JP2006130116A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】 撮像位置の血管の血流速度に応じて、ベッドの移動速度に応じた一定量の位相オフセット量を補償する処理と、血管の信号強度が最大となるようにフローエンコードパルスの印加量を制御する処理を設ける。
【選択図】 図5
Description
C.L DUMOULIN,et al:Three-dimensional phase contrast angiography.MRM 9,139-149(1989)
第1の課題は、ベッド移動計測においては、図3に示すFEPの印加によって、静止組織と血液(流体)の両方の横磁化にベッドの移動速度に応じた一定量の位相変化(以下、「位相オフセット量」と略記する)が生じることである。このため、静止組織を除去して血流のみを良好に描出することが困難になる。また、血流速度を正確に反映した血流像を取得できない。
そこで、本発明は、ベッド移動計測においてPC-MRA計測を実現するにあたり、上記課題を解決するためになされたものであり、第1の目的は、ベッドの移動速度に応じた前記一定量の位相オフセット量を補償することである。また第2の目的は、ベッド移動速度と撮像領域の対象血管の血流速度とに対応して、フローエンコード量を最適に設定することである。
本発明のMRI装置の第1の実施態様によれば、被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、被検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、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、被検体を載置するベッドの移動を制御するベッド制御手段と、ベッドを移動させながらフローエンコード傾斜磁場を印加して前記エコー信号の計測を制御する計測制御手段と、エコー信号を用いて前記被検体の血流像を再構成する演算を行う信号処理手段とを備えて、信号処理手段は、前記ベッドの移動によって前記エコー信号に発生する位相オフセットを除去して前記血管像を取得する。
これにより、ベッドの移動速度と血流流速とに対応して、フローエンコード傾斜磁場の印加量を最適に設定して撮像できるので、常に血流からの信号強度を最大にしてエコー信号を取得することができ、S/Nの良い血管像を取得することができる。
これにより、広範囲の領域にわたって、良好な血管像を取得することができる。
図1は本発明を適用したMRI装置の一実施例に関する全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR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とを備えて構成される。
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。
(フローエンコード印加軸数+1)の回数だけ繰り返し、再構成に必要な数のエコー信号を取得する。2次元計測の場合は、スライスエンコード傾斜磁場203は印加しないので、その分だけ繰り返し回数が3次元の場合よりも減る。
ここで、γは磁気回転数比である。(1)式から、流速vの流体に与えるフローエンコード量を制御するためには、FEP印加量(=S×Ti)、つまり、FEPを構成する一対の単極性パルスの振幅G、印加時間T、時間間隔Tiのいずれかを制御すればよく、いずれの値の変化に正比例してフローエンコード量が変化することが理解される。一般的には、振幅Gを制御することが容易である。
I=2×sinφf×ρ (2)
ここで、ρはプロトン密度である。(1), (2)とから、この信号強度Iは血流速度に依存し、Φfが±π/2で最大となることが理解される。そのため、対象とする部位における撮像血管で推定されうる血流速度に基づいて、(2)式の信号値Iができるだけ大きくなるようにFEPのパラメータ(振幅G、印加期間T、間隔Ti)を調整して、最適なフローエンコード量を印加する。
尚、本発明は上記2つのベッド移動方式のどちらを用いてもよい。
図5は本実施形態の処理フローであり、この図5に基づいて本実施形態の処理フローを以下に説明する。
ステップ501-1で、ベッド移動速度と撮像領域の血流速度とに対応して、FEP印加量の設定を行う。
ここで、本発明のベッド移動PC-MRA計測におけるFEP印加量の設定方法について、図9に基づいて説明する。
尚、上記第1及び第2の例のいずれにおいても、予めに本計測前に各領域の血流速度を測定しておき、その測定値からFEP印加量を決定してもよい。
撮像シーケンスについては、図2に示したようなFEPを有するフェーズコントラストシーケンスを用いて、図4に示すFEPの印加パターンで4回の3次元計測を行う。
なお、ステップ移動方式のベッド移動であればベッドを静止させて撮像シーケンスが実行され、連続移動方式のベッド移動であればベッド移動と連動して撮像シーケンスが実行される。
A^+−A^-= F^+−F- (3)
となり、血流のみからの信号強度となる。従って、ステップ移動方式においては、ベッド移動による位相オフセット量の補償は必要ない。
Φoffset=γ×(S×Ti)×Vb (4)
となり、ベッド移動による位相オフセット量はベッド移動速度Vbに基づいて一意に定まる。また、血流の磁化ベクトルは静止組織の磁化ベクトルS^+に対して、さらに位相量Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA^+となる。次に、図3に示す負極性FEP302を印加すると、同様に静止組織の磁化ベクトルS^-は−Φoffsetが生じ、血流の磁化ベクトルは静止組織の磁化ベクトルS^-に対して、さらに位相量-Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA^-となる。次に、血流の信号強度を決める2つの合成ベクトルの差分ベクトル1002を求めると、
