JP5394374B2 - 磁気共鳴イメージング装置及び血管画像取得方法 - Google Patents

磁気共鳴イメージング装置及び血管画像取得方法 Download PDF

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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)装置における、フェーズコントラストアンギオグラフィー法に基づく血管撮像技術に関する。
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(エコー信号)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。撮像においては、エコー信号には、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。計測されたエコー信号は、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。
このMRI装置を用いて、血管を描画するMRアンギオグラフィー(以下、MRAと略す)という撮像機能がある。そしてこのMRA撮像機能には、血流速度に応じて血液の横磁化の位相がシフトする原理を用いて、血管内血液を画像化するフェーズコントラストMRA(以下、PC-MRA)法がある。PC-MRA法では、正極性のフローエンコードパルスが印加されて取得された画像と、負極性のフローエンコードパルスが印加されて取得された画像と、の複素差分をとることで、流速値を反映した血管画像が取得される。
ところで、このPC-MRA法では、通常、撮像対象とする血管の平均流速に最適に合わせた1種類のみのフローエンコードが設定されて、対象血管が描出される。例えば、頸部領域をPC-MRA法で血管撮像する場合では、この頸部領域には主な血管として左右の頸動脈、左右の椎骨動脈、脳底動脈等があるが、頸部の大血管である頸動脈の平均流速40cm/sに合わせてフローエンコードが設定される。
しかし、一般的には、撮像する領域内には撮像対象とする血管と異なる平均流速を有する血管が複数存在する。そのため、1種類のみのフローエンコードを用いたPC-MRA法では、対象血管は高輝度に描出されるが、それ以外の血管は低輝度に描出されてしまい、血流速度の異なる血管のいずれもが高輝度に描出された血管画像とはならない。
そこで、(特許文献1)には、フェーズエンコードステップの低周波成分のデータ収集時では、比較的小さいフローエンコードとし、フェーズエンコードステップの高周波成分のデータ収集時では、比較的大きいフローエンコードとすることにより、比較的に速い流速で径の太い主要血管と、比較的に遅い流速で径の細い末梢血管のいずれも良好に描出する血管撮像技術が開示されている。
特開平5−207982号公報 米国特許4714081号公報
しかし、(特許文献1)に開示された技術では、フローエンコード毎のK空間データが完全に揃うわけではない。つまり、比較的小さいフローエンコードについてのK空間データは、フェーズエンコードステップの高周波成分が欠落しており、比較的大きいフローエンコードについてのK空間データは、フェーズエンコードステップの低周波成分が欠落することになる。そのため、比較的に速い流速で径の太い主要血管はぼけ、比較的に遅い流速で径の細い末梢血管の輝度が低下し、流速にかかわらず各血管の画質が低下すると考えられる。
そこで、本発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、PC-MRA法を用いた血管撮像において、血流速度の異なる複数の血管をそれぞれ高画質で描出できるMRI装置及び血管画像取得方法を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明は、複数の位相エンコードの各々で、フローエンコードの絶対値の異なるエコー信号をそれぞれ計測し、これらのフローエンコードの絶対値の異なるエコー信号を用いて、被検体の結果画像を再構成する。
具体的には、本発明のMRI装置は、被検体に対し、所定のフローエンコードに対応する、正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、を、複数の位相エンコードでそれぞれ行う計測制御部と、正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号と負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号とを用いて、被検体の血管画像を再構成する演算処理部と、を備え、計測制御部は、複数の位相エンコードの各々で、フローエンコードの絶対値が異なる複数のエコー信号の計測を行い、演算処理部は、フローエンコードの絶対値が異なる複数のエコー信号を用いて、血管画像を再構成することを特徴とする。
また、本発明の血管画像取得方法は、被検体から、フローエンコードの絶対値を異ならせて、各フローエンコードに対応する、正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、を複数の位相エンコードでそれぞれ行って、計測された複数のエコー信号を用いて、被検体の血管画像を再構成することを特徴とする。
本発明のMRI装置及び血管画像取得方法は、PC-MRA法を用いた血管撮像において、複数の位相エンコードの各々で、フローエンコードの絶対値が異なる複数のエコー信号を計測し、それらのエコー信号を用いて血管画像を再構成するので、血流速度の異なる複数の血管をそれぞれ高画質に描出することができるようになる。
本発明に係るMRI装置の一実施例の全体構成を示すブロック。 PC-MRA法の血管撮像に使用されるパルスシーケンスの一例のシーケンスチャート。 フローエンコードパルスの詳細図。 3方向の血流を計測する場合のフローエンコードパルスの組合せパターンを説明する図。 本発明に係るPC-MRA法に基づく血管画像を取得する演算処理フローを説明する図。 撮像対象とする血管の平均血流速度に最適に合わせた1種類のみのフローエンコードによるPC-MRA法の概要を説明する図。 本発明の第1の実施形態のフローエンコードパルス制御の一例を施したパルスシーケンスのシーケンスチャート。 図7のフローエンコード制御の作用を正味ベクトルで示した図。 本発明の第1の実施形態の全体処理フローを示すフローチャート。 (a)は、本発明の第1の実施形態におけるフローエンコード毎の血管画像の合成処理フローを示すフローチャート,(ｂ)は、本発明の第2の実施形態における血管画像の再構成処理フローを表すフローチャート。 本発明の第3の実施形態の処理フローを表すフローチャート。 本発明の第4の実施形態の演算フローを示す図。 軸依存の可変ローパスフィルター処理の処理フローを表すフォローチャート。 本発明の第3、4実施形態の具体的効果を示す画像例。 本発明の第4の実施形態の血管強調フィルターの第一の例を説明する図。(a)は血管強調フィルター処理の処理フローを示すフローチャート、(b)は、血管画像の画素値ヒストグラムの一例を示す図。 本発明の第4の実施形態の血管強調フィルター処理の効果を説明する図。 本発明の第4の実施形態の静脈抑制フィルターの第二の例を説明する図。(a)は静脈抑制フィルター処理の処理フローを示すフローチャート、(b)は、静脈抑制フィルター処理の一例を示す図。(c)は血管強調フィルターの効果を説明する図。
以下、本発明に係るMRI装置の各実施形態を図面に基づいて説明する。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、本発明に係るMRI装置の一例の概略を図1に基づいて説明する。図1は本発明のMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、核磁気共鳴(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。
静磁場発生系2は、被検体1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生部が配置されている。
傾斜磁場発生系3(傾斜磁場発生部)は、X，Y，Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイル9を駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体1に印加する。より具体的には、X、Y、Zのいずれかの1方向にスライス選択傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、残り2つの方向に位相エンコード傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード(又は、読み出し)傾斜磁場パルス(Gf)を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。
シーケンサ4は、高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」という)と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加してエコー信号の計測を制御する計測制御部である。シーケンサ4は、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像の再構成に必要なエコー信号の計測のための種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送って、これらの系を制御することにより、エコー信号の計測を制御する。
