JP2003135430A - Mri装置 - Google Patents
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Abstract
低流速の流れを確実に描出できるMRI装置を提供す
る。 【解決手段】このMRI装置によれば、オペレータが例
えば下肢の血流の流れ方向に読出し傾斜磁場パルスGR
の印加方向をほぼ合わせた状態で、所定の心時相に応じ
てスキャンを実行してエコー信号が収集され、このエコ
ー信号から血流の例えば動静脈分離画像が生成される。
読出し傾斜磁場パルスGRには、そのパルス本体の時間
的前後に夫々、位相挙動制御パルスとして、強度変更可
能なディフェーズパルスPdephaseを付加する。
読出し傾斜磁場パルスGRの印加方向を血流の流れ方向
に合わせたこと及びディフェーズパルスP
dephaseの印加により、血液の流速に応じてフロ
ーボイド効果の差異を生じさせ、この差異に因る信号値
の相対的な差に基づき動静脈分離画像を生成することが
できる。
Description
(原子核スピン)の磁気共鳴現象に基づいてその内部を
画像化する磁気共鳴イメージングに係り、造影剤を用い
ることなく、動静脈相画像を得るMRI(磁気共鳴イメ
ージング)装置及びMR(磁気共鳴)イメージング方法
に関する。
かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高
周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する
MR信号から画像を再構成する撮像法である。
て、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検
体に造影剤を投与して血管造影を行うMRアンギオグラ
フィが行われ始めている。しかし、この造影MRアンギ
オグラフィ法は、造影剤の投与が伴うことから、侵襲的
な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力
的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、
患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合も
ある。
る手法として、タイム・オブ・フライト(time−o
f−flight:TOF)法、位相コントラスト(p
hase contrast:PC)法などが知られて
いる。
相コントラスト法は、血流などの流れの効果を利用する
手法である。流れの効果は、移動するスピンが有する2
つの性質のいずれかによって起こる。1つは、スピンが
単純に位置を移動させることで、2つ目は、傾斜磁場の
中をスピンが移動することによって生じる横磁化の位相
シフトに依る。この内、前者の位置移動に基づく手法が
TOF法であり、後者の位相シフトに基づく手法が位相
コントラスト法である。
と呼ばれる技術が、特許文献1で示されている。このパ
ルスシーケンスの一例は同文献1の例えば図3に記載さ
れている。つまり、Z軸方向に垂直なあるスライス(基
準面)を選択励起した後、エコー時間TEの間に、その
Z軸方向にディフェーズパルス及びリフェーズパルスを
順次印加してエコー信号を得る。これにより、X軸方向
から見た基準面と選択励起からエコー発生までの間に基
準面からZ軸方向に移動した血流とが現れている画像を
得ることができる。つまり、このDBI法は、被検体内
の血流の方向と読出し傾斜磁場パルス(上述の場合、Z
軸方向の傾斜磁場パルスGz)の方向とを一致させるこ
とで、血流画像を得ている。
た方法では、MRI装置の性能にも依存するが、一般的
には、速度が2〜3cm/s以上の血流のみを描出可能
であって、これよりも低い速度の流れは殆ど検出できな
かった。例えば、患者(人)の抹消静脈、リンパ管、C
SF(脊髄液)、膵管などの流れは遅く、1cm/s以
下の速度が殆どである。しかも、拍動などに因る位置ず
れの影響もあるので、これら低速度の流体の流れは従
来、検出不可能であった。
スライスを撮像する必要がある。このため、2次元スラ
イス像の場合、血流の流れに沿った画像にはならない。
このため、3次元画像を得ようとすると、スライス枚数
が多くなって、撮像全体の時間が長くなるという問題も
あった。
破するためになされたもので、造影剤を投与することな
く、下肢の血流などに見られる低流速の流れを確実に且
つ短時間で描出することを、その目的とする。
ため、本発明に係るMRI装置は、静磁場中に置かれた
被検体の内部で動きを示す流体の動き方向に読出し傾斜
磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態で、当該
読出傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキ
ャンを実行してエコー信号を収集する信号収集手段と、
この信号収集手段により収集されたエコー信号から前記
被検体の前記流体を含む画像を生成する画像生成手段と
を備え、前記読出し傾斜磁場パルスを、前記エコー信号
を読み出すためのパルス本体と、このパルス本体に付加
され且つ前記流体の磁化スピンの位相挙動を制御する強
度変更可能な位相挙動制御パルスとにより形成したこと
を特徴とする。
前記流体の流れの速度に応じて変更する手段を更に備え
る。
磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフ
ェーズパルス又はリフェーズパルスである。
信号収集手段は、前記被検体の同一の心周期における相
互に異なる2つの心時相のうちの一方にて、第1のk空
間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中心
領域に配置するエコーデータを得るためのエコー信号を
前記パルスシーケンスを用いて第1のスキャンを実行す
る手段と、前記2つ心時相のうちの他方にて、第2のk
空間の位相エンコード方向における低周波領域を成す中
心領域と高周波領域を成す両端部の内の一方とに配置す
るエコーデータを得るためのエコー信号を前記パルスシ
ーケンスを用いて第2のスキャンを実行する手段とを有
し、一方、前記画像生成手段は、前記第1及び第2のス
キャンで得られるエコー信号に応じて前記第1及び第2
のk空間それぞれの前記指定領域に配置されたエコーデ
ータから当該第1及び第2のk空間それぞれの残り領域
に配置するエコーデータを求めて当該残り領域に配置す
る手段と、この手段により配置される前記第1及び第2
のk空間の2組のエコーデータから前記画像を得る手段
と、を有することもできる。
グスキャン時における読出し傾斜磁場パルスの印加方向
が、下肢血管などに見られる低流速の流体(血流など)
の流れ方向にほぼ一致するように、パルスシーケンスが
予め設定される。しかも、この読出し傾斜磁場パルスに
ディフェーズパルス又はリフェーズパルスが位相挙動制
御パルスとして付加される。
低い速度でしか流れていない流体の間の相対的な信号値
差を、位相挙動制御パルスで増大させることができる。
例えばディフェーズパルスを用いた場合、流れ速度が腹
部や胸部よりも低い下肢の血管であっても、かかる相対
的な信号値差から、動静脈を明瞭に分離し且つ高い描出
能で表示させることができる。
差を与えるため、オペレータが読出し傾斜磁場パルスの
印加方向を流れの方向に合わせ、且つ、磁化スピンのデ
ィフェーズやリフェーズを積極的に利用してフローボイ
ド効果を制御するというMRイメージングの手法を提供
できる。
で、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体
力的な負担が著しく軽くなる。
説明する。
を、図1〜図13を参照して説明する。
メージング)装置の概略構成を図1に示す。
