JP2003070766A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
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Abstract
スの所望のパラメータの値を、そのスキャンに先だって
最適化させる。 【解決手段】被検体のMR画像を得るためのイメージン
グスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置であ
る。被検体の同一部位に対して複数回のデータ収集が与
えられる準備スキャンを、イメージングスキャンで用い
るパルスシーケンスの所望パラメータの量(例えば読出
し方向の読出し傾斜磁場パルスROの時間的な前後に付
加するディフェーズパルスDPの強度)を収集毎に変え
ながら実行する準備スキャン実行手段を備える。この準
備スキャンで収集した複数の画像のうち、所望の画像を
指定することで、所望パラメータの最適な量が求められ
る。
Description
づいて被検体の内部を画像化する磁気共鳴イメージング
(MRI)装置に関し、とくに、イメージングスキャン
に用いるパルスシーケンスの所望のパラメータを最適化
させるための準備スキャンを通して、より高精細な非造
影アンギオグラフィを実施できる磁気共鳴イメージング
装置に関する。
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。
昨今注目されている撮像法の一つに、非造影アンギオグ
ラフィがある。つまり、被検体に造影剤を投与すること
なく、被検体内の血管像や血流の情報を得る撮像法であ
る。この非造影アンギオグラフィを行う場合、得られる
情報量の多さの観点からは、3次元のイメージングスキ
ャンが好まれる。
オグラフィを実施する場合、イメージングスキャンは、
被検体のMR画像の質に影響するパルスシーケンスのパ
ラメータは必ずしも最適とは言えない状態で実行される
ことが多々ある。
(flow void)現象を抑えるディフェーズパル
スが挙げられる。血流が流れることによりフローボイド
(flow void)現象が発生すると、収集するエ
コー信号の強度が低下するなどの不都合が生じることか
ら、このフローボイドの程度は事前に把握して、フロー
ボイドを考慮した撮像条件を個々の被検体毎に設定する
ことが好ましい。
下肢の血管を撮像する場合、血管の流速は、個人差に拠
る違いがあることは勿論のこと、健常者と患者との間だ
けでも相当の違いある。また、同一被検体の下肢であっ
ても、スキャンする部位が違えば血流速度は異なる。
いるパルスシーケンスの各種のパラメータの撮像前の適
正化については、従来、殆ど研究されていないのが実情
である。このため、オペレータが3次元のイメージング
スキャン前に被検体内部まで見通して所望読出し方向に
おけるフローボイドの程度を正確に知ることは困難であ
った。そこで、オペレータは経験に基づいて又は現場で
思考錯誤的に、かかるフローボイドの程度を推定し、こ
れを撮像条件に反映させることしかできなかった。トラ
イアルのスキャンを行ってフローボイドの程度を推定す
ることはできるが、その場合、1人の患者に要するトー
タルの撮像時間が長くなって、患者スループットが低下
する。また、患者のSARが大きくなる多い。
イメージングスキャンで用いるパルスシーケンスのパラ
メータは、上述のフローボイド値に限られず、実効エコ
ー時間TEeff、流れの補償(flow compe
nsation)、反転回復(IR)時間、エコー間隔
ETS(echo train spacing)、脂
肪抑制パルスのフリップ角、脂肪抑制パルス印加後の反
転時間TI、MTパルスのフリップ角度、リフォーカス
パルスのフリップ角度などがある。
心電同期法の基づくイメージングスキャンを行う際、事
前に、最適な心電同期タイミングを測定するスキャンを
行う手法が提案されている。しかしながら、この公報記
載の手法は心電同期タイミングを考慮するものであり、
その他のスキャンパラメータを広範囲に考慮するという
視点に欠けていた。
になされたもので、撮像前に、イメージングスキャン
(撮像)で用いるパルスシーケンスの所望のパラメータ
を反映したエコー情報を収集して、この収集情報からそ
のパラメータのイメージングスキャンにおける最適値を
確実に知ることができるようにした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。
め、本発明の磁気共鳴イメージング装置は、その第1の
態様によれば、被検体のMR画像を得るためのイメージ
ングスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置であ
