JP2007125374A - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被検体の内部の実際の血流速度を観察しながら天板の移動速度を制御でき、被検体毎、部位毎に異なる血流速度に追随した適正な画像を取得すること。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置１０は、被検体の３Ｄ生データ収集手段と、収集と並行して３Ｄ生データから“ｋｙ＝０”の２Ｄデータを切り出す手段と、収集と並行して“ｋｙ＝０”の２Ｄデータをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｚの空間にて再配置する手段と、収集と並行してｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換を行ない、実空間の２Ｄ画像を取得する手段と、収集と並行して２Ｄ画像をモニタに表示させる手段と、３Ｄ生データをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｋｙ−ｚの空間にて再配置する手段と、ｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換を行ない、実空間の３Ｄ画像を取得する手段とを有し、入力された変速信号に従って天板３５の移動速度を計算する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、被検体を載置する天板を連続的に移動しながら撮影可能領域内の被検体の画像を得る技術に係り、特に、血流速度に追随して天板を移動させる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法に関するものである。

医療用画像機器は、被検体についての多くの情報を画像により提供するものであり、疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。現在では、主な医療用画像機器として、超音波診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：computerized tomography）装置、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：magnetic resonance imaging）装置及び核医学診断装置等がある。中でも磁気共鳴イメージング装置は、軟部組織において優れたコントラストをもつ画像を収集でき、医用画像診断において重要な位置を占めている。

磁気共鳴イメージング装置では撮影の高速化が進み、３次元データの連続撮像が可能となっていた。また、天板を移動しながら撮像する技術が発展し広領域撮像が可能となっている。撮像と移動を交互に繰り返す断続的な撮像法だけでなく、近年は、Ｘ線ＣＴのような天板連続移動撮像も可能になってきた。天板連続移動の３次元撮像は、造影剤を用いた磁気共鳴血管造影（ＭＲＡ：magnetic resonance angiography）が好適なアプリケーションの一つとなっている。

一方、磁気共鳴イメージング装置による高速撮影技術の１つにパラレルイメージング（ＰＩ：parallel imaging）法がある。ＰＩ法は、ＲＦ（radio frequency）コイルを複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとし、各表面コイルで同時にＮＭＲ（nuclear magnetic resonance）信号を受信して画像を再構成させる撮影方法である。

ＰＩ法によれば画像の再構成に必要な位相エンコードの数を表面コイルの数の分だけ減らすことができるため撮影時間を短縮することができる。ＰＩ法は上記の３Ｄ撮像とも併用でき、そのパフォーマンスをさらに向上させることができる。

なお、本願に関連する公知文献としては、例えば次のようなものがある。
米国特許第５，６３１，５６０号明細書 米国特許第５，１６６，８７５号明細書 特許第３１４６０３４号公報 米国特許出願公開第２００６／００２０１９８号明細書 米国特許第６，９１２，４１５号明細書 M Sabati, M L Lauzon and R Frayne; "Space-time relationship in continuously moving table method for large FOV peripheral contrast-enhanced magnetic resonance angiography*"; Phys Med Biol 2003 48: page 2739-2752 David G. Kruger DG, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimm, and Phillip J. Rossman; "Continuously Moving Table Data Acquisition Method for Long FOV Contrast-Enhanced MRA and Whole-Body MRI"; Magnetic Resonance in Medicine 47: page 224-231 (2002) Yudong Zhu and Charles L. Dumoulin; "Extended Field-of-View Imaging With Table Translation and Frequency Sweeping"; Magnetic Resonance in Medicine 49: page 1106-1112 (2003) Stephan A. R. K.; "Parallel Imaging Continuously Moving Table MRI Using Moving RF Coils and In-place Sensitivity Calibration"; 2nd international workshop on P-MRI: 2004: page 40 M. O. Zenge, H. H. Quick, F. M. Vogt, M. E. Ladd; "MR Imaging with a Continuously Rolling Table Platform and High-Precision Position Feedback"; ISMRM 2004: page 2381 M. Ookawa, N. Ichinose, M. Miyazaki, I. Miyazaki, S. Sugiura; "One-Second Temporal Resolution 4D MR DSA with 3D TRICKS, Elliptical Centric View Ordering, and Parallel Imaging"; ISMRM 2003: page 324 (2003)

従来の磁気共鳴イメージング装置による一連の高速大容量撮影は、取得データに対する膨大なデータ処理が必要となるため、データ取得と並行して３次元の画像を作成することが困難である。単純な３次元撮像については投影像に相当する２次元画像を生成する方法が提案されており、撮像結果のモニタとして用いられている。しかしながら、天板連続移動の３次元撮像においては、このような方法が提案されていない。

さらに、従来の磁気共鳴イメージング装置によって造影剤を用いて被検体の血管造影を行なう場合、造影剤の流速に追随した天板位置を設定することが困難であり、造影剤の流速に追随した撮影領域にある部位を撮影することが困難であった。というのも、臨床の場においては、被検体によって、また、撮影可能領域は広範であるため同一被検体であっても部位によって造影剤の流動速度が異なるが、その流動速度に沿った天板移動がなされていなかったためである。よって、従来の磁気共鳴イメージング装置によって得られるデータは、造影剤の流速に追随しない診断に不適なものが多かった。

本発明は、上述した事情を考慮してなされたもので、実際の造影剤の流れを観察しながら天板の移動速度を制御することができ、造影剤の流速に追随した画像データを取得できる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法を提供することを目的とする。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために請求項１に記載したように、被検体を載置する天板と、この天板を長手方向（ｚ軸方向）に移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行なう磁気共鳴イメージング装置において、前記天板駆動機構を制御して、前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、前記天板を移動させながら核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像取得手段と、前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記２Ｄ画像を表示させる表示制御手段とを有する。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために請求項９に記載したように、被検体を載置する天板と、この天板を移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記被検体の内部の血管に造影剤を注入して前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行ない、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴イメージング装置において、前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像取得手段と、前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記２Ｄ画像を表示させる表示制御手段と、前記３Ｄデータを基に３Ｄ画像を取得する３Ｄ画像取得手段とを有し、前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、を有する。

