JP5417050B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Description
図2はハイブリッドMRAを得るための第1の実施形態におけるMRI装置100の動作手順を示したフローチャートである。
ここではベクトルVには、静止部位相(背景位相)Φbackに流れによる位相Φflowが加算されている。そして静止部位相はTEに依存して異なる。つまり、位相Φは次式により定まる。
ステップSb1において演算ユニット11は、適当な強度のローパスフィルタHlowにより位相Φlowを算出する。すなわち、
Φlow=arg[Hlow[V]]
とする。そうすると、この位相Φlowは、近似的に背景位相に等しくなる。
すなわち、位相Φから背景位相Φbackの影響を排除した位相Φcorは、次式により表される。
背景位相補正後の位相ΦcorはTEが十分短いか、または磁場不均一に起因する位相において低周波位相が支配的であるならば、流れによる位相Φflowのみとなる。すなわち、次式がなりたつ。ただしΦflowは流速や方向により不定である。
図4はベクトルV、ベクトルVcol、位相Φflowおよび位相Φbackの関係の一例を示す図である。
図9は強調位相Φcor.enhの分布の一例を示す図である。
ステップSb4において演算ユニット11は、ベクトルVcor.enhの実部Re[Vcor.enh]を抽出し、これを補正されたBB画像の信号値Iとする。すなわち信号値Iは、次の式により求められる。
図10は図4に示されるベクトルVcorに対して求められるベクトルVcor.enhおよび実部Re[Vcor.enh]の関係の一例を示す図である。
WB画像での信号値S(WB)は、血管については背景部の信号値Sbase(WB)よりも高信号になっている。BB画像での信号値S(BB)は、血管については背景部の信号値Sbase(BB)よりも低信号になっている。
ハイブリッドMRAを得る場合のMRI装置100の第2の実施形態における動作手順は、図2に示された第1の実施形態における手順と同様である。そして第2の実施形態が第1の実施形態と異なるのは、ステップSa3におけるBB画像の補正処理とステップSa4におけるスケーリング差分の演算処理の具体的な内容にある。そこで以下では、この相違点を詳細に説明し、第1の実施形態と同様な動作についてはその説明を省略する。
V2=A2 exp[jΦ2]
ここで第1エコーは、GMNが完全なら静止部位相のみが残っており、第2エコーは静止部位相に流れによる位相が加算されている。そして静止部位相はTEに依存して異なる。振幅は第1エコーが第2エコーより大きい。このため図14に示すように、以下の関係が成り立っているものとする。
Φ2=Φ2flow+Φ2back
A1>=A2
図15はBB画像の補正処理における演算ユニット11の処理手順を示すフローチャートである。
すなわち、第2エコーの静止部位相は第1エコーの位相そのものを用いて表せる。
すなわち、次式のように第2エコーの背景位相補正後の位相Φ2corは、流れによる位相のみとなる。
位相Φ2flowは流速や方向により不定である。しかしながら位相Φ2flowが第1エコーの位相とが同じである確率は小さい。ベクトルV1,V2から求めるべきハイブリッドMRA画像の画像値AhがA1−A2である場合はベクトルV1,V2を同位相とみなした差分と等価である。従って、この段階で画像値Ahを、複素差分の絶対値として次の式のように定義しても、血管CNRは絶対値差分よりは少なくとも同じか大きくなる。
あるいは画像値Ahを、第1エコー振幅と第2エコー背景部位相補正後の実部成分との差分として次の式のように定義しても、やはり血管CNRは絶対値差分よりは少なくとも同じか大きくなる。
なお、以上のステップSc1およびステップSc2は、第1実施形態におけるステップSb1およびステップSb2と同様にBB画像のみから算出しても良い。
図20は強調位相Φcor.enhの分布の一例を示す図である。
図21は図14に示されるベクトルV2corに関するベクトルV2cor.enh、ベクトルの差分V1−V2cor.enhおよび実部A1−Re[V2cor.enh]の関係の一例を示す図である。
図25は図24に示したTOFおよびV2cor.enhに関して求められる画像値Ahの分布を示す図である。
ハイブリッドMRAを得る場合のMRI装置100の第3の実施形態における動作手順は、図2に示された第1の実施形態における手順と同様である。そして第3の実施形態が第1の実施形態と異なるのは、ステップSa3におけるBB画像の補正処理の具体的な内容にある。そこで以下では、この相違点を詳細に説明し、第1の実施形態と同様な動作についてはその説明を省略する。
ただしここで、Sorigはオリジナルの複素信号、SlowはローパスフィルタHlowによりSorigをフィルタ処理して得られた複素信号、そしてSlow *は複素信号Slowの複素共役である。
