JP2009297062A

JP2009297062A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2009297062A
Application number: JP2008151455A
Authority: JP
Inventors: Kenji Takiguchi; 賢治滝口
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2008-06-10
Filing date: 2008-06-10
Publication date: 2009-12-24

Abstract

【課題】被検体の血圧分布を画像化できるMRI装置を提供する。
【解決手段】被検体の血流を含む領域に、フローエンコード傾斜磁場を印加して第1のエコー信号の計測と、フローエンコード傾斜磁場を印加しないで第2のエコー信号の計測と、を行い、これらのエコー信号とに基づいて、被検体の血流を含む領域における血圧情報分布を求める。
【選択図】図4

Description

本発明は、被検体中の水素や燐等からの核磁気共鳴(以下、「NMR」という)信号を測定し、核の密度分布や緩和時間分布等を画像化する核磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特に、被検体の血圧分布を測定する技術に関する。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を二次元的に或いは三次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコードが付与されるとともに周波数エンコードされて、時系列データとして計測される。計測されたNMR信号は、二次元又は三次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

上記MRI装置には、血流イメージング機能が備わっており、主にTOF(Time of Flight)法とPC(phase contrast)法(例えば特許文献1)が用いられている。TOF法では、撮影断面への流入効果を利用して血流を画像化しており、PC法では、血流信号の位相感受性を利用して血流を画像化している。これらの血流イメージング法は、造影剤を必要としないので低侵襲性に優れており、血管の詰まりを見出すことが可能なことから、循環器系の疾病診断に有効である。

また、近年、生活習慣病に対する関心が高まっており、体脂肪率や血圧などは一般家庭においても簡便に測定できる機器が普及し始めている。さらに医療機関においては、画像診断装置を用いて体脂肪分布を画像化し、より詳細な情報を提供することが可能となっている。

特表2002-534180号公報

上述のような背景の下、上述の体脂肪分布の画像化と同様に、画像診断装置を用いた血圧分布の画像化は、血圧に関するより詳細な情報を提供する手段として有効である。さらに疾病診断においても、動脈瘤における破裂の危険性を評価するようなことが可能となる。しかし、(特許文献1)には、血圧分布の画像化については考慮されていない。

そこで、本発明の目的は、被検体の血圧分布を画像化できるMRI装置を提供することである。

上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は、フローエンコード傾斜磁場有り無しで、それぞれ取得したエコー信号に基づいて、血圧情報分布を求める。

具体的には、被検体の血流を含む領域に、フローエンコード傾斜磁場を印加して第1のエコー信号の計測と、フローエンコード傾斜磁場を印加しないで第2のエコー信号の計測と、を行い、第1のエコー信号と第2のエコー信号とに基づいて、被検体の血流を含む領域における血圧情報分布を求めることを特徴とする。

本発明のMRI装置によれば、被検体の血圧分布を画像化することが可能になる。

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。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。

最初に、本発明が適用されるMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。MRI装置は均一な静磁場空間を発生するための静磁場発生部1と、x，y，zの3軸方向に沿って磁場強度が線形に変化する傾斜磁場を発生するための3組の傾斜磁場発生コイル2と、被検体10に核磁気共鳴を誘起するための高周波磁場発生コイル3と、被検体からの核磁気共鳴信号(エコー信号)を検出するための受信コイル4と、受信されたエコー信号に対してA/D変換や検波等の処理を行う信号処理ユニット8と、傾斜磁場電源5と、高周波磁場電源6と、被検体10を静磁場発生部内に搬送する寝台7と、上記各部の動作を制御する計測制御ユニット11と、制御命令の入力、画像再構成の演算、および再構成された画像の表示等を行う操作卓9より構成される。

次に、代表的な撮影法であるグラジエントエコー信号法のパルスシーケンスを図2(a)に基づいて説明する。図2(a)は、21の高周波磁場(RF)、22のx方向傾斜磁場(Gx)、23のy方向傾斜磁場(Gy)、24のz方向傾斜磁場(Gz)の印加タイミング、および25の核磁気共鳴信号(エコー信号)の発生を時間軸に沿って表示している。なお高周波磁場は変調波を、傾斜磁場はパルス波を印加することを示している。RFとGxは撮影したいスライスを励起する機能を、Gyはエコー信号の周波数に位置情報をエンコードする機能を、Gzはエコー信号の位相に位置情報をエンコードする機能を有する。なお、本発明のMRI装置は、グラジエントエコー信号法のみならず、スピンエコー信号法やエコー信号プラナー法などの他の手法のパルスシーケンスにも適用することが可能である。

