JP4115039B2

JP4115039B2 - 血管における圧縮波速度を測定する方法及び装置

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Publication number: JP4115039B2
Application number: JP10073899A
Authority: JP
Inventors: クリストファー・ジャジソン・ハーディ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 1998-04-08
Filing date: 1999-04-08
Publication date: 2008-07-09
Anticipated expiration: 2019-04-08
Also published as: US6141578A; DE69934450D1; EP0948929A2; EP0948929A3; JP2000152921A; EP0948929B1; DE69934450T2

Description

【０００１】
【発明の技術分野】
本発明は、核磁気共鳴イメージング方法及びシステムに関し、より具体的には、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムを用いて血管に沿った圧縮波を測定することに関する。
【０００２】
【発明の背景】
人体組織のような物体が一様の磁場（分極磁場Ｂ₀ ）にさらされると、組織内のスピンの個々の磁気モーメントは、この分極磁場に沿って整列しようとするが、各スピン固有のラーモア周波数においてランダムな秩序で分極磁場の周りを歳差運動する。物体又は組織が、ｘ−ｙ平面内に存在すると共にラーモア周波数に近い磁場（励起磁場Ｂ₁ ）にさらされると、整列後の正味のモーメントＭ_z は、ｘ−ｙ平面に向かって回転すなわち「傾斜」して、正味の横磁気モーメントＭ_t を生じ得る。励起信号Ｂ₁ を停止させた後に、励起したスピンによって信号が放出される。この信号を受信すると共に処理して画像を形成することができる。
【０００３】
これらの信号を利用して画像を形成するときに、磁場勾配（Ｇ_x 、Ｇ_y 及びＧ_z ）が用いられる。典型的には、イメージングされるべき領域は、これらの勾配が、用いられている特定の局在化方法に従って変化するような一連の測定サイクルによって走査される。得られる核磁気共鳴（ＮＭＲ）受信信号のセットをディジタル化すると共に処理し、多くの周知の再構成手法のうちの１つを用いて画像を再構成する。
【０００４】
ところで、大動脈の硬化は、年齢、健康状態及び冠状動脈疾患の相関であるものと見られている。大動脈の硬化は、左心室後負荷に影響を与えることがわかっており、心疾患の管理上重要な変量である。また、大動脈の硬化は、アテローム性動脈硬化症の存在の初期兆候となることもあり、動脈瘤破裂の可能性の予知指針ともなる。従って、大動脈の膨張性（distensibility）を決定するための高速且つ非侵襲的な手法が求められている。
【０００５】
大動脈の硬化の決定のための手法は多数提案されており、この中には、一心拍周期にわたる大動脈の直径及び血圧の変化の測定に基づくもの、並びに大動脈に沿って圧縮波または流動波の伝播速度を測定することに基づくものがある。ＭＲＭ誌、第３１巻、第５１３頁〜第５２０頁（１９９４年）のC.J. Hardy等による「大動脈膨張性のＮＭＲ測定の１次元速度法（A One-Dimensional Velocity Technique for NMR Measurement of Aortic Distensibility ）」に記載された１つの手法は、大動脈に整列した円筒形または「ペンシル」形のスピンのＮＭＲ励起を用いており、心拍ゲート法及びデータ・インタリーブ法を用いて有効時間分解能を増大させながら、大動脈血流のＭモード位相コントラスト画像を形成している。しかしながら、この方法は、血流が弱い患者または不整脈の患者の一部について、多大な測定不確定性を生じる可能性がある。
【０００６】
