JP2006325736A

JP2006325736A - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2006325736A
Application number: JP2005151096A
Authority: JP
Inventors: Takayuki Abe; 貴之阿部; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2005-05-24
Filing date: 2005-05-24
Publication date: 2006-12-07
Anticipated expiration: 2025-05-24
Also published as: JP4738056B2

Abstract

【課題】ベッドにより被検体を移動させながら血流撮像を行なうに際し、移動方向によって撮像目的血管の血流速度が変化しても、最適な条件で流入効果を利用した高画質の画像を得ることができるＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置の制御手段は、ベッドの移動方向における被検体の血流速度分布データを記憶する記憶手段を備え、ベッドに載せた被検体を移動させながら血管撮像シーケンスを実行して、被検体の広い範囲について撮像を行なう際に、記憶手段に記憶された血流速度分布データに基き血管撮像シーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）およびベッドの移動速度（Ｖb）を制御する。
【選択図】
図６

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の検査部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略す）に関し、特に、血流による流入効果を利用して血管を描画するタイムオブフライト法を用いて、被検体を載せたテーブルを連続移動しながら広い範囲の血管像を取得する技術に関する。

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、単にスピンという）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装置においては、核磁気共鳴信号の流体に対する感受性を利用して血管を描出する血管撮像法が種々提案されている。血管撮像法の主なものとしてタイムオブフライト（TOF）法とフェイスコントラスト法がある。

タイムオブフライト法は、撮像断面（スライス或いはスラブ）に流入するスピンによる高信号化、即ち流入増強として知られる現象を利用したものである。この現象は、一つのスライス面について画像再構成に必要な信号を得るためにパルスシーケンスを繰り返す際に、そのスライス容積内に含まれる組織のスピンは何度も励起を受けて飽和し信号強度が低下するのに対し、スライス内の血管に新たに流入してくる血液は初めてＲＦパルスにより励起されることになるため、静止組織に比べ信号が高くなるという現象である。

このような流入増強効果は繰り返し時間ＴＲ及び血流速度によって異なり、血流速度が速い領域では、短い繰り返し時間で高速に励起しても血液のスピンの飽和が生じにくいが、血流速度が遅い領域では、繰り返し時間が短いとスライス内に流入した血液も繰り返し励起を受け飽和する。つまり、タイムオブフライト法により良好な画像を得るためには、対象血管の血流速度に応じた適切な繰り返し時間の設定が必要となる。

ところでＭＲＩ装置における被検体の撮像領域は、静磁場磁石が発生する均一な静磁場空間（撮像空間）に限られるが、病態によっては一度に広い範囲の撮像が必要とされる場合がある。特に血管撮像においては、アテローム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る。また血管疾患患者には、腎障害を併発している例も多く造影剤を使用しない非造影撮像も望まれている。

このような広範囲撮像の要請に応えるものとして、近年、被検体が載置されたベッドを撮影中に移動させることによって、撮像空間より大きな領域、例えば全身の画像を取得する方法が提案されている。このベッド移動計測には、ベッドの移動方向に対し撮像断面を水平に設定する方法（例えば、非特許文献１）とベッドの移動方向に対し撮像断面を垂直に設定する方法（例えば、非特許文献２）がある。
DG. Kruger et al., Continuously moving table method for extended FOV 3D MRI. Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002 A. Shankaranarayanan et al., Continuously moving table axial imaging with radial acquisitions, Proceeding of International Society for Magnetic Resonance in Medicine, 2002

前述したタイムオブフライト法による撮像をベッド移動計測に適用する場合、次のような課題が生じる。第１の課題は、ベッド移動により撮像対象とする血管の部位が変化するため、最初に設定した繰り返し時間のままではタイムオブフライト法において最適な画像を得られる値から外れてしまうことである。このため撮像領域によっては血液スピンの磁化の飽和が生じてしまい、血管の描出能が低下する。
第２の課題は、タイムオブフライト法では、原理的に血流に対して直交する撮像断面を設定する必要であり、広い視野の血管を撮像するためには、必要枚数が多くなる。即ち撮像時間が長くなる。特に血流速度が遅い血管にも対応できるように繰り返し時間を長く設定した場合には、さらに撮像時間が長引くことになる。