を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加
するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する
送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構
成を担う制御・演算部と、被検体Pの心時相を表す信号
としてのECG信号を計測する心電計測部とを備えてい
る。
1と、この磁石1に電流を供給する静磁場電源2とを備
え、被検体Pが遊挿される円筒状の開口部(診断用空
間)の軸方向(Z軸方向)に静磁場H0を発生させる。
なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられてい
る。このシムコイル14には、後述するホスト計算機の
制御下で、シムコイル電源15から静磁場均一化のため
の電流が供給される。寝台部は、被検体Pを載せた天板
を磁石1の開口部に退避可能に挿入できる。
傾斜磁場コイルユニット3を備える。この傾斜磁場コイ
ルユニット3は、互いに直交するX軸方向、Y軸方向及
びZ軸方向の傾斜磁場を発生させるための3組(種類)
のx,y,zコイル3x〜3zを備える。傾斜磁場部は
また、x,y,zコイル3x〜3zに電流を供給する傾
斜磁場電源4を備える。この傾斜磁場電源4は、後述す
るシーケンサ5の制御のもとで、x,y,zコイル3x
〜3zに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給
する。
〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、
物理軸である3軸(X軸,Y軸,Z軸)方向の傾斜磁場
を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場
GS、位相エンコード方向傾斜磁場GE、および読出し
方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場GRから成る論
理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライ
ス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾
斜磁場は静磁場H0に重畳される。
体Pの近傍に配設されるRFコイル7と、このコイル7
に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。こ
の送信器8T及び受信器8Rは後述するシーケンサ5の
制御のもとで動作する。送信器8Tは、核磁気共鳴(N
MR)を励起させるためのラーモア周波数のRF電流パ
ルスをRFコイル7に供給する。受信器8Rは、RFコ
イル7が受信したエコー信号などのMR信号(高周波信
号)を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相
検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処
理を施した後、A/D変換してMR信号のデジタルデー
タ(原データ)を生成する。
ーケンスコントローラとも呼ばれる)5、ホスト計算機
6、演算ユニット10、記憶ユニット11、表示器1
2、入力器13、及び音声発生器16を備える。この
内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順(図
示せず)により、シーケンサ5にパルスシーケンス情報
を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を
有する。
の同期タイミング(心時相)に基づく心電同期法に拠る
MRスキャンを行うことを特徴の1つとしている。ホス
ト計算機6は、図2に示すように、予め同期タイミング
を決めるための準備用パルスシーケンスを実行する準備
用スキャン(以下、ECG−prepスキャンとい
う)、及び、その同期タイミングに拠る心電同期でイメ
ージング用パルスシーケンスを実行する2回のイメージ
ング用スキャン(以下、イメージングスキャンという)
を、図示しないメインプログラムを実行する中で行う。
ECG−prepスキャンの実行ルーチンの一例を図3
に、心電同期に基づく第1回目及び第2回目におけるイ
メージングスキャンの実行ルーチンの一例を図6、7に
示す。
えており、ホスト計算機6から送られてきたパルスシー
ケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電
源4、送信器8T、受信器8Rの動作を制御するととも
に、受信器8Rが出力したMR信号のデジタルデータを
一旦入力し、これを演算ユニット10に転送するように
構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、
一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、
送信器8Tおよび受信器8Rを動作させるために必要な
全ての情報であり、例えばx,y,zコイル3x〜3z
に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミン
グなどに関する情報を含む。
変換法を適用したものであれば、2次元(2D)スキャ
ン又は3次元スキャン(3D)のものであってもよい。
また、そのパルス列の形態としては、SE法、高速SE
法、EPI(Echo Planar Imagin
g;エコープラナーイメージング)法、FASE(Fa
st Asymmetric SE)法(すなわち、高
速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージン
グ法)など、SE系のパルス列が好適である。
出力したデジタルデータ(原データ又は生データとも呼
ばれる)を、シーケンサ5を通して入力し、その内部メ
モリによるk空間(フーリエ空間または周波数空間とも
呼ばれる)にそのデジタルデータを配置し、このデータ
を1組毎に2次元又は3次元のフーリエ変換に付して実
空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、
必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演
算処理(重付け差分処理も含む)も実行可能になってい
る。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値
投影(MIP)処理などが含まれる。また、上記合成処
理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸
の整合をとって原データのまま1フレームの原データに
合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純
加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含ま
れる。
ータのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された
画像データを保管することができる。表示器12は画像
を表示する。また入力器13を介して、術者が希望する
同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条
件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する
情報をホスト計算機6に入力できる。
令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッ
セージを音声として発することができる。
着させてECG信号を電気信号として検出するECGセ
