JP4379559B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

背景技術
本発明は、核磁気共鳴（以下、ＮＭＲと略記する）現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング方法及び装置に関し、特に血管系の走行を描出する際に必要最小限の時間で、所望の描出範囲と画質を確保することの可能な磁気共鳴イメージング方法及び装置に関するものである。
磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略記する）は、ＮＭＲ現象を利用して被検体中の所望の検査部位における原子核スピンの密度分布、緩和時間分布等を計測して、その計測データから被検体の任意の断面を画像表示するものである。そして、従来のＭＲＩ装置では、血流を描画するＭＲアンジオグラフィ（以下、ＭＲＡと略記する）という撮像機能を有している。このＭＲＡ撮像機能には造影剤を使用しない方法と造影剤を使用する方法とがある。
造影剤を用いる撮像方法としては、Ｇｄ−ＤＴＰＡなどのＴ１短縮型の造影剤とグラジェントエコー系の短いＴＲのシーケンスを組み合わせる方法が一般的である。本方法の原理について簡単に説明する。ＭＲＩ装置においては、同一の領域に対して、高周波磁場による励起を、短時間例えば数１０ｍｓで連続的に行なった場合、当該領域の組織に含まれる核スピン（以下、スピンと略記する）は飽和状態となり、得られるＮＭＲ信号（エコー信号）は低いレベルものとなる。これに対して、Ｔ１短縮型の造影剤を含む血流のスピンは周囲組織より短いＴ１を有しているために、短時間のＴＲで繰り返し励起を行っても飽和が起こりにくく、相対的に他の組織より高信号を発する。従って造影剤を含む血液に満たされた血管腔内は他組織に対し高コントラストで描出されることになる。これを利用して、造影剤が血管内に留まっている間に血管を含む領域のデータ（具体的には三次元領域）のＮＭＲ計測を行ない、得られた三次元画像データを投影処理することにより血流を描出する。
このようにＭＲＡは造影剤を含む血液を高信号で描出することが可能だが、細い血管を描出しようとすると、細い血管とそれを取り囲んでいる組織との間のコントラスト差が十分に得られない場合が多い。このため、図１６に示すように造影剤投与前後の画像間で差分処理を行なって、血管以外の組織を除去する方法が用いられる。この方法は、３ＤＭＲＡ−ＤＳＡ（ＤＳＡ：Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）などと呼ばれている。
また病態の臨床診断においては、動脈系のみならず、静脈系の描出も必要とされる場合がある。よく知られているように、生体内の血液循環システムでは、心臓から拍出された血液は動脈から各組織を巡り静脈へ廻り心臓→肺→心臓へと循環する。したがって肘静脈から造影剤を注入した場合、造影剤は血液に混入して心臓へ戻り、次いで心臓から拍出された造影剤は動脈系、毛細血管、静脈系の順に血管を描出させることになる。このため造影ＭＲＡの計測を複数の時相に亘って連続的に撮像することが必要となる。この撮像法はダイナミックＭＲＡと呼ばれる。上述した各種造影ＭＲＡの詳細については、「３ＤコントラストＭＲアンジオグラフィ」”３Ｄ Ｃｏｎｔｒａｓｔ ＭＲ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ”（２ｎｄ ｅｄｉｔｉｏｎ．Ｐｒｉｎｃｅ ＭＲ Ｇｒｉｓｔ ＴＭ ａｎｄ Ｄｅｂａｔｉｎ ＪＦ Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，Ｐ３〜Ｐ３９，１９８８）に詳しく紹介されている。
上記従来の造影ＭＲＡ計測技術では、十分に良好な画質を有した画像を得るためには、所定の撮像時間内に目的とされる血管内の血流が最適の造影剤濃度に達し、且つその造影剤濃度が一定時間維持されるということが必要である。また、血流を高いコントラストで描出するためには、特にｋ空間上の低周波成分を計測する際に造影剤の濃度が一定に保たれることが必要であった。
しかしながら、同じ血管であっても図１６に示すように異なる血管の部位Ａ、Ｂ、Ｃによって最適の造影剤濃度に達する時間は異なる。また、その最適濃度への到達時間差は被検者の血流循環速度に依存する。このため造影剤の投与後に画像の撮像開始タイミングが早すぎる場合には造影剤が目的血管の全領域に到達せず所望の血管が全て描出されず、逆に撮像開始タイミングが遅すぎる場合には目的血管領域から造影剤が流出してしまって目的血管のコントラストが低下すると共に目的以外の血管が描出されるなど目的血管のみを高いコントラストで描出することができなかった。
また撮像開始タイミングを逸すると、動脈系を描出した後に続けて静脈系を描出しようとする場合、静脈像のみならず動脈像も描出されてしまい、両者を識別可能な状態で描出させることはできなかった。
本発明は上記従来の問題を解決するためになされたものであり、目的とする血管全体を高コントラストで描出することができ、診断価値の高い画像を表示することができる磁気共鳴イメージング方法及びＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