本発明に係る磁気共鳴血管造影方法は、上述した課題を解決するために請求項１０に記載したように、被検体の内部の血管に造影剤を注入して天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行ない、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴血管造影方法において、前記天板が移動される天板移動工程と、前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータが収集されるデータ収集工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、前記３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像が取得される２Ｄ画像取得工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄ画像が表示される２Ｄ画像表示工程と、前記３Ｄデータを基に３Ｄ画像が取得される３Ｄ画像取得工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度が計算される移動速度計算工程とを有し、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる。

本発明に係る磁気共鳴血管造影方法は、上述した課題を解決するために請求項２２に記載したように、被検体を載置するための天板をｚ軸方向に移動させる天板移動工程と、前記天板を連続的に移動させながら、前記被検体の３Ｄ領域を磁気共鳴励起すると共に前記３Ｄ領域から３Ｄの核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、前記３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを取得する２Ｄデータ取得工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄデータを基に画像生成処理を行なって２Ｄ画像を生成する２Ｄ画像再構成工程と、前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄ画像を表示する２Ｄ画像表示工程とを有し、前記データ収集工程によって新たな３Ｄデータが収集される毎に、前記２Ｄデータ取得工程、前記２Ｄ画像再構成工程及び前記２Ｄ画像表示工程を繰り返し、前記２Ｄ画像表示工程によって前記２Ｄ画像を更新表示させる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法によると、被検体の内部の実際の血流速度を観察しながら天板の移動速度を制御することができ、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎に異なる血流速度に追随した適正な画像データを取得できる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す概略図である。

図１は、被検体の内部の血管に造影剤を注入し、被検体を載置した天板を長手方向（ｚ軸方向）に連続的に移動させながら被検体を撮影し、造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：magnetic resonance imaging）装置１０を示す。この磁気共鳴イメージング装置１０は、撮影系１１と制御系１２とから構成される。

磁気共鳴イメージング装置１０の撮影系１１には、ガントリ（図示しない）に内に、静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部であって静磁場用磁石２１と同軸上に筒状のシムコイル２２と、静磁場用磁石２１の内部で筒状に形成される傾斜磁場コイルユニット２３と、ラーモア周波数（共鳴周波数）の高周波（ＲＦ：radio frequency）信号を送信するＲＦコイル２４とが設けられる。

一方、磁気共鳴イメージング装置１０の制御系１２には、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ（シーケンサ）３１及びコンピュータ３２が設けられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続される。静磁場用磁石２１は、静磁場電源２６から供給された電流によって撮影領域（ＦＯＶ：field of view）に静磁場を形成させる。

シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流を供給して、静磁場を均一化する。

傾斜磁場コイルユニット２３は、ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びｚ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成される。また、傾斜磁場コイルユニット２３の内側には天板３５が設けられ、その天板３５上には被検体Ｐが臥位にて載置される。天板３５は、天板駆動機構３５ｂによって被検体Ｐの体軸方向に移動させられる。

また、傾斜磁場コイルユニット２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイルユニット２３のｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びｚ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びｚ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙ及びｚ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙ及びｚ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮影領域にそれぞれｘ軸方向の傾斜磁場、ｙ軸方向の傾斜磁場及びｚ軸方向の傾斜磁場を形成する。

ＲＦコイル２４は送信器２９及び受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４を、少なくともｚ軸方向に複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとする。例えば、ＲＦコイル２４を、ｘ軸方向に４エレメント、ｙ軸方向に４エレメント及びｚ軸方向に１０エレメントの表面コイルで構成されるマルチコイルとする。以下、各表面コイルで同時に核磁気共鳴（ＮＭＲ：nuclear magnetic resonance）信号を受信して画像を再構成させる撮影方法であるパラレルイメージング（ＰＩ：parallel imaging）法を用いる場合について説明するが、この場合に限定されるものではない。ＲＦコイル２４は、送信器２９からＲＦ信号を受けて被検体Ｐに高周波磁場パルスを送信すると共に、被検体Ｐ内部の原子核スピンのＲＦ信号による励起に伴って発生したＮＭＲ信号を受信して受信器３０に与える。なお、ＲＦコイル２４は、ガントリに内蔵されず、天板３５や被検体Ｐ近傍に設けられてもよい。

シーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は、図示しないＣＰＵ（central processing unit）及びメモリを備えており、傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する。また、シーケンスコントローラ３１は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることによりｘ軸傾斜磁場、ｙ軸傾斜磁場及びｚ軸傾斜磁場とＲＦ信号とを発生させる。

送信器２９は、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてＲＦ信号をＲＦコイル２４に与える。一方、受信器３０は、ＲＦコイル２４から受けたＮＭＲ信号に所要の信号処理を実行すると共にＡ／Ｄ（analog/digital）変換することにより、受信器３０からデジタル化されたＮＭＲ信号である生データ（raw data）を生成する。また、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、受信器３０からの生データを受けてコンピュータ３２に与える。

コンピュータ３２は、図示しないＣＰＵ、ＲＯＭ（read only memory）、内部メモリとしてのＲＡＭ（random access memory）及び外部メモリとしてのＨＤ（hard disk）等、コンピュータとしての基本的なハードウェアから構成されるものとする。また、コンピュータ３２には、参照（リファレンス）用のリアルタイムな２次元（２Ｄ：2 dimensions）の血管造影像、診断用の３次元（３Ｄ：3 dimensions）の血管造影像、各種パラメータ、及び、後述する変速信号入力画面を表示するモニタ３８と、ユーザによる操作が可能で、ＰＩシーケンスの選択情報と共に動作指令を与え、また、天板３５の変速信号を入力するマウス及びジョイスティック等の入力装置３９が接続される。なお、コンピュータ３２には、各種アプリケーションプログラムやデータを記憶したメディアから各種アプリケーションプログラムやデータを読み込むドライブを具備する場合もある。