送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるためにRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波(RFパルス)が被検体1に照射される。
受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号(NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射された電磁波によって誘起される被検体1の応答の電磁波(NMR信号)が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でデジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。以下、エコー信号のデジタルデータをエコーデータという。
信号処理系7は、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置(記憶手段)と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのエコーデータがCPU8(演算処理部)に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の演算処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。また、CPU8は、K空間に対応するメモリを内部に備えてエコーデータを記憶する。以下、エコーデータをK空間に配置する旨の記載は、エコーデータがこのメモリに書き込まれて記憶されることを意味する。また、K空間に対応するメモリに書き込まれたエコーデータをK空間データという。
操作系25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作系25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作系25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。
なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生系2の静磁場空間内に設置されている。
現在MRI装置の撮像対象スピン種は、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、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を二次元もしくは三次元的に撮像する。
次に、上記本発明に係るMRI装置が備えるPC-MRA法を説明する。
最初に、PC-MRA法の血管撮像に使用されるパルスシーケンスの一例を図2に示すシーケンスチャートに基づいて説明する。図2は二次元グラジエントエコー法のパルスシーケンスの一繰り返し時間(TR)分を示し、RF、Gs、Gp、Gr、Echoはそれぞれ、RFパルス、スライス傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、周波数エンコード傾斜磁場、エコー信号の軸を表す。
そして、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライス方向のフローリフェイズ傾斜磁場パルス、204は周波数エンコード方向のフローリフェイズ傾斜磁場パルス、205は位相エンコード傾斜磁場パルス、206は周波数エンコード傾斜磁場パルス、207はエコー信号、208,210はスポイラー傾斜磁場パルス、209はリワインド傾斜磁場パルス、211は正又は負極性のフローエンコードパルスである。このシーケンスチャートにもとづいてシーケンサ4が傾斜磁場発生系2、送信系5、及び受信系6を制御し、RFパルスと各傾斜磁場パルスの印加とそのタイミング、及びエコー信号の計測とそのタイミングの制御を行う。具体的には、一繰り返し時間(TR)内で、シーケンサ4は、以下の様に各パルスの印加とエコー信号の計測を制御する。
RFパルス201とスライス選択傾斜磁場パルス202とが同時に被検体に印加されることにより、所望の撮像領域の核磁化が励起されて横磁化が発生する。次に、スライス方向にグラディエントモーメントヌリング(Gradient Moment Nulling)法に基づくフローリフェイズ傾斜磁場パルス203が印加されて、スライス方向の血流により発生した血液の横磁化の位相分散がキャンセルされる。
次に、正又は負極性のフローエンコードパルス211が所望の軸に印加される。図2では、3軸のそれぞれに印加される例を示している。各軸へのフローエンコードパルス211の印加の仕方の詳細については後述する。実線は正極性のフローエンコードパルスを示し、点線は負極性のフローエンコードパルスを示す。正極性のフローエンコードパルスのみを用いた撮像と、負極性のフローエンコードパルスのみを用いた撮像と、が繰り返されて血管撮像が行われる。フローエンコードパルスの詳細は後述する。
次に、位相エンコード傾斜磁場パルス205と周波数方向のフローリフェイズ傾斜磁場パルス204とが印加される。位相エンコード傾斜磁場パルス205は、位相エンコード方向の空間情報をエコー信号にエンコードするための傾斜磁場パルスである。位相エンコードの数は通常1枚の画像あたり64、128、256、512等の値が選ばれる。周波数エンコード方向のグラディエントモーメントヌリング法に基づくフローリフェイズ傾斜磁場パルス204は、スライス方向のフローリフェイズ傾斜磁場パルス203と同様に、周波数エンコード方向の血流により発生した血液の横磁化の位相分散をキャンセルするためのものである。
次に、周波数エンコード傾斜磁場パルス206は、エコー信号207の計測の際に印加されて、エコー信号に周波数エンコード方向の位置情報をエンコードするためのものである。各エコー信号は通常128、256、512、1024個のサンプリングデータからなる時系列信号として得られる。
次に、スポイラー傾斜磁場パルス208及び210と、リワインド傾斜磁場パルス209とが印加される。、スポイラー傾斜磁場パルス208と210は、エコー信号計測後に印加され、その印加方向の横磁化の位相を分散させるものである。リワインド傾斜磁場パルス209は、位相エンコード傾斜磁場パルス205に対して逆極性の傾斜磁場パルスであって、位相エンコード傾斜磁場パルス205によりエコー信号207に印加された位相エンコード量をキャンセルするものである。これにより、繰り返し時間(TR)間で各軸に印加される傾斜磁場の印加量は、繰り返し時間(TR)によらず一定となり、図2のパルスシーケンスを繰り返すことにより、励起領域の磁化を定常状態に導くことができる。
以上の様な各パルスの印加により構成される一繰り返し分のパルスシーケンスを、位相エンコード傾斜磁場パルス205及びリワインド傾斜磁場パルス209の印加量を変えて、短い繰り返し時間(TR)で、所定の繰り返し回数だけ繰り返すことにより、画像再構成に必要な数のエコー信号が計測される。なお、上記説明では、スライス方向と周波数エンコード方向共にグラディエントモーメントヌリング法に基づくフローリフェイズを行う例を説明したが、フローリフェイズは行わなくても良い。また、フローエンコードパルスの組合せパターンを工夫した繰り返し回数の削減については後述する。
(フローエンコードパルスの説明)
ここで、フローエンコードパルスの詳細を図3に基づいて説明する。図3(a)は正極性の、図3(b)は負極性のフローエンコードパルスの一例をそれぞれ示している。
図3(a)に示す正極性フローエンコードパルスは、振幅が-G、印加時間がTで印加量(つまり面積)S＝−G・Tの傾斜磁場パルス301-1と、振幅が＋G、印加時間がTで印加量S＝＋G・Tの傾斜磁場パルス301-2と、が相互の中心間の時間間隔がTiとなるように構成されたフローエンコードパルスである。このような正極性のフローエンコードパルスが印加されると、その印加方向の正方向に流れる血液の横磁化の位相は正方向に増加し、負方向に流れる血液の横磁化の位相は負方向に増加(つまり減少する)する。
一方、図3(b)に示す負極性フローエンコードパルスは、図3(a)の正極性フローエンコードパルスの極性を反転した波形を有し、振幅が＋G、印加時間がTで印加量S＝＋G・Tの傾斜磁場パルス302-1と、振幅が−G、印加時間がTで印加量S＝−G・Tの傾斜磁場パルス302-2と、が相互の中心間の時間間隔がTiとなるように構成されたフローエンコードパルスである。このような負極性のフローエンコードパルスが印加されると、その印加方向の正方向に流れる血液の横磁化の位相は負方向に増加し(つまり減少する)、負方向に流れる血液の横磁化の位相は正方向に増加する。
両フローエンコードパルスによる横磁化の位相の増減量は、血流速度及びフローエンコードパルスの印加量(以下、フローエンコードパルスの印加量をフローエンコード量という)に依存して定まる。具体的には、フローエンコードパルスの印加方向に速度Vで流れている血流の横磁化の位相シフト量φfは、(1)式で表される。
φf＝γ×(＋／−)S×Ti×V (1)式