次に、心周期における心電波形を図3に示す。心臓は31のR波と次のR波を周期として収縮を繰り返す。R波によって心臓は収縮を開始し動脈に血液を送り込む。この期間を収縮期と呼び、収縮期の血圧を収縮期血圧と呼ぶ。32のT波以降心臓は弛緩し動脈に血液は送り込まれない。この期間を弛緩期と呼び、弛緩期の血圧を弛緩期血圧と呼ぶ。さらに収縮期と弛緩期の血圧差を脈圧と呼ぶ。血圧の大きさは心拍出量と血管抵抗によって決まる。心拍出量は心臓の収縮による血液を送り出す量であり、血管抵抗は血管の収縮による断面積の変化によって決まる。

血管内の血圧は血管抵抗と釣り合い、血流速度をv、血液密度をpとして、
P = 1/2pv² + p (1)式
と表される。ここでPは全圧、1/2pv²は動圧、pは静圧である。また、血流量をQ、血管の断面積をAとして
Q = Av (2)式
と表される。血管内の断面を通過する血流量は連続していて、上述のとおり、血管の収縮により断面積が変化すると血管抵抗すなわち血圧が変化するので、血圧が上昇する時、(2)式において断面積Aが縮小し、血流速度が増大すると考えることができる。逆に血圧が下降する時、(2)式において断面積Aが拡大し、血流速度が減少すると考えられる。したがって(1)式において、全圧の上昇は血流速度の増大とみなすことができる。同様に全圧の下降は血流速度の減少とみなすことができる。このように血流速度変化と血圧変化を関連付けることができる。すなわち
ΔP = 1/2p(Δv)² (3)式
と表される。したがって収縮期と弛緩期の血流速度の差が分かると、収縮期と弛緩期の血圧の差、すなわち脈圧が分かる。

つぎに血流画像を得るためのパルスシーケンスを図2(b)に示す。これはPC法(Phase Contrast)として知られている。図2(b)は21の高周波磁場(RF)、22のx方向傾斜磁場(Gx)、23のy方向傾斜磁場(Gy)、24のz方向傾斜磁場(Gz)の印加タイミング、および25の磁気共鳴信号(エコー信号)の発生を時間軸に沿って表示している。RFとGxは撮影したい領域を励起する働きを、Gyはechoの周波数に位置情報をエンコードする働きを、Gzはエコー信号の位相に位置情報をエンコードする働きをする。さらに26の傾斜磁場はフローエンコードパルスと呼ばれ、血流速度とフローエンコードパルスの大きさに依存して、撮影したい領域内を流れる血液より放射される磁気共鳴信号の位相を変化させる働きをする。図2(b)のパルスシーケンスでは、心電同期を用いて高周波パルスを照射する時刻を心周期内の同一時刻にされる。高周波パルスを照射した時刻からTE時間後においてエコー信号を得る。パルスシーケンスの繰り返し時間TRの中で1個のエコー信号が得られるので、画像再構成にL個のエコー信号を要するものとすると、パルスシーケンスの実行時間はL×TRとなる。図4に示すように、フローエンコードパルスを印加して計測した41の画像1と、フローエンコードパルスを印加しないで計測した42の画像2を複素差分すると、静止部分の画像はフローエンコードパルスの影響を受けないので除去されて、43の血流画像が得られる。

ここで図3において、31のR波を基準として、遅延時間ｔ1が経過した時刻ｔ1に撮影した画像を図4の41、42、43の画像とする。さらに31のR波を基準として、遅延時間ｔ2が経過した時刻ｔ2に撮影した画像を図4の44、45、46の画像とする。ここで44はフローエンコードパルスを印加して計測した画像、45はフローエンコードパルスを印加しないで計測した画像、46は44と45の複素差分画像である。

