WO2009142167A1 - 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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WO2009142167A1
WO2009142167A1 PCT/JP2009/059118 JP2009059118W WO2009142167A1 WO 2009142167 A1 WO2009142167 A1 WO 2009142167A1 JP 2009059118 W JP2009059118 W JP 2009059118W WO 2009142167 A1 WO2009142167 A1 WO 2009142167A1
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blood vessel
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貴之 阿部
哲彦 高橋
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株式会社 日立メディコ
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    • G01R33/565—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities
    • G01R33/56518—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to eddy currents, e.g. caused by switching of the gradient magnetic field

Definitions

  • the present invention measures nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as ⁇ NMR '') signals from hydrogen, phosphorus, etc. in a subject and images nuclear density distribution, relaxation time distribution, etc.
  • ⁇ NMR '' nuclear magnetic resonance
  • the present invention relates to a blood vessel imaging technique based on a phase contrast angiography method in an apparatus called “MRI”.
  • MRI equipment measures NMR signals (echo signals) generated by nuclear spins that make up the body of a subject, especially human tissue, and forms the shape and function of the head, abdomen, limbs, etc. in two or three dimensions. It is a device that images.
  • the echo signal is given different phase encoding depending on the gradient magnetic field and is frequency-encoded and measured as time-series data.
  • the measured echo signal is reconstructed into an image by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform.
  • MRA imaging function There is an imaging function called MR angiography (hereinafter abbreviated as MRA) for drawing blood vessels using this MRI apparatus.
  • MRA imaging function includes a phase contrast MRA (hereinafter referred to as PC-MRA) method for imaging blood in a blood vessel using the principle that the phase of transverse magnetization of blood shifts in accordance with the blood flow velocity.
  • PC-MRA phase contrast MRA
  • the flow velocity value is reflected by taking a complex difference between an image acquired by applying a positive flow encode pulse and an image acquired by applying a negative flow encode pulse. The obtained blood vessel image is acquired.
  • the cervical region includes the left and right carotid arteries, the left and right vertebral arteries, and the basilar artery.
  • the flow encoding is set according to the average flow velocity of the carotid artery of 40 cm / s.
  • the target blood vessel is rendered with high brightness, but the other blood vessels are rendered with low brightness, and any blood vessels with different blood flow velocities are displayed. Is not a blood vessel image drawn with high brightness.
  • Patent Document 1 states that a relatively small flow encoding is used when collecting low-frequency component data in the phase encoding step, and a relatively large flow encoding is used when collecting high-frequency component data in the phase encoding step.
  • a blood vessel imaging technique is disclosed in which both a main blood vessel having a large diameter at a relatively high flow rate and a peripheral blood vessel having a small diameter at a relatively low flow rate are well imaged.
  • the K space data for each flow encode is not completely prepared.
  • the K space data for a relatively small flow encoding lacks the high frequency component of the phase encoding step
  • the K space data for the relatively large flow encoding lacks the low frequency component of the phase encoding step.
  • the main blood vessel having a large diameter is blurred at a relatively high flow rate
  • the brightness of the peripheral blood vessel having a small diameter is decreased at a relatively slow flow rate
  • the image quality of each blood vessel is deteriorated regardless of the flow rate.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and in blood vessel imaging using the PC-MRA method, an MRI apparatus and blood vessel image that can each depict a plurality of blood vessels with different blood flow velocities with high image quality.
  • the purpose is to provide an acquisition method.
  • the present invention measures echo signals having different absolute values of flow encodes in each of a plurality of phase encodes, and uses the echo signals having different absolute values of flow encodes, Reconstruct the result image of the specimen.
  • the MRI apparatus of the present invention measures the echo signal based on the application of a positive flow encode pulse and the echo based on the application of a negative flow encode pulse corresponding to a predetermined flow encode on the subject.
  • the measurement control unit that performs signal measurement with each of a plurality of phase encodings, and an echo signal based on application of a positive flow encode pulse and an echo signal based on application of a negative flow encode pulse,
  • An arithmetic processing unit for reconstructing a blood vessel image the measurement control unit measures a plurality of echo signals having different absolute values of the flow encoding in each of the plurality of phase encodings, and the arithmetic processing unit is a flow encoding unit A blood vessel image is reconstructed by using a plurality of echo signals having different absolute values.
  • the blood vessel image acquisition method of the present invention includes an echo signal measurement based on the application of a positive flow encode pulse corresponding to each flow encode, and a negative flow from the subject with different absolute values of the flow encode.
  • the echo signal measurement based on the application of the encode pulse is performed by a plurality of phase encodes, respectively, and the blood vessel image of the subject is reconstructed using the measured echo signals.
  • the MRI apparatus and the blood vessel image acquisition method of the present invention measure a plurality of echo signals having different flow encode absolute values at each of a plurality of phase encodes, and the echo signals. Since the blood vessel image is reconstructed using, a plurality of blood vessels having different blood flow velocities can be drawn with high image quality.
  • the block which shows the whole structure of one Example of the MRI apparatus which concerns on this invention.
  • Detailed view of flow encode pulse The figure explaining the combination pattern of the flow encode pulse in the case of measuring the blood flow of 3 directions.
  • the figure explaining the arithmetic processing flow which acquires the blood vessel image based on the PC-MRA method which concerns on this invention.
  • 5 is a sequence chart of a pulse sequence subjected to an example of flow encode pulse control according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart showing an overall processing flow of the first embodiment of the present invention.
  • (a) is a flowchart showing a blood vessel image composition processing flow for each flow encoding in the first embodiment of the present invention
  • (b) is a blood vessel image reconstruction processing flow in the second embodiment of the present invention.
  • the flowchart to represent. 10 is a flowchart showing a processing flow of the third embodiment of the present invention.
  • the follow chart showing the processing flow of axis-dependent variable low-pass filter processing.
  • FIG. 6 is an image example showing a specific effect of the third and fourth embodiments of the present invention.
  • FIG. 1 is a flowchart showing a processing flow of blood vessel enhancement filter processing
  • (b) is a diagram showing an example of a pixel value histogram of a blood vessel image.