ＣＰＵは、コンピュータ３２全体を制御する制御部であり、ＲＯＭやＨＤに記憶した各種制御プログラムやアプリケーションプログラムを実行してコンピュータ３２の制御、通信の制御及びデータの取得及び編集等を行なう。制御プログラムとして、表示画面にグラフィックを使用し、基礎的な操作を入力装置３９によって行なうことができるＧＵＩ（graphical user Interface）を利用するためのプログラムを有している。

ＲＯＭは、主にコンピュータ３２の制御プログラムであるＢＩＯＳ（basic input/output system）やデータを記憶する不揮発性の記憶装置であり、ＲＡＭは、ＣＰＵのワークメモリや一時的な記憶に用いられる揮発性の記憶装置である。なお、ＲＯＭは、書き換えができないタイプのマスクＲＯＭであっても書き換えができるタイプのＰＲＯＭ（Programmable ROM）であってもよい。

ＨＤは、各種アプリケーションプログラムやデータを記憶する記憶装置である。撮影系１１から収集した生データを配置するためのｋｘ−ｚ及びｋｘ−ｘｙ−ｚのハイブリッド空間を形成したデータベース４０は、内部メモリ又は外部記憶装置に格納される。図では代表的な例としてＨＤと記述した。また、以降の記述ではひとつの例としてＨＤに格納されるものとして述べるものとする。なお、ハイブリッド空間とは、フーリエ空間（ｋ空間）と実空間とを混成した空間である。

コンピュータ３２は、ＣＰＵによってプログラムが読み込まれて実行されることによってシーケンスコントローラ制御手段１０１、天板移動速度制御手段１０２、データ収集手段１０３、２Ｄデータ取得手段１０４、２Ｄデータ再配置手段１０５、２Ｄ画像再構成手段１０６、表示制御手段１０７、３Ｄデータ再配置手段１０８、３Ｄ画像再構成手段１０９、３Ｄ画像処理手段１１０及び３Ｄ画像記録手段１１１として機能する。なお、プログラムによらず、特定のハードウェア（回路）を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。

シーケンスコントローラ制御手段１０１は、入力装置３９又はその他の構成要素からの情報に基づいて、所要のシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることによって、３Ｄスキャンを実行させる機能を有する。

天板移動速度制御手段１０２は、後述するデータ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、入力手段３９によって入力された天板３５の変速信号の入力に従って天板３５の移動速度を計算し、その移動速度にて天板３５を移動させるように天板移動制御装置３５ａを介して天板駆動機構３５ｂを制御する機能を有する。

データ収集手段１０３は、３Ｄスキャンの実行により収集された３Ｄ生データを収集する機能を有する。

２Ｄデータ取得手段１０４は、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、データ収集手段１０３で収集した３Ｄ生データのうち一部の２Ｄデータである“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータを取得する機能を有する。より具体的には、２Ｄデータ取得手段１０４としての２Ｄデータ切出手段１０４ａは、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、データ収集手段１０３で収集した３Ｄ生データから、“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータを切り出す機能を有する。なお、２Ｄデータ取得手段１０４は、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、データ収集手段１０３で収集した３Ｄ生データから、“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータを選択してもよい。

２Ｄデータ再配置手段１０５は、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、２Ｄデータ切出手段１０４ａで切り出した“ｋｙ＝０”の２Ｄデータをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間にて再配置する機能を有する。

２Ｄ画像再構成手段１０６は、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、２Ｄデータ再配置手段１０５でｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換を行ない、実空間の２Ｄ画像（投影像）を取得する機能を有する。

表示制御手段１０７は、データ収集手段１０３による３Ｄ生データの収集と並行して、２Ｄ画像再構成手段１０６で２Ｄ再構成して得られた画像データをモニタ３８に与えて、モニタ３８に２Ｄの投影像である血管造影像を表示させる機能を有する。

３Ｄデータ再配置手段１０８は、データ収集手段１０３で収集した３Ｄ生データをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間にて再配置する機能を有する。

３Ｄ画像再構成手段１０９は、３Ｄデータ再配置手段１０８でｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換を行ない、実空間の３Ｄ画像を取得する機能を有する。

３Ｄ画像処理手段１１０は、３Ｄ画像再構成手段１０９で取得した３Ｄ画像にＳＶＲ（shaded volume rendering）処理、ＭａｘＩＰ（maximum intensity projection）処理、ＭｉｎＩＰ（minimum intensity projection）処理によって、３Ｄの投影像を取得する機能やＭＰＲ（multiple plane rendering）処理等の画像処理を施す機能を有する。

３Ｄ画像記録手段１１１は、３Ｄ画像処理手段１１０で取得した３Ｄの投影像をＨＤに記録する機能を有する。また、３Ｄの投影像は、表示制御手段１０７を介してモニタ３８に表示されるように構成してもよい。

続いて、本発明に係る磁気共鳴撮像方法について、図２に示すフローチャートを用いて説明する。

天板３５上に被検体Ｐが臥位にて載置されると共に、静磁場電源２６から静磁場用磁石２１に電流が供給されて、静磁場用磁石２１内部に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮影領域に形成された静磁場が均一化される。

入力装置３９からシーケンスコントローラ制御手段１０１にＰＩシーケンスの選択情報と共に動作指令が与えられる。このため、シーケンスコントローラ制御手段１０１はＰＩシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与える。シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御手段１０１から受けたＰＩシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９及び受信器３０を駆動させることにより撮影領域にｘ軸傾斜磁場、ｙ軸傾斜磁場及びｚ軸傾斜磁場を形成させるとともに、ＲＦ信号を発生させる。

