JP2008086748A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Abstract

【課題】より簡易な操作で、血流像に代表される広範囲の画像を撮影することが可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することである。
【解決手段】磁気共鳴イメージング装置は、撮影条件設定手段、データ収集手段および画像データ生成手段を有する。撮影条件設定手段は、複数の撮影部位(REGIONS)ごとに少なくとも１つの非造影撮影を含む撮影条件(MORPHOLOGY/FUNCTION)を設定する。データ収集手段は、撮影条件設定手段によって設定された撮影条件(MORPHOLOGY/FUNCTION)に従って複数の撮影部位(REGIONS)ごとにデータを収集する。画像データ生成手段は、データ収集手段によって収集された複数の撮影部位(REGIONS)ごとのデータから画像データを生成する。
【選択図】 図９

Description

本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（RF: radio frequency）信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する核磁気共鳴（NMR：nuclear magnetic resonance）信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング（MRI：Magnetic Resonance Imaging）装置に係り、特に、撮影部位ごとに撮影条件を設定し、設定した撮影条件に従って各撮影部位からのデータを収集することが可能な磁気共鳴イメージング装置に関する。
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数のRF信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するNMR信号から画像を再構成する撮像法である。
この磁気共鳴イメージングの分野において、血流像を得る手法としてMRA(Magnetic Resonance Angiography)が知られている。MRAのうち、造影剤を使用しないものは非造影MRAと呼ばれる。非造影MRAでは、ECG（electro cardiogram）同期を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するFBI（Fresh Blood Imaging）法が考案されている（例えば特許文献１参照）。
このFBI法による非造影MRAでは、ECG同期の遅延時間を変えて撮像した画像データ間で差分を取ることにより動静脈を分離したMRA像が得られる。さらにFBI法においてspoilerパルスを印加することにより、収縮期における動脈信号を抑制するFlow-Spoiled FBI法も考案されている。Flow-Spoiled FBI法では、心筋の拡張期と収縮期における動脈信号の差が画像化される。また、ECG同期の最適な遅延時間を決定するためのECG-prepスキャンも考案されている。
さらに、FBI法において、低流速の血流を描出するために、読出し（RO：readout）方向にグラジエントパルス（Gspoil）を、傾斜磁場パルスにディフェーズパルスまたはリフェーズパルスを印加するFlow-dephasing法が考案されている（例えば特許文献２、特許文献３および特許文献４参照）。このFlow-dephasing法によれば、ディフェーズパルスまたはリフェーズパルスの作用により、流速の速い血流からの信号値と低流速の血流からの信号値との相対的な信号差を増大させることができる。そして、この相対的な信号差から動静脈を明瞭に分離することが可能となる。
また、撮影断面に流入する血液のみを選択的に描出または抑制するためにt-SLIP (Time-SLIP: Time-Spatial Labeling Inversion Tagging Pulse)パルスを印加する技術が考案されている（例えば特許文献５参照）。このt-SLIP法では、ECG信号のR波から一定の遅延時間(delay time)経過後にt-SLIPパルスが印加され、撮影領域に流入する血液がラベリングされる。これにより、反転時間(TI: inversion time)後に撮影断面に到達した血液の信号強度が強調される。
また、ECG-prepスキャンによる心電同期タイミングの測定を行わずに簡易に非造影で血流の動態情報を得る技術が考案されている（例えば特許文献６参照）。この技術は、ECG-prepスキャンをイメージングスキャンとして利用するものである。すなわち、ECG-prepスキャンと同様にECG信号のR波からの遅延時間を徐々に変化させたイメージングスキャンによって複数回に亘って収集された２次元のデータを差分処理することによって血流の動態情報が求められる。
一方、NMR信号を受信するための受信用RFコイルは、RF信号の送信用のRFコイルと兼用することもあるが、多くの場合、撮影部位に応じた専用の受信用RFコイルが用いられる。例えば、脊椎用コイルとしてコイル要素を体軸方向に並べるアレイコイルが提案されている（例えば特許文献７参照）。また、腹部全体を撮像する場合には、被検体を取り囲むように複数のコイル要素を配置し、腹部全体からＮＭＲ信号が受信される（例えば特許文献８参照）。
しかし、撮像部位ごとにコイル要素を配置する必要があるため、コイル要素の数が増えるという問題がある。さらに、ユーザは被検体や撮影部位が変わる度に、撮像部位に応じたコイル要素に差し替える必要が生じる。このため、ユーザは撮像部位に応じた専用のコイル要素を多くそろえる必要があるとともに、コイル要素の差し替え作業は、現場の医師や技師等のユーザにとって非常に煩わしい作業となっている。
そこで、被検体の体軸に垂直なＸ軸方向に並ぶ複数のコイル要素についてスイッチ回路や合成回路(Matrix)を設けて、受信用に使用するコイル要素の組合せをモード選択できるようにする技術も考案されている（例えば特許文献８参照）。
特開２０００−５１４４号公報 特開２００２−２０００５４号公報 特開２００３−１３５４３０号公報 米国特許第６８０１８００号明細書 特開２００１−２５２２６３号公報 特開２００４−３２９６１４号公報 特開平５−２６１０８１号公報 特開２００３−３３４１７７号公報
従来の血流像の撮影は、器官や臓器の撮影とは対照的に、撮影部位専用の受信用のRFコイルを移動させて断面ごとに行われている。すなわち、ある断面における血流像の撮影が完了すると、ユーザは受信用のRFコイルを次に撮影対象となる断面における血流像の撮影に適した位置に移動させる。そして、RFコイルの位置が決定されると、対応する断面における血流像の撮影が行われる。
