JP2010075634A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】造影剤を用いたイメージングにおいて、使用する造影剤に応じたエコー信号強度に対応して適切な受信ゲインを容易に設定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、受信ゲイン設定手段および血流像データ生成手段を備える。受信ゲイン設定手段は、造影剤の注入に起因して変化する磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインRECEPTION GAINを設定する。血流像データ生成手段は、前記受信ゲインを用いて前記磁気共鳴信号を収集し、収集した前記磁気共鳴信号に基づいて血流像データを生成する。
【選択図】 図６

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、造影剤を用いたイメージングにおいて、使用する造影剤に応じたエコー信号強度に対応して適切な受信ゲインを容易に設定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MR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、血流像を得る撮像法はMRA (Magnetic Resonance Angiography)と呼ばれる。MRAでは、造影剤を注入したイメージングが行われている。造影イメージングでは、適切な撮影タイミングを把握できるように、造影剤の流入過程を表すモニタ画像を表示させる技術も考案されている(例えば特許文献１参照)。造影剤としては、Gd系のものが知られている。
特開２００１−６１８０９号公報

しかしながら、近年では、様々な造影剤を使用した撮像が行われるようになり、Gd系の造影剤のみならず、Hyperpolarized造影剤等の新たな造影剤が用いられる。このため、造影剤の種類によっては、エコー信号の強度が強くなりすぎ、信号をアッテネートすることが必要となる場合がある。特に、Hyperpolarized造影剤を用いると、エコー信号の強度が1000倍から10000倍になるケースがある。このようなケースでは、既定の受信ゲインを設定した状態で造影撮像を行うと、エコー信号の値が大きくなりすぎてオーバーフローする可能性が有る。

これに対して、従来は、信号ライン上に設けられるアッテネータが操作され、受信ゲインを経験的に決定された固定値に手動にて変更した上でイメージングスキャンが行われている。このため、ユーザの熟練度や専門的知識が必要となり、かつ作業負担となっている。

また、Hyperpolarized造影剤等の一部の造影剤を用いた撮像では、ある程度の時間の経過とともにエコー信号の強度が減衰し、変化してしまうという問題がある。この様な場合に一定の受信ゲインにてダイナミック撮像を行うと、撮像中にエコー信号の強度が小さくなりすぎる恐れがある。また、短い期間に大きな信号強度の変動があると、イメージングに必要な信号を画像データ用に用いることができなくなる恐れや画像診断に必要な情報が十分に得られなくなる恐れがある。

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、造影剤を用いたイメージングにおいて、使用する造影剤に応じたエコー信号強度に対応して適切な受信ゲインを容易に設定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。

また、本発明の他の目的は、造影剤を用いたイメージングにおいて、スキャン開始時の大きな強度を有する初期信号に対応して、より簡易に適切な受信ゲインを設定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。

また、本発明の他の目的は、造影剤を用いたダイナミックイメージングにおいて、時間的なエコー信号強度の変動に対応して、より簡易に適切な受信ゲインを設定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。

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、造影剤の注入に起因して変化する磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインを設定する受信ゲイン設定手段と、前記受信ゲインを用いて前記磁気共鳴信号を収集し、収集した前記磁気共鳴信号に基づいて血流像データを生成する血流像データ生成手段とを備えるものである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、造影剤を用いたイメージングにおいて、使用する造影剤に応じたエコー信号強度に対応して適切な受信ゲインを容易に設定することができる。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、造影剤を用いたイメージングにおいて、スキャン開始時の大きな強度を有する初期信号に対応して、より簡易に適切な受信ゲインを設定することができる。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、造影剤を用いたダイナミックイメージングにおいて、時間的なエコー信号強度の変動に対応して、より簡易に適切な受信ゲインを設定することができる。

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。

（構成および機能）
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RF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)コイル２４ａ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。各コイル要素２４ｃには、それぞれ前置増幅器２４ｄが個別に接続され、任意数の複数のコイル要素２４ｃに対応する前置増幅器２４ｄが共通の分配合成回路２４ｅと信号線を介して接続される。

WBコイル２４ａは、RF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。

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。

また、図３および図４の例では、XZ方向に隣接する１６個のコイル要素２４ｃに接続された前置増幅器２４ｄからの１６チャンネルの信号線が１つの分配合成回路２４ｅと接続されている。つまり、１６個のコイル要素２４ｃにつき１つの分配合成回路２４ｅが設けられている。分配合成回路２４ｅでは、各前置増幅器２４ｄにおいてそれぞれ前置増幅された複数のコイル要素２４ｃからの複数チャンネル分のNMR信号が分配合成され、同数の複数チャンネル分の合成信号が出力されるように構成されている。

