JPWO2016009844A1 - 磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法 - Google Patents

磁気共鳴撮像装置及び血流描画方法 Download PDF

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Abstract

シネPC法による撮像を行う際に、各心時相で高い血管描出能の画像を得る為に、MRI装置は、磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴撮像部と、磁気共鳴撮像部をパルスシーケンスに従い制御する制御部と、磁気共鳴撮像部が収集した磁気共鳴信号と検査対象の動きに関連した時相情報とを用いて検査対象の画像を作成する信号処理部とを備え、制御部は、パルスシーケンスとして、フローエンコードパルスの印加を含み前記時相毎にエコー信号を取得する撮像シーケンス(シネPCシーケンス)を備え、撮像シーケンスにおけるフローエンコードパルスの印加量を時相によって異ならせる制御を行う。

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磁気共鳴撮像(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(以下、PC法)に基づく血管撮像技術に関し、特に時系列で連続して撮像を行うシネPC法に関する。
MRI装置を用いた血管描画技術であるMRアンギオグラフィーにおいて、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流を画像化するPC法がある(特許文献1)。PC法では、速度を持つスピンに対し位相シフトを与えるために、フローエンコードパルスと呼ばれる双極性の傾斜磁場を用いる。そして、正極性のフローエンコードパルスを印加して取得した画像と、負極性のフローエンコードパルスを印加して取得した画像との複素差分をとり、流速値を反映した血管画像を取得する。
スピンに生じる位相シフトは、フローエンコードパルスの印加量(フローエンコード量)と血流の速度に依存し、撮像の対象とする血流に対し適切なフローエンコード量を設定することにより、その血流を高輝度で描画することができる。また位相シフトの量は、血流速度に依存するため、このことを利用してPC法で得た位相画像から血流速度を求めることができる。
上述の通り、PC法では対象とする血管の血流速度に合わせて適切なフローエンコード量を設定する必要がある。通常、MRI装置では、PC法を実行する際に、ユーザーが所望の血流速度に対応する値(VENCと呼ばれる)を設定することにより、フローエンコード量が設定される。特許文献1に記載された技術では、血流速度が異なる複数の血管をいずれも高い輝度を描出するために、複数のVENCを設定し、それぞれのVENCで計測したエコー信号を用いて、VENC毎に作成した画像を合成する手法が開示されている。
PC法は、血流速度の描出に適しているため、血管画像を心周期内の異なるタイミングで取得し、心周期内の血流の変化を描画するシネ撮像にも応用されている(特許文献2)。PC法によるシネ撮像(以下、シネPC撮像という)では、例えば、収縮期の初期と末期、拡張期の初期と末期など、心周期と関連した血流速度を描出することができ、特許文献2に記載された技術では、シネPC撮像で得た心時相の血流速度情報を、別の撮像シーケンスで得た画像における血管描出に利用している。
特許第5394374号公報 国際公開第2011/132593号
Proc. Intl. SOc. Mag. Reson. Med. 20(2012) "Selective TOF MRA using Beam Saturation pulse
上述の通り、PC法では撮像対象とする血管の血流速度あるいは対象組織を流れる複数の血管の平均血流速度に合わせてフローエンコード量を設定するが、心臓やその近傍の血管などのシネ撮像を行う場合、そこを流れる血流速度は心周期に対応して大きく変化する。
従って、例えば心周期の平均流速あるいは最大流速を参照した一つのフローエンコード量を用いた場合、例えば対象血管が収縮初期では高輝度に描出されるが、それ以外の期間では低輝度に描出されるということがあり得る。このためシネPC撮像で得た血流速度を解析して、血管動態などの諸量を算出する場合には、血流速度を含むこれら諸量を精度よく求めることはできない。
特許文献1には、血流速度が異なる複数の血管の血流速度を考慮して複数のVENC値で撮像する技術が開示されているが、この技術は、時間的に変化する血流を対象とするシネ撮像における血流描出能の低下の問題に対応することはできない。
本発明は、シネPC法による撮像を行う際に、各心時相で高い血管描出能の画像を得ることを課題とする。また血管描出能が高くしかも時間的な血流速度の変化を把握することが可能なシネ画像を得ることを課題とする。
上記課題を解決するため、本発明は、シネPC法による撮像において、心時相毎にVENC値の設定を変更する機能を備えたMRI装置を提供する。即ち本発明のMRI装置は、磁気共鳴撮像部と、前記磁気共鳴撮像部をパルスシーケンスに従い制御する制御部と、前記磁気共鳴撮像部が収集した磁気共鳴信号と検査対象の周期的な動きに関連した時相情報とを用いて前記検査対象の画像を作成する信号処理部とを備え、前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、フローエンコードパルスの印加を含み前記時相毎にエコー信号を取得する撮像シーケンスを備え、前記撮像シーケンスにおけるフローエンコードパルスの印加量(フローエンコード量)を少なくとも2つの時相において異ならせる制御を行うものである。
また本発明は、血流描画方法は、検査対象の周期的な動きに関連した時相情報を参照し、フローエンコードパルスを含むパルスシーケンスを実行して、時相毎の磁気共鳴画像を取得する血流描画方法であって、フローエンコードパルスの印加量を少なくとも2つの時相において異ならせることを特徴とする。フローエンコードパルスの印加量は、検査対象を流れる血流の血流速度に応じて異ならせる。
本発明によれば、シネPC撮像において、個々の心時相のフローエンコード量が最適化され、血管の描出能及び血流速度の計測精度が向上する。
本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図 制御部及び演算部の機能ブロック図 PC法のパルスシーケンスの一例を示す図 図3のPC法のパルスシーケンスを用いたシネPCシーケンスを示す図 一心周期における血流速度の変化を示す図 第一実施形態の制御部及び演算部の動作を示すフロー 第一実施形態で用いられるプリスキャンシーケンスを示す図 図6のフローに含まれる処理の詳細を示すフロー (a)〜(c)は、それぞれ、処理中のプリスキャンデータを示す図 (a)及び(b)は、それぞれ、第二実施形態における本撮像の時相とプリスキャンの時相との関係を示す図 第三実施形態のプリスキャンとして用いられる二次元空間選択励起法のシーケンスを示す図 第三実施形態の制御部及び演算部の動作を示すフロー 第三実施形態のプリスキャンにおいて二次元励起領域を指定するためのUIを示す図 第三実施形態における本撮像の時相とプリスキャンの時相との関係を示す図 第四実施形態で採用するレトロスペクティブ撮像方法を説明する図 各実施形態に共通するGUIの実施形態を示す図
本実施形態のMRI装置は、磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴撮像部と、磁気共鳴撮像部をパルスシーケンスに従い制御する制御部と、磁気共鳴撮像部が収集した磁気共鳴信号と検査対象の周期的な動きに関連した時相情報とを用いて検査対象の画像を作成する信号処理部とを備える。制御部は、パルスシーケンスとして、フローエンコードパルスの印加を含み前記時相毎にエコー信号を取得する撮像シーケンス(シネPCシーケンス)を備え、撮像シーケンスにおけるフローエンコードパルスの印加量を時相によって異ならせる制御を行う。
