JP5815508B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、磁気共鳴イメージング(以下、「MRI」という)装置に関し、特に、被検体の血管像を撮像し、その血管像において動脈や静脈を抽出する技術に関する。
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核磁気共鳴(NMR)信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3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、2次元又は3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装置で造影剤を用いずに被検体の血管像を撮像する技術(以下、非造影MRA技術という)が実用化されている。例えば、特許文献1〜4の技術が有り、これらの特許文献1〜4における撮像技術は検査スキャンにおいて以下のステップ(a)、(b)を実施する。
(a)心電同期下において、所定のスライスエンコード量分のエコー信号を、高速スピンエコー(以下、FSE)シーケンスを用いて収集する。FSEシーケンスは、心電同期信号から所定の遅延時間(Delay Time、DT)後に、所定の信号取得期間(Acquisition Time、AT)で、複数心拍毎に繰り返す。
(a-1)DTとATを調整し、FSEシーケンスの信号取得期間を収縮期に設定する。また、血流速度の速い動脈のスピンに大きく位相分散を発生させ、血流速度の遅い静脈のスピンにはあまり位相分散を発生させない傾斜磁場パルス(ディフェーズパルス)を、所定の傾斜磁場方向に印加する。このディフェーズパルスの印加により、血流速度の速い動脈からのエコー信号を抑圧し、静脈像を取得する。
(a-2)DTとATを調整し、FSEシーケンスの信号取得期間を拡張期に設定する。また、血流速度に起因する位相分散を補償する傾斜磁場パルス(リフェーズパルス)を、所定の傾斜磁場方向に印加する。これにより、動脈像と静脈像が含まれた動静脈像を取得する。
(b)(a-1)で取得した静脈像と(a-2)で取得した動静脈像のデータを用いて差分画像を作成する。差分画像作成の際、必要に応じて重み付け差分を行う。例えば拡張期画像の信号強度に所定の重み係数、例えば0．8を掛けた後、収縮期画像と差分する。これにより、動静脈像から静脈像を除去し、動脈像を取得することができる。重み付けに用いる重み係数は、予め経験等に基づき定めておいた定数、もしくは、ユーザーが入力した値を用いる。
上記ステップ(a)の前に以下(c)の準備スキャンを行う必要がある。
(c)(a)の本計測のFSEシーケンスよりも空間分解能の低い撮像条件を用いて、(a)のFSEシーケンスの前に準備スキャンを行い、心時相ごとの画像を得る。ユーザーは準備スキャンの心時相ごとの画像を見て、静脈像のみが最も高信号に現れている画像を収縮期の画像として選択し、静脈像と動脈像の両方が最も高信号に現れている画像を拡張期の画像として選択する。選択した収縮期の画像の心時相で上記(a-1)のFSEシーケンスを行うようにDTとATを決定する。同様に選択した拡張期の画像の心時相で上記(a-2)のFSEシーケンスを行うようにDT及びATを決定する。
なお、高画質の画像が得られるFSEシーケンスは、例えば特許文献5に記載されている。
一方、非造影MRA技術として、PC(Phase Contrast)法が特許文献6〜8等により広く知られている。PC法は、極性が反転した同じ大きさの傾斜磁場パルスの組である双極性傾斜磁場を印加した場合、血流等流速のある組織にはスピンに流速に応じた位相変化が生じるのに対し、静止している組織には位相変化が生じないことを利用する撮像方法である。所定の方向に双極性傾斜磁場を印加しながら撮像を行うことにより、血流部の位相の変化を画像として得る。双極性傾斜磁場パルスの極性を反転させて2つの画像を得て、その差分を求めることにより、静止部の信号を除去し、血流部のみの画像を得ることができる。画像の画素値は、血流の流速に対応している。
特許4090619号公報 特許4253411号公報 特許3434816号公報 特許4309632号公報 特開平5-168607号公報 特開平6-296600号公報 特開平7-59747号公報 特開平8-38444号公報
上述したように、特許文献1〜4の技術における撮像技術では、上記ステップ(c)のように準備スキャンを行って得た画像をユーザーが見て、収縮期および拡張期を選択し、これに基づいてFSEシーケンスのDTやATが決定されるため、ユーザーの判断への依存が大きい。このため、ユーザーの負担となるとともに、ユーザーによって得られる血管像の画像状態にばらつきが生じるという問題がある。また、DTやATを予め定めた定数とすると、被検体の状態に合わせてDTやATを決定することができない。
また、上記ステップ(b)で動静脈像と静脈像の差分画像を求める際の重み係数は、予め定めた定数またはユーザーが入力した値を用いるため、被検体の状態に合わせて最適な差分画像(動脈像)を得るためには、ユーザーが画像状態を見ながら試行錯誤で重み係数を設定し、静脈像が除去されるようにする必要がある。
また、ステップ(a-1)では、流速の速い動脈血流の位相を分散させるためにディフェーズパルスを印加するが、被検体の末梢部の動脈は、動脈と静脈の血流速度の差が小さいため、動脈とともに静脈の信号の位相も分散されてしまう。その結果、静脈のみの画像を得ることができず、ステップ(b)で差分画像を求めても、動脈像と静脈像が混在した画像となる。このため、被検体の末梢部の動脈像を得ることが困難になる。
そこで本発明の目的は、被検体の状態に合わせて、動静脈の分離能を高めることが可能なMRI装置及び血管像撮像方法を提供することである。
上記目的を達成するために、本発明は、異なる撮像法を用いて性質の異なる複数の画像を撮像し、性質の異なる複数の画像を用いた後処理により、一つの画像上で動脈と静脈を分離した血管像を得ることを特徴とする。具体的には、被検体の所望の領域の血管像の取得に用いる第1エコー信号の計測を行なうための第1シーケンス部と、被検体の血流情報の取得に用いる第2エコー信号の計測を行なうための第2シーケンス部と、を組み合わせて成る撮像シーケンスを用いて、1回の検査スキャンで、被検体を撮像する。そして、第2エコー信号を用いて血流情報を取得し、該取得した血流情報を用いて、第1エコー信号を用いて再構成された画像において、動脈と静脈の少なくとも一方を抽出する。
また、本発明の別の態様のMRI装置は、所定の撮像シーケンスを用いて被検体の所望の領域からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、前記エコー信号を用いて、画像を再構成する画像再構成部と、動脈と静脈の少なくとも一方を抽出した画像を生成する動静脈分離像生成部を備える。撮像シーケンスは、画像の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第1シーケンス部と、被検体の血流情報の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第2シーケンス部とを含む。動静脈分離像生成部は、第2シーケンス部を第1シーケンス部よりも先に実行させ、得られた被検体の血流情報を用いて、第1シーケンス部の撮像パラメータを設定し、第1シーケンス部を実行させ得られたエコー信号から動脈と静脈の少なくとも一方を抽出した画像を生成する。
また、本発明の別の態様の血管像の撮像方法では、被検体の血流情報の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第2シーケンスを行い、得られた血流情報を用いて心周期の収縮期と拡張期を設定し、収縮期と拡張期にそれぞれ第1シーケンスを行う。得られたエコー信号から収縮期の画像と拡張期の画像を生成し、両者を差分することにより動脈と静脈の少なくとも一方を抽出した画像を生成する。
本発明のMRI装置及び血管像撮像方法によれば、被検体の状態に合わせて、動静脈の分離能を高めることが可能となる。
本発明に係るMRI装置の一例の全体構成を示すブロック図 (a)図は、実施例1に係る撮像シーケンスのタイミングチャートを示す図(b)図は(a)図のシーケンスで下肢領域を撮像する場合の撮像領域を示す図 実施例1に係るPC法シーケンスの一例を示すシーケンスチャート 実施例1に係るCPU8の機能ブロック図を示す図 実施例1に係る全体処理フローを表すフォローチャート 実施例1に係る動静脈分離処理フローを表すフォローチャートであり、(a)図は動脈抽出処理フローを表すフォローチャートであり、(b)図は静脈抽出処理フローを表すフォローチャート 実施例2に係る撮像シーケンスのタイミングチャートを示す図 実施例3に係るTOF法シーケンスの一例を示すシーケンスチャート 図7のTOF法シーケンスを用いて被検体の下肢を撮像する場合に、設定される撮像領域の一例を示す図。(a)図は、動脈を選択的に検出する場合の領域設定例を示し、(b)図は、静脈を選択的に検出する場合の領域設定例を示す。 実施例4に係るCPU8の機能ブロック図 実施例4の全体処理フローを示すフローチャート 実施例4に係る撮像シーケンスのうちPC法シーケンスを示すシーケンスチャート (a)実施例4のPC法シーケンスで得られた骨盤領域の画像例を示す図、(b)実施例4においてPC法シーケンスで得た画像から描画したグラフ 図11のフローのステップ1504を詳しく示すフローチャート 実施例4に係る撮像シーケンスのうちFSE法シーケンスを示すシーケンスチャート (a)図15のFSE法シーケンスにFlow-compパルス1502、1503を付加した拡張期用のシーケンスを示すシーケンスチャート、(b)図15のFSE法シーケンスにFlow-compパルス1502、1503とFlow-voidパルス1504等を付加した収縮用のシーケンスを示すシーケンスチャート 実施例5に係る撮像シーケンスのFSE法シーケンスで撮像するステーション1701〜1703と、PC法シーケンスの撮像領域を示す説明図 実施例5の撮像方法の全体処理フローを示すフローチャート