分配合成回路２４ｅでは、２つのコイル要素２４ｃからの信号を同相で合成することによって得られる同相合成信号、２つのコイル要素２４ｃからの信号を反相で合成することによって得られる反相合成信号、２つのコイル要素２４ｃからの反相合成信号と別の２つのコイル要素２４ｃからの同相合成信号を同相で合成することによって得られるQD (quadrature detection)信号、２つのコイル要素２４ｃからの反相合成信号と別の２つのコイル要素２４ｃからの同相合成信号を反相で合成することによって得られるAntiQD信号等の合成信号が合成される。

一方、受信器３０は、デュプレクサ３０ａ，アンプ３０ｂ、切換合成器３０ｃ、プリアンプ３０ｄ、アッテネータ３０ｅ、A/D変換器３０ｆおよび受信系回路３０ｇ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、それぞれ分配合成回路２４ｅの出力側と接続される。

切換合成器３０ｃの入力側は、複数のアンプ３０ｂを介して分配合成回路２４ｅの出力側と接続される。切換合成器３０ｃの出力側は、プリアンプ３０ｄ、アッテネータ３０ｅおよびA/D変換器３０ｆを介して受信系回路３０ｇと接続される。受信系回路３０ｇ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る。図２は、RFコイル２４の出力チャンネルよりも受信器３０の受信チャンネル数に相当する受信系回路３０ｇの数が少ない場合の例を示している。

デュプレクサ３０ａは、送信器２９から出力された送信用のRF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３０ｂ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前置増幅器２４ｄ、分配合成回路２４ｅおよびアンプ３０ｂ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、プリアンプ３０ｄ、対応する受信系回路３０ｇにアッテネータ３０ｅおよびA/D変換器３０ｆを介して出力するように構成されている。換言すれば、受信系回路３０ｇ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、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３０ｇに出力するようにしてもよい。

アッテネータ３０ｅは、切換合成器３０ｃからプリアンプ３０ｄを介して出力されたNMR信号の強度を所望の減衰率でアテニュエートする機能を有する。前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂおよびプリアンプ３０ｄにおける信号強度の各増幅率およびアッテネータ３０ｅにおける減衰率は、コンピュータ３２からの制御信号によりプリセット値として、またはリアルタイムに所望の値に設定することができる。A/D変換器３０ｆによるA/D変換前における信号を増幅または減衰させる図示しないアンプやアッテネータが存在する場合にも、増幅率や減衰率をコンピュータ３２からの制御信号により任意の値に設定することができる。

尚、ここでの増幅率とは、信号にゲイン（乗算値）を乗じることによる増幅および信号にバイアス（加算値）を加算することによる増幅の一方または双方を行う場合における入力信号に対する出力信号の増幅率をいう。従って、ゲインおよびバイアスの一方または双方の値として増幅率が設定される場合もある。増幅率が１未満の場合は、減衰率となる。減衰率についても同様に、入力信号に対する出力信号の減衰率であり、信号に乗じるための１以下の係数および信号から減じるための係数（減算値）の一方または双方の値として減衰率が設定される場合がある。

そして、上述した前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄ、アッテネータ３０ｅおよび図示しないアンプ等の信号の増幅またはアテニュエートを行うハードウェアの各増幅率および減衰率によってエコー信号の受信ゲインが決定される。ここでは、受信ゲインの語は、上述した乗算係数を意味するゲインとは区別して用い、コイル要素２４ｃから出力されるエコー信号の強度からのA/D変換用のNMR信号の強度の増幅率という意味で用いる。

尚、前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄ、アッテネータ３０ｅおよび図示しないアンプの一部または全部に減衰機能を設け、アッテネータとして用いることもできる。ここでは、前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄ、アッテネータ３０ｅ以外の増幅器が備えられず、かつ前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄを信号の増幅にのみ用いる場合について説明する。ただし、図２に示すアッテネータ３０ｅと同様な目的で前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄおよび図示しないアンプに制御信号を与えることにより、これらの機器を信号の減衰手段として使用してもよい。

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RF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 (analog to digital)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RF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 (electro cardiogram)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。

尚、ECG信号の代わりに脈波同期(PPG: peripheral pulse gating)信号を取得することもできる。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信号を取得する場合には、PPG信号検出ユニットが設けられる。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、必要に応じて被検体Ｐに造影剤を注入するための造影剤注入装置３９が備えられる。造影剤の種類としてはGd系の造影剤やHyperpolarized造影剤が知られている。造影剤注入装置３９は、指定された条件で被検体Ｐに造影剤を注入する機能を備えている。造影剤の注入条件としては、造影剤の濃度、注入量および注入方法が挙げられる。注入方法としては、静注やボーラス注入がある。ただし、造影剤注入装置３９によらず、人為的に造影剤をボーラス注入するようにしてもよい。