また本発明は、動脈と静脈を識別可能に描出することができるＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
発明の開示
このような目的を達成する本発明の磁気共鳴イメージング方法は、被検体へ静磁場、傾斜磁場及び高周波磁場を所定のパルスシーケンスに則って印加し、前記被検体の所定領域内の核スピンへ核磁気共鳴（ＮＭＲ）現象を起こさせ、このＮＭＲ現象によって生ずるＮＭＲ信号を計測し、計測された信号を画像化して表示する磁気共鳴イメージング方法において、前記被検体の同一部位について時間経過と共に画像単位で複数のＮＭＲ信号群を取得し、得られた複数のＮＭＲ信号群の中の一つのＮＭＲ信号群を基準データとし、この基準ＮＭＲ信号群とその他のＮＭＲ信号群との間で差分演算を実行し複数の差分ＮＭＲ信号群を生成し、生成された差分ＮＭＲ信号群の各々を加算処理し、加算処理により得られた差分ＮＭＲ信号群を画像表示することを特徴とする。
そして、前記加算処理においては、加算処理される各差分ＮＭＲ信号群へ重み付け係数が付与され、そして、前記重み付け係数は差分ＮＭＲ信号群の信号強度に基づいて決定される。また、前記重み付け係数に符号の異なる係数を用いることを特徴とする。
本発明の磁気共鳴イメージング方法は，さらに、被検体内へ造影剤を投与するステップを有し、前記基準となるＮＭＲ信号群を前記造影剤が前記被検体内の所定領域内へ到達する前に計測し、前記基準となるＮＭＲ信号群を除いた残りのＮＭＲ信号群は前記被検体の所定領域内を前記造影剤が順次移動する過程において取得される。
前記各ＮＭＲ信号群はそれぞれが２次元画像を、または３次元画像を形成し得るものであり、前記取得された各ＮＭＲ信号群は画像再構成され画像データとされた後に差分処理及び累積加算処理または重み付け加算処理されるか、または前記ＮＭＲ信号群の差分処理は計測された複素信号で行なわれてもよい。
そして前記目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生系をそれぞれ所定のパルスシーケンスに則って駆動し被検体へ前記各磁場を印加する手段と、前記被検体から核磁気共鳴現象により放出されるＮＭＲ信号を検出する手段と、このＮＭＲ信号検出手段で検出したＮＭＲ信号を用いて画像再構成演算を行う手段と、得られた画像を表示する手段とを備えたＭＲＩ装置において、前記磁場発生系を駆動制御し前記被検体内の同一計測部位から時系列的に画像単位で複数のＮＭＲ信号群を発生させる手段と、前記複数のＮＭＲ信号群を検出し記憶する手段と、前記記憶された複数のＮＭＲ信号群の内基準となる一つのＮＭＲ信号群とその他のＮＭＲ信号群との差分演算を行って複数の差分ＮＭＲ信号群を生成する手段と、複数の差分ＮＭＲ信号群の各々を加算処理する手段と、加算処理結果を画像表示させる手段とを備えていることを特徴としている。
前記加算処理手段は、加算処理される複数の差分ＮＭＲ信号群に対し個別に重み付け係数を設定する手段を含む。
また、本発明のＭＲＩ装置は、造影剤を被検体へ投与する手段を備え、前記基準となるＮＭＲ信号群を造影剤の投与前に計測し，その他の複数のＮＭＲ信号群を造影剤が前記被検体内の同一計測部位を移動する過程に順次計測する手段を設けたことを特徴としている。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて詳細に説明する。
図５は本発明によるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、静磁場発生磁石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とを備えている。
静磁場発生磁石２は、被検体１の周り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、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手段から成る。この静磁場発生磁石２に囲まれる磁場空間内に後述する傾斜磁場発生系３の傾斜磁場コイル９、送信系５の高周波コイル１４ａ、受信系６の高周波コイル１４ｂが設置される。
傾斜磁場発生系３は、Ｘ，Ｙ，Ｚの三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を駆動する傾斜磁場電源１０とから成り、後述のシーケンサ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の三軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが被検体１に印加されるようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体１に対するスライス面が設定される。
シーケンサ４は、上記被検体１の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる高周波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させるものであり、ＣＰＵ８の制御によって動作させられ、被検体１の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３及び受信系６に送る。