また、血流像の撮影は、専用のRFコイルが異なるような複数の撮影部位に亘って行われる場合がある。この場合、撮影部位が変わる度に、受信用のRFコイルを差し替える必要がある。特に全身に亘る血流の画像を撮影する場合には、極めて頻繁にRFコイルを差し替える必要が生じる。
さらに、撮影部位ごとに血流像の撮影に適した撮影シーケンスが異なる場合には、撮影部位が変わる度に、ユーザは撮影シーケンスを再設定する必要がある。
このように、広範囲に亘る血流像を撮影しようとする場合、ユーザは受信用のRFコイルの選択および設置といった煩雑な作業に加え、撮影シーケンスの再設定といった煩雑な操作を行う必要があるという問題がある。また、このような問題は、血流像に限らず広範囲の画像を撮影しようとする場合に共通の問題である。
本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、より簡易な操作で、血流像に代表される広範囲の画像を撮影することが可能な磁気共鳴イメージング装置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、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、複数の撮影部位ごとに少なくとも１つの非造影撮影を含む撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記撮影条件設定手段によって設定された前記撮影条件に従って前記複数の撮影部位ごとに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って収集された前記複数の撮影部位ごとのデータから画像データを生成する画像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。
本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、より簡易な操作で、血流像に代表される広範囲の画像を撮影することができる。
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構成図である。
磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１と、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイル２３およびRFコイル２４とを図示しないガントリに内蔵した構成である。
また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５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３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。
静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。
また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。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に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。
傾斜磁場コイル２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイル２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。RFコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。
また、傾斜磁場コイル２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイル２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよび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および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および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およびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。
RFコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。RFコイル２４は、送信器２９から高周波信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンの高周波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に与える機能を有する。
図２は図１に示すRFコイル２４の詳細構成の一例を示す図であり、図３は図２に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの配置例を示す図、図４は図２に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４Ｃの配置例を示す図である。
図２に示すようにRFコイル２４は、筒状の全身用（ＷＢ：whole-body）２４ａコイルとフェーズドアレイコイル２４ｂを備えている。フェーズドアレイコイル２４ｂは、複数のコイル要素２４ｃを備えており、被検体Ｐの体表側と背面側とにそれぞれ複数のコイル要素２４ｃが配置される。
例えば図３に示すように被検体の体表側には、広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。また、図４に示すように被検体の背面側にも同様に広範囲の撮影部位がカバーされるようにｘ方向に４列、ｚ方向に８列の合計３２個のコイル要素２４ｃが配置される。背面側では、被検体Ｐの背骨の存在を考慮した感度向上の観点から、体軸付近に他のコイル要素２４ｃよりも小さいコイル要素２４ｃが配置される。