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。ただし、プログラムによらず、各種機能を有する特定の回路を磁気共鳴イメージング装置２０に設けてもよい。

図５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、プログラムにより撮像条件設定部４０、受信ゲインデータベース４１、シーケンスコントローラ制御部４２、ｋ空間データベース４３、画像再構成部４４、画像データベース４５および血流像作成部４６として機能する。撮像条件設定部４０には、受信ゲイン調整部４０ａ、受信ゲイン編集部４０ｂおよび受信ゲイン最適化部４０ｃが備えられる。画像再構成部４４には、ゲイン補正部４４ａ、位相補正部４４ｂおよび補正ゲインデータベース４４ｃが備えられる。

撮像条件設定部４０は、入力装置３３からの指示情報に基づいてパルスシーケンスを含む造影剤を用いたMRA用の撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ制御部４２に与える機能を有する。また、必要に応じて心電同期撮像用の撮像条件も設定することができる。特に、撮像条件設定部４０は、使用する造影剤に応じて撮像に先立って事前に、または撮像中にリアルタイムにエコー信号の受信ゲインを調整する機能を備えている。

まず、撮像に先立って事前にエコー信号の受信ゲインを調整する撮像条件設定部４０の機能について説明する。

受信ゲイン調整部４０ａには、使用する造影剤の種類および／または造影剤の注入条件に応じたプリセット値として受信ゲインの値をイメージングスキャンに先立って設定する機能が備えられる。さらに、受信ゲイン調整部４０ａは、前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄおよびアッテネータ３０ｅ等のA/D変換前におけるエコー信号の増幅またはアテニュエートを行うハードウェアの一部または全部にシーケンスコントローラ制御部４２およびシーケンスコントローラ３１を通じて制御信号を与えることにより、既存の受信ゲインが設定された受信ゲインとなるように受信ゲインを制御するように構成されている。

そのために、撮像条件設定部４０は、GUI (Graphical User Interface）技術を利用して受信ゲインの値を含む撮像条件の設定用画面情報を表示装置３４に表示させる機能を備えている。そして、ユーザは表示装置３４に表示された設定画面を参照して入力装置３３の操作を行うことにより、受信ゲインの設定を行うことができる。

図６は、図５に示す表示装置３４に表示される受信ゲインの値を含む撮像条件の設定用画面の一例を示す図である。

図６に示すように、入力装置３３の操作により複数の撮像プロトコルの中から撮像に用いる撮像プロトコルを選択することによって、パルスシーケンスの種類やエコー時間(TE: echo time)等の撮像条件を設定することができる。

さらに、撮影条件の設定画面には、受信ゲインのプリセットメニューが表示される。すなわち、入力装置３３の操作によって撮像に使用する造影剤の種類、注入量および注入方法を選択すると、選択された造影剤の種類、注入量および注入方法に応じて予め決定されている適切な受信ゲインのプリセット値を受信ゲインの値として設定することができる。このように、ユーザが使用する造影剤に適切な受信ゲインの値を意識することなく受信ゲインを設定できるようにすることができる。

図６の例では、造影剤の成分および濃度別につけられた製品名がプルダウンメニューから選択できるようになっている。また、造影剤を使用しない場合には、通常の受信ゲインが設定されるようになっている。造影剤の注入量としてはsingleおよびdoubleから選択することができる。さらに、造影剤の注入方法として静注およびボーラス注入から選択できるようになっている。

尚、Hyperpolarized造影剤等の造影剤を使用すると、血液や水の構成元素である水素以外の核種も励起できるようになることが期待されている。しかし、適切な受信ゲインは励起対象となる核種によっても異なる。そこで、例えば、水素の他に組織の構成元素である炭素も励起対象となる核種として選択できるようになっている。図６の例では、励起対象となる核種として水素が選択されている。そして、核種に応じて適切な受信ゲインが設定される。

受信ゲインデータベース４１には、予め造影剤の種類、濃度、注入量、注入方法および／または励起対象となる核種等の最適受信ゲインの設定条件に応じて決定された適切な受信ゲインの値がプリセット値として保存されている。そして、受信ゲイン調整部４０ａは、入力装置３３から最適受信ゲインの設定条件が入力された場合に、対応する受信ゲインのプリセット値を受信ゲインデータベース４１から読み込んで、イメージングスキャン用の受信ゲインとして設定するように構成されている。

例えば、Hyperpolarized造影剤を使用すると、エコー信号の強度が造影剤を使用しない場合に得られるエコー信号の強度の1000倍から10000倍になるケースがある。このような信号強度は、Gd系の造影剤のような従来の造影剤を用いた撮像において想定されていない範囲の信号強度であるため、S/N (signal to noise ratio)の劣化や信号のオーバーフローが起こる恐れがある。特に造影剤注入後間もない期間に収集されるスキャン開始時における初期信号の強度は大きいため、上述したような問題が起こる可能性が高い。