ンサ17と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各
種の処理を施してホスト計算機6およびシーケンサ5に
出力するECGユニット18とを備える。この心電計測
部による計測信号は、ECG−prepスキャンと心電
同期のイメージングスキャンとのそれぞれを実行すると
きにシーケンサ5に必要に応じて用いることができる。
これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定
でき、この同期タイミングに基づく心電同期のイメージ
ングスキャンを行ってデータ収集できるようになってい
る。
ミングの決定処理を図3〜5に基づき説明する。
ンプログラムを実行している中で、入力器13からの指
令に応答して、図3に示すECG−prepスキャンを
開始する。
epスキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ
情報を入力器13から読み込む(同図ステップS1)。
スキャン条件には、スキャンの種類、パルスシーケン
ス、読出し傾斜磁場パルスの印加方向などが含まれる。
パラメータ情報には、心電同期の同期タイミング(時
相)を決めるための初期時間T0(ここでは、ECG信
号中のR波のピーク値からの経過時間)、時間増分に刻
み幅Δt、回数カウンタCNTの上限値などが含まれ、
これらのパラメータは操作者に任意に設定できる。
実行回数をカウントする回数カウンタCNTおよび同期
タイミングを決めるための時間の増分パラメータT
incをクリヤする(CNT=0,Tinc=0:ステ
ップS2)。この後、ホスト計算機6は音声発生器16
にメッセージデータを送出して、例えば「息を止めて下
さい」といった息止め指令を被検体(患者)に対して行
わせる(ステップS3)。この息止めは、ECG−pr
epスキャン実行中の被検体の体動を抑制する上で実施
する方が好ましいが、場合によっては、息止めを実施し
ない状態でECG−prepスキャンを実行するように
してもよい。
はステップS4以降の処理を順次実行する。これによ
り、心電同期の同期タイミングを変更しながらのスキャ
ン実行に移行する。
遅延時間TDLが、TDL=T0+Tincにより演算
される(ステップS4)。次いで、ECGユニット18
で信号処理されたECG信号が読み込まれ、その信号中
のR波のピーク値が出現したか否かが判断される(ステ
ップS5)。この判断処理はR波出現まで繰り返され
る。R波が出現すると(ステップS5,YES)、ステ
ップS4で演算したその時点の遅延時間TDLがR波ピ
ーク時間から経過したかどうかが続いて判断される(ス
テップS6)。この判断処理も遅延時間TDLが経過す
るまで続けられる。
過すると(ステップS6,YES)、各回のパルスシー
ケンスの開始をシーケンサ5に指令する(ステップS
7:図4参照)。このパルスシーケンスは、好ましく
は、後述するイメージング用パルスシーケンスと同一タ
イプに設定され、例えば、高速SE法にハーフフーリエ
法を組み合わせた2D−FASE(Fast Asym
metric SE)法である。勿論、このシーケンス
には高速SE法、EPI法など、各種のものを採用でき
る。この指令に応答し、シーケンサ5は操作者から指令
された種類のパルスシーケンスの実行を開始するので、
被検体の所望部位の領域がスキャンされる。このECG
−prepスキャンは、例えば、画像データ収集用のイ
メージングスキャン(本スキャン)が3次元(3D)法
の場合、2次元(2D)スキャンで行ってもよいし、イ
メージングスキャンの領域に合わせた3次元スキャンで
行ってもよい。本実施形態では、イメージングスキャン
は3次元スキャンとして実行するが、ECG−prep
スキャンはスキャン時間短縮の観点から2次元スキャン
として実行する。ECG−prepスキャンの使命に鑑
みると、2次元スキャンでも十分である。
ウンタCNT=CNT+1の演算が行われ(ステップS
8)、さらに、時間の増分パラメータTinc=ΔT・
CNTの演算が行われる(ステップS9)。これによ
り、パルスシーケンスの実行を指令した各回毎に回数カ
ウンタCNTのカウント値が1ずつ増加し、また同期タ
イミングを調整する増分パラメータTincがそのカウ
ント値に比例して増加する。
必要な予め定めた所定期間(例えば500〜1000m
sec程度)が経過するまでそのまま待機する(ステッ
プS10)。さらに、回数カウンタCNTが予め定めた
上限値になったか否かを判断する(ステップS11)。
同期タイミングを最適化させるために、遅延時間TD L
を各種の時間値に変更しながら、例えば5枚の2次元像
を撮影する場合、回数カウンタCNT=5に設定され
る。回数カウンタCNT=上限値に到達していない場合
(ステップS11,NO)、ステップS5の処理に戻っ
て上述した処理が繰り返される。反対に、回数カウンタ
CNT=上限値に到達した場合(ステップS11,YE
S)、息止め解除の指令が音声発生器16に出され(ス
テップS12)、その後の処理はメインプログラムに戻
される。息止めの音声メッセージは例えば「息をして結
構です」である。
て、図4に示すタイミングで準備用のパルスシーケンス
が実行されたことになる。例えば、初期時間T0=30
0msec,時間刻みΔT=100msecを指令して
いたとすると、第1回目のシーケンスに対する遅延時間
TDL=300msec、第2回目のそれに対する遅延
時間TDL=400msec、第3回目のそれに対する
遅延時間TDL=500msec、…といった具合に同
期タイミングを決する遅延時間TDLが調整される。
ーク値に達すると、その到達時刻から遅延時間T
DL(=T0)後に、例えば2次元FASE法に基づく
第1回目のスキャンIMGprep1が所定時間(50
0〜1000msec)継続し、エコー信号が収集され
る。このシーケンス継続中に次のR波が出現した場合で
も、図3のステップS10の待機処理があるので、この
R波出現には何等関与されずに、シーケンスは続けられ
る。つまり、ある心拍に同期して開始されたシーケンス
の実行処理は次の心拍にまたがって続けられ、エコー信
号が収集される。
達していない場合、ステップS5〜S11の処理が再び
実行される。このため、図4の例では、3番目のR波が
出現してピーク値に達すると、この到達時点から遅延時
間TDL=T0+Tinc=400msecが経過した
時点で、第2回目のスキャンIMGprep2が所定時
間継続し、同様にエコー信号が収集される。このスキャ
ンが終わって次のR波が出現し、遅延時間TDL=T0
+2・Tinc=500msecが経過すると、第3回
目のスキャンIMGprep3が所定時間継続し、同様
にエコー信号が収集される。さらに、このスキャンが終
わって次のR波が出現し、遅延時間TD L=T0+3・
Tinc=600msecが経過すると、第4回目のス
キャンIMGprep4が所定時間継続し、同様にエコ
ー信号が収集される。このスキャンが所望回数、例えば
5回続き、合計5フレーム(枚)の同一断面のエコーデ
ータが収集される。
ーケンサ5を経由して演算ユニット10に送られる。演
算ユニット10はk空間(周波数空間)のエコーデータ
を2次元フーリエ変換法により実空間の画像データに再
構成する。この画像データは血流像データとして記憶ユ
ニット11に記憶される。ホスト計算機6は、例えば入
力器13からの操作信号に応答して、この血流像を順
次、シネ(CINE)表示する。
下肢の時相が相互に異なるn枚の2次元コロナル像が表
示される。このコロナル像には、下肢をほぼ上下方向に
流れる動脈AR及び静脈VEが位置する。但し、撮像し
たタイミング、すなわちR波からの「遅延時間TDL=
初期時間T0+Tinc・Δt」が画像毎に異なる。術
者はこれらの画像を目視観察して、動脈AR及び静脈V
Eが最も高信号に現れている画像及び静脈のみが最も高