一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃおよび受信系回路３０ｄを備えている。デュプレクサ３０ａは、送信器２９、ＷＢコイル２４ａおよびＷＢコイル２４ａ用のアンプ３０ｂと接続される。アンプ３０ｂは、各コイル要素２４ｃおよびＷＢコイル２４ａの数だけ設けられ、それぞれ個別に各コイル要素２４ｃおよびＷＢコイル２４ａと接続される。切換合成器３０ｃは、単一または複数個設けられ、切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して複数のコイル要素２４またはＷＢコイル２４ａと接続される。受信系回路３０ｄは、各コイル要素２４ｃおよびＷＢコイル２４ａの数以下となるように所望の数だけ設けられ、切換合成器３０ｃの出力側に設けられる。
ＷＢコイル２４ａは、高周波信号の送信用のコイルとして用いることができる。また、ＮＭＲ信号の受信用のコイルとして各コイル要素２４ｃを用いることができる。さらに、ＷＢコイル２４ａを受信用のコイルとして用いることもできる。
このため、デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用の高周波信号をＷＢコイル２４ａに与える一方、ＷＢコイル２４ａにおいて受信されたＮＭＲ信号を受信器３０内のアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに与えるように構成されている。また、各コイル要素２４ｃにおいて受信されたＮＭＲ信号もそれぞれ対応するアンプ２４ｄを経由して切換合成器３０ｃに出力されるように構成されている。
切換合成器３０ｃは、コイル要素２４ｃやＷＢコイル２４ａから受けたＮＭＲ信号の合成処理および切換を行って、対応する受信系回路３０ｄに出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｄの数に合わせてコイル要素２４ｃやＷＢコイル２４ａから受けたＮＭＲ信号の合成処理および切換が切換合成器３０ｃにおいて行われ、所望の複数のコイル要素２４ｃを用いて撮影部位に応じた感度分布を形成して様々な撮影部位からのＮＭＲ信号を受信できるように構成されている。
ただし、コイル要素２４ｃを設けずに、ＷＢコイル２４ａのみでＮＭＲ信号を受信するようにしてもよい。また、切換合成器３０ｃを設けずに、コイル要素２４ｃやＷＢコイル２４ａにおいて受信されたＮＭＲ信号を直接受信系回路３０ｄに出力するようにしてもよい。さらに、より多くのコイル要素２４ｃを広範囲に亘って配置することもできる。
図５は、図２に示す被検体Ｐの体表側に設けられるコイル要素２４ｃの別の配置例を示す図、図６は図２に示す被検体Ｐの背面側に設けられるコイル要素２４Ｃの別の配置例を示す図である。
図５および図６に示すようにさらに多くのコイル要素２４ｃを被検体Ｐの周囲に配置することができる。図５に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に４列の１６要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイル２４ｄがｚ方向に３つ配置されているため合計４８要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの体表側に設けられることとなる。また、図６に示す例では、ｘ方向に４列、ｚ方向に８列の３２要素のコイル要素２４ｃで構成されるコイル２４ｅが背骨側に、図示しない２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイル２４ｆが顎付近に、図示しない１２要素のコイル要素２４ｃを備えたコイル２４ｇが頭部にそれぞれは位置されるため、合計４６要素のコイル要素２４ｃが被検体Ｐの背面側に設けられることとなる。そして、図５および図６に示すように被検体Ｐの体表側および背面側に表面個オイル２４ｃを配置すれば、合計９４要素のコイル要素２４ｃが被検体の周囲に配置されることとなる。各コイル要素２４ｃは、図示しないコイルポートを経由してそれぞれ専用のアンプ３０ｂと接続される。
そして、コイル要素２４ｃを多数被検体Ｐの周囲に配置することによって、コイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能な全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを形成することが可能となる。ＷＢコイル２４ａもコイルや被検体Ｐの位置を移動させることなく複数の撮影部位からのデータを受信することが可能であるが、全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂを受信用のコイルとして用いれば、より撮影部位に適した感度およびより良好なSNR (signal to noise ratio)でデータを受信することが可能となる。
一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器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機能と、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および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚおよび高周波信号を発生させる機能を有する。
また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＮＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。
このため、送信器２９には、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高周波信号をRFコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、RFコイル２４から受けたＮＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。
さらに、磁気共鳴イメージング装置２０には、被検体ＰのECG信号を取得するECGユニット３８が備えられる。ECGユニット３８により取得されたECG信号はシーケンスコントローラ３１を介してコンピュータ３２に出力されるように構成される。
また、寝台３７は、寝台駆動装置３９を備えている。寝台駆動装置３９は、コンピュータ３２と接続され、コンピュータ３２からの制御によって寝台３７の天板(table)を移動させてmoving table法やstepping-table法による撮像を行うことができるように構成される。moving table法は、撮影時に寝台３７の天板を連続移動することによって移動方向に大きな撮影視野(FOV: field of view)を得る技術である。stepping-table法は、stationごとに寝台３７の天板をステップ移動させて3D(dimensional)撮像する技術である。これらの技術は、全身撮像のように一度に撮像できないような広領域の撮像を行う場合に用いられる。寝台３７を移動して収集された複数の画像は、コンピュータ３２における合成処理によって互いに繋ぎ合わせることもできる。