また本実施形態のMRI装置は、信号処理部が、検査対象に含まれる流体の速度情報をもとに時相毎にフローエンコードパルスの印加量を算出するパルス算出部を備える。制御部は、パルス算出部が算出したフローエンコードパルスの印加量を参照して、フローエンコードパルスを含む撮像シーケンスを実行する。
以下、図面を参照して本実施形態のMRI装置を説明する。
図1は、本実施形態のMRI装置の構成図である。本図に示すように、本実施形態のMRI装置100は、磁気共鳴撮像部として、被検体101を寝かせるベッド112と、被検体101が置かれる空間に静磁場を発生する磁石102と、静磁場が発生した空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル103と、傾斜磁場コイル103に電力を供給する傾斜磁場電源109と、被検体101に高周波磁場を印加するRFコイル104と、RFコイル104に高周波信号を供給する送信部110と、被検体101が発生する核磁気共鳴信号(MR信号)を受信するRFプローブ105と、RFプローブ105が受信した信号を検出する信号検出部106と、MR信号に対し所定の信号処理を行う信号処理部107と、を備える。
MRI装置100は、さらに、信号処理部107から受け取った信号を用いて画像再構成等の演算を行う演算部108と、信号検出部106、信号処理部107及び送信部110等の動作を制御する制御部111と、画像等を表示する表示部113と、制御部111の制御に必要な指令や情報を入力するための入力部114と、を備える。RFコイル104及びRFプローブ105は、被検体101の近傍に配置される。図1では、RFコイル104及びRFプローブ105は、別個の装置として示しているが、一つのコイルがRF送信用及び受信用コイルを兼ねてもよい。
傾斜磁場コイル103は、X、Y、Zの3方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源109からの信号に応じてそれぞれ直交する3軸方向の傾斜磁場を発生する。送信部110は、高周波発振器及びRF増幅器を備え、制御部111の制御のもとでRFコイル104に信号を送る。これにより、RFコイル104から所定のパルス形状の高周波磁場パルスが被検体101に印加される。被検体101から発生した、高周波磁場パルスに対する応答の高周波磁場は、エコー信号としてRFプローブ105で受信される。信号検出部106及び信号処理部107は、直交検波回路やA/D変換器などを備え、RFプローブ105が受信したエコー信号を検出し、デジタル信号であるMR信号データとして、演算部108に渡す。
演算部108は、MR信号データに対し、補正処理やフーリエ変換などの処理を行い画像、スペクトル波形等の表示データを生成する。本実施形態では、演算部108は、上述した表示データを生成する機能のほかに、撮像に必要な条件などを計算する機能を備えている。
表示部113は、演算部108が作成した画像等を表示する。入力部114はキーボードやマウスなどの入力装置を備え、操作者による指令の入力を受け付ける。また入力部114は、被検体101に取り付けた計測機器115からの情報を入力し、制御部111に渡す。計測機器115としては、体動を計測する体動計や心臓の動きを計測する脈波計や心電計などがあり、撮像の目的に応じて適宜被検体101に装着される。本実施形態では心臓の周期を計測する計測機器115が採用され、計測機器115からの情報(時相情報)が入力部114を介して制御部111に取り込まれる。表示部113と入力部114は、操作者による指令、例えば被検体情報や撮像条件の設定や撮像の実行と停止など、を入力するインターフェースを兼ねている。
制御部111は、入力された撮像条件を磁場印加に関わるタイミングチャートに変換し、同タイミングチャートに従って、傾斜磁場電源109、送信部110、信号検出部106を制御し、撮像を実行する。制御のタイムチャートはパルスシーケンスと呼ばれている。パルスシーケンスは、撮像の目的に応じて種々のものがあらかじめプログラムされ、制御部111に備えられたメモリに格納されている。本実施形態では、パルスシーケンスとしてPC法のパルスシーケンスを使用する。
図2は、制御部111及び演算部108の機能を示すブロック図である。図示するように、制御部111は、装置全体の動作を制御する主制御部1111、パルスシーケンスに従い撮像を実行するためのシーケンス制御部1112、及び表示部113における表示を制御する表示制御部1113を備えている。演算部108は、画像演算部1081、パルス演算部1082及び演算の対象となる領域を設定するROI設定部1083を備え、パルス演算部1082は、パルスの印加量、特にフローエンコードパルスの印加量の算出や、シネ撮像における時相毎のデータに対し規格化処理などを行う(規格化係数算出部としての機能)。
これら制御部111及び演算部108の各部は、CPU201、メモリ202、記憶装置203及びユーザーインタフェース204からなるシステムとして構築することができ、各部の機能は、予め記憶装置203に格納されたプログラムをCPU201がメモリ202にロードし、実行することにより実現することができる。また機能の一部は、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)や FPGA(Field Programmable Gate Array)などのハードウェアで構成することも可能である。
次に、本実施形態のMRI装置が採用するPC法のパルスシーケンスを用いたシネ撮像について、図3及び図4を参照して説明する。
図3はPC法のパルスシーケンスの一例として、二次元グラジエントエコー(GrE)法のパルスシーケンスの一繰り返し時間(TR)分を示す図、図4はシネ撮像を説明するタイムチャートである。図3中、RF、Gs、Gp、Gr、Gvenc、Signal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、フローエンコード傾斜磁場、及びエコー信号の軸を表す。
図3のパルスシーケンスでは、スライス傾斜磁場302の印加とともにRFパルス301を印加して、所望の被検体領域を選択的に励起し、続いて位相エンコード傾斜磁場303を印加し、極性が反転する周波数エンコード傾斜磁場304を印加し、負極性の周波数エンコード傾斜磁場304と正極性の周波数エンコード傾斜磁場304の印加量が同じになった時点でピークとなるエコー信号305を所定のサンプリング時間内に計測する。以上のRFパルス301印加からエコー信号305の計測までは、基本的なGrE法のパルスシーケンスと同じであるが、PC法のパルスシーケンスでは、これにフローエンコードパルス306が加えられる。
フローエンコードパルス306は、励起領域内に存在する流体、主として血流スピンに対し静止部のスピンと位相を異ならせる効果を与えるもので、その軸Gvencは、流体の流れの方向に応じて、X方向、Y方向及びZ方向の所望の1ないし3の軸が選択される。
フローエンコードパルス306には、図3中、実線で示すパルス(これを正極性のフローエンコードパルスという)と破線で示すパルス(これを負極性のフローエンコードパルスという)とがあり、それぞれ、正負一対の傾斜磁場からなる。正負一対の傾斜磁場は極性が異なるだけで印加量(絶対値)は等しい。また正極性のフローエンコードパルスと負極性のフローエンコードパルスの印加量も等しい。なお、パルスの印加量Sは、パルスの強度Gfが一定であれば、強度Gfと印加時間Δtとの積となる。正極性のフローエンコードパルスのみを用いたエコー信号計測と、負極性のフローエンコードパルスのみを用いたエコー信号計測と、が繰り返されて血管撮像が行われる。