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、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図1に基づいて説明する。図1は、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図である。このMRI装置は、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、MRI装置は静磁場発生系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、垂直磁場方式であっても水平磁場方式であってもよい。いずれの場合も、永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を被検体1の周りに配置した構成である。垂直磁場方式の場合には、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させる。水平磁場方式の場合には、体軸方向に均一な静磁場を発生させる。
傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系(静止座標系)であるX，Y，Zの3軸方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とを含む。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軸方向に傾斜磁場Gx，Gy，Gzを印加する。撮影時には、スライス面(撮影断面)に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス(Gs)を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス(Gp)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(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)及び傾斜磁場パルスの印加と、被検体が発生するエコー信号の計測と、を所定のパルスシーケンスに基づいて繰り返し制御する計測制御部である。CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な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に送ってこれらを制御する。パルスシーケンスの種類およびパラメータは、CPU8がシーケンサ4に受け渡す。
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NMR現象を起こさせるために、被検体1にRFパルスを照射するものであり、送信形5は、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(送信コイル)14aとを備えている。高周波発振器11から出力されたRF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RF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。これにより、高周波コイル14aから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)を検出するものであり、受信側の高周波コイル(受信コイル)14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器17とを備えている。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た被検体1の応答のNMR信号は、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、信号増幅器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でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
信号処理系7は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うものであり、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有する。受信系6からのデータがCPU(演算処理部)8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、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。
操作部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ユーザーが入力するものであり、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24を備えている。この操作部25は、ディスプレイ20に近接して配置され、操作者(ユーザー)がディスプレイ20を見ながら操作部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、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル9は、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体1を取り囲むようにして、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に配置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。
心電・脈波モニタ27は、被検体に装着されるセンサー部からの信号を受け取って処理(例えば、フィルタリングやA/D変換)し、処理結果をCPU8に通知する。例えば、被検体の心電図を検出する場合は、センサー部である電極が、被検体の胸部や手足等に装着され、心電・脈波モニタ27は、各電極からの信号を処理して主に心電図のR波を検出する。脈波を検出する場合は、被検体の指先に赤外線センサーが装着され、心電・脈波モニタ27は、赤外線センサーからの信号を処理して主に血流の拍動を検出する。
現在MRI装置の撮像対象核種は、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水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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2次元もしくは3次元的に撮像する。
(本発明の概要)
本発明は、2つの撮像法により、性質の異なる画像をそれぞれ取得する。このとき、一方の撮像法の画像を処理して求めた被検体の撮像部位の情報を用いて、他方の撮像法で得た画像を処理することにより、他方の画像上で動脈と静脈を分離する。これにより、被検体の撮像部位の状態に応じて動脈と静脈を分離することができるため、精度よく動脈と静脈を分離して画像を得ることができる。
(実施例1の発明の概要)
実施例1の発明では、異なる撮像法を用いて性質の異なる複数の画像を撮像し、性質の異なる複数の画像を用いた後処理により、一つの画像上で動脈と静脈を分離した血管像を得る。
具体的には、被検体の所望の領域の血管像の取得に用いる第1エコー信号の計測を行なうための第1シーケンス部と、被検体の血流情報の取得に用いる第2エコー信号の計測を行なうための第2シーケンス部と、を組み合わせて成る撮像シーケンスを用いて、1回の検査スキャンで、被検体を撮像する。そして、第2エコー信号を用いて被検体の血流情報を取得し、該取得した血流情報を用いて、第1エコー信号を用いて再構成された画像を処理することにより、動脈と静脈の少なくとも一方を抽出する。
また、本発明は、被検体の周期的体動情報を検出する体動情報検出部を備え、撮像シーケンスの少なくとも一部の繰り返しの周期を、周期的体動の複数周期期間とする。その際、第1シーケンス部と第2シーケンス部とを異なる周期期間で実行しても良いし、同一周期期間で実行してもよい。例えば、心電計を備えて、被検体の心電図に同期した心電同期で撮像シーケンスを繰り返す検査スキャンとする。その際、第1シーケンス部と第2シーケンス部も心電同期とする。具体的には、被検体の心電図R波に同期して撮像シーケンスが繰り返され、第1シーケンス部と第2シーケンス部は、それぞれR波からある所定の待ち時間後に開始される。そして、第1シーケンス部と第2シーケンス部とを異なる心拍期間で実行しても良いし、同一心拍期間で実行しても良い。
R波からの待ち時間は、第1シーケンス部と第2シーケンス部の目的に応じてそれぞれ設定される。つまり、第1シーケンス部と第2シーケンス部の実行期間を、それらの目的に応じて、一心拍(R-R)期間内で異ならせる。具体的には、動脈と静脈の血管像において共に高輝度で高画質に描出されるためには、血流が低速で安定した期間でエコー信号が計測されることが好ましい。そこで、被検体の所望の領域の血管像の取得が目的の第1シーケンス部の実行を拡張期内とする。一方、動脈と静脈とを容易に識別可能な血流情報を取得するためには、動脈と静脈との速度差を利用することが好ましい。そこで、被検体の血流情報の取得が目的の第2シーケンス部の実行を収縮期内とする。
第1シーケンス部を拡張期内で実行するためには、R波から第1シーケンス部開始時までの待ち時間TD1を設定する必要がある。同様に、第2シーケンス部を収縮期内で実行するためには、R波から第2シーケンス部開始時までの待ち時間TD2を設定する必要がある。R-R間隔における収縮期と拡張期の期間は、R-R間隔に応じて略決定可能であることから、本発明では、TD1とTD2を調整するために準備スキャンを基本的には必要としない。心電・脈波モニタ27からのR波間の時間間隔に基づいてこれらの待ち時間を設定することが可能である。
なお、本発明は、造影剤を用いずに血管像を撮像することを前提とするが、造影剤を用いる場合も同様の処理を行うことが可能である。
(実施例1の具体的内容)
以下、実施例1のMRI装置及び血管像撮像方法を詳細に説明する。
本実施例1は、撮像シーケンスを構成する第1シーケンス部と第2シーケンス部を、異なる心拍期間で実施する。以下、添付図面を用いて本実施例を詳細に説明する。
(撮像シーケンスについて)