この際、傾斜磁場コイルにより形成されたｘ軸傾斜磁場、ｙ軸傾斜磁場及びｚ軸傾斜磁場は主として、位相エンコード（ＰＥ：phase encoding）用傾斜磁場、読出し（ＲＯ：readout）用傾斜磁場、スライスエンコード（ＳＥ：slice encoding）用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、被検体Ｐ内部における原子核のスピンの回転方向に規則性が現れ、ＳＥ用傾斜磁場によりｚ軸方向に形成されたスライスにおける二次元的な位置情報であるｘ座標およびｙ座標は、ＰＥ用傾斜磁場およびＲＯ用傾斜磁場によりそれぞれ被検体Ｐ内部における原子核のスピンの位相変化量および周波数変化量に変換される。

そして、送信器２９からＰＩシーケンスに応じてＲＦコイル２４の各チャンネルを経由して各表面コイル２４ａにそれぞれにＲＦ信号が与えられる。各表面コイル２４ａから、天板３５に載置された被検体Ｐに向かってＲＦ信号が送信される。さらに、被検体Ｐの内部においてＲＦ信号の周波数に応じたスライスに含まれる原子核の核磁気共鳴により生じたＮＭＲ信号が、ＲＦコイル２４の各表面コイル２４ａにより受信されて受信器３０に与えられる。

また、天板移動速度制御手段１０２が天板移動制御装置３５ａを介して天板駆動機構３５ｂを制御することによって、被検体Ｐが載置された天板３５がｚ軸方向に連続的に移動される（ステップＳ１）。

受信器３０は、ＲＦコイル２４の各表面コイル２４ａからＮＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅及びフィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器３０は、ＮＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＮＭＲ信号である３Ｄ生データを生成する。受信器３０は、生成した３Ｄ生データをシーケンスコントローラ３１に与える。

シーケンスコントローラ３１は、受信器３０から受けた３Ｄ生データをコンピュータ３２のデータ収集手段１０３に与える。このデータ収集手段１０３では、３Ｄ生データが収集される（ステップＳ２）。すなわち、データ収集手段１０３は、天板３５を連続的に移動させながら、被検体Ｐの３Ｄ領域を磁気共鳴励起すると共に、３Ｄ領域から３Ｄの核磁気共鳴信号からなる３Ｄ生データを収集する。

次いで、２Ｄデータ取得手段１０４では、ステップＳ２による３Ｄ生データの収集と並行して、ステップＳ２で収集した３Ｄ生データのうち一部の２Ｄデータである“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータが取得される。より具体的には、２Ｄデータ取得手段１０４としての２Ｄデータ切出手段１０４ａでは、ステップＳ２による３Ｄ生データの収集と並行して、ステップＳ２で収集した３Ｄ生データから、“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータが切り出される（ステップＳ３）。

２Ｄデータ再配置手段１０５では、図３に示すように、ステップＳ３で切り出した“ｋｙ＝一定”のｋｙ、例えば“ｋｙ＝０”に関する２Ｄデータがｚ軸方向にフーリエ変換され、データベース４０に形成されたｋｘ−ｚ（ｚ１≦ｚ≦ｚ２）のハイブリッド空間にて再配置される（ステップＳ４）。この結果、経時的に変化する３Ｄ生データがデータベース４０としてＨＤに蓄積される。図３は、ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間を示す図であり、ｚ１≦ｚ≦ｚ２のデータを抜き出すと通常の１画像分のデータ（投影像）となる。なお、“ｋｙ＝一定”のｋｙは“ｋｙ＝０”の場合に限定されるものではない。例えば、図３に示すように、“ｋｙ＝１”の場合であっても、“ｋｙ＝０”の場合と同等の結果が得られる。また、図示しないが、“ｋｙ＝２”や“ｋｙ＝３”等の場合であっても、“ｋｙ＝０”の場合と同等の結果が得られる。

次いで、図４に示すように、２Ｄ画像再構成手段１０６では、ステップＳ２による３Ｄ生データの収集と並行して、ステップＳ４で再配置されｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換が行なわれ、ｘ−ｙ−ｚ（ｚ１≦ｚ≦ｚ２）の実空間の２Ｄ画像（投影像）としての血管造影像が取得される（ステップＳ５）。図４は、図３に示したｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間に対応する実空間ｘ−ｙ−ｚを示す図であり、実空間におけるｚ１≦ｚ≦ｚ２領域の投影像としての２Ｄ画像が得られる。ここでは、主要な応用である血管造影像を例として示している。

図１に示した表示制御手段１０７は、ステップＳ２による３Ｄ生データの収集と並行して、ステップＳ５で取得した画像データをモニタ３８に与えて、モニタ３８に２Ｄの投影像である血管造影像を表示させる（ステップＳ６）。よって、図４に示すような“ｋ＝０”，“ｚ１≦ｚ≦ｚ２”の投影データをスライディングしながら、リアルタイムに被検体Ｐへの造影剤の進入を観察できる。

さて、ここで収集されている全データである３Ｄデータの処理についてステップＳ７〜Ｓ１０の流れとして述べる。実際には３Ｄデータ処理は、背景説明で述べたようにデータ収集と並行して行なうことは困難である。３Ｄデータ再配置手段１０８では、ステップＳ２で収集した３Ｄ生データがｚ軸方向にフーリエ変換され、データベース４０に形成されたｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間にて再配置される（ステップＳ７）。この結果、経時的に変化する３Ｄ生データがデータベース４０としてＨＤに蓄積される。

３Ｄ画像再構成手段１０９では、ステップＳ７でｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換が行なわれ、ｘ−ｙ−ｚの実空間の３Ｄ画像が取得される（ステップＳ８）。

３Ｄ画像処理手段１１０では、ステップＳ８で取得した３Ｄ画像にＳＶＲ処理、ＭａｘＩＰ処理、ＭｉｎＩＰ処理又はＭＰＲ処理等の画像処理が施されることによって、３Ｄの投影像が取得される（ステップＳ９）。

３Ｄ画像記録手段１１１では、ステップＳ９で取得した３Ｄの投影像がＨＤに記録される（ステップＳ１０）。また、３Ｄの投影像は、表示制御手段１０７を介してモニタ３８に表示されてもよい。

