JP2012231823A - 磁気共鳴イメージング装置およびプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】背景領域と血流とのコントラストが高く、且つフローボイドが低減された画像を得る。
【解決手段】パルスシーケンスＰＳ１により強度画像データを取得し、強度画像データを閾値処理し、閾値処理された強度画像データＡ′の掛け合わせをＮＡ回行い、重み付け係数Ｋ_Ａで重み付けする。更に、パルスシーケンスＰＳ２により位相画像データＢを取得し、位相画像データＢの掛け合わせをＮＢ回行い、重み付け係数Ｋ_Ｂで重み付けする。その後、強度画像データＫ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡと、位相画像データＫ_Ｂ×Ｂ^ＮＢとを乗算し、合成画像データＣを作成する。
【選択図】図６

Description

本発明は、血流を撮影する磁気共鳴イメージング装置およびプログラムに関する。

ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ ｏｆ Ｆｌｉｇｈｔ）法を用いて血流を描出する手法が知られている（特許文献１参照）。

特開2010-046473号公報

ＴＯＦ法は、血流の描出に適した手法であるが、血管が蛇行している部分や、末梢血管では、信号値が低下しやすいという問題がある。そこで、血流描出能を更に向上させることが望まれている。

本発明の第１の態様は、被検体の所定の領域における血液の強度情報と背景領域の強度情報とを含む強度画像データと、前記所定の領域における血液の位相情報と背景領域の位相情報とを含む位相画像データとを取得するためのスキャンを行うスキャン手段と、
前記強度画像データに含まれる背景領域の信号を除去する除去手段と、
前記背景領域の信号が除去された強度画像データと前記位相画像データとを合成し、合成画像データを作成する合成手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置である。

本発明の第２の態様は、被検体の所定の領域における血液の強度情報と背景領域の強度情報とを含む強度画像データと、前記所定の領域における血液の位相情報と背景領域の位相情報とを含む位相画像データとを取得するためのスキャンを行う磁気共鳴イメージング装置のプログラムであって、
前記強度画像データに含まれる背景領域の信号を除去する除去処理と、
前記背景領域の信号が除去された強度画像データと前記位相画像データとを合成し、合成画像データを作成する合成処理と、
を計算機に実行させるためのプログラムである。

強度画像データの背景領域の信号を除去し、位相画像データと合成することにより、血管の蛇行している部分や末梢血管を十分に描出し、且つノイズが十分に低減された合成画像データを得ることができる。

本発明の第１の形態の磁気共鳴イメージング装置の概略図である。 ＭＲＩ装置１００の処理フローを示す図である。 パルスシーケンスＰＳ１および強度画像データＡを示す図である。 パルスシーケンスＰＳ２および位相画像データＢを示す図である。 強度画像データを閾値処理するときの説明図である。 式（１）を用いて合成画像データを作成するときの説明図である。 第２の形態で使用されるパルスシーケンスＰＳ３の説明図である。 第２のシーケンス部ＳＱ２を複数回実行するときのパルスシーケンスの一例である。

以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。

（１）第１の形態
図１は、本発明の第１の形態の磁気共鳴イメージング装置の概略図である。
磁気共鳴イメージング装置（以下、「ＭＲＩ装置」と呼ぶ。ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）１００は、マグネット２、テーブル３、受信コイル４などを有している。

マグネット２は、被検体１２が収容されるボア２１と、超伝導コイル２２と、勾配コイル２３と、ＲＦコイル２４とを有している。超伝導コイル２２は静磁場Ｂ0を印加し、勾配コイル２３は勾配磁場を印加し、ＲＦコイル２４はＲＦパルスを送信する。尚、超伝導コイル２２の代わりに、永久磁石を用いてもよい。

テーブル３は、クレードル３ａを有している。クレードル３ａは、ボア２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１２はボア２１に搬送される。

受信コイル４は、被検体１２の頭部に取り付けられている。受信コイル４は、被検体１２からの磁気共鳴信号を受信する。

ＭＲＩ装置１００は、更に、シーケンサ５、送信器６、勾配磁場電源７、受信器８、中央処理装置９、操作部１０、および表示部１１を有している。

シーケンサ５は、中央処理装置９の制御を受けて、被検体１２を撮影するための情報を送信器６および勾配磁場電源７に送る。

送信器６は、シーケンサ５から送られた情報に基づいて、ＲＦコイル２４を駆動する駆動信号を出力する。

勾配磁場電源７は、シーケンサ５から送られた情報に基づいて、勾配コイル２３を駆動する駆動信号を出力する。

受信器８は、受信コイル４で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、信号処理により得たれたデータを中央処理装置９に出力する。