り、前記被検体の同一部位に対して複数回のデータ収集
が与えられる準備スキャンを、前記イメージングスキャ
ンで用いるパルスシーケンスの所望パラメータの量を前
記収集毎に変えながら実行する準備スキャン実行手段を
備えたことを特徴とする。
れたデータに基づいて前記複数回のデータ収集に対応し
た複数の画像を作成する画像作成手段と、この作成され
た複数の画像を表示する表示手段とを備える。この表示
手段により表示された前記複数の画像をオペレータが観
察し、この複数の画像の中から所望の画像をオペレータ
が選択することで、この選択された画像に対応する前記
パラメータの量を指定する。
段は、前記画像作成手段により作成される画像のマトリ
クスが前記イメージングスキャンを介して得られるMR
画像よりも粗いマトリクスとなるように前記準備スキャ
ンを実行する。例えば、前記準備スキャンは2次元スキ
ャンであり、前記イメージングスキャンは3次元スキャ
ンである。
ャンが継続する期間の間の息止めを前記被検体に指令す
る息止め指令手段を更に備える。
記準備スキャンを前記イメージングスキャンに先立って
行う。
内の流体のフローボイド現象の最適化を図るパルスの強
度、前記被検体内のスピンの挙動に関する実効TEef
f時間、前記流体の流れに拠るスピン移動を補償するパ
ルスの強度、前記スピンの反転時間、前記被検体から収
集されるエコー信号のエコー間隔、前記被検体内に存在
する脂肪から信号収集を抑制するために印加する脂肪抑
制パルスのフリップ角、前記脂肪抑制パルス印加後の反
転時間、前記スピンの挙動に関連して発生するMT効果
を起こさせるMTパルスの強度、及び、前記MT効果を
低減させるリフォーカスパルスのフリップ角のうちの少
なくとも1つを表わす情報である。
ャン(撮像)で用いるパルスシーケンスの所望のパラメ
ータを反映したエコー情報を収集して、この収集情報か
らそのパラメータのイメージングスキャンにおける最適
値を確実に知ることができる。
を、添付図面を参照して説明する。
2に基づき説明する。
グ装置の概略構成を図1に示す。
としての患者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、RF(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、患者Pの心時相を表す信号として
のECG(心電図)信号を計測する心電計測部と、患者
Pに息止めを指令する息止め指令部とを機能的に備えて
いる。
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)の長手軸方向(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。
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、Y、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。傾斜磁場部はさらに、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
サの制御のもと、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。
〜3zに供給されるパルス電流を制御することにより、
3軸X,Y,Z方向の傾斜磁場を合成して、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
の各方向を任意に設定・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。
Pの近傍に配設されるRF(高周波)コイル7と、この
RF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。後述するシーケンサの制御のもと、この送信
器8Tは、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
一方、受信器8Rは、RFコイル7が受信したMR信号
(高周波信号)を受信し、この受信信号に各種の信号処
理を施して、対応するデジタルデータを形成するように
なっている。
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1
2、および入力器13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、シーケン
サ5を含む装置全体の動作を統括する機能を有する。
ングスキャンの前に、イメージングスキャンで用いるパ
ルスシーケンスに関わるパラメータのうち、所望のパラ
