て、動脈信号が抑制されている静脈のみの画像を表示す
る。
トラストＭＲ画像を取得する際には、動脈信号について
の位相マップ画像９４及び強度画像９６が取得され、心
拡張期中には、静脈信号についての位相マップ画像９８
及び強度画像１００が取得される。ＭＲ画像を再構成す
る際には、動脈信号位相マップ画像９４が強度画像９６
によってマスクされ（工程１０２）、動脈重み付け強度
画像１０４を再構成して、静脈信号が抑制されている動
脈のみの画像を表示する。同様に、静脈信号位相マップ
画像９８は静脈強度画像１００によってマスクされ（工
程１０６）、静脈重み付け強度画像１０８を再構成し
て、動脈信号が抑制されている静脈のみの画像を表示す
る。
【００２９】これにより、動脈のみの画像及び静脈のみ
の画像を形成することが可能なＭＲアンジオグラフィ用
のＭＲＩ装置が開示される。このようなＭＲアンジオグ
ラフィ用のＭＲＩ装置は、図１について開示したような
磁気共鳴イメージング・システムと、プレスキャン・モ
ードにおいてＭＲＩシステムを作動させて、監視されて
いる患者から心収縮期中には静脈信号を取得すると共に
心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムさ
れているコンピュータ１０とを含んでいる。コンピュー
タ１０は更に、心収縮期中には位相画像におけるノイズ
・レベルが静脈信号よりも高いレベルになるように第１
の速度エンコーディング値を設定すると共に、心拡張期
中には第２の位相画像におけるノイズ・レベルが動脈信
号よりも高いが静脈信号よりも低いレベルになるように
第２の速度エンコーディング値を設定するようにプログ
ラムされており、尚、第２の速度エンコーディング値の
設定は、第１の速度エンコーディング値を単純にリセッ
トすることを含んでいてもよい。次いで、このシステム
は、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第１の
速度エンコーディング値を用いて心収縮期位相画像用の
ノイズ閾値を設定して位相コントラスト画像を取得し、
心拡張期中には第２の速度エンコーディング値を用いて
心拡張期位相画像用のノイズ閾値を設定して位相コント
ラスト画像を取得するようにプログラムされている。
の画像を形成することが可能なＭＲアンジオグラフィ用
のＭＲＩ装置が開示される。このようなＭＲアンジオグ
ラフィ用のＭＲＩ装置は、図１について開示したような
磁気共鳴イメージング・システムと、プレスキャン・モ
ードにおいてＭＲＩシステムを作動させて、監視されて
いる患者から心収縮期中には静脈信号を取得すると共に
心拡張期中には動脈信号を取得するようにプログラムさ
れているコンピュータ１０とを含んでいる。コンピュー
タ１０は更に、心収縮期中には位相画像におけるノイズ
・レベルが静脈信号よりも高いレベルになるように第１
の速度エンコーディング値を設定すると共に、心拡張期
中には第２の位相画像におけるノイズ・レベルが動脈信
号よりも高いが静脈信号よりも低いレベルになるように
第２の速度エンコーディング値を設定するようにプログ
ラムされており、尚、第２の速度エンコーディング値の
設定は、第１の速度エンコーディング値を単純にリセッ
トすることを含んでいてもよい。次いで、このシステム
は、ＭＲＩシステムを作動して、心収縮期中には第１の
速度エンコーディング値を用いて心収縮期位相画像用の
ノイズ閾値を設定して位相コントラスト画像を取得し、
心拡張期中には第２の速度エンコーディング値を用いて
心拡張期位相画像用のノイズ閾値を設定して位相コント
ラスト画像を取得するようにプログラムされている。
【００３０】本発明のこの面によれば、コンピュータ
は、心収縮期中には、ノイズ・レベルがプレスキャンに
よる静脈血流信号を上回るように速度エンコーディング
値を調整する（即ち、調節設定）することにより、第１
の速度エンコーディング値を定め、そしてこの第１の速
度エンコーディング値を用いて心収縮期のノイズ閾値レ
ベルを設定して心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像
を取得し、これにより、心収縮期中の静脈血流信号を抑
制する。心拡張期中には、心拡張期におけるノイズ・レ
ベルが静脈血流信号を下回るが動脈血流信号を上回るよ
うに速度エンコーディング値を下方に調整することによ
り、第２の速度エンコーディング値を定め、そしてこの
第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期中の位
相コントラスト画像を取得し、これにより、動脈血流信
号を抑制する。このように、コンピュータは、プレスキ
ャン中に取得された静脈及び動脈の取得信号を第１及び
第２の速度エンコーディング値に対してそれぞれ比較し
て、第１及び第２の速度エンコーディング値が、ノイズ
・レベルが静脈及び動脈の取得信号よりもそれぞれ大き
くならないような速度エンコーディング値であれば、位
相画像における両方のノイズ・レベルがそれぞれの心拍
サイクルにおけるそれぞれの静脈信号及び動脈信号より
も大きくなるまで速度エンコーディング値を増分するよ
うにプログラムされている。次いで、ＭＲＩシステムの
作動中にこれら第１及び第２の速度エンコーディング値
を用いて、心収縮期中には動脈のみの信号について、ま
た心拡張期中には静脈のみの信号について、位相マップ
画像及び強度画像を取得する。次いで、各位相マップ画
像及び各強度画像を組み合わせて、静脈のみの画像及び
／又は動脈のみの画像の一方又は両方を形成する。
は、心収縮期中には、ノイズ・レベルがプレスキャンに
よる静脈血流信号を上回るように速度エンコーディング
値を調整する（即ち、調節設定）することにより、第１
の速度エンコーディング値を定め、そしてこの第１の速
度エンコーディング値を用いて心収縮期のノイズ閾値レ
ベルを設定して心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像
を取得し、これにより、心収縮期中の静脈血流信号を抑
制する。心拡張期中には、心拡張期におけるノイズ・レ
ベルが静脈血流信号を下回るが動脈血流信号を上回るよ
うに速度エンコーディング値を下方に調整することによ
り、第２の速度エンコーディング値を定め、そしてこの
第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期中の位
相コントラスト画像を取得し、これにより、動脈血流信
号を抑制する。このように、コンピュータは、プレスキ
ャン中に取得された静脈及び動脈の取得信号を第１及び
第２の速度エンコーディング値に対してそれぞれ比較し
て、第１及び第２の速度エンコーディング値が、ノイズ
・レベルが静脈及び動脈の取得信号よりもそれぞれ大き
くならないような速度エンコーディング値であれば、位
相画像における両方のノイズ・レベルがそれぞれの心拍
