JP4745642B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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Description
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画像を得る磁気共鳴イメージング(以下「MRI」と略記する)装置に関し、特に、血流による位相拡散の極性が異なる2つの信号の差分から血流のみを描画するフェーズコントラストアンギオグラフィーを用いて、被検体を移動しながら広範囲の血管像を取得する技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter abbreviated as “MRI”) apparatus that obtains an image of a desired region of a subject using a nuclear magnetic resonance (hereinafter abbreviated as “NMR”) phenomenon, and in particular, due to blood flow. The present invention relates to a technique for acquiring a wide range of blood vessel images while moving a subject using phase contrast angiography that draws only a blood flow from a difference between two signals having different phase diffusion polarities.
MRI装置は、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(以下単に「スピン」と略記する)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化して表示する装置である。そして、このMRI装置には、血流を描画するMRアンギオグラフィー(以下、「MRA」と略記する)という撮像機能を有しているものがある。このMRA撮像機能には、造影剤を使用せず、血流速度に応じて位相がシフトする原理を用いて血流を画像化するフェーズコントラストMRA(以下、PC-MRA)法(非特許文献1)がある。 An MRI apparatus measures the density distribution, relaxation time distribution, etc. of nuclear spins (hereinafter simply abbreviated as “spin”) at a desired examination site in a subject using the NMR phenomenon, and uses the measurement data to measure the subject. It is an apparatus which images and displays an arbitrary cross section. Some MRI apparatuses have an imaging function called MR angiography (hereinafter abbreviated as “MRA”) for drawing blood flow. In this MRA imaging function, a phase contrast MRA (hereinafter referred to as PC-MRA) method that images blood flow using the principle that the phase shifts according to the blood flow velocity without using a contrast agent (Non-Patent Document 1) )
PC-MRA法では、図3に示すような正負両極性のフローエンコードパルス(以下、「FEP」と略記する)を、RFパルス印加からエコー信号を収集するまでの間に印加する。さらに、同一位相エンコードにおいてFEPの極性を反転して印加することにより血流成分のフローエンコード量の極性が異なる2種のエコー信号を取得する。その操作を位相エンコード回数繰り返すことで2種類の画像を取得し、両者の複素差分をとることで血流の流速値を反映した位相画像(流速画像)が取得される。このPC-MRA計測において良好な画像を得るためには、撮像部位における対象血管の血流速度に応じた適切なフローエンコード量の設定が必要となる。 In the PC-MRA method, positive and negative polarity flow encode pulses (hereinafter abbreviated as “FEP”) as shown in FIG. 3 are applied between the application of an RF pulse and the collection of echo signals. Furthermore, two types of echo signals having different polarities in the flow encode amount of the blood flow component are acquired by applying the FEP polarity reversed in the same phase encoding. By repeating the operation the number of times of phase encoding, two types of images are acquired, and by taking a complex difference between them, a phase image (flow velocity image) reflecting the blood flow velocity value is acquired. In order to obtain a good image in this PC-MRA measurement, it is necessary to set an appropriate flow encoding amount according to the blood flow velocity of the target blood vessel in the imaging region.
このPC-MRA計測を含めて、MRI計測は、一般的には、被検体をセッティングした後は、寝台は停止した状態で1つの撮像領域について計測される。しかしながら、病態によっては1度に広範囲の撮像(検査)が必要とされる場合がある。近年、この要求に答えるために、被検体をセッティングした後、ベッドをステップ的もしくは連続的に移動しながら広範囲領域の計測を行うベッド移動計測が検討されつつある。特に、血管においては、アテローム性の動脈硬化症のように広範囲の血管に分布する疾患があるため、1回の検査で、広い領域のスクリーニング検査が必要とされている。 In general, MRI measurement including this PC-MRA measurement is performed for one imaging region with the bed stopped after the subject is set. However, depending on the pathological condition, a wide range of imaging (examination) may be required at one time. In recent years, in order to respond to this demand, bed movement measurement is being studied in which measurement of a wide area is performed while moving the bed stepwise or continuously after setting the subject. In particular, in blood vessels, there are diseases that are distributed over a wide range of blood vessels, such as atherosclerosis. Therefore, a screening test for a wide area is required in one test.
特許文献1には、PC-MRA法を用いて、ベッドをステップ移動させて、抹消動脈血管系のスクリーニング検査を行う方法が開示されている。
上記PC-MRA計測をベッド移動計測において実現しようとする場合に以下の2つの課題が生じる。
第1の課題は、ベッド移動計測においては、図3に示すFEPの印加によって、静止組織と血液(流体)の両方の横磁化にベッドの移動速度に応じた一定量の位相変化(以下、「位相オフセット量」と略記する)が生じることである。このため、静止組織を除去して血流のみを良好に描出することが困難になる。また、血流速度を正確に反映した血流像を取得できない。
The following two problems arise when trying to realize the above PC-MRA measurement in bed movement measurement.
The first problem is that in bed movement measurement, by applying the FEP shown in FIG. 3, the transverse magnetization of both stationary tissue and blood (fluid) has a certain amount of phase change (hereinafter referred to as `` Abbreviated as “phase offset amount”). For this reason, it becomes difficult to remove only the static tissue and depict only the blood flow. In addition, a blood flow image that accurately reflects the blood flow velocity cannot be acquired.
一方、被検体が静止している時の撮像(ベッド停止下での撮像)においては、図3に示すFEPを印加しても、静止組織と血液(流体)の両方の横磁化には、上記ベッド移動による位相オフセット量が発生しないので、上記課題は発生しない。 On the other hand, in imaging when the subject is stationary (imaging when the bed is stopped), even if the FEP shown in FIG. 3 is applied, the transverse magnetization of both stationary tissue and blood (fluid) Since the amount of phase offset due to bed movement does not occur, the above problem does not occur.
第2の課題は、ベッド移動により撮像部位が移動することによって、対象となる血流の血流速度にこのベッド移動速度がプラスされるため、計測初期に設定したフローエンコード量は最適値から外れてしまい、広い領域に亘って、良好な血管像が得られないということである。一方、被検体が静止している時の撮像(ベッド停止下での撮像)においては、この第2の問題は発生しない。 The second problem is that the bed movement speed is added to the blood flow velocity of the target blood flow as the imaging region moves due to the bed movement, so the flow encoding amount set at the beginning of measurement deviates from the optimum value. As a result, a good blood vessel image cannot be obtained over a wide area. On the other hand, this second problem does not occur in imaging when the subject is stationary (imaging while the bed is stopped).
上記文献には、上記第1及び第2の課題に対する解決策は開示されていない。
そこで、本発明は、ベッド移動計測においてPC-MRA計測を実現するにあたり、上記課題を解決するためになされたものであり、第1の目的は、ベッドの移動速度に応じた前記一定量の位相オフセット量を補償することである。また第2の目的は、ベッド移動速度と撮像領域の対象血管の血流速度とに対応して、フローエンコード量を最適に設定することである。
The above document does not disclose a solution to the first and second problems.