そこで本発明は、ベッド移動計測においてタイムオブフライト法による広範囲血管撮像を実現するにあたり、比較的短時間でしかも優れた血管の描出能の画像を得ることが可能なＭＲＩ装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成する本発明のＭＲＩ装置は、被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを発生する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体を載置して前記空間へ移動させる移動手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記傾斜磁場発生手段、送信手段、受信手段、信号処理手段および移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、前記移動手段により被検体を前記空間内を移動させながら、前記被検体の広い範囲について撮像を行なうものであり、制御手段が、パルスシーケンスとして血管撮像シーケンスを備え、被検体の撮像対象血管の血流速度に前記移動手段の移動速度を加えた速度に応じてパルスシーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）を制御することを特徴とする。或いは被検体の移動に伴って変化する撮像対象血管の血流速度に応じてパルスシーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）を制御することを特徴とする。

また本発明のＭＲＩ装置は、制御手段が、移動手段の移動方向における被検体の血流速度分布データを記憶する記憶手段を備え、移動手段による被検体の移動を伴う血管撮像シーケンスの実行に際し、記憶手段に記憶された血流速度分布データに基き血管撮像シーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）を制御することを特徴とする。

また本発明のＭＲＩ装置は、好適には、制御手段は、撮像対象血管の血流速度が速い部位の撮像では繰り返し時間を短く、血流速度が遅い部位の撮像では繰り返し時間を長くする制御を行なう。
また本発明のＭＲＩ装置は、好適には、制御手段は、繰り返し時間の制御に加え、繰り返し時間と移動手段による被検体の移動速度との積が一定となるように移動手段を制御する。

さらに本発明のＭＲＩ装置は、好適には、制御手段は、撮像対象血管の血流方向と被検体の移動方向とが同じになるように移動手段を制御する。或いは、制御手段は、移動手段を第１の方向に移動させながら撮像し、次いで第１の方向と逆の方向に移動させながら撮像する制御を行い、方向の異なる２種の血管の画像を得る。

本発明のＭＲＩ装置によれば、移動手段（ベッド）により被検体を移動させながら血流撮像を行なうに際し、パルスシーケンスにおける繰り返し時間を、移動手段の移動方向によって異なる撮像目的血管の血流速度に応じて制御することにより、広範囲の撮像において流入効果を利用した高画質の画像を得ることができる。
また本発明のＭＲＩ装置によれば、繰り返し時間と併せて移動手段の移動速度を制御することにより移動方向における空間分解能を均一にすることができ、分解能のばらつきのない画像を得ることができる。
また本発明のＭＲＩ装置によれば、移動手段の移動方向を撮像対象血管の血流方向に一致させることにより、静止撮像の場合に比べ短い繰り返し時間を設定することが可能となり、全体としての撮像時間を短縮できる。
さらに本発明のＭＲＩ装置によれば、移動手段を往復動させながら両方向の移動時に撮像することにより、血流方向が異なる２種の血管の画像を効率的に取得することができる。

以下、本発明の実施の形態を、図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図である。このＭＲＩ装置は、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、被検体１を寝かせるためのテーブル30とを備えている。

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、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式の磁場発生手段が用いられる。
テーブル30は、テーブル駆動機構31によって制御され、被検体１を寝かせた状態で静磁場発生系２によって形成される静磁場空間内を移動させる。

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、各傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とからなり、シーケンサ４からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイルの傾斜磁場電源１０を駆動することにより所望の方向の傾斜磁場Gs、Gp、Grを静磁場空間に発生させる。これら傾斜磁場の印加の仕方により被検体１の撮像断面（スライス面）を選択するとともに、被検体１が発生する磁気共鳴信号（エコー信号）に位置情報（位相エンコード、周波数エンコード等）を付与することができる。

シーケンサ４は、ＣＰＵ８の制御で動作し、高周波磁場パルス（ＲＦパルス）と傾斜磁場パルスを所定のパルスシーケンスに従い繰り返し印加するために送信系５、傾斜磁場発生系３及び受信系６を制御する。本発明においては、パルスシーケンスとしてタイムオブフライト法による血流撮像シーケンスが予めプログラムとして組み込まれている。

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とからなる。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ス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、電磁波であるＲＦパルスが被検体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の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とからなる。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の応答の電磁波（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。

信号処理系７は、磁気ディスク18、光ディスク19等の外部記憶装置と、ＣＲＴ等からなるディスプレイとを有し、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。
また記憶装置には、予め撮像対象血管の血流速度分布データが格納されている。血流速度分布データは、例えば被検体の体軸方向を横軸として血流速度の変化を縦軸とするグラフで、一般的な生理循環に関する文献値を使用することができる。