サイクルにおけるそれぞれの静脈信号及び動脈信号より
も大きくなるまで速度エンコーディング値を増分するよ
うにプログラムされている。次いで、ＭＲＩシステムの
作動中にこれら第１及び第２の速度エンコーディング値
を用いて、心収縮期中には動脈のみの信号について、ま
た心拡張期中には静脈のみの信号について、位相マップ
画像及び強度画像を取得する。次いで、各位相マップ画
像及び各強度画像を組み合わせて、静脈のみの画像及び
／又は動脈のみの画像の一方又は両方を形成する。
【００３１】ここで、図５について説明すると、動脈血
流信号及び静脈血流信号をそれぞれ抑制しながら別々の
静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するアンジオグラ
フィ・システム１１０が開示されている。アンジオグラ
フィ・システム１１０は、図１と関連して開示されたも
のと同様に、監視されている患者から動脈信号及び静脈
信号を発生させることが可能なＭＲＩ装置１１２を含ん
でいる。ＭＲＩ装置１１２は、このＭＲＩ装置１１２か
ら動脈信号及び静脈信号を受信するプロセッサ１１４か
らのＥＣＧゲート信号１１３によって作動される。プロ
セッサ１１４はまた、ユーザ・インタフェイス１１８か
ら入力１１６を受け取って、表示モニタ１２２へ出力１
２０を発生する。プロセッサ１１４は、動脈信号及び静
脈信号を受け取ると共にＭＲＩ装置１１２用のＥＣＧゲ
ート信号を発生する速度エンコーディング（ＶＥＮＣ）
モジュール１２４を含んでいる。ＶＥＮＣモジュール１
２４は、位相コントラスト画像を取得するためのノイズ
閾値レベルを決定する第１及び第２の速度エンコーディ
ング値を形成する。ＶＥＮＣモジュール１２４は、位相
画像におけるノイズ・レベルを心拍サイクルの心拡張期
中の動脈信号よりも大きい値に定める第１の速度エンコ
ーディング値（即ち、心拡張期ＶＥＮＣ値）を形成する
と共に、位相画像におけるノイズ閾値レベルを心収縮期
中の静脈信号よりも大きいが動脈信号よりも小さい値に
定める第２の速度エンコーディング値（即ち、心収縮期
ＶＥＮＣ値）を形成する。
流信号及び静脈血流信号をそれぞれ抑制しながら別々の
静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するアンジオグラ
フィ・システム１１０が開示されている。アンジオグラ
フィ・システム１１０は、図１と関連して開示されたも
のと同様に、監視されている患者から動脈信号及び静脈
信号を発生させることが可能なＭＲＩ装置１１２を含ん
でいる。ＭＲＩ装置１１２は、このＭＲＩ装置１１２か
ら動脈信号及び静脈信号を受信するプロセッサ１１４か
らのＥＣＧゲート信号１１３によって作動される。プロ
セッサ１１４はまた、ユーザ・インタフェイス１１８か
ら入力１１６を受け取って、表示モニタ１２２へ出力１
２０を発生する。プロセッサ１１４は、動脈信号及び静
脈信号を受け取ると共にＭＲＩ装置１１２用のＥＣＧゲ
ート信号を発生する速度エンコーディング（ＶＥＮＣ）
モジュール１２４を含んでいる。ＶＥＮＣモジュール１
２４は、位相コントラスト画像を取得するためのノイズ
閾値レベルを決定する第１及び第２の速度エンコーディ
ング値を形成する。ＶＥＮＣモジュール１２４は、位相
画像におけるノイズ・レベルを心拍サイクルの心拡張期
中の動脈信号よりも大きい値に定める第１の速度エンコ
ーディング値（即ち、心拡張期ＶＥＮＣ値）を形成する
と共に、位相画像におけるノイズ閾値レベルを心収縮期
中の静脈信号よりも大きいが動脈信号よりも小さい値に
定める第２の速度エンコーディング値（即ち、心収縮期
ＶＥＮＣ値）を形成する。
【００３２】速度エンコーディング・モジュール１２４
は、心収縮期中には、速度エンコーディング値を調整し
て心収縮期位相画像におけるノイズ閾値を静脈血流信号
を上回るように設定することにより心収縮期ＶＥＮＣ値
を定めて、心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像を取
得し、これにより、静脈血流信号を抑制する。速度エン
コーディング・モジュール１２４はまた、心拡張期中に
は、速度エンコーディング値を調整して心拡張期位相画
像におけるノイズ閾値を静脈血流信号を下回るが動脈血
流信号を上回るように設定することにより心拡張期ＶＥ
ＮＣ値を定めて、心拡張期中の位相コントラスト画像を
取得し、これにより、動脈血流信号を抑制する。
は、心収縮期中には、速度エンコーディング値を調整し
て心収縮期位相画像におけるノイズ閾値を静脈血流信号
を上回るように設定することにより心収縮期ＶＥＮＣ値
を定めて、心収縮期中の位相コントラストＭＲ画像を取
得し、これにより、静脈血流信号を抑制する。速度エン
コーディング・モジュール１２４はまた、心拡張期中に
は、速度エンコーディング値を調整して心拡張期位相画
像におけるノイズ閾値を静脈血流信号を下回るが動脈血
流信号を上回るように設定することにより心拡張期ＶＥ
ＮＣ値を定めて、心拡張期中の位相コントラスト画像を
取得し、これにより、動脈血流信号を抑制する。
【００３３】プロセッサ１１４はまた、速度エンコーデ
ィング・モジュール１２４に接続されていて、心拡張期
及び心収縮期の強度画像及び位相画像を形成する心拡張
期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール１２６を
有する。心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジ
ュール１２６は、心拡張期ＶＥＮＣを用いて動脈信号を
有さない静脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取得
して再構成する心拡張期画像取得及び再構成サブモジュ
ール１２８を含んでいる。心拡張期及び心収縮期画像取
得及び再構成モジュール１２６はまた、心拍サイクルの
心収縮期部分中には心収縮期ＶＥＮＣを用いて静脈信号
を有さない動脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取
得して再構成する心収縮期画像取得及び再構成サブモジ
ュール１３０を含んでいる。マスク・モジュール１３２
が、各強度画像及び各位相マップ画像を組み合わせて静
脈のみの画像１３８及び動脈のみの画像１４０を形成す
るための動脈マスク１３４と静脈マスク１３６とを含ん
でいる。マスク・モジュール１３２には画像選択器１４
２が接続されており、画像選択器１４２は静脈のみの画
像１３８及び動脈のみの画像１４０を受け取って表示モ
ニタ１２２へ出力１２０を発生し、表示モニタ１２２
は、ユーザ・インタフェイス１１８からの入力１１６に
基づいて、静脈のみの画像１３８又は動脈のみの画像１
４０の一方を表示する。
ィング・モジュール１２４に接続されていて、心拡張期
及び心収縮期の強度画像及び位相画像を形成する心拡張