図3のパルスシーケンス(一繰り返し単位)の繰り返しでは、例えば、同一位相エンコードで、正極性のフローエンコードパルスを用いた計測と負極性のフローエンコードパルスを用いた計測を続けて行い、これら計測を一組として、位相エンコードを変えながら、設定したすべての位相エンコードのエコー信号を計測するまで一組の計測を繰り返す。
上述したPC法のパルスシーケンスに含まれるフローエンコードパルスは、横磁化に位相変化を与えるパルスであり、その印加量(フローエンコード量)を適切な値とすることにより、その軸と平行な方向の血流のスピンの位相を静止部のスピンの位相との差を大きくすることができ、血流の描画能を高めることができる。フローエンコードパルスの軸と平行な方向に流れる血流スピンの位相シフト量φfは、血流の速度をVとすると、次の式(1)、(2)で表される。式(1)は正極性のフローエンコードを用いた場合、式(2)は負極性のフローエンコードを用いた場合である。
φf(＋)＝γ×(＋)S×Ti×V (1)
φf(−)＝γ×(−)S×Ti×V (2)
式中、γは磁気回転比、Sはフローエンコードパルスを構成する一対の傾斜磁場のうち一つの傾斜磁場の印加量である。Tiは、フローエンコードパルスを構成する一対の傾斜磁場のそれぞれの中心間の時間間隔であり、これら傾斜磁場が連続して印加される場合は、一つの傾斜磁場の印加時間と同一値になる。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。
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。
位相アンラップの観点から、式(1)及び式(2)のφf(＋)とφf(−)との差が180°のとき、即ち、φf＝±π/2の場合に複素差分の絶対値が最大となる。従って、撮像対象の血管の平均流速Vが指定されたとき、フローエンコード量(Gvenc)を次式(3)で決まる値に設定すれば、その血管の信号強度が最大値で描画されることになる。
Gvenc＝(γ×S×Ti)＝π/(2V) (3)
式(3)より、血流速度Vが小さい場合には、S又はTiを大きくしてGvencを大きくし、血流速度Vが大きい場合には、S又はTiを小さくしてGvencを小さくすれば良い。通常のPC法では、撮像対象である血管の平均血流速度を用いてフローエンコード量Gvencを設定している。
上述したPC法のパルスシーケンスを用いたシネ撮像シーケンス(シネPCシーケンス)の例を図4に示す。図4は、心電図のR波に同期し、R波からの経過時間に従ってn心時相分の画像を得るプロスペクティブ撮像の場合を示している。
時相の数すなわち心周期の分割数は限定されるものではないが、例えば20である。心周期が仮に1秒(1000ms)であるとすると、1心時相の期間は1000/20＝50msとなり、R波からの経過時間が0から50msを第1心時相、同51−100msを第2心時相、のように定義する。各心時相においては、図3で示したPC法のパルスシーケンスが所定の回数だけ実施される。
図3のパルスシーケンスの繰り返し時間TRが6〜8msであるとすると、1心時相で6〜8回繰り返すことができる。フローエンコードの軸が1軸で、正極性のパルスを用いた計測と負極性のパルスを用いた計測を1組とした場合には、1心時相で3位相エンコード分のデータが収集できる。位相エンコード数64の画像であれば、約22秒で1枚の画像を得ることができる。このシネ画像を定量的に解析することにより、設定したROIを通過する血流量や、血液が血管壁を擦る力即ち壁面せん断応力などの診断上重要な諸量を得ることができる。
ここでPC法のパルスシーケンスで用いるフローエンコードパルスの印加量(フローエンコード量)は、通常のPC法では、対象とする領域を走行する血流の平均速度を考慮し、その速度の血流を高い輝度で描出される一定の値に設定される。即ち、MRI装置では、設定されたフローエンコード量に合わせて画像のダイナミックレンジが決まる。しかし、上述したように心周期を分割し時相毎の画像を得るシネPCシーケンスでは、時相の画像毎に血流速度が変化するため、一定のフローエンコード量では、時相によって血管の描出能が低下する。
図5は、シネPCシーケンスで得られる一心周期内の血流速度の変化の例を示している。図中、横軸はR波からの経過時間、縦軸は血流速度である。図示するように、血流速度は大きく変化しており、平均血流速度をもとにフローエンコード量を設定した場合、血管の描出能が大幅に低下する。例えば、血流速度が遅い時相では、信号値が低く、また血流速度が設定したフローエンコード量に対し大幅に速い時相では、位相の折り返しにより、血流速度が遅い時と同様に信号値が低くなる。その結果、血流速度を定量的解析して得られる諸量の信頼性も低下する。
本実施形態では、心周期内の血流速度の変化を考慮して、フローエンコード量を少なくとも2つの時相において異ならせて、変化させてシネPCシーケンスを実行することにより、シネ画像における血管描出能を向上する。このため、本実施形態のMRI装置は、制御部が、撮像シーケンスとは別に、異なる時相で複数のエコー信号を取得するプリスキャンシーケンスを備え、パルス演算部が、プリスキャンシーケンスの実行により時相毎に取得した複数のエコー信号をそれぞれフーリエ変換して得られる時相毎のデータから目的とする速度情報を算出する。
プリスキャンは、シネPCシーケンスの心周期内の血流速度の変化を示す情報が得られるものであればよく、種々の態様があり得る。以下、プリスキャンの態様の異なる各実施形態を説明する。
＜第一実施形態＞
本実施形態のMRI装置は、プリスキャンシーケンスとして、位相エンコードを含まないことを除いて撮像シーケンスと同種のパルスシーケンス、または、低位相エンコードのみを含む、撮像シーケンスと同種のパルスシーケンスを用いることが特徴である。
本実施形態のMRI装置の動作の流れは、プリスキャン、プリスキャンデータを用いたフローエンコード量の決定、本撮像であるシネPCシーケンスの実行、画像再構成であり、さらにシネPCシーケンンスで得た画像の定量解析を含んでもよい。
以下、本実施形態のMRI装置の動作を、図6に示すフローを参照して説明する。
＜＜ステップS101＞＞
まずシーケンス制御部1112が、プリスキャンの撮像条件を設定する。プリスキャンシーケンスの一例を図7に示す。
図7に示すプリスキャンシーケンスは、図3に示すシネPCシーケンスと同様にフローエンコード傾斜磁場の印加を含むPC法のシーケンスであるが、位相エンコードは含まない。またここではフローエンコード傾斜磁場306の印加軸(印加する方向)は、シネPCシーケンスのフローエンコード傾斜磁場と同じ方向とすることが好ましいが、必ずしも同じでなくてもよい。図7では、スライス方向Gs、位相エンコード方向Gp及びリードアウト方向Grの3方向の軸に印加する場合を示しているが、フローエンコード傾斜磁場の軸は、1方向や2方向であってもよい。
ステップS101では、このプリスキャンの撮像条件として、空間分解能(リードアウト方向のサンプリング数)、TE、TR等のパラメータのほか、フローエンコードの方向、心時相数及びフローエンコード量が設定される。
空間分解能、TE、TR、及び心時相数は、その後に実施される本撮像であるシネPCシーケンスと同じに設定する。また撮像の対象となる領域も同一である。フローエンコード量は、一定値、例えばシネPCシーケンスの対象である血管の血流速度(平均血流速度あるいは拡張期の血流速度など)に最適な値を設定する。即ち、プリスキャンをしない場合に、通常のシネPCシーケンスのフローエンコード量として予めメモリに登録されている標準的な条件を読み込み、これをプリスキャンのフローエンコード量として設定する。