信号に現れている画像を選択する。この内、静脈VEの
みが相対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時
間TDL1により、収縮期の同期タイミングTDL=T
DL1が決められる。また、動脈AR及び静脈VEが相
対的に高信号に現れている画像に相当する遅延時間T
DL2により、拡張期の同期タイミングTDL=T
DL2が決められる。
TDLをダイナミックに変えて撮像した複数枚の血流像
を目視観察し、2つの心時相として、収縮期及び拡張期
夫々における最適な遅延時間TDL=TDL1、T
DL2(同期タイミング)を決め、この遅延時間TDL
を引き続き行うイメージングスキャンに反映させる処理
を例えば手動で行う。
と、その指定画像に与えられている遅延時間TDLを最
適同期タイミングとして自動的に記憶し、このタイミン
グTD Lをイメージングスキャン時に自動的に読み出す
ようにソフトウエアを構築し、インストールしてもよ
い。これにより、ECG同期タイミングの自動指定処理
が可能になる。
ン(つまり、2回の撮像)の動作を図6〜10を参照し
て説明する。
ンプログラムを実行し、その一環として、入力器13か
らの操作情報に応答して図6に示す各回のイメージング
スキャンの処理を実行する。
(撮像)が収縮期に割り当てられているとする。この場
合、ホスト計算機6は、最初に、前述したECG−pr
epスキャンを通して操作者が決めた収縮期用の最適な
遅延時間TDL(=TDL1又はTDL2>TDL1)
を例えば入力器13を介して入力する(ステップS2
0)。
13から指定したスキャン条件(読出し傾斜磁場パルス
の印加方向、画像サイズ、スキャン回数、スキャン間の
待機時間、スキャン部位に応じたパルスシーケンスな
ど)及び画像処理法の情報(MIP処理、差分処理な
ど。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処
理、加算処理のいずれかなど。)を入力し、遅延時間T
DLを含むそれらの情報を制御データに処理し、その制
御データをシーケンサ5および演算ユニット10に出力
する(ステップS21)。
ったと判断できると(ステップS22)、ステップS2
3で息止め開始の指令を音声発生器14に出力する(ス
テップS23)。これにより、音声発生器14は、EC
G−prepスキャン時と同様に「息を止めて下さい」
といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞
いた患者は息を止めることになる(図9参照)。
第1回目(又は第2回目)のイメージングスキャン開始
を指令する(ステップS24)。
ン開始の指令を受けると(図7、ステップS24−
1)、ECG信号の読み込みを開始し(ステップS24
−2)、ECG信号におけるR波(参照波形)のピーク
値の所定n回目の出現を、そのピーク値に同期させたE
CGトリガ信号から判断する(ステップS24−3)。
ここで、R波の出現をn回(例えば2回)待つのは、確
実に息止めに移行した時期を見計らうためである。所定
n回目のR波が出現すると、設定した遅延時間TD L1
だけ待機する処理を行う(ステップS24−4)。
DL2)が経過した時点が最適な心電同期タイミングで
あるとして、シーケンサ5は第1回目のイメージングス
キャンを実行する(ステップS24−5)。具体的に
は、既に記憶していたパルスシーケンス情報に応じて送
信器8Tおよび傾斜磁場電源4を駆動し、例えば3次元
FASE法のパルスシーケンスに基づく第1回目のイメ
ージングスキャン(撮像)が図8(a),(c)に示す
如く心電同期で実行される(同図(c)において位相エ
ンコード方向傾斜磁場の図示は省略されている)。
斜磁場パルスGRの印加方向ROは、オペレータによ
り、例えば図10に示すように、撮像目的の血流(動脈
AR,静脈VE)の流れる方向にほぼ一致するように予
め設定される。
出し傾斜磁場パルスGRは図8(c)及び図9(a)〜
(c)に示す如く、エコー信号を収集する周波数エンコ
ード用のパルス本体Pbodyと、このパルス本体P
bodyの時間的前後に連続的に付加された制御パルス
としての2つのディフェーズパルスPdephaseと
から成る。このディフェーズパルスP
dephaseは、周波数エンコード用のパルス本体P
bodyと同極性になっており、これにより、移動して
いる磁化スピンに対してそのディフェージングを促進す
る機能を有する。
dephaseは、殆ど移動していない磁化スピンには
殆どディフェーズ機能を発揮しない。このため、読出し
傾斜磁場パルスG Rは、オペレータにより、撮像目的の
流体(血液やリンパ液)の動きの方向にほぼ一致して印
加されるように設定される。
dephaseは、撮像対象である流体としてのリンパ
液や血流の速度に応じて強度がパルス本体Pbodyと
は独立して変更又は制御可能になっている。図9(a)
〜(c)には、この順に、ディフェーズパルスP
dephaseの強度を下げる例を例示している。一般
に、血流速度が大きくなるに従って、ディフェーズパル
スPdephaseの強度を下げるように変更又は制御
される。
速度が比較的高いときには、図9(d)に示す如く、パ
ルス本体Pbodyの時間的前後に連続的に制御パルス
としての、合計2つのリフェーズパルスP
rephaseが付加される。このリフェーズパルスP
rephaseは、周波数エンコード用のパルス本体P
bodyに対して極性が反対になっており、ディフェー
ズ過多を抑えるべく、磁化スピンをリフェーズさせてア
ーチファクトを抑制する機能を有する。このリフェーズ
パルスPrephaseの強度も流速に応じてパルス本
体Pbodyとは独立して変更又は制御されることが好
ましい。
目及び第2回目(後述する)のイメージングスキャンの
両方において、読出し傾斜磁場パルスGRにはディフェ
ーズパルスPdephase又はリフェーズP
rephaseが付加される。
ルスシーケンスが実行されることで、励起90°RFパ
ルス及びリフォーカス180°RFパルスに付勢された
エコー信号が各スライスエンコード及び各位相エンコー
ド毎に収集される。このエコー信号には、ディフェーズ
パルスPdephaseに因る磁化スピンの位相のディ
フェーズ作用又はリフェーズPrephaseに因る磁
化スピンの位相のリフェーズ作用が反映される。
るが、その概要を述べると以下のようである。
に沿って流れている流体にとって、ディフェーズパルス
Pdephaseに因るディフェーズ効果はフローボイ
ド(flow void)効果の促進につながる。この
ため、エコー信号の強度はディフェーズパルスによって
低下する。反対に、その方向に殆ど流れていない流体の
場合、ディフェーズパルスPdephaseに因るフロ
ーボイド効果の促進具合は低く、エコー信号の強度はそ
れほど低下しない。
合、そのリフェーズ作用により、流体の流れに応じてデ
ィフェージングの効きが抑制される。
間隔は5msec程度に短縮される。これにより、最初
のスライスエンコード量SE1の元、約600msec
程度のスキャン時間で、例えば図10に示す如く下肢に
設定した3次元撮像領域Rimaからエコー信号が収集
される。
キャンが終了すると、シーケンサ5は、最終スライスエ
ンコードのスキャンが完了したかどうかを判断し(ステ
ップS24−6)、この判断がNO(最終スライスエン
コードに拠るスキャンが済んでいない)の場合、ECG
信号を監視しながら、例えば前回のイメージングスキャ
ンに使用したR波から例えば2心拍(2R−R)と、短
めに設定した期間が経過するまで待機する(ステップS
24−7)。なお、繰返し時間TRは4心拍(4R−
R)以下に設定される。
間待って、例えば3個目のR波が出現すると(ステップ
S24−7,YES)、シーケンサ5は前述したステッ
プS24−4にその処理を戻す。これにより、その3個