ステップSd3において演算ユニット11は、振幅画像における空気などの領域を除外する。具体的には、空気など信号が小さい部分のボクセルは位相がランダムなので、振幅画像に対して閾値処理などを施すことによって、空気領域などに相当するマスクを作成する。そしてこのマスクを用いてBB画像に対してマスク処理することにより、空気領域などを振幅画像から除外する。マスク処理は具体的には、振幅画像の各画素に関して、振幅値Aが閾値Th以上である場合はMask=1とし、それ以外の場合はMask=0として、各画素のマスク後の画像値SmaskをMask×Sorigとする処理である。
ここで、コサインフィルタには非対称タイプと対称タイプとがある。非対称タイプの場合のMは、Im[Scor]<0またはΦcor<0のいずれかの条件が成立するならば次の式のように定められ、上記の条件がいずれも成立しないならば0とされる。
対称タイプの場合のMは、無条件に次の式のように定められる。
また、nは強調ファクターであり、0以上の値である。nが大きいほど強調が強まる。なお、n=0であるならばHBは1であり、これは振幅に相当する。n=1であるならばHBはcos(Φcor)であり、これは単純realに相当する。なお、nがあまり大きくなく、かつTEが十分短くて磁化率の効果が無視できる場合は対象タイプが適し、それ以外では非対称タイプが適する。
図29は従来のFSBB法により得られた実部画像と第3の実施形態により得られた実部画像とを示す図である。図29における左側が従来のFSBB法により得られた実部画像であり、右側が第3の実施形態により得られた実部画像である。図30は図29中の左側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図である。また図31は図29中の右側画像中に示された白線の位置での画像値のプロファイルを示す図である。
さて、1次GMNにあっては2次以上のモーメントの血管流成分の位相が、また0次GMNにあっては1次以上のモーメントの血管流成分の位相が、それぞれゼロにはならない。そこで第4の実施形態においては、これらの位相に関する情報を利用することで、WB画像におけるコントラストのさらなる向上を図ることとする。つまり第4の実施形態においては、TOF法で適用するGMNによりリフェーズする次数よりも高次の次数の流れ成分を有効に用いて血管描出能を向上させる。さらに言い換えるならば、n次のGMNならば(n+1)次モーメント以上の流れの血管流成分では位相がゼロではないので、この位相の情報を血流部についての信号振幅を高めるように振幅情報に付加するのである。
ただしここで、Sorigはオリジナルの複素信号、SlowはローパスフィルタによりSorigをフィルタ処理して得られた複素信号、そしてSlow *は複素信号Slowの複素共役である。
ステップSf3において演算ユニット11は、振幅画像における空気などの領域を除外する。具体的には、空気など信号が小さい部分のボクセルは位相がランダムなので、振幅画像に対して閾値処理などを施すことによって、空気領域などに相当するマスクを作成する。そしてこのマスクを用いてWB画像に対してマスク処理することにより、空気領域などを振幅画像から除外する。マスク処理は具体的には、振幅画像の各画素に関して、振幅値Aが閾値Th以上である場合はMask=1とし、それ以外の場合はMask=0として、各画素のマスク後の画像値SmaskをMask×Sorigとする処理である。
ただし、Mは{1+cos(Φcor)}/2として求まる値である。また、kはコサインフィルタの最大倍である。nは強調ファクターであり、1以上の値である。nが大きいほど強調が強まる。
つまり、振幅をA、位相をΦとおいて、ボクセルの複素信号SをS=A*exp[jΦ]として表すときに、Φが0から離れるほどにAが大きくなるようにフィルタ処理がなされる。
Claims (6)
- 被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部と組織が静止した静止部とで、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部と前記正常部とで互いに位相が異なるように励起された磁化ベクトルを検出する検出手段と、
前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値として各画素位置の画素値を決定する決定手段と、
前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように前記決定手段により決定された画素値を補正する補正手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 前記検出手段は、0次のGMN(gradient moment nulling)としてエコー時間を短縮したシーケンスを使用することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記補正手段は、