  • (a) is a flowchart showing a processing flow of vein suppression filter processing
  • (b) is a diagram showing an example of vein suppression filter processing.
  • (c) is a figure explaining the effect of a blood vessel emphasis filter.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an example of the MRI apparatus of the present invention.
  • This MRI apparatus uses a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon to obtain a tomographic image of an object, and as shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, and a transmission system 5
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in the space around the subject 1 in the direction of the body axis or in the direction perpendicular to the body axis.
  • the permanent magnet method or the normal conduction method is provided around the subject 1 Alternatively, a superconducting magnetic field generator is arranged.
  • the gradient magnetic field generation system 3 (gradient magnetic field generation unit) is composed of a gradient magnetic field coil 9 wound in three axial directions of X, Y, and Z, and a gradient magnetic field power source 10 for driving each gradient magnetic field coil 9.
  • gradient magnetic fields Gx, Gy, Gz in the X, Y, and Z directions are applied to the subject 1. More specifically, a slice selection gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of X, Y, and Z directions to set a slice plane for the subject 1, and a phase encoding gradient magnetic field pulse is applied in the remaining two directions. (Gp) and a frequency encoding (or reading) gradient magnetic field pulse (Gf) are applied to encode position information in each direction into an echo signal.
  • the sequencer 4 is a measurement control unit that controls the measurement of an echo signal by repeatedly applying a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • the sequencer 4 operates under the control of the CPU 8 and sends various commands for measuring echo signals necessary for the reconstruction of the tomographic image of the subject 1 to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6. By controlling these systems, echo signal measurement is controlled.
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse to cause nuclear magnetic resonance to the nuclear spins of atoms constituting the biological tissue of the subject 1, and includes a high frequency oscillator 11, a modulator 12, a high frequency amplifier 13, and a transmission side And a high-frequency coil 14a.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at a timing according to a command from the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and then placed close to the subject 1.
  • the subject 1 is irradiated with electromagnetic waves (RF pulses) by being supplied to the high frequency coil 14a.
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and receives a high-frequency coil 14b on the receiving side, an amplifier 15, and a quadrature detector 16 and an A / D converter 17.
  • the response electromagnetic wave (NMR signal) of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1 and amplified by the amplifier 15
  • the signals are divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at a timing according to a command from the sequencer 4, converted into digital quantities by the A / D converter 17, and sent to the signal processing system 7.
  • the digital data of the echo signal is referred to as echo data.
  • the signal processing system 7 has an external storage device (storage means) such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18 and a display 20 composed of a CRT or the like, and echo data from the reception system 6 is input to the CPU 8 (arithmetic processing unit). Then, the CPU 8 executes arithmetic processing such as signal processing and image reconstruction, and displays the tomographic image of the subject 1 as a result on the display 20 and records it on the magnetic disk 18 of the external storage device.
  • the CPU 8 includes a memory corresponding to the K space and stores echo data.
  • the description of arranging the echo data in the K space means that the echo data is written and stored in this memory.
  • the echo data written in the memory corresponding to the K space is called K space data.
  • the operation system 25 is used to input various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation system 25 is arranged close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation system 25 while looking at the display 20.
  • the transmission-side and reception-side high-frequency coils 14a and 14b and the gradient magnetic field coil 9 are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1. .
  • the spin target species for imaging of the MRI apparatus is proton, which is the main constituent of the subject, as widely used in clinical practice.
  • proton the main constituent of the subject, as widely used in clinical practice.
  • the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of the relaxation phenomenon in the excited state the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
  • FIG. Figure 2 shows one repetition time (TR) of the pulse sequence of the two-dimensional gradient echo method, where RF, G s , G p , G r , and Echo are the RF pulse, slice gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, and frequency, respectively. Represents the axis of encode gradient magnetic field and echo signal.
  • 201 is an RF pulse
  • 202 is a slice selective gradient magnetic field pulse
  • 203 is a flow phase gradient magnetic field pulse in the slice direction
  • 204 is a flow phase gradient magnetic field pulse in the frequency encode direction
  • 205 is a phase encode gradient magnetic field pulse
  • 206 is frequency encode.
  • a gradient magnetic field pulse 207 is an echo signal
  • 208 and 210 are spoiler gradient magnetic field pulses
  • 209 is a rewind gradient magnetic field pulse
  • 211 is a positive or negative flow encode pulse.
  • the sequencer 4 controls the gradient magnetic field generation system 2, the transmission system 5, and the reception system 6, and the application and timing of the RF pulse and each gradient magnetic field pulse, the measurement of the echo signal, and the control of the timing I do. Specifically, within one repetition time (TR), the sequencer 4 controls the application of each pulse and the measurement of the echo signal as follows.
  • the RF pulse 201 and the slice selective gradient magnetic field pulse 202 are simultaneously applied to the subject, the nuclear magnetization of the desired imaging region is excited and transverse magnetization is generated.
  • a flow rephase gradient magnetic field pulse 203 based on a gradient moment nulling method is applied in the slice direction to cancel the phase dispersion of the transverse magnetization of blood generated by the blood flow in the slice direction.
  • FIG. 2 shows an example in which each of the three axes is applied. Details of how to apply the flow encode pulse 211 to each axis will be described later.
  • a solid line indicates a positive flow encode pulse, and a dotted line indicates a negative flow encode pulse.
  • the imaging using only the positive flow encode pulse and the imaging using only the negative flow encode pulse are repeated to perform blood vessel imaging. Details of the flow encode pulse will be described later.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse 205 is a gradient magnetic field pulse for encoding spatial information in the phase encoding direction into an echo signal.
  • values such as 64, 128, 256, 512, etc. are usually selected per image.
  • the flow rephase gradient magnetic field pulse 204 based on the gradient moment nulling method in the frequency encoding direction cancels the phase dispersion of the transverse magnetization of the blood generated by the blood flow in the frequency encoding direction, like the flow rephase gradient magnetic field pulse 203 in the slice direction. Is to do.