ここで、γは磁気回転比であり、Sは、前述の通り、フローエンコードパルスを構成する一つの傾斜磁場パルスの印加量(面積)であり、Tiは、前述の通り、フローエンコードパルスを構成する2つの傾斜磁場パルスの相互中心間の時間間隔であり、＋、−の符号はフローエンコードパルスの極性がそれぞれ正極性及び負極性であることを表す。なお、静止組織の横磁化は、V＝0であることから、フローエンコード量によらず位相シフトを受けない。
このようなフローエンコードパルスが印加されると、静止組織の横磁化ベクトル^S(^はベクトルを表すものとする)と血液の横磁化ベクトル^Fとを加算した正味ベクトル^Aは、静止組織の横磁化ベクトル^Sは不変であることから、図3(c),(d)にそれぞれ示すように、
^A+＝^S+＋^F+＝^S＋^F+
^A-＝^S-＋^F-＝^S＋^F- (2)式
となる。なお、^S+と^F+との成す角度が＋φfとなり、^S-と^F-との成す角度が−φfとなる。そして、両者の正味ベクトルの複素差分^Iは、
^I＝^A+−^A-＝^F+−^F-
｜^I｜＝2×｜F｜×｜sin(φf)｜ (3)式
となる。ここで、｜F｜＝|^F+|＝|^F-|であり、｜F｜＝(|^F+|＋|^F-|)/2と考えても良い。つまり、複素差分^Iは、血液からの信号のみを表し、その信号強度は、フローエンコード量と血流速度に依存することが理解される。
そこで、正極性のフローエンコードパルスを所望の軸に印加して取得された画像と、負極性のフローエンコードパルスを同一軸に印加して取得された画像と、の複素差分画像においては、静止組織からの信号が差分により削除され、血液からの信号のみが残ることになり、血管画像が得られることになる。
また、式(3)から、φf＝±π/2の場合に複素差分^Iの絶対値が最大となることが理解される。そこで、撮像対象の血管の平均流速Vが指定されると、その血管が最大輝度で描画されるためのフローエンコード(VENC;Velocity ENCoding)を
VENC＝γ×S×Ti＝π／(2V) (4)式
とすれば良いことになる。血流速度が小さい場合には、S又はTiを大きくしてフローエンコード量を大きくし、血流速度が大きい場合には、S又はTiを小さくしてフローエンコード量を小さくすれば良い。
(フローエンコードパルスの組合せパターンの説明)
次に、PC-MRA法における、フローエンコードパルスの印加軸についての効率的な組合せパターンと、その組合せに基づく演算処理について説明する。前述の通り、単純に、3軸の各々に正負のフローエンコードパルスを印加してそれぞれの画像を取得し、軸毎の複素差分画像を合成して、あらゆる方向に流れる血流を画像化しようとすると、二次元撮像の場合は、
(積算回数)×(位相エンコード数)×(正負2回)×(3軸方向) (5)式
の繰り返し回数となる。三次元撮像の場合は、さらにこの(スライスエンコード数)倍となる。
また、二次元の厚い1スライス撮像ではSNRを保持するため、通常、積算計測が用いられ、その回数は6〜12回程度となる。これらのデータが2次元もしくは三次元フーリエ変換されて画像が作成される。6〜12回の積算計測では撮像時間がかかりすぎてしまい、患者負担が大きくなって実用的でなくなってしまう。そこで、フローエンコードパルスの組合せを工夫して、繰り返し回数を減らし、全体の撮像時間を短縮する方法を図4，5に基づいて説明する。
図4は、繰り返し回数を減らすための、フローエンコードパルスの効率的な組合せパターンの一例である。即ち、直交する3軸方向を体軸(FH)方向、上下(AP)方向、及び左右(RL)方向とし、4つの組合せパターンの撮像であらゆる方向の血管を描画する場合における、各回で印加するフローエンコードパルスの組合せパターン(正極性を＋、負極性を−)を示した表が図4である。また、図5は、図4に示すフローエンコードパルスの組合せパターンで取得されるK空間データと、最終的な血管画像を取得するまでの演算フローを示している。
第1の組合せパターン(1回目(1))では、HF方向とAP方向に正極性のフローエンコードパルスが、RL方向に負極性のフローエンコードパルスが印加されて撮像され、K空間データ501とそれをフーリエ変換(IFT)した画像データ521とが得られる。同様に、第2の組合せパターン(2回目(2))では、FH方向とRL方向に正極性のフローエンコードパルスが、AP方向に負極性のフローエンコードパルスが印加されて撮像され、K空間データ502とそれをフーリエ変換(IFT)した画像データ522とが得られる。第3の組合せパターン(3回目(3))では、AP方向とRL方向に正極性のフローエンコードパルスが、HF方向に負極性のフローエンコードパルスが印加されて撮像され、K空間データ503とそれをフーリエ変換(IFT)した画像データ523とが得られる。最後の第4の組合せパターン(4回目(4))では、3軸方向全てに負極性のフローエンコードパルスが印加されて撮像され、K空間データ504とそれをフーリエ変換(IFT)した画像データ524とが得られる。特に、この第4の組合せパターンにより取得された画像524は、全軸に同じ極性のフローエンコードパルスが印加された取得されたものであることから、リファレンス画像としての意味を有している。
次に、図5に示すように、CPU8は、画像521と画像522とを複素加算して加算画像541を得る。この加算画像541では、AP方向及びRL方向の血流成分に基づく画像データが加算により相殺され、HF方向の血流成分に対する正極性フローエンコードパルス基づく正味ベクトル(^A+ hf)のみが残ることになる。また、CPU8は、画像523と画像524とを複素加算して加算画像542を得る。この加算画像542では、加算画像541と同様に、AP方向及びRL方向の血流成分に基づく画像データが加算により相殺され、HF方向の血流成分に対する負極性フローエンコードパルスに基づく正味ベクトル(^A- hf)のみが残ることになる。そして、CPU8は、加算画像541と換算画像542とを複素差分することで、HF方向に流れる血流成分に基づく血管画像Zhfを得る。同様の論理により、画像522と画像523とを複素加算して取得された加算画像543と、画像521と画像524とを複素加算して取得された加算画像544との複素差分画像は、RL方向に流れる血流成分に基づく血管画像Zrlとなる。また、画像521と画像523とを複素加算して取得された加算画像545と、画像522と画像524とを複素加算して取得された加算画像546との複素差分画像は、AP方向に流れる血流成分に基づく血管画像Zapとなる。そして、CPU8は、各血流方向の画像Zhf、 Zrl、及びZapを合成して合成画像Z＝sqrt(Zhf2+Zrl2+Zap2)を取得する。この合成画像は、あらゆる方向の血流を描画した血管画像となる。
以上説明したような、フローエンコードパルスの効率的な組合せパターンとその組合せパターンに基づく演算処理により繰り返し回数を減らすことができ、二次元撮像の場合は、
(積算回数)×(位相エンコード数)×(必要な血流情報の方向(1〜3)＋1) (6)式
で表される繰り返し数となり、三次元計測の場合は、
(積算回数)×(位相エンコード数)×(スライスエンコード数)
×(必要な血流情報の方向(1〜3)＋1)) (7)式
で表される繰り返し数となり、繰り返し数が大幅に低減する。
(1種類のみのフローエンコードでの撮像の場合の説明)
次に、本発明の特徴及び効果の理解を促進するための比較例として、撮像対象とする血管の平均血流速度に最適に合わせた1種類のみのフローエンコードによるPC-MRA法の概要を図6に基づいて説明する。
一般的に、撮像領域内には撮像対象とする血管内の平均血流速度と異なる平均血流速度を有する血管が複数存在する。そのため、1種類のみのフローエンコードによるPC-MRA法では、撮像対象血管は高輝度に描出されるが、それ以外の血管は低輝度に描出されてしまい、血流速度の異なる血管のいずれもが高輝度に描出された血管画像とはならない。
例えば、図6(a)に示す様な、撮像対象の血管の平均流速に合わせたフローエンコード(VENC)を有する正極性のフローエンコードパルス(+VENC;601)と負極性のフローエンコードパルス(-VENC;602)とを有するパルスシーケンスにより取得された、血流の流速毎の正味ベクトル^Aの様子を図6(b)〜(d)に示す。なお、図6(b)〜(d)においては、図3(c)〜(d)に示したような静止組織の横磁化ベクトルの表示を省略してある。図6(c)は、フローエンコード(VENC)に最適に対応する流速の血液が流れる撮像対象血管の正味ベクトル(^A+、^A-)である。そのため、(1)式のφf＝π/2となり、^A+と^A-との成す角度はπとなり、これらの複素差分^A(＝^A+-^A-)は最大となる。従って、撮像対象の血管は高輝度で描画されることになる。一方、撮像対象の血管の平均流速より遅い平均流速を有する血管については、図6(b)に示すように、フローエンコード(VENC)がこの平均流速に対して最適となっていないために、(1)式のφf＜π/2となり、^A+と^A-との成す角度はπより小さくなり、これらの複素差分^A(＝^A+-^A-)は図6(c)の撮像対象血管の複素差分よりも小さくなる。
従って、撮像対象の血管の平均流速より遅い平均流速を有する血管は低輝度で描画されることになる。同様に、撮像対象血管の平均流速より速い平均流速を有する血管についても、図6(d)に示すように、フローエンコード(VENC)がこの平均流速に対して最適となっていないために、(1)式のφf＞π/2となり、^A+と^A-との成す角度はπより小さくなり、これらの複素差分^A(＝^A+-^A-)は図6(c)の撮像対象血管の複素差分よりも小さくなる。従って、撮像対象血管の平均流速より速い平均流速を有する血管も低輝度で描画されることになる。