メータの量を測定し、その最適な量のパラメータをイメ
ージングスキャンに反映させること特徴としている。具
体的には、ホスト計算機6は図2に示す如く、準備(p
reparation)スキャン(以下、prep.ス
キャンと呼ぶ)及び画像再構成用のエコーデータの収集
を担うイメージングスキャンを行う。prep.スキャ
ンは、その後のイメージングスキャンで使用するパルス
シーケンスに関わる複数のパラメータのうち、所望のパ
ラメータの量を適正化するために実行される。
る複数のパラメータとして、
像部位、被検体の個体差などが考慮されてイメージング
スキャンに使用するパルスシーケンスの種類が決まる
と、そのパルスシーケンスの各種のパラメータのうち、
所望のパラメータが選択される。このパラメータが選択
されると、prep.スキャンが、そのパラメータの量
を複数回にわたって変更しながら実行される。つまり、
1回のRF励起に伴う同一心時相での、被検体の撮像部
位(イメージングスキャンと同一又は殆ど同一の部位)
に対する複数回のデータ収集が行われる。これにより、
同一撮像部位に対する複数枚の画像データが揃い、それ
ぞれ再構成される。オペレータは再構成された複数枚の
画像の中から、例えば最も画質に優れた画像を指定す
る。これにより、その指定画像がprep.スキャンで
撮像されたときに設定していた選択パラメータの量が特
定される。この選択パラメータの量は、一例として、オ
ペレータの操作を介して続くイメージングスキャンに反
映される。つまり、イメージングスキャンで用いるパル
スシーケンスの各種のパラメータのうち、prep.ス
キャンで可変されたパラメータに相当するパラメータに
は、prep.スキャンを通して特定された量(パルス
強度、パルス角度、時間など)が設定される。
グスキャン共に、例えば音声指示に拠る息止め法が併用
される。
断用の撮像自体を目的とするものではなく、上述のよう
にパルスシーケンスの所望パラメータの最適化を図るた
めに実行される。このため、prep.スキャンで撮像
する画像のマトリクスはイメージングスキャンのそれよ
りも粗いものでよい。また、イメージングスキャンが3
次元スキャンのときに、prep.スキャンは2次元ス
キャンを行ってスキャン時間を節約することが好適であ
る。さらに、prep.スキャン及びイメージングスキ
ャンに用いるパルスシーケンスの種類自体は同一である
ことが望ましい。
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の一連の
動作を制御する。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。また、シーケンサ5は、受
信器8Rが出力するデジタルデータ(MR信号)を入力
して、このデータを演算ユニット10に転送する。
変換法を適用できるものであれば、2次元(2D)スキ
ャンまたは3次元(3D)スキャンであってもよい。ま
た、パルス列の形態としては、SE(スピンエコー)
法、FE(フィールド・グラジェントエコー)法、FS
E(高速SE)法、EPI(エコープラナーイメージン
グ)法、Fast asymmetric SE(FA
SE:FSE法にハーフフーリエ法を組み合わせた手
法)法などを適用できる。
らシーケンサ5を介して送られてくるMR信号のデジタ
ルデータを入力してフーリエ空間(k空間または周波数
空間とも呼ばれる)への原データ(生データとも呼ばれ
る)の配置、および、原データを実空間画像に再構成す
るための2次元または3次元のフーリエ変換処理を行う
一方で、画像データの合成処理を行うようになってい
る。なお、フーリエ変換処理はホスト計算機6に担当さ
せてもよい。
成画像データのみならず、各種の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
パラメータの種類、スキャン条件、パルスシーケンスの
種類とそのパラメータ、所望の画像処理法などの情報を
ホスト計算機6に入力できるようになっている。
を備えている。この音声発生器19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
の例えばメッセージを音声として発することができる。
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、prep.スキャンスキャンとイ
メージングスキャンとを心電同期法に拠り実行するとき
にホスト計算機6およびシーケンサ5により用いられ
る。
ージングスキャンの前に、息止め法を併用してpre
p.スキャンの実行を指令する(図2参照)。
p.スキャンを実行するスキャン条件およびパラメータ