  • the frequency encode gradient magnetic field pulse 206 is applied when the echo signal 207 is measured, and encodes position information in the frequency encode direction into the echo signal.
  • Each echo signal is usually obtained as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data.
  • spoiler gradient magnetic field pulses 208 and 210 and a rewind gradient magnetic field pulse 209 are applied.
  • the spoiler gradient magnetic field pulses 208 and 210 are applied after echo signal measurement, and disperse the phase of transverse magnetization in the application direction.
  • the rewind gradient magnetic field pulse 209 is a gradient magnetic field pulse having a polarity opposite to that of the phase encode gradient magnetic field pulse 205, and cancels the phase encode amount applied to the echo signal 207 by the phase encode gradient magnetic field pulse 205.
  • the amount of gradient magnetic field applied to each axis during the repetition time (TR) is constant regardless of the repetition time (TR), and the magnetization of the excitation region is made steady by repeating the pulse sequence shown in FIG. Can lead to a condition.
  • the pulse sequence for one repetition constituted by the application of each pulse as described above is performed with a predetermined repetition rate in a short repetition time (TR) by changing the application amount of the phase encode gradient magnetic field pulse 205 and the rewind gradient magnetic field pulse 209. By repeating the number of times, the number of echo signals necessary for image reconstruction is measured.
  • TR short repetition time
  • FIG. 3 (a) shows an example of a positive polarity flow flow
  • FIG. 3 (b) shows an example of a negative polarity flow encode pulse.
  • phase of transverse magnetization of blood flowing in the positive direction of the application direction increases (i.e., decreases) in the negative direction, and the transverse magnetization of blood flowing in the negative direction The phase increases in the positive direction.
  • the amount of increase / decrease in the phase of transverse magnetization by both flow encode pulses is determined depending on the blood flow velocity and the flow encode pulse application amount (hereinafter, the flow encode pulse application amount is referred to as the flow encode amount).
  • the phase shift amount ⁇ f of the transverse magnetization of the blood flow flowing at the velocity V in the flow encode pulse application direction is expressed by the following equation (1).
  • ⁇ f ⁇ ⁇ (+/ ⁇ ) S ⁇ Ti ⁇ V (1)
  • ⁇ is the gyromagnetic ratio
  • S is the application amount of one gradient magnetic field pulse constituting the flow encode pulse as described above.
  • Ti is the time interval between the mutual centers of the two gradient magnetic field pulses constituting the flow encode pulse, as described above, and the signs of + and ⁇ indicate that the polarity of the flow encode pulse is positive and Represents negative polarity.
  • Fig. 4 is an example of an efficient combination pattern of flow encode pulses to reduce the number of repetitions. That is, three orthogonal directions are the body axis (FH) direction, vertical (AP) direction, and left and right (RL) direction, and are applied each time when blood vessels are drawn in all directions by imaging four combination patterns.
  • FIG. 4 is a table showing flow encode pulse combination patterns (positive polarity is positive and negative polarity is ⁇ ).
  • FIG. 5 shows a calculation flow until the K-space data acquired by the flow encode pulse combination pattern shown in FIG. 4 and the final blood vessel image are acquired.
  • first combination pattern first time (1)
  • a positive flow encode pulse is applied in the HF direction and the AP direction
  • a negative flow encode pulse is applied in the RL direction.
  • IFT Fourier transform
  • second combination pattern second time (2)
  • a positive flow encode pulse is applied in the FH direction and the RL direction
  • a negative flow encode pulse is applied in the AP direction.
  • 502 and image data 522 obtained by Fourier transform (IFT) are obtained.
  • third combination pattern third time (3)
  • a positive flow encode pulse is applied in the AP direction and the RL direction
  • a negative flow encode pulse is applied in the HF direction. Is obtained as Fourier transform (IFT) image data 523.
  • the final fourth combination pattern (fourth (4)) negative flow encode pulses are applied in all three axial directions and imaged, and K-space data 504 and image data 524 obtained by Fourier transform (IFT) thereof are used. And is obtained.
  • the image 524 acquired by the fourth combination pattern has a meaning as a reference image because it is acquired by applying a flow encode pulse having the same polarity to all axes.
  • the CPU 8 performs complex addition of the image 521 and the image 522 to obtain an added image 541.
  • image data based on blood flow components in the AP direction and RL direction is canceled out by addition, and only the net vector ( ⁇ A + hf ) based on the positive flow encode pulse for the blood flow component in the HF direction remains.
  • the CPU 8 performs complex addition of the image 523 and the image 524 to obtain an added image 542.
  • this addition image 542 similar to the addition image 541, the image data based on the blood flow component in the AP direction and the RL direction is canceled by addition, and the net vector ( ⁇ Only A - hf ) remains.
  • the CPU 8 obtains a blood vessel image Zhf based on a blood flow component flowing in the HF direction by performing a complex difference between the addition image 541 and the converted image 542.
  • the complex difference image of the addition image 543 obtained by complex addition of the image 522 and the image 523 and the addition image 544 obtained by complex addition of the image 521 and the image 524 is the RL direction. It becomes a blood vessel image Zrl based on the blood flow component flowing through.
  • a complex difference image of an addition image 545 obtained by complex addition of the image 521 and the image 523 and an addition image 546 obtained by complex addition of the image 522 and the image 524 is a blood flowing in the AP direction.
  • This composite image is a blood vessel image in which blood flows in all directions are drawn.
  • the number of repetitions can be reduced by the efficient combination pattern of flow encode pulses and the arithmetic processing based on the combination pattern.
  • the number of repetitions expressed by equation (6).
  • the number of repetitions represented by Eq.
  • a plurality of blood vessels having an average blood flow velocity different from the average blood flow velocity in the blood vessel to be imaged exist in the imaging region. Therefore, in the PC-MRA method using only one type of flow encoding, the blood vessels to be imaged are drawn with high luminance, but the other blood vessels are drawn with low luminance, and all of the blood vessels with different blood flow velocities are drawn. It is not a blood vessel image drawn with high brightness.