ＣＰＵ８は、信号処理系７の一部を構成すると共に、装置全体を制御する制御部として機能し、上述したシーケンサ４を介した血流撮像の制御と、テーブル駆動機構31を介したテーブルの移動・停止の制御を行なう。血流撮像の制御においては、上述した血流速度分布データにおける部位毎の血流速度に応じて繰り返し時間の制御を行なう。また必要に応じて、繰り返し時間に応じたテーブル移動速度の制御を行なう。
操作部25は、装置の各種制御情報や信号処理系７で行う処理に必要な情報を入力するもので、トラックボールやマウス23、キーボード25などを備えている。操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブに装置の各種処理を制御する。

次にこのような構成のＭＲＩ装置で実行される血流撮像のベッド移動計測について説明する。図２に、本発明の第１の実施の形態による血流撮像の手順を示す。
まずタイムオブフライト法による血流撮像シーケンスが選択され、撮像スライス厚ｄとベッド移動速度Ｖbが設定される（ステップ201）。スライス面は、血流の方向と交差する方向に選択される。通常、血流の方向は体軸に沿った方向であり、スライス面はこれと直交に設定される。撮像スライス厚とベッド移動速度は、その厚さ分の撮像時間にベッドが移動する距離がスライス厚を越えない範囲とする。

タイムオブフライト法による血流撮像シーケンスは、例えば図３に示すような公知のグラディエントエコーを用いた２Ｄパルスシーケンスである。図中、ＲＦ、Ｇs、Ｇp、Ｇr、Ａ/Ｄ、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、エコー信号の軸を表す。このパルスシーケンスでは、ＲＦパルス301とスライスを選択するスライス傾斜磁場302とを印加し、所定のスライスを励起する。次いで位相エンコード傾斜磁場303を印加するとともに周波数エンコード304を印加し、サンプリング期間の間、エコー信号305を時系列データとして計測する。その後、繰り返し時間ＴＲ内で位相エンコード量をゼロにするために、位相エンコード傾斜磁場303と逆極性で同じ強度の位相エンコード傾斜磁場306を印加するとともに、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傾斜磁場307を印加する。以上の手順を、位相エンコード傾斜磁場303、306の印加量を変化させながら繰り返し時間ＴＲで繰り返し、一つのスライスについて画像再構成に必要な位相エンコード数のエコー信号を計測する。位相エンコード数は通常１枚の画像あたり64、128、256、512等の値が選ばれ、撮像シーケンスのパラメータとして設定される。

なお図３では２Ｄパルスシーケンスを示したが、３Ｄの場合には、スライス傾斜磁場Ｇsについても繰り返し時間ＴＲ毎に印加量の異なるスライスエンコード傾斜磁場が印加される。

シーケンスの繰り返し時間ＴＲは、通常のＴＯＦ法では一定であるが、本実施の形態においてはベッドの移動速度及び撮像対象である血管の血流速度を考慮して設定される（ステップ202）。またベッドの移動方向は撮像対象血管の血流方向と一致するように設定される。以下、ＴＲの設定について図４を参照して説明する。

ベッドが静止している場合の撮像を考えると（図４（ａ））、一回の繰り返し時間ＴＲ中に、撮像スライス面に流入・流出する血液の移動量Ｉは、対象血管の血流速度をＶaとすると次式（１）で表される。
Ｉ＝（ＴＲ×Ｖa）（１）
一方、血液の磁化の飽和が生じないためには、血液の移動量Ｉはスライスの厚さｄに対し、次式（２）を満たす必要がある。
ｄ≦Ｉ（２）
血液の磁化の飽和が生じない最短ＴＲは、式（１）、（２）より次式（３）で表すことができ、それが最適なＴＲとなる。
ｄ／Ｖa≦ＴＲ（３）

次にベッドが移動速度Ｖbで移動する場合を考えると、ベッドの移動方向と対象血管の血流方向とが反対の場合には（図４（ｂ））、上述の式（１）は式（４）となり、血液の磁化の飽和が生じない最適なＴＲは次式（５）となる。
Ｉ＝（ＴＲ×（｜Ｖa｜−｜Ｖb｜））
（４）
ｄ／（｜Ｖa｜−｜Ｖb｜）≦ＴＲ（５）
またベッドの移動方向と対象血管の血流方向とが反対の場合には（図４（ｃ））、血液の磁化の飽和が生じない最適なＴＲは次式（６）となる。
ｄ／（｜Ｖa｜＋｜Ｖb｜）≦ＴＲ（６）