中央処理装置９は、シーケンサ５および表示部１１に必要な情報を伝送したり、受信器８から受け取ったデータに基づいて画像を再構成するなど、ＭＲＩ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲＩ装置１００の各部の動作を制御する。中央処理装置９は、例えばコンピュータ（computer）によって構成される。

中央処理装置９は、閾値処理手段９１および合成手段９２などを有している。
閾値処理手段９１は、強度画像データに含まれる背景領域の信号を除去するための閾値処理を行う。
合成手段９２は、閾値処理手段９１により閾値処理された強度画像データと、位相画像データとを合成する。

中央処理装置９は、閾値処理手段９１および合成手段９２の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、これらの手段として機能する。

操作部１０は、オペレータ１３により操作され、種々の情報を中央処理装置９に入力する。表示部１１は種々の情報を表示する。
ＭＲＩ装置１００は、上記のように構成されている。

図２は、ＭＲＩ装置１００の処理フローを示す図である。
ステップＳＴ１では、３Ｄ ＴＯＦ法を用いて頭部の強度画像データを取得する。図３に、強度画像データを取得するときに使用されるパルスシーケンスＰＳ１（繰り返し時間ＴＲ_ａ）と、パルスシーケンスＰＳ１によって取得された強度画像データＡを概略的に示す。強度画像データＡには、動脈血ｐの強度情報の他に、背景領域ｑ（動脈血ｐ以外の領域）の強度情報も含まれている。パルスシーケンスＰＳ１は、動脈血ｐの流入効果を高めるために、勾配パルスＧｘの印加が終了した後に、待ち時間ＴＷが設けられている。待ち時間ＴＷは、例えば、１５ｍｓｅｃ〜２５ｍｓｅｃである。強度画像データＡを取得した後、ステップＳＴ２に進む。

ステップＳＴ２では、３Ｄ ＰＣ法を用いて頭部の位相画像データを取得する。図４に、位相画像データを取得するときに使用されるパルスシーケンスＰＳ２（繰り返し時間ＴＲ_ｂ）と、パルスシーケンスＰＳ２によって取得された位相画像データＢを概略的に示す。位相画像データＢには、動脈血ｐの位相情報の他に、背景領域ｑの位相情報も含まれている。パルスシーケンスＰＳ２は、流速に応じた位相シフトを生じさせるための速度エンコードＶＥＮＣが設けられている。図４では、パルスシーケンスＳＰ２は、ｚ方向にのみ、速度エンコードＶＥＮＣを有している。しかし、必要に応じて、ｘ方向やｙ方向に速度エンコードＶＥＮＣを設けてもよい。
上記のようにして、位相画像データＢが取得される。

したがって、ステップＳＴ１およびＳＴ２を実行することによって、強度画像データＡおよび位相画像データＢを取得することができる。強度画像データＡは、信号強度に基づいて動脈血を描出しており、一方、位相画像データＢは、位相差に基づいて動脈血を描出している。このように、強度画像データＡだけでなく、位相画像データＢも取得することによって、被検体１２の診断に有効な様々な血流情報を得ることができる。

しかし、一般的に、強度画像データＡでは（図３参照）、血管の蛇行している部分ｐ１や、血管の末梢部分ｐ２は、低信号になってしまうという欠点がある。そこで、本形態では、強度画像データＡの低信号の部分（血管の蛇行している部分ｐ１や、血管の末梢部分ｐ２）も強調して描出するためのデータ処理を行う。このデータ処理を行うために、位相画像データＢを取得した後、ステップＳＴ３に進む。

ステップＳＴ３は、ステップＳＴ３１およびＳＴ３２を有している。以下に、各ステップＳＴ３１およびＳＴ３２について、順に説明する。

ステップＳＴ３１では、ステップＳＴ１で取得された強度画像データを閾値処理する（図５参照）。

図５は、強度画像データを閾値処理するときの説明図である。
図５（ａ）は、閾値処理前の強度画像データを示す図である。
閾値処理手段（図１参照）は、強度画像データＡ（図５（ａ）参照）に含まれる背景領域ｑの信号を除去するための閾値処理をする。強度画像データＡは、動脈血ｐのピクセル値は大きい値になるが、背景領域ｑのピクセル値は小さい値になる。したがって、背景領域ｑのピクセル値と動脈血ｐのピクセル値とを分離するための閾値ＴＨを設定し、閾値ＴＨより小さいピクセル値を０値にすることによって、背景領域ｑの信号を除去することができる（図５（ｂ）参照）。