  • FIG. 6 (a) a positive flow encode pulse (+ VENC; 601) having a flow encode (VENC) matched to the average flow velocity of the blood vessel to be imaged and a negative flow encode pulse
  • FIGS. 6 (b) to (d) show the state of the net vector ⁇ A for each blood flow velocity obtained by a pulse sequence having VENC; 602).
  • FIGS. 6 (b) to 6 (d) the transverse magnetization vector of the stationary tissue as shown in FIGS. 3 (c) to 3 (d) is omitted.
  • a blood vessel having an average flow velocity slower than the average flow velocity of the blood vessel to be imaged is drawn with low luminance.
  • VENC flow encoding
  • VENC flow encoding
  • the present invention measures a plurality of echo signals having different flow encodings in each of a plurality of phase encodings.
  • a first embodiment of the MRI apparatus and blood vessel image acquisition method of the present invention will be described.
  • a plurality of flow encodes are used to reconstruct a blood vessel image for each flow encode, and by synthesizing the blood vessel images for each flow encode to create a single blood vessel image, Both blood vessels are depicted with high brightness.
  • a plurality of echo signals with different flow encodes are measured in each of the plurality of phase encodes.
  • the PC-MRA method of the present embodiment will be described with reference to FIGS. 7 to 10, taking as an example the case of imaging one thick slice.
  • FIG. 7 shows a sequence chart of a pulse sequence subjected to an example of the flow encode pulse control of the present embodiment, where V is the average flow velocity of the blood flow of a main blood vessel or multiple blood vessels in a thick slice, and FIG. - ⁇ [cm / sec], (b) shows V [cm / sec], and (c) shows the case of imaging using the flow encode (VENC) corresponding to V + ⁇ [cm / sec]. . That is, FIG. 7 shows a case where the average flow velocity V is imaged with VENC2 (711, 712), the slow flow velocity V- ⁇ is with VENC1 (701, 702), and the fast flow velocity V + ⁇ is imaged with VENC3 (721, 722).
  • Fig. 8 is a diagram showing the flow encoding control action of Fig. 7 as a net vector, and how the three VENCs of Fig. 7 act on blood at each flow rate corresponds to each VENC. It is the figure shown with the net vector for every flow velocity to do. In FIG. 8, the display of the transverse magnetization vector of the stationary tissue is omitted.
  • FIG. 7 (a) shows a pulse sequence in which flow encode 1 (VENC1; 701, 702) corresponding to this flow rate is set in order to depict blood with a blood flow velocity V- ⁇ with high brightness.
  • flow encode 1 VENC1; 701, 702
  • FIG. 8 (a) shows how the VENC1 corresponding to the blood flow velocity V- ⁇ acts on the blood at each flow velocity using net vectors ( ⁇ A + and ⁇ A ⁇ ). Since VENC1 is optimally set to the blood flow velocity V- ⁇ , the angle formed by the net vectors ⁇ A + and ⁇ A ⁇ of blood having this flow velocity and the flow velocity in the vicinity thereof is approximately ⁇ . However, other rates of blood the net vector ⁇ A + a ⁇ A - angle formed by capital becomes greater than [pi.
  • FIG. 7 (b) shows a pulse sequence in which flow encode 2 (VENC2; 711, 712) corresponding to this flow rate is set in order to depict blood with a blood flow velocity V with high brightness, and this VENC2 ( 711, 712) is an intermediate amplitude of VENC 1,3 corresponding to other flow velocities from the equation (4).
  • flow encode 2 VENC2; 711, 712
  • this VENC2 711, 712
  • imaging is performed for each combination pattern shown in FIG. 4 using this VENC2, and a blood vessel image of VENC2 is acquired by the arithmetic processing shown in FIG.
  • VENC2 corresponding to the blood flow velocity V is, how to act on the blood of each flow rate a net base 0 vector ( ⁇ A + a ⁇ A -) it illustrates in. Since VENC2 is optimally set to the blood flow velocity V, the angle formed by the net vectors ⁇ A + and ⁇ A ⁇ of blood having this flow velocity and the flow velocity in the vicinity thereof is approximately ⁇ . However, the angle formed by the net vectors ⁇ A + and ⁇ A ⁇ of blood with other blood flow velocities is smaller than ⁇ (811) or larger (812).
  • FIG. 7 (c) shows a pulse sequence in which flow encode 3 (VENC3; 721,722) corresponding to this flow rate is set in order to depict blood with a blood flow velocity V + ⁇ with high brightness, and this VENC3 ( 721,722) has an amplitude smaller than that of VENC1,2 corresponding to other flow velocities, from Equation (4).
  • flow encode 3 VENC3; 721,722
  • this VENC3 721,722
  • FIG. 7 (a) imaging is performed for each combination pattern shown in FIG. 4 using this VENC3, and a blood vessel image of VENC3 is acquired by the arithmetic processing shown in FIG.
  • VENC3 corresponding to the blood flow velocity V + beta is, how to act on the blood of the velocity net vector ( ⁇ A + a ⁇ A -) it illustrates in. Since VENC3 is optimally set to the blood flow velocity V + ⁇ , the angle formed by the net vector ⁇ A + and ⁇ A ⁇ of blood having this flow velocity and the flow velocity in the vicinity thereof is approximately ⁇ . However, the angle formed by the net vectors ⁇ A + and ⁇ A ⁇ of blood with other blood flow velocities is smaller than ⁇ .
  • FIG. 8 (d) shows a signal intensity distribution for each blood flow velocity in a blood vessel image captured by the PC-MRA method using a plurality of flow encoding amounts according to this embodiment. Compared to the similar distribution shown in FIG. 6 (b), it is understood that the signal intensity is substantially uniform regardless of the blood flow velocity.
  • Measurement with the flow encode corresponding to each of the above flow velocities is performed for each combination pattern of the flow encode pulses shown in FIG. That is, the sequencer 4 captures the first flow encode pulse combination pattern in FIG. 4 for each flow encode corresponding to each flow velocity.
  • imaging is performed with three types of flow encoding.
  • the sequencer 4 also performs imaging of the second to fourth flow encode pulse combination patterns for each flow encode corresponding to each flow velocity.