Therefore, the present invention has been made to solve the above problems in realizing PC-MRA measurement in bed movement measurement, and a first object is to provide the constant amount of phase according to the moving speed of the bed. It is to compensate for the offset amount. The second purpose is to optimally set the flow encoding amount corresponding to the bed moving speed and the blood flow speed of the target blood vessel in the imaging region.
上記問題を解決するために、本発明のMRI装置は以下の様に構成される。即ち、
本発明のMRI装置は、被検体を載置するベッドの移動を制御するベッド移動制御手段と、ベッドを移動させながらフローエンコード傾斜磁場を印加して被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、エコー信号を用いて被検体の血流像を再構成する演算を行う演算処理手段とを備えて、演算処理手段は、ベッドの移動によってエコー信号に発生する位相オフセットを除去して血管像を取得する。
In order to solve the above problem, the MRI apparatus of the present invention is configured as follows. That is,
The MRI apparatus of the present invention includes a bed movement control means for controlling the movement of the bed on which the subject is placed, and a measurement for controlling the measurement of echo signals from the subject by applying a flow encode gradient magnetic field while moving the bed A control means and an arithmetic processing means for performing an operation for reconstructing a blood flow image of the subject using the echo signal, and the arithmetic processing means removes a phase offset generated in the echo signal by the movement of the bed. Acquire blood vessel image .
これにより、ベッド移動により連続的に被検体の撮像位置が移動することによってエコー信号に発生する位相オフセット量を除去できるので、良好な血流像及び対象血管の血流速度を正確に反映した流速像を取得することができる。 As a result, the phase offset amount generated in the echo signal can be removed by continuously moving the imaging position of the subject by moving the bed, so that the flow velocity accurately reflects the good blood flow image and the blood flow velocity of the target blood vessel. An image can be acquired.
また、本発明のMRI装置は、ベッドの移動速度と被検体の血流速度とに対応して、フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御する。好ましくは、血流からのエコー信号の信号強度が最大となるように、フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御する。
これにより、ベッドの移動速度と血流流速とに対応して、フローエンコード傾斜磁場の印加量を最適に設定して撮像できるので、常に血流からの信号強度を最大にしてエコー信号を取得することができ、S/Nの良い血管像を取得することができる。
Also, MRI apparatus of the present invention, corresponding to the blood flow velocity of the moving speed and the object of the bed, controlling the application amount of the flow encoding gradient magnetic field. Preferably, the application amount of the flow encode gradient magnetic field is controlled so that the signal intensity of the echo signal from the bloodstream is maximized.
As a result, imaging can be performed by optimally setting the application amount of the flow encode gradient magnetic field corresponding to the moving speed of the bed and the blood flow velocity, so that the echo signal is always obtained by maximizing the signal intensity from the blood flow. It is possible to obtain a blood vessel image with good S / N.
また、本発明のMRI装置は、被検体を載置するベッドの移動を制御するベッド移動制御手段と、被検体の撮影領域を複数の領域に分割して、領域毎に前記ベッドをステップ移動させ、各領域ではベッドを停止させてフローエンコード傾斜磁場を印加して被検体からのエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、領域毎に前記エコー信号を用いて被検体の血流像を再構成する演算を行う演算処理手段とを備え、計測制御手段は、領域毎の被検体の血流の流速に対応して、該血流からのエコー信号の信号強度が最大となるように、フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御する。
Further, the MRI apparatus of the present invention divides the imaging region of the subject into a plurality of regions by step-moving the bed for each region, the bed movement control means for controlling the movement of the bed on which the subject is placed. In each region, the bed is stopped and a flow control gradient magnetic field is applied to control measurement of the echo signal from the subject, and the blood flow image of the subject is reproduced using the echo signal for each region. And an arithmetic processing means for performing the constituting operation, and the measurement control means performs a flow so that the signal intensity of the echo signal from the blood flow is maximized corresponding to the blood flow velocity of the subject for each region. Controls the amount of encoding gradient magnetic field applied .
これにより、ベッドのステップ移動計測において、血流流速に対応して、フローエンコード傾斜磁場の印加量を最適に設定して撮像できるので、常に血流からの信号強度を最大にしてエコー信号を取得することができ、S/Nの良い血管像を取得することができる。
As a result, in step movement measurement of the bed, imaging can be performed with the optimal application amount of the flow encode gradient magnetic field corresponding to the blood flow velocity, so that the echo signal is always obtained by maximizing the signal intensity from the blood flow. It is possible to acquire a blood vessel image with good S / N.
また、本発明のMRI装置は、被検体の血流速度が早い領域でのフローエンコード傾斜磁場の印加量を、血流速度が遅い領域での前記フローエンコード傾斜磁場の印加量よりも少なくする。
これにより、広範囲の領域にわたって、良好な血管像を取得することができる。
In addition, the MRI apparatus of the present invention makes the application amount of the flow encode gradient magnetic field in the region where the blood flow velocity of the subject is high smaller than the application amount of the flow encode gradient magnetic field in the region where the blood flow velocity is low .
Thereby, a favorable blood vessel image can be acquired over a wide area .
本発明によれば、ベッド移動PC-MRA計測において、ベッド移動により被検体の撮像領域が連続的に移動する状態で、ベッド移動によって発生する一定量の位相オフセット量を補償して血流像を取得することができる。また、ベッド移動速度と撮像する被検体の対象血管の血流速度とに対応して、各部位でフローエンコード量を最適にして計測することが可能となる。また、ベッドのステップ移動計測においても、撮像する被検体の対象血管の血流速度に対応して、各領域でのフローエンコード量を最適にして計測することが可能となる。これらにより、広い範囲にわたって良好な血管像を取得することができる。 According to the present invention, in bed movement PC-MRA measurement, a blood flow image is obtained by compensating for a certain amount of phase offset generated by bed movement in a state where the imaging region of the subject continuously moves due to bed movement. Can be acquired. Further, the flow encode amount can be optimized and measured at each part corresponding to the bed moving speed and the blood flow speed of the target blood vessel of the subject to be imaged. Also in the step movement measurement of the bed, it is possible to perform the measurement by optimizing the flow encode amount in each region corresponding to the blood flow velocity of the target blood vessel of the subject to be imaged. As a result, a good blood vessel image can be acquired over a wide range.
以下、本発明の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。
図1は本発明を適用したMRI装置の一実施例に関する全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、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。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiments of the invention, and the repetitive description thereof is omitted.
FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of an embodiment of an MRI apparatus to which the present invention is applied. This MRI apparatus uses a NMR phenomenon to obtain a tomographic image of a subject, and as shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, a
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手段が配置されている。 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 generating means is arranged.
傾斜磁場発生系3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GZ，GY，GX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方向にスライス方向傾斜磁場パルス(GZ)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方向傾斜磁場パルス(GY)と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス(GX)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。 The gradient magnetic field generating system 3 includes 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. By driving the gradient magnetic field power supply 10 of each coil in accordance with the above command, gradient magnetic fields G Z , G Y , and G X in the three-axis directions of X, Y, and Z are applied to the subject 1. More specifically, the slice plane gradient magnetic field pulse (G Z ) is applied in one of X, Y, and Z to set the slice plane for the subject 1, and the phase encode direction is tilted in the remaining two directions. A magnetic field pulse (G Y ) and a frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (G X ) are applied, and position information in each direction is encoded in the echo signal.