これらの３Ｄデータに対する処理は通常はデータ収集の進行よりも遅れて、あるいはデータ収集が終了してから行なうことになるのは上述のとおりである。

以下では、ステップＳ６の処理の続きに戻って詳細を述べる。ステップＳ６に続いて、被検体Ｐの撮影を続けるか否かが判断される（ステップＳ１１）。ステップＳ１１の判断にてＹｅｓ、すなわち、撮影を続けると判断された場合、入力装置３９を用いて天板移動速度制御手段１０２に変速信号が入力されたか否かが判断される（ステップＳ１２）。必要に応じてユーザは入力装置３９を操作して、任意のタンミングでコンピュータ３２に変速信号を入力する。ステップＳ１２の判断にてＹｅｓ、すなわち、入力装置３９を用いて天板移動速度制御手段１０２に変速信号が入力されたと判断された場合、天板移動速度制御手段１０２では、天板３５の移動速度が計算される（ステップＳ１３）。

次いで、天板移動速度制御手段１０２が天板移動制御装置３５ａを介して天板駆動機構３５ｂを制御して、ステップＳ１３で計算された移動速度で天板３５が移動され（ステップＳ１）、その移動速度にて再び３Ｄ生データが収集される（ステップＳ２）。また、ステップＳ１２の判断にてＮｏ、すなわち、入力装置３９を用いてコンピュータ３２に変速信号が入力されていないと判断された場合、天板移動速度制御手段１０２が天板移動制御装置３５ａを介して天板駆動機構３５ｂを制御して、変速のない移動速度で天板３５が移動され（ステップＳ１）、再び３Ｄ生データが収集される（ステップＳ２）。

一方、ステップＳ１１の判断にてＮｏ、すなわち、撮影を続けないと判断された場合、動作が終了される。

以上のように、ステップＳ６にて表示された２Ｄ画像を見ながらユーザが必要に応じて変速信号を入力し、ステップＳ１３で計算された天板３５の移動速度にて撮影を繰り返して３Ｄ生データを収集することで、連続的に２Ｄの投影像を取得・表示することができる。また、ステップＳ１３で計算された天板３５の移動速度にて撮影を繰り返して３Ｄ生データを収集することで、適正な３Ｄの投影像を連続的に取得することができる。

図５乃至図７は、天板３５上に臥位にて載置された被検体Ｐの２Ｄ画像である血管造影像を模擬した図である。

図５は、時間Ｔが“Ｔ＝ｔ１”においてステップＳ５で取得した被検体Ｐの血管造影像を示す。この血管造影像では主に胸部まで造影剤が侵入しており、その場合、胸部が適正な撮影領域となる。図６は、“Ｔ＝ｔ１”後のタイミングである“Ｔ＝ｔ２”においてステップＳ５で取得した被検体Ｐの血管造影像を示す。この血管造影像では主に腹部まで造影剤が侵入しており、その場合、腹部が適正な撮影領域となる。また、図７は、“Ｔ＝ｔ２”後のタイミングである“Ｔ＝ｔ３”においてステップＳ５で取得した被検体Ｐの血管造影像を示す。この血管造影像では主に下肢部まで造影剤が侵入しており、その場合、下肢部が適正な撮影領域となる。

また、各部位における造影剤の移動速度（血流速度）には差異がある。その血流速度は胸部の血管内で最も大きく、次いで、腹部、下肢部の順に段階的に小さくなる。よって、血流速度に追随した適正な撮影領域にて撮影を行ない、ステップＳ８にて適正な３Ｄ画像を取得するためには、胸部付近では撮影領域の移動を比較的高速で、すなわち、図８に示すように、天板３５を比較的高速で移動させる必要がある。腹部付近では撮影領域の移動を平均的速度で、すなわち、図８に示すように、天板３５を平均的速度で移動させる必要がある。また、下肢部付近では撮影領域の移動速度を比較的低速で、すなわち、図８に示すように、天板３５を比較的低速で移動させる必要がある。

図８に示すように、ガントリ５５内に進入する天板３５の移動速度を比較的高速、平均的速度、比較的低速と順に変速させながらステップＳ２によって連続的に３Ｄ生データを収集することで、移動速度が変化する天板３５によって連続的に収集された３Ｄ生データを基に、ステップＳ６で順次２Ｄ画像を表示すると共に、ステップＳ８で順次適正な３Ｄ画像を取得することができる。なお、ステップＳ２によって新たな３Ｄ生データが収集される毎に、ステップＳ２乃至Ｓ６の動作を繰り返すことで、ステップＳ６ではモニタ３８に、２Ｄ画像を更新表示させることができる。

また、図９は、被検体Ｐ毎における血流速度の差異の一例を示す表である。

図９は、被検体としての高齢者Ｐ１、中年者Ｐ２及び若年者Ｐ３における血流速度の差異を示し、高齢者Ｐ１、中年者Ｐ２及び若年者Ｐ３の血流速度は胸部から下肢部にかけて低下する（図５乃至図７にて説明済み）。また、若年者Ｐ３、中年者Ｐ２、高齢者Ｐ１の順に、全体的に血流速度が低下する傾向にある。

よって、図５、図６、図７及び図９で説明した通り、血流速度は、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎で差異が生じるので、図８に示した天板３５の移動速度を画一的に定めることができず、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎で異なる移動速度をもつ血流に追随するように天板３５の移動速度を変化させることが不可欠となる。

よって、ステップＳ６にてモニタ３８に表示された２Ｄの血管造影像を見ながら、ユーザは、入力装置３９を用いて天板移動速度制御手段１０２に対して天板３５の変速信号を適宜入力する。血流速度が比較的速い部位、例えば、図５に示した胸部付近を撮影している時は、天板３５を比較的高速で移動させることで撮影領域を比較的高速で移動させる一方、血流速度が比較的遅い部位、例えば、図７に示した下肢部付近を撮影している時は、天板３５を比較的低速で移動させることで撮影領域を比較的低速で移動させる。例えば、ユーザは、入力装置３９を用いて変速信号入力画面を操作し、天板移動速度制御手段１０２に対して天板３５の変速信号を入力する。

