JP2004329614A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、ECG信号のR波に異なる遅延時間で同期して被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行してエコー信号を収集する手段と、この収集されたエコー信号から所望領域を流れる撮像目的の血流に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備える。パルスシーケンスは、エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含む。この読出し傾斜磁場パルスを、周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルス(パーシャルなフロー・コンペセーション・パルス又はフロー・スポイリング・パルス)とにより形成する。
【選択図】 図3
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体内のスピン(原子核スピン)の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに係り、とくに、造影剤を用いることなく、被検体の血流などの流体の動態情報を収集して提示することができる磁気共鳴イメージング装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するMR信号から画像を再構成する撮像法である。
【0003】
この磁気共鳴イメージングの分野において、肺野や腹部の血流像を得る場合、臨床的には、被検体に造影剤を投与して血管造影を行うMRアンギオグラフィが行われ始めている。しかし、この造影MRアンギオグラフィ法は、造影剤の投与を伴うことから、被検体に対して侵襲的な処置が必要で、何よりもまず、患者の精神的且つ体力的な負担が大きい。また、検査コストも高い。さらに、患者の体質などによっては造影剤を投与できない場合もある。
【0004】
この造影MRアンギオグラフィ法に代わる手法として、本発明者は特許文献1に示すように、静磁場中に置かれた被検体の内部で動きを示す血流の動き方向に読出し傾斜磁場パルスの印加方向を実質的に合わせた状態で、当該読出傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンを実行して被検体からエコー信号を収集する手段と、このエコー信号から画像を生成する手段とを備え、読出し傾斜磁場パルスを、エコー信号を読み出すためのパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ血流の磁化スピンの位相挙動を制御する強度変更可能な位相挙動制御パルスとにより形成し、この位相挙動制御パルスは前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成するという構成を提案している。このスキャンは、事前に最適な心電同期タイミングを測定して、このタイミングで心電同期スキャンとして実行するようになっている。
【0005】
【特許文献1】
特開平2002−200054号公報
【0006】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した特許文献1に記載の読出し傾斜磁場パルスを含むパルスシーケンスに拠るスキャンは、イメージング用のスキャンとして実行されるものであり、このスキャンを実行する前に、ECG−prepスキャンと呼ばれる準備用スキャンを実行して、最適な心電同期タイミングを測定しなければならず、その測定に手間や時間が掛かることから、医療の現場で、もっと簡便に且つ非造影で血流の動態に関する情報を得たいとする要望には応えきれていない、という現状にあった。
【0007】
本発明は、このような従来技術の現状を打破するためになされたもので、造影剤を投与することなく、また事前の心電同期タイミングの測定をする必要も無く、従来よりも簡単に、被検体内の血流などの流体の動態情報を提供する磁気共鳴イメージング装置を提供することを、その目的とする。
【0008】
【課題を解決するための手段】
上述した目的を達成するため、本発明に係るMRI装置は、被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、この心時相収集手段により収集された信号に現れる参照波の複数個それぞれに異なる複数の遅延時間で各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行するとともに前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことを主要な特徴とする。
【0009】
この位相挙動制御パルスの強度を適宜に調整することで、スピンの位相分散の状態を積極的に制御することができる。これにより、流速が遅い流体(血流など)や流速が速すぎる流体から確実にエコー信号を収集できる。同時に、異なる心時相で、すなわちマルチフェースでエコー信号を収集するので、エコー信号に差分演算などの適宜な処理を施して流体の動態情報を提供することができる。この結果、準備用スキャンを行って事前に最適な心電同期タイミングを測定する必要も無くなるので、使い易いMRイメージング法を提供できる。
【0010】
好適には、前記スキャン手段は、前記パルスシーケンスに含まれる前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を前記流体の流れ方向に実質的に合わせるように前記スキャンを実行するように構成される。この場合、例えば、前記位相挙動パルスは、前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成される。前記位相挙動制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて変更することが好ましい。