の情報を入力器13から読み込む(図3ステップS
1)。これらのスキャン条件及びパラメータの情報は、
オペレータにより、後続のイメージングスキャンを考慮
して任意に指定される。スキャン条件には、スキャンの
種類、パルスシーケンスの種類、位相エンコード方向な
どが含まれる。パラメータ情報には、心電同期ためのR
波からの遅延時間、パルスシーケンスに関わる複数のパ
ラメータの所定値が含まれる。
部位における所望のスライス領域を撮像可能な2次元ス
キャンパルスのシーケンスが指定される。また、パルス
シーケンスのシーケンス列の種類としては、1回の励起
で1スライスの画像再構成に使用する全データを収集可
能なシーケンスが指定される。そのようなパルスシーケ
ンスとしては、FASE法、FSE法、EPI法などで
ある。
のパラメータの中で、データ収集毎に量を可変させるパ
ラメータの指定情報を入力器13から読み込む(ステッ
プS2)。この指定情報は、オペレータにより、パルス
シーケンスの種類や撮像部位における血流の速度などの
特性を考慮して指定される。
テップS3〜S19の処理を介して、読込情報から可変
パラメータの種類を判定する。
ン)最初に、可変パラメータ=フローボイド現象に関わ
るディフェーズ(dephase)パルスの強度か否か
が判定される(ステップS3)。この判断がYESの場
合、ディフェーズパルスの強度のデータ収集毎に変えた
パルスシーケンスが設定される。
例示する。この例示に係るパルスシーケンスは、2次元
のFASE法で各データ収集毎に1回の励起に付き合計
4回(Acq.1〜Acq.4)のデータ収集を息止め
法及び心電同期法を併用して実行するようになってい
る。心電同期法によりECG波の中のR波から同一遅延
時間、即ち同一心時相で各回のデータ収集が開始され
る。パルスシーケンスとしては、この他にも、EPI
法、FSE法などを用いてもよいが、複数回のデータ収
集を息止め法及び心電同期法を併用して短時間で終わら
せるには、各回のデータ収集が1回の励起で1スライス
分のデータを収集できるシーケンスが望ましい。
各回のデータ収集において、1回のRF励起に付き、複
数のエコーが時系列に発生し、各エコーが周波数エンコ
ード方向、即ち読出し(Read−Out)方向傾斜磁
場RO(白抜き部分)の印加と共に読み出される。この
とき、読出し方向傾斜磁場ROの時間軸方向の前後に、
当該磁場パルスROに連続させて、ディフェーズパルス
DP(斜線部分)が付加されている。このディフェーズ
パルスDPの強度はデータ収集毎が変えられている。図
4の例の場合、1回目のデータ収集Acc.1ではディ
フェーズパルスDP=0に、2回目のデータ収集Ac
c.2ではディフェーズパルスDP=小の強度に、3回
目のデータ収集Acc.3ではディフェーズパルスDP
=中の強度に、4回目のデータ収集Acc.4ではディ
フェーズパルスDP=大の強度に、それぞれ設定されて
いる。なお、図4では位相エンコード方向傾斜磁場の図
示を省略している。
パルスDPが選択された場合、その他の可変パラメータ
を選択するステップS7,S9,S11,S13,S1
5,S17,S19,S21の判断はNOとなる。この
ため、ホスト計算機6は可変パラメータ=ディフェーズ
パルスDPに対応して設定されたprep.スキャンの
パルスシーケンス情報を読み出してシーケンサ5に渡
し、待機する(ステップS21)。
ャンの開始を判断できると(ステップS22)、シーケ
ンサ5に指示を送り、息止めの指示を音声により行わせ
(ステップS23)、心電同期法の基に同一心時相(即
ちシングルフェーズ)にてprep.スキャンを実行さ
せてエコーデータを収集する(ステップS24)。スキ
ャン後には、息止め解除の音声メッセージが発せられる
(ステップステップS25)。
す如く、合計4画像分に対する4回のRF励起によるデ
ータ収集が順次実行される。各回のRF励起によるデー
タ収集で1スライス分のエコーデータが収集される。つ
まり、この例の場合、シングルスライス・シングルフェ
ーズにてデータ収集がなされる。なお、同一の撮像部位
であれば、マルチスライス・シングルフェーズでデータ
収集を行うように設定してもよい。
述したように、読出し方向傾斜磁場ROに付加するディ
フェーズパルスDPの強度が変えられ、スピンの位相分
散(ばらけ度合い)がその都度異なる。このため、4回
のRF励起に伴う収集を介して収集されるエコーデータ
には、各回毎に異なるスピン位相分散が反映している。
わると、演算ユニット10に画像再構成を指示し(ステ
ップS26)、それらの再構成画像を表示させる(ステ
ップS27、S28)。この表示画像は同一スライスの
4枚の画像である。これらの画像には、ディフェーズパ
ルスDPに拠る合計4通りの位相分散の度合いを変えた