そこで、このような信号強度が大きい初期信号によるS/N (signal to noise ratio)の劣化や信号のオーバーフローが起こらないように、既定の受信ゲインよりも小さい受信ゲインがHyperpolarized造影剤を使用する場合におけるプリセット値として受信ゲインデータベース４１に保存される。

受信ゲインデータベース４１に保存されるプリセット値としては、受信ゲインの設定用のプレスキャンの実行によって決定された受信ゲインに対する差分値とすることも可能であるし、固定値とすることもできる。前者の場合、-10 dB, -15 dBのようにプリセット値が決定される。後者の場合、受信ゲインの設定用のプレスキャンは実行不要であり、-20, -15のようにプリセット値が決定される。

受信ゲインのプリセット値は、ダイナミック撮像に対しても準備しておくことができる。ダイナミック撮像を行う場合には時間の経過に伴って、非ダイナミック撮像を行う場合に比べてエコー信号の強度が大きく変動する可能性が高い。そこで、造影剤注入時やスキャン開始時等の基準となる時刻からの経過時間に応じて受信ゲインの値を調整することができる。

図７は、図５に示す表示装置３４に表示されるダイナミックスキャン用の受信ゲインの値の設定用画面の一例を示す図である。

例えば、スキャン開始時からの経過時間ごとに異なる値に設定された受信ゲインのプリセット値を受信ゲインデータベース４１に準備し、受信ゲイン調整部４０ａが受信ゲインのプリセット値を受信ゲインデータベース４１から読み込んで図７の実線で示すように表示させることができる。すなわち、時間を最適受信ゲインの設定条件のパラメータとすることにより、時間的に変化するダイナミック撮像用の受信ゲインのプリセット値を決定することができる。

そして、このような時間的に変動する受信ゲインのプリセット値を受信ゲインとして選択することにより、造影剤を用いたダイナミック撮像においてエコー信号の強度が変動しても、適切な強度の信号として画像再構成用に用いることができる。

尚、受信ゲインデータベース４１から読み込んだ受信ゲインのプリセット値および受信ゲインデータベース４１に保存されている受信ゲインのプリセット値は、編集することができる。受信ゲイン編集部４０ｂは、受信ゲインデータベース４１から読み込んだ受信ゲインのプリセット値および受信ゲインデータベース４１に保存されている受信ゲインのプリセット値を入力装置３３からの情報に基づいて編集する機能を備えている。

図７の点線は、ダイナミック撮像用の受信ゲインのプリセット値を入力装置３３の操作によってマニュアルにて変更した例を示している。受信ゲインのマニュアル設定は、時間ごとの受信ゲインの数値として入力したり、マウス等の入力装置３３の操作によりプリセット値を示すカーブを変形させることによって行うことができる。

また、受信ゲイン編集部４０ｂの編集機能により、入力装置３３の操作によって、受信ゲインデータベース４１に新たな造影剤や使用方法に対応する受信ゲインのプリセット値や、最適受信ゲインの設定条件のパラメータの追加を行うこともできる。つまりプリセットメニュー自体の編集を行うこともできる。さらに、既に保存されたプリセット値の削除や変更を行うこともできる。

次に、撮像中にリアルタイムにエコー信号の受信ゲインを調整する撮像条件設定部４０の機能について説明する。

受信ゲイン最適化部４０ｃは、イメージングスキャン中に使用されている造影剤の種類および造影剤の注入条件に応じて収集されたエコー信号の強度に基づいてリアルタイムかつ自動的に受信ゲインの値をより適切な値に設定する機能を有する。そのために、受信ゲイン最適化部４０ｃは、適切な受信ゲインの値を求めるためのエコー信号を収集するための撮像条件を設定する機能も備えている。また、受信ゲイン最適化部４０ｃは、A/D変換前におけるエコー信号の増幅またはアテニュエートを行うハードウェアの一部または全部にシーケンスコントローラ制御部４２およびシーケンスコントローラ３１を通じて制御信号を与えることにより、既存の受信ゲインが設定された受信ゲインとなるように受信ゲインを制御するように構成されている。

適切な受信ゲインの値を求めるためのエコー信号は、イメージングスキャンとは別にモニタスキャンを行うことにより、またはイメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することにより、収集することができる。ここでは、適切な受信ゲインの値を求めるためのエコー信号をモニタデータと称する。

図８は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０の受信ゲイン最適化部４０ｃにおいてモニタスキャンを行うことによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図である。