なお図7では、位相エンコードを含まないプリスキャンシーケンスを示したが、プリスキャンシーケンスは、低域の位相エンコードを含むものでもよい。この場合、位相エンコードは一方向でも二方向でもよく、それにより2Dデータあるいは3Dデータが得られる。
＜＜ステップS102＞＞
シーケンス制御部1112が、設定した撮像条件でプリスキャンを実行する。プリスキャンは、被検体が息止めをした状態で、心電図に同期して実行される。図7では、下側にプリスキャンシーケンスを示し、心時相との関係を点線で示している。図7に示すプリスキャンシーケンスは、3つのフローエンコード方向で、それぞれ、正極性及び負極性のフローエンコード傾斜磁場206を印加しているので、6回(3×2)の繰り返しが必要となり、これら6回の繰り返し計測を1心時相で取得する。例えば、シネPCの撮像条件を、心周期が960ms、心時相数16とすると、1心時相当たりの時間は60msとなる。6回の繰り返し計測を1心時相で取得するためには、1回あたりの時間は約10msである。
近年のシネPCにおいては、TRが6から8msであるので、1心時相で上述したプリスキャンを実現することが可能である。
なおプリスキャンが、低周波領域データを取得するシーケンスの場合には、例えば、10秒の息止めが可能であれば、位相エンコード方向に10データ分の2Dプリスキャンデータを取得でき、また20秒の息止めが可能であれば、位相エンコード方向に4データ分、スライスエンコード方向に4データ分の3Dプリスキャンデータを、十分取得可能である。
プリスキャンで取得したデータは、メモリあるいは記憶装置に格納され、次のステップで、パルス演算部1082がシネPCシーケンスのフローエンコード量を算出するために使用される。
＜＜ステップS103＞＞
パルス演算部1082は、プリスキャンデータから、シネPCシーケンスの心時相毎に最適なフローエンコード量を算出する。ステップS103の詳細を図8に示す。ステップS102で取得したプリスキャンデータは、正極性のフローエンコードパルス及び負極性のフローエンコードパルス(両者をまとめて双極性フローエンコードパルスという)のそれぞれについて、フローエンコード方向毎に且つ心時相毎に得られたデータであり、データ数は、前掲の場合、80(＝2×3×16)である。
まず、これらプリスキャンデータのプロジェクションデータ作成する(S111)。次いで、プロジェクションデータの位相に注目し、双極性フローエンコードパルスのペアとして取得されたプロジェクションデータ間で差分をとる(S112)。以下、この差分をとったデータをプリスキャンのプロジェクションとし、以下の説明ではPプロデータPd(i)(ただし、dはフローエンコード方向であり、Gs、Gp、Grの何れか(ここでは便宜上、x、y、z方向の何れかとする)、iは心時相で1〜n)と表現する。
プリスキャンデータとプロジェクションデータとの関係を図9に示す。図9(a)は、プリスキャンで取得したエコー信号とプロジェクションデータを分類したテーブル、図9(b)は、PプロデータPd(i)を分類したテーブルを示している。Pd(i)の作成をシネPCと同等の条件で行った場合、Pd(i)の個数はシネPCの心時相数とフローエンコードの方向との積と等しい。即ち、心時相数20で直交三方向のフローエンコードを適用する場合、Pd(i)の個数は60個になる。
一つの方向(x方向)のPプロデータPd(i)の一例を図9(c)に示す。なおPプロデータPd(i)は位相差画像であり、その信号強度は位相差と同等である。各時相のPd(i)においては、設定したフローエンコード量が適切であれば対象となる血管が高信号となる。本図においては、心時相1の画像で高信号を確認することができるが、以降の心時相番号では信号強度が徐々に小さくなっている。
そこで、フローエンコード量は速度に逆比例する(式(3))という関係を用いて、各心時相で同等の高信号になるようにフローエンコード量を最適化する。このため、まずPプロデータPd(i)の最大値Max_Pd(i)を求め(S113)、この値を用いて、各Pd(i)を次式(4)により規格化する(S114)。
St_Pd(i)＝Max_Pd(i)/Pd(i) (4)
こうして求めた「St_Pd(i)」を規格化係数と呼ぶ。この規格化係数を用いて、各時相において最適なフローエンコード量(Gvenc)を次式(5)により算出する(S115)。
Gvenc(i)＝Gvenc (0)×St_Pd(i) (5)
ここで、Gvenc (0)はプリスキャンシーケンスで設定したフローエンコード量である。
算出したフローエンコード量は、続いて実行されるシネPCシーケンスの各時相のフローエンコード量として用いるために、メモリに格納される(S116)。
複数の軸のフローエンコードを用いた場合には、それぞれの軸について、各時相の規格化係数を算出し、メモリに格納する。フローエンコード量を保存するデータエリアサイズは、従来法では1または3であるが、本実施形態では、「三方向×心時相数」個である。
複数の軸のフローエンコードを用いた場合には、規格化係数を軸毎に独立して求めるのではなく、共通の規格化係数を用いることも可能である。この場合には、図8に点線で示すように、それぞれの軸の最大値Max_Px(i)、Max_Py(i)、Max_Pz(i)のうち最も値の大きい最大値Max_Pを求め(S118、S119)、式(6)により規格化係数「St_Pd(i)」を算出する。
St_Pd(i)＝Max_P/Pd(i) (6)
この規格化係数を用いて時相毎の最適フローエンコード量を算出することは、軸毎に独立して規格化係数を求める場合と同様である。
なおステップS113において、最大値Max_Pd(i)を求める際に、PプロデータPd(i)の最小値Min_Pd(i)や、最大値や最小値となる心電図R波からの経過時間(DT：遅れ時間)なども計算することが好ましい。最大値、最小値、及び遅れ時間は、ステップS114で算出した規格化係数とともにメモリ202(図2)に格納される(S116)。これらの数値は、シネ画像を表示する際に血流速度の指標として利用することができる。
なお最大値を取る心時相のフローエンコード量から算出される血流速度は、その心時相の血流速度とみなすことができるので、その血流速度から、上記規格化係数を用いて各心時相の血流速度や血流速度の最大値、最小値を算出してもよい。
こうして算出した、各フローエンコード方向におけるPd(i)の最大値と最小値(あるいは血流速度の最大値と最小値)、及び、最大値と最小値となる心時相の番号またはR波からの経過時間を、表示部113に表示する(S117)。これにより操作者は表示された数値を確認することができ、値を不正と判断した場合は、再度プリスキャンを実施することもできる(S120)。
以上が図6のステップS103の詳細である。
＜＜ステップS104＞＞
図6に戻り、シーケンス制御部1112は、図4に示したようなシネPCシーケンスを開始する。シネPCシーケンスは、各時相についても所定位相エンコード数のエコー信号を収集するまで繰り返される。シネPCシーケンスの実行により計測されたエコー信号は、CPU201のメモリ202に格納される。メモリ202上では、エコー信号は、心時相番号とフローエンコード方向を次元とした配列の要素として分類される。例えば、心時相数20、フローエンコード3方向の条件でシネPCの撮像を実施した場合、取得された際の撮像条件に従ってエコー信号が分類される。なおステップS104では、フローエンコードを用いない以外はPCシーケンスと同じシーケンスを参照シーケンスとして実行してもよく、その場合には、心時相数20とフローエンコード7種類(フローエンコード3方向×双極性で2パターン＋フローエンコード無し)のデータ配列の要素となる。
＜＜ステップS105＞＞