A^+−A^-=(F^+−F^-)+(S^+−S^-)
=(血流の合成ベクトル)+(ベッド移動によるオフセット) (5)
となり、血流のみからの信号強度とならない。
A^+−A^-=(F^+−F^-)−(S^+−S^-)
=(血流の合成ベクトル)−(ベッド移動によるオフセット) (6)
となり、図10(b)の場合と同様に血流のみからの信号強度とならない。従って、連続移動方式においては、(4)式に示したベッド移動による位相オフセット量Φoffsetを補償する必要がある。
D+×exp (−Φoffset・i ) (7)
の演算を行う。ここでiは虚数単位である。或いは、画像データD+の位相画像Φ+から(+Φoffset)を減算した位相画像(Φ+-Φoffset) を求め、画像データD+の絶対値画像|D+|に掛ける。即ち
|D+|×exp[(Φ+−Φoffset)・i] (8)
の演算を行っても良い。
D-×exp(+Φoffset・i) (9)
または、
|D-|×exp[(Φ-+Φoffset)・i] (10)
の演算を行う。ここで、Φ-は画像データD-の位相画像である。
ステップ504-1で、スライス方向の血流画像を作成する。そのためには、図4に示した第1回目(1)のパターンでFEPを印加して取得した画像データと、第4回目(4)のパターンでFEPを印加して取得したリファレンス画像データとの複素差分を行う。
ステップ504-2で、位相エンコード方向の血流画像を作成する。そのためには、図4に示した第2回目(2)のパターンでFEPを印加して取得した画像データと、第4回目(4)のパターンでFEPを印加して取得したリファレンス画像データとの複素差分を行う。
ステップ504-4で、スライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向の各血流画像データを複素加算して、一つの3次元合成画像を取得する。この合成画像には、3軸方向の血流が合成されて立体的な血流が描出される。
ステップ506で、ステップ505で求めた3次元絶対値画像を所望の方向に投影処理して、2次元血流像を取得する。投影処理は、例えば、公知のMIP(Maximum Intensity Projection)法を用いることができる。
Claims (4)
- 被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検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、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、前記被検体を載置するベッドの移動を制御するベッド制御手段と、前記ベッドを移動させながらフローエンコード傾斜磁場を印加して前記エコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記エコー信号を用いて前記被検体の血流像を再構成する演算を行う信号処理手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記ベッドの移動によって前記エコー信号に発生する位相オフセットを除去して前記血管像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。 - 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記ベッドの移動速度と前記血流の流速とに対応して、前記血流からのエコー信号の信号強度が最大となるように、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項2記載の磁気共鳴イメージング撮像装置において、
前記計測制御手段は、前記血流の流速が早い領域での前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を、前記血流の流速が遅い領域での前記フローエンコード傾斜磁場の印加量よりも少なくすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 被検体に静磁場を与える静磁場発生手段と、スライス方向と位相エンコード方向と周波数エンコード方向の傾斜磁場を与える傾斜磁場発生手段と、前記被検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、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、前記被検体を載置するベッドの移動を制御するベッド制御手段と、前記被検体の撮影領域を複数の領域に分割して、領域毎に前記ベッドをステップ移動させ、各領域ではベッドを停止させてフローエンコード傾斜磁場を印加して前記エコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記領域毎に前記エコー信号を用いて前記被検体の血流像を再構成する演算を行う信号処理手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記領域毎の前記血流の流速に対応して、前記血流からのエコー信号の信号強度が最大となるように、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御す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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