以上の説明から、撮像対象血管の平均流速に最適に合わせた1種類のみのフローエンコード(VENC)による血管撮像では、その撮像対象血管のみが高輝度に描出され、他の平均流速の血管は低輝度に描出されてしまって、血管画像において、各血管の輝度が均一にならず画質が低下してしまう。
そこで、本発明は、複数の位相エンコードの各々において、フローエンコードの異なる複数のエコー信号の計測を行う。以下本発明の各実施形態を詳細に説明する。
(第1の実施形態)
次に本発明のMRI装置及び血管画像取得方法の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、複数のフローエンコードを用いて、フローエンコード毎に血管画像を再構成し、フローエンコード毎の血管画像を合成して一つの血管画像を作成することにより、血流速度の異なる複数の血管を共に高輝度で描出する。そのためには、複数の位相エンコードの各々において、フローエンコードの異なる複数のエコー信号の計測を行う。以下、本実施形態のPC-MRA法を、厚い1スライスを撮像する場合を例にして、図7〜図10に基づいて説明する。
(本実施形態の概要の説明)
最初に、本実実施形態の概要を図7，8を用いて説明する。
図7は、本実施形態のフローエンコードパルス制御の一例を施したパルスシーケンスのシーケンスチャートを示し、厚い1スライス内の主要血管又は多数血管の血流の平均流速をVとして、(a)はV-α[cm/sec],(b)はV[cm/sec]、及び(c)はV+β[cm/sec]に対応するフローエンコード(VENC)を用いて撮像する場合を示している。即ち、図7は、平均流速VをVENC2(711,712)で、遅い流速V-αをVENC1(701,702)で、速い流速V+βをVENC3(721,722)で、それぞれ撮像する場合を示している。α及びβの値は撮像目的に応じて決定される。例えば、V＝50[cm/sec],α＝β＝10[cm/sec]とすることができる。また、スライス内の血流速度の分布、撮像目的、及び、必要とする画質に応じて、流速及びフローエンコードの設定数が決定される。流速設定数を増やして相互の流速間隔を狭くすれば画質が向上する。なお、本実施形態は3種類のフローエンコードに限られることなく、3種類以上のフローエンコードを用いても良い。
また、図8は、図7のフローエンコード制御の作用を正味ベクトルで示した図であり、図7の3つのVENCが各流速の血液に対してどのように作用するかを、各VENCに対応する流速毎に正味ベクトルで示した図である。なお、図8では、静止組織の横磁化ベクトルの表示を省略してある。
図7(a)は、血流速度V-αの血液を高輝度に描出するために、この流速に対応するフローエンコード1(VENC1;701,702)が設定されたパルスシーケンスを示し、このVENC1(701,702)は、式(4)より、他の流速に対応するVENC2,3よりもその振幅が大きくされている。このVENC1を用いて、図4に示す組合せパターン毎に撮像が行われ、図5に示す演算処理により、VENC1の血管画像が取得される。
図8(a)は、血流速度V-αに対応するVENC1が、各流速の血液にどのように作用するかを正味ベクトル(^A+と^A-)で示したものである。VENC1が血流速度V-αに最適に設定されているため、この流速及びその近傍の流速を有する血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度は略πとなる。しかし、他の速度の血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度はπより大きくなってしまう。
したがって、血流速度V-αの血液の正味ベクトルの複素差分^A(＝^A+-^A-)801は、他の血流速度の正味ベクトルの複素差分802,803と比較して最大となる。つまり、血流速度V-αの血液が流れる血管は、他の血流速度の血液が流れる血管よりも、VENC1により高輝度に描出されることになる。
次に、図7(b)は、血流速度Vの血液を高輝度に描出するために、この流速に対応するフローエンコード2(VENC2;711,712)が設定されたパルスシーケンスを示し、このVENC2(711,712)は、式(4)より、他の流速に対応するVENC1,3の中間の振幅となっている。図7(a)と同様に、このVENC2を用いて、図4に示す組合せパターン毎に撮像が行われ、図5に示す演算処理により、VENC2の血管画像が取得される。
図8(b)は、血流速度Vに対応するVENC2が、各流速の血液にどのように作用するかを正味ベ0クトル(^A+と^A-)で示したものである。VENC2が血流速度Vに最適に設定されているため、この流速及びその近傍の流速を有する血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度は略πとなる。しかし、他の血流速度の血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度はπより小さい(811)か又は大きく(812)なってしまう。したがって、血流速度Vの血液の正味ベクトルの複素差分^A(＝^A+-^A-)812は、他の血流速度の正味ベクトルの複素差分811,813と比較して最大となる。つまり、血流速度Vの血液が流れる血管は、他の血流速度の血液が流れる血管よりも、VENC2により高輝度に描出されることになる。
最後に、図7(c)は、血流速度V＋βの血液を高輝度に描出するために、この流速に対応するフローエンコード3(VENC3;721,722)が設定されたパルスシーケンスを示し、このVENC3(721,722)は、式(4)より、他の流速に対応するVENC1,2よりもその振幅が小さくされている。図7(a)と同様に、このVENC3を用いて、図4に示す組合せパターン毎に撮像が行われ、図5に示す演算処理により、VENC3の血管画像が取得される。
図8(c)は、血流速度V＋βに対応するVENC3が、各流速の血液にどのように作用するかを正味ベクトル(^A+と^A-)で示したものである。VENC3が血流速度V＋βに最適に設定されているため、この流速及びその近傍の流速を有する血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度は略πとなる。しかし、他の血流速度の血液の正味ベクトル^A+と^A-との成す角度はπより小さくなってしまう。したがって、血流速度V＋β血液の正味ベクトルの複素差分^A(＝^A+-^A-)823は、他の血流速度の正味ベクトルの複素差分821,822と比較して最大となる。つまり、血流速度V＋βの血液が流れる血管は、他の血流速度の血液が流れる血管よりも、VENC3により高輝度に描出されることになる。
なお、図8(d)は、本実施形態の複数のフローエンコート量を用いたPC-MRA法により撮像される血管画像内の血流速度毎の信号強度分布を示している。図6(b)に示す同様の分布と比較して、血流速度によらず信号強度は略均一となっていることが理解される。
以上の各流速に対応するフローエンコードでの計測が、図4に示すフローエンコードパルスの組合せパターンのそれぞれで行われる。つまり、シーケンサ4は、図4の第1のフローエンコードパルスの組合せパターンの撮像を、各流速に対応するフローエンコード毎に行う。図7，8の例であれば、3種類のフローエンコードで撮像を行うことになる。同様に、シーケンサ4は、第2〜4のフローエンコードパルスの組合せパターンの撮像も各流速に対応するフローエンコード毎に行う。例えば、図7，8の例であれば、合計(4つの組合せパターン)×(3種類のフローエンコード)＝12回の撮像が行われることになる。従って、単純にフローエンコード数を増やした撮像を行うと、全体の撮像時間が延長してしまい、患者負担が増大してしまう。
そこで、全体の撮像時間を延長させないようにするために、各フローエンコードの計測における積算回数を制御する。即ち、
計測回数＝(積算回数)×(フローエンコードの数)×(組合せパターン数)
が増大しないように、フローエンコードの種類に応じて、積算回数を制御する。具体的には、フローエンコードの数を増やす場合は積算回数を減らし、フローエンコードの数を減らす場合は積算回数を増やす。なお、SNRは計測回数に依存するので、計測回数が同じであれば、積算回数を減らしてもSNRは変わらない。
本実施形態では、各流速に対応するフローエンコードでの計測が行われることから、(フローエンコードの数)が増加するので、フローエンコードパルスの各組合せパターンの計測における積算回数を減らすことにより、(計測回数)を変えず全体の撮像時間を延長させないようにする。例えば、従来の1種類のフローエンコードで撮像する場合は、SNRを確保するために積算回数＝6〜12回とするのが通常であるので、フローエンコードの数を3種類とする場合には、各フローエンコードでの計測の積算回数を2〜4回とすればよい。もちろん、それぞれのフローエンコードの計測で積算回数を異ならせても良い。
最後に、上記の図7(a)〜(c)のパルスシーケンスを用いて、それぞれ取得されたフローエンコード毎の血管画像を合成する。合成の際には、所望の重み付け加算を行っても良い。この合成画像には、血流速度が異なる複数の血管がほぼ均質な信号強度で描出されることになるので、血管画像の画質が向上することになる。なお、画像合成の詳細は後述する。
以上までが、本実施形態の概要である。
(本実施形態の全体処理フローの説明)
次に、上記本実施形態の概要説明を踏まえて、本実施形態の全体処理フローの詳細を図9に基づいて説明する。図9は、本実施形態の全体処理フローを示すフローチャートである。