目のR波ピーク値に同期したECGトリガ信号から指定
遅延時間TDL1が経過した時点で次のスライスエンコ
ード量SE2に基づくスキャンが前述と同様に実行さ
れ、3次元撮像領域Ri maからエコー信号が収集され
る(ステップS24−4,5)。以下同様に、最終のス
ライスエンコード量SEn(例えばn=8)までエコー
信号が収集される。
のスキャンが終わると、ステップS24−6における判
断がYESとなり、シーケンサ5からホスト計算機6に
1回目(又は2回目の)イメージングスキャンの完了通
知が出力される(ステップS24−8)。これにより、
処理がホスト計算機6に戻される。
キャン完了通知を受けると(ステップS25)、息止め
解除の指令を音声発生器16に出力する(ステップS2
6)。そこで、音声発生器16は、例えば「息をして結
構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、
息止め期間が終わる(図8参照)。
第1回目(又は第2回目)のイメージングスキャン(撮
像)が例えば3D−FASE法に基づき実行される。
ス傾斜磁場パルスGsが供するスライスエンコード毎
に、RFコイル7で受信され、受信器8Rに送られる。
受信器8Rはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタ
ル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシー
ケンサ5を通して演算ユニット10に送られ、メモリで
形成される3次元k空間のエンコード量に応じた位置に
配置される。
けて、拡張期に対する第2回目のイメージングスキャン
(撮像)が1回目と同様に行われる。但し、第2回目の
場合、前述したECG−prepスキャンを通して予め
設定されていた拡張期の所定時相を決める最適遅延時間
TDL2が読み込まれ(図6、ステップS20、S2
1)、この遅延時間TDL2に基づく心電同期がとられ
る(図7、ステップS24−4)。
ンの場合、図8(b),(c)に示す如く、R波ピーク
から遅延時間TDL2だけ遅延させた拡張期の同期タイ
ミングで各位相エンコード量SEに拠る3次元FASE
法のスキャンが実行される。この場合も、読出し傾斜磁
場パルスGRの印加方向は、血流などの撮像流体の動き
の方向に殆ど一致するように設定する。また、読出し傾
斜磁場パルスGRには、磁化スピンの挙動(ディフェー
ズ又はリフェーズ)を制御する制御パルス(ディフェー
ズパルスPdephase又はリフェーズパルスP
rephase)が付加されている。この制御パルス
は、本願発明の位相挙動制御パルスに相当する。
によって、第1回目と同様に、読出し傾斜磁場パルスG
Rに付加したディフェーズパルスPdephase又は
リフェーズパルスPrephaseのスピン制御機能を
反映させた拡張期の画像データが得られる。
機6は演算ユニット10に、図11に示す処理を実行さ
せる。
計算機6からの指令に応答して、収縮期用k空間及び拡
張期用k空間の両方にハーフフーリエ法に基づくエコー
データの演算をさせる(ステップS31)。つまり、エ
コーデータを収集していなかったk空間の残り領域のデ
ータを複素共役関係により演算し、これを配置する。こ
れにより、両方のk空間が全てエコーデータで埋まる。
空間及び拡張期用k空間のエコーデータを夫々、3次元
フーリエ変換して画像再構成を行う(ステップS32,
S33)。この結果、図12(a),(b)に示す如
く、収縮期における遅延時間T DL1の時相の画像(収
縮期画像)IMsys及び拡張期における遅延時間TD
L2の時相の画像(拡張期画像)IMdiaの3次元デ
ータが得られる。
sysには静脈VEのみが映り込んでおり、動脈ARは
殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像IM
diaには動脈AR及び静脈VEが程度の差はあれ、共
に映り込んでいる。
及び拡張期画像IMdiaが得られる原理を、前述した
読出し傾斜磁場GRの印加方向及びディフェーズパルス
Pd ephaseの機能から以下に詳述する。
いる血流などの成分の磁化スピンの位相は、ディフェー
ズパルスに拠って更にばらけ易くなる。つまり、流れて
いる成分にとっては、流れていること自体に因るフロー
ボイド(flow void)効果が促進されたことと
等価である。反対に、リフェーズパルスに拠って、かか
る血流などの磁化スピンの位相にはリフェーズ機能が作
用する。
場合、収縮期における動脈でも通常、1cm/s以下の
低い流速であり、収縮期における静脈及び拡張期におけ
る動脈及び静脈にいたっては殆ど動いていないかと見な
せる程の低流速である。この下肢に対して、図8に示す
ように、ディフェーズパルスPdephaseを付加し
た読出し傾斜磁場パルスGRを用いて収縮期と拡張期の
所望時相夫々でイメージングスキャン(撮像)が行われ
る。
静脈の磁化スピンが励起され、エコー信号が収集され
る。このとき、動脈及び静脈の流速が若干でも互いに異
なるので、この流速の相違がリフェーズパルスに拠るフ
ローボイド効果の促進具合に反映され、エコー信号の信
号値の相対的な変化として現れる。
静脈は極めてゆっくり流れるので、ディフェーズパルス
によって若干のエコー信号低下はあるものの、フローボ
イド効果は少なく、比較的高い信号値でブライトブラッ
ド(bright blood)に描出される。これに
対して、収縮期の動脈は静脈よりは大きい流速で流れる
ので、ディフェーズパルスに拠るフローボイド効果の促
進具合が静脈のそれよりも大きい。これにより、動脈の
信号値低下は大きく、ブラックブラッド(black
blood)に描出される。この状態は前述した図12
(a)に模式的に表される。なお、同図ではハッチング
部分をブライトブラッドとし、点線部分をブラックブラ
ッドとしている。
めて低い流速でしか動いていないので、動脈及び静脈共
に、ディフェーズパルスに因る若干の信号値低下はある
ものの、ブライトブラッドに描出される。この状態は前
述した図12(b)に模式的に表される。
は、動脈相画像IMARを得るため、収縮期画像IM
sys及び拡張期画像IMdiaについて、差分演算
「IMd ia−β・IMsys」を画素毎に行う(ステ
ップS34)。ここで、βは重付け係数である。これに
より、図12に示す如く、重付け係数βを適宜に設定す
ることにより、静脈VEの画像データが殆ど零になり、
動脈ARのみが映った動脈相画像IMARの3次元画像
データが得られる。
差分演算「IMdia−IMAR」を画素毎に行う(ス
テップS35)。画像データIMARは上述の重付け差
分により演算された画像データである。これにより、図
13に示す如く、動脈ARの画像データが殆ど零にな
り、静脈VEのみが映った静脈相画像IMVEの3次元
画像データが得られる。なお、この差分演算も重付け差
分によって行ってもよい。
ット10は、両方の動脈相画像IM AR及び静脈相画像
IMVE夫々について、MIP(最大値投影)処理を行
って、所望方向からそれらの血管を観測したときの2次
元画像(例えばコロナル像)のデータを作成する(ステ
ップS36)。
AR及びIMVEは例えば図14に示す如く、表示器1
2に表示されるとともに、それらの画像データは記憶ユ
ニット11に格納される(ステップS39)。
AR及び静脈相画像IMVEに加えて、収縮期画像IM
sys及び拡張期画像IMdiaを同一画面に又は別体
モニタの画面に表示するようにしてもよい。
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスGRを
下肢血管などに見られる低流速の流体(血流など)の流
れ方向にほぼ合わせて印加している。しかも、同時に、
傾斜磁場パルスGRにディフェーズパルスP
dephase又はリフェーズパルスPrepha se
を付加している。