図１０は、天板３５の変速信号入力画面の一例を示す図である。

図１０は、ユーザが入力装置３９を操作して、任意のタンミングでコンピュータ３２に変速信号を入力できる、天板３５の変速信号入力画面（ＧＵＩ画面）を示す。この変速信号入力画面には、磁気共鳴イメージング装置１０のガントリ、天板３５及び被検体Ｐの位置関係が、また、その位置関係から形成される撮影領域がそれぞれグラフィックとして示されており、この画面にて磁気共鳴イメージング装置１０の天板３５の変速信号を適宜入力する。また、変速信号入力画面の右側における撮影領域のグラフィック内側には、変速信号入力画面で入力した変速信号によってステップＳ１３で計算された天板３５の移動速度でステップＳ５にて取得した血管造影像がリアルタイムで参照画像として表示される。

ユーザは、参照画像としての血管造影像を見ながら、血流速度に対して、撮影領域の移動が遅すぎる場合は変速信号入力画面上の「もっと速く」ボタンを、速すぎる場合は「もっとゆっくり」ボタンを押す。「もっと速く」又は「もっとゆっくり」ボタンが押されると、変速信号として天板移動速度制御手段１０２に入力される。変速信号入力画面上における天板３５の模式図の変化速度が調整される。さらに、変速信号によって天板移動速度制御手段１０６では天板３５の移動速度が計算される。

ここでは、図５に示す“Ｔ＝ｔ１”の場合を示す。ユーザは胸部の血管造影像を見ながら、血流速度に対して、変速信号入力画面上の「もっと速く」ボタンを押す。「もっと速く」ボタンが押されると、変速信号入力画面上における天板３５のグラフィックの変化速度が加速されると共に、天板移動速度制御手段１０２では天板３５の移動速度が計算される。

図１１は、天板３５の変速信号入力画面の一例を示す図である。

図１１に示す変速信号入力画面は、図６の場合を示す。ユーザは腹部の血管造影像を見ながら、血流速度に対して、変速信号入力画面上の「もっとゆっくり」ボタンを押す。「もっとゆっくり」ボタンが押されると、変速信号入力画面上における天板３５のグラフィックの変化速度が減速されると共に、天板移動速度制御手段１０２では天板３５の移動速度が計算される。

なお、入力装置３９を用いて変速信号入力画面上の位置関係の模式図は、レーザ等を利用した位置計測装置で計測した実際の天板３５の位置を基に表示されるものであってもよい。

図１０及び図１１で説明したように、ステップＳ１３にて血流速度に追随して天板３５の移動速度を適宜計算することによって、計算後の天板３５の移動速度でステップＳ２にて収集した３Ｄ生データを基にした３Ｄ画像がＨＤに記録される。この３Ｄ画像は、被検体Ｐの部位や被検体Ｐによる血流速度の差異に順応しているので、診断用の３Ｄの血管造影像を得るに適正な３Ｄ画像である。

なお、３Ｄ再構成画像としての血管造影像は表示制御手段１０７により適宜モニタ３８に与えられて、モニタ３８に表示されてもよい。

図１２及び図１３は、天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図である。

図１２及び図１３のｋｘ−ｚのハイブリッド空間では、図中上側（胸部）から下側（下肢部）に向かう時系列でデータ収集が行なわれ、図中破線は、天板が一定速度で移動する場合のデータの収集単位を示す。また、図中実線は、変速信号入力画面上で変速信号が入力され天板の移動速度が適宜変化する場合のデータの収集単位を示す。

図１２に示すｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の胸部に相当する位置（図中の上側）では血流が比較的高速であるため、被検体が載置される天板の移動速度が比較的高速となる。よって、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において被検体の胸部に相当する位置では、少なくとも撮影中心軸付近のｍｘ分のデータを収集する。

続けて、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の胸部から腹部（図中の中央）にかけては血流速度が徐々にゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなるに従って、ｍｘ分のデータの収集に加えて、徐々にｋｘの高周波分についてもデータを収集するようになる。さらに、変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定したｋｘの最高周波数分（Ｍｘ）までデータを収集する。

続けて、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の腹部から下肢部（図中の下側）にかけては被検体の血流速度がさらにゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定したｋｘの最高周波数分を２回加算する。又は、天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定したｋｘの最高周波数分を更新する（図示しない）。

また、図１３に示すｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の胸部に相当する位置（図中の上側）では血流が比較的高速であるため、被検体が載置される天板の移動速度が比較的高速となる。よって、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において被検体の胸部に相当する位置では、少なくとも撮影中心軸付近のｍｘ分のデータを収集する。

続けて、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の胸部から腹部（図中の中央）にかけては血流速度が徐々にゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなるに従って、ｍｘ分のデータの収集に加えて、ｋｘの撮影中心軸付近でデータが隙間なく揃うようにｋｘの高周波分の取得順序を変更してｋｘの高周波分のデータを収集する。さらに、変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、撮影中心軸付近を揃えるストラテジで収集する。

続けて、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間において、被検体の腹部から下肢部（図中の下側）にかけては被検体の血流速度がさらにゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなると、想定したｋｘの最高周波数分を２回加算する。又は、天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定したｋｘの最高周波数分を更新する（図示しない）。

図１４は、本発明に係る磁気共鳴血管造影方法の変形例を示すフローチャートである。

磁気共鳴血管造影方法の変形例によると、まず、入力装置３９を用いて、ユーザによってデータ収集条件の初期値がコンピュータ３２に入力される（ステップＳ２１）。データ収集条件としては、天板３５の移動速度、ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間における天板３５の位置がある。

