(57)【要約】  【課題】  black blood法において、プリパルスを要すること無く、かつ撮影時間を延長すること無く、血管壁、心壁を強調した画像を取得する方法を提供する。  【解決手段】  所定のパルスシーケンスに基づいて、血流を導く管状組織を含む被検体からエコー信号を取得する計測制御手段と、前記エコー信号から前記管状組織を含む画像を取得する信号処理手段と、を有して成り、前記信号処理手段は、前記エコー信号から前記被検体の絶対値画像と位相画像とを取得し、前記位相画像の画素値から前記血流の速度がゼロの領域とゼロでない領域とを分離し、該分離結果を用いて前記絶対値画像における前記管状組織と前記血流領域との境界を検出することを特徴とする。【選択図】      図５
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定のパルスシーケンスに基づいて、血流を導く管状組織を含む被検体からエコー信号を取得する計測制御手段と、前記エコー信号から前記管状組織を含む画像を取得する信号処理手段と、を有して成る磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記エコー信号から前記被検体の絶対値画像と位相画像とを取得し、前記位相画像の画素値から前記血流の速度がゼロの領域とゼロでない領域とを分離し、該分離結果を用いて前記絶対値画像における前記管状組織と前記血流領域との境界を検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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）装置に関し、特に、血管壁や心壁を強調する撮影方法及び画像処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
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2次元的に或いは3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、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。
【０００３】
従来、MRI装置を用いた血流イメージングでは、血流信号自体を強調する方法と、血流信号を抑制して血管壁や心壁を強調する方法とが知られている。血流信号を強調する方法ではtime of flight法やphase contrast法が、血管壁や心壁を強調する方法ではblack blood法が提案されている。またblack blood法では、例えば特許文献1には、コントラストの異なるプロトン密度強調画像と、T2強調画像を取得して、その後の画像処理によって血管壁や心壁のエッジを検出する方法が開示されている。
【０００４】
【特許文献１】特開2002-28149号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
異なる種類の画像を取得するためには、複数のパルスシーケンスを実施するか、一回のパルスシーケンスで複数の信号を取得しなければならない。したがって、特許文献1に記載のblack blood法では、計測時間が延長してしまうというという未解決の課題が残されている。そのため、血流イメージングには不利となる。なぜならば、心臓等の撮影では臓器の動きが大きいため、画質劣化の原因となる画像アーチファクトが発生しやすく、計測時間が延長するとこの画質劣化がさらに大きくなるためである。
【０００６】
またblack blood法では、血流信号を抑制するためにプリパルスの印加が併用される。これはSAR(Specific Absorption Ratio）を増大させるので、被検体への負担が大きくなってしまうという未解決の課題も残されている。
【０００７】
そこで、本発明は、black blood法において、プリパルスを要すること無く、かつ撮影時間を延長すること無く、血管壁や心壁等の境界領域を強調した画像を取得する方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記目的を達成するために、本発明のMRI装置は以下のように構成される。即ち、
所定のパルスシーケンスに基づいて、血流を導く管状組織を含む被検体からエコー信号を取得する計測制御手段と、前記エコー信号から前記管状組織を含む画像を取得する信号処理手段と、を有して成り、前記信号処理手段は、前記エコー信号から前記被検体の絶対値画像と位相画像とを取得し、前記位相画像の画素値から前記血流の速度がゼロの領域とゼロでない領域とを分離し、該分離結果を用いて前記絶対値画像における前記管状組織と前記血流領域との境界を検出することを特徴とする。
【０００９】
好ましくは、前記信号処理手段は、前記血流領域の面積又は容積を求める。
【００１０】