【0011】
また、好適には、前記動態情報提供手段は、前記流体の流れの動態を画像化して表示するように構成することである。一例として、前記動態情報提供手段は、前記相互に異なる遅延時間それぞれに同期して収集された複数のエコー信号を時系列方向の昇順又は降順に沿って信号相互間の差分値を演算する演算手段と、この演算手段により演算された差分値を表示する表示手段とを備えることができる。
【0012】
例えば、前記パルスシーケンスは、少なくともハーフフーリエFSE(Fast Spin Echo)法、EPI(Echo Planar Imaging)法、及びFSE(Fast Spin Echo)法のパルスシーケンスを含むパルスシーケンス群の中から選択された1つのパルスシーケンスである。また、前記パルスシーケンスは、例えば、2次元のスキャンを担うパルス列から成る。
【0013】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【0014】
(第1の実施の形態)
第1の実施の形態を、図1〜図5を参照して説明する。
【0015】
この実施形態にかかる磁気共鳴イメージング(MRI)装置の概略構成を図1に示す。
【0016】
(1.1)装置の構成
この磁気共鳴イメージング装置は、被検体Pを載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部と、被検体Pの心時相を表す信号としてのECG信号を計測する心電計測部とを備えている。
【0017】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石1と、この磁石1に電流を供給する静磁場電源2とを備え、被検体Pが遊挿される円筒状の開口部(診断用空間)の軸方向(Z軸方向)に静磁場H0を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル14が設けられている。このシムコイル14には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源15から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Pを載せた天板を磁石1の開口部に退避可能に挿入できる。
【0018】
傾斜磁場発生部は、磁石1に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット3を備える。この傾斜磁場コイルユニット3は、互いに直交するX軸方向、Y軸方向及びZ軸方向の傾斜磁場を発生させるための3組(種類)のx,y,zコイル3x〜3zを備える。傾斜磁場部はまた、x,y,zコイル3x〜3zに電流を供給する傾斜磁場電源4を備える。この傾斜磁場電源4は、後述するシーケンサ5の制御のもとで、x,y,zコイル3x〜3zに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【0019】
傾斜磁場電源4からx,y,zコイル3x〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である3軸(X軸,Y軸,Z軸)方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場GS、位相エンコード方向傾斜磁場GE、および読出し方向(周波数エンコード方向)傾斜磁場GRから成る論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は静磁場H0に重畳される。
【0020】
送受信部は、磁石1内の撮像空間にて被検体Pの近傍に配設されるRFコイル7と、このコイル7に接続された送信器8T及び受信器8Rとを備える。この送信器8T及び受信器8Rは後述するシーケンサ5の制御のもとで動作する。送信器8Tは、核磁気共鳴(NMR)を励起させるためのラーモア周波数のRF電流パルスをRFコイル7に供給する。受信器8Rは、RFコイル7が受信したエコー信号などのMR信号(高周波信号)を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、A/D変換してMR信号のデジタルデータ(原データ)を生成する。
【0021】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ(シーケンスコントローラとも呼ばれる)5、ホスト計算機6、演算ユニット10、記憶ユニット11、表示器12、入力器13、及び音声発生器16を備える。この内、ホスト計算機6は、記憶したソフトウエア手順(図示せず)により、シーケンサ5にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【0022】
シーケンサ5は、CPUおよびメモリを備えており、ホスト計算機6から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源4、送信器8T、受信器8Rの動作を制御するとともに、受信器8Rが出力したMR信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット10に転送するように構成されている。ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源4、送信器8Tおよび受信器8Rを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばx,y,zコイル3x〜3zに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【0023】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、2次元(2D)スキャン又は3次元スキャン(3D)のものであってもよいが、とくに、そのスキャン時間の長さを考慮すると、本実施形態は2次元スキャンに好適である。また、そのパルス列の形態としては、高速SE(FSE)法、EPI(Echo Planar Imaging;エコープラナーイメージング)法、FASE(Fast Asymmetric SE)法(すなわち、高速SE法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法)などが特に好適である。