最初に、実施例1に係る撮像シーケンスについて説明する。実施例1では、複数心拍期間を一繰り返し時間として、心電同期で撮像シーケンスを繰り返す検査スキャンとする。ただし、撮像シーケンスの全ての繰り返しで、繰り返し時間を同一心拍数とする必要は無く、撮像条件や所望の画質等に応じて、検査スキャン中に繰り返し時間を変えても良い。
そして、第1シーケンス部を複数心拍期間の内の一つの心拍期間の拡張期で、第2シーケンス部を第1シーケンス部と異なる心拍期間の収縮期でそれぞれ実行する心電同期とする。
図2(a)に本実施例に係る撮像シーケンスの一例をそのタイミングチャートで示す。図2(a)に示す撮像シーケンスは、3心拍を一繰り返し時間とし、第1シーケンス部201としてFSE法に基づくシーケンス(以下、FSE法シーケンス)を実行し、第2シーケンス部202としてPC法に基づくシーケンス(以下、PC法シーケンス)を実行する。(以下、第1シーケンス部201を、FSE法シーケンス201とも呼ぶ。同様に、第2シーケンス部202を、PC法シーケンス202とも呼ぶ。)これらFSE法とPC法はいずれも公知の異なる撮像法であり、そのシーケンスの具体的内容は後述する。なお、一繰り返し時間は2心拍又は4心拍以上でもよい。そして、第1シーケンス部であるFSE法シーケンス201は、3心拍期間の内の第1心拍期間221の拡張期内で実行されるように、第1R波203からの待ち時間TD1後に開始される。第2シーケンス部であるPC法シーケンス202は、3心拍期間の内の第2心拍期間222の収縮期内で実行されるように、第2R波204からの待ち時間TD2後に開始される。第3心拍期間223は何も実行されない磁化回復期間とする。
次に、各シーケンス部201，202の撮像領域について説明する。第1シーケンス部201は、被検体の所望の領域の血管像を取得するために、所望の領域を含む広範囲の領域を撮像領域とする。例えば、所望の血管(動脈又は静脈)を含む3次元領域を撮像領域とすることができる。この3次元領域を3次元撮像して、3次元画像を取得する。一方、第2シーケンス部202は、血流情報を取得するために、第1シーケンス部201の撮像領域の内部又は近傍の領域で、所望の血管を含む領域とする。その際、第1シーケンス部で取得される3次元画像に不必要な影響を与えないように、第2シーケンス部の撮像領域を、第1シーケンス部の撮像領域より狭くし、撮像断面を異ならせても良い。
一例として、図2(b)に、下肢の血管像を撮像する場合の撮像領域を示す。図2(b)では、第1シーケンス部であるFSE法シーケンス201の撮像領域(FOV)211を実線で、第2シーケンス部であるPC法シーケンス202の撮像領域(FOV)212を破線で、それぞれ示している。FSE法シーケンス201の撮像領域211は、コロナル(COR)面の3D撮像、PC法シーケンス202の撮像領域212は、アキシャル(AX)面の2D撮像を実行する場合を、それぞれ例示している。PC法シーケンス202の撮像領域212は、FSE法シーケンス201の3次元撮像領域211内で、動脈又は静脈を含み、該動脈又は静脈の走行方向に略垂直な厚さ10mm程度の2次元断面領域である。これにより、PC法シーケンス202により動脈と静脈についての血流情報を取得可能になると共に、PC法シーケンス202の実行による撮像領域211の血管像への影響を実質的に無視できる程度に小さくできる。
次に、第1シーケンス部201と第2シーケンス部202を組み合わせた撮像シーケンスを、1回の同一検査スキャンとして実行する利点について説明する。本実施例は、第2シーケンス部202で計測したエコー信号(第2エコー信号)に基づいて血流情報を取得し、この血流情報を用いて、第1シーケンス部201で計測したエコー信号(第1エコー信号)から求めた血管像において動脈と静脈の内の少なくとも一方を分離する。この分離処理を高精度に実行するには、血流情報と血管像とで位置ずれが無いことが重要である。そのため、第1シーケンス部201と第2シーケンス部202とを交互に実行し、各シーケンス部201，202からの出力が同時に取得できる本実施例の検査スキャンが望ましい。
具体的には、後述するように、本実施例では、第2シーケンス部202により得られる血流情報は、血管についての種別識別と血管位置検出が共に可能な画像であり、この画像から検出された動脈又は静脈の位置を起点として、第1シーケンス部201により得られる血管像に画像処理技術を適用して動脈と静脈の内の少なくとも一方を分離する。これらの処理を高精度に実行するには、第2シーケンス部202の画像と第1シーケンス部201の画像とで位置ずれが無く、第2シーケンス部202の画像で特定される起点が第1シーケンス部201の画像の血管上に配置されることが重要である。そのため、第1シーケンス部201と第2シーケンス部202とを交互に実行し、両出力が同時に生成される図2(a)に示した検査スキャンが望ましい。
(FSE法シーケンスの具体例)
本実施例のFSE法シーケンス201の基本となるFSE法は公知の技術であり、この公知技術に基づくシーケンスをFSE法シーケンス201として用いることができる。例えば、特許文献5の図1等に開示されたシーケンスを用いることができるので、ここでは、FSE法シーケンス201の詳細な説明は省略する。
(PC法シーケンスの具体例とその画像)
次に、PC法について、図3に示すPC法シーケンス202の一例を用いて説明する。
PC法シーケンス202は、通常シーケンスに、極性が反転した同じ大きさの傾斜磁場パルスの組、すなわち双極性傾斜磁場パルス(以下、bipolargradientと称す)301を付加したシーケンスである。bipolargradient301の印加方向に移動している水素原子のみに位相シフトが生じる。そこで、血管像として描出したい所望の血管の走行方向に沿ってbipolargradient301を印加する。そして、bipolargradient301の極性を反転させた2回のPC法シーケンス202で計測されたエコー信号の差分を求める。これにより、静止部位の信号が除去され、位相シフトが生じた領域のみを画像化できるため、所望の血管像を得ることができる。複数方向に走行する血管を描出するためには、各方向にそれぞれbipolargradient301を追加すればよい。
図2(b)に示した下肢領域を撮像する場合は、主要血管が頭頂から足先方向(H-F方向)に走行しているので、H-F方向にbipolargradient301を印加する必要がある。図3に示すPC法シーケンス202は、公知のグラディエントエコー法シーケンスであり、H-F方向をスライス方向としているため、スライス方向傾斜磁場の一部としてbipolargradient301が付加されている。これにより、スライス方向に流れる水素原子のみに位相シフトを生じさせる。図3のシーケンス202と、bipolargradient301の極性のみ反転させた図3のシーケンス202をそれぞれ実行して計測したエコー信号の差分を用いて、スライス方向に流れる血流のみが画像化される。なお、図3のPC法シーケンス202には、各方向に、血流によって生じる位相分散を補償(リフェーズ)するための公知のフローコンペンゼーション用傾斜磁場パルス302、303が付加されている。
このbipolargradient301による位相シフト量は、印加したbipolargradient301の方向の血流速度に比例する。また、位相シフト量の正・負に着目することで血流方向を推測でき、同一方向に並走する血管の何れが上流か下流かを識別できる。例えば心臓から足先方向への血流か、或いは足先から心臓への血流かを推測することができる。
また、bipolargradient301の印加量を調整し、注目する血流速度を設定することも可能である。注目する血流速度は、一般に速度エンコード(以下Venc)と呼ばれる。血流速度VとVenc値と位相シフト量Фとの関係は以下の通りである。
Ф＝γ・(Venc値)・V (1)
このとき、｜Ф｜＜π／2となるように血流速度Vに応じてVenc値を設定する。例えば、下肢の動静脈を想定した場合、動脈の血流速度は30〜70cm/s程度、静脈の血流速度は10cm/s程度であるため、Venc値は30-50cm/sが目安となる。
このように、PC法は、血流の速度と方向を識別可能にするので、血流速度と方向を指標に用いて動脈と静脈を識別することができる。特に、PC法によれば、血流速度の低い末梢の動脈と静脈とを、血流方向の情報を活用して識別できるので、動脈と静脈の分離能向上の点でPC法は有用である。さらに、動脈と静脈の分離能を向上するためには、動脈の血流速度が最大になり動脈と静脈との血流速度差が最大になる収縮期にPC法シーケンス202でエコー信号を計測することが好ましい。
また、血流の速度と方向を識別可能にするPC法シーケンス202を用いることは、従来技術と比較して大きな利点となる。すなわち、従来技術でのべた特許文献1〜4の技術は、収縮期に血流速度の速い動脈の位相を分散させるために位相分散用傾斜磁場パルスを印加する際に、血管の走行方向に対応して傾斜磁場パルスの印加方向を選択することはできても、同一方向に並走する血管の場合には、何れが上流と下流であるかを区別して動脈のみ印加することはできない。具体例として、心臓から足先へと流れる動脈と足先から心臓へと流れる静脈を対象とし、体軸方向に位相分散用傾斜磁場パルスを印加する場合を想定する。動脈と静脈の血流速度がほぼ等しい場合、位相分散用傾斜磁場パルスの印加により、両血管の信号強度が同程度に低下する。従来技術では、動脈の血流速度が速いことでその信号強度が抑圧されることを利用して動脈と静脈を分離しているため、動脈の血流速度が遅い末梢部の場合には動脈と静脈の識別能が低下する。
これに対し、PC法を用いる本実施例では、上述のように血流の速度と方向の情報を得ることができるため、この情報を指標に用いることにより動脈と静脈を識別することができる。特に、血流速度の低い末梢の動脈と静脈とを、血流方向の情報を活用して識別できる。よって、本実施例は、動脈と静脈の分離能向上の点で有用である。
(全体処理フロー)
次に、上記撮像シーケンスを用いた検査スキャンを行い、計測されたエコー信号を用いて血管像を再構成すること共に、再構成した血管像上で、動静脈分離を行なうための装置構成と、処理フローについて図4，5に基づいて説明する。図4は、CPU8の機能ブロック図を表し、図5は、本実施例の全体処理フローを示すフローチャートである。CPU8は、図4に示す様に、メモリ401と、撮像条件を設定する撮像条件設定部402と、描出する血管種の選択を行なう血管種選択部403と、撮像シーケンスを具体的に設定する撮像制御部404と、エコー信号を用いて画像を再構成する画像再構成部405と、点線枠で示した動静脈分離処理を行う処理部群410を有している。処理部群410の詳しい構成は、後で説明する。