図５（ｂ）は、閾値処理後の強度画像データＡ′を概略的に示す図である。閾値処理によってピクセル値が０値なった部分は白抜きで示されている。図５（ｂ）では、頭部の外側の部分のピクセル値が０値になった例が示されている。尚、閾値処理に使用する閾値ＴＨの値を大きくすると、動脈血ｐの周囲の組織（脳の白質や白灰質など）のピクセル値も０値にすることが可能である。しかし、強度画像データＡ′では、血管の蛇行している部分ｐ１や、血管の末梢部分ｐ２は、ピクセル値が小さいので、閾値ＴＨの値を大きくすると、血管の蛇行している部分ｐ１のピクセル値や、血管の末梢部分ｐ２のピクセル値も０値になってしまう恐れがある。したがって、閾値ＴＨは、頭部の外側の部分のピクセル値を０値にできる程度の値に設定しておくことが望ましい。
閾値処理をした後、ステップＳＴ３２に進む。

ステップＳＴ３２では、合成手段９２（図１参照）が、閾値処理された強度画像データＡ′と、位相画像データＢとを合成し、合成画像データを作成する。閾値処理された強度画像データＡ′と、位相画像データＢとの合成には、例えば、以下の式（１）を用いることができる。

Ｃ＝Ｋ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡ×Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢ・・・（１）

ここで、Ｃ：合成画像データ
Ａ：閾値処理された強度画像データ
Ｂ：位相画像データ
ＮＡ：Ａの掛け合わせ回数
ＮＢ：Ｂの掛け合わせ回数
Ｋ_Ａ，Ｋ_Ｂ：重み付け係数

図６は、式（１）を用いて合成画像データを作成するときの説明図である。
合成手段９２は、式（１）に従って、閾値処理された強度画像データＡ′の掛け合わせをピクセルごとにＮＡ回行い、重み付け係数Ｋ_Ａで重み付けし、強度画像データＫ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡを得る。また、合成手段９２は、式（１）に従って、位相画像データＢの掛け合わせをピクセルごとにＮＢ回行い、重み付け係数Ｋ_Ｂで重み付けし、位相画像データＫ_Ｂ×Ｂ^ＮＢを得る。そして、合成手段９２は、強度画像データＫ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡと、位相画像データＫ_Ｂ×Ｂ^ＮＢとを、ピクセルごとに乗算する。このようにして、合成画像データＣが作成される。合成画像データＣを作成したら、フローを終了する。

位相画像データＢは、流速に比例して生じる位相差を画像化しているので、流速の速い動脈は、強調して描出することができる。したがって、強度画像データＡと位相画像データＢとを合成することによって、強度画像データＡの中で、信号値の低い部分（血管の蛇行している部分ｐ１や、血管の末梢部分ｐ２）を、位相画像データＢによって強調して描出することができる。

ただし、位相画像データＢでは、背景領域ｑの中に高信号のノイズが現れることがあるので、強度画像データＡの閾値処理をせずに、強度画像データＡと位相画像データＢとを合成してしまうと、合成画像データの中に高信号のノイズが現れる可能性がある。そこで、第１の形態では、強度画像データＡと位相画像データＢとを合成する前に、強度画像データＡに対して閾値処理を行い、強度画像データＡの背景領域のピクセル値を０値にしている。閾値処理された強度画像データＡ′は、背景領域のピクセル値が０値になっているので、閾値処理された強度画像データＡ′と位相画像データＢと合成しても、背景領域のピクセル値は０値のままとなる。したがって、閾値処理された強度画像データＡ′と位相画像データＢと合成することによって、血管の蛇行している部分や血管の末梢部分を十分に描出し、且つノイズが十分に低減された合成画像データＣを得ることができる。

尚、第１の形態では、重み付け係数Ｋ_ＡおよびＫ_Ｂで重み付けしている。しかし、動脈血を十分に描出することができるのであれば、重み付けはしなくてもよい（つまり、Ｋ_Ａ＝Ｋ_Ｂ＝１でもよい）。また、重み付け係数Ｋ_Ａによる重み付けは実行するが、重み付け係数Ｋ_Ｂによる重み付けは実行しなくてもよいし、逆に、重み付け係数Ｋ_Ｂによる重み付けは実行するが、重み付け係数Ｋ_Ａによる重み付けは実行しなくてもよい。