また、好ましくは、前記パルスシーケンスの読み出し傾斜磁場波形は、前記血流の速度を前記位相画像に反映させるものである。
【００１１】
また、好ましくは、前記信号処理手段は、前記境界の検出を、流体の速度分布は境界近傍から境界に向かって速度が0に接近するというパターンと、前記位相画像の位相分布のパターンとを照合することによって行う。
【００１２】
また、好ましくは、前記パルスシーケンスは、k空間において計測軌跡がk空間の原点を通過する放射状となるものである。
【発明の効果】
【００１３】
本発明のMRI装置によれば、従来のblack blood法のようにプリパルスや計測時間の延長を考慮する必要はなく、そのような付加的要素のない撮影で境界領域が強調された画像を得ることが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００１５】
最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図7に基づいて説明する。
【００１６】
図7に示すMRI装置は均一な磁場空間を発生するための超伝導コイル1と、x、y、zの3軸方向に沿って磁場強度が線形に変化する傾斜磁場を発生するための3組の傾斜磁場発生コイル2と、被検体10のNMR現象を誘起するための高周波磁場発生コイル3と、被検体のNMR信号を検出するための受信コイル4と、傾斜磁場電源5と、高周波磁場電源6と、被検体を静磁場発生コイル内に搬送する寝台7と、上記傾斜磁場発生コイル、高周波磁場発生コイル、および受信コイルの動作を制御する制御ユニット8と、制御命令、画像再構成、および画像表示を行う操作卓9より構成される。
【００１７】
次に、図1にコンベンショナルなパルスシーケンスを示す。パルスシーケンスは高周波磁場とx、y、z方向の傾斜磁場の印加とエコー取り込みのタイミングを表したものである。図1のパルスシーケンスはグラディエントエコー法として知られている。高周波磁11とスライス傾斜磁場12で関心領域を選択励起し、位相エンコード傾斜磁場13と読み出し傾斜磁場14でエコー15に位置情報を付与する。時刻TEはエコーのサンプリング中心であり、時刻TEでエコー15は最大値となる。繰り返し時間TRで図1のシーケンスを繰り返し、画像再構成に必要な数のエコーを取得する。ここで13の位相エンコード傾斜磁場は、繰り返し時間TRでその振幅を1ステップずつ変化させていく。
【００１８】
次に図2に位相空間を示す。ここで横軸のkzは読み出し傾斜磁場の時間積分値、縦軸のkyは位相エンコード傾斜磁場の時間積分値を表している。図1のパルスシーケンスの実施は、図2の位相空間を21のように1ラインkz方向に走査し、TRごとにky方向に1ステップずつシフトしながら22のようにkz方向への走査を繰り返すことと等価である。
【００１９】
次に図3に本発明を実施するためのパルスシーケンスを示す。高周波磁場31とスライス傾斜磁場32で関心領域を選択励起し、読み出し傾斜磁場33でエコー24に位置情報を付与する。時刻TEはエコーのサンプリング中心であり、時刻TEでエコー34は最大値となる。ここでシーケンスの繰り返しに伴う読み出し傾斜磁場の振幅を、回転行列を用いて変化させる。すなわち、(Gy'、Gz')＝(Gz・cos(θ)、Gz・sin(θ))とする。なお、θはTRの繰り返しによってステップ状に増加し、そのステップ量は画像再構成に必要な数のエコーをNとすると2π／Nとなる。これはラジアルスキャンと呼ばれ、次で述べるように、位相空間における傾斜磁場印加の軌跡が放射状となる。繰り返し時間TRで図3のシーケンスを繰り返し、画像再構成に必要な数のエコーを取得する。
【００２０】
図4にラディアルスキャンの位相空間を示す。上に述べたとおり図3のシーケンスすなわちラディアルスキャンの軌跡は放射状となる。これはシーケンスの繰り返しに伴う読み出し傾斜磁場の振幅を回転行列で表したので、1エコー分の取得に関わる傾斜磁場の軌跡は41のような位相空間の原点を通る直線となる。ここで42のθは上述のステップ量に等しい。さらに画像再構成に必要な全エコーの軌跡は、43のように位相空間の原点を通過する放射状直線郡となる。
【００２１】
次に傾斜磁場印加による磁気スピンの位相変化について説明する。磁気スピンの位相
化量は上記の傾斜磁場の時間積分値kに等しく、磁気回転比をγ、傾斜磁場強度をG、位
をrとすると、
ｋ＝γ∫Ｇｒdt                                      (１）
と表される。さらに速度vで移動する磁気スピンの成分を考慮すると、
r＝vt＋r０                                          (２）
となるので、位相ｋは、
ｋ＝γ∫Ｇ(vt＋r０）dt                              (３）
と表される。ここで初期位置r０＝0として、図1のシーケンスの時刻TEにおける磁気スピンの位相変化量は、
γ∫Ｇ(vt）dtγ(積分区間0≦t≦t）−∫Ｇ(vt）dt(積分区間t≦t≦2t）