ステップ501で、撮像条件設定部402は、撮像条件設定のための画面をディスプレイ20に表示し、操作者の設定入力を受け付ける。撮像条件設定部402は、例えば、事前に撮像した位置決め用画像等をディスプレイ20に表示する。その位置決め用画像上で、操作者はトラックボール又はマウス23を用いて、FSE法シーケンス201の撮像領域(FOV)211として第1ROIを、PC法シーケンス202の撮像領域(FOV)212として第2ROIをそれぞれ設定する。また、操作者は、それぞれのシーケンス201，202の撮像条件(TR，TE，TD1，TD2等)を設定する。なお、TD1、TD2は、操作者から設定を受け付けるのではなく、予め定めた定数とすることも可能である。下肢領域の血管像を撮像する場合は、前述したように、FSE法シーケンス201ではコロナル断面の3D撮像を、PC法シーケンス202ではスライス厚の薄いアキシャル(AX)断面の2D撮像とするのが好適である。
ステップ502で、血管種選択部403は、抽出する血管種の選択を受け付ける。例えば、血管種選択部403は、ディスプレイ20に、動脈と静脈の内から抽出する血管種を選択可能にするメニューを表示させて、操作者の選択を受け付ける。操作者は、動脈と静脈の内の何れか一方又は両方を選択する。そして、CPU8は選択された血管種情報をCPU8内メモリ401に記憶する。
ステップ503で、撮像制御部404は、ステップ501で操作者により設定入力された撮像条件に基づいて、FSE法シーケンス201とPC法シーケンス202とから成る撮像シーケンスを具体的に設定し、その具体的設定データをシーケンサ4に通知して、シーケンサ4に検査スキャンの開始を指示する。シーケンサ4は、通知された具体的設定データに基づいて検査スキャンを開始し、被検体から心電波形(R波203、204等)を検出して心電同期で撮像シーケンスを繰り返し、FSE法シーケンス201によるエコー信号とPC法シーケンス202によるエコー信号の計測を制御する。
ステップ504で、画像再構成部405は、ステップ503で計測された各エコー信号を用いてそれぞれ画像を再構成する。つまり、FSE法シーケンス201によるエコー信号を用いて第1ROI211のFSE画像を再構成し、PC法シーケンス202によるエコー信号を用いて第2ROI212のPC画像を再構成する。このPC画像は、FSE画像に含まれる血管の血流情報を含んだ画像である。
ステップ505で、処理群410は、PC画像とFSE画像とを用いて、FSE画像において動静脈分離処理を行い、ステップ502で選択された血管種を表す血管像が取得される。取得された血管像はディスプレイ20に表示され、血管像データが磁気ディスク18に記憶される。以上が、本実施例の全体処理フローの説明である。
(動静脈分離の画像処理について)
上記ステップ505における処理群410による動静脈分離処理の詳細を説明する。図4のように、動静脈分離処理のための処理群410は、閾値設定部411と、画素抽出部412と、同一位置画素抽出部413と、血管領域抽出部414と、を有してなる。
図6のフローチャートは、処理群410を含めてCPU8の各機能部が連携して行なう、本実施例のステップ505における動静脈分離処理フローである。図6(a)は、動脈を抽出する場合の処理フローを示し、図6(b)は、静脈を抽出する場合の処理フローを示す。図6(a)，(b)のフローチャートの処理を実現するプログラムは、予め磁気ディスク18に記憶されており、そのプログラムが必要に応じてCPU8にロードされて実行されることで、動静脈分離処理が実施される。
閾値設定部411は、図6(a)，(b)の動静脈分離処理のステップ601、611で用いる動脈画素抽出閾値と静脈画素抽出閾値を設定する。これら閾値は、PC画像において所望の血管種の画素を抽出するため値である。これらの閾値は、予め磁気ディスク18に記憶された値を読み込んで設定しても良いし、ディスプレイ20に閾値入力画面を表示して、操作者により入力設定して貰った値を閾値としてもよい。前述したとおり、PC画像の信号強度は血流速度に対応しているので、血流速度の速い動脈画素を抽出するためには、動脈画素抽出閾値を高く設定し、血流速度の遅い静脈画素を抽出するためには、静脈画素抽出閾値を低く設定する。例えば、動脈としては血流速度20cm/s以上の画素、静脈としては血流速度-5から-15cm/sの画素を抽出する場合には、これらの値を閾値として設定する。ここで、血流速度の符号は、心臓から足先に流れる成分をプラスとしている。動脈画素抽出閾値に関して、より好ましくは、大腿部・膝下部・足首付近などの撮像部位毎に、或いはPC法撮像時に設定したVencと対応させて、血流速度の閾値を変更しても良い。
画素抽出部412は、ステップ602、612において、閾値設定部411で設定された閾値を用いて、PC画像の各画素値と閾値とを比較して、動脈画素を抽出する場合は動脈画素抽出閾値以上となる画素値を有する画素を、静脈画素を抽出する場合は静脈画素抽出閾値以下或いは複数の静脈画素抽出閾値の間となる画素値を有する画素をそれぞれ抽出する。そして、抽出した各画素の画像上の位置情報をそれぞれメモリ401に記憶する。
同一位置画素抽出部413は、ステップ603，613において、画素抽出部412によりPC画像上で抽出された画素の位置情報に対応するFSE画像上の画素位置を抽出する。通常のMRI装置で撮像した画像は、DICOMに準拠した撮像条件等の情報を含めて保存される。その情報を活用することにより、各スライス面が撮像空間のどの位置(例えば、磁場中心から右方向に25mm、奥行き方向に10mm、上方向に3mm)で撮像されたかを求めることができる。更に、撮像条件より画素サイズやスライス厚なども既知であることから、撮像空間上の任意の領域が、画像上のどの画素に対応するかを対応付けることが可能である。この対応付けは撮像シーケンスに依存しないことから、PC画像上で抽出された画素位置に対応するFSE画像上の画素位置を抽出する処理は容易である。同一位置画素抽出部413は、このように、PC画像の撮像条件とFSE画像の撮像条件とに基づいて、PC画像上で抽出された画素位置に対応するFSE画像上の画素位置を抽出する。
或いは、操作者にFSE画像上で直接動脈又は静脈の画素位置を指定入力してもらっても良い。この場合は、同一位置画素抽出部413は、操作者がトラックボール又はマウス23を介してFSE画面上で指定した画素位置を抽出する。
そして、同一位置画素抽出部413は、以上の様にしてFSE画像上で抽出した画素の位置情報をメモリに記憶する。
血管領域抽出部414は、ステップ604，614において、同一位置画素抽出部413で抽出されたFSE画像上の画素位置を起点(開始点)として、公知のリージョングローイング(以下、RGという)法を用いて、開始点から順次領域を拡張して行く処理を繰り返して、FSE画像上で動脈又は静脈を抽出する。血管領域抽出部414は、領域拡張の途中経過も含めて領域拡張結果を随時ディスプレイ20に表示させる。これにより、操作者は、領域拡張が適切に行なわれているか否かを随時確認することが可能になる。そして、ステップ605，615において、領域拡張処理結果画像を、動脈画像又は静脈画像として、磁気ディスク18に保存する。
上記領域拡張処理においては、ノイズなどの影響を除去するために、FSE画像上の孤立点を除去する必要がある。すなわち、所定の閾値以上の画素値を有する一の画素に関して、当該一の画素に隣接する隣接画素の画素値も閾値以上となるかを検証し、閾値以上の画素値を有する隣接画素が存在しない場合は、当該一の画素を削除する。或いは、所定の閾値以上の画素値を有する一の画素とその隣接画素を含む領域の面積を求め、所定の閾値未満の面積となる場合に、当該一の画素を削除することでノイズの影響を除去しても良い。また、一般的に血管像は、その信号強度のレンジが広いため、領域拡張処理の実行中に、領域拡張が途切れたり、血管以外の領域にはみ出したり、してしまう場合が生じる。これを防止するため、領域を拡張し過ぎない様な閾値設定や、拡張しすぎた場合の領域を縮小する処理などを行う。上記閾値設定などを簡便に行う方法として、領域拡張の条件を、血管の位置や輝度に応じて動的に自動変更するといった対処法や、対話的な操作により拡張過程で生ずるはみ出しを自動的に除去する機能などが開発されている。これらはRG法における一般的な技術である。
CPU8は、前述のステップ502で選択された血管種に応じて、図6(a)に示した動脈抽出処理又は図6(b)に示した静脈抽出処理の何れか一方或いは両方を実行する。両方実行する場合は、どちらが先でも良い。図6(a)の静脈を抽出する場合の処理フローを説明する。
ステップ601で、閾値設定部411は、PC画像において、動脈画素を抽出するための動脈画素抽出閾値を設定する。設定の仕方は、前述したとおり、予め磁気ディスク18に記憶された閾値を読み込んで設定してもよいし、あるいは、操作者が入力設定した閾値を設定してもよい。
ステップ602で、画素抽出部412は、ステップ601で設定された動脈画素抽出閾値とPC画像の各画素値と比較し、PC画像において、動脈画素抽出閾値以上の画素値を有する画素を抽出する。
ステップ603で、同一位置画素抽出部413は、ステップ602でPC画像上で抽出された動脈画素と同一位置の画素をFSE画像から抽出する。
ステップ604で、血管領域抽出部414は、ステップ603で抽出されたFSE画像上の画素位置を開始点として、RG法を用いて、開始点から順次領域を拡張して行く処理を繰り返して、FSE画像上で動脈を抽出する。その際、血管領域抽出部414は、領域拡張処理結果をその過程も含めて、ディスプレイ20に表示させる。
ステップ605で、血管領域抽出部414は、領域拡張処理結果画像を動脈画像として磁気ディスク18に保存する。以上が、FSE画像から動脈を抽出する処理フローの説明である。
次に、図6(b)の静脈抽出処理を説明する。静脈抽出処理は上記動脈抽出処理において、「動脈」を「静脈」に変更して同様に行われるので概略のみを説明する。
ステップ611で、閾値設定部411は、静脈画素抽出閾値を設定する。
ステップ612で、画素抽出部412は、PC画像において、静脈画素抽出閾値以下又は範囲の画素値を有する画素を抽出する。