データ収集手段１０３では、入力されたデータ収集条件としての天板３５の移動速度及び位置で３Ｄ生データが収集される（ステップＳ２２）。ステップＳ２２による３Ｄ生データの収集と並行して、収集されたデータを基に必要なデータが揃ったか否かによって、被検体Ｐの撮影を続けるか否かが判断される（ステップＳ２３）。

ステップＳ２３の判断にてＹｅｓ、すなわち、被検体Ｐの撮影を続けると判断された場合、“ｋｙ＝一定”、例えば“ｋｙ＝０”であるか否かが判断される（ステップＳ２４）。

ステップＳ２４の判断にてＹｅｓ、すなわち、“ｋｙ＝０”と判断された場合、ステップＳ２２による３Ｄ生データの収集と並行して、２Ｄデータ切出手段１０４ａによって“ｋｙ＝０”の２Ｄデータが切り出され（ステップＳ２５）、２Ｄデータ再配置手段１０５によってｚ軸方向にフーリエ変換され、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間にて再配置される（ステップＳ２６）。次いで、ステップＳ２６でｋｘ方向に揃ったｚデータについて、あるｚ座標におけるｋｘが新規に揃ったか否かが判断される（ステップＳ２７）。ステップＳ２７の判断にてＮｏ、すなわち、あるｚ座標についてｋｘが新規に揃っていないと判断された場合、速度変更指示があればその情報が出力される（ステップＳ２８）。

天板移動速度制御手段１０２では、ステップＳ２２による３Ｄ生データの収集と並行して、ステップＳ１で入力したデータ収集条件にて既に取得済みの３Ｄ生データと変速信号とを総合して、データ収集条件、すなわち、変速後の天板３５の移動速度及び次の天板３５の位置が計算される（ステップＳ２９）。次いで、ステップＳ１で入力したデータ収集条件が、ステップＳ２４で算出したデータ収集条件に更新され（ステップＳ３０）、ステップＳ２４で算出したデータ収集条件にて再び３Ｄ生データが収集される（ステップＳ２２）。

一方、ステップＳ２７の判断にてＹｅｓ、すなわち、あるｚ座標についてｋｘが新規に揃ったと判断された場合、ｘ軸方向にフーリエ変換し、２Ｄ画像がｚ軸方向に拡張して更新され（ステップＳ３１）、速度変更指示があればその情報が出力される（ステップＳ２８）。ステップＳ３１で更新した２Ｄ画像をモニタ２８に表示することで、ユーザは、変速信号を入力する。

一方、ステップＳ２３の判断にてＮｏ、すなわち、撮影を続けないと判断された場合、被検体Ｐの撮影を終了する。

また、ステップＳ２４の判断にてＮｏ、すばわち、“ｋｙ＝０”でない場合、データ収集条件が計算される（ステップＳ２９）。

なお、本発明において、一般に、撮影領域はその撮影中心軸から離れる程、線形性（傾斜磁場の傾き）が悪くなり、ＦＴ処理によるＭＲ画像はその形状が歪むので、既知の傾斜磁場線形性補正法を適用してもよい。

加えて、本発明における投影処理は、血管造影像を強調するため、流体部分以外の静止部からの信号を抑制する位相ねじれの手法を応用したＴＷＩＰ（twisted projection）法に基づき血管の投影像を得るものであり、その中の、３Ｄ画像データの後処理の中で、いわゆる“ツイスター”による「ねじれ効果」をもたせる方法に準拠してもよい。

さらに、ｋ空間の撮影中心軸付近に配置するデータをその他の部分に配置するデータよりも多く収集するようにパルスシーケンスの収集単位（励起）順を設定し、スキャンするサンプリング法である３Ｄ−ＴＲＩＣＫＳ法をｋｘ−ｚのハイブリッド空間に適用してもよく、これにより、時間分解能をさらに向上させることができる。

磁気共鳴イメージング装置１０及び磁気共鳴血管造影方法によると、被検体の内部の実際の血流速度を観察しながら天板３５の移動速度を制御することができ、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎に異なる血流速度に追随した適正な画像データを取得できる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す概略図。 本発明に係る磁気共鳴撮像方法を示すフローチャート。 ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間を示す図。 ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間に対応する実空間ｘ−ｙ−ｚを示す図。 天板上に臥位にて載置された被検体（胸部）の２Ｄ画像である血管造影像を模擬した図。 天板上に臥位にて載置された被検体（腹部）の２Ｄ画像である血管造影像を模擬した図。 天板上に臥位にて載置された被検体（下肢部）の２Ｄ画像である血管造影像を模擬した図。 天板の速度変化を示す図。 被検体毎における血流速度の差異の一例を示す表。 天板の変速信号入力画面の一例を示す図。 天板の変速信号入力画面の一例を示す図。 天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図。 天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図。 本発明に係る磁気共鳴血管造影方法の変形例を示すフローチャート。

符号の説明

１０ 磁気共鳴イメージング装置
３２ コンピュータ
３５ 天板
３５ａ 天板移動制御装置
３５ｂ 天板駆動機構
３８ モニタ
３９ 入力装置
４０ データベース
１０１ シーケンスコントローラ制御手段
１０２ 天板移動速度制御手段
１０３ データ収集手段
１０４ ２Ｄデータ取得手段
１０４ａ ２Ｄデータ切出手段
１０５ ２Ｄデータ再配置手段
１０６ ２Ｄ画像再構成手段
１０７ 表示制御手段
１０８ ３Ｄデータ再配置手段
１０９ ３Ｄ画像再構成手段
１１０ ３Ｄ画像処理手段
１１１ ３Ｄ画像記録手段

Claims (22)