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する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画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、および受信系6に送る。さらに本発明のMRI装置では、シーケンサ4は高周波磁場パルスの出力を変化させながら計測できる手段を備える。
The sequencer 4 is a control means that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as “RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined pulse sequence, and operates under the control of the
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、RFパルスが被検体1に照射される。
The
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でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。
The receiving
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からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、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。
The
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が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に被検体1に対向して設置されている。
現在MRI装置の撮像対象核種は、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水素原子核(プロトン)である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報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2次元もしくは3次元的に撮像する。
In FIG. 1, the high-
At present, the radionuclide to be imaged by the MRI apparatus is a hydrogen nucleus (proton) which is a main constituent material of the subject as being widely used clinically. By imaging information on the spatial distribution of proton density and the spatial distribution of relaxation time in the excited state, the form or function of the human head, abdomen, limbs, etc. is imaged two-dimensionally or three-dimensionally.
次に、撮像方法を説明する。図2は公知のグラディエントエコーを用いたPC-MRA法のパルスシーケンスである。図2のRF，Gs，Gp，Gr，A/D, 及び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、サンプリング期間、及びエコー信号の軸を表し、201はRFパルス、202はスライス選択傾斜磁場パルス、203はスライスエンコード傾斜磁場パルス、204は位相エンコード傾斜磁場パルス、205は周波数エンコード傾斜磁場パルス、206はエコー信号、207は双極性パルスであるFEPである。 Next, an imaging method will be described. FIG. 2 shows a pulse sequence of the PC-MRA method using a known gradient echo. RF, G s , G p , G r , A / D, and Echo in Figure 2 represent the RF pulse, slice gradient, phase encode gradient, frequency encode gradient, sampling period, and echo signal axes, respectively. 201 is an RF pulse, 202 is a slice selective gradient pulse, 203 is a slice encode gradient pulse, 204 is a phase encode gradient pulse, 205 is a frequency encode gradient pulse, 206 is an echo signal, 207 is a bipolar pulse It is a certain FEP.
PC-MRA法による撮像では、短い繰り返し時間TR毎に、スライス選択傾斜磁場202を印加しながらRFパルス201を印加して撮像領域を選択した後に、FEP207を必要な軸に印加する。3次元計測の場合は、スライスエンコード傾斜磁場203と位相エンコード傾斜磁場204の印加量を変えて異なるスライスエンコード量及び位相エンコード量を印加し、かつ、周波数エンコード傾斜磁場205を印加しながら3軸方向の位相情報をエコー信号206に付与して検出する。この操作を(スライスエンコード数)×(位相エンコード数)×
(フローエンコード印加軸数＋1)の回数だけ繰り返し、再構成に必要な数のエコー信号を取得する。2次元計測の場合は、スライスエンコード傾斜磁場203は印加しないので、その分だけ繰り返し回数が3次元の場合よりも減る。
In imaging by the PC-MRA method, an
The number of echo signals necessary for reconstruction is acquired by repeating the number of times (number of flow encode application axes + 1). In the case of two-dimensional measurement, since the slice encode gradient
スライスエンコード数は8，16，32，64等の値が選ばれ、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。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検出される。これらのデータを2次元もしくは3次元フーリエ変換して画像を作成する。 Values such as 8, 16, 32, and 64 are selected as the number of slice encodings, and values such as 64, 128, 256, and 512 are normally selected as the number of phase encodings per image. Each echo signal is usually detected as a time-series signal composed of 128, 256, 512, and 1024 sampling data. An image is created by two-dimensional or three-dimensional Fourier transform of these data.
エコー信号を計測した後は、例えば図2に示すように3次元の場合は、スライスエンコード量及び位相エンコード量の印加量をTR間で0(ゼロ)になるように、スライスエンコード傾斜磁場203と逆極性の傾斜磁場208と、位相エンコード傾斜磁場204と逆極性の傾斜磁場209を印加する。2次元の場合は、スライスエンコード傾斜磁場203を印加しないので、逆極性の傾斜磁場208も印加しない。3次元及び2次元の何れの場合も、周波数エンコード方向には横磁化の位相を分散させるスポイラー210を周波数エンコード傾斜磁場205の後に印加する。尚、血流を撮像対象としているので、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。
After measuring the echo signal, for example, in the case of 3D as shown in FIG. 2, the slice encode gradient
ここで、FEP207の詳細を図3に基づいて説明する。図3に示す様に、FEP207は、正極性のFEP301と、その極性を反転した負極性パルス302からなる。正極性のFEP301は、振幅G、印加期間T、面積S(=GxT)の単極性パルス301-1と、その極性を反転した単極性パルス301-2を、相互に期間tiだけ離し、相互の中心を期間Tiだけ離して組み合わせた双極性パルスである。これにより、FEP印加軸方向に速度vで流れている流体の横磁化に正の位相シフトを印加することができる。具体的には、FEP印加軸方向に速度vで流れている流体の位相シフト量φf、つまりフローエンコード量は次の(1)式で表される。
Details of the
φｆ＝γ×(Ｓ×Ｔi)×v (１)
ここで、γは磁気回転数比である。(1)式から、流速vの流体に与えるフローエンコード量を制御するためには、FEP印加量(=S×Ti)、つまり、FEPを構成する一対の単極性パルスの振幅G、印加時間T、時間間隔Tiのいずれかを制御すればよく、いずれの値の変化に正比例してフローエンコード量が変化することが理解される。一般的には、振幅Gを制御することが容易である。
φf = γ × (S × Ti) × v (1)
Here, γ is the magnetic rotational speed ratio. From the equation (1), in order to control the flow encode amount given to the fluid of the flow velocity v, the FEP application amount (= S × Ti), that is, the amplitude G of the pair of unipolar pulses constituting the FEP, the application time T Any one of the time intervals Ti may be controlled, and it is understood that the flow encode amount changes in direct proportion to the change in any value. In general, it is easy to control the amplitude G.
一方、負極性のFEP302は、正極性のFEP301の極性を反転したもので、2つの単極性パルス302-1，302-2を組み合わせた双極性パルスで、これにより速度vで流れている流体の横磁化に負の位相シフトを印加することができる。具体的には、FEP印加軸方向に速度vで流れている流体の位相シフト量は、(1)式の符号を反転した量となる。 On the other hand, the negative polarity FEP302 is a reversal of the polarity of the positive polarity FEP301, and is a bipolar pulse that combines two unipolar pulses 302-1 and 302-2. A negative phase shift can be applied to the transverse magnetization. Specifically, the phase shift amount of the fluid flowing at the velocity v in the FEP application axis direction is an amount obtained by inverting the sign of the equation (1).