さて、26のフローエンコードパルスによる血流速度を算出するためには、血流速度をv、傾斜磁場振幅をG、傾斜磁場振幅をt、磁気回転比をｙ、再構成画像信号の位相変化をФとすると、
Ф =ｙGｔ2v 式(4)
と表される。したがって43と46の画像において、血流部分の信号の位相から(4)式を用いて速度分布を求めることができる。43と46の画像の各画素の位相を(4)式に基づいて速度に変換して得た速度画像をそれぞれ47、48とする。したがって47は時刻ｔ1における速度分布画像を、48は時刻ｔ2における速度分布画像を表している。さらに47の速度分布画像と48の速度分布画像の差分をとると、49のように時刻1と時刻2の間の速度変化Δvの分布を得ることができる。このΔvを(3)式に代入すると、50の画像のように時刻1と時刻2の間の血圧変化ΔPの分布を得ることができる。

以上の説明では異なる2つの時刻間の血圧変化を求める場合であったが、異なる3つ以上の時刻において、各々の時刻の間の圧力変化を求めることができる。図5に3つの時刻における圧力変化を求める場合を示す。心電波形に沿って時刻51、時刻52、時刻53に計測した同一断面の血流画像を画像54、画像55、画像56とする。時刻51と時刻52の間の圧力変化は、画像54と画像55の差分画像57で与えられる。時刻52と時刻53の間の圧力変化は、画像55と画像56の差分画像58で与えられる。時刻52と時刻53の間の圧力変化は、画像54と画像56の差分画像59で与えられる。

画像57で与えられる圧力変化をΔP12、画像58で与えられる圧力変化をΔP23、画像59で与えられる圧力変化をΔP31とすると、時刻51、時刻52、時刻53で血流量の連続性が保証されるならば、
ΔP31 = ΔP12 + ΔP23 式(5)
の線形性が成り立つ。時刻の間隔に依存して血流量の連続性が保証されなければ、
ΔP31 ≠ ΔP12 + ΔP23 式(6)
したがって測定したい時刻1と時刻2の間の圧力変化は、血流量の連続性が保証されるように時間を分割して計測して、各々の時刻の圧力変動を足し合わせことによって、計算精度を向上させることができる。ここで時刻1が収縮期のピーク、時刻2が弛緩期のピークであれば、ΔPは収縮期血圧と弛緩期血圧の差、すなわち脈圧となる。

以上で説明した如く本発明によれば、MRI装置を用いて、異なる時刻の間における血流速度変化から、異なる時刻の間における血圧変化を求めることができるので、MRI装置の機能を向上させることができる。

本発明に係るMRI装置構成の一例を説明する図本発明に係るパルスシーケンスの一例を説明する図心電波形を説明する図本発明の、2つの異なる時刻間で血圧変化を求める場合の演算処理フローを示す図。本発明の、3つの異なる時刻間で血圧変化を求める場合の演算処理フローを示す図。

符号の説明

1 静磁場発生部、2 傾斜磁場発生コイル、3 高周波磁場発生コイル、4 受信コイル、5 傾斜磁場電源、6 高周波磁場電源、7 寝台、8 信号処理ユニット、9 操作卓、10 被検体、11 計測制御ユニット

Claims

所定のパルスシーケンスを制御して、被検体の血流を含む領域からのエコー信号を計測する計測制御部と、前記エコー信号を用いて、前記血流情報を含む画像を取得する演算処理部と、を有する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記計測制御部は、前記被検体の血流を含む領域に、フローエンコード傾斜磁場を印加して第１のエコー信号の計測と、フローエンコード傾斜磁場を印加しないで第２のエコー信号の計測と、を行い、
前記演算処理部は、前記第１のエコー信号と前記第２のエコー信号とに基づいて、前記被検体の血流を含む領域における血圧情報分布を求め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、
前記演算処理部は、前記第１のエコー信号から第１の画像を、前記第２のエコー信号から第２の画像を、それぞれ取得し、前記第１の画像と前記第２の画像との複素差分画像の位相から速度分布画像を取得し、取得時刻の異なる速度分布画像間の速度差から、速度差と血圧差との関係に基づいて、血圧差を求め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装置において、
前記演算処理部は、心臓の収縮期の速度分布画像と、心臓の弛緩期の速度分布画像と、間の速度差から脈圧を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。