【0024】
これらのパルスシーケンスは、後述するように、本発明の特徴の一部を成す、マルチフェース(複数の心時相)に拠る心電同期法として実行される。
【0025】
さらに好適には、この心電同期法を、スキャン時間にも拠るが、被検体に数十秒から1分程度の間、息を止めてもらう息止め法を併用して、体動アーチファクトを防止するようにしてもよい。
【0026】
また、上述した心電同期法を、近年、高速撮像法として注目されているパラレルイメージング(PI)法の元で実行してもよい。このパラレルイメージング法は、基本的に、複数のRFコイル(要素コイル)から成るアレイコイル(以下、Phased Array Coil: PAC)、いわゆるマルチコイルを用いるとともに、位相エンコードをスキップさせることで、その位相エンコード数を画像再構成に必要な所定位相エンコード数のRFコイル数分の1に減らす、いわゆる、サブエンコーディング収集の元で実行される。これにより、各RFコイルが同時にエコー信号を受信し、これらの受信したエコー信号からRFコイル毎に画像データが生成される。これにより、RFコイル毎に生成した画像のFOVは小さくなり、スキャン時間は短縮されて撮影の高速化が図られる。
【0027】
その一方で、各RFコイルから収集したエコー信号を再構成した画像には、その画像端には折返し(wrap−around又はfolding;エリアシングとも呼ばれる)が生じる。そこで、このパラレルMRイメージング法の場合、複数のRFコイルの感度が個々に異なることを利用して、各RFコイルに対応して得られた複数枚の画像それぞれをアンフォールディング(unfolding)する展開処理が後処理として行われる。この展開処理には、RFコイルの空間的な感度マップが用いられる。
【0028】
この展開処理が施された複数枚の画像が最終のフルFOV(視野)の画像に合成される。このようにパラレルイメージング法によって、スキャンの高速化を図るとともに(高速撮像)、例えば腹部全体のように広い視野の最終画像を得ることができる。
【0029】
図1に戻って説明すると、演算ユニット10は、受信器8Rが出力したデジタルデータ(原データ又は生データとも呼ばれる)を、シーケンサ5を通して入力し、その内部メモリによるk空間(フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる)にそのデジタルデータを配置し、このデータを1組毎に2次元又は3次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニットは、必要に応じて、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理(重付け差分処理も含む)も実行可能になっている。この合成処理には、画素毎に加算する処理、最大値投影(MIP)処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま1フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【0030】
記憶ユニット11は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器12は画像を表示する。また入力器13を介して、オペレータが希望する心電同期タイミング設定情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機6に入力できる。
【0031】
音声発生器16は、ホスト計算機6から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【0032】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてECG信号を電気信号として検出するECGセンサ17と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機6およびシーケンサ5に出力するECGユニット18とを備える。この心電計測部による計測信号は、心電同期法に拠るイメージングスキャンを実行するときに用いることができる。
【0033】
(1.2)イメージングスキャン
次に、この実施形態におけるイメージングスキャンの動作を図2〜5を参照して説明する。
【0034】
ホスト計算機6は、図示しない所定のメインプログラムを実行し、その一環として、入力器13からの操作情報に応答して図2に示すイメージングスキャンの処理を実行する。
【0035】
具体的には、ホスト計算機6は操作者が入力器13から指定したスキャン条件(読出し方向傾斜磁場パルスの印加方向、画像サイズ、スキャン部位に応じたパルスシーケンスの種類など)、位相挙動制御パルス条件(読出し方向傾斜磁場パルスに付加する位相制御パルスの種類(パーシャル・フロー・コンペンセーション(Partial FC)パルス又はパーシャル・フロー・スポイリング(Partial FS)パルス)、位相挙動制御パルスの強度など)、心電同期条件(初期遅延時間d1、遅延時間のインクリメント値、同期回数(撮像画像数)、R−R間隔など)、及び画像処理法の情報(MIP処理、差分処理など。差分処理の場合には、単純差分、重み付け差分処理、加算処理のいずれかなど。)を入力し、それらの情報を制御データに処理し、その制御データをシーケンサ5および演算ユニット10に出力する(ステップS1)。