式（３）と式（５）及び式（６）との比較からわかるように、ベッドの移動方向を血流方向と逆方向に制御した場合には、最適なＴＲは静止状態での撮像より長くする必要があり、ベッドの移動方向を血流方向と同方向に制御した場合には、最適なＴＲは静止状態での撮像より短くすることができる。従って本実施の形態では、図４（ｃ）に示すように、ベッドの移動方向が、対象血管の主たる血流方向と同方向となるようにして撮像を行なう。

またパルスシーケンスの実行におけるＴＲは、式（３）により対象血管における血流速度Ｖaの関数として設定される。血流速度Ｖaは、例えば図５(ａ)に示すように、被検体の体軸方向を横軸とするグラフ（血流速度分布データ210）として、記憶装置に記憶されており、ＣＰＵ８はこの血流速度分布データを元にベッドの移動方向（被検体の体軸方向）に沿ったＴＲ値を算出し、パルスシーケンスを実行するシーケンサ４を制御する。図５（ａ）に示す血流速度を用いて算出し、設定されたＴＲとベッド位置との関係を図５（ｂ）に示す。

以上のように血流撮像の条件が設定されたならば、まずベッドの移動を開始し（ステップ203）、ベッドが一定速度Ｖbになった時点で図３に示すパルスシーケンスを起動し撮像を開始する（ステップ204）。撮像においてはベッドを一定速度で移動させながら、同一スライス面の励起とエコー信号の計測を繰り返す。ベッドの移動に伴い被検体の撮像位置も変化するので、最終的にベッドの移動範囲に対応する広い範囲のデータを取得することができる（ステップ205）。

ここで１スライスを撮像する間、ベッドの移動による撮像位置の変化に合わせて、スライス励起周波数及び受信周波数を動的に変化させてもよい。これによりベッドが移動しても同一スライスからの信号を取得することができる。具体的には、１スライスを撮像する間で、１励起毎に次式（７）で表される励起周波数Ｆ0を用いる。
Ｆ0＝ｆ0＋γ・Ｇs・Ｖb・ＴＲ・ｎ（７）
式中、ｆ0は中心周波数、γは磁気回転比、Ｇsはスライス方向の傾斜磁場強度、ｎは１スライス計測における励起の累積回数（０〜位相エンコード数−１）を表す。

こうして各スライスについて画像を再構成するのに必要な位相エンコード数のエコー信号を計測したならば、逐次或いは全計測終了後にフーリエ変換等の演算を行い、最終的にベッドの移動範囲に亘る広い範囲の画像データを得ることができる。

本実施の形態によれば、シーケンスの繰り返し時間ＴＲを血流速度Ｖaの変化に合わせて変更することにより、対象血管の血流速度が撮像位置の移動によって異なっても、常に血管に流入・流出する血液の磁化の飽和を生じない最適なＴＲで撮像を行なうことができる。

次に本発明の第２の実施の形態を説明する。
この実施の形態でも、ベッドの移動に伴う撮像対象血管の血流速度の変化に対応してパルスシーケンスにおける繰り返し時間ＴＲを変更することは、第１の実施の形態と同じであるが、ＴＲの変更と併せてベッドの移動速度Ｖbを変更することを特徴としている（図６(ａ),（ｂ））。

以下、ベッドの移動速度の変更について、図７を参照して説明する。図７は、ベッド移動計測における撮像位置と位相エンコード印加量との関係を示す図である。位相エンコード数が一定（＝２ｍ）であるとすると、１スライス当りの撮像時間はＴＲ×２ｍとなり、この時間にベッドが移動する距離Δｄは、次式（８）で表される。
Δｄ＝Ｖb×（ＴＲ×２ｍ）（８）

第１の実施の形態では、ベッドの移動速度Ｖbを一定としてベッドの移動に伴いＴＲが変動するので、距離Δｄも変動する。これはスライス方向の空間分解能が位置によって変動することを意味する。これに対し、本実施の形態では、距離Δｄがスライス厚ｄに一致するようにベッドの移動速度Ｖbを変更することにより、スライス方向の分解能を一定に保つ。即ち、Δｄ＝ｄ及び式（３）よりスライス厚ｄの時の最短ＴＲ（＝ｄ／Ｖa）を、式（７）に代入することによりベッドの移動速度Ｖbを求める。よってスライス方向の分解能を一定に保つための移動速度Ｖbは次式（９）となる。
Ｖb＝Ｖa／２ｍ（９）