画像演算部1081は、ステップS104で保存したデータ配列の各要素に対して、フーリエ変換等の画像再構成処理を施し、画像データを生成する。これら画像データのうち、フローエンコード方向が同じで、極性が異なる画像データのペア(双極性のペア)間で位相差分を導出し、これをPD画像データPCd(i)として保存する。PD画像は、位相画像であるが、同時に絶対値画像を作成してもよい。PD画像データのデータ数は、心時相数20でフローエンコード3方向の条件では60個の画像データになる。また、PD画像データPCd(i)を保存する際には、ステップS103(S114)で導出した規格化係数St_Pd(i)と対応付けて保存する。規格化係数は、例えば、画像データのヘッダー情報として保存することが好ましい。参照シーケンスで得たフローエンコード無しのエコー信号を用いて生成された画像データは、一般的なMR画像であり、上述された処理は適用されず、参照画像データとして保存される。
＜＜S106＞＞
ステップS105で生成した画像データは、表示制御部1113の制御のもと、表示部113にシネ画像として表示される。シネ画像における各心時相の画像は、すべての心時相でダイナミックレンジが有効に使われ、血管の信号強度が最大化されたものとなる。即ち、心時相毎に血流速度が変化しても各心時相の画像は常に高信号に描出される。
一方、すべての時相の信号強度を最大化したことにより、画像の輝度値(信号強度)から血流速度を視覚的に把握したり、信号強度から血流速度や血流動態に関する諸量を直接導出することはできない。そのため、本実施形態では、血流速度の指標をシネ画像とともに表示する。血流速度の指標として、S115で算出した規格化係数を用いることができる。
規格化係数を血流速度の指標として表示する意義を説明する。
フローエンコード量を一定にしてシネPC撮像を行った場合、血流速度に比例して信号強度が変化する。このことは血流描出能の低下につながるが、一方、血流速度が信号強度に比例する性質を利用して、表示された一連のシネPC画像から高信号の画像を目視で確認し、血流速度の速い心時相を特定できる。本実施形態のMRI装置では、各心時相で信号強度が高信号となるようにフローエンコード量を変更しているため、血流速度の速い心時相を目視により確認することはできない。規格化係数は、血流速度に比例して時相毎に変化する信号強度(Pd(i))を一定の値に揃えるための係数であり、速度の逆数に比例する。従って、規格化係数を画像のヘッダー情報として保存し、また表示することにより、信号強度からは判別できない心時相毎の速度の変化に関する情報をユーザーに提供することができる。
具体的な例を、血流速度100cm/秒の心時相1と血流速度25cm/秒の心時相2を例に説明する。シネPC画像(対象血管の画像、以下同じ)の信号強度は位相値であり、そのダイナミックレンジは一般に±180度である。したがって、フローエンコード量を一定とした場合(従来法)は、心時相1(血流速度100cm/秒)のシネPC画像の信号強度を180とすると、心時相2(血流速度25cm/秒)のシネPC画像の信号強度45となる。従来法では規格化係数という概念はないが、このシネPC画像に規格化係数を当てはめてみると、心時相1及び心時相2ともに「1」ということになる。
一方、本実施形態では、フローエンコード量を心時相毎に変更して、心時相1、心時相2ともにシネPC画像の信号強度を180とする。すなわち、心時相1(血流速度100cm/秒)ではシネPC画像は信号強度180、規格化係数1であり、心時相2(血流速25cm/秒)では、シネPC画像は信号強度180、規格化係数4となる。このように本実施形態では、ダイナミックレンジを有効に活用し、すべての時相のシネPC画像で血流を高輝度で描出できるとともに、規格化係数によって各時相における血流速度を把握可能にする。
なお血流速度の指標として、規格化係数の代わりにあるいは規格化係数に加えて、規格化係数の逆数や各時相のシネPCシーケンスの設定したフローエンコード量などを画像データのヘッダー情報として持たせること、またそれらを表示することも可能である。
＜＜ステップS107＞＞
必要に応じて、シネPC画像データを解析し、血流に関する諸量を計算する。例えば、シネPC画像データから得られる時相毎の血流速度(図5に示すグラフ)から、血流速度V(cm/s)の時間積分を求めることができ、血管の断面積A(cm2)を用いて、式(7)より血流量Q(cm3)を計算できる。
Q＝A×∫vdt (7)
なお血管の断面積はROIの面積として求めることができる。
また、血液が血管壁を擦る力は壁面せん断応力と呼ばれ、流体の粘性係数と壁面における速度勾配の積として求められる。
このように、シネPCの画像データを利用して血行動態を定量的に解析することができる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、プリスキャンによって、本撮像であるシネPC撮像の各時相に適用するフローエンコード量を算出し、少なくとも2つの時相によって異ならせ、シネPC撮像の時相毎に、その時の血流速度に最適なフローエンコード量を用いて撮像を行うことができる。これにより時相によって目的とする血管の信号値が低下し、求められる血流速度の精度が低下する問題を解決できる。また心周期全体にわたって高信号強度で血管を描出できる。
また本実施形態によれば、シネPC画像データをメモリや記憶装置に格納する際に、血流速度の指標となる規格化係数やフローエンコード量を各時相のシネPC画像の付帯情報として持たせることにより、シネ画像における信号値の変化による血流速度の直観的な把握を補償することができる。
＜第二の実施形態＞
本実施形態のMRI装置も、シネPCシーケンスと同様のプリスキャンシーケンスを実行することは第一実施形態と同じであるが、本実施形態は、プリスキャンシーケンスの時相数とシネPCシーケンスの時相数が異なることが異なる。
シネPCシーケンス及びプリスキャンシーケンスは、それぞれ、図4及び図7に示すような、心電同期したプロスペクティブ撮像シーケンスである。但し、プリスキャンシーケンスの時相数は、シネPCシーケンスの時相数より少ない。図10に、シネPCシーケンスの時相とプリスキャンシーケンスの時相との関係を示す。図示する例では、プリスキャンシーケンスの時相数が10で、シネPCシーケンスの時相数が20の場合(a)及びプリスキャンシーケンスの時相数が6で、シネPCシーケンスの時相数が20の場合(b)を示している。
本実施形態でも、プリスキャンにより取得したプリスキャンデータを用いてシネPCシーケンスの各心時相のフローエンコード量を算出することは第一実施形態と同様であるので、図8のフローを援用して説明する。図8に示すように、まずプリスキャンのプロジェクションデータを作成し(S111)、プロジェクションデータのうちフローエンコード方向が同じである双極性フローエンコードのペアの差分を取り、PプロデータPd(j)(jはプリスキャンの心時相で1〜m)を算出する(S112)。
次いでPd(j)の最大値及び最小値を決定し(S113)、最大値を用いて心時相毎の規格化係数を算出する(S114)。この際、フローエンコードの方向が複数の場合には、すべての方向の最大値及び最小値から、最大値及び最小値を求め、規格化係数を算出する。この規格化係数を用いてシネPCシーケンスの各心時相のフローエンコード量を算出する(S115)。このとき規格化係数のデータ数は、プリスキャンの心時相数mと同じであり、算出すべきフローエンコード量のデータ数(シネPCシーケンスの心時相数nと同じ)よりも少ない。このため両者の心時相の対応付けを行ってから、フローエンコード量を算出する。
この対応付けには、種々の方法が考えられる。一つの方法では、例えば、プリスキャンの時相(j)の時間内に含まれるシネPCの時相(複数)は、そのプリスキャンの時相(j)の規格化係数を用いる。図10(a)に示すように、シネPCの時相数がプリスキャンの時相数の整数倍である場合には、この方法ですべての時相の対応付けが行われる。また図10(b)に示すように、シネPCの時相(i)が、プリスキャンの二つの時相(j)、時相(j+1)あるいは(j-1)に跨る場合には、二つの時相の規格化係数の平均値を用いる。