も低い速度でしか流れていない流体の間の相対的な信号
値差を、ディフェーズパルスPdephase又はリフ
ェーズパルスPrephaseで増大させることができ
る。そこで、例えばディフェーズパルスを用いた場合、
流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であって
も、かかる相対的な信号値差から図14に示す如く、動
静脈を明瞭に分離し且つ高い描出能で表示させることが
できる。
差を与えるために、読出し傾斜磁場パルスの印加方向を
流れの方向に合せて、且つ、磁化スピンのディフェーズ
やリフェーズを積極的に利用してフローボイド効果を制
御する手法は、本発明者によって初めて開発された新規
な手法である。
スキャンによって収縮期及び拡張期に対する最適なEC
G同期タイミングを予め設定しているので、収縮期及び
拡張期の各時相において狙った血流を確実に捕捉するこ
とができる。さらに、心電同期タイミングの事前の最適
設定により、撮像のやり直しを行う必要も殆ど無くな
り、操作者の操作上の負担や患者の体力的、精神的負担
も軽減される。
ド方向を患者の上下方向以外の方向にとることができる
ので、TOF法などのような血流と垂直な上下方向に撮
影する手法と比較して、全体のスキャン時間が短くて済
む。これにより、患者の負担も少なく、患者スループッ
トも上がる。
で、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体
力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイ
ミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさか
らも解放されるとともに、造影法と違って、必要に応じ
て繰返し撮像が可能になる。
形態にあっては、図8に示すように、第1回目及び第2
回目のイメージングスキャン共に、その読出し傾斜磁場
パルスGRにディフェーズパルスPdephase又は
リフェーズパルスPrephaseを付加する態様で説
明した。
時相で行う第1回目のイメージングスキャンに図15
(a)に示す如くディフェーズパルスPdephase
を付加し、一方、収縮期の時相で行う第2回目のイメー
ジングスキャンに同図(b)に示すリフェーズパルスP
rephaseを付加するようにしてもよい。
磁化スピンの挙動を付加的に制御する制御パルスの種類
を変えるのである。これにより、拡張期にリフェーズ
(フローコンペンセーション)の効果を反映させて信号
値を増大させ、S/Nを向上させることができる。
2の実施形態を図16〜21に基づいて説明する。な
お、この実施形態で使用するMRI装置のハードウエア
構成は、第1の実施形態のものと同一又は同等である。
行していた第1回目及び第2回目の2回のイメージング
スキャンを1回のイメージングスキャンで実行するとと
もに、心周期の収縮期及び拡張期に合せて前述したディ
フェーズパルス及びリフェーズパルスを使い分けした構
成に関する。
の分離画像を得るものとする。図16に示す如く、最初
にECG−prepスキャンが行われ、次いで1回のイ
メージングスキャンが心電同期法の元で実行される。E
CG−prepスキャンは第1の実施形態で説明した手
法で行われ、これにより、収縮期及び拡張期で最も描出
能を提供する、R波からの遅延時間TDL1及びT
DL2が夫々設定される。
DL2に基づく心電同期法に拠るイメージングスキャン
が1回の撮像として実行される。このイメージングスキ
ャンの手順を図17、18に例示し、このスキャンに使
用するパルスシーケンスを19に例示する。
を実行している中で、その一環として、入力器13から
の操作情報に応答して図17及び18に示す処理を実行
する。
初に、前述したECG−prepスキャンを通して操作
者が決めた最適な2つの遅延時間TDL(つまり、収縮
期の最適遅延時間TDL1及び拡張期の最適遅延時間T
DL2(>TDL1))を例えば入力器13を介して入
力する(ステップS120)。この最適遅延時間TD
L1及びTDL2の情報は予め例えば記憶ユニット11
内に記憶させておいてもよい。
及び画像処理法の情報を入力し、遅延時間TDL1及び
TDL2を含むそれらの情報を制御データに処理し、そ
の制御データをシーケンサ5および演算ユニット10に
必要に応じて出力する(ステップS121)。
施形態と同様に、スキャン前の準備完了が判断される
と、息止め開始が指令され、イメージングスキャン開始
が指令される(ステップS123〜S124)。
始の指令を受けると(図18:ステップS124−
1)、ECG信号の読み込みを開始し(ステップS12
4−2)、ECG信号におけるR波(参照波形)のピー
ク値の所定n回目の出現を、そのピーク値に同期させた
ECGトリガ信号から判断する(ステップS124−
3)。
収縮期の特定時相用に設定した遅延時間TDL1だけ待
機する処理を行う(ステップS124−4)。
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ5は収縮期に対するスキャンを実行する(ステップS
124−5)。
ケンス情報に応じて送信器8Tおよび傾斜磁場電源4を
駆動し、例えば3次元FASE法のパルスシーケンスに
基づく1回目のスライスエンコード量SE1の元で第1
のスキャンSNsys1が図19に示す如く心電同期法
により実行される。
出し傾斜磁場パルスGRは下肢の動静脈にほぼ沿った体
軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場パルス
GRには、磁化スピンの位相を分散させるディフェーズ
パルスPdephaseが図示の如く、時間的に連続し
て前後に付加されている。また、このパルスシーケンス
におけるエコー間隔は5msec程度に短縮される。
SNsysnに使用するパルスシーケンスは、図19に
示す如く、エコー数が短く設定され、スキャン開始から
1心拍内の僅かな時間で終わるようになっている。エコ
ー数は、図20に模式的に示す如く、k空間の位相エン
コードke方向の中心部(低周波領域)のみに配置する
エコーデータをスライスエンコード量毎に収集するに足
りるように設定されている。このため、拡張期に対する
第2のスキャンSNdianは、図19、20に示す如
く、収縮期に対する第1のスキャンSNsysnと同一
心拍内に開始できるようになっている。また、収縮期用
k空間(第1のk空間)Ksysにおいて不足するエコ
ーデータは、後述する拡張用k空間(第2のk空間)K
diaからのコピー及びハーフフーリエ法に拠る演算に
よって求められる(図20参照)。
SE1の元、約数百msec程度の短いスキャン時間
で、下肢に設定した3次元撮像領域Rima(図10参
照)からエコー信号が収集される。
スキャン制御に移行する。具体的には、拡張期の特定時
相用に設定した遅延時間TDL2だけ待機する処理を行
う(ステップS124−6)。
点が最適な心電同期タイミングであるとして、シーケン
サ5は拡張期に対する第2のスキャンを実行する(ステ
ップS124−7)。具体的には、既に記憶していたパ
ルスシーケンス情報に応じて送信器8Tおよび傾斜磁場
電源4を駆動し、例えば3次元FASE法のパルスシー
ケンスに基づく1回目のスライスエンコード量SE1の
元で第2のスキャンSNdia1が図19に示す如く心
電同期法により実行される。
も、読出し傾斜磁場パルスGRは下肢の動静脈にほぼ沿
った体軸方向に印加される。また、この読出し傾斜磁場
パルスGRには、磁化スピンをリフェーズさせるリフェ
ーズパルスPrephaseが図示の如く、時間的に連
続して前後に付加されている。また、このパルスシーケ
ンスにおけるエコー間隔も5msec程度に短縮され
る。
SNdianに使用するパルスシーケンスは、図19に
示す如く、収縮期よりは多いが、ハーフフーリエ法を併