上記2つのFEP301，302を印加して取得された信号を複素差分して得られる信号強度I、即ちPC-MRA像における血流の信号強度は、次の(2)式で表される。
Ｉ＝２×sinφｆ×ρ (２)
ここで、ρはプロトン密度である。(1), (2)とから、この信号強度Iは血流速度に依存し、Φfが±π/2で最大となることが理解される。そのため、対象とする部位における撮像血管で推定されうる血流速度に基づいて、(2)式の信号値Iができるだけ大きくなるようにFEPのパラメータ(振幅G、印加期間T、間隔Ti)を調整して、最適なフローエンコード量を印加する。
The signal intensity I obtained by performing a complex difference on the signals acquired by applying the two FEPs 301 and 302, that is, the signal intensity of the blood flow in the PC-MRA image is expressed by the following equation (2).
I = 2 × sinφf × ρ (2)
Here, ρ is the proton density. From (1) and (2), it is understood that this signal intensity I depends on the blood flow velocity, and Φf is maximum at ± π / 2. Therefore, the FEP parameters (amplitude G, application period T, interval Ti) are adjusted so that the signal value I in equation (2) is as large as possible based on the blood flow velocity that can be estimated by the imaging blood vessel in the target region. Then, an optimum flow encoding amount is applied.
次に、3次元PC-MRA計測について説明する。上述したように、PC-MRA法は、FEPの印加によって、血流速度に応じて血液の横磁化の位相がシフトする原理を用いて血流を画像化する方法である。特に、3次元PC-MRA計測の場合には、図3に示すような正負両極性のFEPを、例えば図4に示す様な極性パターンで3軸方向に印加することで4種類の画像データを取得し、この4種類の画像データから2次元血流像を取得する。 Next, 3D PC-MRA measurement will be described. As described above, the PC-MRA method is a method of imaging blood flow using the principle that the phase of transverse magnetization of blood shifts according to the blood flow velocity by applying FEP. In particular, in the case of three-dimensional PC-MRA measurement, four types of image data are obtained by applying positive and negative FEPs as shown in Fig. 3 in the three-axis direction with a polarity pattern as shown in Fig. 4, for example. Obtain a two-dimensional blood flow image from these four types of image data.
図4に示すFEPの印加パターンでは、第1回目(1)から第3回目(3)までは、それぞれスライス方向、位相方向、及び周波数方向にのみ正極性のFEPを印加し、他の方向には負極性のFEPを印加して、それぞれ3次元画像データを取得する。そして第4回目(4)では、全ての方向に負極性のFEPを印加して3次元画像データを取得する。 In the FEP application pattern shown in FIG. 4, from the first (1) to the third (3), positive FEP is applied only in the slice direction, phase direction, and frequency direction, respectively, in the other direction. Applies 3D image data by applying negative FEP. In the fourth time (4), three-dimensional image data is acquired by applying a negative FEP in all directions.
第4回目(4)のパターンで取得された画像データは、リファレンス画像データとし、それ以外の第1回目(1)から第3回目(3)のパターンで取得された画像データとの複素差分がそれぞれ行われる。これら3つの複素差分画像には、スライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向の血流がそれぞれ描出される。その後、3つの複素差分画像、つまり各軸の血流画像を加算して3次元合成画像を作成する。最後に、この3次元合成画像の絶対値画像を所望の方向に投影する投影処理を施すことによって所望の2次元血管像を取得する。 The image data acquired with the pattern of the fourth (4) is the reference image data, and the complex difference with the image data acquired with the other patterns of the first (1) to the third (3) Each done. In these three complex difference images, blood flows in the slice direction, the phase encoding direction, and the frequency encoding direction are respectively depicted. Thereafter, three complex difference images, that is, blood flow images of the respective axes are added to create a three-dimensional composite image. Finally, a desired two-dimensional blood vessel image is obtained by performing a projection process for projecting the absolute value image of the three-dimensional composite image in a desired direction.
また、第4回目(4)のパターンで取得されたリファレンス画像データの位相画像とそれ以外のパターンで取得された画像データの位相画像との位相差分を行うと、各軸方向に流れる流速像を取得でき、これにより、所望の位置の流速値も測定できる。 In addition, when the phase difference between the phase image of the reference image data acquired in the pattern of the fourth (4) and the phase image of the image data acquired in other patterns is performed, the flow velocity image flowing in each axial direction is obtained. Can be obtained, and the flow velocity value at a desired position can also be measured.
次にベッド移動計測について説明する。ベッド移動計測には、主に次の2つの方法がある。一つは、広範囲の撮影領域を複数の小領域(以下、「ステーション」と表記する)に分割して、ベッドをステーション毎にステップ的に移動させて、各ステーションを撮像する方法である。この方法はベッドをステップ的に移動させるため、ステーション間の画像には継ぎ目が生じる。しかし、計測中はベッドを停止して撮像するので、比較的安定な撮像が可能であり、基本的に特殊な補正処理も不要である(以下、本方法を「ステップ移動方式」と表記する)。 Next, bed movement measurement will be described. There are two main methods for measuring bed movement. One is a method of imaging each station by dividing a wide imaging area into a plurality of small areas (hereinafter referred to as “stations”) and moving the bed step by step for each station. Since this method moves the bed stepwise, there is a seam in the images between the stations. However, because the bed is stopped during imaging, relatively stable imaging is possible and basically no special correction processing is required (hereinafter this method is referred to as `` step movement method '') .
他の一つは、ベッドを連続移動させながら広範囲の撮影領域を撮影する手法である。この方法では、継ぎ目のない広範囲の画像が得られる。しかし、撮影中にベッドが動いているため、収集データに対して様々な補正処理が必要となる(以下、本方法を「連続移動方式」と表記する)。
尚、本発明は上記2つのベッド移動方式のどちらを用いてもよい。
The other is a technique for photographing a wide range of photographing area while continuously moving the bed. With this method, a wide range of seamless images can be obtained. However, since the bed is moving during photographing, various correction processes are required for the collected data (hereinafter, this method is referred to as “continuous movement method”).
In the present invention, either of the above two bed moving methods may be used.
以上のPC-MRA計測の説明を踏まえて、本発明によるベッド移動PC-MRA計測の一実施形態を図5〜図10に基づいて説明する。
図5は本実施形態の処理フローであり、この図5に基づいて本実施形態の処理フローを以下に説明する。
Based on the above description of PC-MRA measurement, an embodiment of bed movement PC-MRA measurement according to the present invention will be described with reference to FIGS.
FIG. 5 is a processing flow of the present embodiment, and the processing flow of the present embodiment will be described below based on FIG.
ステップ500で、被検体の撮像位置の初期設定を行う。つまり、被検体を静磁場発生系内の計測空間に配置し、被検体及びベッドを最初のポジションに設定する。例えば、被検体の頭部から脚部に向かって撮像する場合は、ベッドを移動して最初に頭部を磁場中心に合わせるようにして被検体を設定する。逆に、脚部から頭部に向かって撮像する場合は、ベッドを移動して最初に脚部を磁場中心に合わせるようにして被検体を設定する。
In
ステップ501で、ベッド移動撮像を行う。このステップ501の詳細処理フローを図6に示す。
ステップ501-1で、ベッド移動速度と撮像領域の血流速度とに対応して、FEP印加量の設定を行う。
ここで、本発明のベッド移動PC-MRA計測におけるFEP印加量の設定方法について、図9に基づいて説明する。
In
In step 501-1, the FEP application amount is set according to the bed moving speed and the blood flow velocity in the imaging region.