また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられるとともに磁気共鳴イメージングデータ処理システム４３が構成される。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。
図７は、図１に示すコンピュータ３２の機能ブロック図である。
コンピュータ３２は、プログラムによりインターフェース部４１、撮影条件設定部４２、シーケンスコントローラ制御部４３、ｋ空間データベース４４、画像再構成部４５、実空間データベース４７、血流像作成部４８、寝台制御部４９として機能する。
インターフェース部４１は、GUI（Graphical User Interface）技術により表示装置３４に様々な情報の設定や入力を行うための設定画面を表示させる一方、入力装置３３からの指示情報を受け取って対応する構成要素に与える機能を有する。設定される情報としては、撮影条件、画像処理方法等の情報が挙げられる。
特に撮影条件の設定画面を通じて、頭部、胸部、腹部、下肢等の複数の撮影部位に亘る撮影についての撮影条件を一括して設定することができる。このため、複数の撮影部位に亘って撮影条件を再設定することなく、各撮影部位からのデータを収集することが可能となる。また、データ収集には、上述したＷＢコイル２４ａや全身用のフェーズドアレイコイル２４ｂが用いられるため、コイルや被検体Ｐの位置を変える必要がない。これにより、連続的かつ自動的に複数の撮影部位からのデータを収集することができる。
複数の撮影部位に亘る撮影の対象となる主な画像として血流像が挙げられる。特に複数の撮影部位は、造影剤を用いない非造影MRAの対象となり得る。従って、非造影MRA用の撮影条件を複数の撮影部位について設定すれば、全身の血管を造影剤の投与なしに連続して撮像することが可能となる。従って、ここでは非造影MRA用の撮影条件を設定する場合について説明する。
具体的な撮影条件の設定方法としては、予め撮影部位ごとに候補とされた撮影用のパルスシーケンスの中から所望のパルスシーケンスを選択する方法が挙げられる。また、撮影条件に応じて収集されたデータの画像処理方法も変わり得ることから、画像処理方法についても設定画面を通じてデータ収集前に設定することができる。例えば、３次元画像データが収集される場合には、最大値投影（MIP：Maximum Intensity Projection）処理等の投影処理を、心筋の拡張期と収縮期における画像データから静動脈を分離したMRA像を生成する場合には差分処理を、それぞれ自動的に行うか否かの指示を設定画面を通じてデータ収集前に行うことができる。
また、撮影条件として寝台３７の天板の移動を伴うmoving table法やstepping-table法による撮像を入力装置３３から指示することもできる。この場合、天板の位置情報と撮影に用いられるパルスシーケンスが関連付けられる。すなわち、天板の位置に応じてパルスシーケンスを設定することができる。stepping-table法により複数の撮影部位からそれぞれデータを収集する場合には、１つの撮影部位からのデータ収集が終了する都度、被検体Ｐをセットするための寝台３７の天板が移動される。
撮影条件が指示されると、インターフェース部４１から撮影条件設定部４２および画像再構成部４５に与えられる。また、血流像生成に関する画像処理方法が指示されると、インターフェース部４１から血流像作成部４８に与えられる。また、スキャン開始の指示情報が入力装置３３から与えられた場合には、インターフェース部４１からシーケンスコントローラ制御部４３にデータ収集の開始指示が与えられる。
撮影条件設定部４２は、入力装置３３からインターフェース部４１を通じて取得したパルスシーケンスの指示情報に従って、設定されたパルスシーケンス等の撮影条件をシーケンスコントローラ制御部４３に与える機能を有する。また、寝台３７の天板の移動を伴うmoving table法やstepping-table法による撮像が入力装置３３からインターフェース部４１を通じて指示された場合には、撮影条件設定部４２は、寝台制御部４９に寝台３７の天板の位置情報を与えるように構成されている。
シーケンスコントローラ制御部４３は、入力装置３３からインターフェース部４１を通じて取得したスキャン開始指示またはその他の構成要素からのスキャン開始指示に従ってシーケンスコントローラ３１に撮影条件設定部４２から取得したパルスシーケンス等の撮影条件を示す撮影条件情報を与えることによりシーケンスコントローラ３１を駆動制御させる機能と、シーケンスコントローラ３１からｋ空間（フーリエ空間）データである生データを受けてｋ空間データベース４４に形成されたｋ空間に配置する機能とを有する。
ｋ空間データベース４４には、シーケンスコントローラ制御部４３から与えられたｋ空間データが保存される。
画像再構成部４５は、ｋ空間データベース４４からｋ空間データを取り込んで、入力装置３３からインターフェース部４１を通じて取得したパルスシーケンスに対応するフーリエ変換処理等の画像再構成処理を施すことにより、ｋ空間データから画像データを生成する機能と、生成した画像データを実空間データベース４７に書き込む機能とを有する。また、寝台３７の天板の移動を伴うmoving table法やstepping-table法による撮像が入力装置３３からインターフェース部４１を通じて指示され、かつ異なる天板位置において収集された複数の画像を単一の画像として表示させるように指示された場合には、画像再構成部４５は、寝台制御部４９から取得した天板の位置情報に基いて、画像再構成処理によって生成した画像データを繋ぎ合わせるための合成処理を行うように構成される。
血流像作成部４８は、実空間データベース４７に保存された画像データを取得し、インターフェース部４１からの画像処理方法の指示情報に従って、血流像データを生成する機能と、生成した血流像データを表示装置３４に表示させる機能とを有する。血流像作成部４８は、例えば、心筋の拡張期と収縮期において撮像した画像データ間における差分処理を行うことにより動静脈を分離したMRA像を生成したり、３次元の血流像データに投影処理を行うことにより表示用の投影画像を生成するように構成される。
寝台制御部４９は、撮影条件設定部４２からmoving table法やstepping-table法による撮像の指示を受けた場合に、パルスシーケンスの実行に合わせて寝台３７の天板位置が適切な位置に移動するように寝台駆動装置３９を制御する一方、寝台３７の天板位置情報を画像再構成部４５に与えるように構成されている。
次に磁気共鳴イメージング装置２０の動作および作用について説明する。