画質状態が反映されている。
像の中から血流画像が最も明瞭に描出された画像を、入
力器13を介して指定する。この指定情報はホスト計算
機6に読み取られ(ステップS29,S30)、次い
で、ホスト計算機6により、この指定情報に対応する画
像が収集されたときのディフェーズパルスDPの強度が
判定される(ステップS31)。次いで、このディフェ
ーズパルスDPの強度が、後続のイメージングスキャン
のパルスシーケンスにおけるディフェーズパルスの強度
として設定される(ステップS32)。
ようにprep.スキャンを通して設定されたディフェ
ーズパルスDPの強度を含め、オペレータが設定する各
種のパラメータ及びスキャン条件にて、実行される。例
えば、prep.スキャンを通して設定されたディフェ
ーズパルスDPの強度を含めた、3次元FASE法に基
づくパルスシーケンスでイメージングスキャンが実行さ
れる。これにより、エコーデータの収集、画像再構成、
画像処理、及び画像表示が行われる。
得られる画像は、血流スピンの最適なばらけ状態で撮像
された、フローボイド現象に因る信号値低下などの不都
合を排除した描出能の優れたものとなる。
り撮像部位の読出し方向における適切なフローボイド値
(ディフェーズパルスの読出し傾斜磁場パルスに対する
強度比)を確実に把握でき、これの把握結果を反映させ
た3次元のイメージングスキャンを行うことができる。
prep.スキャンの収集データの信号値から血流の流
速を測定することもできる。
スキャン)図3の処理に戻って、残りの可変パラメータ
の選択について説明する。図3のステップS3でNOの
判断になる場合、ステップS5にて、可変パラメータ=
実効TEeff時間か否かの判断がなされる。この判断
でYESの場合、図5に示す如く、複数回のRF励起そ
れぞれに伴うデータ収集において実効TEeff時間の
値を変えたパルスシーケンスが設定される(ステップS
6)。この実効TEeff時間を変えるのは、撮像部位
の画像のコントラストを変えるためである。パルスシー
ケンスとしては、2次元のFASE法、EPI法、FS
E法などに拠るパルス列が好適である。例えば、1回の
prep.スキャンを構成する合計6回のRF励起に伴
うエコーデータの収集において、実効TEeff時間=
20ms,40ms,80ms,120ms,180m
s,240msと変更される。
効TEeff時間を変えたことに伴って異なるコントラ
ストの画像が複数枚、表示される(ステップS21〜S
28)。このため、オペレータは所望のコントラストの
画像を指定することで、イメージングスキャンで用いる
パルスシーケンスの実効TEeff時間を最適に且つ効
率良く設定することができる(ステップS29〜S3
2)。
出し時間を一致させることでT2緩和時間を測定するこ
とができる。
ン)図3のステップS5でNOの判断になる場合、ステ
ップS7にて、可変パラメータ=フロー補償パルスか否
かの判断がなされる。この判断でYESの場合、図6に
示す如く、複数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集
においてフロー補償パルスの強度を変えたパルスシーケ
ンスが設定される(ステップS8)。このフロー補償パ
ルスは、読出し傾斜磁場パルスの時間軸方向の前後それ
ぞれに連続して付加される。このフロー補償パルスは、
その強度を変えて、撮像部位における読出し周波数方向
ROに発生するN/2アーチファクト成分の制限状況を
変化させるためである。パルスシーケンスとしては、2
次元のFASE法、EPI法、FSE法などに拠るパル
ス列が好適である。図6の例は、FASE法に拠るパル
ス列を示しており、1回のprep.スキャンを構成す
る複数回のRF励起に伴うエコーデータの収集におい
て、フロー補償パルスFCPの強度が変更されている。
例えば、このパルスシーケンスは、例えばシングルスラ
イス・シングルフェーズにて実行されるが、マルチスラ
イス・シングルフェーズで実行してもよい。
ロー補償パルスFCPの強度を変えたことに伴って、読
出し方向のN/2アーチファクト成分が異なる画像が複
数枚、表示される(ステップS21〜S28)。このた
め、オペレータは所望の画像を指定することで、イメー
ジングスキャンで用いるパルスシーケンスのフロー補償
パルスの強度を最適に且つ効率良く設定することができ
る(ステップS29〜S32)。
ン)図3のステップS7でNOの判断になる場合、ステ
ップS9にて、可変パラメータ=TI時間か否かの判断
がなされる。この判断でYESの場合、図7に示す如
く、複数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集におい