送信系５は、上記シーケンサ４の制御により被検体１の生体組織を構成する原子の原子核にＮＭＲ現象を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、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とから構成されている。この構成において、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の命令に従って変調器１２で振幅変調し、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からＮＭＲ現象により放出されるエコー信号（ＮＭＲ信号）を検出するもので、被検体１に近接して配置された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とから構成されている。この構成において、高周波コイル１４ｂによって検出されたエコー信号は増幅器１５で増幅された後、直交位相検波器１６へ入力され各々９０°位相がずれた参照信号により検波されて二系列の収集データとされ、次いでＡ／Ｄ変換器１７に入力されディジタル量に変換された後、信号処理系７に送られる。
信号処理系７は、ＣＰＵ８と、磁気ディスク１８及び磁気テープ１９等の記録装置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２０とから構成され、受信系６から入力された信号をＣＰＵ８でフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成、投影処理等の処理を行い、任意断面のスピン分布や複数の信号に適当な演算を行って得られた画像をディスプレイ２０に表示する。
さらに本発明のＭＲＩ装置は、信号処理系７のＣＰＵ８の内部に、画像データに対し差分処理と重み付け加算処理とを、または画像データに対し差分処理と累積加算処理とを行なう機能並びに手段を備えている。これらの処理は、本発明のＭＲＩ装置において被検体に対し時間的に連続する計測を行なうことにより得られた時系列データに対してなされる。これらの処理の選択と設定のために、ＣＰＵ８に対する入力手段が設けられている。またディスプレイ２０は、この信号処理系７の機能に対応して、通常の画像に代って或いは通常の画像に加えて時間差分画像或いは累積加算画像を表示する機能を備えている。
次に、初めに本発明において、画像データに対し差分処理と重み付け加算処理とを行って血管画像を作成する第１の実施形態を図１および図３（ａ）を参照して説明する。先ず被検体を静磁場磁石内の測定空間に配置し、目的とする血管を含む撮像領域について造影剤注入前及び造影注入後の撮像を行なう（ステップ：３０１）。撮像は、同一条件で同一スライスまたは同一スラブ位置について連続的に行なう。撮像のために用い得るパルスシーケンスの種類は特に限定されないが、ここではＭＲＡの一般的なパルスシーケンスとして公知となっている三次元のグラジェントエコー法を基本とするパルスシーケンスを用いたものとして説明する。尚、本実施例は血流を撮像対象としているので、血液の流れによるディフェイズをリフェイズするための傾斜磁場即ちグラディエントモーメントヌリング（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｍｏｍｅｎｔ Ｎｕｌｌｉｎｇ）を付加してもよいが、これは必須ではなく、ＴＲ／ＴＥ短縮のためにはむしろ単純なグラジェントエコー法とすることが好ましい。このような撮像パルスシーケンスの実行によって得られた計測データ群３０１ａ，３０１ｂ，３０１ｃ，３０１ｄが血管を含む同一領域の画像単位での３Ｄ時系列データ群である。なお、これらの計測データ群は信号処理系７における記憶媒体に記憶される。
信号処理系７は、これら３Ｄ時系列データ群のそれぞれについて記憶媒体から読出し、３Ｄフーリエ変換等の画像再構成処理３０２を行ない（ステップ：３０２）、３０３ａ，３０３ｂ，３０３ｃ，３０３ｄから成る三次元時系列画像データ群を得る（ステップ：３０３）。
これら三次元画像データ群の各々について、造影剤注入前に取得された三次元画像データ３０３ａと造影剤注入後の三次元画像データ３０３ｂ，３０３ｃ，３０３ｄとの差分をとる（ステップ３０４）。差分処理は、複素データで行っても、絶対値の差分でもよく、三次元データのスライス位置の一致するスライス間でそれぞれ行なう。差分処理によって造影血管以外の組織が除去され、３０５ａ，３０５ｂ，３０５ｃの符号を付して示す各時刻の造影剤分布画像データ（時間差分画像）が得られる（ステップ：３０５）。
次に、これら時系列の造影剤分布画像３０５ａ，３０５ｂ，３０５ｃは重み付け加算される（ステップ：３０６）。重み付け加算において各画像に与えられる重み付け係数ｋ１、ｋ２、ｋ３、・・・は、各画像毎に、例えば目的とする血管の信号強度に基いて、目的血管の描出能が高い画像の重み係数が高くなるように設定され、そして重み付け係数は、その合計が１となるように配分することが好ましい。また、重み付け係数の設定は、手動或いは自動で行なうことができる。重み付け係数の設定を手動で行なう場合には、ディスプレイ２０に表示された時系列画像（所定のスライスの画像）を目視で確認し設定する。