【0036】
次いで、ホスト計算機6は、スキャン前の準備完了の通知があったと判断できると(ステップS2)、息止め開始の指令を音声発生器14に出力する(ステップS3)。これにより、音声発生器14は、「息を止めて下さい」といった内容の音声メッセージを発するから、これを聞いた患者は息を止めることになる。
【0037】
この後、ホスト計算機6はシーケンサ5にイメージングスキャンの開始を指令する(ステップS4)。
【0038】
シーケンサ5は、このイメージングスキャン開始の指令を受けると、パルスシーケンス情報として予め指定されているパルスシーケンスをECG信号に基づく心電同期法の元で実行する。
【0039】
このパルスシーケンスの一例を図3に示す。同図に示すパルスシーケンスは、2次元のFASE法に基づくパルス列で成る。ただし、このパルス列には、スライス方向傾斜磁場パルス及び位相エンコード方向傾斜磁場パルスは図示しておらず、読出し方向傾斜磁場パルス(RO gradient)のみについて、その原形(オリジナル)波形、位相挙動制御パルスとしてのパーシャル・フロー・スポイリング(Partial FS)パルス、及び、同じく位相挙動制御パルスとしてのパルスパーシャル・フロー・コンペンセーション(Partial FC)パルスが図の下から順に記載されている。なお、エコー間隔(ETS)は4msec程度と極力短縮させ、スキャン時間の短縮化を図っている。
【0040】
Partial FCパルスは、血流速度が速めのときに読出し傾斜磁場パルス(本体パルス:オリジナル波形参照)とは逆極性の方向に印加されるパルスであり、血流速度が速い又は速めであるときに、その磁化スピンの位相分散を抑制し、信号値を確実に捕捉できるようにすることを目的としている。Partial FSパルスは、血流速度が遅めのときに読出し傾斜磁場パルス(本体パルス)と同極性の方向に印加されるパルスであり、血流速度が遅い又は遅めであるときに、その磁化スピンの位相分散を助長して、高い信号値を収集できるようにすることを目的としている。
【0041】
Partial FCパルス及びPartial FSパルスは、読出し傾斜磁場パルス(本体パルス)の時間軸方向の先頭に付加されているパルスがその機能を果たし、この先頭パルスと対をなすように後ろに付加されているパルスは、先頭パルスによって制御したスピン位相を補償する機能を有する。このように、先頭及び後ろに付した両パーシャルパルスによってスピンの位相挙動制御という同一目的を果たすので、両パーシャルパルスを含めて位相挙動制御パルス(Partial FCパルス及びPartial FSパルス)と呼ぶことにする。
【0042】
なお、本実施形態において用いている「パーシャル(Partial)」の用語は、本体パルスに対して部分的であること示し、この「部分的」とは、本体パルスの波形面積(強度)を100%としたときに、0よりも大きく且つ100%未満の面積範囲を表している。したがって、この位相挙動制御パルスの波形面積の割合は、測定対象部位を流れる血流速度などを勘案してオペレータにより位相挙動制御パルス条件の入力項目の中で、そのパルスの種類と共に、指定される。
【0043】
なお、この位相挙動制御パルスの波形面積、すなわちスピンの位相を制御する強度は、オペレータが所望撮像部位の種別に応じて手動設定する場合に限られず、撮像部位と位相挙動制御パルスの強度との関係をテーブルとして記憶しておいて、オペレータがスキャン条件の中で所望の撮像部位を指定することに応じて、かかるテーブルを参照して自動的に位相挙動制御パルスの強度を設定できるようにしてもよい。
【0044】
さらに、図3に模式的に示すように、心電同期条件によってオペレータから指令された条件の元に、2次元FASE法に基づくパルス列が被検体の所望撮像領域に印加される。具体的には、最初にECG信号に現れるR波のピーク値から遅延時間d1だけ遅れた時刻に同期して2次元FASE法に基づく1ショットのスキャンが実行される。これにより、2次元k空間に充填されエコーデータが収集される(このとき、収集後にハーフフーリエ法に従う演算によりエコーデータを充填させるk空間の一部領域は除く)。次いで、2R−R後、R波のピーク値からd2(>d1)だけ遅れた時刻に同期して、同じく2次元FASE法に基づく1ショットのスキャンが前回と同一スライスに対して実行される。さらに、2R−R後、R波のピーク値からd3(>d2)だけ遅れた時刻に同期して、同じく2次元FASE法に基づく1ショットのスキャンが前回と同一スライスに対して実行される。以下、同様にして、遅延時間を所定のインクリメント値ずつ変えて同様のスキャンが同一スライスに対してなされる。
【0045】
このとき、初期遅延時間、インクリメント値(遅延時間の変化幅)、及びショット回数は心電同期条件によりオペレータから指定されている。例えば、初期遅延時間=100msec、インクリメント値=5ms、及びショット回数=30回というもので、とくに、遅延時間のインクリメント値、すなわち「dn+1−dn」が数msと非常に狭い時間間隔にも設定することで、血流動態の観測が可能になることが特徴である。また、R−R間隔も、観測対象の血流速度によってオペレータから予め指定されている。血流速度が比較的早いときは、観測部位へのフレッシュな血流の流入も速いので、1R−R又は2R−Rとすることができ、一方、その反対に、血流速度が比較的遅いときは、観測部位へのフレッシュな血流の流入を待つために、例えば3R−R以上の間隔に設定される。
【0046】
さらに、このパルスシーケンスによれば、読出し方向傾斜磁場パルスGRの印加方向は、オペレータにより、撮像目的の血流(動脈AR,静脈VE)の流れる方向にほぼ一致するように予め設定される。