ステップ901で、PC-MRA法を用いた血管撮像のための設定が行われる。操作者は、まず被検体を静磁場発生系2内の計測空間に配置する。そして、ディスプレイ20に表示された各種入力画面(GUI)を見ながら、マウス23やキーボード24を用いてPC-MRA法を用いた血管撮像を選択し、撮像パラメータを入力する。パルスシーケンスは例えば図2のグラジエントエコー法に基づくパルパルスシーケンスが操作者により或いはCPU8により選択される。
本実施形態で特に重要な撮像パラメータが、撮像対象の血流速度の値とその設定数である。例えば、操作者が入力画面(GUI；血流速度設定部)上で代表血管の平均血流速度のみを入力し、CPU8がその入力された平均血速度に対して所定の値を加減した所定数の血流速度を設定しても良い。或いは、操作者が入力画面(GUI)上で複数の平均血流速度を直接入力設定してもよい。CPU8は、設定された複数の血流速度の各々について、式(4)に基づいて、各血流速度に対応するフローエンコード(VENC)を求める。そして、CPU8は、操作者により入力設定された又は演算により求めた各撮像パラメータをシーケンサ4に通知する。
以下、図7,8に示した様に、3種類の血流速度V-α、V、及びV+βに対応する血管撮像を行う場合を例にして説明する。
ステップ902で、図4のフローエンコードパルス組合せパターンの各々で、フローエンコード1(VENC1)、位相エンコードm、のパルスシーケンスが実行される。なお、本フローチャートでは、フローエンコードパルス組合せパターンのループについての図示を省略してある。シーケンサ4は、VENC1を有するグラジエントエコー法のパルスシーケンスを起動し、フローエンコードパルス組合せパターンの各々で位相エンコードmのパルスシーケンスの実行を制御し、フローエンコードパルス組合せパターン毎のVENC1のK空間における位相エンコードmのエコーデータが取得される。
ステップ903で、積算ループパラメータ(i)が所定の積算回数(NAS1)未満であれば、ステップ904で積算ループパラメータ(i)がインクリメントされて再びステップ902に戻り、位相エンコードmのパルスシーケンスが繰り返される。他方、積算ループパラメータ(i)が所定の積算回数 (NAS1)となれば、ステップ905に移行する。また、CPU8は、この積算ループ内で取得されたフローエンコードパルス組合せパターン毎の位相エンコードmのエコーデータを、フローエンコードパルス組合せパターン毎のVENC1のK空間における位相エンコードmのエコーデータに加算する。
ステップ905で、フローエンコードパルス組合せパターンの各々で、フローエンコード2(VENC2)、位相エンコードmのパルスシーケンスが実行される。ステップ902と同様に、シーケンサ4は、VENC2を有するグラジエントエコー法のパルスシーケンスを起動し、フローエンコードパルス組合せパターンの各々で位相エンコードmのパルスシーケンスの実行を制御し、フローエンコードパルス組合せパターン毎のVENC2のK空間における位相エンコードmのエコーデータが取得される。
ステップ906で、積算ループパラメータ(j)が所定の積算回数 (NAS2)未満であれば、ステップ907で積算ループパラメータ(j)がインクリメントされて再びステップ905に戻り、位相エンコードmのパルスシーケンスが繰り返される。他方、積算ループパラメータ(j)が所定の積算回数(NAS2)となれば、ステップ908に移行する。また、CPU8は、この積算ループ内で取得されたフローエンコードパルス組合せパターン毎のエコーデータを、フローエンコードパルス組合せパターン毎のVENC2のK空間における位相エンコードmのエコーデータに加算する。
ステップ908で、フローエンコードパルス組合せパターンの各々で、フローエンコード3(VENC3)、位相エンコードmのパルスシーケンスが実行される。ステップ902,905と同様に、シーケンサ4は、VENC3を有するグラジエントエコー法のパルスシーケンスを起動し、フローエンコードパルス組合せパターンの各々で位相エンコードmのパルスシーケンスの実行を制御し、フローエンコードパルス組合せパターン毎のVENC3のK空間における位相エンコードmのエコーデータが取得される。
ステップ909で、積算ループパラメータ(k)が所定の積算回数(NAS3)未満であれば、ステップ910で積算ループパラメータ(k)がインクリメントされて再びステップ908に戻り、位相エンコードmのパルスシーケンスが繰り返される。他方、積算ループパラメータ(k)が所定の積算回数(NAS3)となれば、ステップ911に移行する。また、CPU8は、この積算ループ内で取得されたフローエンコードパルス組合せパターン毎のエコーデータを、各組合せパターンに対応するVENC3のK空間における位相エンコードmのエコーデータに加算する。
ステップ911で、位相エンコードmが所定回数未満であれば、ステップ912で位相エンコードmがインクリメントされ、ステップ902に戻って、次の位相エンコードのパルスシーケンスが実行される。他方、位相エンコードmが所定回数であれば、撮像は終了し、ステップ913に以降する。
ステップ913で、フローエンコード毎に血管画像が作成され、各フローエンコードの血管画像が合成される。フローエンコード毎の血管画像の合成処理の詳細は後述する。
以上までが、本実施形態の全体処理フローの詳細な説明である。なお、上記処理フローにおける、フローエンコードの順序はVENC1,2,3の順であったが、この順序に限らず、いかなる順序でも良い。また、上記処理フローでは、ループ順序が、図4のフローエンコードパルス組合せパターンが最初であり、次に、積算回数、フローエンコード、位相エンコードの順であったが、この順序に限らず、いかなるループ順序でも良い。また、全フローエンコードの計測が終了した後に、フローエンコード毎の血管画像を再構成する例を説明したが、フローエンコードループを最も外側にして、フローエンコード毎に必要なエコーデータが揃った時点で各血管画像を再構成してもよい。また、全ての位相エンコードでなく、複数の位相エンコードの各々で、フローエンコードの異なる複数のエコー信号の計測を行っても良い。
(画像合成処理フローの説明)
次に、ステップ913の、フローエンコード毎の血管画像の合成処理について、図10(a)に基づいて説明する。図10(a)は、フローエンコード毎の血管画像の合成処理フローを示すフローチャートである。
ステップ1001で、フローエンコードi(VENCi)毎に血管画像が再構成される。CPU8は、図4のフローエンコードパルス組合せパターン毎のK空間データを、図5に示した演算処理を行って、フローエンコードi(VENCi)毎の合成血管画像(Z)を再構成する。図10(a)では、再構成された各フローエンコード(VENC1,VENC2,VENC3)の血管画像がそれぞれ、ZVENC1(x,y),ZVENC2(x,y),ZVENC3(x,y)と表されている。なお、図10(a)では、このステップが並列して記載してあるが、並列処理又はシリアル処理のいずれでも良い。
ステップ1002で、各フローエンコードの合成血管画像を合成する際の重み係数が設定される。CPU8は、所定の重み係数、又は、操作者により入力設定された重み係数を設定する。フローエンコードi(VENCi)の合成血管画像ZVENCi(x,y)に対する重み係数をAiとすると、ΣAi＝1となるように各重み係数が設定される。そして、CPU8は、設定した重み係数Aiを対応するVENCiの血管画像データZvenci(x,y)に掛け合わせる。即ち、Zvenci(x,y)←Ai×Zvenci(x,y)とする。なお、このステップ1002は省略されても良い。省略された場合は、Ai＝1/n(nはフローエンコードの数)とされる。
ステップ1003で、ステップ1002で重み付けされた各フローエンコードの合成血管画像が合成されて最終的に一つの血管画像にされる。CPU8は、ステップ1002で重み付けされた各フローエンコードの合成血管画像の2乗和平方根を最終的な血管画像Z(x,y)とする。つまり、
Z(x,y)＝sqrt(Σ(Zvenci(x,y))2)
＝sqrt(Σ(Ai・Zvenci(x,y))2) (8)式
として求められる。このようにして取得された血管画像は、各々が異なる血流速度を有する複数の血管がほぼ均質な信号強度で描出された血管画像となる。
以上までが、ステップ913の血管画像の合成処理フローの説明である。
以上説明したように、本実施形態によれば、PC-MRA法で血管撮像を行うに際し、複数の血流速度を設定して、複数の血流速度の各々に対応するフローエンコードパルスを用いて、それぞれ対応する血流速度を有する血管が高輝度の描画された血管画像を取得し、取得された各血流速度に対応する血管画像を合成することにより、各々が異なる血流速度を有する複数の血管がほぼ均質な信号強度で描出された血管画像を取得することが可能になる。その結果、血管画像の画質を向上させることが可能になる。
(第2の実施形態)
次に本発明のMRI装置及び血管画像取得方法の第2の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、フローエンコード毎に血管画像を再構成し、フローエンコード毎の血管画像を合成して、一つの血管画像を作成したが、本実施形態は、各フローエンコードのK空間データを加算した後に画像再構成することにより、一つの血管画像を取得する。
つまり、フローエンコードの異なるエコー信号を、前記位相エンコード毎に加算してから血管画像を再構成する。従って、本実施形態の処理フローは、前述の図9に示した第1の実施形態の処理フローと基本的には同じであるが、最後の血管画像の作成ステップ913の処理内容が異なる。以下、前述の第1の実施形態と同じ点の説明は省略し、異なる点のみを図10(b)に基づいて説明する。