大動脈の膨張性を決定するための類似の方法であるがよりロバストな心拍ゲート式ＮＭＲ法が、ＭＲＭ誌、第３５巻、第８１４頁〜第８１９頁（１９９６年）のC.J. Hardy等による「インタリーブ式フーリエ速度符号化によるペンシル型励起：大動脈の膨張性のＮＭＲ測定（Pencil Excitation With Interleaved Fourier Verocity Encoding: NMR Measurement of Aortic Distensibility）」に開示されている。ここでもＮＭＲペンシル型励起パルスが用いられており、これと共に、バイポーラ速度符号化勾配及びこれに続いて読み出し勾配がペンシル軸に沿って印加されている。データのインタリーブが用いられており、波面の高速伝播が可能になるようにして有効時間分解能を向上させている。この方法では、バイポーラ勾配をある範囲の値にわたって段階的に変化させ、フーリエ変換を適用して、心拍周期の様々な時相についての速度分布プロフィールを形成する。最大振幅Ｇを有しておりローブ中心間の間隔がＴであるような正弦波状バイポーラ勾配が用いられている場合には、この方法によって得られる速度分解能Ｖ_res は、
Ｖ_res ＝π² ／２γＧＴ² （式１）
となる。ここで、γは磁気回転比である。得られる速度分布を一連の画像フレームとして形成することができ、圧縮波に起因する速度波が大動脈に沿って伝播する様子を見ることができる。この波の「立ち上がり（foot）」の位置は、連続した画像フレームにおいて測定されており、これを用いて波の速度（Ｃ）を決定することができる。次いで、波の速度Ｃ及び血管内の血液の密度ρを用いて、以下の関係に従って血管の膨張性Ｄを決定することができる。
【０００７】
Ｄ＝１／ρＣ² （式２）
ここで、膨張性は、血圧の単位変化当たりの血管の断面積の分数変化として定義されている。剛体の管（vessel）の内部の非圧縮性流体の場合には、圧力の変化は管に瞬時に伝達されるが、伸展性のある壁を有する管の場合には、圧縮波は管を膨張させ、管に沿って有限の速度で伝播する。
【０００８】
各々の画像フレームにおける速度波の立ち上がりの位置の測定は、長時間を要するものであり、また、主観的になる可能性もある。従って、一連の画像フレームから正確に波の速度を算出する自動化された方法が必要とされている。
【０００９】
【発明の概要】
血管に沿った速度波の動きを表す一連の画像フレームを収集し、これらの画像フレームを解析して速度波のパルス波速度を算出する方法が実施され、この方法は、血管に沿った波の位置を表す一連の画像フレームを一心拍周期中に一連の時間間隔で収集し、これらの画像フレームのうちの１つを基準画像として選択し、この基準画像を上述の画像フレームのうちの他の画像フレームと相互相関させて、画像フレーム中のある特徴の相対的位置を決定し、この決定された相対的位置からこの特徴の速度を算出することによるものである。
【００１０】
血管内での波の速度が、一連の画像フレームから自動的に算出される。各々の画像フレームと前記選択された基準画像フレームとの相互相関によって、各々の画像フレーム内の特徴を基準
フレームでの位置に対して位置決定することができる。画像フレーム内の最も顕著な動きのある特徴が速度波であるならば、上述のようにして速度波の相対的位置が測定される。画像フレーム間の時間間隔は既知であるので、これら相対的位置を時間に対してプロットしたものに最もよく当てはまる線の傾きから、動いている特徴の速度を算出することができる。
【００１１】
【好ましい実施例の説明】
図１は、本発明を組み込んだ好ましいＭＲＩシステムの主要な構成要素を示している。システムの動作は、キーボード及び制御パネル１０２と、表示装置１０４とを含んでいるオペレータ・コンソール１００から制御される。コンソール１００はリンク１１６を介して独立した計算機システム１０７と連絡しており、計算機システム１０７は、オペレータがスクリーン１０４上での画像の形成及び表示を制御できるようにする。計算機システム１０７は、バックプレーン１０３を介して互いに連絡している多数のモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、画像処理装置１０６、中央処理装置（ＣＰＵ）１０８、及び画像データ配列を記憶するフレーム・バッファとして当業界で知られているメモリ１１３等がある。計算機システム１０７は、画像データ及びプログラムを記憶するためのディスク記憶装置１１１及びテープ・ドライブ１１２に結合されており、また、高速シリアル・リンク１１５を介して独立したシステム制御装置１２２と連絡している。