期及び心収縮期画像取得及び再構成モジュール１２６を
有する。心拡張期及び心収縮期画像取得及び再構成モジ
ュール１２６は、心拡張期ＶＥＮＣを用いて動脈信号を
有さない静脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取得
して再構成する心拡張期画像取得及び再構成サブモジュ
ール１２８を含んでいる。心拡張期及び心収縮期画像取
得及び再構成モジュール１２６はまた、心拍サイクルの
心収縮期部分中には心収縮期ＶＥＮＣを用いて静脈信号
を有さない動脈信号の強度画像及び位相マップ画像を取
得して再構成する心収縮期画像取得及び再構成サブモジ
ュール１３０を含んでいる。マスク・モジュール１３２
が、各強度画像及び各位相マップ画像を組み合わせて静
脈のみの画像１３８及び動脈のみの画像１４０を形成す
るための動脈マスク１３４と静脈マスク１３６とを含ん
でいる。マスク・モジュール１３２には画像選択器１４
２が接続されており、画像選択器１４２は静脈のみの画
像１３８及び動脈のみの画像１４０を受け取って表示モ
ニタ１２２へ出力１２０を発生し、表示モニタ１２２
は、ユーザ・インタフェイス１１８からの入力１１６に
基づいて、静脈のみの画像１３８又は動脈のみの画像１
４０の一方を表示する。
【００３４】本発明のもう１つの実施例を同じく図５を
参照して記載すると、この実施例では、静脈血流画像又
は動脈血流画像の一方のみを表示するＭＲアンジオグラ
フィ装置が開示され、この装置は、ＭＲ画像を取得する
手段１１２と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期
中にＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段１１３とを含
んでいる。この装置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得中には
動脈血流信号を抑制すると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中
には静脈血流信号を抑制する速度エンコーディング値を
エンコードする手段１２４を含んでいる。心拡張期ＭＲ
Ｉ取得１２８及び心収縮期ＭＲＩ取得１３０の各々につ
いて強度画像及び位相マップ画像を取得すると共に再構
成する手段１２６もまた設けられており、これと共に、
再構成された強度画像及び位相マップ画像を組み合わせ
る手段１３２も設けられ、静脈のみの出力信号１３８及
び動脈のみの出力信号１４０を発生する。静脈のみの画
像１３８若しくは動脈のみの画像１４０のいずれか又は
両者の組み合わせを表示装置上に表示する手段１２２及
び１４２もまた、開示される。好ましくは、選択制御手
段１４２が、静脈血流画像及び動脈血流画像のどちらを
表示装置１２２に表示するかを選択するユーザ・インタ
フェイス１１８からの入力１１６を受け取る。組み合わ
せる手段１３２は好ましくは、２つのマスク・モジュー
ル１３４及び１３６を含んでおり、それぞれの強度画像
及び位相マップ画像を組み合わせる。以上の記載は、請
求されるＭＲアンジオグラフィ装置の好ましい実施例に
ついて述べており、均等構成を決定する際の一例に過ぎ
ないことを理解されたい。
参照して記載すると、この実施例では、静脈血流画像又
は動脈血流画像の一方のみを表示するＭＲアンジオグラ
フィ装置が開示され、この装置は、ＭＲ画像を取得する
手段１１２と、心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期
中にＥＣＧゲート式ＭＲＩ取得を行う手段１１３とを含
んでいる。この装置はまた、心拡張期ＭＲＩ取得中には
動脈血流信号を抑制すると共に、心収縮期ＭＲＩ取得中
には静脈血流信号を抑制する速度エンコーディング値を
エンコードする手段１２４を含んでいる。心拡張期ＭＲ
Ｉ取得１２８及び心収縮期ＭＲＩ取得１３０の各々につ
いて強度画像及び位相マップ画像を取得すると共に再構
成する手段１２６もまた設けられており、これと共に、
再構成された強度画像及び位相マップ画像を組み合わせ
る手段１３２も設けられ、静脈のみの出力信号１３８及
び動脈のみの出力信号１４０を発生する。静脈のみの画
像１３８若しくは動脈のみの画像１４０のいずれか又は
両者の組み合わせを表示装置上に表示する手段１２２及
び１４２もまた、開示される。好ましくは、選択制御手
段１４２が、静脈血流画像及び動脈血流画像のどちらを
表示装置１２２に表示するかを選択するユーザ・インタ
フェイス１１８からの入力１１６を受け取る。組み合わ
せる手段１３２は好ましくは、２つのマスク・モジュー
ル１３４及び１３６を含んでおり、それぞれの強度画像
及び位相マップ画像を組み合わせる。以上の記載は、請
求されるＭＲアンジオグラフィ装置の好ましい実施例に
ついて述べており、均等構成を決定する際の一例に過ぎ
ないことを理解されたい。
【００３５】好ましい実施例では、本発明は、セグメン
ト式ｋ空間高速グラディエント・エコー位相コントラス
ト・パルス・シーケンスを利用して、別々の動脈血流感
受性画像及び静脈血流感受性画像を同時に取得する。動
脈画像は、Ｒ−Ｒセグメント当たり８ビュー〜１６ビュ
ーの間で比較的高いＶＥＮＣ値によって心収縮期に合わ
せてゲート制御される。この取得方式は、拍動性の流れ
アーティファクトを最小にすることを確実にしており、
心収縮期における静脈速度は動脈速度よりも遥かに遅い
ので、位相画像のノイズ・フロア又は閾値を高くして静
脈血流を抑制している。同じＲ−Ｒ区間において、静脈
血流は拍動性ではないので、静脈画像は、セグメント当
たり遥かに多い数のビューの数、好ましくは３２〜６４
のビューを用いて心拡張期に合わせてゲート制御され
る。位相画像において、心拡張期中の動脈血流信号を位
相ノイズ・フロアよりも下に抑制しながら静脈血流を強
調するために、異なるより低いＶＥＮＣ値が用いられ
る。取得された各々のデータ集合からの強度再構成は動
脈情報及び静脈情報の両方を有するが、個々の位相画像
は動脈感受性のみ又は静脈感受性のみを有するものとな
る。所載のように、位相画像において、心収縮期ゲート
式取得は動脈情報を有し、心拡張期ゲート式取得は静脈
情報を有するものとなる。得られた２つの強度画像及び
２つの位相画像の４つの画像をあらためて組み合わせる
にあたって、より高いＳＮＲの動脈画像及び静脈画像も
また、取得することができ、又はセグメント分割して静
脈重み付け強度画像若しくは動脈重み付け強度画像を形
成することもできる。両方の取得からの各強度画像を組
み合わせることにより、得られる強度画像のＳＮＲは大
幅に向上する。２つの取得は、心拍サイクルの心拡張期
部分中には心拡張期ゲート式取得を取得し、同じ心拍サ
イクルの心収縮期過程中には心収縮期ゲート式取得を取
得することにより、多数の心拍サイクルにわたって取得
又はセグメント分割することができる。セグメント当た