また自動で行う場合には、例えば各時系列画像における目的血管の１ないし数箇所のピクセルについての信号値（信号値の和）Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３…を求め、その信号値を各画像の信号値の総和で除した値（Ｓｉ／ΣＳｉ）（ｉ＝１、２、３…）を重み係数とする。これにより目的とする血管のみを高いコントラストで描出することができる。
造影剤が動脈から静脈へ移動するまでの比較的長い時間について時系列画像が得られている場合には、重み付け係数として正負両方の値を用いることにより動脈と静脈との識別が可能である。この場合、例えば所定の動脈血管の１ないし数箇所についてのピクセルの信号値Ｓｉが閾値Ｓ０以上である時系列画像については、上述したようにＳｉ／ΣＳｉをその時系列画像の重み付け係数とし、信号値Ｓｉが閾値Ｓ０より小さく所定の静脈についての１ないし数箇所のピクセルの信号値Ｓｊ（ｊ＝１、２、３…、但しｉ≠ｊ）が閾値Ｓ０以上の画像については、−Ｓｊ／ΣＳｊをその時系列画像の重み付け係数とする。これによって動脈と静脈とで信号の符号を異ならせ、両者間のコントラスト差を高めて動脈と静脈との識別能が向上される。また、ディスプレイ装置としてカラーモニタを使用している場合には、前記符号によって表示の色を変えることによって両者を容易に識別することができる。さらに、上記処理に引き続いてＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理を行えば、不要な静脈を抑制して動脈だけの画像を作成することができる。
また、動脈或いは静脈いずれか一方の血管についての１ないし数箇所のピクセルの信号値Ｓｉが閾値Ｓ０以上である時系列画像については、上述したようにＳｉ／ΣＳｉをその時系列画像の重み付け係数とし、１ないし数箇所のピクセルの信号値Ｓｊ（ｊ＝１、２、３・・・、但しｉ≠ｊ）が閾値Ｓ０以上の画像については、重み係数を０としてもよい。
このように重み付け係数を決めた後、各画像データに対応する重み付け係数を掛けたものを加算する。加算は、三次元画像データのスライス位置の一致するスライス間でそれぞれに行なう。これによって、造影剤が目的血管部位を通過して行く時間経過を凝縮した三次元画像データ３０７ａが得られる（ステップ：３０７）。
重み付け加算によって得られた三次元画像データ３０７ａは、必要に応じて投影処理を施され（ステップ：３０８）、それにより投影血管像３０９ａが得られる（ステップ：３０９）。得られた投影血管像３０９ａはディスプレイ２０へ表示される。
投影処理は図６に示すような三次元データを冠状断、矢状断、軸横断等の任意の方向に投影することにより二次元投影画像を得る処理である。現在この分野で一般的に行なわれている投影処理法は、三次元画像データを通過する所定の光軸上にある信号値の最大のものを血管とみなし、複数の光軸上の最大値のみを投影して１枚の投影像を作成する最大値投影（ＭＩＰ）法である。尚、図１では造影剤濃度の高い部分を黒、背景を白で表しているが、ＭＩＰ法では信号の低い背景部分が黒、高い信号部分すなわち血流が白で表される。また図１では１枚の投影画像のみが示されているが、投影方向を変えた複数の投影画像を作成して表示してもよい。
さらに投影処理はＭＩＰ法に代えて、三次元画像データ３０７ａに対しボリュームレンダリング法のような擬似的三次元処理や単純な全スライス積分処理を行なってもよい。
図１および図３（ａ）に示す実施例は、時系列画像を重み付け加算後、投影処理する例であるが、時系列画像にそれぞれ投影処理を行った後、得られた二次元投影画像に重み付け加算処理を行なうことも可能である。そのような実施例を図２および図３（ｂ）のフロー（点線で示す部分）に示す。
この実施例でも、三次元計測によって時系列データ３０１ａ，３０１ｂ，３０１ｃ，３０１ｄをそれぞれ画像再構成し、時系列画像データ３０３ａ，３０３ｂ，３０３ｃ，３０３ｄを得た後、造影剤注入前の画像データ３０３ａと造影剤注入後の画像データ３０３ｂ，３０３ｃ，３０３ｄとの差分を実行し、時系列造影剤分布画像（差分画像データ）群３０５ａ，３０５ｂ，３０５ｃを得るまでのステップ（図３（ａ）のステップ：３０１〜３０５）は図１の実施例と同じであるが、その後、重み付け加算に先立って投影処理を行なう（ステップ：３１０）。投影処理は、前述の実施例と同様にＭＩＰ処理により任意の１ないし複数の方向に投影して１ないし複数の二次元投影画像３１１ａ，３１１ｂ，３１１ｃを得る。
次いでこれら二次元投影画像を重み付け加算し（ステップ：３１２）、加算された二次元投影像３１３ａを得る。この時の重み付け係数ｋ１’，ｋ２’，ｋ３’…の設定は、前述の実施例と同様に自動或いは手動で行なう。この実施例では、重み付け係数の設定の基礎となる画像として時系列の差分画像データ或いは二次元投影画像を用いることができる。この場合にも、各画像の特定ピクセルの信号値Ｓｉから重み付け係数Ｓｉ／ΣＳｉを求めてもよいし、これに正負の符号を付けることや動脈と静脈の一方を消去することも可能である。