図８において横軸は、ダイナミックスキャンにおける時相方向を示す。また、各２次元空間は、ダイナミックスキャンによって収集される時相ごとのエコー信号のセットをそれぞれｋ空間に配置した状態を示す。各ｋ空間の縦軸は、位相エンコード(PE: phase encode)方向を示し、横軸は、読出し(RO: readout)方向を示す。

ダイナミックイメージングスキャンの途中において、モニタデータを収集するための任意数のモニタスキャンを任意の時間間隔で実行することにより、つまり、イメージングスキャンとモニタスキャンとを交互に実行することによって、所定の時間間隔でモニタデータを収集することができる。

図８に示す例では、イメージングスキャンによって１つのｋ空間に配置される全てのイメージングデータが収集される度に、モニタスキャンが実行されるように撮像条件が設定されている。ただし、任意数のｋ空間に配置されるイメージングデータが収集される度にモニタスキャンが実行されるように撮像条件を設定することもできる。

モニタスキャンでは、モニタデータとして１ライン分のｋ空間データが収集されれば、適切な受信ゲインの算出に十分である。このため、図８の例では、撮像時間短縮化のためにモニタスキャンでは１ライン分のｋ空間データに相当するモニタデータが収集されるように撮像条件が設定されている。

モニタデータが収集されると、収集されたモニタデータの信号強度に基づいて任意の手法で最適または少なくともより適切な受信ゲインの値を求めることができる。例えば、予め決定した信号強度の理想値Siとモニタデータn (n=1, 2, 3, …)の信号強度Snとの比Si/Snまたは差Si-Snを、受信ゲインを構成するゲインまたはバイアスの既存の値からの補正量とすることができる。また、Si=αnSn+βnを満たすαnおよびβnから得られる受信ゲインの補正量を用いて既存の値を補正することによって次の適切な受信ゲインを求めることもできる。

この他、閾値を設定して複数の信号強度の範囲を設定し、モニタデータの信号強度が、ある範囲内となった場合に、その範囲に対応して予め決定された受信ゲインの補正量を用いて既存の受信ゲインを補正した値を次の適切な受信ゲインとすることもできる。つまり、信号強度の範囲ごとに予め受信ゲインの補正量を決定し、モニタデータの信号強度の閾値判定を行ってモニタデータが対応する範囲の受信ゲインの補正量を用いて既存の受信ゲインを補正した値を次の適切な受信ゲインとすることができる。

モニタデータに基づいて適切な受信ゲインが求められると、モニタデータ以降に収集されるイメージングの収集に使用する受信ゲインを、求められた適切な受信ゲインに再設定することができる。すなわち、受信ゲイン最適化部４０ｃが前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄおよびアッテネータ３０ｅ等のA/D変換前におけるエコー信号の増幅またはアテニュエートを行うハードウェアの一部または全部にシーケンスコントローラ制御部４２およびシーケンスコントローラ３１を通じてイメージング中に制御信号を与えることにより、既存の受信ゲインが適切な受信ゲインとなるように受信ゲインを制御することができる。

このため、図８の例では、モニタスキャンの実行前におけるイメージングスキャンでは、受信ゲインのデフォルト値を用いてイメージングデータが収集されるが、モニタスキャン１の後に実行されるイメージングスキャンでは、モニタスキャン１により収集されたモニタデータに基づいて再設定された適切な受信ゲイン１を用いてイメージングデータが収集される。同様に、モニタスキャン２の後に実行されるイメージングスキャンでは、モニタスキャン２により収集されたモニタデータに基づいて再設定された適切な受信ゲイン２を用いてイメージングデータが収集される。

モニタデータは上述した通り、イメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することにより収集することもできる。

図９は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０の受信ゲイン最適化部４０ｃにおいてイメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図である。

図９において横軸は、ダイナミックスキャンにおける時相方向を示す。また、各２次元空間は、ダイナミックスキャンによって収集される時相ごとのエコー信号のセットをそれぞれｋ空間に配置した状態を示す。各ｋ空間の縦軸は、PE方向を示し、横軸は、RO方向を示す。

図９に示すように、イメージングスキャンによって収集される各時相に対応するｋ空間データのうち、任意の位置における１ライン分のｋ空間データをそれぞれモニタデータとして利用することができる。図９に示す例では、各時相において１ライン分のｋ空間データがモニタデータとして利用されているが、複数時相ごとに１ライン分のｋ空間データをモニタデータとして利用することもできる。