りのビューを変化させる際には、心拡張期画像について
のデータ収集を心収縮期画像のデータ収集の前に完了す
るようにしてもよい。心収縮期画像のためのデータ取得
を完了するのに要求される余分の時間で、心拡張期画像
についての中央ｋ空間線を再度取得することが可能であ
り、これにより、心拡張期画像の平均の数を効率的に増
大させることができる。代替的には、より高い部分のｋ
空間エンコーディング線を取得して、心拡張期画像の空
間分解能を高めることもできる。更なる代替的な構成と
して、より高い空間周波数線の取得に中央のｋ空間線を
オーバスキャンすることを組み合わせて、心拡張期画像
の画像ＳＮＲ及び分解能の両方を高めるものもある。
ト式ｋ空間高速グラディエント・エコー位相コントラス
ト・パルス・シーケンスを利用して、別々の動脈血流感
受性画像及び静脈血流感受性画像を同時に取得する。動
脈画像は、Ｒ−Ｒセグメント当たり８ビュー〜１６ビュ
ーの間で比較的高いＶＥＮＣ値によって心収縮期に合わ
せてゲート制御される。この取得方式は、拍動性の流れ
アーティファクトを最小にすることを確実にしており、
心収縮期における静脈速度は動脈速度よりも遥かに遅い
ので、位相画像のノイズ・フロア又は閾値を高くして静
脈血流を抑制している。同じＲ−Ｒ区間において、静脈
血流は拍動性ではないので、静脈画像は、セグメント当
たり遥かに多い数のビューの数、好ましくは３２〜６４
のビューを用いて心拡張期に合わせてゲート制御され
る。位相画像において、心拡張期中の動脈血流信号を位
相ノイズ・フロアよりも下に抑制しながら静脈血流を強
調するために、異なるより低いＶＥＮＣ値が用いられ
る。取得された各々のデータ集合からの強度再構成は動
脈情報及び静脈情報の両方を有するが、個々の位相画像
は動脈感受性のみ又は静脈感受性のみを有するものとな
る。所載のように、位相画像において、心収縮期ゲート
式取得は動脈情報を有し、心拡張期ゲート式取得は静脈
情報を有するものとなる。得られた２つの強度画像及び
２つの位相画像の４つの画像をあらためて組み合わせる
にあたって、より高いＳＮＲの動脈画像及び静脈画像も
また、取得することができ、又はセグメント分割して静
脈重み付け強度画像若しくは動脈重み付け強度画像を形
成することもできる。両方の取得からの各強度画像を組
み合わせることにより、得られる強度画像のＳＮＲは大
幅に向上する。２つの取得は、心拍サイクルの心拡張期
部分中には心拡張期ゲート式取得を取得し、同じ心拍サ
イクルの心収縮期過程中には心収縮期ゲート式取得を取
得することにより、多数の心拍サイクルにわたって取得
又はセグメント分割することができる。セグメント当た
りのビューを変化させる際には、心拡張期画像について
のデータ収集を心収縮期画像のデータ収集の前に完了す
るようにしてもよい。心収縮期画像のためのデータ取得
を完了するのに要求される余分の時間で、心拡張期画像
についての中央ｋ空間線を再度取得することが可能であ
り、これにより、心拡張期画像の平均の数を効率的に増
大させることができる。代替的には、より高い部分のｋ
空間エンコーディング線を取得して、心拡張期画像の空
間分解能を高めることもできる。更なる代替的な構成と
して、より高い空間周波数線の取得に中央のｋ空間線を
オーバスキャンすることを組み合わせて、心拡張期画像
の画像ＳＮＲ及び分解能の両方を高めるものもある。
【００３６】好ましい実施例について本発明を説明した
が、明示したもの以外の均等構成、代替構成及び改変が
可能であり、それらが特許請求の範囲内に含まれること
を理解されたい。
が、明示したもの以外の均等構成、代替構成及び改変が
可能であり、それらが特許請求の範囲内に含まれること
を理解されたい。
【図１】本発明で用いられるＭＲイメージング・システ
ムの概略ブロック図である。
ムの概略ブロック図である。
【図２】１心拍サイクル中の動脈及び静脈の流速のグラ
フである。
フである。
【図３】本発明のシステム及び方法の一部の流れ図であ
る。
る。
【図４】本発明のシステム及び方法の一部の流れ図であ
る。
る。
【図５】本発明の概略ブロック図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ヴィンセント・ビー・ホウ アメリカ合衆国、メリーランド州、ノー ス・ベセズダ、キャッスルゲイト・コー ト、11908番
Claims (23)
- 【請求項１】 動脈抑制画像及び静脈抑制画像を形成す
る磁気共鳴アンジオグラフィのための方法であって、 第１の速度エンコーディング値を、心拍サイクルの１つ
の部分中に位相画像におけるノイズ・レベルが不要な流
速信号のレベルよりも高くなるように設定する工程と、 第２の速度エンコーディング値を、前記心拍サイクルの
もう１つの部分中に位相画像におけるノイズ・レベルが
不要な流速信号のレベルよりも高くなるように設定する
工程と、 不要な流速信号が前記第１及び第２の速度エンコーディ
ング値により定められた前記ノイズ・レベルを有する信
号を下回っているような前記心拍サイクルのそれぞれの
部分中に、位相コントラスト磁気共鳴画像を取得する工
程であって、これにより、前記不要な流速信号を抑制す
ると共に、前記心拍サイクルの前記それぞれの部分にお
ける所望の流速信号を取得する工程と、 前記心拍サイクルの１つの部分中に取得された所望の流
速信号を有しているが、前記心拍サイクルの該部分に前
記不要な流速信号を有していない少なくとも１つの磁気
共鳴画像を再構成する工程と、を含んでいる前記方法。 - 【請求項２】 位相コントラスト磁気共鳴画像を取得す
る工程は、 各々の位相コントラスト磁気共鳴画像毎に、心拡張期中
には動脈信号が抑制され且つ心収縮期中には静脈信号が
抑制された位相マップ画像と、強度画像とを取得する工
程であって、これにより、明確な静脈信号位相画像マッ
プ及び明確な動脈信号位相画像マップ、並びに動脈信号
及び静脈信号の両方を内部に有する前記強度画像を提供
する工程と、 各々の位相マップ画像を対応するそれぞれの強度画像に
よりマスクして、一つは静脈のみの画像であり且つもう
一つは動脈のみの画像である２つの画像を取得する工程
とを更に含んでいる請求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 前記第１の速度エンコーディング値は、
心収縮期中に、前記心収縮期位相画像における前記ノイ
ズ・レベルを静脈血流信号の値よりも高く設定するよう
に定められ、前記不要の流速信号は前記静脈血流信号で
ある請求項１に記載の方法。 - 【請求項４】 前記第２の速度エンコーディング値は、
心拡張期中に、前記心拡張期位相画像における前記ノイ
ズ・レベルを動脈血流信号の値よりも高く設定するよう
に定められ、前記不要の流速信号は前記動脈血流信号で
ある請求項１に記載の方法。 - 【請求項５】 前記第１の速度エンコーディング値は、
心収縮期中に、前記第１の速度エンコーディング値を設