【００１２】
システム制御装置１２２は、バックプレーン１１７によってまとめて接続されている一組のモジュールを含んでいる。これらのモジュールには、ＣＰＵ１１９及びパルス発生器１２１等があり、パルス発生器１２１は、シリアル・リンク１２５を介してオペレータ・コンソール１００に結合されている。リンク１２５を介して、システム制御装置１２２は実行されるべき走査シーケンスを指示する命令（コマンド）をオペレータから受け取る。パルス発生器モジュール１２１は、システムの構成要素を動作させて、所望の走査シーケンスを実行すると共に、発生されるべき無線周波（ＲＦ）パルスのタイミング、強度及び形状、並びにデータ収集間隔またはデータ収集ウィンドウのタイミング及び長さを指示するデータを発生する。パルス発生器モジュール１２１は、一組の勾配増幅器１２７に結合されており、走査中に発生される勾配パルスのタイミング及び形状を指示する。パルス発生器モジュール１２１はまた、患者に取り付けられた多数の異なるセンサからの信号、例えば電極からの心電図（ＥＣＧ）信号またはベローズからの呼吸信号を受信する生理学的データ取得制御装置１２９から患者のデータを受信する。パルス発生器モジュール１２１は更に、走査室インタフェイス回路１３３に結合されており、走査室インタフェイス回路１３３は、患者及びＭＲマグネット・システムの状態に関連した様々なセンサからの信号を受信する。走査室インタフェイス回路１３３を介して、患者位置決めシステム１３４が、走査に望ましい位置に患者を移動させるための命令を受信する。
【００１３】
パルス発生器モジュール１２１によって発生される勾配波形は、Ｇ_x 増幅器とＧ_y 増幅器とＧ_z 増幅器とで構成されている勾配増幅器システム１２７に印加される。各々の勾配増幅器は、アセンブリ１３９内の対応する勾配コイルを励起して、取得された信号を位置符号化するために用いられる磁場勾配を生じさせる。勾配コイル・アセンブリ１３９は、分極マグネット１４０と全身用ＲＦコイル１５２とを含んでいるマグネット・アセンブリ１４１の一部を成している。システム制御装置１２２内のトランシーバ・モジュール１５０がパルスを発生し、これらのパルスは、ＲＦ増幅器１５１によって増幅され、送受切換え（Ｔ／Ｒ）スイッチ１５４を介してＲＦコイル１５２に印加される。その結果として生ずる患者内部の励起された核によって放出される信号が、同じＲＦコイル１５２によって検知されて、送受切換えスイッチ１５４を介して前置増幅器１５３に供給される。増幅されたＮＭＲ信号は、トランシーバ１５０の受信器部において復調され、濾波されると共にディジタル化される。送受切換えスイッチ１５４は、パルス発生器モジュール１２１からの信号によって制御されて、送信モード時にはＲＦ増幅器１５１をコイル１５２に電気的に接続し、受信モード時には前置増幅器１５３をコイル１５２に電気的に接続する。送受切換えスイッチ１５４はまた、送信モードまたは受信モードのいずれの場合にも、例えば、頭部コイルまたは表面コイルのような分離型ＲＦコイル（図示されていない）を用いることが出来るようにする。
【００１４】
ＲＦコイル１５２によって取得されたＮＭＲ信号は、トランシーバ・モジュール１５０によってディジタル化されて、システム制御装置１２２内のメモリ・モジュール１６０へ転送される。走査が完了してデータの配列の全体がメモリ・モジュール１６０内に取得されたときに、アレイ処理装置モジュール１６１が動作して、このデータをフーリエ変換し、画像データの配列を作成する。この画像データの配列は、シリアル・リンク１１５を介して計算機システム１０７へ伝送され、そこで、ディスク・メモリ１１１に記憶される。オペレータ・コンソール１００から受け取った命令に応答して、この画像データの配列をテープ・ドライブ１１２に保管してもよいし、または画像処理装置１０６によって更に処理してオペレータ・コンソール１００へ伝送し、表示装置１０４に表示させてもよい。