Here, a setting method of the FEP application amount in the bed movement PC-MRA measurement of the present invention will be described based on FIG.
本発明のFEP印加量の設定の第1の方法は、撮像領域の血流の血流速度範囲に応じて、対象血管の信号強度が高信号となるようにFEP印加量を撮影領域毎に制御してエコー信号を取得する。そのためには、(2)式で示した様にフローエンコード量Φfが±π/2で信号強度Iが最大となるので、フローエンコード量Φfが±π/2となるように、撮像領域の血管の血流速度範囲に応じてFEP印加量を制御する。つまり、血流速度の早い撮影領域ではFEP印加量を少なくし、血流速度の遅い撮影領域ではFEP印加量を多くする。FEP印加量の制御は、例えば、それを構成する単極性パルスの振幅Gで制御する場合は、血流速度の早い撮像領域では振幅Gを小さくし、血流速度の遅い撮像領域では振幅Gを大きくする。ただし、FEP印加量を制御するためには、振幅Gの他に、印加時間T又は時間間隔Tiを制御してもよい。 According to the first method of setting the FEP application amount of the present invention, the FEP application amount is controlled for each imaging region so that the signal intensity of the target blood vessel becomes a high signal according to the blood flow velocity range of the blood flow in the imaging region. To obtain an echo signal. For this purpose, the flow encode amount Φf is ± π / 2 and the signal intensity I is maximized as shown in the equation (2), so that the blood vessel in the imaging region is set so that the flow encode amount Φf is ± π / 2. The FEP application amount is controlled according to the blood flow velocity range. That is, the FEP application amount is decreased in the imaging region where the blood flow velocity is fast, and the FEP application amount is increased in the imaging region where the blood flow velocity is slow. For example, when the FEP application amount is controlled by the amplitude G of the unipolar pulse that composes the FEP application amount, the amplitude G is decreased in the imaging region where the blood flow velocity is fast, and the amplitude G is decreased in the imaging region where the blood flow velocity is slow. Enlarge. However, in order to control the FEP application amount, in addition to the amplitude G, the application time T or the time interval Ti may be controlled.
ステップ移動方式のベッド移動であれば、ステーション毎にそのステーションにおける撮像領域の血流の血流速度範囲に対応して、上記の様なFEP印加量制御を行う。連続移動方式のベッド移動であれば、ベッド移動速度と撮像領域の血流の血流速度範囲とを考慮して、本来の血流速度範囲にベッド移動速度をプラスしてシフトさせた血流速度範囲に対応して、上記の様なFEP印加量制御を行う。 In the case of step movement type bed movement, the FEP application amount control as described above is performed for each station in accordance with the blood flow velocity range of the blood flow in the imaging region at that station. In the case of continuous bed movement, the blood flow velocity is shifted by adding the bed movement velocity to the original blood flow velocity range in consideration of the bed movement velocity and the blood flow velocity range in the imaging area. The FEP application amount control as described above is performed in accordance with the range.
図9(a)にFEP印加量制御の第1の方法の一例を示す。この例は、全体の撮像領域を頭頚部、胸腹部、及び下肢部から成る3つの領域(ステーション)に分割して、ステーション毎にFEP印加量を制御する方法の一例である。生体の循環器システムでは、一般的に、心臓から離れるにつれて血流速度は遅くなるので、図9(a)に示す例では、ステーション毎のFEP印加量を、胸腹部(対象速度〜150cm/s程度)＜頭頚部(〜60cm/s程度)〜＜下肢部(対象速度〜30cm/s程度)となるように制御する。その結果、フローエンコード量が全ての撮影領域において略一定(つまり、±π/2)となるので、血流部からの信号強度は、上図に示す様に、略一定の大きな値となる。ただし、ステーション毎にその最大血流速度でフローエンコード量Φfが±π/2となるようにFEP印加量を設定した場合に、胸腹部では下肢部に近い方が信号強度が若干小さくなり、下肢部では胸腹部に近い方が信号強度が若干大きくなり、頭頚部では胸腹部に近い方が信号強度が若干大きくなる。 FIG. 9 (a) shows an example of a first method of FEP application amount control. In this example, the entire imaging region is divided into three regions (stations) including the head and neck, the thoracoabdominal region, and the lower limbs, and the FEP application amount is controlled for each station. In a living body circulatory system, the blood flow velocity generally decreases as the distance from the heart increases.Therefore, in the example shown in FIG.9 (a), the FEP application amount for each station is set to the thoracoabdominal region (target velocity ~ 150 cm / s Degree) <head and neck (about 60 cm / s) to <lower leg (target speed about 30 cm / s). As a result, the flow encoding amount is substantially constant (that is, ± π / 2) in all imaging regions, and the signal intensity from the blood flow portion is a substantially constant large value as shown in the above diagram. However, when the FEP application amount is set so that the flow encode amount Φf is ± π / 2 at the maximum blood flow velocity for each station, the signal strength is slightly lower in the chest and abdomen near the lower limbs, and the lower limbs In the region, the signal strength is slightly higher near the chest and abdomen, and in the head and neck region, the signal strength is slightly increased when near the chest and abdomen.
また図9(b)にFEP印加量制御の第2の方法の一例を示す。この例は、フローエンコード量が全ての撮影領域において略一定となるように、撮像領域に連動して連続的にFEP印加量を制御する一例である。一般的に、心臓から離れるにつれて血流速度は遅くなるので、この例では、心臓の位置を中心として、頭頚部に向かうに従ってFEP印加量を増加する。同様に、下肢部の向かうに従ってFEP印加量を増加する。その結果、フローエンコード量が全ての撮像領域において略一定(つまり、±π/2)となるので、血流部からの信号強度は、上図に示す様に、略一定の大きな値となる。
尚、上記第1及び第2の例のいずれにおいても、予めに本計測前に各領域の血流速度を測定しておき、その測定値からFEP印加量を決定してもよい。
FIG. 9 (b) shows an example of the second method of FEP application amount control. This example is an example in which the FEP application amount is continuously controlled in conjunction with the imaging region so that the flow encoding amount is substantially constant in all imaging regions. In general, since the blood flow velocity decreases with distance from the heart, in this example, the FEP application amount is increased toward the head and neck with the position of the heart as the center. Similarly, the FEP application amount is increased as the lower limbs are moved. As a result, since the flow encode amount is substantially constant (that is, ± π / 2) in all imaging regions, the signal intensity from the blood flow portion is a substantially constant large value as shown in the above diagram.
In both the first and second examples, the blood flow velocity in each region may be measured in advance before the main measurement, and the FEP application amount may be determined from the measured value.