  • a total of (four combination patterns) ⁇ (three kinds of flow encodings) 12 times of imaging are performed. Therefore, if imaging with simply increasing the number of flow encodes is performed, the entire imaging time is extended, and the patient burden increases.
  • Number of measurements (Number of integrations) x (Number of flow encodes) x (Number of combination patterns) Is controlled according to the type of flow encoding. Specifically, when the number of flow encodes is increased, the number of integrations is decreased, and when the number of flow encodes is decreased, the number of integrations is increased. Since SNR depends on the number of times of measurement, if the number of times of measurement is the same, the SNR does not change even if the number of times of integration is reduced.
  • the (number of flow encodes) increases, so by reducing the number of integrations in the measurement of each combination pattern of flow encode pulses, ( Do not extend the overall imaging time without changing the number of measurements.
  • the number of integrations is usually 6 to 12 in order to ensure SNR, so when the number of flow encodings is three,
  • the number of measurements for each flow encode may be 2 to 4 times.
  • the number of integrations may be different for each flow encode measurement.
  • the obtained blood vessel images for each flow encode are synthesized using the pulse sequences shown in FIGS. 7 (a) to (c).
  • a desired weighted addition may be performed.
  • this composite image a plurality of blood vessels having different blood flow velocities are drawn with substantially uniform signal intensity, so that the image quality of the blood vessel image is improved. Details of the image composition will be described later. The above is the outline of the present embodiment.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the overall processing flow of the present embodiment.
  • step 901 settings for blood vessel imaging using the PC-MRA method are performed.
  • the operator first places the subject in the measurement space in the static magnetic field generation system 2. Then, while looking at various input screens (GUI) displayed on the display 20, blood vessel imaging using the PC-MRA method is selected using the mouse 23 and the keyboard 24, and imaging parameters are input. For example, a pulse sequence based on the gradient echo method shown in FIG. 2 is selected by the operator or by the CPU 8.
  • GUI input screens
  • the imaging parameters that are particularly important in this embodiment are the value of the blood flow velocity to be imaged and the number of settings.
  • the operator inputs only the average blood flow velocity of the representative blood vessel on the input screen (GUI; blood flow velocity setting unit), and the CPU 8 adds or subtracts a predetermined value to the inputted average blood velocity.
  • the blood flow velocity may be set.
  • the operator may directly input and set a plurality of average blood flow velocities on the input screen (GUI).
  • the CPU 8 obtains a flow encode (VENC) corresponding to each blood flow velocity for each of the set blood flow velocities based on the equation (4). Then, the CPU 8 notifies the sequencer 4 of each imaging parameter input and set by the operator or obtained by calculation.
  • VENC flow encode
  • step 902 a pulse sequence of flow encode 1 (VENC1) and phase encode m is executed for each of the flow encode pulse combination patterns in FIG.
  • VENC1 pulse sequence of flow encode 1
  • phase encode m pulse sequence for each of the flow encode pulse combination patterns
  • Echo data of encoding m is acquired.
  • step 903 If the integration loop parameter (i) is less than the predetermined number of integrations (NAS1) in step 903, the integration loop parameter (i) is incremented in step 904 and the process returns to step 902 again, and the pulse sequence of phase encode m is repeated. It is. On the other hand, if the integration loop parameter (i) reaches the predetermined integration count (NAS1), the process proceeds to step 905. Further, the CPU 8 adds the echo data of the phase encode m for each flow encode pulse combination pattern acquired in the integration loop to the echo data of the phase encode m in the K space of VENC1 for each flow encode pulse combination pattern.
  • NAS1 predetermined number of integrations
  • step 905 a pulse sequence of flow encode 2 (VENC2) and phase encode m is executed for each of the flow encode pulse combination patterns. Similar to step 902, the sequencer 4 activates the gradient echo pulse sequence having VENC2, controls the execution of the phase encode m pulse sequence in each of the flow encode pulse combination patterns, and sets the flow encode pulse combination patterns for each flow encode pulse combination pattern. Echo data of phase encoding m in the K space of VENC2 is acquired.
  • VENC2 pulse sequence of flow encode 2
  • phase encode m is executed for each of the flow encode pulse combination patterns.
  • step 906 If the integration loop parameter (j) is less than the predetermined integration count (NAS2) in step 906, the integration loop parameter (j) is incremented in step 907 and the process returns to step 905 again, and the pulse sequence of phase encode m is repeated. It is. On the other hand, if the integration loop parameter (j) reaches the predetermined number of integrations (NAS2), the process proceeds to step 908. Further, the CPU 8 adds the echo data for each flow encode pulse combination pattern acquired in the integration loop to the echo data of the phase encode m in the K space of VENC2 for each flow encode pulse combination pattern.
  • NAS2 predetermined number of integrations
  • step 908 a pulse sequence of flow encode 3 (VENC3) and phase encode m is executed for each of the flow encode pulse combination patterns. Similar to steps 902 and 905, the sequencer 4 activates the gradient echo pulse sequence having VENC3, controls the execution of the phase encode m pulse sequence in each of the flow encode pulse combination patterns, Echo data of phase encoding m in the K space of VENC3 is acquired.
  • VENC3 flow encode 3
  • step 909 If the integration loop parameter (k) is less than the predetermined number of integrations (NAS3) in step 909, the integration loop parameter (k) is incremented in step 910 and the process returns to step 908 again, and the pulse sequence of phase encode m is repeated. It is. On the other hand, if the integration loop parameter (k) reaches the predetermined integration count (NAS3), the process proceeds to step 911. Further, the CPU 8 adds the echo data for each flow encode pulse combination pattern acquired in the integration loop to the echo data of the phase encode m in the K space of VENC3 corresponding to each combination pattern.
  • NAS3 predetermined number of integrations
  • phase encode m is less than the predetermined number in step 911, the phase encode m is incremented in step 911, and the process returns to step 902 to execute the next phase encode pulse sequence.
  • the phase encoding m is the predetermined number of times, the imaging is finished and the process goes to step 913 and thereafter.