1. 被検体を載置する天板と、この天板を長手方向（ｚ軸方向）に移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行なう磁気共鳴イメージング装置において、
   前記天板駆動機構を制御して、前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、
   前記天板を移動させながら核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集手段と、
   前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像取得手段と、
   前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記２Ｄ画像を表示させる表示制御手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記３Ｄデータを基に３Ｄ画像を取得する３Ｄ画像取得手段を有し、前記天板移動速度制御手段は、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させ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２Ｄ画像取得手段は、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータのうち、“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータを取得する２Ｄデータ取得手段と、この２Ｄデータ取得手段で取得した２Ｄデータをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間にて再配置する２Ｄデータ再配置手段と、この２Ｄデータ再配置手段でｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換を行ない、実空間の２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像再構成手段とを有す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。
4. 前記“ｋｙ＝一定”を“ｋｙ＝０”とすることを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. ＲＦコイルを、少なくともｚ軸方向に複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとし、前記複数の表面コイルで同時に前記核磁気共鳴信号を受信す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。
6. 前記３Ｄ画像取得手段は、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間にて再配置する３Ｄデータ再配置手段と、この３Ｄデータ再配置手段でｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換を行ない、実空間の３Ｄ画像を取得する３Ｄ画像再構成手段と、この３Ｄ画像取得手段で取得した３Ｄ画像に画像処理を施す３Ｄ画像処理手段とを有することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記天板移動速度制御手段に対して、前記変速信号を入力する入力装置を具備することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 実際の前記天板の位置を計測する位置計測装置を有することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 被検体を載置する天板と、この天板を移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記被検体の内部の血管に造影剤を注入して前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行ない、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集手段と、
   前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像取得手段と、
   前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、前記２Ｄ画像を表示させる表示制御手段と、
   前記３Ｄデータを基に３Ｄ画像を取得する３Ｄ画像取得手段とを有し、
   前記データ収集手段による前記３Ｄデータの収集と並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 被検体の内部の血管に造影剤を注入して天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行ない、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴血管造影方法において、
    前記天板が移動される天板移動工程と、
    前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータが収集されるデータ収集工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、前記３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを基に２Ｄ画像が取得される２Ｄ画像取得工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄ画像が表示される２Ｄ画像表示工程と、
    前記３Ｄデータを基に３Ｄ画像が取得される３Ｄ画像取得工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度が計算される移動速度計算工程とを有し、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させることを特徴とする磁気共鳴血管造影方法。
11. 前記２Ｄ画像取得工程は、前記３Ｄデータから、“ｋｙ＝一定”のｋｙに関する２Ｄデータが切り出される２Ｄデータ取得工程と、この２Ｄデータ取得工程で取得した２Ｄデータがｚ軸方向にフーリエ変換され、ｋｘ−ｚのハイブリッド空間にて再配置される２Ｄデータ再配置工程と、この２Ｄデータ再配置工程でｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換が行なわれ、実空間の２Ｄ画像が取得される２Ｄ画像再構成工程とを有することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
12. 前記“ｋｙ＝一定”を“ｋｙ＝０”とすることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴血管造影方法。
13. 前記２Ｄデータ再配置工程でｋｘ方向に揃ったｚデータについて、所定のｚ座標におけるｋｘが新規に揃った場合、ｘ軸方向にフーリエ変換され、前記２Ｄ画像がｚ軸方向方向に拡張されることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴血管造影方法。
14. 前記ｋｘ−ｚのハイブリッド空間で、その撮影中心に配置するデータをその他の部分に配置するデータよりも多く収集するようにパルスシーケンスの収集単位順を設定してスキャンするサンプリング法である３Ｄ−ＴＲＩＣＫＳ法が適用されることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴血管造影方法。
15. 前記３Ｄ画像取得工程は、前記３Ｄデータがｚ軸方向にフーリエ変換され、ｋｘ−ｋｙ−ｚのハイブリッド空間にて再配置される３Ｄデータ再配置工程と、この３Ｄデータ再配置工程でｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換が行なわれ、実空間の３Ｄ画像が取得される３Ｄ画像再構成工程と、この３Ｄ画像取得工程で取得した３Ｄ画像に画像処理が施される３Ｄ画像処理工程とを有することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
16. 前記３Ｄ画像処理工程は、前記３Ｄ画像再構成工程で取得した３Ｄ画像にＳＶＲ（shaded volume rendering）処理、ＭａｘＩＰ（maximum intensity projection）処理、ＭｉｎＩＰ（minimum intensity projection）処理又はＭＰＲ（multiple plane rendering）処理が施されることを特徴とする請求項１５に記載の磁気共鳴血管造影方法。
17. 前記３Ｄ画像取得工程で取得した３Ｄ画像を記録する３Ｄ画像記録工程を有することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
18. 既に取得済みの３Ｄデータと変速信号とを総合して、変速後の前記天板の移動速度及び次の前記天板位置が計算されることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
19. 少なくともｚ軸方向に複数の表面コイルで同時に前記核磁気共鳴信号を受信して、その核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを基に、前記２Ｄ画像又は前記３Ｄ画像が再構成されることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
20. 撮影領域の線形性を補正する傾斜磁場非線形性補正法が適用されることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
21. 前記被検体の内部の流体部分以外の静止部からの信号を抑制する位相ねじれの手法を応用したＴＷＩＰ（twisted projection）法が適用されることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴血管造影方法。
22. 被検体を載置するための天板をｚ軸方向に移動させる天板移動工程と、
    前記天板を連続的に移動させながら、前記被検体の３Ｄ領域を磁気共鳴励起すると共に前記３Ｄ領域から３Ｄの核磁気共鳴信号からなる３Ｄデータを収集するデータ収集工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、前記３Ｄデータのうち一部の２Ｄデータを取得する２Ｄデータ取得工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄデータを基に画像生成処理を行なって２Ｄ画像を生成する２Ｄ画像再構成工程と、
    前記３Ｄデータの収集に並行して、前記２Ｄ画像を表示する２Ｄ画像表示工程とを有し、
    前記データ収集工程によって新たな３Ｄデータが収集される毎に、前記２Ｄデータ取得工程、前記２Ｄ画像再構成工程及び前記２Ｄ画像表示工程を繰り返し、前記２Ｄ画像表示工程によって前記２Ｄ画像を更新表示させることを特徴とする磁気共鳴血管造影方法。

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