定するための前記ノイズ・レベルを静脈血流信号よりも
高く調節するように速度エンコーディング値を調整する
ことにより定められ、位相コントラスト磁気共鳴画像を
取得する工程は、心収縮期中に、前記ノイズ・レベルを
定める前記第１の速度エンコーディング値を用いて取得
されて、これにより静脈血流信号を抑制し、前記第２の
速度エンコーディング値は、心拡張期中に、前記ノイズ
・レベルを前記静脈血流信号よりも低いが動脈血流信号
よりも高く調節するように前記速度エンコーディング値
を下方へ調整することにより定められ、位相コントラス
ト画像を取得する工程はまた、心拡張期中に、前記ノイ
ズ・レベルを定める前記第２の速度エンコーディング値
を用いて取得されて、これにより動脈血流信号を抑制す
る請求項１に記載の方法。 - 【請求項６】 少なくとも１つの磁気共鳴画像を再構成
する工程は、静脈のみの画像を表示する１つの磁気共鳴
画像と、動脈のみの画像を表示する１つの磁気共鳴画像
とを含むように更に定義される請求項５に記載の方法。 - 【請求項７】 心収縮期中のセグメント当たりのビュー
の数を減少させる工程であって、これにより、位相コン
トラスト取得時間を心拡張期の取得時間よりも短縮し
て、動脈血流信号からの拍動性アーティファクトを最小
化する工程を更に含んでいる請求項５に記載の方法。 - 【請求項８】 心拡張期画像取得中の余分の時間を用い
て、別のｋ空間線を取得して、前記心拡張期画像の分解
能を向上させる工程を更に含んでいる請求項７に記載の
方法。 - 【請求項９】 前記別のｋ空間線の取得を用いて、中央
ｋ空間線を平均することにより全体の画像の信号対ノイ
ズ比を向上させる請求項８に記載の方法。 - 【請求項１０】 心収縮期中に取得された前記位相コン
トラスト磁気共鳴画像を心拡張期中に取得された前記位
相コントラスト磁気共鳴画像と組み合わせて、高い信号
対ノイズ比を有する動脈及び静脈の画像を形成する工程
を更に含んでいる請求項５に記載の方法。 - 【請求項１１】 位相コントラスト磁気共鳴画像を取得
する工程は、一つが心拡張期における画像であり且つも
う一つが心収縮期における画像である２つの磁気共鳴画
像を実質的に同時に取得する工程を更に含んでいる請求
項１に記載の方法。 - 【請求項１２】 前記第１及び第２の速度エンコーディ
ング値を設定する各工程は、 前記心拍サイクルが心収縮期にあるか又は心拡張期にあ
るかを決定し、 前記心拍サイクルの心拡張期中には動脈信号を監視し、
また前記心拍サイクルの心収縮期中には静脈信号を監視
し、 前記静脈信号を前記第１の速度エンコーディング値によ
り予め設定されている前記ノイズ・レベルと比較し、前
記静脈信号が前記第１の速度エンコーディング値に対応
する前記位相画像における前記ノイズ・レベルよりも大
きい場合は、前記第１の速度エンコーディング値を増分
して、当該比較する工程を繰り返し、それ以外の場合に
は、前記磁気共鳴画像取得工程に用いるために前記第１
の速度エンコーディング値を供給し、 前記動脈信号を前記第２の速度エンコーディング値によ
り予め設定されている前記ノイズ・レベルと比較し、前
記動脈信号が前記第２の速度エンコーディング値に対応
する前記位相画像における前記ノイズ・レベルよりも大
きい場合は、前記第２の速度エンコーディング値を増分
して、当該比較する工程を繰り返し、それ以外の場合に
は、前記磁気共鳴画像取得工程に用いるために前記第２
の速度エンコーディング値を供給するものとして更に定
義される請求項１に記載の方法。 - 【請求項１３】 動脈のみの画像及び静脈のみの画像を
形成することが可能な磁気共鳴アンジオグラフィ用の磁
気共鳴イメージング装置であって、 マグネットのボアの周囲に配置されており分極磁場に影
響を与える複数の勾配コイルと、パルス制御モジュール
により制御されて磁気共鳴画像を取得するためにＲＦ信
号をＲＦコイル・アセンブリへ送信するＲＦ送受信器シ
ステム及びＲＦ変調器とを有する磁気共鳴イメージング
・システムと、 （１）プレスキャン・モードにおいて前記磁気共鳴イメ
ージング・システムを作動して、患者から心収縮期中に
は静脈信号を、また心拡張期中には動脈信号を取得し、
（２）ノイズ・レベルを前記静脈信号よりも高いレベル
に定める第１の速度エンコーディング値を設定し、
（３）ノイズ・レベルを前記動脈信号よりも高いレベル
に定める第２の速度エンコーディング値を設定し、
（４）前記磁気共鳴イメージング・システムを作動し
て、心収縮期中には前記第１の速度エンコーディング値
をノイズ閾値として用いて位相コントラスト画像を取得
し、また心拡張期中には前記第２の速度エンコーディン
グ値を前記ノイズ閾値として用いて位相コントラスト画
像を取得するように、プログラムされているコンピュー
タと、を備えている磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１４】 前記コンピュータは、 それぞれの心拍サイクルにおいて、前記取得された静脈
信号及び動脈信号を前記第１及び第２の速度エンコーデ
ィング値とそれぞれ比較し、前記第１及び第２の速度エ
ンコーディング値が前記取得された静脈信号及び動脈信
号よりもそれぞれ大きくなければ、両方の速度エンコー
ディング値が前記それぞれの静脈信号及び動脈信号より
も大きくなるまで速度エンコーディング値を増分し、 次いで、前記磁気共鳴イメージング・システムの作動中
に前記第１及び第２の速度エンコーディング値を用い、 心収縮期中及び心拡張期中に取得された前記位相コント
ラスト画像を組み合わせて、より高い信号対ノイズ比を
有する動脈及び静脈の画像を再構成するように、更にプ
ログラムされている請求項１３に記載の磁気共鳴イメー
ジング装置。 - 【請求項１５】 前記コンピュータは、 各々の位相コントラスト磁気共鳴画像毎に、心拡張期中
には動脈信号が抑制され、心収縮期中には静脈信号が抑
制された位相マップ画像と、強度画像とを取得し、これ
により、明確な静脈信号位相画像マップ及び明確な動脈
信号位相画像マップ、並びに動脈信号及び静脈信号の両
方を内部に有する前記強度画像を提供し、 位相マップ画像を対応するそれぞれの強度画像によりマ
スクして、静脈のみの画像又は動脈のみの画像のいずれ
かである少なくとも１つの画像を取得するように、更に
プログラムされている請求項１３に記載の磁気共鳴イメ
ージング装置。 - 【請求項１６】 前記コンピュータは、心収縮期中に
は、速度エンコーディング値を静脈血流信号よりも高く
調整することにより前記第１の速度エンコーディング値
を定め、前記第１の速度エンコーディング値を前記ノイ
ズ・レベルとして用いて心収縮期中の前記位相コントラ
スト磁気共鳴画像を取得し、これにより静脈血流信号を
抑制し、 心拡張期中には、前記位相コントラスト画像における前
記ノイズ・レベルが前記静脈血流信号よりも低いが動脈
血流信号よりも高くなるように前記速度エンコーディン