ステップ501-2で、撮像領域でPC-MRA計測を行う。
撮像シーケンスについては、図2に示したようなFEPを有するフェーズコントラストシーケンスを用いて、図4に示すFEPの印加パターンで4回の3次元計測を行う。
なお、ステップ移動方式のベッド移動であればベッドを静止させて撮像シーケンスが実行され、連続移動方式のベッド移動であればベッド移動と連動して撮像シーケンスが実行される。
In step 501-2, PC-MRA measurement is performed in the imaging region.
As for the imaging sequence, three-dimensional measurement is performed four times with the FEP application pattern shown in FIG. 4 using a phase contrast sequence having FEP as shown in FIG.
Note that if the bed movement is a step movement type, the bed is stopped and the imaging sequence is executed. If the bed movement is a continuous movement type, the imaging sequence is executed in conjunction with the bed movement.
ステップ501-3で、ベッド移動を行う。ステップ移動方式のベッド移動であればベッドを静止させて撮像シーケンスが実行され、そのステーションの撮像後にベッドを次のステーションに移動する。一方、連続移動方式であればベッド移動と連動してステップ501-2の撮像シーケンスが実行されるが、図6では便宜的にステップ501-2とステップを分けて記載している。 In step 501-3, the bed is moved. In the case of step movement type bed movement, the bed is stopped and the imaging sequence is executed, and after the imaging of the station, the bed is moved to the next station. On the other hand, in the case of the continuous movement method, the imaging sequence in step 501-2 is executed in conjunction with the bed movement, but in FIG. 6, for convenience, step 501-2 and the steps are described separately.
ステップ501-4で、ベッドが終了位置に到達したか否かを判断し、到達していればベッド移動撮像を終了し、到達していなければステップ501-1に移行する。 In step 501-4, it is determined whether or not the bed has reached the end position. If the bed has been reached, the bed moving imaging is terminated. If not, the flow proceeds to step 501-1.
ステップ502で、上記ステップ501で計測した計測データをフーリエ変換して、4つの3次元画像データを取得する。
In
ステップ503で、ベッド移動による位相オフセット量の補償処理を行う。このステップ503の詳細処理フローを図7に示す。
In
ステップ503-1で、FEP印加によってベッド移動による静止組織及び血流の横磁化に発生する位相オフセット量を算出する。ここで、この位相オフセット量について図10に基づいて説明する。 In Step 503-1, the amount of phase offset generated in the transverse magnetization of the stationary tissue and blood flow due to bed movement by applying FEP is calculated. Here, the phase offset amount will be described with reference to FIG.
ベッド移動方式には、上述したように、主に2つの方式があり、ステップ移動方式ではFEP印加時にベッドは停止しているため、ベッド移動による位相オフセット量は生じない。これを、図10(a)に示す磁化ベクトル図を用いて説明する。図10(a)は、FEP印加時にベッドが停止している場合における静止組織の磁化ベクトルS＾と血流の磁化ベクトルF＾を示したものである。 As described above, there are mainly two types of bed moving methods. In the step moving method, the bed is stopped when FEP is applied, and therefore no phase offset amount due to bed movement occurs. This will be described with reference to the magnetization vector diagram shown in FIG. FIG. 10 (a) shows the magnetization vector S ^ of the stationary tissue and the magnetization vector F ^ of the blood flow when the bed is stopped when FEP is applied.
まず、図3に示す正極性FEP301を印加すると、ベッドは停止しているため、静止組織の磁化ベクトルS＾+の位相変化はないが(Φ=0)、血流の磁化ベクトルF＾+は血流速度に応じた位相Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA＾+となる。次に、図3に示す負極性FEP302を印加すると、ベッドは停止しているので、静止組織の磁化ベクトルS＾-(=S＾+)の位相変化は生じず、血流の磁化ベクトルF＾-は血流速度に応じた位相-Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA＾-となる。次に、血流の信号強度を決める2つの合成ベクトルの差分ベクトル1001を求めると、静止磁化は除去されて、
Ａ＾+−Ａ＾-＝ Ｆ＾+−Ｆ- (３)
となり、血流のみからの信号強度となる。従って、ステップ移動方式においては、ベッド移動による位相オフセット量の補償は必要ない。
First, when the positive FEP301 shown in FIG. 3 is applied, since the bed is stopped, there is no phase change of the magnetization vector S ^ + of the stationary tissue (Φ = 0), but the magnetization vector F ^ + of the blood flow is A phase Φf corresponding to the blood flow velocity is generated, and the combined vector of both vectors is A ^ + . Next, when the negative polarity FEP302 shown in FIG. 3 is applied, since the bed is stopped, the phase change of the magnetization vector S ^ - (= S ^ + ) of the stationary tissue does not occur, and the magnetization vector F ^ of the blood flow - occurs phase -Φf corresponding to the blood flow velocity, the composite vector of the two vectors is a ^ - become. Next, when obtaining the
A ^ + -A ^ - = F ^ + -F - (3)
Thus, the signal intensity from only the blood flow is obtained. Therefore, in the step movement method, it is not necessary to compensate for the phase offset amount due to bed movement.
一方、連続移動方式では、ベッドを移動しながら計測するため、FEP印加時にベッドが移動していることになる。そのため、ベッド移動方向についてはベッド移動速度に基づいた位相オフセット量が静止組織と血流の両方の横磁化に生じる。これを、図10(b)に示す磁化のベクトル図で説明する。図10(b)は、ベッド移動方向と血流方向が同方向の場合のベクトル図である。まず、図3に示す正極性FEP301を印加すると、ベッドが移動しているため、静止組織の磁化ベクトルS＾+にも、ベッド移動速度に基づいた一定量の位相変化(Φoffset)が生じる。ここで、ステップ507で取得したベッド移動速度をVb、ベッド移動方向に図3に示すFEPが印加されているとすると、位相オフセット量Φoffsetは(1)式に基づいて
Φoffset＝γ×(Ｓ×Ｔi)×Ｖｂ (４)
となり、ベッド移動による位相オフセット量はベッド移動速度Vbに基づいて一意に定まる。また、血流の磁化ベクトルは静止組織の磁化ベクトルS＾+に対して、さらに位相量Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA＾+となる。次に、図3に示す負極性FEP302を印加すると、同様に静止組織の磁化ベクトルS＾-は−Φoffsetが生じ、血流の磁化ベクトルは静止組織の磁化ベクトルS＾-に対して、さらに位相量-Φfが生じ、両ベクトルの合成ベクトルはA＾-となる。次に、血流の信号強度を決める2つの合成ベクトルの差分ベクトル1002を求めると、
Ａ＾+−Ａ＾-＝(Ｆ＾+−Ｆ＾-)＋(Ｓ＾+−Ｓ＾-)
＝(血流の合成ベクトル)＋(ベッド移動によるオフセット) (５)
となり、血流のみからの信号強度とならない。
On the other hand, in the continuous movement method, since the measurement is performed while moving the bed, the bed is moving when FEP is applied. Therefore, in the bed moving direction, a phase offset amount based on the bed moving speed is generated in the transverse magnetization of both stationary tissue and blood flow. This will be described with reference to the magnetization vector diagram shown in FIG. FIG. 10 (b) is a vector diagram when the bed moving direction and the blood flow direction are the same direction. First, when the positive FEP 301 shown in FIG. 3 is applied, since the bed is moving, a certain amount of phase change (Φ offset ) based on the bed moving speed also occurs in the magnetization vector S ^ + of the stationary tissue. Here, assuming that the bed moving speed acquired in
Thus, the amount of phase offset due to bed movement is uniquely determined based on the bed movement speed Vb. Further, the magnetization vector of the blood flow further has a phase amount Φf with respect to the magnetization vector S + of the stationary tissue, and the combined vector of both vectors is A + . Next, when the negative polarity FEP 302 shown in FIG. 3 is applied, the magnetization vector S − − of the stationary tissue similarly generates −Φ offset , and the magnetization vector of the blood flow further increases with respect to the magnetization vector S − − of the stationary tissue. The phase amount -Φf is generated, and the combined vector of both vectors is A ^ - . Next, when obtaining a
A ^ + -A ^ - = (F ^ + -F ^ - ) + (S ^ + -S ^ - )
= (Blood flow vector) + (Offset by bed movement) (5)
Thus, the signal intensity from the blood flow alone is not obtained.