ステップ613は、同一位置画素抽出部413は、PC画像上で抽出された静脈画素と同一位置の画素をFSE画像から抽出する。
ステップ614で、血管領域抽出部414は、FSE画像上で静脈を抽出し、領域拡張処理結果をその過程も含めて、ディスプレイ20に表示させる。
ステップ615で、血管領域抽出部414は、領域拡張処理結果画像を静脈画像として磁気ディスク18に保存する。以上が、FSE画像から静脈を抽出する処理フォローの説明である。
以上説明したように、本実施例のMRI装置及び血管像撮像方法は、異なる撮像法(PC法とFSE法)を用いて、1回の検査スキャンで、性質の異なる複数の画像(FSE画像とPC画像)を撮像し、性質の異なる複数の画像を用いた後処理(開始点抽出とRG法)により、一つの撮像法(PC法)で抽出した血流情報を用いて、他の一つの撮像法(FSE法)で取得した画像(FSE画像)上で動脈と静脈を分離する。これにより、従来技術のように、準備スキャンを行って得た画像をユーザーが見て、収縮期および拡張期を選択し、これに基づいてFSEシーケンスのDTやATを決定する必要がなく、PC法で得た血流情報から客観的に動脈像または静脈像を生成することができる。よって、被検体および撮像部位に応じて、高精度に動脈像または静脈像を取得することができる。また、ユーザーが収縮期や拡張期の画像を選択する必要がなく、ユーザーの負担を軽減できる。
また、PC法を用いたことにより、被検体末梢部のように流速に大きな差のない動脈と静脈をその血流方向から判別することができるため、末梢部についても高精度に動脈像または静脈像を得ることができる。
また、従来技術では、静脈像を2画像の重み付け差分により除去して動脈像を得るために、適切な重み係数を試行錯誤等により設定する必要があったが、本実施例では差分像を求める必要がない。このため、重み係数を試行錯誤等により設定する必要がなく、動脈像と静脈像を高精度に分離できる。
また、従来技術では、準備スキャンと、拡張期のFSEシーケンスと、収縮期のFSEシーケンスを実行する必要があったが、本実施例では、拡張期のFSE法シーケンス201と、収縮期のPC法シーケンス202のみを行えばよい。よって、検査時間を従来よりも短縮して、精度良く動脈と静脈を分離した血管像を取得できるようになる。その結果、動静脈の分離能を高めることが可能となる。
また、一つの検査スキャンでFSE法シーケンス201とPC法シーケンス202とを実行するため、体動による位置ずれの影響を受けにくいという効果もある。
次に、本発明の実施例2のMRI装置及び血管像撮像方法を説明する。上述した実施例1では、第1シーケンス部201および第2シーケンス部202を第1心拍221および第2心拍222でそれぞれ実施したが、実施例2では、図7にタイミングチャートを示したように第1シーケンス部201と第2シーケンス部202を、同じ心拍期間で実施する。以下、第1シーケンス部201としてFSE法シーケンスを、第2シーケンス部としてPC法シーケンス202を用いる場合を例にして、添付図面を用いて本実施例を詳細に説明する。
本実施例2も、実施例1と同様に、複数心拍期間を一繰り返し時間として、心電同期で撮像シーケンスを繰り返す。第1シーケンス部201を複数心拍期間の内の一つの心拍期間の拡張期で、第2シーケンス部202を第1シーケンス部201と同一の心拍期間の収縮期でそれぞれ実行する心電同期とする。その結果、撮像シーケンスの一繰り返し内では、第2シーケンス部202が最初に実行され、次に第1シーケンス部201が実行されることになる。ただし、撮像シーケンスの全ての繰り返しで、繰り返し時間を同一心拍とする必要は無く、撮像条件や所望の画質等に応じて、検査スキャン中に繰り返し時間を変えても良い。
図7の例は、2心拍221，222を撮像シーケンスの一繰り返し時間としている。なお、一繰り返し時間は3心拍以上でもよい。そして、第1シーケンス部201であるFSE法シーケンスは、2心拍期間の内の第1心拍期間221の拡張期内で実行されるように、第1R波からの待ち時間TD1後に開始される。第2シーケンス部202であるPC法シーケンスは、第1心拍期間221の収縮期内で実行されるように、第1R波からの待ち時間TD2後に開始される。第2心拍期間222は何も実行されない磁化回復期間とする。
このような本実施例の撮像シーケンスは、心拍数が少ない、即ち一心周期が長い場合に有効である。
上記撮像シーケンス以外の処理は、実施例1と同じなので、その他については説明を省略する。
以上説明したように、本実施例2のMRI装置及び血管像撮像方法は、第1シーケンス部201と第2シーケンス部202とを同じ心拍期間で実施するので、撮影時間を短縮することができる。被検体の一心周期が長い場合に、特に有効である。他の効果は実施例1と同様である。
次に、本発明の実施例3のMRI装置及び血管像撮像方法を説明する。本実施例は、被検体の血流情報の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第2シーケンス部202として、TOF(Time-Of-Flight)法に基づく、プレサチュレーション付のシーケンス(以下、TOF法シーケンス)を用いて、一方向に流れる血流のみを選択的に識別する。以下、本実施例3を詳細に説明する。
(撮像シーケンスについて)
最初に、本実施例に係る撮像シーケンスについて説明する。本実施例3の撮像シーケンスも、実施例1の図2の撮像シーケンスと同様に、第1シーケンス部201と第2シーケンス部202とを有して成る。第2シーケンス部202としてTOF法シーケンスを用いる。即ち、図2に示す実施例1の撮像シーケンスにおいて、第2シーケンス部202であるPC法シーケンスを、TOF法シーケンスに置き換えて、第1シーケンス部201と異なる心拍期間で実行する。または、図7に示す実施例2の撮像シーケンスにおいて、第2シーケンス部202であるPC法シーケンスを、TOF法シーケンスに置き換えて、第1シーケンス部201と同一の心拍期間で実行する構成とすることも可能である。いずれの場合もTOF法シーケンスは収縮期に実行される。これら以外の事項は、実施例1又は実施例2と同様であるので詳細な説明は省略する。以下、TOF法シーケンスの詳細を説明する。
図8にTOF法シーケンスの一例を示す。TOF法シーケンスは、前半のプリサチュレーション(SAT)部90と、後半の計測部91とを有して成る。SAT部90は、RFパルス81とスライス選択傾斜磁場82とで所望のプリサチュレーション領域を励起し、その後の3軸方向のスポイラー傾斜磁場パルス83a，83b，83cで励起領域の水素原子の位相を分散させる。これにより、プリサチュレーション領域を通過する血流からの信号を抑制することができる。後半の計測部91は、プリサチュレーション領域と異なる領域からのエコー信号を計測するための通常シーケンスであり、図8の例は、公知のフローコンペンゼーション用の傾斜磁場パルス84、85が付加された公知のグラディエントエコー法シーケンスである。
(撮像領域について)
次に、TOF法シーケンスの撮像領域示す。図9を用いて説明する。図9は、図8のTOF法シーケンスを用いて被検体の下肢を撮像する場合に、設定される撮像領域の一例を示す。図9(a)は、動脈を選択的に検出する場合の領域設定例を示し、図9(b)は、静脈を選択的に検出する場合の領域設定例を示す。SAT部90によりプリサチュレーションパルスが印加されるプリサチュレーション領域902，912は、TOF法シーケンスの計測部91で撮像される領域901、911に近接して血流方向の一方の側の領域とされる。
図9(a)，(b)に示す様に、第1シーケンス部201の撮像面211に隣接する領域をプレサチュレーション領域901，911とし、プレサチュレーション領域901，911に隣接する領域をTOF法撮像領域902，912とする。TOF法撮像領域902，912は、2次元のAX断面である。そして、第2シーケンス部202において、最初にSAT部90によりプレサチュレーション領域901，911にプレサチュレーションパルス(傾斜磁場パルス83a，83b，83c)が印加され、次にTOF法シーケンスの計測部91によりTOF法撮像領域902，912からのエコー信号が計測される。プレサチュレーションパルスが印加された領域901，911の水素原子は飽和されてエコー信号が発生しない状態になる。その結果、プレサチュレーション領域901、911に隣接するTOF法撮像領域902，912では、プレサチュレーション領域901，911の反対側の領域からTOF法撮像領域902，912に流入する血流が、TOF画像において選択的に画像化されることになる。図9(a)では、プレサチュレーション領域901がTOF法撮像領域902の足先側に設定されているので、心臓から足先へと移動してTOF法撮像領域902に流入する血液、即ち動脈が選択的に画像化されることになる。
一方、図9(b)では、プレサチュレーション領域911がTOF法撮像領域912の心臓側に設定されているので、足先から心臓へと移動してTOF法撮像領域912に流入する血液、即ち静脈が選択的に画像化されることになる。このようなTOF画像を用いて、PC法と同様に、TOF画像上で動脈又は静脈の画素位置を検出することができる。以下、前述の実施例1又は2と同様の処理により、第1シーケンス部201で取得されたFSE画像において、TOF画像上で抽出された動脈又は静脈の画素位置と同じFSE画像上の画素位置を開始点として、RG法に基づく領域拡張を行い、FSE画像上で動脈又は静脈を選択的に抽出することができる。
或いは、プレサチュレーション領域901，911とTOF法撮像領域902，912の位置を変えずに、第2シーケンス部202においてSAT部90の有無でそれぞれTOF画像を取得し、これらのTOF画像を演算処理して動脈又は静脈の血管画像を取得してもよい。SAT部90有りの場合に、動脈と静脈のいずれか一方のみ描出された画像を取得でき、SAT部無しの場合に動脈と静脈の両方が描出された画像を取得できる。これら2つの画像の演算により、動脈と静脈のいずれか一方又は両方が描出された画像を取得できる。
以上説明したように、本実施例3のMRI装置及び血管像撮像方法は、第2シーケンス部202として、TOF法シーケンスを用いて、抑制すべき血管種に応じてプリサチュレーション領域901，911とTOF撮像領域902，912との相対位置を変えて、血流に略垂直な断面を撮像してTOF画像を得る。このTOF画像上で抽出した血管画素位置に基づいて、第1シーケンス部201で取得した画像上でRG法により動脈又は静脈の血管画像を取得する。これにより、TOF法でも前述の実施例1と同様の効果を得ることができる。