ここで血流速度Ｖaは予め記憶装置に記憶された値を用いることができ、また位相エンコード数はパルスシーケンスのパラメータとして設定されているので、式（９）から移動速度Ｖbを求めることができる。図５(ａ)に示す血流速度により算出し、設定されたベッド移動速度Ｖbとベッド位置との関係を図６（ｂ）に示す。

血流速度に応じた繰り返し時間ＴＲとベッド移動速度Ｖbが設定されたならば、ベッドの移動を開始し、血流撮像のパルスシーケンスを起動し撮像を開始する。この場合にも、第１の実施の形態と同様に、１スライスの撮像の間、ベッドの移動に合わせて、スライス励起周波数及び受信周波数を動的に変化させてもよい。
本実施の形態では、ＴＲが短いところではベッドの移動速度も速く制御されるので、スライス方向の分解能を一定に保つことができる。また血流速度に応じたＴＲ短縮の効果として撮像時間の短縮を図ることができる。

次に本発明の第３の実施の形態を説明する。
第１及び第２の実施の形態では、血流速度の連続的な変化に対応して、ＴＲ及びベッド移動速度を連続的に変化させる場合を説明したが、本実施の形態では、被検体の撮像部位毎に設定された血流速度値を用い、ＴＲ及びベッド移動速度を部位毎に段階的に変化させる。

第３の実施の形態の手順を図８に、ＴＲとベッド移動速度の制御の様子を図９に示す。
図示する例では、被検体を下肢部、大腿部、複胸部、頭部の４つの部位に分け、これら部位毎の血流速度（平均値）を予め記憶しておき、各部位の血流速度を用いてパルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲ及びベッド移動速度Ｖbを制御する。例えば頭部から下肢部に向って撮像する場合には、撮像スライス厚ｄが設定されたならば（ステップ801）、各部位についての血流速度データをもとに各部位のＴＲとＶbが算出され、初期値として頭部の値が設定される（ステップ802）。次いで設定された移動速度でベッドを移動させながら（ステップ803）、設定されたＴＲでパルスシーケンスを起動し撮像を行なう（ステップ804）。撮像部位が頭部から腹胸部に移動したならば（ステップ805）、ベッド移動速度及びＴＲを腹胸部について算出された値に変更し（ステップ806）、パルスシーケンスを続行する。以下、同様に部位が移動するごとにベッド移動速度及びＴＲを変更し、全ての部位の撮像が終わるまでパルスシーケンスを実行する（ステップ807）。

撮像部位が移動したことは、ユーザーが見ながら確認して指令を送るようにしてもよいし、予め部位毎に移動方向の距離を定めたものを入力しておき、この距離に基いて自動的にベッド移動速度及びＴＲを変更するようにしてもよい。

本実施の形態では、第１及び第２の実施の形態と同様の効果を得ることができ、またこれら実施の形態に比べ、パルスシーケンス及びベッド移動の制御を容易にすることができる。なお図９では、繰り返し時間ＴＲ及びベッド移動速度Ｖaの両者を制御する場合を示しているが、第１の実施の形態と同様に繰り返し時間ＴＲのみを制御することも可能である。

以上説明した各実施の形態では、一つの血管を対象として撮像する場合を例示したが、本発明のＭＲＩ装置は複数の血管、例えば動脈と静脈を対象として撮像することも可能である。通常の組織において動脈と静脈は反対方向に流れている。そこでベッドを往復動させて、一方の移動で動脈を撮像し、他方の移動で静脈を撮像することにより効率よく２つの血管を撮像することができる。この場合には、対象血管毎に血流速度のデータを持ち、それぞれについてＴＲ及びベッドの移動速度を制御する。ＴＲとベッドの移動速度の制御は、第１、第２の実施の形態のように連続的に制御してもよいし、第３の実施の形態のように段階的に制御してもよい。

また以上の実施の形態では、ベッドを連続的に移動させて撮像を行なう場合を説明したが、ベッドを複数のステーション間で間歇的に移動させて各ステーションで撮像を行なうベッド移動計測についても本発明を適用することができる。この場合には、一つのステーションにおける撮像ではＴＲを一定にしてもよいし、一つのステーションで撮像されるスラブ内でＴＲを変化させることも可能である。