このため、所定の時間間隔でモニタデータが収集されることとなり、モニタデータが収集される都度、受信ゲインを適切な受信ゲインに再設定することができる。図９は、ｋ空間の中心からｋ空間データが収集され、かつｋ空間中心におけるｋ空間データをモニタデータとして利用する場合の例を示している。従って、ある時相に対応するイメージングデータは、同じ時相に対応する同じｋ空間内におけるモニタデータに基づいて再設定された受信ゲインにて収集される。つまり、図９に示すように、第１時相のイメージングデータは再設定された受信ゲイン１で、第２時相のイメージングデータは再設定された受信ゲイン２で、それぞれ収集されることとなる。そして、デフォルト値の受信ゲインにて収集されるｋ空間データは、最初のモニタデータのみとなる。

また、同時相のｋ空間データのうち、任意の位置における任意数の複数ライン分のｋ空間データをそれぞれモニタデータとして利用することもできる。

図１０は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０の受信ゲイン最適化部４０ｃにおいてイメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の別の例を示す概念図である。

図１０において横軸は、ダイナミックスキャンにおける時相方向を示す。また、各２次元空間は、ダイナミックスキャンによって収集される時相ごとのエコー信号のセットをそれぞれｋ空間に配置した状態を示す。各ｋ空間の縦軸は、PE方向を示し、横軸は、RO方向を示す。

図１０に示すように、イメージングスキャンによって収集される各時相に対応するｋ空間データのうち、複数ライン分のｋ空間データをそれぞれモニタデータとして利用することができる。この場合、図１０に示すように、１つのｋ空間内のｋ空間データに対してモニタデータの数だけ適切な受信ゲインが再設定されることとなる。例えば、ある時相に対応するｋ空間において、モニタデータ１、モニタデータ２、モニタデータ３が収集される場合、モニタデータ１以降に収集されるイメージングデータはモニタデータ１に基づいて再設定された受信ゲイン１にて、モニタデータ２以降に収集されるイメージングデータはモニタデータ２に基づいて再設定された受信ゲイン２にて、モニタデータ３以降に収集されるイメージングデータはモニタデータ３に基づいて再設定された受信ゲイン３にて、それぞれ収集されることとなる。

さらに、複数のコイル要素２４ｃを用いて複数の受信チャンネルでエコーデータを収集する場合には、受信チャンネルごとに各時相に対応するｋ空間データが収集される。複数のコイル要素２４ｃを用いてエコーデータを収集する技術は、パラレルイメージング(PI: parallel imaging)と呼ばれる。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画像再構成に必要な位相エンコード数を減らす撮像法である。

PIを行う場合には、受信チャンネルごとに受信ゲインが設定される。このため、モニタデータも受信チャンネルごとに収集されるように撮像条件を設定することが望ましい。

図１１は、図５に示す磁気共鳴イメージング装置２０の受信ゲイン最適化部４０ｃにおいてイメージングスキャンにより受信チャンネルごとに収集されたエコー信号の一部を利用することによりそれぞれモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図である。

図１０において横軸は、ダイナミックスキャンにおける時相方向を示し、縦軸は受信チャンネル方向を示す。また、各２次元空間は、ダイナミックスキャンによって収集される時相ごとのエコー信号のセットをそれぞれｋ空間に配置した状態を示す。各ｋ空間の縦軸は、PE方向を示し、横軸は、RO方向を示す。

図１０に示すように、受信チャンネル(CH 1. CH 2, CH 3, …, CH N)ごとの各時相のｋ空間データのうち、１ラインまたは複数ライン分のｋ空間データをモニタデータとして利用することができる。

次に、コンピュータ３２の他の機能について説明する。

シーケンスコントローラ制御部４２は、入力装置３３からのスキャン開始指示情報を受けた場合に、撮影条件設定部４０からパルスシーケンスを含む撮影条件をシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる機能を有する。また、シーケンスコントローラ制御部４２は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けてｋ空間データベース４３に形成されたｋ空間に配置する機能を有する。このため、ｋ空間データベース４３には、受信器３０において生成された各生データがｋ空間データとして保存される。

画像再構成部４４は、ｋ空間データベース４３からｋ空間データを取り込んでフーリエ変換(FT: Fourier transform)を含む画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する機能と、再構成して得られた画像データを画像データベース４５に書き込む機能を有する。このため、画像データベース４５には、画像再構成部４４において再構成された画像データが保存される。

ところで、上述のように、１つのｋ空間内のイメージングデータが複数の異なる受信ゲインを用いて収集された場合には、画像データの輝度スケールを合わせる観点から画像再構成処理の前に受信ゲインを整えるゲイン補正を行うことが望ましい。また、PIにおいて、１つの画像データの生成に用いられる複数の受信チャンネルに対応するｋ空間内におけるイメージングデータも異なる受信ゲインを用いて収集されるため、画像再構成処理の前に受信ゲインを整えるゲイン補正を行うことが望ましい。