図10(b)に示す例では、シネPCの心時相4は、プリスキャンの心時相1と心時相2の平均値を用い、シネPCの心時相7は、プリスキャンの心時相2と心時相3の平均値を用いる。平均は単純平均でもよいし、プリスキャンの時相とシネPCの二つの時相との重なり度に応じて重み付け平均をしてもよい。重み付けは、例えば、シネPCシーケンスでの心時相の時間中心に対する、プリスキャンにおける隣接する2つの心時相における時間中心との時間差を導出し、その時間差に割合に応じて重み付けする。
以上のように、規格化係数を用いてフローエンコード量を計算した後、これをメモリに格納し(S116)、続いて実行されるシネPCの各心時相のフローエンコード量として使用する。その後、心時相毎に設定されたフローエンコード量でシネPCを実行すること、画像再構成することは第一実施形態と同様である。
本実施形態では、例えば図10(b)に示すように、心周期を、収縮期の前期・中期・後期、及び拡張期の前期・中期・後期の合計6つの区間に分割するなど、シネPC撮像での心時相数と比較して、プリスキャンの心時相数を大幅に低減することが可能である。この場合にも、上述した手法で、シネPC撮像の心時相とプリスキャンの心時相とを対応付けることができる。この実施形態は、血流速度の変化が小さい撮像対象において有用である。
本実施形態によれば、プリスキャンの心周期の分割数を少なくすることにより、一心時相の間隔が長くなるので、プリスキャンシーケンスのパラメータ設定の自由度が高い。また第一実施形態で説明したように、プリスキャンは位相エンコードを用いないシーケンスのみならず低域位相エンコードを用いたシーケンスも採用できるが、本実施形態では心時相の間隔を長くできるので、プリスキャンのための計測時間を延長することなく低域のプリスキャンデータを取得できる。
＜第三の実施形態＞
本実施形態のMRI装置は、プリスキャンシーケンスとして、シネPCシーケンスと異なる種類のシーケンスを用いる。具体的には、二次元空間選択励起法のシーケンスを採用する。二次元空間選択励起法は、スライス選択傾斜磁場とRFパルスとの組み合わせによるスライス面の励起とは異なり、2方向の振動傾斜磁場とRFパルス(ここでは二次元選択RFパルスという)とを組み合わせて、任意の円筒状の領域を選択的に励起し、その領域からのエコー信号を得て画像化する撮像方法である。
なお二次元空間選択励起法を血管撮像に適用した例として、例えば非特許文献1に、二次元空間選択励起法を信号抑制の目的で用いた例があるが、本実施形態は、二次元励起法をプリスキャンデータ取得のために利用する。
図11に、二次元選択励起法のシーケンスの一例を示す。このシーケンスは、破線の四角で囲んだ二次元励起に関わる箇所を除き、図7に示すプリスキャンシーケンスと同一であり、同じ要素は同じ符号で示している。この二次元励起法のシーケンスにおいて、RFパルス311の周波数及び強度、Gp方向及びGr方向の傾斜磁場波形312、313を適切に設定することにより、所望の領域を選択的に画像化できる。
本実施形態における制御部111及び演算部108における処理手順を図12に示す。図12において、図6及び図8に示す処理と同じ処理は、同一の符号で示し詳細な説明は省略する。
＜＜ステップS201＞＞
制御部111は、UIを介したユーザーによる領域設定を受け付ける。ユーザーは、例えば、位置決め用の画像を参照して関心血管を確認し、関心血管の走行に直交するように、領域を選択する。関心血管としては、例えば、血管の分岐部や動脈瘤が挙げられる。関心血管を選択したUIの一例を図13に示す。図13においては、下の中央やや右寄り血管に、血管走行方向と直交するように円筒状の領域120が設定されている。血管走行に直交させることにより、プリスキャンで用いられる二次元励起パルスと血管内の血流が交わり領域の体積が小さくなるため、関心血管での血流速度をより正確に計測することが期待できる。
選択された領域の半径や向きが特定されると、プリスキャンシーケンスである二次元空間選択励起法のシーケンスを計算する。具体的には二次元励起パルスと傾斜磁場の波形を計算する。この計算は、例えば、パルス演算部1082の機能としてもよいし、シーケンス制御部1112の機能としてもよい。
＜＜ステップS101＞＞
プリスキャンのTE、TR、心時相数、フローエンコードの方向などを設定する。心時相数は、本撮像であるシネPCシーケンスの時相数と同じでもよいし、異なっていてもよい。一般に、二次元空間選択励起法では、図7に示すPC法シーケンスに比べTRを長くする必要があるので、それに対応して心時相数を減らす、TRの延長が最小限となるパラメータ値を導出するなどの処理を行う。
＜＜ステップS102〜S106＞＞
設定された条件で二次元空間選択励起法を適用したプリスキャンを実行し、取得したプリスキャンデータを用いてシネPC撮像を実行すること、その際、VENC設定時に算出した規格化係数をシネ画像データにヘッダー情報として結合することは、第一または第二実施形態と同様であるが、ステップS103において、プリスキャンで得られた血流速度の結果を、シネPCでのフローエンコード量に対応付ける処理を実施する。この処理は、プリスキャンとシネPCとでTRが異なるため、プリスキャンとシネPCとで心時相数、或いは、各心時相のR波からの遅れ時間や期間に差異が生じるための処理であり、第二実施形態における時相の対応付けと同様の方法で行うことができる。
例えば、図14に示すように、心周期が1秒でシネPCの心時相数が20とすると、1心時相当たりの時間は50msである。プリスキャンで同一の心周期に対して、心時相数を13とした場合、1心時相数76msとなる。ここで端数(50ms×20−76ms×13)の12msは第13心時相後の余り時間として割り当てられる。
この場合、プリスキャンとシネPCの各心時相に関して時間中心を導出する。シネPCの心時相(i)のフローエンコード量を決定する場合、シネPCの心時相(i)の時間中心と最も時間差が小さくなる時間中心を有するプリスキャンの心時相(j)を判断する。次いで、プリスキャンの心時相(j)での血流速度を参照し、換算されるフローエンコード量をシネPCの心時相(i)を取得する際の撮像条件とする。
この処理は、ステップS103の詳細を示す図8のフローにおいて、S114とS115との間に挿入される。
本実施形態によれば、円筒状の領域に対して高周波磁場を印加できる二次元空間選択励起法をプリスキャンに適用することで、関心血管のみからプリスキャンデータを収集することができる。これにより、関心血管における血流速度をより正確に計測でき、最適なフローエンコード量をシネPCの撮像条件に適用することができる。本実施形態は、特に血管の血流速度を高精度に求めることが重要な血管の分岐部や動脈瘤に好適である。
＜第四実施形態＞
以上説明した第一〜第三実施形態は、主として、R波からの経過時間に従って定めた心時相にエコー信号を割り当てるプロスペクティブな撮像方法に適用する場合を説明したが、これら実施形態は、心拍数の揺らぎを考慮して定めたR波とR波の時間間隔を所定の心時相で分割し、エコー信号を割り当てるレトロスペクティブな撮像方法にも適用することができる。
本実施形態でも、まずプリスキャンを実施して、シネPC撮像の各心時相のフローエンコード量を算出しておき、算出したフローエンコード量をシネPC撮像の各心時相のフローエンコード量に設定する。プリスキャンは、シネPC撮像と同じでもよいし、二次元空間選択励起法のシーケンスでもよい。またフローエンコード量の算出方法は第一実施形態と同様である。レトロスペクティブ撮像では、心周期の間隔の平均値をもとに心周期を予めせってした心時相数で分割しているので、これら心時相に、プリスキャンデータから算出したフローエンコード量が設定されている。