【0047】
図3に戻って説明すると、ホスト計算機6は、シーケンサ5からのスキャン完了通知を受けると(ステップS5)、息止め解除の指令を音声発生器16に出力する(ステップS6)。そこで、音声発生器16は、例えば「息をして結構です」といった音声メッセージを患者に向けて発し、息止め期間が終わる。
【0048】
患者Pから発生するエコー信号は、RFコイル7で受信され、受信器8Rに送られる。受信器8Rはエコー信号に各種の前処理を施し、デジタル量に変換する。このデジタル量のエコーデータはシーケンサ5を通して演算ユニット10に送られ、メモリで形成される2次元k空間の位相エンコード量に応じたライン位置毎に配置される。
【0049】
以上のイメージングスキャンが終わると、シングルスライス・マルチフェーズで収集されたエコーデータが各k空間に配置され、さらにハーフフーリエ法の元での演算によるデータ充足がなされるので、2次元のフーリエ変換による画像再構成が行われる。これにより、心時相がインクリメント値INC(=「dn+1−dn」)分ずつ異なった同一スライスの実空間画像データが順次作成される(ステップS7)。
【0050】
画像再構成が終わると、ホスト計算機6は、作成した実空間画像をMRA像として時系列にそのまま表示する(ステップS8)。これにより、術者などに、血流動態の情報をある程度、提供することができる。
【0051】
加えて、ホスト計算機6は、作成した実空間画像に基づく差分演算によるシネ表示を行うか否かについて、オペレータとの間でのインターラクティブなやり取りを行って判断する(ステップS9)。この判断によりシネ表示の実行が決せられると、ホスト計算機6は差分画像の演算及びシネ表示(動画表示)を行う(ステップS10、S11)。これらの演算は、演算ユニット10に実行させてもよい。
【0052】
上述したように収集したシングルスライス・マルチフェーズの複数枚の画像は、それらを1心周期内で表すと、図4に示す概念図のようになる。すなわち、1心周期を細かいインクリメント値INCで区切った、互いに異なる心時相d1,d2,d3,…で順に同一スライスを収集した複数枚の画像になる。インクリメント値INCは、例えば、数msでもよいし、数十msでもよいし、100ms程度であってもよい。
【0053】
この複数枚の画像は、上述したように、位相挙動制御パルスとしてのPartial FCパルス又はPartial FSパルスが読出し方向傾斜磁場パルスのパルス本体に付加されて収集されたものである。このため、Partial FCパルス又はPartial FSパルスによって、各心周期内に収集されるスピンのバラケ度(位相分散)が抑制又は助長される。すなわち、心周期内において収集される信号値を概念的には図5に示す如く、制御することができる。同図の曲線は、収縮期から拡張期に至る血流速度(比較的速い流速の場合)とFASE法で収集した信号値との変化を示している。Partial FCパルス又はPartial FSパルスの強度を変更することより、信号値曲線を図5のS1、S2のように制御することができる。このPartial FCパルス又はPartial FSパルスの強度を適宜に設定してやることで、異なる心時相t1、t2間の信号値差を強調しながら、血流を描出した画像(MRA像)を提供することができる。
【0054】
そこで、複数枚の画像を時間軸方向(昇順又は降順)において適宜な方法の差分演算を行うと、静止している画素信号は消去され、動いて画素信号が変化している成分、すなわち血流を描出することができる。この差分演算は、例えば、時間軸方向において最初に又は最後に収集された画像を基準に、この画像から順次、残りの画像を時間軸方向に沿って差分することで、血流の動態のみを描出することができる。この差分演算によって生成された複数枚の差分画像をシネ(動画)表示することで血流の動態をダイナミックに提供することができる。
【0055】
なお、血流動態を表す情報として、上述した複数枚の画像から血流速度を演算して数値で又はグラフ化して表示するようにしてもよい。
【0056】
このように、本実施形態によれば、読出し方向傾斜磁場パルスに、強度を調整したPartial FCパルス又はPartial FSパルスを付加し且つ1心周期内で心時相を変えてスキャンを行うようにしたため、遅い血流の動静脈の差別化や、速い血流のディフェーズ効果の低減化を実現して、血流動態の情報をダイナミックに提供することができる。したがって、従来のように、イメージングスキャンの前に最適な心電同期タイミングを測定するための準備用スキャンを実行しなければならないということも無く、簡単に勝つ迅速に血流動態を観察することができる。
【0057】
とくに、従来のECG−prepスキャンの場合、ETS(echo train spacing)と血流流速が互いに適した血管についてはその動静脈分離が可能であったが、下肢などの血流速度が著しく遅い手足の血管についてはその動静脈分離は困難であった。それは、位相エンコード方向のボケ(Blur)を防止するには、ETSを極力短くしたFSE法やFASE法のパルスシーケンスを用いる必要があるためであり、このようなパルスシーケンス用いると、遅い血流の場合、信号が集まりすぎて動静脈分離を行うことができない。さらに血流流速が速い血管(大動脈弓部、頚部など)の場合も、ETSを短くしても、ETSの期間に信号がディフェーズしてしまい、そのため再構成画像にN/2アーチファクトを生じ易い。これに対し、本実施形態によれば、Partial FCパルス又はPartial FSパルスを付加しているので、このパルス強度を適宜な値に調整することによって、磁化スピンのディフェーズやリフェーズの変化を積極的に利用してフローボイド効果を制御することができ、ECG−prepスキャンが抱える問題も克服することができる。