上述してきた実施例1〜3では、連続した複数心拍期間を繰り返し時間として、第1シーケンス201と第2シーケンスとを拡張期と収縮期に交互に繰り返し実行するものであった。これにより、第1シーケンス201から動静脈像を撮像し、第2シーケンス202から血流の速度や方向の情報を取得して動脈または静脈の画素位置の情報を得て、この画素を開始点としてRG法により第1シーケンス201で得た動静脈像から動脈像または静脈像のみを抽出する方法であった。
これに対し、本実施例4は、実施例1〜3とは異なり、まず、第2シーケンス(PC法シーケンス)202を複数の心時相について複数心拍にわたって連続して実行し、心時相ごとの血流情報画像を得る。すなわち、第2シーケンス202により血流情報のシネ画像を得る。この血流情報シネ画像から得た情報により、この後実行する第1シーケンス(FSE法シーケンス)201のDT等を設定し、これにより第1シーケンス201を実行して静脈のみの画像と、動脈と静脈を含む画像を得た後、両画像を重み付け差分処理することにより、動脈像のみを分離する。この重み付け差分処理に用いる重み係数も第2シーケンス202から得た情報から設定する。この分離処理を高精度に実行するには、血流情報と血管像とで位置ずれが無いことが重要であるため、PC法シーケンス202とFSE法シーケンス201とを連続的に実行する検査スキャンとすることが望ましい。
以下、実施例4のMRI装置と撮像シーケンスについて図10等を用いて具体的に説明する。MRI装置の構成は、実施例1と同様である。図10に実施例4のCPU8の機能ブロック図を示す。動静脈分離処理群410は、血流速度グラフ描画部1411と、FSE法シーケンスのflow-voidパルスとflow-compパルスの印加量決定部1412と、重み係数決定部1413と、重み差分処理実行部1414とを有している。他の構成は、実施例1の図4と同様である。
図11を用いて実施例4の血管像の撮像処理のフローを説明する。まず、ステップ1102において、撮像条件設定部402は、実施例1の図5のステップ502と同様に、第1シーケンス(FSE法シーケンス)201および第2シーケンス(PC法シーケンス)202の撮像領域211，212や撮像条件(TR，TE等)の設定を操作者からうけつける。撮像領域211，212は、実施例1と同様である。また、撮像条件のうちFSE法シーケンス201のTD1については、後述のようにPC法シーケンス203の撮像結果を用いて演算により収縮期用のTD1aと拡張期用のTD1bとを決定するため、操作者に入力を求める必要はない。
次に、ステップ1102では、撮像制御部404は、ステップ1101で設定された撮像条件に基づきPC法シーケンス202をシーケンサ4に設定することにより、PC法によるシネ画像の撮像を実行する。具体的なPC法シーケンス202を図12に示す。血管の走行方向に沿ってbipolargradient301を印加する撮像方法であり、実施例1で図3に示したPC法シーケンスと同様である。このPC法シーケンス202を被検体からのR波1201から時間TD2が経過した後、1心拍期間1202内でn回繰り返す。これを、n個の心時相ごとに1枚の画像再構成を行うのに必要なエコー信号が得られるまで複数心拍にわたってシーケンスを繰り返す。その後、続けてbipolargradient301の極性を反転させて、同様に繰り返す。
ステップ1103では、画像再構成部405が、ステップ1102のbipolargradient301の極性を反転させた2回のPC法シーケンス202で計測されたエコー信号の差分を求め、n個の心時相ごとに画像再構成を行う。これにより、静止部位の信号が除去され、bipolargradient301印加方向の流速を画素の値とする画像(血管像)が、n個の心時相ごとに得られる。骨盤領域を撮像領域におけるPC画像の一例を図13(a)に示す。本図において、矢印で示した領域が動脈である。
つぎに、ステップ1104で、血流速度グラフ描画部1411は、PC法シーケンス202で得たPC画像を用いて、後続するFSE法シーケンス201の撮像条件を導出する。ステップ1103では、n個の心時相毎のPC画像が得られる。PC画像が二次元画像データの場合、更に心時相という時間軸を加えた三次元データとなるため、ステップ1401において、二次元画像データ(PC画像)上に関心領域1301を設定し、縦軸を血流速度、横軸をR波からの経過時間とする速度―時間のグラフを作成できる。グラフの一例を図13(b)に示す。グラフを作成する手順と、グラフから収縮期と拡張期を検出しFSE法シーケンスの撮像条件を求める手順およびの一例を図14のフローに示す。ただし、図14の手順および処理方法に限定されるものではなく、グラフを作成でき、グラフから収縮期と拡張期を検出し、それぞれの血流速度を求めて、撮像条件を求めることが可能であればよく、様々な方法を適用することができる。
まず、ステップ1401において、血流速度グラフ描画部1411は撮像条件設定部402と協働し、PC画像上で動脈についての関心領域1301と、静脈についての関心領域1311の指定を操作者から受け付ける。例えば、血流速度グラフ描画部1411は、図13(a)のような一つの心時相のPC画像をディスプレイ20に表示し、操作者がマウス23等のデバイスを用いてPC画像上に関心領域1301、1311を指定する。
ステップ1402において、血流速度グラフ描画部1411は、動脈の関心領域1301内の各画素の値、すなわち血流速度の平均値を計算する。同様に、他のn-1個の心時相のPC画像について、関心領域1301内の画素について画素値の平均(血流平均速度)をそれぞれ計算する。関心領域1301の血流速度平均値を要素の値とし、要素数を心時相数nとする配列を作成する。この配列を用いて血流平均速度と心時相(R波からの時間)のグラフを図13(b)のように作成する。ただし、図13(b)では、頭から足方向に流れる流速を負の値として示し、逆向きの流速を正の値として示している。一方、静脈の関心領域1311内の画素の値、すなわち血流速度の平均値を計算する。静脈は、拍動しないため、グラフは作成しなくてよい。
次に、ステップ1403では、収縮期と拡張期の検出処理を実行する。動脈での血流速度の特徴は、収縮期と拡張期とで血流速度の差が大きい点に注目する。前記配列またはグラフにおいて、その要素の値(血流平均速度)に注目し、最も単純には、画素値の最大値1302と最小値1303、及び最大値1302となる心時相と最小値1303となる心時相をそれぞれ求める。次いで、最大値1302と最小値1303の差が所定の閾値より大きい関心領域1301を動脈に相当する関心領域1301と判断する。
動脈と判断された関心領域1301に関して、最大値1302とその心時相が、収縮期の血流速度とその収縮期(R波からの遅延時間TD1a)である。また、最小値1302とその心時相が、拡張期の血流速度と拡張期(R波からの遅延間隔TD1b)である。求めた図13(b)の血流速度と心時相のグラフ、拡張期と収縮期の遅延時間TD1a、TD1b、及び収縮期の血流速度と拡張期の血流速度、静脈の血流速度は、メモリ401内に保存する。
ステップ1404において、FSE法シーケンスで用いる撮像パラーメータ(TD1a、TD1b、Flow-voidパルス1504)を求める。実施例4では、FSE法シーケンス201を収縮期と拡張期で2回実行し、静脈像と動静脈像をそれぞれ得る。収縮期に実行する際には、収縮期となるためのR波から所定の遅延時間でFSE法シーケンス201を実行する必要がある。そのため、収縮期にFSE法シーケンス201の実行する遅延時間TD1として、ステップ1403で求めたTD1aを設定する。また、拡張期のFSE法シーケンス201を実行する遅延時間TD1として、同様にTD1bを設定する。
また、実施例4で実行するFSE法シーケンスは、図15のように公知のFSEシーケンスを用いる。収縮期に実行する際(図16(b))も拡張期に実行する際(図16(a))も、血流によって生じる位相分散を補償(リフェーズ)するための公知のフローコンペンゼーション用傾斜磁場(以下、Flow-compと称する)パルス1502、1503が読み出し傾斜磁場1501の前後に、読み出し傾斜磁場1501と逆極性で印加される。Flow-compパルス1502、1503の傾斜磁場印加量は、読み出し傾斜磁場1501の傾斜磁場印加量を基準にして、Flow-compパルス1502：読み出し傾斜磁場1501：Flow-compパルス1502＝1：2：1の比になるように決定される。なお、Flow-compパルス1502、1503は、血流速度に依存しないため、本ステップ1404で導出せず、予め定めておくことも可能である。
また、収縮期のFSE法シーケンス202は、上記Flow-compパルス1502、1503に加えて、流速の大きい動脈血流の位相を分散させて信号強度を弱めるための公知の傾斜磁場(以下、Flow-voidと称する)パルス1504，1505，1506を信号読み出し傾斜磁場方向Gr、位相エンコード方向Gp、スライス方向Gsの各軸方向に印加する。Gr方向のFlow-voidパルス1504の印加量は、収縮期の血流速度1302とリードアウト傾斜磁場1501の印加量に対応して決定する。Flow-voidパルス1504の印加量は、血流速度が遅ければ遅いほど大きくすることが望ましいので、例えば、下記の様な表1を予め保存しておき、検査ごとに最大血流速度1302とテーブルとを参照してFlow-voidパルス1504の印加量を決定する。
Figure 0005815508
Flow-voidパルス1504，1505，1506の印加量は、Gr、Gp、Gsの各軸において異なる量であることが望ましい。Gp方向のFlow-voidパルス1505の印加量は、例えば、リードアウト傾斜磁場パルス1501の半分の面積の20％を印加する。Gs方向のFlow-voidパルス1506の印加量は、スライスクラッシャー印加量を調整することとし、Stimulated Echoによるアーチファクトが発生しない最小のスライスクラッシャー印加量とすることが望ましい。