てTI時間の値を変えたパルスシーケンスが設定される
(ステップS10)。この実効TI時間を変えるのは、
撮像部位の画像のコントラストを変えるためである。パ
ルスシーケンスとしては、2次元の反転回復(IR)法
を併用したFASE法、EPI法、FSE法などに拠る
パルス列が好適である。例えば、1回のprep.スキ
ャンを構成する合計6回のRF励起に伴うエコーデータ
の収集において、TI時間=100ms,200ms,
300ms,400ms,500ms,600msと変
更される。
I時間を変えたことに伴って異なるコントラストの画像
が複数枚、表示される(ステップS21〜S28)。こ
のため、オペレータは所望のコントラストの画像を指定
することで、イメージングスキャンで用いるパルスシー
ケンスのTI時間を最適に且つ効率良く設定することが
できる(ステップS29〜S32)。
出し時間を一致させることでT1緩和時間を測定するこ
とができる。
キャン)図3のステップS9でNOの判断になる場合、
ステップS11にて、可変パラメータ=ETS時間か否
かの判断がなされる。この判断でYESの場合、図8に
示す如く、複数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集
においてETS時間の値を変えたパルスシーケンスが設
定される(ステップS12)。このETS時間を変える
のは、撮像部位の画像のコントラスト又はその位相エン
コード方向におけるぼけ(Blurring)を変える
ためである。パルスシーケンスとしては、2次元の反転
回復(IR)法を併用したFASE法、EPI法、FS
E法などに拠るパルス列が好適である。例えば、1回の
prep.スキャンを構成する合計6回のRF励起に伴
うエコーデータの収集において、ETS時間=5ms,
5.5ms,6ms,6.5ms,7ms,7.5ms
と変更される。
TS時間を変えたことに伴って異なるコントラスト又は
位相エンコード方向に異なるぼけの画像が複数枚、表示
される(ステップS21〜S28)。このため、オペレ
ータは所望のコントラスト又はぼけの画像を指定するこ
とで、イメージングスキャンで用いるパルスシーケンス
のETS時間を最適に且つ効率良く設定することができ
る(ステップS29〜S32)。
出し時間を一致させることでT2緩和時間を測定するこ
とができる。
ep.スキャン)図3のステップS11でNOの判断に
なる場合、ステップS13にて、可変パラメータ=脂肪
抑制パルスFatSatのフリップ角か否かの判断がな
される。この判断でYESの場合、図9に示す如く、複
数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集においてフリ
ップ角の値を変えたパルスシーケンスが設定される(ス
テップS14)。この脂肪抑制パルスFatSatのフ
リップ角の値を変えるのは、撮像部位の画像の脂肪抑制
に伴うコントラストを変えるためである。パルスシーケ
ンスとしては、2次元の反転回復(IR)法を併用した
FASE法、EPI法、FSE法などに拠るパルス列が
好適である。例えば、1回のprep.スキャンを構成
する合計6回のRF励起に伴うエコーデータの収集にお
いて、脂肪抑制パルスFatSatのフリップ角=90
°,95°,100°,105°,110°,120°
と変更される。
リップ角の値を変えたことに伴って脂肪の異なるコント
ラストの画像が複数枚、表示される(ステップS21〜
S28)。このため、オペレータは所望のコントラスト
の画像を指定することで、イメージングスキャンで用い
るパルスシーケンスの脂肪抑制パルスFatSatのフ
リップ角を最適に且つ効率良く設定することができる
(ステップS29〜S32)。
キャン)図3のステップS13でNOの判断になる場
合、ステップS15にて、可変パラメータ=脂肪抑制パ
ルスFatSatを印加した後の反転時間TIか否かの
判断がなされる。この判断でYESの場合、図10に示
す如く、複数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集に
おいてTI時間の値を変えたパルスシーケンスが設定さ
れる(ステップS16)。この脂肪抑制パルスFatS
at印加後のTI時間の値を変えるのは、撮像部位の画
像の脂肪抑制に伴うコントラストを変えるためである。
パルスシーケンスとしては、2次元のFASE法、EP
I法、FSE法などに拠るパルス列が好適である。例え
ば、1回のprep.スキャンを構成する合計6回のR
F励起に伴うエコーデータの収集において、脂肪抑制パ
ルスFatSat印加後のTI時間=10ms,12m
s,14ms,16ms,18ms,20msと変更さ
れる。
I時間値を変えたことに伴って異なるコントラストの画