図10(b)は、本実施形態における血管画像の再構成処理フローを表すフローチャートであり、以下各ステップを詳細に説明する。
ステップ1011で、図4に示すフローエンコードパルス組合せパターン毎に、各フローエンコードi(VENCi)のK空間データが重み付け加算される。CPU8は、各フローエンコードi(VENCi)のK空間データの重み係数をai(ただし、Σai＝1とする)として、フローエンコードパルス組合せパターン毎の合成K空間データR(j)をR(j)＝Σai×(K-space data(j))iと求める。
ステップ1012で、ステップ1011で求められた合成K空間データR(j)を、図5のk-space data(j)とみなして、同様の処理が行われる。CPU8は、合成K空間データR(j)について、図5に示す処理フローを実行し、フローエンコードパルス組合せパターン毎のimage data(j)を取得する。このimage data(j)は、各フローエンコードi(VENCi)の情報が加算された画像データとなる。そして、血流方向成分毎の血管画像(Zhf,Zap,Zrl)を取得する。これらの血管画像も、各フローエンコードi(VENCi)の情報が加算された血管画像となる。最後に各血流方向成分の血管画像を合成して、全方向の血管を表す血管画像を取得するが、この最終的な血管画像も各フローエンコードi(VENCi)の情報が加算された血管画像となる。
以上までが、本実施形態の処理フローの説明である。本実施形態のように、各フローエンコードのK空間データを加算した後に画像再構成することにより、各フローエンコードの情報が加算された一つの血管画像を取得しても、前述の第1の実施形態と同様の効果が得られる。さらに、フローエンコード毎の血管画像を再構成する処理が省略されるので、前述の第1の実施形態よりも、処理量を少なくすることができる。
(第3の実施形態)
次に本発明のMRI装置及び血管画像取得方法の第3の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、撮像対象血管の平均流速を操作者が入力設定する形態であったが、本実施形態は、血管の血流速度を事前に計測して、その計測値に基づいて、複数のフローエンコードを設定する形態である。以下、前述の第1の実施形態と同じ点の説明は省略し、異なる点のみを図11に基づいて説明する。
図11は、公知のPC法(例えば特許文献2)による流速計測を用いて対象血管の血流速度を計測し、この計測値に基づいて複数のフローエンコードを決定し、この複数のフローエンコードを用いて前述の第1の実施形態に記載のPC-MRA法を用いた血管画像の撮像を行う、処理フローを表すフローチャートである。このフローチャートは、操作者が手動でPC-MRA計測実行前に流速測定及び流速解析を行う場合(以下、手動設定という)と、流速測定及び流速解析をPC-MRA計測の前処理(プリスキャン)として実行する場合(以下、自動設定という)の両方を兼ねている。以下、各ステップの詳細を説明する。
ステップ1101で、位置決め画像上で、撮像対象血管にROIが設定される。操作者はマウス23等を用いて、位置決め画像上で、撮像対象血管にROIを設定する。手動設定の場合にはこのステップはスキップされる。
ステップ1102で、公知のPC法のパルスシーケンスが実行され、血流速度分布画像が取得される。手動設定の場合には、操作者がPC法のパルスシーケンスを起動して、撮像対象血管を含む撮像領域を撮像して血流速度分布画像を取得する。自動設定の場合には、CPU8が、ステップ1101で設定されたROIを含む撮像領域を求め、プリスキャンとしてシーケンサ4にその撮像領域をPC法のパルスシーケンスにより撮像させる。
ステップ1103で、血流速度の解析が行われる。手動設定の場合には、操作者が、表示された血流速度分布画像を基づいて撮像対象とする血管の平均血流速度を解析する。自動設定の場合には、CPU8が、取得された血流速度分布画像に基づいてステップ1101で設定されたROI内の血流速度を解析する。
ステップ1104で、ステップ1103で取得された血流速度に基づいて複数のフローエンコードが設定される。手動設定の場合には、操作者が、前述の第1の実施形態で説明した血流速度設定ＧＵIを用いて、ステップ1103で求めた血流速度を入力設定し、CPU8が入力設定された各血流速度に対応するフローエンコードを設定する。自動設定の場合は、CPU8がステップ1103で求めた血流速度に対応するフローエンコードを求めて設定する。
ステップ1105で、PC-MRA法により撮像対象血管を含む撮像領域の血管撮像が実行される。前述の第1の実施形態で説明した、PC-MRA法を用いた撮像対象血管を含む撮像領域の撮像を、手動設定の場合は操作者が、自動設定の場合はCPU8が、それぞれ起動し、撮像領域の血管画像が取得される。
ステップ1106で、ステップ1105で撮像された血管画像がディスプレイ20に表示される。
以上までが、本実施形態の処理フローの説明である。
図14に、本実施形態の効果を具体的な画像で示す。図14は、頸部領域における従来の撮像結果(図14(a))と本実施形態での撮像結果例(図14(b))を示す。頸部領域においては、従来は一般的に頸動脈にターゲットをおいてフローエンコード(40cm/s)が設定される。この場合、その流速よりも遅い椎骨動脈は図14(a)に示すように、頸動脈に比べて低信号を呈する。これに対して、本実施形態のMRI装置では、図14(b)で示すように、フローエンコード(30,40,50cm/s)が設定される。その結果、頸部領域における主要血管(頸動脈、椎骨動脈、脳底動脈等)が信号ムラなく良好に描出されていることが理解できる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、血管撮像前に、撮像対象血管の血流速度が、操作者の計測により又は本撮像前のプリスキャンとして取得され、その血流速度を用いてフローエンコードが設定されるので、患者毎または対象血管毎に血流速度及びフローエンコードの設定を正確に行うことが可能になる。その結果、高画質の血流画像を安定して取得することが可能になる。
(第4の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び血管画像取得方法の第4の実施形態を説明する。前述の第1の実施形態は、フローエンコードパルスの組合せパターン毎の画像をそのまま複素差分して血管画像を取得していた。エコー信号計測時に生じる位相エラーを含んだまま2つの画像の複素差分処理を行うと、この位相エラーに起因して適正な血管信号が取得されない場合が生じる。そこで、本実施形態は、複素差分処理の前に、各画像から位相エラー成分を除去する位相補正処理を行う。以下、前述の第1の実施形態と同じ点の説明は省略し、異なる点のみを図12に基づいて説明する。
最初に位相エラーの原因について説明する。傾斜磁場パルスの印加による渦電流や、傾斜磁場パルスを同時に多軸に印加することでクロスターム効果が生じる。これらの渦電流やクロスターム効果がエコー信号に位相エラーをもたらす。このような位相エラーは、フローエンコードパルスの極性を変えて撮像された2つの画像データの差分後も除去されずに残ってしまう。そのため、この位相エラー成分を適正に除去できないと、この位相エラーが血液の位相に混入してしまい、血管描出能の低下をもたらすことになる。
上記渦電流やクロスターム効果等の位相エラーをもたらす要因は、空間依存性を有するものの、空間的には緩やかに変化するので、複素画像の位相に反映された、これら要因に基づく位相エラーの空間的変化も緩やかなものとなる。一方、一般的に血管は細いので、血管部分の位相変化は、画像の全領域(つまりFOV)からみて、空間的に急峻な変化となる。従って、血管画像の位相から、緩やかに変化する位相成分を抽出すれば、その位相成分を位相エラー成分とみなすことができる。そこで、本実施形態は、K空間データにローパスフィルターを施してフーリエ変換して得た画像の位相から、空間的に緩やかに変化する位相を抽出し、位相エラー成分とする。以下、図12に基づいて、本実施形態の処理フローを詳細に説明する。
(本実施形態の処理フローの説明)
図12は、図5に示した、フローエンコードパルス組合せパターン毎のK空間データ及びその画像と、それらの演算フローの内の、HF方向の血流成分の血管画像を再構成する場合の演算フローを示す。他のAP方向とRL方向の血流成分の血管画像の再構成についても同様である。
最初に、CPU8は、図4に示すフローエンコードパルス組合せパターン毎に取得されたK空間データ(k-space data(1)〜k-space data(4))(1201)に対して、それぞれ軸依存の可変ローパスフィルター処理1202を適用する。この軸依存の可変ローパスフィルター処理の詳細については後述する。
次に、CPU8は、フィルター処理された(k-space data(1)〜k-space data(4))(1201)を、フーリエ変換して、ぞれぞれ複素画像データ(image data(1_lp)〜image data(4_lp))(1203)を取得する。
次に、CPU8は、複素画像データ(image data(1_lp)と複素画像データ(image data(2_lp)との複素和画像Z1lpを取得し、複素画像データ(image data(3_lp)と複素画像データ(image data(4_lp)との複素和画像Z2lpを取得する。
次に、CPU8は、複素和画像Z1lpの位相と複素和画像Z2lpの位相との差分φlpを求める。