グ値を下方へ調整することにより前記第２の速度エンコ
ーディング値を定め、前記ノイズ・レベルを定める前記
第２の速度エンコーディング値を用いて心拡張期中の前
記位相コントラスト画像を取得し、これにより動脈血流
信号を抑制するように、更にプログラムされている請求
項１５に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１７】 前記コンピュータは、静脈のみの画像
及び動脈のみの画像の２つの磁気共鳴画像を再構成する
ように、更にプログラムされている請求項１６に記載の
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項１８】 動脈血流信号及び静脈血流信号をそれ
ぞれ抑制しながら、分離した静脈血流画像及び動脈血流
画像を形成するアンジオグラフィ・システムであって、 監視されている患者から動脈信号及び静脈信号を発生さ
せることが可能な磁気共鳴イメージング装置と、 動脈のみの血流画像と静脈のみの血流画像とから成る群
から磁気共鳴画像出力を選択するユーザ・インタフェイ
スと、 前記磁気共鳴イメージング装置に接続されていて、前記
磁気共鳴イメージング装置から前記動脈信号及び前記静
脈信号を受け取って、前記位相画像におけるノイズ・レ
ベルを定める心拡張期ＶＥＮＣ値であって、心拡張期中
には前記動脈信号よりも大きい心拡張期ＶＥＮＣ値を形
成すると共に、前記位相画像におけるノイズ・レベルを
定める心収縮期ＶＥＮＣ値であって、心収縮期中には前
記静脈信号よりも大きい心収縮期ＶＥＮＣ値とを形成す
る速度エンコーディング・モジュールと、 該速度エンコーディング・モジュールに接続されてい
て、心拡張期及び心収縮期強度画像並びに心拡張期及び
心収縮期位相画像を形成する心拡張期及び心収縮期画像
取得及び再構成モジュールと、 前記心拡張期及び心収縮期の強度画像及び位相画像を受
け取り、静脈血流画像及び動脈血流画像を形成するよう
に接続されているマスク・モジュールと、 該マスク・モジュールに接続されていて、前記ユーザ・
インタフェイスからの入力に基づいて、前記静脈血流画
像及び前記動脈血流画像のいずれか一方を表示する画像
選択器と、を備えているアンジオグラフィ・システム。 - 【請求項１９】 前記速度エンコーディング・モジュー
ルは、 心収縮期中に、速度エンコーディング値を静脈血流信号
よりも高くなるように調整することにより前記心収縮期
ＶＥＮＣ値を定めると共に、前記ノイズ・レベルを定め
る前記心収縮期ＶＥＮＣ値を用いて心収縮期中の前記位
相コントラスト磁気共鳴画像を取得して、これにより静
脈血流信号を抑制し、 心拡張期中に、前記速度エンコーディング値を前記静脈
血流信号よりも低いが動脈血流信号よりも高くなるよう
に下方に調整することにより前記心拡張期ＶＥＮＣ値を
定めると共に、前記ノイズ・レベルを定める前記心拡張
期ＶＥＮＣ値を用いて心拡張期中の前記位相コントラス
ト磁気共鳴画像を取得して、これにより動脈血流信号を
抑制するものとして、更に定義される請求項１８に記載
のアンジオグラフィ・システム。 - 【請求項２０】 静脈血流及び動脈血流のうち一方のみ
を表示する磁気共鳴アンジオグラフィ装置であって、 磁気共鳴画像を取得する手段と、 心拍サイクルの心拡張期中及び心収縮期中に心電図ゲー
ト式磁気共鳴イメージング取得を行う手段と、 前記心拡張期磁気共鳴イメージング取得中には動脈血流
信号を抑制し且つ前記心収縮期磁気共鳴イメージング取
得中には静脈血流信号を抑制する速度エンコーディング
値をエンコードする手段と、 心拡張期磁気共鳴イメージング取得及び心収縮期磁気共
鳴イメージング取得の各々の毎に、強度画像及び位相マ
ップ画像を取得して再構成する手段と、 前記再構成された各強度画像及び各位相マップ画像を組
み合わせて、静脈のみの出力信号及び動脈のみの出力信
号を発生する手段と、 静脈血流画像としての前記静脈のみの出力信号及び動脈
血流画像としての前記動脈のみの出力信号のうち一方を
表示する手段と、を備えている磁気共鳴アンジオグラフ
ィ装置。 - 【請求項２１】 静脈及び動脈の血流画像を形成するよ
うに、前記静脈のみの出力信号と前記動脈のみの出力信
号とを組み合わせる手段と、 前記静脈血流画像、動脈血流画像並びに静脈及び動脈の
血流画像のうちいずれを表示するかを選択する出力手段
と、を更に含んでいる請求項２０に記載の磁気共鳴アン
ジオグラフィ装置。 - 【請求項２２】 前記組み合わせる手段は、それぞれの
強度画像をそれぞれの位相マップ画像によりマスクする
手段を含んでいる請求項２０に記載の磁気共鳴アンジオ
グラフィ装置。 - 【請求項２３】 前記表示する手段により前記静脈及び
動脈血流の各画像のいずれを表示するかを指示する選択
制御手段を更に含んでいる請求項２２に記載の磁気共鳴
アンジオグラフィ装置。
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Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6549798B2 (en) * | 2001-02-07 | 2003-04-15 | Epix Medical, Inc. | Magnetic resonance angiography data |
| JP2008245977A (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および計測プログラム |
| WO2017062470A1 (en) * | 2015-10-05 | 2017-04-13 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Phase sensitive magnetic resonance angiography |
| JP2019514474A (ja) * | 2016-04-21 | 2019-06-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 動脈構造の磁気共鳴撮像 |
| WO2022131616A1 (ko) * | 2020-12-16 | 2022-06-23 | 성균관대학교산학협력단 | 혈관계 다형성 선정보를 이용한 구조적 거시 혈관계와 미세 혈관계의 기능적 지도의 영상 복원 방법 및 장치 |
Families Citing this family (29)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6937883B2 (en) * | 2000-03-08 | 2005-08-30 | Martin R. Prince | System and method for generating gating signals for a magnetic resonance imaging system |