図８は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により全身に亘る被検体Ｐの非造影MRA画像を撮像する際の流れを示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。
まずステップＳ１において、非造影MRA画像の収集用の撮影条件として各撮影部位に対応するパルスシーケンスがそれぞれ選択される。そのために、インターフェース部４１から表示装置３４に画面情報が与えられ、表示装置３４には、撮影条件や画像処理方法を設定するための設定画面が表示される。
図９は、図１に示す表示装置３４にユーザインターフェースとして表示される撮影条件の設定画面の一例を示す図である。
例えば図９に示すような設定画面において、撮影部位(REGIONS)ごとに撮影条件として任意にパルスシーケンスを選択することができる。図９に示す設定画面では、パルスシーケンス近傍に表示されたセルを入力装置３３の操作によってチェックすることによりパルスシーケンスを選択することができるが、プルダウンメニューを設けてパルスシーケンスを選択するようにしてもよい。
図９の例では、撮影部位として、頭部(HEAD)、頸部(NECK)、胸部(CHEST)、大動脈(AORTA)、腹部(ABDOMEN)、下肢(PERIPHERAL)が表示されている。胸部(CHEST)は、さらに大動脈(ARCH)、肺動脈(PULMONARY)、鎖骨下動脈(SUBCLAVIAN)に分類されている。腹部は、さらに腎臓(RENAL)、門脈(PORTAL VEIN) に分類されている。下肢は、さらに腸骨動脈(ILIAC)、大腿(THIGH)、脹脛(CALF)、足(FOOT)、手(HAND)に分類されている。
そして、各撮影部位において血流の動態(MORPHOLOGY)を撮像する場合に選択候補となるパルスシーケンスと、機能(FUNCTION)MRAを行う場合に選択候補となるパルスシーケンスが表示されている。
頭部の血流動態撮影に用いられるパルスシーケンスとしては、MTC(magnetization transfer contrast)パルスの印加を伴う３次元(3D)タイムオブフライト(TOF: Time of flight)シーケンスが挙げられる。TOFシーケンスは、血流が撮影領域内に流入することを利用し、組織の縦緩和時間(T1)値よりも短い繰返し時間(TR: repetition time)で励起することで静止組織の信号を低下させる一方、流入効果によって血流から高信号を得るシーケンスである。また、MTCパルスは、動きが制限された蛋白質近辺の水素を励起することにより、MR信号として検出される自由水との平衡状態をくずして動きの制限された水の磁化を自由水の方に移行させるmagnetization transferを利用して、高分子と自由水の化学変換の多い部位と少ない部位のコントラストをつけるためのパルスである。
また、頭部の機能MRAに用いられるパルスシーケンスとしては、脳脊髄液(CSF: cerebrospinal fluid)の流れ(flow)を映像化するためのt-SLIPパルスの印加を伴うECG-prepシーケンスが挙げられる。
ECG-prepシーケンスは、イメージングスキャンに先立って実行されるプレスキャン用のシーケンスである。ECG-prepシーケンスは、ECG信号のR波からの遅延時間を変化させて繰り返しデータを収集するシーケンスである。ECG-prepシーケンスに従ってスキャンを実行すると、異なる遅延時間に対応する複数の画像データが生成される。そして、遅延時間ごとの複数の画像データを参照することによりイメージングスキャン用の撮影条件として設定すべき最適な遅延時間が決定される。
図９の例では、頭部の機能MRA用のパルスシーケンスの選択候補とされているが、他の部位の機能MRA用のパルスシーケンスの選択候補とすることができる。また、ある部位に対するECG-prepシーケンスの実行によって決定された遅延時間（時相）は、他の部位におけるイメージングスキャン用の撮影条件として用いることができる。従って、複数の撮影部位が撮影対象となっている場合であっても、ECG-prepシーケンスの実行は１つの部位に対して１回実行すれば十分となる場合がある。
例えば、遅延時間を頭部および胸部における撮像に共通とすることができる。特に、後述するように胸部の撮影条件としてFBIシーケンスが選択される場合、反転回復 (IR: inversion recovery)パルスを印加するタイミングを高精度で制御することが重要である。つまり胸部の撮影条件は、他の部位の撮影条件に比べて制約条件が多い。このため、胸部用のECG-prepシーケンスを実行して胸部用に適切な遅延時間を設定し、胸部用に設定された遅延時間を下肢用のFBIシーケンスにおける遅延時間として用いることができる。
また、t-SLIPパルスは、撮影断面に流入する血液のみを選択的に描出または抑制するためにECG信号のR波から一定の遅延時間(delay time)経過後に印加されるパルスである。t-SLIPパルスは、領域非選択インバージョンパルスと領域選択インバージョンパルスとで構成される。領域非選択インバージョンパルスはON/OFFの切換が可能である。また、領域選択インバージョンパルスは、撮影断面と独立に任意に設定することが可能である。この領域選択インバージョンパルスで撮影領域に流入する血液をラベリングすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度が高くなる。尚、領域非選択インバージョンパルスをOFFにすると、TI後に血液が到達した部分の信号強度が低くなる。このため血液の移動方向や距離を把握することができる。
また、複数のコイル要素２４ｃを用いてデータ収集を行うPI (parallel imaging)用の撮影条件を撮影部位ごとに設定することもできる。PIは、複数のコイル要素２４ｃを用いてエコーデータを受信し、かつ位相エンコードをスキップさせることによって位相エンコード数を画像再構成に必要な位相エンコード数のコイル要素２４ｃの数分の１に減らす撮像である。
PIが行われる場合には、エコーデータの収集に用いるコイル要素２４ｃの数や各コイル要素２４ｃと撮影部位を関連付けた情報を始めとしてPIに必要な情報が撮影条件として設定される。エコーデータの収集に用いるコイル要素２４ｃの数は、倍速率（高速化率ともいう）として設定される。倍速率は、slice方向および位相エンコード(PE: phase encode)について設定することが可能である。
そこで、PIの倍速率も撮影部位ごとに任意に設定することができる。図９に示す例では、頭部におけるPIのPE方向における倍速率は４、slice方向における倍速率は２に設定されている。