用する分、k空間全部に充填するエコー数よりも少ない
エコー数を収集するように設定されている。エコー数
は、図20に模式的に示す如く、k空間の位相エンコー
ドke方向の中心部(低周波領域)及びその一方の端部
(高周波)のみに配置するエコーデータをスライスエン
コード量毎に収集するに足りるように設定されている。
拡張期用k空間Kdiaにおいて、不足するエコーデー
タは後述するようにハーフフーリエ法に拠って演算によ
り求められる。この拡張期におけるスキャンSN
dia1は、図19,20に示す如く、通常、次の心拍
まで跨ってスキャンされる。
SE1の元、約600msec程度のスキャン時間で、
下肢に設定した3次元撮像領域Rima(図10参照)
からエコー信号が収集される。
終了すると、シーケンサ5は、最終のスキャンが完了し
たかどうかを判断し(ステップS124−8)、この判
断がNO(最終スキャンが済んでいない)の場合、EC
G信号を監視しながら、例えばイメージングスキャンに
使用したR波から例えば2心拍(2R−R)と、短めに
設定した期間が経過するまで待機し、静止している実質
部のスピンの縦磁化の回復を積極的に抑制する(ステッ
プS124−9)。
間待って、例えばスキャン開始から3個目のR波が出現
すると(ステップS124−9,YES)、シーケンサ
5は前述したステップS124−4にその処理を戻す。
ら遅延時間TDL1が経過した時点で次のスライスエン
コード量SE2に応じて2回目の収縮期に対する第1の
スキャンSNsys2が前述と同様に実行され、3次元
撮像領域Rimaからエコー信号が収集される(ステッ
プS124−4,5)。さらに、3個目のR波ピーク値
から遅延時間TDL2が経過した時点でスライスエンコ
ード量SE2に応じて2回目の拡張期に対する第2のス
キャンSNdia2が前述と同様に実行され、3次元撮
像領域Rimaからエコー信号が収集される(ステップ
S124−6,7)。
SEn(例えばn=8)までエコー信号が収縮期及び拡
張期それぞれに対して収集される。
スキャンSNsysn,SNdia nが終わると、ステ
ップS124−8における判断がYESとなり、シーケ
ンサ5からホスト計算機6にイメージングスキャンの完
了通知が出力される(ステップS124−10)。これ
により、処理がホスト計算機6に戻される。
キャン完了通知を受けると(図17:ステップS12
5)、息止め解除の指令を音声発生器16に出力する
(ステップS126)。
1回のイメージングスキャン(撮像)の中で、例えば2
R−R毎に、収縮期及び拡張期に対する心電同期スキャ
ンが例えば3D−FASE法によりn個のスライスエン
コード量に対して実行される。
実施形態と同様にデジタル量のエコーデータに変換され
る。このエコーデータはシーケンサ5を通して演算ユニ
ット10に送られ、メモリで形成される収縮期及び拡張
期用の3次元k空間Ksys及びKdia夫々に位相エ
ンコード量及びスライスエンコード量に対応して配置さ
れる。
6は演算ユニット10に、図21に示す処理を実行する
ように指令する。
ト計算機6からの指令に応答して、収縮期用k空間K
sys及び拡張期用k空間Kdiaにおける全データ配
置を完成させる(ステップS131,S132)。具体
的には、ステップS131で、図20に示す如く、拡張
期用k空間Kdiaにおける位相エンコード方向の一方
の高周波領域Reのエコーデータ(図20では、番号h
〜nまでのエコー)が収縮期用k空間Ksysの対応位
置にコピーされる。このエコーデータは、収縮期用スキ
ャンによっては収集されていなかった領域のデータであ
る。次いで、ステップS132に移行して、収縮期用k
空間Ksys及び拡張期用k空間Kdiaの両方にハー
フフーリエ法を個別に適用して、エコーデータを収集し
ていなかった残りの領域のデータを複素共役関係により
演算し、これを配置する。したがって、ステップS13
1,S132の処理を通して、両方のk空間Ksys及
びK diaが全てデータで埋まる。
空間Ksys及び拡張期用k空間K diaに夫々、3次
元フーリエ変換による画像再構成を行う(ステップS1
33,S134)。この結果、前述した図12(a),
(b)に示す如く、収縮期における遅延時間TDL1の
画像(収縮期画像)IMsys及び拡張期における遅延
時間TDL2の画像(拡張期画像)IMdiaの3次元
データが得られる。この画像データによれば、収縮期画
像IMsysには静脈VEのみが映り込んでおり、動脈
ARは殆ど映っていない状態にある。一方、拡張期画像
IMdiaには動脈AR及び静脈VEが程度の差はあ
れ、共に映り込んでいる。
形態と同様に(図12〜14参照)、差分演算「IM
dia−β・IMsys」による動脈相画像IMARの
生成(ステップS135)、差分演算「IMdia−・
IMAR」による静脈相画像IMVEの生成(ステップ
S136)、動脈相画像IMAR及び静脈相画像IMV
E夫々のMIP(最大値投影)処理(ステップS13
7)、及び、動脈相及び静脈相の2次元画像表示及び画
像データの格納(ステップS138)が順次実行され
る。
メージングスキャン時に、読出し傾斜磁場パルスGRを
下肢血管の流れ方向にほぼ合わせて印加するとともに、
収縮期に印加する傾斜磁場パルスGRにディフェーズパ
ルスPdeph aseを付加し、また拡張期に印加する
それにリフェーズパルスPrephas eをそれぞれ付
加している。
化スピンの挙動制御と同様に、収縮期に流れている、特
に動脈にフローボイドの促進効果を与えて信号値を下げ
ることができ、一方、拡張期の動脈及び動脈の流れには
積極的にフローコンペンセーションの効果を与えること
ができる。
い速度でしか流れていない血流の間の相対的な信号値差
を、ディフェーズパルス及びリフェーズパルスで顕著に
し、流れ速度が腹部や胸部よりも低い下肢の血管であっ
ても、かかる相対的な信号値差に基づいて動静脈を明瞭
に分離し且つ高い描出能で表示させることができる。
1心周期内の収縮期及び拡張期夫々に最適なスキャン開
始タイミング(R波からの遅延時間)が設定される。そ
して、1スライスエンコードに対する収縮期及び拡張期
の2ショットのスキャンが、1回のイメージングスキャ
ンの中で順次、交互に実行される。しかも、1心周期内
の最初に行う収縮期用スキャンは、後続の拡張期用スキ
ャンに時間的に掛からないようにデータ収集時間(エコ
ー数)を短くし、そこで収集したエコーデータは収縮期
用k空間内のコントラスト向上の観点で最も重要な低周
波領域に配置する。収縮期用k空間の不足するデータ
は、比較的長めにエコー収集を行うことができる後続の
拡張期用スキャンで得たデータをコピーして補う。ま
た、収縮期用及び拡張期用夫々のスキャンはハーフフー
リエ法を採用し、スキャン時間を極力短く設定してい
る。
対する収縮期用及び拡張期用の2ショットのスキャンは
2心拍程度内に収まる。そこで、これらのスキャンを順
次交互に繰り返すことで、1回の撮像における1回の息
止め継続可能期間内に収縮期及び拡張期の血流のエコー
データが収集される。つまり、収縮期及び拡張期の血流
の3次元データが1回の撮像で各別に且つ最適タイミン
グで収集される。
イメージングスキャンを行う(つまり合計2回の撮像を
行う)必要が無く、1回の撮像で済む。それゆえ、撮像
時間が大幅に少なくて済み、患者スループットが上が
る。とくに、かかる撮像時間の短縮効果は3次元撮像の
ときに顕著になる。また、患者の体動等に因るミスレジ
ストレーションを大幅に減らすことができるので、提示
される画像の画質も良くなる。さらに、1回の撮像で収
集された2時相のエコーデータから動脈相及び静脈相を
分離した血流像(MRA像)を得ることができるので、
撮像効率が良く、また、提供される血流情報も豊富にな
る。
の実施形態で得られたその他の作用効果も同様に享受で
きる。
の実施形態の第1回目及び第2回目のイメージングスキ
ャンにあっては、図19に示す如く、収縮期用の読出し