像が複数枚、表示される(ステップS21〜S28)。
このため、オペレータは所望のコントラストの画像を指
定することで、イメージングスキャンで用いるパルスシ
ーケンスの脂肪抑制パルスFatSat印加後のTI時
間を最適に且つ効率良く設定することができる(ステッ
プS29〜S32)。
p.スキャン)図3のステップS15でNOの判断にな
る場合、ステップS17にて、可変パラメータ=MTパ
ルスのフリップ角か否かの判断がなされる。この判断で
YESの場合、図11に示す如く、複数回のRF励起そ
れぞれに伴うデータ収集においてMTパルスのフリップ
角(強度)の値を変えたパルスシーケンスが設定される
(ステップS18)。このフリップ角の値を変えるの
は、撮像部位の画像のMT(Magnetizatio
n Transfer:MTCとも呼ばれる)効果に拠
るコントラストを変えるためである。パルスシーケンス
としては、2次元のFASE法、EPI法、FSE法な
どに拠るパルス列が好適である。例えば、1回のpre
p.スキャンを構成する合計6回のRF励起に伴うエコ
ーデータの収集において、MTパルスのフリップ角MT
CFlip=90°,95°,100°,105°,1
10°,120°と変更される。
Tパルスのフリップ角の値を変えたことに伴って異なる
コントラストの画像が複数枚、表示される(ステップS
21〜S28)。このため、オペレータは所望のコント
ラストの画像を指定することで、イメージングスキャン
で用いるパルスシーケンスのMTパルスのフリップ角を
最適に且つ効率良く設定することができる(ステップS
29〜S32)。
のprep.スキャン)図3のステップS17でNOの
判断になる場合、ステップS19にて、可変パラメータ
=リフォーカスパルスのフリップ角か否かの判断がなさ
れる。この判断でYESの場合、図12に示す如く、複
数回のRF励起それぞれに伴うデータ収集においてリフ
ォーカスパルスのフリップ角(強度)の値を変えたパル
スシーケンスが設定される(ステップS20)。このフ
リップ角の値を変えるのは、撮像部位の画像のコントラ
ストを変えるためである。パルスシーケンスとしては、
2次元のFASE法、EPI法、FSE法などに拠るパ
ルス列が好適である。例えば、1回のprep.スキャ
ンを構成する合計6回のRF励起に伴うエコーデータの
収集において、リフォーカスパルスのフリップ角Flo
p=180°,170°,160°,150°,140
°,130°と変更される。
フォーカスパルスのフリップ角の値を変えたことに伴っ
て異なるコントラストの画像が複数枚、表示される(ス
テップS21〜S28)。このため、オペレータは所望
のコントラストの画像を指定することで、イメージング
スキャンで用いるパルスシーケンスのリフォーカスパル
スのフリップ角を最適に且つ効率良く設定することがで
きる(ステップS29〜S32)。
メータは常に1種類ずつ選択し、その値を可変するよう
に構成しているが、必ずしもそうでなくてもよい。その
一例を図13に示す。同図は、可変パラメータとしてフ
ローボイドのディフェーズパルスDPとフロー補償のフ
ロー補償パルスFCPとを一緒に選択し、この両方の値
を変えながら前述と同様にprep.スキャンを行うと
きの、両パルスの印加の仕方を示している。これによ
り、複数回のRF励起を伴う1回のprep.スキャン
により、その複数回分に相当した複数枚の画像が、フロ
ーボイド及びフロー補償の双方について同時に収集でき
る。これにより、収集時間を節約できる一方で、双方パ
ルスについて独立してその最適強度を設定することがで
きる。
ー補償パルスFCPから印加を始めているが、その反対
に、ディフェーズパルスDPから印加を始めるようにし
てもよい(この場合、図13に示す矢印は下向きで表わ
される)。
経験に基づいて又は現場で思考錯誤的に、かかるフロー
ボイド値を推定するという手間や時間が不要になる。つ
まり、試行錯誤で行うトライアルのスキャンも不要にな
る。この結果、1人の患者に要するトータルの撮像時間
が確実に短縮され、患者スループットが改善され、また
患者のSARを抑制できる。また、従来に比べて、オペ
レータの負担も軽減される。
変形例では、非造影に拠るMRアンギオグラフィ(MR
A)を目的としていたが、撮像対象は血管のみに限定さ
れず、繊維状に走行する組織等、任意の対象のものであ
ってよい。
共鳴イメージング装置によれば、撮像前に、イメージン
グスキャン(撮像)で用いるパルスシーケンスの所望の
パラメータを反映したエコー情報を収集して、この収集
情報からそのパラメータのイメージングスキャンにおけ
る最適量を確実に知ることができる。このため、最適化
されたパラメータに基づいてコントラストが良好で、ノ