PIの倍速率は、要求されるSNR (signal to noise ratio)や血管のCNR (contrast to noise ratio)に応じて決定することができる。例えば、FBIシーケンスによる撮像では、他の撮像法に比べて血管のCNRが良好な血流像を得ることができるため、PIの倍速率を他の撮像法に比べて大きく設定することができる。すなわちより多くのコイル要素２４ｃを用いて高速撮像を行うことができる。
また、PIの倍速率は、各撮影部位の周辺に配置されるコイル要素２４ｃの数やコイル要素２４ｃから出力されるNMR信号の合成処理や切換によって形成される感度分布によっても決定することができる。例えば、腹部におけるPIの倍速率を下肢におけるPIの倍速率よりも大きく設定することができる。
以上のようにパルスシーケンスの選択やPIの倍速率の設定を行うことができるが、従来行われている非全身撮影用の撮影条件の設定方法によって設定される他の撮影条件を組合わせることも可能である。例えば、頭部における撮像では、TOFシーケンスの他に、拡散強調画像(DWI: diffusion weighted image)シーケンスやFLAIR (fluid attenuated inversion recovery)シーケンスを選択することができる。DWIシーケンスは、MPG (motion probing gradient)パルスを印加することによって拡散効果を強調した画像を収集するシーケンスである。また、FLAIRシーケンスは、TI=1500〜2500ms程度のインバージョンパルスをプリパルスとして印加することによってT1値の長いCSF等の水信号を抑制し、梗塞部位等の高信号領域をコントラスト良く描出するためのシーケンスである。
一方、頸部の撮影条件としては、2D TOFシーケンス、3D TOFシーケンスが選択可能であり、3D TOFシーケンスを選択する場合には、水励起法(WET: water excitation technique)を用いるか否かを指示することができる。WETには、脂肪領域からの信号を抑制して水領域からの信号を強調するbinomial pulseを印加する方法がある。このため、WETの適用が指示されると、例えばbinomial pulseの印加を伴う3D TOFシーケンスが撮影条件として設定される。
また、胸部、大動脈、腹部、下肢では、SSFP(steady state free precession)シーケンスやFBIシーケンスが選択候補として設定画面に表示されている。SSFPシーケンスは、繰り返しの励起ごとに横磁化の位相を揃えて撮像するシーケンスであり、血流の方向性に依存せずにデータを収集することができる。
また、FBIシーケンスは、ECG同期を行って心臓から拍出された速い流速の血流を捕捉することにより良好に血管を描出するシーケンスである。具体的には、FBIシーケンスでは、ECG同期の遅延時間を変えて心筋の拡張期と収縮期において撮像した画像データ間で差分を取ることにより動静脈を分離したMRA像が得られる。また、FS (Flow-Spoiled)-FBIシーケンスは、スポイラー(Spoiler)パルスの印加を伴うFBIシーケンスである。FS-FBIシーケンスを使用する場合には、読出し(RO: readout)方向にSpoilerパルスを印加するFlow-dephasing法による撮影条件を設定することができる。Spoilerパルスを印加すると、流速の速い血流からの信号値と低流速の血流からの信号値との相対的な信号差を増大させることが可能であり、相対的な信号差から動静脈を明瞭に分離することができる。これにより、低流速の血流を描出することができる。
特に、下肢では、拡張期(diastole)および収縮期(systole)においてそれぞれ個別に撮影部位に応じてSpoilerパルスの強度（Flow-dephasing値）を設定することができる。図９は、Spoilerパルスの強度を-10から５刻みで増加させた値に設定できるようにした例を示している。
この他、非造影MRA用のパルスシーケンスとしては、位相コントラスト法(phase contrast method)に従うphase contrastシーケンス等のパルスシーケンスが挙げられる。phase contrastシーケンスは、傾斜磁場方向に移動しているスピンの位相が変化する位相シフト効果を利用して、目的の流速をもつ血流を描出する撮像法を実行するためのシーケンスである。
次に、ステップＳ２において、各撮影部位の撮影順序が設定される。撮影順序の設定は、全ての撮影部位に対応する撮影条件の設定後に限らず、ある撮影部位における撮影条件を設定した後に行うこともできる。図９の例では、撮影順序が数値として入力されるように設定画面が構成されている。ユーザは、入力装置３３の操作によって選択されたパルスシーケンスごとに撮影順序を指定することができる。
撮影順序の設定によって、複数の撮影部位に亘る撮影を自動的に連続して行うことができるようになる。例えば、被検体Ｐの全身の非造影MRAを行うための複数のパルスシーケンスで規定される撮影条件を設定することができる。
図９に示す例では、3D TOF WITH MTCシーケンスによる頭部の撮影、3D TOF WITH WETシーケンスによる頸部の撮影、cine SSFPシーケンスによる胸部の撮影、FBIシーケンスによる大動脈の撮影、t-slip 3D SSFPシーケンスによる腎臓の撮影、Spoilerパルスの強度を-10としたFS-FBIシーケンスによる腸骨動脈の撮影、Spoilerパルスの強度を0としたFS-FBIシーケンスによる大腿の撮影、Spoilerパルスの強度を+10としたFS-FBIシーケンスによる脹脛の撮影、Spoilerパルスの強度を+30としたFS-FBIシーケンスによる足の撮影の順番で順次撮影を行う全身の非造影MRA用の撮影条件が設定されている。
また、設定画面を通じて撮影条件および撮影順序の他、画像処理を自動的に行う設定を行うこともできる。図９の例では、FS-FBIシーケンスを用いて収集された拡張期と収縮期のデータに対して動静脈を分離したMRA像を得るために実行される差分処理並びに、３次元の画像データが生成された場合に表示用の画像生成のために実行されるMIP処理を自動的に行うか否かを設定することができる。なお、差分処理やMIP処理を自動的に行うか否かの設定を撮影部位ごとに行えるようにしてもよい。また、差分処理やMIP処理以外の血流像生成に必要な処理の設定を設定画面を通じて行えるようにしてもよい。このようにデータの収集から画像処理までの流れをインターフェース部４１を通じた入力装置３３の操作によって設定することができる。