また、図16(b)のように、Gr方向のFlow-voidパルス1504の印加に伴い、Gr方向のFlow-compパルス1502、1503の印加量をFlow-voidパルス1504の印加量と等しい印加量分だけ低減させる。同様に、Gp方向の傾斜磁場パルス1601，1602の印加量を、Gp方向のFlow-voidパルス1505の印加量分だけ低減させている。Gs方向の傾斜磁場パルス1604，1605の印加量を、Gs方向のFlow-voidパルス1506の印加量分だけ増加させている。
ステップ1105に進み、撮像制御部404は、ステップ1101で操作者から設定入力された撮像条件と、ステップ1404で求めたTD1bをシーケンサ4に受け渡し、図15および図16(a)のようにFlow-compパルス1502、1503を付加したFSE法シーケンス201を実行させる。シーケンサ4は、受け渡されたパラメータに基づいて、被検体から心電波形を検出してR波からTD1bの拡張期のタイミングで撮像シーケンスを繰り返し、FSE法シーケンスによるエコー信号の計測を行う。連続して、撮像制御部404は、ステップ1404で求めたTD1aおよびFlow-voidパルス1504、1505，1506をシーケンサ4に受け渡し、図15および図16(a)のようにFlow-compパルス1502、1503およびFlow-voidパルス1504、1505，1506を付加したFSE法シーケンス201を実行させる。シーケンサ4は、受け渡されたパラメータに基づいて、被検体から心電波形を検出してR波からTD1aの収縮期タイミングで撮像シーケンスを繰り返し、FSE法シーケンスによるエコー信号の計測を行う。
ステップ1106で、画像再構成部405は、ステップ1105で計測された拡張期のエコー信号を用いて画像を再構成する。これにより、動脈と静脈とが含まれた画像(動静脈像)が得られる。また、画像再構成部405は、ステップ1105で計測された収縮期のエコー信号を用いて画像を再構成する。収縮期のエコー信号は、Flow-voidパルス1504、1505，1506により動脈からの信号が抑制されているため、静脈のみが含まれた画像が得られる。
ステップ1107では、拡張期の動静脈像と、収縮期の静脈像を差分処理して、静脈像を除去し、動脈像を得る。このとき、従来技術では、重み係数を経験的に定めているため、被検体の状態によっては静脈像を除去しきれない。
本実施例4では、ステップ1404で決定したFlow-voidパルス1504の印加量と静脈の血流速度に基づき重み係数を算出することにより、精度よく静脈像を差分処理で除去し、動脈像を得ることができる。すなわち、収縮期に印加するFlow-voidパルス1504は、流速の大きい動脈の血流のスピンの位相をより大きく分散させるが、流速の小さい静脈の血流のスピンの位相も血流速度に応じて分散させる。そのため、収縮期の静脈と拡張期の静脈の血流速度は、ほぼ一定であるにも関わらず、収縮期の静脈像の信号強度は、Flow-voidパルス1504の印加量と血流速度に応じて、拡張期の画像よりも抑制される。Flow-voidパルス1504が静脈の信号量を抑制する度合いは、Flow-voidパルス1504の大きさと静脈の血流速度に依存する。よって、実施例4では、ステップ1402で求めた静脈の血流速度VbとFlow-voidパルス1504の大きさを入力値、重み係数Ｗを出力値とする関数Fを予め計算等により作成しておき、重み係数Ｗを演算により求める。或いは、静脈の血流速度と重み係数を対応付ける下記の様な換算テーブルをFlow-voidパルス1504の大きさごとに予め計算等により作成しておき、その結果を差分処理に適用しても良い。
Figure 0005815508
いずれの手法においても、求めた重み係数を、拡張期のエコー信号から得た動静脈像に掛けて、収縮期の静脈像と差分することにより、精度よく動脈像を分離することができる。
本実施例4では、PC法画像から得たTD1a、TD1bにFSE法シーケンスを実行することにより、操作者を煩わせず精度よく収縮期のFSE画像と、拡張期のFSE画像とを得ることができる。また、PC法画像から収縮期の血流速度を得ることができるため、適切な印加量でFlow-voidパルス1504を印加でき、収縮期のFSE画像から動脈像を抑制できる。
また、Flow-voidパルス1504から重み係数を求めることができるため、Flow-voidパルス1504により抑制された収縮期の静脈像に合わせて重み付けができる。よって、この重み係数を用いることにより、拡張期と収縮期の画像を差分することで、静脈像を精度よく分離でき、動脈像が得られる。
なお、ステップ1403において収縮期と拡張期を検出する際に、より高精度にするために、血流速度と心時相を詳細に検討することも可能である。例えば、図13(b)のグラフから、極大値と極小値とそれぞれの絶対値、及び前記極大値と極小値となる心時相を導出する。極大値と極小値の絶対値を比較して大きい方の極値を選択する。前記大きい方の極値を収縮期の血流速度とし、その血流速度となる心時相を収縮期撮像におけるR波との時間間隔TD1aとする。次に拡張期の血流速度を求める。例えば、収縮期と判断された極値を除く極大値または極小値において、収縮期と判断された極値と極性が反対であり、かつ絶対値が最小となる極値を拡張期の血流速度とし、その血流速度となる心時相を拡張期におけるR波との時間間隔TD1bとする。なお、拡張期の決定法は上述した極大値と極小値の値に着目する方法に限定されない。例えば、血流速度が±5cm/s以下と十分に低流速であるR波からの経過時間の範囲を確認し、その範囲の真ん中の経過時間を時間間隔TD1bとしても良い。この様に、図13(b)のグラフを用いて撮像条件を決定することで、個体差や部位毎の差があった場合も、画質を安定させることができる。以上は血流速度を詳細に検討する一例である。
また、心時相を詳細に検討する方法を用いることも可能である。例えば、心周期に閾値を設定する。すなわち、既に述べた手順で導出した収縮期の心時相と拡張期の心時相に関して、心時相の差が心周期の1／3から2／3の間であるかどうかを閾値とし、この範囲内から外れている場合は、その心時相を収縮期と拡張期として使用しない構成にすることができる。
或いは、図13(b)のグラフを作成するための関心領域1301を自動的に決定することも可能である。代表的な方法としては既に述べた血流速度、拡張期と収縮期の判断を先行的に実施し、予め定められた条件を満足する領域を、動脈に相当する領域と判断する。すなわち、PC画像の座標値(X、Y)と心時相を次元とする三次元配列を作成する。前記三次元配列の要素は、PC画像の各座標値における画素の値、すなわち血流速度である。この血流速度の値に注目し、最も単純には画素値の最大値と最小値、及び最大値と最小値となる心時相を導出する。次いで、最大値と最小値の差が所定の閾値より大きい画素を動脈に相当する画素と判断する。次に、前記判断で動脈として抽出された画素に関して、抽出された画素が隣接する場合は同じ動脈内の画素と判断し、複数の画素からなる領域と見做し、領域を拡張する。この拡張された領域を前述した操作者が指定した関心領域1301とし、以降は同等の処理を適用する。拡張された領域が複数存在する場合は、収縮期と拡張期の血流速度の差が最も大きい領域を、操作者が指定した関心領域1301と見做す。
なお、血流速度は、被検者の年齢や疾患の有無により大きく異なるため、前記自動決定を実施する上での特徴量は、上述した最大値と最小値、極大値と極小値、及びその絶対値に限定されるものではない。また、速度と時間のグラフの表示／非表示、及びPC法画像を用いた関心領域の表示／非表示は、本発明においてはどちらであっても良い。すなわち、操作者の入力、操作者による動脈の位置や拡張期と収縮期の心時相の確認は実行しても良いし、しなくても良い。好ましくは、操作者の判断により、表示または非表示を変更できるか、或いは、拡張期と収縮期の血流速度、及び前記血流速度を実現する心時相が、予め定められた条件を満足しない場合や信頼性が低いと判断された場合にのみ、PC画像や速度と時間のグラフを表示して、操作者が確認する構成にすることが好ましい。もしくは、表示されたPC法画像を用いて操作者が関心領域1301を入力する上述の方法や、表示された血流速度と時間のグラフを用いて操作者が拡張期と収縮期に相当する心電図R波からの遅れ時間TD1a、TD1b及び同心時相における血流速度を入力しても良い。
本発明の実施例5のMRI装置及び血管像撮像方法について図17および図18を用いて説明する。
実施例4では、重み係数は、FSE法画像に対してひとつだけ決定する構成であった。下肢などを撮像対象とする場合、通常の視野では対象領域を網羅できないため、被検体を載せた寝台の移動と対象部位の撮像を繰り返す。この様な撮像は、一般にマルチステーション撮像と呼ばれており、例えば、図17に示すように骨盤部を第1ステーション1701、大腿部を第2ステーション1702、膝下を第3ステーション1703、足首を第4ステーションの様に対象部位を設定する(ステップ1801)。実施例4では、PC法の撮像領域212が1ステーションあたり1箇所であるが、実施例5では、対象部位を撮像するステーションごとに、撮像領域1711〜1713を設定する。これにより、ステーションごとに1つの重み係数を求めることができる。
次に、ステップ1802および1803のように、各ステーションごとに実施例4のステップ1101〜1106を行い、そのPC法による撮像領域1711〜1713の位置座標における重み係数を、求める。
また、末梢に向かう程、血流速度は徐々に遅くなる。そこで、ステップ1804では、ステップ1803で求めた各位置座標における重み係数に補間処理を適用し、位置座標を変数とする重み関数を体軸方向に算出する。その後、ステップ1805において、ステップ1804で取得した位置座標ごとの重み係数を用いて、収縮期のFSE画像と拡張期のFSE画像を重み付け差分処理する。例えば、撮像部位(ステーション)と体軸方向の位置座標、及び血流速度と重み係数を対応付けは、以下の表3のようになる。
Figure 0005815508
また、上記実測データを参照し、体軸方向の位置座標と同位置での血流速度を補間処理により導出し、重み係数を算出すると、例えば以下の表4のようになる。
Figure 0005815508
このように、実施例5では、位置座標ごとに重み係数を設定できるため、末梢に向かう程、血流速度は徐々に遅くなるような、広範囲の被検体部位の動脈像を高精度に分離できる。
なお、重み係数のサンプリングポイントとして、例えば線形近似直線を用いてフィッティングすることで重み関数を作成し、差分処理時に適用することも可能である。