イズも少なく、血流の描出能に優れた画像を非造影で得
ることができるとともに、オペレータの操作上の手間を
軽減させ、かつ撮像時間を短縮させることができる。
装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
ングスキャンの時間の前後関係を説明する図。
可変するパラメータの選択処理とその後処理を例示する
概略フローチャート。
シーケンス。
ルスシーケンス。
のパルスシーケンス。
のパルスシーケンス。
のパルスシーケンス。
のパルスシーケンス。
略のパルスシーケンス。
略のパルスシーケンス。
略のパルスシーケンス。
略のパルスシーケンス。
Claims (9)
- 【請求項1】 被検体のMR画像を得るためのイメージ
ングスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置にお
いて、 前記被検体の同一部位に対して複数回のデータ収集が与
えられる準備スキャンを、前記イメージングスキャンで
用いるパルスシーケンスの所望パラメータの量を前記収
集毎に変えながら実行する準備スキャン実行手段を備え
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、 前記準備スキャンにより収集されたデータに基づいて前
記複数回のデータ収集に対応した複数の画像を作成する
画像作成手段と、この作成された複数の画像を表示する
表示手段とを備え、 この表示手段により表示された前記複数の画像をオペレ
ータが観察し、この複数の画像の中から所望の画像をオ
ペレータが選択することで、この選択された画像に対応
する前記パラメータの量を指定するようにした磁気共鳴
イメージング装置。 - 【請求項3】 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装
置において、 前記準備スキャン実行手段は、前記画像作成手段により
作成される画像のマトリクスが前記イメージングスキャ
ンを介して得られるMR画像よりも粗いマトリクスとな
るように前記準備スキャンを実行する磁気共鳴イメージ
ング装置。 - 【請求項4】 請求項2記載の磁気共鳴イメージング装
置において、 前記準備スキャンは2次元スキャンであり、前記イメー
ジングスキャンは3次元スキャンである磁気共鳴イメー
ジング装置。 - 【請求項5】 請求項1乃至4のいずれか一項に記載の
磁気共鳴イメージング装置において、 少なくとも前記準備スキャンが継続する期間の間の息止
めを前記被検体に指令する息止め指令手段を更に備えた
磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項6】 請求項1乃至4のいずれか一項に記載の
磁気共鳴イメージング装置において、 前記準備スキャン実行手段は、前記準備スキャンを前記
イメージングスキャンに先立って行うようにした磁気共
鳴イメージング装置。 - 【請求項7】 請求項1乃至4のいずれか一項に記載の
磁気共鳴イメージング装置において、 前記パラメータは、前記被検体内の流体のフローボイド
現象の最適化を図るパルスの強度、前記被検体内のスピ
ンの挙動に関する実効TEeff時間、前記流体の流れ
に拠るスピン移動を補償するパルスの強度、前記スピン
の反転時間、前記被検体から収集されるエコー信号のエ
コー間隔、前記被検体内に存在する脂肪から信号収集を
抑制するために印加する脂肪抑制パルスのフリップ角、
前記脂肪抑制パルス印加後の反転時間、前記スピンの挙
動に関連して発生するMT効果を起こさせるMTパルス
の強度、及び、前記MT効果を低減させるリフォーカス
パルスのフリップ角のうちの少なくとも1つを表わす情
報である、ことを特徴とした磁気共鳴イメージング装
置。 - 【請求項8】 請求項1乃至4のいずれか一項に記載の
磁気共鳴イメージング装置において、 前記パラメータは、前記フローボイド現象の最適化を図
るパルスの強度である磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項9】 被検体のMR画像を得るためのイメージ
ングスキャンを実行する磁気共鳴イメージング装置にお
いて、 前記イメージングスキャンで用いるパルスシーケンスの
所望のパラメータを予め定めた複数のパラメータの中か
ら選択する選択手段と、この選択手段を介して選択され
たパラメータの必要量を決めるための準備スキャンを実
行する準備スキャン実行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。
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