パルスシーケンスが選択され、撮影順序が設定されると、選択されたパルスシーケンスと対応する撮影部位の幾何学的な位置情報とが関連付けられて撮影順序を示す撮影順序情報とともにインターフェース部４１から撮影条件設定部４２に与えられる。また、自動差分処理や自動MIP処理が設定された場合には、自動差分処理や自動MIP処理の指示がインターフェース部４１から血流像作成部４８に与えられる。
さらに、撮影部位とコイル要素２４ｃとの位置関係によりmoving table法やstepping-table法による撮像が必要となる場合には、自動的にmoving table法またはstepping-table法による撮像の指示がインターフェース部４１から撮影条件設定部４２および画像再構成部４５に与えられる。ただし、入力装置３３の操作によって手動でmoving table法またはstepping-table法による撮像の指示を撮影条件設定部４２および画像再構成部４５に与えるようにしてもよい。
次に、ステップＳ３において、入力装置３３からインターフェース部４１を通じてデータ収集の開始指示がシーケンスコントローラ制御部４３に与えると、データ収集が開始される。すなわち、シーケンスコントローラ制御部４３は撮影条件設定部４２から取得した撮影部位ごとのパルスシーケンスを撮影順序に従って順次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部４３から受けたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させるとともに、RFコイル２４から高周波信号を発生させる。
このため、被検体Ｐの内部における核磁気共鳴により生じたＮＭＲ信号が、RFコイル２４により受信されて受信器３０に与えられる。受信器３０は、RFコイル２４からＮＭＲ信号を受けて、所要の信号処理を実行した後、Ａ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＮＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、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、生データをシーケンスコントローラ制御部４３に与え、シーケンスコントローラ制御部４３はｋ空間データベース４４に形成されたｋ空間に生データをｋ空間データとして配置する。
このような一連のデータ収集が撮影部位ごとに対応するパルスシーケンスに従って撮影順序どおりに行われる。特に、moving table法またはstepping-table法による撮像の指示がインターフェース部４１から撮影条件設定部４２に与えられた場合には、撮影条件設定部４２から寝台制御部４９に寝台３７の天板の位置情報が与えられる。
そうすると、寝台制御部４９は、パルスシーケンスの実行に合わせて寝台３７の天板位置が適切な位置に移動するように寝台駆動装置３９を制御する。また、寝台制御部４９は、各データを収集した際における寝台３７の位置情報を画像再構成部４５に与える。これにより、寝台３７の天板を移動しつつｋ空間データの収集が可能となる。この結果、ｋ空間データベース４４には、各撮影部位におけるｋ空間データが保存される。
次に、ステップＳ４において、画像再構成部４５は、ｋ空間データベース４４からｋ空間データを取り込んで、入力装置３３からインターフェース部４１を通じて取得したパルスシーケンスに対応するフーリエ変換処理等の画像再構成処理を施すことにより、ｋ空間データから画像データを生成する。
また、moving table法やstepping-table法による撮像によって異なる天板位置において収集された複数の画像データを単一の画像データに合成する必要がある場合には、画像再構成部４５は、寝台制御部４９から取得した天板の位置情報に基いて、画像再構成処理によって生成した画像データを繋ぎ合わせるための合成処理を行う。
さらにPIにより複数のコイル要素２４ｃを用いてエコーデータが収集された場合には、各コイル要素２４ｃに対応する画像データが生成される。しかし各画像データには、折り返しが発生しているため、画像再構成部４５は、コイル要素２４ｃの数（倍速率）等のPIの条件に基づいてPIにおける後処理であるunfolding処理を行う。これにより、折返しを有する複数の画像データから単一の展開された画像データが生成される。unfolding処理には、各コイル要素２４ｃの感度分布が用いられる。
そして、生成された画像データや繋ぎ合わされた画像データは、画像再構成部４５によって実空間データベース４７に書き込まれて保存される。
次に、ステップＳ５において、血流像作成部４８は、実空間データベース４７に保存された画像データを取得し、インターフェース部４１からの画像処理方法の指示情報に従って、血流像データを生成する。すなわち、自動差分処理の指示情報をインターフェース部４１から受けた場合には、血流像作成部４８は、FS-FBIシーケンスによって心筋の拡張期と収縮期において撮像した画像データ間における差分処理を行うことにより動静脈を分離したMRA像を生成する。また、自動MIP処理の指示情報をインターフェース部４１から受けた場合には、血流像作成部４８は、実空間データベース４７から取得した３次元の画像データに対してMIP処理を施すことにより表示用の投影画像をMRA像として生成する。そして、血流像作成部４８は、生成したMRA像を表示装置３４に表示させる。
この結果、表示装置３４には、各撮影部位における血流像が表示される。そして、ユーザは、新たに撮影条件を設定することなく被検体Ｐの全身における血流像を診断用に用いることが可能となる。
また、既に設定された撮影条件に従って撮像が行われ、画像が表示されている間であっても、撮影条件、撮影順序および画像処理方法の設定を変更することができる。すなわち撮影中であっても撮影の中断や複数の撮影部位における撮影条件のプランを変更することができる。例えば、全身撮影としてFBIシーケンスによる撮影を行っている最中に他の撮影条件を利用するプランを組み入れたり、全身撮影後またはある撮影部位の撮影後に他の撮影条件で構成されるプランを挿入することができる。このように撮影中に撮影条件を変更できるようにすれば、病変部位が発見された場合に残りの無駄な撮影を中止したり、病変部位に着目してより詳細なデータを収集するための撮影条件を設定することが可能となる。
つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、用途にあった様々なMRA等の撮像における撮影条件を撮影部位ごとに一括して選択できるようにし、撮影条件と撮影部位とをリンクすることによって、複数の撮影部位に亘る撮影条件をデータ収集前に設定できるようにしたものである。このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、全身を対象とする非造影MRA等の撮像を簡易な操作で行うことが可能となる。すなわち、撮影条件、コイルポジション、被検体の位置を撮影断面ごとに再設定することなく自動的に複数の撮影部位からデータを収集することができる。