次に、CPU8は、位相差分φlpに最小自乗法によるフィッティングを施し、フィッティング結果を位相エラー成分φlpfitとして取得する。
次に、CPU8は、図5のHF方向成分の処理と同様の処理を行い、つまり、軸依存の可変ローパスフィルター処理を適用せずに、K空間データ(k-space data(1)〜k-space data(4))から複素画像データZ1,Z2を取得する。
次に、CPU8は、複素和画像Z1の位相と複素和画像Z2の位相との差分φを求める。
次に、CPU8は、位相差分データ(φ)から位相差分データ(φlpfit)を引いた差分(Δφcor)を求める。この位相エラー成分が除去された位相差分(Δφcor)には、フローエンコードパルスにより累積された血流の位相情報のみが残ることになる。
次に、CPU8は、位相差分(Δφcor)を用いて、複素和画像Z1と複素和画像Z2との間で、位相補正による複素差分処理を行う。即ち、Z1＝a+jb,Z2＝c+jd(ｊは虚数単位、a,b,c,dは実数)とすると、
｜Z1-Z2｜＝sqrt((a-c)2+(b-d)2) (9)式
であるが、これをZ1とZ2とが成す角度を含むように書き換えると、
｜Z1-Z2｜＝ｓqrt((a2+b2)+(c2+d2)
-2×sqrt(a2+b2)×sqrt(c2+d2)×cos(Δφcor)) (10)式
と表せる。そこで、CPU8は、複素和画像Z1の絶対値sqrt(a2+b2)と複素和画像Z2の絶対値sqrt(c2+d2)をそれぞれ求めて、さらに上記位相差分(Δφcor)を用いたコサイン項の減算(つまり、これが本実施形態の位相補正)を行うことにより、位相補正されたHF方向の血管画像Zhf を求める。或いは、等価な処理として、CPU8は、複素和画像Z1と複素和画像Z2の内の何れか一方の画像を、位相差分(Δφcor)だけ位相回転させた後に、Z1とZ2の複素差分を行ってもよい。
以上までが、HF方向の血流成分の血管画像Zｈfを求める処理フローであるが、AP方向の血流成分の血管画像Zap及びRL方向の血流成分の血管画像Zrlも同様に求められる。
最後に、CPU8は、各方向の血管画像Zhf,Zap,及びZrlを合成して、合成血管画像Zを取得する(1207)。
以上までが、本実施形態の処理フローの概要である。
(軸依存の可変ローパスフィルター処理の説明)
次に、軸依存の可変ローパスフィルター処理を図13に基づいて説明する。図13は、軸依存の可変ローパスフィルター処理の処理フローを表すフォローチャートである。以下、各ステップを詳細に説明する。
ステップ1301で、CPU8は、撮像断面や血流方向に対応してフィルター係数を設定する。つまり、軸依存の可変ローパスフィルターのフィルタ形状は、撮像断面や血流方向に対応して定められる。例えば、ローパスフィルターの基本形状を、K空間の低域から高域に向けて緩やかに1→0に変化するフィルターとし、撮像断面の法線方向の血流成分の血管画像を取得する際には、ローパスフィルターの半値幅を、(10〜16)/FOVとし、撮像断面の法線方向以外の血流方向の血管画像を取得する際には、ローパスフィルターの半値幅を、(1〜2)/FOVとすることができる。ここで、FOVは撮像視野の大きさを表す。
ステップ1302で、CPU8は、ステップ1301で設定した半値幅に基づいてフィルタマトリックスを生成する。方向毎のフィルタマトリックスを、
Fｉ(kx、ky) i＝HF or AP or RL
とする。
ステップ1303で、CPU8は、にK空間データにステップ1302で求めたフィルタマトリックスを掛け合わせることにより、K空間データにローパルフィルタ処理を施す。即ち、計測後のK空間データをS(kx,ky)、ローパルフィルタ処理後のK空間データをSlp(kx,ky)とすると、
Slp(kx、ky)＝S(kx、ky)×Fｉ(kx、ky) (11)式
とする。そして、CPU8は、血流方向(HF, AP, RL)に対応してローパルフィルタ形状を変えて、各K空間データへのローパルフィルタ処理を行う。なお、撮像断面や血流方向に対応して、軸依存の可変ローパスフィルター処理におけるフィルター形状を変更しても良い。
以上までが、軸依存の可変ローパスフィルター処理の処理フローの説明である。
図14に、本実施形態の効果を具体的な画像で示す。前述の第1の実施形態の図14(b)の画像に対して、本実施形態の図14(c)の画像では、頭蓋内の背景が低減されており、頸部領域における主要血管(頸動脈、椎骨動脈、脳底動脈等)がより良好に描出されていることが理解できる。
以上説明したように本実施形態のMRI装置によれば、傾斜磁場パルスの印加による渦電流や、傾斜磁場パルスを同時に多軸に印加することでクロスターム効果に起因する位相エラーを除去して、血管画像を取得する。位相エラーの除去の際には、位相エラー抽出に使うK空間データにおけるフローエンコード印加軸に応じて、そのK空間データに施すフィルター形状を変え、位相エラーと血管の位相とを軸毎に効率的に分離できるようにする。これにより、フローエンコードパルスのみによって、血流成分に誘導された位相成分を用いて、位相補正による複素差分処理を行うので、印加されたフローエンコードに最適に対応しない血流速度を有する血液からの信号であっても、位相補正により信号強度が補正されるので、前述の第1の実施形態よりも、更に広範囲の血流速度に亘って、高輝度の血管画像を取得することが可能になる。
(第5の実施形態)
次に、本発明のMRI装置及び血管画像取得方法の第5の実施形態を説明する。前述の各実施形態は、最終的に合成された血管画像をそのまま表示する形態であったが、本実施形態は、血管画像に各種血管強調フィルター処理を施して血管の強調処理を行い、操作者が見やすい血管画像を作成する形態である。以下、前述の第1の実施形態と同じ点の説明は省略し、異なる点のみを図15〜17に基づいて説明する。
最初に、本実施形態の血管強調フィルターの第一の例についての処理フローを図15に示すフローチャートに基づいて説明する。図15に示す処理フローは、血管の信号を強調するためのフィルター(つまり重み付け)処理についてのフローチャートであり、図10の合成画像作成処理フローにおけるステップ1001において、フローエンコードの血管画像毎に行われる。以下、各ステップを詳細に説明する。
ステップ1501で、CPU8は、血管画像の絶対値画像を取得する。通常は、絶対値画像が操作者に対して提示されるので、本実施形態では、絶対値画像に対して血管強調フィルターを適用する例を説明するが、本実施形態は絶対値画像に限らず、複素データの状態で血管強調フィルター処理を適用しても良い。
ステップ1502で、CPU8は、ステップ1501で求めた絶対値画像の各画素の値のヒストグラムを作成する。図15(b)にヒストグラムの一例を示す。横軸が信号値であり、縦軸が各信号値の出現頻度(Count)である。そして、CPU8は、ヒストグラムを解析して、高頻度の画素値近傍を背景領域と判断し、それ以外の領域を血管として区別するための閾値(Std)を求める。例えば、最高頻度の信号値の2倍を閾値(Std)とすることができる。
ステップ1503で、CPUは、ステップ1502で求めた閾値(Std)以上の信号値を有する画素を血管画素とみなして、このような信号値を有する画素に対して血管強調フィルター(つまり重み付け)処理を適用する。血管強調フィルターとして例えば、
Z(x,y)＝(Z(x,y)−Std)r; (Z>Stdの時) (12)式
Z(x,y)＝Z(x,y); (それ以外)
ここで、r＝0.1〜0.3の値とする。なお、血管強調フィルターを適用しない通常処理の場合は、r＝0.75〜0.8とする。この血管強調フィルターにより、閾値(Std)＜信号値＜閾値(Std)＋1の範囲の信号値はその値が大きくなり、閾値(Std)<<信号値となる信号値は、その値が抑制されることになる。従って、この血管強調フィルターにより血管の輝度が均一化されることになる。
以上迄が、本実施形態の血管強調フィルターの第一の例についての処理フローの説明である。図16に本第一の例の血管強調フィルターの効果の一例を示す。図16(a)−(d)はヒストグラム解析をせずに画像全体に対して強調フィルターを施した例であるが、背景部分も輝度が高くなっている。これに対して、ヒストグラム解析により、血管を抽出してから強調フィルターを施した図16(e)では不要な背景の輝度の高まりが無く、血管のみが強調されているのが理解できる。
次に、本実施形態の血管強調フィルターの第二の例について説明する。異なるフローエンコードの画像の合成により、特に、低い流速に感度があるフローエンコードの画像の寄与により、不要な静脈の信号も高信号に表示される場合がある。これについてはPC-MRA法の血管撮像において、動脈系と静脈系の血流方向が逆で、それぞれの位相極性も逆となる性質を利用し、図17に示すような静脈抑制のフィルター処理を施すことで実用レベルまで静脈信号を抑制可能となる。
以下、本第二の例の静脈抑制フィルター処理を図17に基づいて説明する。図17に示す処理フローは、静脈信号を抑制し、動脈信号のみを抽出する血管強調フィルター処理についてのフローチャートであり、図12のステップ1206で実施される。以下、各ステップを詳細に説明する。
ステップ1701で、CPU8は、前述の第2の実施形態における血流方向成分i(i＝HF,AP,RL)の位相差分画像Δφcor(1205)を取得する。
ステップ1702で、CPU8は、位相差分画像Δφcorを、静脈信号を除去するように修正する。例えば、
Δφcor＝0 (Δφcor＜0) (13)式
Δφcor＝Δφcor (それ以外)