| US6438405B1 (en) * | 2000-04-28 | 2002-08-20 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Imaging safety device |
| DE10055564A1 (de) * | 2000-11-09 | 2002-06-06 | Siemens Ag | Vorrichtung zur automatischen Erkennung des Pneumothorax |
| DE10117787A1 (de) * | 2001-04-10 | 2002-10-17 | Philips Corp Intellectual Pty | MR-Verfahren zur Untersuchung eines zyklisch veränderlichen Objekts |
| US6724923B2 (en) * | 2001-04-13 | 2004-04-20 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Automatic coil selection of multi-receiver MR data using fast prescan data analysis |
| US6738501B2 (en) * | 2001-04-13 | 2004-05-18 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Adaptive data differentiation and selection from multi-coil receiver to reduce artifacts in reconstruction |
| US6704593B2 (en) * | 2001-04-19 | 2004-03-09 | Sunnybrook & Women's College Health Centre | Realtime MR scan prescription using physiological information |
| US6845260B2 (en) * | 2001-07-18 | 2005-01-18 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Automatic vessel indentification for angiographic screening |
| US20030184294A1 (en) * | 2002-04-01 | 2003-10-02 | Boskamp Eddy Benjamin | Multiple channel, neuro vascular array coil for magnetic resonance imaging |
| US6995561B2 (en) | 2002-04-01 | 2006-02-07 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Multiple channel, microstrip transceiver volume array for magnetic resonance imaging |
| US6822450B2 (en) | 2002-04-26 | 2004-11-23 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Multiple channel, cardiac array for sensitivity encoding in magnetic resonance imaging |
| US6825660B2 (en) | 2002-04-26 | 2004-11-30 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Degenerate birdcage resonator for magnetic resonance imaging |
| US6658280B1 (en) * | 2002-05-10 | 2003-12-02 | E. Mark Haacke | Susceptibility weighted imaging |
| US7545967B1 (en) * | 2002-09-18 | 2009-06-09 | Cornell Research Foundation Inc. | System and method for generating composite subtraction images for magnetic resonance imaging |
| AR047692A1 (es) * | 2003-07-10 | 2006-02-08 | Epix Medical Inc | Imagenes de blancos estacionarios |
| JP4717573B2 (ja) * | 2005-09-26 | 2011-07-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Ｍｒｉ装置 |
| US8457711B2 (en) * | 2007-02-01 | 2013-06-04 | Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. | Magnetic resonance imaging of coronary venous structures |
| JP2009056072A (ja) * | 2007-08-31 | 2009-03-19 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｍｒｉ装置 |
| US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
| US8422756B2 (en) | 2010-04-27 | 2013-04-16 | Magnetic Resonance Innovations, Inc. | Method of generating nuclear magnetic resonance images using susceptibility weighted imaging and susceptibility mapping (SWIM) |
| US8504137B2 (en) * | 2010-11-05 | 2013-08-06 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| US9918666B2 (en) | 2014-01-13 | 2018-03-20 | The Board Of Regents, The University Of Texas System | Systems and methods for physiological signal enhancement and biometric extraction using non-invasive optical sensors |