また、第１の形態では、閾値処理された強度画像データＡ′の掛け合わせをＮＡ回行い、更に、位相画像データＢの掛け合わせをＮＢ回行っている。しかし、動脈血を十分に描出することができるのであれば、掛け合わせは行わなくてもよい（つまり、Ｎ_Ａ＝Ｎ_Ｂ＝１でもよい）。更に、閾値処理された強度画像データＡ′は２回以上の掛け合わせを行うが、位相画像データＢの掛け合わせは行わなくてもよいし、逆に、位相画像データＢは２回以上の掛け合わせを行うが、閾値処理された強度画像データＡの掛け合わせは行わなくてもよい。

第１の形態では、閾値処理によって、強度画像データＡから背景領域の信号を除去している。しかし、閾値処理とは別の処理によって、強度画像データＡから背景領域の信号を除去してもよい。

また、第１の形態では、パルスシーケンスＰＳ１によって強度画像データＡを取得し、パルスシーケンスＰＳ２によって位相画像データＢとを取得している。しかし、別のシーケンスを用いて、強度画像データＡおよび位相画像データＢを取得してもよい。

更に、第１の形態では、式（１）に示すように、Ｋ_Ａ×Ａ^ＮＡとＫ_Ｂ×Ｂ^ＮＢとを乗算することによって、合成画像データＣを求めている。しかし、動脈血を十分に描出することができるのであれば、式（１）とは別の式を用いて合成してもよい。例えば、式（１）では、項Ｋ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡと、項Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢとの積を合成画像データＣとしているが、以下の式（２）に示すように、項Ｋ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡと、項Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢとの和を合成画像データＣとしてもよい。

Ｃ＝Ｋ_Ａ×（Ａ′）^ＮＡ＋Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢ・・・（２）

更に、式（１）のＣの値と、式（２）のＣの値との平均値を求め、この平均値を、合成画像データとしてもよい。

（２）第２の形態
第２の形態は、第１の形態とは異なる方法で、強度画像データと位相画像データと取得している。以下に、第２の形態において、強度画像データと位相画像データと取得する方法について説明する。

尚、第２の形態のＭＲＩ装置のハードウェア構成は、第１の形態と同じであるので、が、ＭＲＩ装置のハードウェア構成の説明は省略する。

図７は、第２の形態で使用されるパルスシーケンスＰＳ３の説明図である。
図７の上段の左側には、第１の形態において強度画像データＡを取得するためのパルスシーケンスＰＳ１（図３参照）が示されており、上段の右側には、第１の形態において位相画像データＢを取得するためのパルスシーケンスＰＳ２が示されている。また、図７の下段には、第２の形態のパルスシーケンスＰＳ３が示されている。

パルスシーケンスＰＳ１は、動脈血ｐの流入効果を高めるために、待ち時間ＴＷを設ける必要がある。待ち時間ＴＷは、例えば、１５ｍｓｅｃ〜２５ｍｓｅｃ程度の値であるので、待ち時間ＴＷの間に、位相画像データを取得するためのシーケンスを実行することが可能となる。そこで、第２の形態では、待ち時間ＴＷに着目して、強度画像データと位相画像データの両方を取得することができるパルスシーケンスＳＰ３を実現している。

第２の形態で使用されるパルスシーケンスＰＳ３は、パルスシーケンスＰＳ１と同じ繰り返し時間ＴＲ_ａを有しているが、繰り返し時間ＴＲ_ａの間に、第１のシーケンス部ＳＱ１と第２のシーケンス部ＳＱ２とを実行する。

第１のシーケンス部ＳＱ１は、３Ｄ ＴＯＦ法によって強度画像データを取得するためのシーケンスである。第１のシーケンス部ＳＱ１は、以下の点（１）を除いて、第１の形態で実行されるパルスシーケンスＰＳ１と同じである。
（１）クラッシャーＣＲの代わりに、スピンの位相差をゼロにするためのエンコードｚ１およびｙ１が用いられている。

ＴＯＦ法を用いて強度画像データを取得する場合、動脈血ｐの流入効果を高めるために、第１のシーケンス部ＳＱ１を実行した後に、待ち時間ＴＷが必要となる。そこで、第２の形態では、待ち時間ＴＷに着目し、待ち時間ＴＷの間に、ＰＣ法によって位相画像データを取得するための第２のシーケンス部ＳＱ２を実行する。第２のシーケンス部ＳＱ２は、以下の点（２）および（３）を除いて、パルスシーケンスＰＳ２と同じである。
（２）α°パルスおよび勾配パルスＧ_Ｚ０を備えていない。
（３）クラッシャーＣＲの代わりに、スピンの位相差をゼロにするためのエンコードｚ２およびｙ２が用いられている。