  • step 913 a blood vessel image is created for each flow encode, and a blood vessel image of each flow encode is synthesized. Details of the blood vessel image synthesis processing for each flow encode will be described later.
  • the flow encoding order is VENC1,2,3.
  • the order is not limited to this order, and any order may be used.
  • the loop order is the flow encode pulse combination pattern of FIG. 4 first, and then the order of integration, flow encode, and phase encode. Order may be acceptable.
  • an example of reconstructing a blood vessel image for each flow encode after the measurement of all flow encodes has been described, but when the echo data necessary for each flow encode has been prepared with the flow encode loop at the outermost position. Each blood vessel image may be reconstructed.
  • you may measure the several echo signal from which flow encoding differs in each of several phase encoding instead of all the phase encoding.
  • FIG. 10A is a flowchart showing a blood vessel image synthesis processing flow for each flow encoding.
  • step 1001 a blood vessel image is reconstructed for each flow encode i (VENCi).
  • the CPU 8 performs the arithmetic processing shown in FIG. 5 on the K space data for each flow encode pulse combination pattern in FIG. 4 to reconstruct a synthetic blood vessel image (Z) for each flow encode i (VENCi).
  • the reconstructed blood vessel images of each flow encode (VENC1, VENC2, VENC3) are respectively Z VENC1 (x, y), Z VENC2 (x, y), Z VENC3 (x, y) It is expressed.
  • FIG. 10 (a) these steps are described in parallel, but either parallel processing or serial processing may be used.
  • a weighting coefficient for synthesizing the synthesized blood vessel images of the respective flow encodes is set.
  • the CPU 8 sets a predetermined weighting factor or a weighting factor input and set by the operator.
  • the CPU 8 multiplies the set weight coefficient Ai by the corresponding VENCi blood vessel image data Z venci (x, y). That is, Z venci (x, y) ⁇ Ai ⁇ Z venci (x, y).
  • step 1003 the combined blood vessel images of the respective flow encodes weighted in step 1002 are combined to finally become one blood vessel image.
  • the CPU 8 sets the square sum of squares of the combined blood vessel images of each flow encode weighted in step 1002 as the final blood vessel image Z (x, y).
  • the blood vessel image acquired in this way is a blood vessel image in which a plurality of blood vessels each having a different blood flow velocity are depicted with substantially uniform signal intensity.
  • the foregoing is the description of the blood vessel image synthesis processing flow in step 913.
  • a plurality of blood flow velocities are set, and a flow encode pulse corresponding to each of the plurality of blood flow velocities is used.
  • a plurality of blood vessels having different blood flow velocities by obtaining blood vessel images in which blood vessels each having a corresponding blood flow velocity are drawn with high brightness and synthesizing blood vessel images corresponding to the obtained blood flow velocities. It is possible to acquire a blood vessel image in which the blood vessels are depicted with a substantially uniform signal intensity. As a result, the image quality of the blood vessel image can be improved.
  • a blood vessel image is reconstructed for each flow encoding, and a blood vessel image for each flow encoding is synthesized to create one blood vessel image.
  • One blood vessel image is acquired by reconstructing the image after adding the spatial data.
  • the processing flow of the present embodiment is basically the same as the processing flow of the first embodiment shown in FIG. 9, but the processing content of the last blood vessel image creation step 913 is different.
  • description of the same points as in the first embodiment will be omitted, and only different points will be described with reference to FIG.
  • FIG. 10B is a flowchart showing the blood vessel image reconstruction processing flow in this embodiment, and each step will be described in detail below.
  • step 1011 the K space data of each flow encode i (VENCi) is weighted and added for each flow encode pulse combination pattern shown in FIG.
  • step 1012 the combined K space data R (j) obtained in step 1011 is regarded as k-space data (j) in FIG.
  • the CPU 8 executes the processing flow shown in FIG. 5 for the combined K space data R (j), and acquires image data (j) for each flow encode pulse combination pattern.
  • This image data (j) is image data to which information of each flow encode i (VENCi) is added.
  • blood vessel images (Zhf, Zap, Zrl) for each blood flow direction component are acquired.
  • These blood vessel images are also blood vessel images to which information of each flow encode i (VENCi) is added.
  • blood vessel images of blood flow direction components are synthesized to obtain blood vessel images representing blood vessels in all directions. This final blood vessel image is also added to each flow encode i (VENCi) information. It becomes.
  • FIG. 11 measures the blood flow velocity of the target blood vessel using flow velocity measurement by a known PC method (for example, Patent Document 2), determines a plurality of flow encodings based on the measurement values, and performs the plurality of flow encodings.
  • 3 is a flowchart showing a processing flow in which blood vessel images are captured using the PC-MRA method described in the first embodiment.
  • This flowchart shows the pre-processing of PC-MRA measurement (pre-scan) when the flow rate measurement and flow rate analysis are performed manually by the operator before PC-MRA measurement execution (hereinafter referred to as manual setting).
  • manual setting As both (hereinafter referred to as automatic setting). Details of each step will be described below.
  • step 1101 ROI is set for the imaging target blood vessel on the positioning image.
  • the operator uses the mouse 23 or the like to set the ROI for the imaging target blood vessel on the positioning image. In the case of manual setting, this step is skipped.
  • a known PC method pulse sequence is executed to obtain a blood flow velocity distribution image.
  • the operator activates a pulse sequence of the PC method, images an imaging region including an imaging target blood vessel, and acquires a blood flow velocity distribution image.
  • the CPU 8 obtains an imaging region including the ROI set in step 1101 and causes the sequencer 4 to image the imaging region using a PC method pulse sequence as a pre-scan.
  • step 1103 blood flow velocity is analyzed.
  • the operator analyzes the average blood flow velocity of the blood vessel to be imaged based on the displayed blood flow distribution image.
  • the CPU 8 analyzes the blood flow velocity in the ROI set in step 1101 based on the acquired blood flow distribution image.
  • step 1104 a plurality of flow encodes are set based on the blood flow velocity acquired in step 1103.