そこで、ゲイン補正部４４ａには、共通の画像データの生成に用いられるイメージングデータに使用された受信ゲインが互に異なる場合に、事後的に受信ゲインを同一の値に揃える補正を行う機能が備えられる。すなわち、同一の受信ゲインで各イメージングデータが収集されたとみなせるように、各イメージングデータの信号強度を補正する機能が、ゲイン補正部４４ａに備えられる。

尚、複数の受信チャンネルを用いてイメージングデータを収集する場合には、通常、各受信チャンネルのハードウェア特性に由来する信号強度の相違を補正するために決定された受信チャンネルごとの補正ゲインによって受信ゲインが補正されている。従って、この補正ゲインの成分も考慮して参照し、造影剤の使用に応じて調整された受信ゲインが同一であるとみなせるように各イメージングデータの信号強度を補正すれば、より正確にイメージングデータの信号強度の補正を行うことができる。すなわち、造影剤の使用に起因する受信ゲインの補正と受信チャンネル間におけるゲイン補正とを併用することにより、より正確な受信ゲインの補正を行うことができる。

そこで、補正ゲインデータベース４４ｃには、受信チャンネル間におけるイメージングデータのゲイン補正のために予め測定された補正ゲインデータが保存される。そして、ゲイン補正部４４ａは、補正ゲインデータを参照して受信チャンネル間におけるゲイン補正を考慮したイメージングデータの信号強度の補正を行うことができるように構成される。

また、通常、受信系を構成するハードウエアの回路長の変化に起因して信号の遅れ時間も変化し、イメージングデータには、若干の位相ずれが発生することが知られている。また、複数の受信チャンネルでイメージングデータを受信する場合にも、受信チャンネルごとのハードウェアの特性の相違に起因して、それぞれのイメージングデータ間に位相ずれが発生する場合がある。そこで、イメージングデータ間における位相ずれを補正するための位相補正も画像再構成処理前に行うことが重要となる。このイメージングデータに対する位相補正を行う機能は、位相補正部４４ｂに設けられる。

位相補正は、位相補正用に収集されるテンプレートデータと呼ばれる位相シフト量を求めるための位相補正データに基づいて行われる。テンプレートデータは、上述したモニタデータと同様にｋ空間データとして収集される。このため、テンプレートデータも上述したように、使用する造影剤に応じて調整された受信ゲインを使用して収集することが望ましい。そして、造影剤に応じて調整された受信ゲインを使用して収集されたテンプレートデータを用いて、造影剤に応じて調整された受信ゲインを使用して収集されたイメージングデータの位相補正を行うことによって、より適切にイメージングデータの位相ずれを補正することができる。

血流像作成部４６は、画像データベース４５から必要な画像データを読み込んで、差分処理や最大値投影(MIP: maximum intensity projection)処理等の画像処理を行うことによって表示用の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に与えることによって表示装置３４に血流像を表示させる機能とを有する。尚、PIを行った場合には、各受信チャンネルに対応する画像データに対してPIの条件に基づいてPIにおける後処理であるunfolding処理を行うことにより、展開された画像データを生成することが必要となる。そこで、血流像作成部４６には、unfolding処理を行う機能も備えられる。unfolding処理には、各コイル要素２４ｃの感度分布が用いられる。

（動作および作用）
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１２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により、造影剤に応じたエコー信号強度に対して適切な受信ゲインを設定した上で造影剤を用いたイメージングを行って血流像を表示させ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、イメージングスキャンに先立って造影剤の種類等の最適受信ゲインの設定条件に応じて決定されたプリセット値を受信ゲインとして設定する指示情報または造影イメージング中に収集されるモニタデータの信号強度に基づいてリアルタイムに受信ゲインを自動的に最適化する指示情報が入力装置３３から撮影条件設定部４０に入力される。例えば、撮影条件設定画面上の操作によって、受信ゲインの設定方法が選択される。

そして、プリセット値を用いた受信ゲインの設定方法が選択された場合には、ステップＳ２において、使用する造影剤の種類等の最適受信ゲインの設定条件を含む撮像条件を決定するための情報が入力装置３３から撮影条件設定部４０に入力される。この最適受信ゲインの設定条件を設定するための情報は図６や図７に示すような画面を介して入力することができる。

次にステップＳ３において、受信ゲイン調整部４０ａは、入力装置３３から入力された最適受信ゲインの設定条件に対応する受信ゲインのプリセット値を受信ゲインデータベース４１から読み込んで、イメージングスキャン用の受信ゲインとして設定する。ここで、必要に応じて設定された受信ゲインを変更することもできる。受信ゲインを変更する場合には、入力装置３３から入力された受信ゲインの変更情報に従って受信ゲイン編集部４０ｂにおいて受信ゲインの変更が行われる。そして、変更後の受信ゲインが、イメージングスキャン用の受信ゲインとされる。