以上説明したように、本実施例のMRI装置及び血管像撮像方法は、異なる撮像法(PC法とFSE法)を用いて性質の異なる複数の画像(FSE画像とPC画像)を撮像し、一つの撮像法(PC法)で抽出した血流情報を用いて、他の一つの撮像法(FSE法)で取得した画像(FSE画像)上で動脈と静脈を分離する。これにより、動静脈の分離能を高めることが可能となる。
また、ユーザーが拡張期と収縮期の画像を選択する必要がなく、ユーザーの負担を低減できるとともに、動静脈の分離を安定して行うことができる。
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 高周波発振器、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、23 トラックボール又はマウス、24 キーボード、27 心電・脈波モニタ

Claims (8)

  1. 画像の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第1シーケンス部と、血流情報の取得に用いるエコー信号の計測を行なうための第2シーケンス部とを含む撮像シーケンスを用いて、被検体の所望の領域からのエコー信号の計測を制御する計測制御部と、
    前記エコー信号を用いて、画像を再構成する画像再構成部と、
    前記第2シーケンス部により得られた前記被検体の血流情報に基づいて検出した該被検体の拡張期と収縮期で、前記第1シーケンス部によりそれぞれ得られた画像を、前記血流情報に基づいて求めた重み係数を用いて重み付け差分して、動脈と静脈の少なくとも一方を抽出した画像を生成する動静脈分離像生成部と、
    を備えた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に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記動静脈分離像生成部は、前記血流情報から、前記収縮期の動脈の血流速度を求め、該収縮期の動脈の血流速度に応じて、前記第1シーケンス部の位相補正用傾斜磁場パルスの印加量を決定する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又は2記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記動静脈分離像生成部は、前記血流情報から静脈の血流速度を求め、該静脈の血流速度に応じて前記重み係数を求める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、
    前記動静脈分離像生成部は、前記第2シーケンス部の複数の心時相に渡る実行により得られた心時相ごとの血流情報に基づいて、動脈の血流速度の時間変化を求め、血流速度が最大値となる心時相を収縮期、血流速度が最小値となる心時相を拡張期とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 請求項4に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記動静脈分離像生成部は、前記心時相ごとに血流情報を表す画像を生成し、該画像上で、操作者から関心領域の設定を受け付け、設定された関心領域の血流速度の時間変化から、前記収縮期および前記拡張期を求め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1乃至5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、
    前記動静脈分離像生成部は、前記被検体の体軸方向に沿って複数の領域を設定し、領域毎の前記第2シーケンス部の実行により得られた領域毎の重み係数に基づいて、前記複数の領域の間の領域における重み係数を補間演算により求め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1乃至6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、
    前記第2シーケンス部は、PC法シーケンス又はTOF法シーケンスを含む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、
    前記第1シーケンス部は、FSE法シーケンスを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5922399B2 (ja) * 2011-12-27 2016-05-24 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴装置およびプログラム
JP6188379B2 (ja) * 2013-03-29 2017-08-30 東芝メディカルシステムズ株式会社 医用画像処理装置、医用画像処理システム、医用画像診断装置
WO2014185521A1 (ja) * 2013-05-17 2014-11-20 学校法人北里研究所 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、画像診断装置、画像解析装置、ｍｒｉ画像作成方法およびプログラム
DE102014214844B4 (de) * 2014-07-29 2016-03-10 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Magnetresonanzanlage zum Erfassen von MR-Daten
KR102449249B1 (ko) * 2015-05-27 2022-09-30 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 그 방법
US11169237B2 (en) 2015-10-05 2021-11-09 Board Of Regents, The University Of Texas System Phase sensitive magnetic resonance angiography
KR101826702B1 (ko) * 2015-11-10 2018-03-22 삼성전자주식회사 자기 공명 영상 장치 및 그 방법
EP3168636A3 (en) * 2015-11-10 2017-07-26 Samsung Electronics Co., Ltd. Gradient echo mri using velocity-selective excitation
CN109477879B (zh) * 2016-04-21 2021-09-21 皇家飞利浦有限公司 动脉结构的磁共振成像
JP2019514475A (ja) * 2016-04-21 2019-06-06 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 動脈構造の磁気共鳴画像診断
JP6877933B2 (ja) * 2016-09-23 2021-05-26 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 磁気共鳴イメージング装置及び画像解析装置
CN108742549B (zh) * 2018-06-26 2021-01-26 京东方科技集团股份有限公司 一种图像信息生成方法和脉搏波测量系统
CN112584738B (zh) * 2018-08-30 2024-04-23 奥林巴斯株式会社 记录装置、图像观察装置、观察系统、观察系统的控制方法及存储介质
CN110477955B (zh) * 2019-08-22 2021-05-11 电子科技大学 一种基于iq数据的血管自动识别方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003135430A (ja) * 2002-11-06 2003-05-13 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
JP2004535869A (ja) * 2001-07-18 2004-12-02 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 血管造影スクリーニングに関する自動血管識別
JP2009160052A (ja) * 2007-12-28 2009-07-23 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2010063871A (ja) * 2008-08-12 2010-03-25 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102007041826B4 (de) * 2007-09-03 2018-02-01 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zur Optimierung von angiographischen MR-Bildern
US20090143666A1 (en) * 2007-11-29 2009-06-04 Edelman Robert R System And Method For Non-Contrast Agent MR Angiography

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004535869A (ja) * 2001-07-18 2004-12-02 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 血管造影スクリーニングに関する自動血管識別
JP2003135430A (ja) * 2002-11-06 2003-05-13 Toshiba Corp Ｍｒｉ装置
JP2009160052A (ja) * 2007-12-28 2009-07-23 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置
JP2010063871A (ja) * 2008-08-12 2010-03-25 Toshiba Corp 磁気共鳴イメージング装置

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