【００１５】
トランシーバ１５０に関する更なる詳細については、本出願人に譲渡されている米国特許第４，９５２，８７７号及び同第４，９９２，７３６号に記載されている。
本発明を実行するに当たっては、図２及び図３に示すように、速度符号化パルス・シーケンスを用いて血管からＮＭＲデータを取得する。図３に示す例では、ＮＭＲデータは、縦軸２００に沿って整列している直径１．５ｃｍ〜３．０ｃｍ、長さ２４ｃｍ〜３２ｃｍの円筒空間２０１から取得される。先ず、目標の血管（例えば、下行大動脈）の位置を決めるために、スカウト走査を行って、軸２００を血管の中心に整列させる。大動脈の円筒空間２０１をいわゆる２次元選択励起を用いて励起する。ＲＦ励起パルスの印加時に一定の磁場勾配を用いる周知の１次元スライス選択励起とは対照的に、２次元選択励起は、図２に示すように、ＲＦ励起パルス２０６と同時に、時間につれて変化する２つの直交する磁場勾配２０２及び２０４を印加することにより行われる。本出願人に譲渡された米国特許第４，８１２，７６０号「単一のＲＦパルスによる多次元選択性ＮＭＲ励起（Multi-Dimensional Selective NMR Excitaion With A Single RF Pulse）」に記載されているように、２つの直交する勾配２０２及び２０４の経時変化と、同時に印加されるＲＦ励起パルス２０６の振幅包絡線とは、図３の軸２００に沿って位置している円筒空間型の励起スピンを生成するように選択することができる。それぞれＧ₁ 及びＧ₂ と表すこれら２つの勾配２０２及び２０４は、軸２００に直交しており、ＲＦ励起パルス２０６の印加中に正弦波状に変化し、０まで減衰する。
【００１６】
軸２００に整列している第３の勾配Ｇ₃ は、読み出し勾配としても、また速度符号化勾配としても作用する。この勾配は、バイポーラ速度符号化勾配２０８と、これに続く位相外し用ローブ２１０と読み出し勾配パルス２１２とを含んでいる。読み出しパルス２１２の期間中にＮＭＲ信号２１４が取得され、前述のようにしてディジタル化される。
【００１７】
図２のパルス・シーケンスを用いて、一心拍周期中の一連の時刻すなわち一連の時相においてＮＭＲデータを取得し、血圧が変化するときの目標の血管についての作用を監視する、すなわち「見る」。パルス・シーケンスの繰り返し速度（Ｔ_r ）は２４ミリ秒であり、各心拍周期中に１６回繰り返される。時間分解能を向上させ、且つ複数の値で速度符号化するためには、後述するように、データ取得を多数の心拍周期にわたって実行する。
【００１８】
図４に示すように、ＥＣＧ信号中の心拍トリガ信号２４０が検出されてから所定の時間の後にデータ取得を開始する。第１の心拍周期の際には、トリガ信号２４０から１ミリ秒後に１６回のデータ取得２４２が開始され、この間一貫して、第１の速度符号化値を用いる。その後の３つの心拍周期では、同じ速度符号化を用いるが、データ取得２４２に対して開始時間をそれぞれ６ミリ秒、１２ミリ秒及び１８ミリ秒遅らせて、１６回のデータ取得２４４、２４６及び２４８を行う。結果的に、心拍周期中に、第１の速度符号化について、６ミリ秒間隔で合計６４回のデータ取得が行われる。同じシーケンスを第２の速度符号化値２５０についても繰り返す。この場合にも、６ミリ秒間隔の６４回のデータ取得が行われ、取得時刻に応じてソーティングを行って記憶させる。この過程を異なる１６の速度符号化値について繰り返す。バイポーラ速度符号化勾配２０８（図２）を用いると、ピーク振幅として１Ｇ／ｃｍ、各々のローブごとの持続時間として４．３ミリ秒、速度分解能として１０ｃｍ／秒が達成される。これは、動いている速度波を正確に追跡するのに十分である。
【００１９】