図15にレトロスペクティブな撮像方法によるシネPC撮像の一例を示す。図15では、一例として6分割し、3心周期で全位相エンコードの信号を計測する場合を示している。
心周期の平均値と同じ間隔の心周期1では、6心時相分のデータが得られるが、平均値より短い心周期2では、予め定めた心時相分のデータは得られず、平均値より長い心周期3では、予め定めた心時相分より多いデータが得られる。レトロスペクティブ撮像では、平均値より短い心周期や長い心周期についても、その心周期で得られたデータを、平均値をもとに設定した心時相数(ここでは6)に分割し、各心時相のデータとして扱う。例えば、心周期2では5心時相分のデータを6心時相に分割し、また心周期3では7心時相分のデータを6心時相に、それぞれ1〜6心時相のデータとして扱う。このため各心時相のデータには欠損と余剰(重複)が生じることになるが、計測を繰り返し、欠損しているデータを補う。
欠損しているデータを補う場合、位相エンコード量を優先する。例えば、心時相nにおいて位相エンコード量が欠損した場合、心時相n−1または心時相n＋1等の隣接する心時相からデータを補填する。この際、心時相の時間差が小さいエコー信号を優先的に採用する。心時相の時間差が同一であるエコー信号がある場合には、フローエンコード量の差が小さいエコー信号を採用する。またフローエンコード量の差が、例えば予め設定した閾値を超える場合には、その心時相のエコー信号を採用しないというルールを適用してもよい。
また重複するデータは削除すればよいが、このときもフローエンコード量が補填すべき心時相に設定されたフローエンコード量との差が小さいほうを採用する。
以上のような位相エンコード量の欠損の補填と重複の削除のルールを適用することで、心時相毎に設定したフローエンコード量が大きく異ならないデータを得ることができる。
なおデータの補填の別な方法として、位相エンコード量とフローエンコード量を満足する低周波領域(位相エンコード量がゼロに近い領域)の信号を用いて、所謂ハーフフーリエ処理を適用して欠損したエコー信号を推定してもよい。
本実施形態によれば、レトロスペクティブ撮像でも、心時相に依存した血流の信号値の低下を防止し、血流描出能を向上することができる。
＜表示の実施形態＞
次に、上述した各実施形態を実施において、撮像条件等を入力するためUIや演算部における演算結果を表示する表示部の実施形態を説明する。図16に表示画面の一例を示す。
この画面160は、プリスキャンの条件を入力する条件入力部161と、演算部の結果を表示する結果表示部162とに分かれており、例えば、撮像シーケンスとしてシネPC撮像が選択されると表示される。
操作者は、条件入力部161を介して、プリスキャンの種類、すなわち、シネPCと同じ条件を適用するか、二次元励起法を適用するかを入力する。図中の黒丸で示した項目は、操作者により指定された項目を示しており、本図では二次元空間選択励起法が選択されている。次に、プリスキャンの心時相数を関して、「Auto」を選択してシネPCと同じ撮像条件を適用するのか、「Manual」を選択してシネPCとは異なる値を適用するかを入力する。本図では「Manual」が選択され、心周期の分割数として「6分割」を指定している。
二次元空間選択励起法が選択されると、例えば、図13に示したような画像が表示され、二次元励起の位置を指定することができる。その後、設定した条件でプリスキャンを実行すると、図6に示すステップS103(図8のフロー)が実行され、パルス演算部1082が算出した値が、キャリブレーションの結果として、表示される。即ち、各フローエンコード方向における血流速度の最大値と最小値、及びこれらの値となる心電図R波からの遅れ時間(DT)が自動的に計算され、表示画面内に表示される。
これらの数値は、演算部108で血流動態に関する諸量を算出する際に使用されるほか、操作者が確認することによりプリスキャンのやり直しなどを行う指針とすることも可能である。例えば、血管が重なっていたときなどにプリスキャンで得たデータの精度が下がり、不正な値となる場合もありえるが、これらを表示することにより本撮像の前に再度プリスキャンを実施することができる。
なお図16に示す表示画面は一例であり、この表示画面上に、図示した項目以外の項目や励起位置を決めるための画像等を表示させることも可能である。その他、キャリブレーション結果の表示方法についても数値のみならず、グラフィカルな表示等を採用することも可能である。
本実施形態によれば、第一〜第四実施形態で説明したMRI装置の動作を操作者がカスタマイズして実行することができる。
以上説明したように、本実施形態のMRI装置によれば、心時相に依存した血流信号の低下を防止し、全ての心時相において血流の描出能を高め、高精度に血流速度の算出等を行うことが可能になる。
100 MRI装置、101 被検体、102 静磁場発生磁石、103 傾斜磁場コイル、104 RFコイル、105 RFプローブ、106 信号検出部、107 信号処理部、108 演算部、109 傾斜磁場電源、110 送信部、111 制御部、112 ベッド、113 表示部、114 入力部、115 計測機器、201 CPU、202 メモリ、203 記憶装置、1081 画像演算部、1082 パルス演算部、1083 ROI設定部、1111 主制御部、1112 シーケンス制御部、1113 表示制御部。

Claims (16)

  1. 磁気共鳴信号を収集する磁気共鳴撮像部と、前記磁気共鳴撮像部をパルスシーケンスに従い制御する制御部と、前記磁気共鳴撮像部が収集した磁気共鳴信号と検査対象の周期的な動きに関連した時相情報とを用いて前記検査対象の画像を作成する演算部と、を備え、
    前記制御部は、前記パルスシーケンスとして、フローエンコードパルスの印加を含み時相毎にエコー信号を取得する撮像シーケンスを備え、
    前記撮像シーケンスにおけるフローエンコードパルスの印加量を、少なくとも2つの時相において異ならせる制御を行うことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  2. 請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記時相情報を受け付ける入力部をさらに備え、
    前記制御部は、前記入力部が受け付けた時相情報を用いて前記撮像シーケンスを制御することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  3. 請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記演算部は、前記撮像シーケンスで取得したデータを、前記時相情報の一時点を起点とする経過時間の順にソーティングし、時相毎のデータとすることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  4. 請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記演算部は、前記時相毎に前記検査対象に含まれる流体の速度情報をもとに、時相毎の前記フローエンコードパルスの印加量を算出するパルス演算部を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  5. 請求項4に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記制御部は、前記撮像シーケンスとは別に、フローエンコードパルスの印加を含み、時相毎にエコー信号を取得するプリスキャンシーケンスを備え、