尚、ベッド移動方向と血流方向が逆方向の場合のベクトル図は図10(c)で、この場合も、合成ベクトルの差分ベクトル1003を求めると、
Ａ＾+−Ａ＾-＝(Ｆ＾+−Ｆ＾-)−(Ｓ＾+−Ｓ＾-)
＝(血流の合成ベクトル)−(ベッド移動によるオフセット) (６)
となり、図10(b)の場合と同様に血流のみからの信号強度とならない。従って、連続移動方式においては、(4)式に示したベッド移動による位相オフセット量Φoffsetを補償する必要がある。
In addition, the vector diagram in the case where the bed moving direction and the blood flow direction are opposite directions is shown in FIG.10 (c).
A ^ + -A ^ - = (F ^ + -F ^ - )-(S ^ + -S ^ - )
= (Composition vector of blood flow)-(Offset by bed movement) (6)
Thus, as in the case of FIG. 10 (b), the signal intensity from the blood flow alone is not obtained. Therefore, in the continuous movement method, it is necessary to compensate for the phase offset amount Φ offset due to the bed movement shown in the equation (4).
ここで、留意すべきことは、上記位相オフセットはベッド移動方向にのみ発生するということである。従って、(4)式の位相オフセット量Φoffsetを求める際には、FEP印加方向のベッド移動速度成分を用いる必要がある。例えば、ベッド移動方向とFEP印加方向とが同じ方向である場合には、ベッド移動速度は(4)式に示す通りVbとなるが、ベッド移動方向とFEP印加方向とが角度θを成す場合には、ベッド移動速度としてVb・cosθを用いる必要がある。 Here, it should be noted that the phase offset occurs only in the bed moving direction. Therefore, when obtaining the phase offset amount Φ offset of the equation (4), it is necessary to use the bed moving speed component in the FEP application direction. For example, when the bed movement direction and the FEP application direction are the same direction, the bed movement speed is Vb as shown in equation (4), but when the bed movement direction and the FEP application direction form an angle θ. Needs to use Vb · cos θ as the bed moving speed.
また、FEPが複数の方向に同時に印加される場合には、印加方向毎のベッド移動速度を求め、その方向毎に位相オフセット量を求めて、方向毎の位相オフセット量を加算した値が全体の位相オフセット量となる。 In addition, when FEP is applied simultaneously in multiple directions, the bed movement speed for each application direction is obtained, the phase offset amount is obtained for each direction, and the value obtained by adding the phase offset amount for each direction is the entire value. This is the amount of phase offset.
ステップ503-2で、ステップ502で取得した各3次元画像データに対して、ステップ503-1で求めた位相オフセット量±Φoffsetを補償するために、画像データの位相から位相オフセット量を減算する。
In step 503-2, the phase offset amount is subtracted from the phase of the image data in order to compensate the phase offset amount ± Φ offset obtained in step 503-1 for each three-dimensional image data acquired in
正極性FEP301を印加して取得された画像データから位相オフセット量+Φoffsetを減算するためには、その画像データD+に対して-Φoffsetの位相回転を与える複素演算を行う。つまり、
Ｄ+×exp (−Φoffset・i ) (７)
の演算を行う。ここでiは虚数単位である。或いは、画像データD+の位相画像Φ+から(+Φoffset)を減算した位相画像(Φ+-Φoffset) を求め、画像データD+の絶対値画像|D+|に掛ける。即ち
|Ｄ+|×exp[(Φ+−Φoffset)・i] (８)
の演算を行っても良い。
In order to subtract the phase offset amount + Φ offset from the image data acquired by applying the positive FEP 301, a complex operation is performed that gives a phase rotation of −Φ offset to the image data D +. That means
D + × exp (−Φ offset · i) (7)
Perform the operation. Here, i is an imaginary unit. Alternatively, the image data D + phase images [Phi from + (+ Φ offset) obtains a phase image (Φ + -Φ offset) obtained by subtracting the image data D + absolute value image | D + | Multiply. That is
| D + | × exp [(Φ + −Φ offset ) ・ i] (8)
May be performed.
また、負極性FEP302を印加して取得された画像データD-から位相オフセット量(-Φoffset)を減算するためには、上記正極性FEP301の場合と同様にして、
Ｄ-×exp(＋Φoffset・i) (９)
または、
|Ｄ-|×exp[(Φ-＋Φoffset)・i] (１０)
の演算を行う。ここで、Φ-は画像データD-の位相画像である。
The negative polarity FEP302 image data D obtained by applying a - to subtract the phase offset amount (- [Phi] offset) from, as in the case of the positive polarity FEP301,
D - × exp (+ Φ offset · i) (9)
Or
| D - | × exp [( Φ - + Φ offset) · i] (10)
Perform the operation. Here, Φ − is a phase image of the image data D − .
ステップ504で、位相オフセット補償された4つの3次元画像データを合成して一つの3次元血管像を作成する。このステップ504の詳細処理フローを図8に示す。
ステップ504-1で、スライス方向の血流画像を作成する。そのためには、図4に示した第1回目(1)のパターンでFEPを印加して取得した画像データと、第4回目(4)のパターンでFEPを印加して取得したリファレンス画像データとの複素差分を行う。
ステップ504-2で、位相エンコード方向の血流画像を作成する。そのためには、図4に示した第2回目(2)のパターンでFEPを印加して取得した画像データと、第4回目(4)のパターンでFEPを印加して取得したリファレンス画像データとの複素差分を行う。
In
In step 504-1, a blood flow image in the slice direction is created. To that end, image data acquired by applying FEP in the first (1) pattern shown in FIG. 4 and reference image data acquired by applying FEP in the fourth (4) pattern. Perform complex difference.
In step 504-2, a blood flow image in the phase encoding direction is created. To that end, image data acquired by applying FEP in the second (2) pattern shown in FIG. 4 and reference image data acquired by applying FEP in the fourth (4) pattern. Perform complex difference.