各々の速度画像フレームごとに取得されたＮＭＲデータは、読み出し勾配パルス２１２（図２）の存在下でサンプリングされた１６個の速度符号化されたＮＭＲ信号で構成されている１組のデータである。この取得されたデータ組を、先ず読み出し軸に沿ってフーリエ変換して縦軸２００（図３）に沿った信号の位置を求め、次に速度符号化軸に沿ってフーリエ変換して縦軸２００に沿った様々な位置でのスピン速度の分布を表示する。
【００２０】
図５に、１２個の例示的な速度画像フレームを示す。水平方向は、縦軸２００（図３）に沿った位置ｘを示しており、垂直方向は速度ｖを示している。ｊ番目のフレーム中の一点（ｘ，ｖ）での信号の強度は、Ｉ（ｘ，ｖ，ｊ）と表すことができる。各々の画像フレームにおける基底の水平線は、励起された円筒空間の視野の静止したスピンによって発生された信号である。走査中に６４個の画像フレームが取得されるが、図５にはフレーム番号１２から２３までしか示されていない。その理由は、これらのフレームのみが視野を通る速度波の動きを表しているからである。更に詳しく述べると、伝播する波面は、先ずフレーム１３の位置２６０に現れ、後続の画像フレーム１４〜２０では位置２６２〜２７４に現れている。この速度波は、視野内を右から左へ移動しており、その位置を示す顕著な特徴を速度画像に形成している。画像フレームは、既知の時間間隔（例えば、６ミリ秒）での「スナップショット」であるので、この顕著な特徴がフレーム毎に移動した距離を決定することにより速度波の速度Ｃを算出することができる。
【００２１】
一連の画像フレームに示されている速度波の伝播速度の算出は、計算機システム１０７（図１）によって実行されるプログラムにより行われる。これを図６のフロー・チャートで示す。このプログラムを実行する処理の第１の工程３００は、画像フレームのうちの１つを基準Ｒとして選択するものである。複数の画像フレームが表示されているので、ユーザは、圧縮波が明瞭に見えている１つの基準フレームｊｒｅｆを選択する。例えば、ユーザは、基準フレームとして、図５に示す一連のフレーム画像の中からフレームｊｒｅｆ＝１６を選択することができる。この場合には、Ｒ（ｘ，ｖ）＝Ｉ（ｘ，ｖ，ｊ＝ｊｒｅｆ＝１６）となる。次の処理工程３０２として、ユーザは、この基準画像フレームを相互相関させたい範囲を選択する。この範囲にある画像フレームは、視野を横断する速度波を表しているものであり、図５に示す例では、この範囲はフレーム１３〜２０を包含することができる。
【００２２】
次いで、処理工程３０４に示すように、この基準画像フレームを、選択された範囲にある他の画像フレームｊの各々と相互相関させて、相互相関関数ＸＣ（ｘ，ｊ）を求める。相互相関は、Ronald N. Bracewell 著「フーリエ変換とその応用（The Fourier Transform and its Applications）」（McGraw-Hill 、所在地ニュー・ヨーク、第２版、１９７８年刊行）の第４６頁に記載されているものと同様の方式で行われる。従って、選択された範囲内の各々のフレームｊについて以下のようになる。
【００２３】
【数１】

【００２４】
ここで、ｕ＝−ｕｍａｘは画像の左端、ｕ＝ｕｍａｘは右端、ｖ＝−ｖｍａｘは下端、及びｖ＝ｖｍａｘは上端に相当する。式３でｊ＝ｊｒｅｆであるときには、Ｉ（ｕ，ｖ，ｊ）＝Ｒ（ｕ，ｖ）となり、式３は自己相関となる。この関数の最大値は、ｘ＝０に位置する。これは、相互相関処理と同じであるが、この相関は、基準画像の１つのコピーを移動させ、これを基準画像のもう１つの静止したコピーと相関させることにより行われる点が異なる。
【００２５】
相互相関工程３０４の結果は、相関度を縦軸２００（図３）に沿った位置の関数として示しているような一連の相関値である。ユーザは、判定工程３０８でこれらの相関関数を表示すると選択し、処理工程３１０において適当な表示を形成することができる。