【0058】
さらに、造影剤を投与しなくても済むので、非侵襲に撮像でき、この点からも患者の精神的、体力的な負担が著しく軽くなる。同時に、造影効果のタイミングを計る必要があるなど、造影法固有の煩わしさからも解放される。
【0059】
実施形態の説明は以上の通りであるが、本発明は実施形態記載の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものであり、それらの構成も本発明に含まれる。
【0060】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の磁気共鳴イメージング装置によれば、被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、この心時相収集手段により収集された信号に周期的に現れる参照波の複数個それぞれからの相互に異なる複数の遅延時間に各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行して前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことから、造影剤を投与することなく、また事前の心電同期タイミングの測定を行う必要も無く、従来よりも簡単に、被検体内の血流などの流体の動態情報を提供して医用診断に供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す機能ブロック図。
【図2】実施形態で実行されるイメージングスキャン及び収集データに処理を示す概略フローチャート。
【図3】実施形態で使用されるパルスシーケンスの一例を示すタイミングチャート。
【図4】血流動態の情報を抽出するために行う、1心周期における差分演算を説明する図。
【図5】収縮期から拡張期に及ぶ血流速度と信号強度との関係例を説明する図。
【符号の説明】
1 磁石
2 静磁場電源
3 傾斜磁場コイルユニット
4 傾斜磁場電源
5 シーケンサ
6 ホスト計算機
7 RFコイル
8T 送信器
8R 受信器
10 演算ユニット
11 記憶ユニット
12 表示器
13 入力器
17 ECGセンサ
18 ECGユニット
Claims (8)
- 被検体の心時相を表す信号を収集する心時相信号収集手段と、
この心時相収集手段により収集された信号に現れる参照波の複数個それぞれに異なる複数の遅延時間で各別に同期して前記被検体の所望領域にパルスシーケンスに基づくスキャンを実行するとともに前記所望領域から磁気共鳴に基づくエコー信号を収集するスキャン手段と、
このスキャン手段により収集されたエコー信号から前記被検体の所望領域を流れる撮像目的の流体に関する動態情報を提供する動態情報提供手段とを備え、
前記パルスシーケンスは、前記エコー信号を周波数エンコードして読み出すための読出し傾斜磁場パルスを含み、
この読出し傾斜磁場パルスを、前記周波数エンコードを担うパルス本体と、このパルス本体に付加され且つ前記所望領域の磁化スピンの位相挙動を制御する位相挙動制御パルスとにより形成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記スキャン手段は、前記パルスシーケンスに含まれる前記読出し傾斜磁場パルスの印加方向を前記流体の流れ方向に実質的に合わせるように前記スキャンを実行するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記位相挙動パルスは、前記流体の磁化スピンをディフェーズ又はリフェーズさせるディフェーズパルス又はリフェーズパルスで形成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項3に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記位相挙動制御パルスの強度を前記流体の流れの速度に応じて変更するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1〜4の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記動態情報提供手段は、前記流体の流れの動態を画像化して表示するように構成したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項5に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記動態情報提供手段は、前記相互に異なる遅延時間それぞれに同期して収集された複数のエコー信号を時系列方向の昇順又は降順に沿って信号相互間の差分値を演算する演算手段と、この演算手段により演算された差分値を表示する表示手段とを備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項1〜6の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、少なくともハーフフーリエFSE(Fast Spin Echo)法、EPI(Echo Planar Imaging)法、及びFSE(Fast Spin Echo)法のパルスシーケンスを含むパルスシーケンス群の中から選択された1つのパルスシーケンスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 - 請求項7に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、2次元のスキャンを担うパルス列から成ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
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