ステップ504-3で、周波数エンコード方向の血流画像を作成する。そのためには、図4に示した第3回目(3)のパターンでFEPを印加して取得した画像データと、第4回目(4)のパターンでFEPを印加して取得したリファレンス画像データとの複素差分を行う。
ステップ504-4で、スライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向の各血流画像データを複素加算して、一つの3次元合成画像を取得する。この合成画像には、3軸方向の血流が合成されて立体的な血流が描出される。
In step 504-3, a blood flow image in the frequency encoding direction is created. To that end, the image data acquired by applying FEP in the third (3) pattern shown in FIG. 4 and the reference image data acquired by applying FEP in the fourth (4) pattern. Perform complex difference.
In step 504-4, the blood flow image data in the slice direction, the phase encoding direction, and the frequency encoding direction are complex-added to obtain one three-dimensional synthesized image. In this synthesized image, three-dimensional blood flow is synthesized and a three-dimensional blood flow is depicted.
ステップ505で、ステップ504で求めた3次元複素合成画像から3次元絶対値画像を求める。
ステップ506で、ステップ505で求めた3次元絶対値画像を所望の方向に投影処理して、2次元血流像を取得する。投影処理は、例えば、公知のMIP(Maximum Intensity Projection)法を用いることができる。
In
In
以上説明したように、本発明のMRI装置によれば、ベッド移動PC-MRA計測において、ベッド移動によって発生する一定量の位相オフセット量を補償することができる。また、ベッド移動を考慮して撮像領域の対象血管の血流速度に対応して、フローエンコード量を最適に設定することができる。これらにより、広い領域にわたって良好な血管像の取得することができるようになる。 As described above, according to the MRI apparatus of the present invention, it is possible to compensate for a certain amount of phase offset generated by bed movement in bed movement PC-MRA measurement. In addition, the flow encoding amount can be optimally set in accordance with the blood flow velocity of the target blood vessel in the imaging region in consideration of bed movement. As a result, a good blood vessel image can be acquired over a wide area.
以上までが、本発明のMRI装置の実施形態の説明である。しかし、本発明は、以上の実施形態の説明で開示された内容にとどまらず、本発明の趣旨を踏まえた上で他の形態を取り得る。例えば、上記実施形態の説明では、3次元パルスシーケンスを用いて3次元画像データを取得した後に投影処理して2次元血流像を取得する例を説明したが、厚いスライスを直接2次元パルスシーケンスを用いて撮像して2次元血管像を取得しても良い。この場合には投影処理は不要になる。 The above is description of embodiment of the MRI apparatus of this invention. However, the present invention is not limited to the contents disclosed in the above description of the embodiments, and can take other forms based on the gist of the present invention. For example, in the description of the above embodiment, an example has been described in which a two-dimensional blood flow image is acquired by performing projection processing after acquiring three-dimensional image data using a three-dimensional pulse sequence. A two-dimensional blood vessel image may be acquired by imaging using In this case, projection processing is unnecessary.
また、パルスシーケンスとして図2に示す様なグラディエントエコー法を用いた例を説明したが、これに限らずスピンエコー法を用いても良い。また、FEPを構成する単極性パルスの波形も図3に示すような矩形状でなく、他の波形でも良く、例えばサイン波状、半円状、半楕円状のいずれでも良い。 Further, although an example using the gradient echo method as shown in FIG. 2 as the pulse sequence has been described, the present invention is not limited to this, and a spin echo method may be used. Further, the waveform of the unipolar pulse constituting the FEP is not a rectangular shape as shown in FIG. 3, but may be another waveform, for example, a sine wave shape, a semicircular shape, or a semielliptical shape.
１…被検体、２…磁場発生装置、３…磁場勾配発生系、４…送信系、５…受信系、６…信号処理系、７…シーケンサ、８…CPU、９…傾斜磁場コイル、１０…傾斜磁場電源、１４ａ…送信側の高周波コイル、１４ｂ…受信側の高周波コイル DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... Magnetic field generator, 3 ... Magnetic field gradient generation system, 4 ... Transmission system, 5 ... Reception system, 6 ... Signal processing system, 7 ... Sequencer, 8 ... CPU, 9 ... Gradient magnetic field coil, 10 ... Gradient magnetic field power source, 14a ... high frequency coil on transmission side, 14b ... high frequency coil on reception side
Claims (5)
前記計測制御手段は、前記ベッドの移動速度と前記被検体の血流速度とに対応して、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御し、
前記演算処理手段は、前記ベッドの移動によって前記エコー信号に発生する位相オフセットを除去して前記血管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。 Bed movement control means for controlling movement of the bed on which the subject is placed, measurement control means for controlling the measurement of echo signals from the subject by applying a flow encode gradient magnetic field while moving the bed, and In a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an arithmetic processing unit that performs an operation to reconstruct a blood flow image of the subject using an echo signal;
The measurement control means controls the application amount of the flow encode gradient magnetic field corresponding to the moving speed of the bed and the blood flow speed of the subject.
The magnetic resonance imaging apparatus, wherein the arithmetic processing unit acquires the blood vessel image by removing a phase offset generated in the echo signal due to the movement of the bed.
前記計測制御手段は、前記ベッドの移動速度と前記被検体の血流速度とに対応して、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 Bed movement control means for controlling movement of the bed on which the subject is placed, measurement control means for controlling the measurement of echo signals from the subject by applying a flow encode gradient magnetic field while moving the bed, and In a magnetic resonance imaging apparatus comprising: an arithmetic processing unit that performs an operation to reconstruct a blood flow image of the subject using an echo signal;
Wherein the measurement control unit, the moving speed of the bed in response to the blood flow velocity of the object, before Symbol magnetic resonance imaging apparatus characterized by controlling the application amount of the flow encoding gradient magnetic field.
前記計測制御手段は、前記血流からのエコー信号の信号強度が最大となるように、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1 or 2,
Wherein the measurement control means, so that the signal intensity of the echo signal from the blood flow is maximum, the magnetic resonance imaging apparatus characterized by controlling the application amount of the flow encode gradient magnetic field.
前記計測制御手段は、前記被検体の血流速度が早い領域での前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を、血流速度が遅い領域での前記フローエンコード傾斜磁場の印加量よりも少なくすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The magnetic resonance imaging imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3 ,
The measurement control means reduces the application amount of the flow encode gradient magnetic field in a region where the blood flow velocity of the subject is high compared to the application amount of the flow encode gradient magnetic field in a region where the blood flow velocity is low. A magnetic resonance imaging apparatus.
前記計測制御手段は、前記フローエンコード傾斜磁場の印加量を異ならせてエコー信号を計測し、
前記演算処理手段は、前記前記フローエンコード傾斜磁場の印加量の異なるエコー信号からそれぞれ画像を再構成すると共に、これらの画像を用いて前記被検体の血流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。 The magnetic resonance imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4 ,
The measurement control means measures the echo signal by varying the application amount of the flow encode gradient magnetic field,
The arithmetic processing means reconstructs images from echo signals having different application amounts of the flow encode gradient magnetic field, and acquires a blood flow image of the subject using these images. Resonance imaging device.
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