この実施例では、図１に示す実施例に比べ、重み付け加算の処理量を少なくすることができるので単一の方向にのみ投影処理する場合に有利である。但し、最終的な加算画像として複数の方向の投影画像を得る場合には図１に示す実施例が適している。
以上の各実施例では、計測データを画像再構成し、差分画像データとした後、重み付け加算および投影処理を行う場合を説明したが、本発明のＭＲＩ装置では時系列計測データに対し、時間差分を行なうことも可能である。このような実施例を図４に示した。
この場合には、造影剤投与前に取得された１セット（例えば三次元画像の再構成に必要な組）のデータ３０１ａを基準データとして、造影剤投与後に得られた各時系列データ３０１ｂ，３０１ｃ，３０１ｄのそれぞれと基準データとの複素差分を取り（ステップ：４０２）、差分データを得る（ステップ：４０３）。その後、差分データを用いて画像再構成し（ステップ：４０４）、時系列の差分画像データを得る（ステップ：４０５）。この差分画像データに対し、重み付け加算（ステップ：４０６、またはステップ：４１２）、投影処理（ステップ：４０８、またはステップ：４１０）を行う。重み付け加算、投影処理は上述した実施例（図１及び図２）と全く同様であり、また図４（ａ）又は（ｂ）（点線部分）で示したようにどちらが先行してもよい。
この実施例では、計測データを差分画像再構成前に差分するため、画像データの差分に比べ処理速度を高めることができる。処理の順番は、ＣＰＵ８の能力や画質を考慮して適宜選択することができる。
また以上の説明では計測データとして三次元計測データを用いる場合を説明したが、二次元計測データであっても同様に差分処理および重み付け加算処理を加えることができ、その結果として同様の効果を得ることができる。
以上説明したように本発明の第１の実施形態によれば、信号処理系は時間差分することによって得られた複数の時系列画像データをそれらの血管描出能に基づき重み付け加算処理するようにしたので、撮影からは完全に独立した後処理として血管描出能を向上することができ、従来の造影ＭＲＡで問題となる造影タイミング、体内循環速度に依存した目的血管の描出不足を解消することができる。また動静脈が重なっている場合でも識別して表示することが可能となる。
次に、本発明の第２の実施形態を説明する。この実施形態は前述の第１の実施形態における重み付け加算処理を単純な累積加算処理に置き換えたもので、本実施形態のＭＲＩ装置では、信号処理系７はＣＰＵ８の機能として画像データに対し差分処理および累積加算処理を行なう機能を備えている。これら処理は、本発明のＭＲＩ装置において時間的に連続する計測を行なうことにより得られた時系列データに対してなされる。これら処理の選択（開始および終了）、或いは設定のための手段は、ＣＰＵ８の入力手段として設けることができる。またディスプレイ２０は、この信号処理系７の機能に対応して、通常の画像に代って或いは通常の画像と同時に時間差分画像或いは累積加算画像を表示し、更新する機能を備えている。
次に本実施形態による造影ＭＲＡの一実施例を図７および図８（ａ）を参照して説明する。先ず被検体を静磁場磁石内の測定空間に配置し、目的とする血管を含む撮像領域について造影前及び造影後の撮像を行なう。撮像は、同一条件で同一スライスまたはスラブ位置について時間的に連続して行なう。撮像パルスシーケンスは特に限定されないが、ここではＭＲＡの一般的なパルスシーケンスとして公知である３次元のグラジェントエコー法を基本とするパルスシーケンスを用いる。なお、本実施例でも血流が撮像対象とされているので、流れによるディフェイズをリフェイズするための傾斜磁場即ちグラディエントモーメントヌリング（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｍｏｍｅｎｔ Ｎｕｌｌｉｎｇ）を付加してもよいが、これは必須ではなく、ＴＲ／ＴＥ短縮のためにはむしろ単純なグラジェントエコー法とすることが好ましい。
このような撮像パルスシーケンスの実行によって得られたデータ群は血管を含む同一領域の時系列的な複数の３Ｄ時系列データ群５０１ａ，５０１ｂ，５０１ｃ，５０１ｄ，５０１ｅ，５０１ｆ，５０１ｇである（ステップ：５０１）。信号処理系７は、これら３Ｄ時系列データ群のそれぞれについて３Ｄフーリエ変換等の画像再構成処理を行ない、複数の３次元画像データ群５０２ａ，５０２ｃ，５０２ｄ，５０２ｅ，５０２ｆ，５０２ｇを得る（ステップ：５０２）。
次いで、造影剤が注入された後の３次元画像データ群５０２ｃ，５０２ｄ，５０２ｅ，５０２ｆ，５０２ｇの各々について、造影注入前に取得された３次元画像データ５０２ａとの差分をとる（ステップ：５０３）。差分処理は、複素データで行っても、絶対値の差分でもよく、３次元データのスライス位置の一致するスライス間でそれぞれ行なう。差分処理によって造影血管以外の組織を除去し、各時刻の造影剤分布画像（時間差分画像）５０３ａ，５０３ｂ，５０３ｃ，５０３ｄ，５０３ｅが得られる。差分処理は、造影後に取得された最初の３次元画像データ５０１ｂから開始してもよいが、造影後所定の時刻後、即ち目的とする血管の造影剤濃度が所定の濃度に達したと推定される時刻以降に行なうようにしてもよい。差分処理時刻の指定は、後述する累積加算処理の制御と合わせて自動で或いは手動で設定する。