＝−γGt2v                                      (４）
となるので、磁気スピンの位相変化量は磁気スピンの速度に比例することがわかる。すなわち、磁気スピンの速度に比例して磁気スピンの位相が回転するので、位相画像の位相分布から磁気スピンの速度分布を求めることができる。図2に示すコンベンショナルスキャンでは上式において読み出し傾斜磁場の印加方向は1方向でG＝Gz、v＝vzとなるので、磁気スピンの位相にはz方向の速度成分しか反映されない。しかしながら図4に示すラジアルスキャンでは、
G＝((Gy'）2＋(Gz'）2）０.5                          (５）
となるので、磁気スピンの位相にはy方向、z方向の速度成分が同等の重みで反映される。このようにラジアルスキャンを用いると、位相画像に2次元の速度分布が効率よく反映される。
【００２２】
ここまでの過程で、画像再構成に必要な数の信号を計測したので、つぎに信号を画像再構成する。信号データは直交検波により実数部分SRと虚数部分SIを持ち、2次元フーリエ変換により実空間データに変換されるが、実空間データも実数部分IRと虚数部分IIを持つ。ここで絶対値画像は((IR）2＋(II）2）０.5で与えられ、位相画像はtan-1(II/IR）で与えられる。上で述べたとおり、絶対値画像は関心領域の構造を、位相画像は関心領域の速度分布を表している。
【００２３】
以下、得られた絶対値画像と位相画像を用いて血管や心壁等の構造物の境界を検出していく。管内を流れる流体の速度は壁面で0、管中心で最大となるような放物線状に分布することはハーゲン・ポアズイユの法則として知られている。この法則を背景に位相画像の位相分布すなわち速度分布を検討すると、血管壁や心壁の境界面の判別が容易になる。実際の流れは理想的な流れではなく、また乱流であるかも知れない。しかしながら境界近傍の局所では流速は放物線状に分布するものと考えて問題無い。絶対値画像と位相画像においておおまかな境界を把握して、流速分布に関する既知の法則を適用すれば、精度の高い境界抽出を行うことができる。
【００２４】
例えば、図5に示すようにyz平面上の位相画像50には、51の壁面に沿った方向に52の流れがあるものとする。51の壁面の境界を判別するために、壁面近傍にLの方向に53の任意の直線を引き、直線上の複数の点54，55，56の位相を求める。53の直線を引く時点では、境界の正確な位置はまだわかっていないので、その直線の位置はおおまかである。(4）式を用いると、点54，55，56の位相は速度に変換され、さらに速度分布の法則を用いると、点54，55，56を通る放物線が図6の60ように得られるので、速度0の位置すなわち51の壁面の境界57が求められる。このようにして画像50の境界近傍の全ての点において速度0の点を算出し、これらの点を結ぶと画像50の境界ライン58が得られる。ここで位相画像50と同一断面の絶対値画像59に境界ライン58を重ね合わせると、絶対値画像において構造上の境界を明快にすることができる。さらに境界ライン58の内部の画像値を消去すると、構造部分のみを表示することができる。また境界ライン58の内部の面積を求めると、構造内の容積を求めることができる。
【００２５】
以上の説明では2次元画像による説明であったが、本発明はマルチスライス、さらには3次元画像への適用も同様に可能であることは明らかである。また、説明に用いたパルスシーケンスはグラディエントエコーであったが、他のパルシーケンスを用いても同様の効果が得られることは明らかである。このように血流イメージングに絶対値画像と位相画像を組み合わせれば、位相分布のパターンから構造物の境界を精度良く抽出することができる。さらにラディアルスキャンを適用すれば、位相画像に2次元の速度分布を反映することができる。したがって、本発明によれば、従来のblack blood法のようにプリパルスや計測時間の延長を考慮する必要はなく、通常の撮影で境界領域が強調された画像を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明を適用するためのパルスシーケンスを説明する図。
【図２】本発明を適用するための位相空間を説明する図。
【図３】本発明を適用するためのパルスシーケンスを説明する図。
【図４】本発明を適用するための位相空間を説明する図。
【図５】本発明の実施を説明する図。
【図６】本発明の実施を説明する図。
【図７】本発明を実施するための装置構成を説明する図。
【符号の説明】
【００２７】
１  超伝導コイル１、２  傾斜磁場発生コイル、３  高周波磁場発生コイル、４  受信コイル、５  傾斜磁場電源、６  高周波磁場電源、７  寝台、８  制御ユニット、９  操作卓、１０  被検体
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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