と修正する。この修正を図示すると図17(b)の様になる。即ち、本ステップの処理は、位相差分画像Δφcorに図17(b)の様なフィルターを施すことに相当する。この位相差分画像Δφcorの修正により、(10)式に示すように、静脈部分においては、コサイン項が最大となるので、静脈からの信号が抑制されることになる。
ステップ1703で、CPU8は、ステップ1702で修正された位相差分画像Δφcorを用いて、前述の第2の実施形態における式(10)の演算を行い、血流方向成分画像Zhfを求める。
以上までが、第二の例の静脈抑制フィルター処理の説明である。なお、他の方向の血管画像Zap,Zrlも、上記ステップ1601〜1603と同様にして求められる。図16(c)に本第二の例の効果の一例を示す。左側に示す元画像に対して、本第二の例の処理をした結果画像を右側に示す。右側画像に示すように静脈血管の信号が抑制されているのが理解できる。
なお、上記第二の例は、静脈信号を抑制する場合を説明したが、位相差分画像Δφcorを、動脈信号を除去するように修正すれば、動脈血管の信号が抑制された画像を取得することができる。そのためには、例えば、位相差分画像Δφcorを
Δφcor＝0 (Δφcor＞0) (14)式
Δφcor＝Δφcor (それ以外)
とすれば良い。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、前述の各実施形態で撮像された血管画像に対して、所望の血管強調を行うことにより、更に高画質且つ判読容易な画像を取得することが可能になる。
1 被検体、2 静磁場発生系、3 傾斜磁場発生系、4 シーケンサ、5 送信系、6 受
信系、7 信号処理系、8 中央処理装置(CPU)、9 傾斜磁場コイル、10 傾斜磁場電源
、11 高周波発信器、12 変調器、13 高周波増幅器、14ａ 高周波コイル(送信コイル)
、14b 高周波コイル(受信コイル)、15 信号増幅器、16 直交位相検波器、17 A/D変換
器、18 磁気ディスク、19 光ディスク、20 ディスプレイ、21 ROM、22 RAM、23 ト
ラックボール又はマウス、24 キーボード、51 ガントリ、52 テーブル、53 筐体、54
処理装置

Claims (15)

  1. 被検体に対し、所定のフローエンコードに対応する、正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、を、複数の位相エンコードでそれぞれ行う計測制御部と、
    前記正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号と前記負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号とを用いて、前記被検体の血管画像を再構成する演算処理部と、
    を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記計測制御部は、前記複数の位相エンコードの各々で、前記フローエンコードの絶対値が異なる複数のエコー信号の計測を行い、
    前記演算処理部は、前記フローエンコードの絶対値が異なる複数のエコー信号を用いて、前記血管画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    所望の血流速度の入力を受け付ける血流速度設定部を有し、
    前記演算処理部は、前記入力設定された血流速度に対応して、前記フローエンコードを複数求め、
    前記計測制御部は、前記複数の位相エンコードの各々において、前記求められた複数のフローエンコードの各々のエコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  3. 請求項1記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記計測制御部は、前記被検体の血管を流れる血液の血流速度情報を取得するプリスキャンを行い、
    前記演算処理部は、前記プリスキャンにより取得された血流速度情報に基づいて、前記フローエンコードを複数求め、
    前記計測制御部は、前記複数の位相エンコードの各々において、前記求められた複数のフローエンコードの各々のエコー信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  4. 請求項1乃至3のいずれか一項に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、前記エコー信号にローパスフィルターを施して得た画像の位相に基づいて、前記血管画像の信号強度補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項1乃至4のいずれか一項に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、前記血管画像に血管強調フィルターを施して、血管の輝度を強調することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  6. 請求項5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、位相が負の画素を抑制する血管強調フィルターを用いて、動脈が強調された血管画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。
  7. 請求項5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、位相が正の画素を抑制する血管強調フィルターを用いて、静脈が強調された血管画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。
  8. 請求項1乃至7のいずれか一項に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、前記フローエンコード毎に被検体の血管画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  9. 請求項8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、前記フローエンコード毎の血管画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  10. 請求項1乃至7のいずれか一項に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、前記フローエンコードの異なるエコー信号を、前記位相エンコード毎に加算して、前記被検体の血管画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  11. 磁気共鳴イメージング装置を用いて、被検体から、所定のフローエンコードに対応する、正極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、負極性フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測と、を複数の位相エンコードでそれぞれ行って、計測された複数のエコー信号を用いて、前記被検体の血管画像を再構成する血管画像取得方法であって、
    前記複数の位相エンコードの各々で、前記フローエンコードの絶対値を異ならせて、前記各フローエンコードパルスの印加に基づくエコー信号の計測を行う計測ステップと、
    前記フローエンコードの絶対値の異なるエコー信号を用いて、前記被検体の血管画像を再構成する再構成ステップと、
    前記血管画像を表示する表示ステップと、
    を有することを特徴とする血管画像取得方法。
  12. 請求項11記載の血管画像取得方法において、前記再構成ステップは、
    前記フローエンコード毎に、該フローエンコードに対応する血管画像を再構成するステップと、
    前記フローエンコード毎の血管画像を合成して、前記被検体の血管画像を取得するステップと、
    を有することを特徴とする血管画像取得方法。
  13. 請求項11記載の血管画像取得方法において、前記再構成ステップは、
    前記フローエンコードの異なるエコー信号を、前記位相エンコード毎に加算するステップと、
    前記フローエンコードの異なるエコー信号を加算して求めたエコー信号を用いて、前記被検体の血管画像を取得するステップと、
    を有することを特徴とする血管画像取得方法。
  14. 請求項11乃至13のいずれか一項に記載の血管画像取得方法において、
    所望の血流速度の入力を受け付ける血流速度入力ステップと、
    前記入力された血流速度に対応して、前記フローエンコードを複数求めるステップと、
    を有し、
    前記計測ステップは、前記求められた複数のフローエンコードの各々のエコー信号の計測を行うことを特徴とする血管画像取得方法。
  15. 請求項11乃至13のいずれか一項に記載の血管画像取得方法において、前記計測ステップは、
    前記被検体の血管を流れる血液の血流速度情報を取得するステップと、
    前記取得された血流速度情報に基づいて、前記フローエンコードを複数求めるステップと、
    前記求められた複数のフローエンコードの各々のエコー信号の計測を行うステップと、
    を有することを特徴とする血管画像取得方法。
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