各々の画像フレームにおける速度波の位置は、処理工程３１２に示すように、各々のフレームにおいて相関関数のピーク値の位置を求めることにより算出される。この処理は、相関値同士を比較して、最大の相関値の位置を得るといった単純なものであり得る。次いで、連続した画像フレームにおけるこれらのピーク値の位置を時間の関数としてプロットし、処理工程３１４に示すように、得られたプロットに対して直線をフィットさせる。最良のフィットを行うために、W.H. Press、 B.P. Flannery、 S.A. Teukolsky 及びW.T.Vetterling共著の「数値レシピ（Numerical Recipes ）」（Cambridge University Press、所在地ケンブリッジ、１９８６年刊行）の第４９９頁以降に記載されているような最小自乗法を用いている。次いで、処理工程３１６に示すように、この線の傾きを決定することにより、速度波の伝播を算出する。すなわち、時間の関数としての相関のピーク位置の変化が、速度波の伝播速度の尺度となる。最後の処理工程３１８は、前述のようにして血管の膨張性を算出するものである。
【００２６】
この自動的な波の速度の決定をよりロバストにするために、多数回の測定を行うことができる。第一に、画像フレーム内の中央のゼロ速度の基線（図５）が、移動する圧縮波の位置についての情報を与えることなく、相互相関関数に対して信号の大部分を寄与させているので、これらの基線データを相互相関工程３０４（図６）を行う前にゼロにする。また、再構成された画像フレームを直接用いるのではなく、画像をフィルタ処理してゴースト及び他のアーティファクトを除去してもよい。好ましい実施例では、これは、各々の画像フレームのピクセル値の正規化平方値を算出することにより達成される。この処理は、低強度乃至中強度のピクセルを犠牲にして高強度のピクセルを強調する効果を有しており、これにより、主な速度の軌跡に対してアーティファクトを抑制する。
【００２７】
本発明のいくつかの好ましい特徴のみについて例示し説明したが、当業者には、多くの変更及び変形が想到されよう。従って、特許請求の範囲は、本発明の要旨の範囲内に含まれるこれらのようなすべての改変及び変形をカバーすることを意図している。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を採用しているＭＲＩシステムのブロック図である。
【図２】本発明を実行するのに用いられる好ましいパルス・シーケンスを表すグラフである。
【図３】図２のパルス・シーケンスによってＮＭＲデータを取得しようとする血管の領域の見取り図である。
【図４】ＮＭＲデータを取得するセグメント型心拍ゲート式方法を表すグラフである。
【図５】取得されたＮＭＲデータから再構成される速度画像フレームの見取り図である。
【図６】取得されたＮＭＲデータから波の速度を算出するのに用いられる方法の流れ図である。

Claims

磁気共鳴イメージング・システムから、一連の時間間隔で、血管に沿った速度波の動きを表す一連の画像フレームを収集する手段と、前記画像フレームのうちの１つを基準画像として選択する手段と、前記基準画像を、前記画像フレームのうちの選択された他の画像フレームと相互相関させて、該画像フレームでの速度波の位置を示す特徴の相対的位置を決定する相互相関手段と、前記相互相関手段において決定された前記相対的位置から前記速度波の伝播速度を算出する手段とを有している、血管における圧縮波速度を測定する装置。
前記伝播速度の算出は、前記相対的位置のプロットに対して線を当てはめて、該線の傾きから波の速度を算出することにより行われる請求項１に記載の装置。
前記基準画像と、前記画像フレームのうちの選択された前記他の画像フレームとの前記相互相関の各々が、それぞれのピークを表しており、前記相互相関手段は、前記基準画像と、選択された前記他の画像フレームの各々との前記相互相関においてそれぞれのピークを求める請求項１に記載の装置。
前記血管を含んでいる視野内でのスピンの速度の分布を示すように収集された前記画像フレームをフーリエ変換する手段を含んでいる請求項１に記載の装置。
前記収集された画像フレームをフィルタ処理してアーティファクトを抑制する手段を含んでいる請求項４に記載の方法。
前記のフィルタ処理において、前記画像フレームの各々のピクセル値の正規化平方値が算出される請求項５に記載の装置。
実質的にゼロの波の速度を示している前記収集された画像フレーム内のピクセル値を実質的にゼロの値に設定する手段を含んでいる請求項４に記載の装置。