| US10206612B2 (en) | 2014-01-13 | 2019-02-19 | The Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods and systems for extracting venous pulsation and respiratory information from photoplethysmographs |
| JP6637053B2 (ja) * | 2015-02-03 | 2020-01-29 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 磁化率重み付け磁気共鳴イメージングのための方法及びシステム |
| US20170131377A1 (en) * | 2015-11-10 | 2017-05-11 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and method |
| US10488484B2 (en) * | 2016-01-28 | 2019-11-26 | Canon Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging method |
| US10165997B2 (en) * | 2016-07-05 | 2019-01-01 | Siemens Healthcare Gmbh | System for acquiring a three-dimensional image of arteries and veins |
| CN109389653B (zh) * | 2018-09-27 | 2023-01-03 | 上海联影医疗科技股份有限公司 | 心脏图像重建方法、装置、计算机设备和可读存储介质 |
| US10950016B2 (en) | 2018-06-11 | 2021-03-16 | Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. | Systems and methods for reconstructing cardiac images |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4995878A (en) | 1988-07-15 | 1991-02-26 | Rai Dinker B | Method for descending venography |
| JPH0669966B2 (ja) | 1989-07-05 | 1994-09-07 | 株式会社ミドリ十字 | 血管造影補助剤 |
| US5315997A (en) | 1990-06-19 | 1994-05-31 | Molecular Biosystems, Inc. | Method of magnetic resonance imaging using diamagnetic contrast |
| US5435303A (en) * | 1993-08-04 | 1995-07-25 | General Electric Company | MRA image produced by temporal flow data sharing |
| JP3693766B2 (ja) * | 1996-09-03 | 2005-09-07 | 株式会社日立メディコ | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5997883A (en) * | 1997-07-01 | 1999-12-07 | General Electric Company | Retrospective ordering of segmented MRI cardiac data using cardiac phase |
-
1998
- 1998-12-11 US US09/210,334 patent/US6246897B1/en not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-11-30 JP JP33891499A patent/JP4477176B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1999-12-09 DE DE69928900T patent/DE69928900T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-12-09 EP EP99309913A patent/EP1008860B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6549798B2 (en) * | 2001-02-07 | 2003-04-15 | Epix Medical, Inc. | Magnetic resonance angiography data |
| US6925321B2 (en) | 2001-02-07 | 2005-08-02 | Epix Pharmaceuticals, Inc. | Magnetic resonance angiography data |
| JP2008245977A (ja) * | 2007-03-30 | 2008-10-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置および計測プログラム |
| WO2017062470A1 (en) * | 2015-10-05 | 2017-04-13 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Phase sensitive magnetic resonance angiography |
| US11169237B2 (en) | 2015-10-05 | 2021-11-09 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Phase sensitive magnetic resonance angiography |
| JP2019514474A (ja) * | 2016-04-21 | 2019-06-06 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． | 動脈構造の磁気共鳴撮像 |
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