前記磁化ベクトルから求まる複素信号から背景位相の実部を求め、
前記背景位相の実部に基づいてコサインフィルタを生成し、
前記コサインフィルタを前記振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得ることを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 被検体の少なくとも一部を含む撮像領域内の多数の画素位置のそれぞれに関して、流体が流動する流動部が組織が静止した静止部よりも、あるいは正常部とは磁化率が異なる異常部を前記正常部よりも大振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第1の磁化ベクトルを検出する第1の検出手段と、
前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第1の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置の第1の画素値として含む第1のデータを生成する第1の生成手段と、
前記多数の画素位置のそれぞれに関して、前記流動部または前記異常部を前記静止部または前記正常部よりも小振幅となるように、あるいは前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで位相が異なるように励起された第2の磁化ベクトルを検出する第2の検出手段と、
前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第2の磁化ベクトルの振幅の絶対値に比例した値を各画素位置に関する第2の画素値として含む第2のデータを生成する第2の生成手段と、
前記第1および第2のデータの少なくとも一方を、前記第1のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第1の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記第2のデータについては前記多数の画素位置のそれぞれに関して検出された前記第2の磁化ベクトルの実部に基づいて、前記流動部または前記異常部と前記静止部または前記正常部とで前記画素値の差を増大させるように補正する補正手段と、
前記補正手段が前記第1のデータのみを補正した場合には前記補正手段により補正された第1のデータと前記第2の生成手段により生成された第2のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第2のデータのみを補正した場合には前記第1の生成手段により生成された第1のデータと前記補正手段により補正された第2のデータとに基づいて、前記補正手段が前記第1および第2のデータの双方を補正した場合には前記補正手段により補正された第1および第2のデータに基づいて、当該2つのデータよりも前記流動部または前記異常部の前記静止部または前記正常部に対するコントラストが高い第3のデータを生成する手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 前記第1の検出手段および前記第2の検出手段の少なくとも一方は、0次のGMN(gradient moment nulling)としてエコー時間を短縮したシーケンスを使用することを特徴とする請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
- 前記補正手段は、
前記第1のデータについては、
前記第1の磁化ベクトルにおける振幅成分に基づいて前記被検体についての第1の振幅画像を生成し、
前記第1の磁化ベクトルから求まる複素信号から前記第1の磁化ベクトルの背景位相の実部を求め、
前記第1の磁化ベクトルの背景位相の実部に基づいて第1のコサインフィルタを生成し、
前記第1のコサインフィルタを前記第1の振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得ることとし、
前記第2のデータについては、
前記第2の磁化ベクトルにおける振幅成分に基づいて前記被検体についての第2の振幅画像を生成し、
前記第2の磁化ベクトルから求まる複素信号から前記第2の磁化ベクトルの背景位相の実部を求め、
前記第2の磁化ベクトルの背景位相の実部に基づいて第2のコサインフィルタを生成し、
前記第2のコサインフィルタを前記第2の振幅画像に適用して前記背景位相の実部を補正した画像を得ることを特徴とする請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置。
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