次にこれら時系列の造影剤分布画像についてそれぞれ投影処理を行ない、投影血管像５０４ａ，５０４ｂ，５０４ｃ，５０４ｄ，５０４ｅを得る（ステップ：５０４）。投影処理は、図６に示すような３次元データを冠状断、矢状断、軸横断等の任意の方向に投影することにより２次元投影画像を得る処理であり、三次元画像データを通過する所定の光軸上にある信号値の最大のものを血管とみなし、この最大値のみで１枚の投影像を作成する最大値投影（ＭＩＰ）法が一般的である。なお、図７では造影剤濃度の高い部分を黒、背景を白で表しているが、ＭＩＰ法では背景が黒、高い信号部分が白で表される。また図７では各時相について１枚の投影画像のみを示しているが、方向を変えた複数の投影画像を作成してもよい。
次に同一方向について作成された時系列の投影画像５０４ａ，５０４ｂ，５０４ｃ，５０４ｄ，５０４ｅを累積加算する（ステップ：５０５）。これによって目的とする血管全体を高いコントラストで描出した画像５０６ａを表示することができる（ステップ：５０６）。このような累積加算処理は、少なくとも目的とする血管の一端に造影剤が到達してから他端に到達するまで行うことが好ましい。累積加算処理の開始と終了の設定は計測とは関係なく行なうことができ、例えば図９（ａ）に示すように視野内にある目的とする血管の端部ｃが高信号になった時点で、累積加算を開始し、他端ａまで高信号になった時点で累積加算を終了する。このような累積加算処理の制御は、手動或いは自動で行なうことができ、手動で行なう場合には、ディスプレイ２０に撮像時間と同等の間隔で更新される時系列画像（投影画像）または累積加算後の投影血管像を監視しながら、開始および終了時点をＣＰＵ８へ入力することによって設定する。
累積加算の開始および終了を適切に行なうために、ディスプレイには時系列投影画像と累積加算処理後の画像をそれぞれ更新しながら表示することが好ましい。
一方、自動的に累積加算の開始と終了を制御する場合には、目的とする血管内のピクセルａの信号値を自動的に監視することにより制御する。例えば図９（ａ）に示すピクセルａの信号値をＳａ、目的以外の血管内のピクセルｂの信号値をＳｂとしたとき、所定の閾値Ｓｒ１、Ｓｒ２に対し、Ｓａ＞Ｓｒ１且つＳｂ＜Ｓｒ２である間は累積加算を続け、Ｓｂ＞Ｓｒ２に至った時点で累積加算を終了する。この場合、加算の開始は、撮像の開始から行なうことができる。閾値Ｓｒ１、Ｓｒ２は同じまたは異なっていてもよいが背景の信号値よりも高い値に設定する。
動脈系の描出の後、静脈を描出する場合には、動脈系血管における所定のピクセルの信号値ＳａがＳａ＜Ｓｒ２となった時点で加算を開始し、以後目的とする静脈系血管のピクセルの信号値ＳｖがＳｖ＞Ｓｒ１且つＳａ＜Ｓｒ２である間、累積加算を続けるようにしてもよい。
前記累積加算の開始と終了を自動制御する他の方法として、画像全体の信号値を監視することでも可能である。この場合は、例えば信号値が所定の閾値を越えるピクセル数を監視し、このピクセル数が所定値以上になった時点で累積加算を終了する。このように所定以上の信号値のピクセル数を監視する方法は、被検体の血流速度に依存することなく累積加算を制御できるので、観察部位毎にピクセル数を記憶させる、即ち学習機能を付与することも可能である。
さらに他の方法として、造影剤投与時刻（造影開始時刻）から視野内の血管端部ｃが高信号値になるまでの時間から被検体の血流速度を予測し、累積加算終了時刻を決定することも可能である。この場合には、造影開始時刻から図９（ｂ）に示す血管端部ｃのピクセルの信号値ＳｃがＳｃ＞Ｓｒ１となるまでの時間ｔを計測し、造影剤投与部位と血管端部ｃとの距離から血流速度を求める。この血流速度をもとに造影剤が血管端部ｃから血管の他の端部ｄに到達する時刻を予測し、この時刻まで累積加算を続ける。
このように手動または自動で累積加算処理を制御することにより、目的とする血管のみを高コントラストで描出できる。なお、累積加算処理は、計測とは関係なく制御することができ、例えば目的外の血管描出以前に加算が終了していれば、その後、計測がさらに行われても問題ではないし、前述のように動脈系の画像以外に静脈系の画像を必要とする場合は改めて加算を開始してもよい。計測を長引かせないためには、計測と加算画像の表示との時間差は数ｓ〜十数ｓであることが望ましい。
具体的には、計測に使用するパルスシーケンスは短いＴＲ（５ｍｓ〜１０ｍｓ程度）であり、時系列画像は１〜１０ｓ程度上以下の間隔で取得されるので、各処理実施後、撮像と同程度の時間間隔で表示更新される。これにより、操作者が画像を確認しながら、目的とする血管が十分に描出されるまで、撮像から時間積分画像表示までを繰り返すことができる。
図７および図８（ａ）に示す実施例では、投影後の時系列画像を累積加算処理する場合を説明したが、累積加算処理を時系列造影剤分布画像に対し行なうことも可能である。そのような実施例を図１０および図８（ｂ）に示す。この実施例でも、３次元計測によって時系列データをそれぞれ画像再構成した後、造影剤投与前の画像データと造影剤投与後の画像データとを差分し、時系列造影剤分布画像（時間差分画像）群を得るまでのステップ（図８（ａ）のステップ：５０１〜５０３）は図７の実施例と同じであるが、ここでは投影処理に先立って累積加算処理が行なわれる（ステップ：５０７）。この時の累積加算処理の開始、終了の制御は、前述の実施例と同様に自動或いは手動で行なう。但し、この実施例では累積加算処理までには３次元画像データしか得られていないので、ディスプレイの監視により手動で累積加算の開始と終了を設定する場合には、監視用の画像として３次元画像データを処理した２次元画像または目的血管を含む特定のスライス画像を順次表示することが必要である。