    前記パルス演算部は、前記プリスキャンシーケンスの実行により時相毎に取得したエコー信号のプロジェクションデータから、前記流体の速度情報を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  6. 請求項5に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記プリスキャンシーケンスは、位相エンコードを含まないことを除いて前記撮像シーケンスと同種のパルスシーケンス、または、低位相エンコードのみを含む、前記撮像シーケンスと同種のパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  7. 請求項5または6に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記演算部は、前記検査対象についてROIの設定を受け付けるROI設定部を備え、 前記パルス演算部は、前記ROI設定部に設定されたROIにおける前記流体の速度情報を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  8. 請求項5に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記プリスキャンシーケンスは、二次元励起パルスによる励起を含み、二次元励起パルスによって励起された領域からの磁気共鳴信号を取得するシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  9. 請求項5または8に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記プリスキャンシーケンスの時相数と、前記撮像シーケンスの時相数とが異なることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  10. 請求項4に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記パルス演算部は、時相毎に算出したフローエンコードパルスの印加量の規格化係数を算出する規格化係数算出部を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  11. 請求項10に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    信号処理部の処理結果を表示する表示部をさらに備え、
    前記表示部は、時相毎に作成された画像とともに、前記フローエンコードパルスの印加量、前記流体の速度情報及び前記規格化係数の少なくとも一つを表示することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  12. 請求項1に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    前記撮像シーケンスは、複数の方向のフローエンコードパルスを含み、
    前記制御部は、フローエンコードパルスの印加量の制御を複数の方向について独立して行うことを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  13. 検査対象の周期的な動きに関連した時相情報を参照し、フローエンコードパルスを含むパルスシーケンスを実行して、時相毎の磁気共鳴画像を取得する血流描画方法であって、フローエンコードパルスの印加量を、少なくとも2つの時相において異ならせることを特徴とする血流描画方法。
  14. 請求項13に記載の血流描画方法であって、フローエンコードパルスの印加量を、前記検査対象を流れる血流の血流速度に応じて異ならせることを特徴とする血流描画方法。
  15. 請求項13に記載の血流描画方法であって、時相を心電図におけるR波からの経過時間に従い決定することを特徴とする血流描画方法。
  16. 請求項13に記載の血流描画方法であって、時相を心電図におけるR波間隔の平均値をもとにR波間隔を分割して決定することを特徴とする血流描画方法。

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Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2016134980A1 (en) * 2015-02-27 2016-09-01 Siemens Aktiengesellschaft Robust calcification tracking in fluoroscopic imaging
JP6495057B2 (ja) * 2015-03-16 2019-04-03 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｍｒｉ装置及び撮像時間短縮方法

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5133357A (en) * 1991-02-07 1992-07-28 General Electric Company Quantitative measurement of blood flow using cylindrically localized fourier velocity encoding
JP3693766B2 (ja) * 1996-09-03 2005-09-07 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
JPH10234695A (ja) * 1997-02-21 1998-09-08 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
US6144201A (en) * 1997-12-26 2000-11-07 Kabushiki Kaisha Toshiba MR imaging utilizing ECG gating technique
JP4090619B2 (ja) * 1998-04-20 2008-05-28 株式会社東芝 Ｍｒｉ装置
JP2001070279A (ja) * 1999-09-06 2001-03-21 Hitachi Medical Corp 磁気共鳴イメージング装置
CN101273276A (zh) * 2005-09-22 2008-09-24 威斯康星校友研究基金会 利用高度约束的背投来重构跳动着的心脏的图像
JP5037075B2 (ja) * 2005-12-22 2012-09-26 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 磁気共鳴イメージング装置
US9201129B2 (en) * 2006-09-13 2015-12-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic-resonance image diagnostic apparatus and method of controlling the same
JP4249215B2 (ja) * 2006-10-06 2009-04-02 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 磁気共鳴イメージング装置
CN101647699B (zh) * 2008-08-12 2011-08-10 株式会社东芝 磁共振成像装置及磁共振成像方法
US9123121B2 (en) * 2010-09-27 2015-09-01 Hitachi Medical Corporation Magnetic resonance imaging apparatus and fluid imaging method

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