尚、以上の磁気共鳴イメージング装置２０において、ECG信号の代わりに光電式容積脈波記録(PPG: photoplethysmography)信号を同期信号として用いることもできる。PPG信号は、例えば指先の脈波を光信号として検出した信号である。PPG信号を同期信号として用いる場合には、PPG信号検出ユニットが設けられる。
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構成図。 図１に示すRFコイルユニットの詳細構成の一例を示す図。 図２に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。 図２に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の配置例を示す図。 図２に示す被検体の体表側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。 図２に示す被検体の背面側に設けられるコイル要素の別の配置例を示す図。 図１に示すコンピュータの機能ブロック図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により全身に亘る被検体の非造影MRA画像を撮像する際の流れを示すフローチャート。 図１に示す表示装置にユーザインターフェースとして表示される撮影条件の設定画面の一例を示す図。
符号の説明
２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイル
２４ RFコイル
２４ａ ＷＢコイル
２４ｂ フェーズドアレイコイル
２４ｃ コイル要素
２４ｄ，２４ｅ，２４ｆ，２４ｇ コイルユニット
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３０ａ デュプレクサ
３０ｂ アンプ
３０ｃ 切換合成器
３０ｄ 受信系回路
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
３８ ECGユニット
４１ インターフェース部
４２ 撮影条件設定部
４３ シーケンスコントローラ制御部
４４ ｋ空間データベース
４５ 画像再構成部
４７ 実空間データベース
４８ 血流像作成部
Ｐ 被検体

Claims (12)

  1. 複数の撮影部位ごとに少なくとも１つの非造影撮影を含む撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
    前記撮影条件設定手段によって設定された前記撮影条件に従って前記複数の撮影部位ごとに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って収集された前記複数の撮影部位ごとのデータから画像データを生成する画像データ生成手段と、
    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. 前記データ収集手段は、前記複数の撮影部位から連続的に前記データを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記画像データを画像処理する画像処理手段をさらに備え、
    前記撮影条件設定手段は、前記データの収集から前記画像処理までの流れを設定することができるように構成される、
    ことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 前記撮影条件設定手段は、前記複数の撮影部位および前記複数の撮影部位からのデータを対応するアレイコイルにより収集する順序の少なくとも一方を設定することができるように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記撮影条件設定手段は、非造影MRA用の撮影条件を設定することができるように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 前記撮影条件設定手段は、心筋の拡張期と収縮期においてそれぞれ収集された磁気共鳴信号に基づいて生成された画像データ間で差分をとることによりMRA像を得るための非造影MRAシーケンスを前記撮影条件の１つとして選択可能であり、かつ前記非造影MRAシーケンスにおけるスポイラーパルスの強度を設定可能に構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記データ収集手段は、１つの撮影部位からのデータ収集が終了する都度、被検体をセットする天板を移動させるように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 心筋の拡張期および収縮期における前記画像データの差分処理を行うことにより静動脈を分離したMRA像データを生成する血流像生成手段と、
    前記拡張期および収縮期における前記画像データを生成するためのデータ収集よりも後に前記差分処理を自動的に行うように前記血流像生成手段に指示情報を与える画像処理方法設定手段と、
    をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記画像データ生成手段によって生成された３次元画像データに対して投影処理を施す血流像生成手段と、
    前記３次元画像データを生成するためのデータ収集よりも後に前記投影処理を自動的に行うように前記血流像生成手段に指示情報を与える画像処理方法設定手段と、
    をさらに備えることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記データ収集手段は、前記複数の撮影部位からの前記データが収集できるように複数のコイル要素を配置したフェーズドアレイコイルを用いて前記データを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記データ収集手段は、全身用コイルを用いて前記複数の撮影部位からの前記データを収集するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 前記撮影条件設定手段は、複数のコイル要素を用いて位相エンコードをスキップさせて前記データを収集するパラレルイメージングにおける撮影条件として前記複数のコイル要素の数を設定できるように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
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