  • the operator inputs and sets the blood flow velocity obtained in step 1103 using the blood flow velocity setting GUI described in the first embodiment, and the CPU 8 inputs and sets each Set the flow encoding corresponding to the blood flow velocity.
  • the CPU 8 obtains and sets a flow encoding corresponding to the blood flow velocity obtained in step 1103.
  • step 1105 blood vessel imaging of the imaging region including the imaging target blood vessel is executed by the PC-MRA method.
  • the imaging of the imaging region including the imaging target blood vessel using the PC-MRA method, the operator for manual setting, the CPU 8 for automatic setting, respectively, A blood vessel image of the imaging region is acquired.
  • the blood vessel image captured in step 1105 is displayed on the display 20.
  • FIG. 14 shows a specific image of the effect of this embodiment.
  • FIG. 14 shows a conventional imaging result in the cervical region (FIG. 14 (a)) and an example of the imaging result in the present embodiment (FIG. 14 (b)).
  • a flow encode 40 cm / s
  • the vertebral artery that is slower than the flow velocity exhibits a lower signal than the carotid artery, as shown in FIG. 14 (a).
  • flow encoding (30, 40, 50 cm / s) is set.
  • main blood vessels carotid artery, vertebral artery, basilar artery, etc.
  • the blood flow velocity of the blood vessel to be imaged is acquired by the operator's measurement or as a pre-scan before the main imaging before blood vessel imaging, and the blood flow velocity Since the flow encoding is set using the, the blood flow velocity and the flow encoding can be accurately set for each patient or each target blood vessel. As a result, a high-quality blood flow image can be stably acquired.
  • a blood vessel image is obtained by performing a complex difference directly on an image for each combination pattern of flow encode pulses. If complex difference processing of two images is performed while including a phase error that occurs during echo signal measurement, a proper blood vessel signal may not be acquired due to this phase error. Therefore, in the present embodiment, a phase correction process for removing a phase error component from each image is performed before the complex difference process.
  • a phase correction process for removing a phase error component from each image is performed before the complex difference process.
  • phase error A cross-term effect is produced by applying eddy currents by applying a gradient magnetic field pulse or applying gradient magnetic field pulses to multiple axes simultaneously. These eddy currents and cross-term effects cause phase errors in the echo signal. Such a phase error remains without being removed even after the difference between two image data captured by changing the polarity of the flow encode pulse. For this reason, if this phase error component cannot be removed properly, this phase error is mixed into the blood phase, resulting in a reduction in blood vessel rendering ability.
  • phase error space based on these factors reflected in the phase of the complex image Changes will be slow.
  • the phase change of the blood vessel portion is a steep change in space as viewed from the entire region of the image (that is, FOV). Therefore, if a slowly changing phase component is extracted from the phase of the blood vessel image, the phase component can be regarded as a phase error component. Therefore, in the present embodiment, a spatially slowly changing phase is extracted from the phase of an image obtained by applying a low-pass filter to the K space data and subjected to Fourier transform to obtain a phase error component.
  • FIG. 12 shows the calculation flow in the case of reconstructing the K-space data and its image for each flow encode pulse combination pattern shown in FIG. 5 and the blood vessel image of the blood flow component in the HF direction in those calculation flows. Indicates. The same applies to the reconstruction of blood vessel images of blood flow components in other AP directions and RL directions.
  • the CPU 8 is axis-dependent for the K-space data (k-space data (1) to k-space data (4)) (1201) acquired for each flow encode pulse combination pattern shown in Fig. 4.
  • the variable low-pass filter processing 1202 is applied. Details of this axis-dependent variable low-pass filter processing will be described later.
  • the CPU 8 performs Fourier transform on the filtered (k-space data (1) to k-space data (4)) (1201), respectively, and complex image data (image data (1_lp) Get image ⁇ data (4_lp)) (1203).
  • the CPU 8 obtains the complex sum image Z1 lp of the complex image data (image data (1_lp) and the complex image data (image data (2_lp)), and the complex image data (image data (3_lp) and complex image data ( Get complex sum image Z2 lp with image data (4_lp).
  • the CPU 8 obtains a difference ⁇ lp between the phase of the complex sum image Z1 lp and the phase of the complex sum image Z2 lp .
  • the CPU 8 performs fitting by the least square method on the phase difference ⁇ lp and obtains the fitting result as a phase error component ⁇ lpfit .
  • the CPU 8 performs processing similar to the processing of the HF direction component in FIG. 5, that is, without applying the axis-dependent variable low-pass filter processing, the K space data (k-space data (1) to k- Get complex image data Z1 and Z2 from space data (4)).
  • the CPU 8 obtains a difference ⁇ between the phase of the complex sum image Z1 and the phase of the complex sum image Z2.
  • the CPU 8 obtains a difference ( ⁇ cor ) obtained by subtracting the phase difference data ( ⁇ lpfit ) from the phase difference data ( ⁇ ). Only the blood flow phase information accumulated by the flow encode pulse remains in the phase difference ( ⁇ cor ) from which the phase error component has been removed.
  • sqrt ((ac) 2 + (bd) 2 ) (9) When this is rewritten to include the angle formed by Z1 and Z2,
  • sqrt ((a 2 + b 2 ) + (c 2 + d 2 ) -2 ⁇ sqrt (a 2 + b 2 ) ⁇ sqrt (c 2 + d 2 ) ⁇ cos ( ⁇ cor )) (10) Therefore, the CPU 8 obtains the absolute value sqrt (a 2 + b 2 ) of the complex sum image Z1 and the absolute value sqrt (c 2 + d 2 ) of the complex sum image Z2, respectively, and further
  • the phase-corrected HF direction blood vessel image Zhf is obtained.
  • the CPU 8 rotates the phase of either one of the complex sum image Z1 and the complex sum image Z2 by the phase difference ( ⁇ cor ), and then performs the complex difference between Z1 and Z2. May be.
  • the processing flow for obtaining the blood flow image Zhf of the blood flow component in the HF direction is as described above, but the blood vessel image Zap of the blood flow component in the AP direction and the blood vessel image Zrl of the blood flow component in the RL direction are obtained in the same manner.