本発明によれば、ベッド移動計測を適用した血管撮像において、ベッドの移動に伴って変わる撮像対象血管の血流速度に応じて常に最適なＴＲが設定されるので、広範囲に亘って対象血管の磁化の飽和を防止し高描出能で撮像することができる。また対象血管の血流方向とベッドの移動方向とを揃えることにより、静止撮像の場合よりもＴＲを短く設定することができ、全体としての撮像時間の短縮を図ることができる。
さらに本発明によれば、血流速度に応じてＴＲとともにベッドの移動速度を制御することにより、スライス方向について均一な分解能の画像を得ることができる。また本発明によれば、ベッドを往復動させることにより効率よく動脈と静脈を画像化することができる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図本発明のＭＲＩ装置によるベッド移動計測を適用した血流撮像の第１の実施の形態の手順を示すフロー図血流撮像で採用されるパルスシーケンスの一例を示す図ベッドの移動方向と血流方向との関係を説明する図ベッドの移動方向に沿った血流速度データ（ａ）および血流速度に対応したＴＲ（ｂ）を示す図血流速度に対応したＴＲの制御（ａ）、ベッド移動速度Ｖbの制御（ｂ）を示す図本発明のベッド移動計測を適用した血流撮像における位相エンコード印加量とベッドの移動方向の位置との関係を示す図本発明のＭＲＩ装置によるベッド移動計測を適用した血流撮像の第３の実施の形態の手順を示すフロー図本発明のＭＲＩ装置によるベッド移動計測を適用した血流撮像の第３の実施の形態を説明する図。

符号の説明

１・・・被検体、２・・・静磁場発生系、３・・・傾斜磁場発生系、４・・・シーケンサ、５・・・送信系、６・・・受信系、７・・・信号処理系、８・・・ＣＰＵ、３０・・・テーブル、３１・・・テーブル駆動機構

Claims

被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを発生する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体を載置して前記空間へ移動させる移動手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記傾斜磁場発生手段、送信手段、受信手段、信号処理手段および移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、前記移動手段により被検体を前記空間内を移動させながら、前記被検体の広い範囲について撮像を行なう磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記パルスシーケンスとして血管撮像シーケンスを備え、前記被検体の撮像対象血管の血流速度に前記移動手段の移動速度を加えた速度に応じて前記パルスシーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）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。
被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを発生する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体を載置して前記空間へ移動させる移動手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記傾斜磁場発生手段、送信手段、受信手段、信号処理手段および移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、前記移動手段により被検体を前記空間内を移動させながら、前記被検体の広い範囲について撮像を行なう磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記パルスシーケンスとして血管撮像シーケンスを備え、前記被検体の移動に伴って変化する撮像対象血管の血流速度に応じて前記パルスシーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）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。
被検体が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせる高周波磁場パルスを発生する送信手段と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、前記核磁気共鳴信号を用いて画像再構成演算を行う信号処理手段と、前記被検体を載置して前記空間へ移動させる移動手段と、所定のパルスシーケンスに従って前記傾斜磁場発生手段、送信手段、受信手段、信号処理手段および移動手段の動作を制御する制御手段とを備え、前記移動手段により被検体を前記空間内を移動させながら、前記被検体の広い範囲について撮像を行なう磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記移動手段の移動方向における被検体の血流速度分布データを記憶する記憶手段を備え、前記移動手段による被検体の移動を伴う血管撮像シーケンスの実行に際し、前記記憶手段に記憶された血流速度分布データに基き前記血管撮像シーケンスにおける繰り返し時間（ＴＲ）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。
請求項１ないし３いずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記撮像対象血管の血流速度が速い部位の撮像では繰り返し時間を短く、血流速度が遅い部位の撮像では繰り返し時間を長くする制御を行なうことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１ないし４いずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、繰り返し時間と前記移動手段による被検体の移動速度との積が一定となるように前記移動手段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。
請求項１ないし５のいずれか１に項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記撮像対象血管の血流方向と被検体の移動方向とが同じになるように前記移動手段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。
請求項１ないし５のいずれか１に項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記制御手段は、前記移動手段を第１の方向に移動させながら撮像し、次いで前記第１の方向と逆の方向に移動させながら撮像する制御を行い、方向の異なる２種の血管の画像を得ることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。