累積加算処理は差分の場合と同様に造影剤分布画像のスライス位置の一致するスライス間でそれぞれに行なう。これによって血管が高コントラストで描出された３次元画像データ（時間積分画像）が得られる。この３次元画像データを投影処理し（ステップ：５０８）、投影血管像を得る（ステップ：５０９）。投影処理は、前述の実施例と同様にＭＩＰ処理により任意の１ないし複数の方向に投影して１ないし複数の投影画像を得る。投影処理はＭＩＰ法に代えてボリュームレンダリングの様な擬似的３次元処理を行なってもよいし、単純な全スライス積分処理を行なってもよい。
図１０に示す実施例では、個々の時間差分画像について投影処理する必要がないので、計測と投影像の表示まで時間遅れを少なくできる。
以上の実施例では、画像データについて時間差分および累積加算処理を行なう場合を説明したが、本実施例のＭＲＩ装置では時系列計測データに対し時間差分を行なうことも可能である。画像再構成前の計測データ間で差分する方が画像データの差分に比べ処理速度を高めることができる。この場合にも、造影剤投与前に取得された１セット（例えば３次元画像の再構成に必要な組）のデータを基準として、造影剤投与後或いは投与後の指定された時刻以降に得られた各時系列データのそれぞれについて基準データとの複素差分を取る。その後、差分データを用いて画像再構成、累積加算処理、投影処理等を行う。累積加算処理は画像再構成の前後或いは投影処理の前後いずれで行ってもよく、それによって図１１〜図１３に示すように３つの態様がある。これら態様による処理のフローを図１４（ａ）〜（ｃ）に示す。
図１１および図１４（ａ）に示す実施例では、先ず３Ｄ計測データの時間差分処理した差分データを用いて画像再構成する（ステップ：６０１）。ここで得られる時間差分画像は、造影剤投与前のデータと造影剤投与後のデータとの間で差分を取ったデータを用いているので、造影剤分布画像となる。これを累積加算処理し、時間積分画像を得ること（ステップ：６０２）および時間積分画像について投影処理（ステップ：６０３，６０４）あるいはボリュームレンダリング処理等の画像処理を行なうことは図１０の実施例と同じである。
図１２および図１４（ｂ）に示す実施例では、差分データを加算処理する（ステップ：６０６）。次いで画像再構成し、時間積分画像を得る。この後の処理は図１１、図１４（ａ）に示す実施例と同じである。
図１３および図１４（ｃ）に示す実施例では、３次元差分データを画像再構成処理し（ステップ：６０１）、２次元投影処理を行なった後（ステップ：６０７）、累積加算し（ステップ：６０８）、投影血管画像を作成する。
このように本実施例では、差分処理は再構成後の画像データ間でのみならず、再構成前の信号データ間で複素差分を行なってもよく、また累積加算は、差分データ、画像データ或いは投影処理後のデータのいずれに対して行なってもよい。処理の順番は、ＣＰＵ８の能力や画質を考慮して適宜選択することができる。
なお、以上説明した図１４の実施例は，三次元計測データを用いた例であるが，計測データが二次元である場合にも同様のステップで時間積分画像を作成し表示することができる。そのフローチャートを図１５に示す。なお図１５に示す例の処理手順は図１４の例と比較して扱うデータが二次元であることが相違するのみであるので、その詳細な説明は省略する。
以上説明したように本発明の第２の実施形態によれば、信号処理系の機能として時間差分処理と累積加算処理を組合せて行うことができるようにしたので、従来の造影ＭＲＡで問題となる造影タイミング、体内循環速度に依存した目的血管の描出不足や、動静脈の重なりを防ぎ、被検体毎に最適化した状態での検査が可能となる。
【図面の簡単な説明】
図１は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の第１の実施形態を示す説明図、図２は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示す説明図、図３はそれぞれ図１および図２に示す造影ＭＲＡ計測の処理のフロー図、図４は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示すフロー図、図５は本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図、図６はＭＲＡにおける投影処理の概要を示す説明図、図７は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の第２の実施形態を示す説明図、図８は図７および図１０に示す造影ＭＲＡ計測の処理のフロー図、図９は造影ＭＲＡの信号処理において累積加算処理の制御を説明する図、図１０は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示す説明図、図１１は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示す説明図、図１２は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示す説明図、図１３は本発明のＭＲＩ装置が実行する造影ＭＲＡ計測の他の実施例を示す説明図、図１４はそれぞれ図１１から図１３に示す造影ＭＲＡ計測の処理のフロー図、図１５はそれぞれ２次元造影ＭＲＡ計測の処理のフロー図、図１６は従来の造影ＭＲＡを説明する図である。