傾斜磁場パルスにディフェーズパルスを付加し、拡張期
用の読出し傾斜磁場パルスにリフェーズパルスを付加し
ていた。これに対して、収縮期用及び拡張期用の読出し
傾斜磁場パルスに共に、ディフェーズパルスのみを付加
してもよい。これにより、第1の実施形態(図8参照)
のときと同様に、時相毎に異なる血流速度に起因したフ
ローボイド効果の促進具合を信号値の強度に反映させる
ことができ、動静脈の分離を確実に行うことができる。
明は、上述した各実施形態に記載の構成に限定されるも
のではなく、さらに各種の変形構成や応用が可能であ
る。
像及び静脈相画像の両方を提示するようにしたが、これ
については、動脈相画像のみを差分演算し、表示するよ
うにしてもよい。すなわち、図21のステップS136
における静脈相画像に対する差分演算を省くことができ
る。反対に、動脈相及び静脈相の画像の差分演算を共に
行うものの、表示する画像は動脈動画像のみであっても
よい。
縮期用及び拡張期用のスキャン夫々に対して、ハーフフ
ーリエ法を適用したスキャン法を採用したが、このハー
フフーリエ法は必ず採用しなくてもよい。その場合、拡
張期用スキャンによりk空間をフルにデータ収集し、そ
のスライスエンコード方向両端の高周波領域のエコーデ
ータを収縮期用k空間の対応領域に夫々コピーするとよ
い。
ンで行う場合を説明したが、これは2次元スキャンの撮
像であっても同様に適用できる。採用するパルスシーケ
ンスも、FASE法に限らず、反転回復(IR)パルス
を用いたFSE法やFASE法のシーケンスを採用して
もよい。
の後処理は、エコーデータを一度、実空間の画像データ
に変換し、この後で差分演算を行って動脈相及び静脈相
の画像を得るように構成しているが、かかる差分演算
を、マトリクスサイズが同じk空間Ksys,Kdia
上のエコーデータのままで行い、その差分結果であるエ
コーデータを再構成して血流画像を得るようにしてもよ
い。
る構成としては、前述したECG信号を検出するものに
変えて、例えば指先の脈波を光信号で検出するPPG
(peripheral gating)と呼ばれる検
出信号を用いるようにしてもよい。
例に係るMRI装置は2つの心時相の画像データから1
つの画像データを作成する構成にしているが、本発明の
別の態様によれば、必ずしもこれに限定されない。例え
ば、ディフェーズパルスやリフェーズパルスを付加した
読出し傾斜磁場パルスを流体(血液、リンパ液など)の
流れの方向にほぼ一致させて印加し、心時相とは関係無
く、1回のイメージングスキャンを行って単独の画像を
得るようにしてもよい。この画像には、フローボイド効
果の促進の程度を反映した流体がブライト又はブラック
に映り込むから、これにより、流体に関するフロー情報
を与えることができる。
応じて前述したディフェーズパルスやリフェーズパルス
の強度を制御する手段を設けることもできる。この手段
は、例えば入力器13、ホスト計算機6、及び/又は記
憶ユニット11から成る。オペレータが撮像部位及び流
体を特定する情報を入力器13から入力すると、ホスト
計算機6が記憶ユニット11に予め記憶させていたテー
ブル(流体毎のパルス強度を格納)を参照し、この参照
結果に応じてディフェーズパルスやリフェーズパルスの
強度をシーケンサ5に出力すればよい。また、オペレー
タが入力器13を介して直接にパルス強度を与えること
もできる。
発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、
当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱
しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それ
らの構成も本発明に含まれる。
置によれば、パルスシーケンスに含める読出し傾斜磁場
パルスの印加方向を流体の流れの方向にほぼ一致させ、
これに、例えば、異なる心時相に同期してイメージング
スキャンを行ったり、読出し傾斜磁場パルスにディフェ
ーズパルスやリフェーズパルスを付加する構成としたた
め、造影剤を投与することなく、下肢の血流などに見ら
れる低流速の流れを確実に描出することができる。一例
として、下肢の動静脈を分離した画像を短時間に且つ高
画質に描出することができる。
示す機能ブロック図。
ャン及び2回のイメージングスキャンの時系列関係を説
明する図。
略フローチャート。
る時系列関係を例示するタイミングチャート。
延時間をダイナミックに変化させたときの模式的画像
図。
の一例を示す概略フローチャート。
の一例を示す概略フローチャート。
1回目及び第2回目のイメージングスキャンのタイミン
グを例示するタイミングチャート。
及びリフェーズパルスを説明する図。
係を説明する図。
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
明する模式図。
明する模式図。
例示する図。
イメージングスキャンのパルスシーケンス。
epスキャン及び1回のイメージングスキャンの時系列
関係を説明する図。
ーチャート。
ーチャート。
イメージングスキャンのタイミングを例示するタイミン
グチャート。
をk空間に配置する様子を説明する図。
及び表示の処理を説明する概略フローチャート。
Claims (4)
- 【請求項1】 静磁場中に置かれた被検体の内部で動き
を示す流体の動き方向に読出し傾斜磁場パルスの印加方
向を実質的に合わせた状態で、当該読出傾斜磁場パルス
を含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行してエコ
ー信号を収集する信号収集手段と、 この信号収集手段により収集されたエコー信号から前記
被検体の前記流体を含む画像を生成する画像生成手段と
を備え、 前記読出し傾斜磁場パルスを、前記エコー信号を読み出
すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ
前記流体の磁化スピンの位相挙動を制御する強度変更可
能な位相挙動制御パルスとにより形成したことを特徴と
するMRI装置。 - 【請求項2】 請求項1に記載のMRI装置において、 前記位相挙動制御パルスの強度を前記流体の流れの速度
に応じて変更する手段を更に備えることを特徴とするM
RI装置。 - 【請求項3】 請求項1又は2に記載のMRI装置にお
いて、 前記位相制御パルスは流体の磁化スピンをディフェーズ
又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェー
ズパルスであることを特徴とするMRI装置。 - 【請求項4】 請求項1〜3の何れか一項に記載のMR
I装置において、 前記信号収集手段は、 前記被検体の同一の心周期における相互に異なる2つの
心時相のうちの一方にて、第1のk空間の位相エンコー
ド方向における低周波領域を成す中心領域に配置するエ
コーデータを得るためのエコー信号を前記パルスシーケ
ンスを用いて第1のスキャンを実行する手段と、 前記2つ心時相のうちの他方にて、第2のk空間の位相
エンコード方向における低周波領域を成す中心領域と高
周波領域を成す両端部の内の一方とに配置するエコーデ
ータを得るためのエコー信号を前記パルスシーケンスを
用いて第2のスキャンを実行する手段とを有し、 前記画像生成手段は、 前記第1及び第2のスキャンで得られるエコー信号に応
じて前記第1及び第2のk空間それぞれの前記指定領域
に配置されたエコーデータから当該第1及び第2のk空
間それぞれの残り領域に配置するエコーデータを求めて
当該残り領域に配置する手段と、 この手段により配置される前記第1及び第2のk空間の
2組のエコーデータから前記画像を得る手段と、を有す
ることを特徴とするMRI装置。
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