パルスシーケンスＰＳ３は、動脈血ｐの流入効果を高めるために設けられる待ち時間ＴＷを利用して、位相画像データを取得している。したがって、パルスシーケンスＰＳ３を用いることによって、２つのパルスシーケンスＰＳ１およびＰＳ２を用いるよりも、撮影時間を短縮することができる。また、強度画像データと位相画像データとを同じシーケンスの中で取得することができるので、強度画像データと位相画像データとを合成するときの位置ずれを小さくすることができる。尚、第２のシーケンス部ＳＱ２の最後に、クラッシャーＣＲを追加してもよい。

また、図７では、第２のシーケンス部ＳＱ２は、１回のみ実行されている。しかし、待ち時間ＴＷの長さに応じて、第２のシーケンス部ＳＱ２を複数回実行してもよい（図８参照）。

図８は、第２のシーケンス部ＳＱ２を複数回実行するときのパルスシーケンスの一例である。

図８に示すパルスシーケンスＰＳ４は、第２のシーケンス部ＳＱ２をｎ回実行する。例えば、ｎ＝２である。このように、第２のシーケンス部ＳＱ２をｎ回実行することによって、位相画像データを効率よく取得することができる。尚、第２のシーケンス部ＳＱ２をｎ回実行した後に、クラッシャーＣＲを追加してもよい。

第２のシーケンス部ＳＱ２は、ｚ方向にのみ、速度エンコードＶＥＮＣを有している。しかし、必要に応じて、ｘ方向やｙ方向に速度エンコードＶＥＮＣを設けてもよい。

また、第１および第２の形態では、動脈血を描出する場合について説明されている。しかし、本発明は、静脈血を描出する場合にも適用することができる。

更に、第１および第２の形態では、ＴＯＦ法で強度画像データを取得し、ＰＣ法で位相画像データを取得している。しかし、別の方法で強度画像データおよび位相画像データを取得してもよい。

２ マグネット
３ テーブル
４ 受信コイル
５ シーケンサ
６ 送信器
７ 勾配磁場電源
８ 受信器
９ 中央処理装置
１０ 操作部
１１ 表示部
１２ 被検体
１３ オペレータ
２１ ボア
２２ 超伝導コイル
２３ 勾配コイル
２４ ＲＦコイル
９１ 閾値処理手段
９２ 合成手段

Claims (7)

1. 被検体の所定の領域における血液の強度情報と背景領域の強度情報とを含む強度画像データと、前記所定の領域における血液の位相情報と背景領域の位相情報とを含む位相画像データとを取得するためのスキャンを行うスキャン手段と、
   前記強度画像データに含まれる背景領域の信号を除去する除去手段と、
   前記背景領域の信号が除去された強度画像データと前記位相画像データとを合成し、合成画像データを作成する合成手段と、
   を有する磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記合成手段は、以下の式のうちのいずれか一方に基づいて、前記合成画像データを作成する、請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
   Ｃ＝Ｋ_Ａ×Ａ^ＮＡ×Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢ
   Ｃ＝Ｋ_Ａ×Ａ^ＮＡ＋Ｋ_Ｂ×Ｂ^ＮＢ
   
   ここで、Ｃ：合成画像データ
   Ａ：背景領域の信号が除去された強度画像データ
   Ｂ：位相画像データ
   ＮＡ：Ａの掛け合わせ回数
   ＮＢ：Ｂの掛け合わせ回数
   Ｋ_Ａ，Ｋ_Ｂ：重み付け係数
3. 前記除去手段は、
   前記強度画像データから、前記背景領域の信号を除去するための閾値処理を実行する、請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記スキャン手段は、前記強度画像データと前記位相画像データとを取得するためのパルスシーケンスを実行し、
   前記パルスシーケンスは、
   前記強度画像データを取得するための第１のシーケンス部と、
   前記第１シーケンス部が実行された後に、速度エンコードを用いて前記位相画像データを取得するための第２のシーケンス部と、
   を有する、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記速度エンコードは、ｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向のうちのいずれかの方向に印加されている、請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記血液は、動脈血又は静脈血である、請求項１〜５のうちのいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置。」
7. 被検体の所定の領域における血液の強度情報と背景領域の強度情報とを含む強度画像データと、前記所定の領域における血液の位相情報と背景領域の位相情報とを含む位相画像データとを取得するためのスキャンを行う磁気共鳴イメージング装置のプログラムであって、
   前記強度画像データに含まれる背景領域の信号を除去する除去処理と、
   前記背景領域の信号が除去された強度画像データと前記位相画像データとを合成し、合成画像データを作成する合成処理と、
   を計算機に実行させるためのプログラム。