Claims (14)

1. 静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各磁場発生系をそれぞれ所定のパルスシーケンスに則って駆動し被検体へ前記各磁場を印加すると共に、前記被検体から核磁気共鳴現象により放出されるNMR信号を検出する計測制御手段と、このNMR信号検出手段で検出したNMR信号を用いて画像再構成を含む演算を行う画像処理手段と、得られた画像を表示する表示手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記磁場発生系を駆動制御し前記被検体内の同一計測部位から時系列的に複数のNMR信号群を発生させて検出し、
   前記画像処理手段は、前記検出された複数のNMR信号群を記憶する記憶手段と、前記記憶された複数のNMR信号群の内基準とする一つのNMR信号群とその他のNMR信号群との差分演算あるいは前記記憶された複数のNMR信号群を再構成した画像データ群の内基準とする一つの画像データ群とその他の画像データ群との差分演算を行って複数の差分NMR信号群または差分画像データ群を生成する差分処理手段と、複数の差分NMR信号群または差分画像データ群の各々に個別に重みを付け係数を設定して加算処理を行なう加算処理手段とを有し、前記加算処理結果を前記表示手段に表示させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記重み付け係数は差分NMR信号群の信号強度に基づいて決定されることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記重み付け係数に符号の異なる係数を用いることを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 造影剤を被検体へ投与する手段を備え、前記基準となるNMR信号群を造影剤の投与前に計測し、その他の複数のNMR信号群を造影剤が前記被検体内の同一計測部位を移動する過程に順次計測する手段を設けたことを特徴とする請求項１ないし３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記各NMR信号群は、それぞれが２次元画像形成用の信号群であることを特徴とする請求項１ないし４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記各NMR信号群は、それぞれが３次元画像形成用の信号群であることを特徴とする請求項１ないし４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記画像処理手段は、３次元画像を投影処理する手段を備えたことを特徴とする請求項６記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記画像処理手段は、前記取得された各NMR信号群を画像再構成し画像データとした後に差分処理及び加算処理することを特徴とする請求項1ないし７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記画像処理手段は、前記差分処理手段が生成した複数の差分NMR信号群を画像再構成した後に加算処理することを特徴とする請求項1ないし７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記画像処理手段は、前記差分処理手段が生成した複数の差分NMR信号群を前記加算処理手段にて加算処理した後、画像再構成することを特徴とする請求項1ないし７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記画像処理手段は、前記NMR信号群の差分処理を計測された複素信号に対し行うことを特徴とする請求項９又は１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記画像処理手段は、造影剤を投与せずに計測したNMR信号群を前記差分演算の基準とすることを特徴とする請求項1ないし１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記画像処理手段は、差分処理後の画像データ群に対し投影処理を行ない、投影処理された投影画像を加算処理することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記画像処理手段は、加算処理後の画像データに対し投影処理を行なうことを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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