  • the CPU 8 synthesizes the blood vessel images Zhf, Zap, and Zrl in each direction to obtain a composite blood vessel image Z (1207).
  • the above is the outline of the processing flow of the present embodiment.
  • FIG. 13 is a follow chart showing the processing flow of the axis-dependent variable low-pass filter processing. Hereinafter, each step will be described in detail.
  • the CPU 8 sets a filter coefficient corresponding to the imaging section and the blood flow direction. That is, the filter shape of the axis-dependent variable low-pass filter is determined corresponding to the imaging section and the blood flow direction.
  • the basic shape of the low-pass filter is a filter that gradually changes from 1 to 0 in the low to high range of K space, and when acquiring blood vessel images of blood flow components in the normal direction of the imaging section
  • the half-width of the low-pass filter is (10-16) / FOV.
  • the half-width of the low-pass filter is (1-2).
  • FOV represents the size of the imaging field of view.
  • FIG. 14 shows a specific image of the effect of this embodiment. Compared to the image of FIG. 14 (b) of the first embodiment described above, in the image of FIG. 14 (c) of the present embodiment, the background in the skull is reduced and the main blood vessels (neck It can be seen that arteries, vertebral arteries, basilar arteries, etc.) are better depicted.
  • eddy currents due to application of gradient magnetic field pulses and phase errors caused by cross-term effects are removed by simultaneously applying gradient magnetic field pulses to multiple axes. Acquire blood vessel images.
  • the filter shape applied to the K-space data is changed according to the flow encoding application axis in the K-space data used for phase error extraction, and phase error and blood vessel phase are efficient for each axis. So that it can be separated.
  • the complex difference processing by phase correction is performed using the phase component induced in the blood flow component only by the flow encode pulse, so that the blood flow velocity that does not optimally correspond to the applied flow encode Even for a signal, since the signal intensity is corrected by phase correction, it becomes possible to acquire a high-luminance blood vessel image over a wider range of blood flow velocity than in the first embodiment. .
  • the processing flow shown in FIG. 15 is a flowchart for a filter (ie, weighting) process for enhancing blood vessel signals, and is performed for each flow-encoded blood vessel image in step 1001 in the composite image creation processing flow of FIG. .
  • a filter ie, weighting
  • step 1501 the CPU 8 acquires an absolute value image of the blood vessel image. Normally, an absolute value image is presented to the operator. In this embodiment, an example in which a blood vessel enhancement filter is applied to an absolute value image will be described. However, this embodiment is not limited to an absolute value image.
  • the blood vessel enhancement filter processing may be applied in the state of complex data.
  • step 1502 the CPU 8 creates a histogram of the values of each pixel of the absolute value image obtained in step 1501.
  • FIG. 15 (b) shows an example of a histogram.
  • the horizontal axis is the signal value
  • the vertical axis is the appearance frequency (Count) of each signal value.
  • the CPU 8 analyzes the histogram, determines the vicinity of the high-frequency pixel value as a background region, and obtains a threshold value (Std) for distinguishing other regions as blood vessels. For example, twice the highest frequency signal value can be set as the threshold value (Std).
  • the CPU regards a pixel having a signal value equal to or higher than the threshold (Std) obtained in step 1502 as a blood vessel pixel, and performs a blood vessel enhancement filter (i.e., weighting) process on the pixel having such a signal value.
  • This blood vessel enhancement filter increases the value of the signal value in the range of threshold (Std) ⁇ signal value ⁇ threshold (Std) +1, and suppresses the value of the signal value where threshold (Std) ⁇ signal value. Will be. Therefore, the blood vessel brightness is made uniform by the blood vessel enhancement filter.
  • FIG. 16 shows an example of the effect of the blood vessel enhancement filter of the first example.
  • FIGS. 16A to 16D are examples in which the enhancement filter is applied to the entire image without performing the histogram analysis, but the luminance of the background portion is also high.
  • FIG. 16 (e) in which the enhancement filter is applied after extracting blood vessels by histogram analysis, it can be understood that only the blood vessels are emphasized without unnecessary increase in luminance of the background.
  • FIG. 17 is a flowchart of the blood vessel enhancement filter processing for suppressing the vein signal and extracting only the arterial signal, and is executed in step 1206 of FIG.
  • each step will be described in detail.
  • step 1702 the CPU 8 modifies the phase difference image ⁇ cor so as to remove the vein signal.
  • ⁇ cor 0 ( ⁇ cor ⁇ 0) (13)
  • ⁇ cor ⁇ cor (other than that)
  • FIG. 17 (b) the processing in this step corresponds to applying a filter as shown in FIG. 17B to the phase difference image ⁇ cor .
  • the cosine term is maximized in the vein portion, so that the signal from the vein is suppressed.
  • step 1703 the CPU 8 calculates the blood flow direction component image Zhf by performing the calculation of the expression (10) in the second embodiment described above using the phase difference image ⁇ cor corrected in step 1702.
  • FIG. 16 (c) shows an example of the effect of the second example.
  • a result image obtained by performing the processing of the second example on the original image shown on the left side is shown on the right side. As shown in the right image, it can be understood that the signal of the venous blood vessel is suppressed.
  • the phase difference image ⁇ cor is corrected so as to remove the artery signal, an image in which the artery blood vessel signal is suppressed is acquired.
  • ⁇ cor ⁇ cor (other than that) What should I do?
  • a higher-quality and easy-to-read image is acquired by performing desired blood vessel enhancement on the blood vessel image captured in each of the above-described embodiments. It becomes possible to do.

Abstract

　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する。そのために、本発明は、被検体に対し、複数の位相エンコードの各々で、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、をフローエンコードを異ならせて行い、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、被検体の血管画像を再構成する。

Description

磁気共鳴イメージング装置及び血管画像取得方法
　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911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、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、
    　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。
  3. 　請求項2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。
  4. 　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。
  5. 　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。
  6. 　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。
  7. 　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。
  8. 　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。
  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、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。
  10. 　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、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。
  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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