一方、寝台３７に被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１(超伝導磁石)の撮像領域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像領域に形成された静磁場が均一化される。

次にステップＳ４において、造影剤注入装置３９により、指定された条件で被検体Ｐに造影剤が注入される。

次にステップＳ５において、設定された受信ゲインの制御情報を含む撮影条件に従ってイメージングスキャンが行われる。撮像条件として心電同期の条件が設定されている場合には、イメージングスキャンはECGユニット３８からのECG信号に同期して行われる。

すなわち、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４２にイメージングスキャンの開始指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４２は撮影条件設定部４０から受信ゲインの制御情報を含む撮影条件を取得して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４２から受けた撮影条件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RF信号を発生させる。

このとき、シーケンスコントローラ３１は、受信ゲインの制御情報に従って、前置増幅器２４ｄ、アンプ３０ｂ、プリアンプ３０ｄおよびアッテネータ３０ｅ等のA/D変換前におけるエコー信号の増幅またはアテニュエートを行うハードウェアの一部または全部に制御信号を与える。これにより、既存の受信ゲインが最適受信ゲインの設定条件に基づいて設定された受信ゲインに変更される。

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４２に与え、シーケンスコントローラ制御部４２はｋ空間データベース４３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。

ここで、RFコイル２４により受信されるNMR信号の信号強度は、造影剤の作用により極端に大きくなったり、時間的に大きく変動する場合がある。しかし、造影剤の種類等の女権に従って受信ゲインが調整されているため、オーバーフローすることなく、変動幅の小さい信号として受信器３０においてA/D変換することができる。

次にステップＳ６において、画像再構成部４４は、ｋ空間データベース４３からｋ空間データを取り込んで画像再構成処理を施すことにより画像データを再構成する。得られた画像データは画像データベース４５に書き込まれる。

次にステップＳ７において、血流像作成部４６は、画像データベース４５から画像データを読み込んで、画像処理を行うことによって表示用の血流像データを生成し、生成した血流像データを表示装置３４にさせる。これにより表示装置３４には、造影剤に応じて適切に受信ゲインを設定して得られた、良好なコントラストの血流像が表示される。尚、PIが行われた場合には、血流像作成部４６において画像データのunfolding処理が行われる。

一方、ステップＳ１において、受信ゲインのリアルタイム自動設定が選択された場合には、ステップＳ８において、適切な受信ゲインを算出するためのモニタデータの収集を伴う撮像条件が受信ゲイン最適化部４０ｃにおいて設定される。モニタデータは、イメージングスキャンとは別のモニタスキャンを実行することにより、またはイメージングスキャンにおいて収集されるｋ空間データの一部を転用することにより、収集することができる。また、受信チャンネルが複数存在する場合には、受信チャンネルごとにモニタデータを収集する撮像条件が設定される。このため、図８、図９、図１０または図１１に示すようなモニタデータの収集条件が設定される。

次にステップＳ９において、ステップＳ４と同様に造影剤が被検体Ｐに注入される。

次にステップＳ１０において、モニタデータに基づく受信ゲインの再設定を伴うイメージングスキャンが実行される。受信ゲインの制御およびイメージングスキャンの流れは、ステップＳ５と同様である。ただし、適切な受信ゲインが、プリセット値としてではなく、モニタデータの信号強度に基づいて、イメージングスキャン中に受信ゲイン最適化部４０ｃにおいて順次算出される。

次にステップＳ１１において、ステップＳ６と同様に画像再構成処理が行われる。ただし、共通の画像データの生成に用いられる複数のイメージングデータが互いに異なる受信ゲインを用いて得られている場合には、受信ゲインを揃えるためのゲイン補正が画像再構成部４４のゲイン補正部４４ａにおいて画像再構成前のイメージングデータに対して行われる。このとき、ゲイン補正部４４ａは、補正ゲインデータベース４４ｃに保存された受信チャンネル間におけるハードウェア特性の相違に起因する受信ゲインの不一致を補正するための補正ゲインデータを参照し、受信チャンネル間におけるゲイン補正を考慮して、造影剤の使用により不一致となった受信ゲインを揃えるためのゲイン補正を行うことができる。

また、受信系のハードウェアの特性に起因するイメージングデータの位相ずれを補正するためのテンプレートデータが収集されている場合には、テンプレートデータに対するゲイン補正もゲイン補正部４４ａにおいて行われる。そして、ゲイン補正後のテンプレートデータを用いて位相補正部４４ｂにおいてイメージングデータの位相補正が行われる。

そして、上述したようにステップＳ７において血流像データが生成され、表示装置３４に表示される。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、造影剤を使用してイメージングを行う場合に、エコー信号の強度が造影剤に起因して変化しても適切な強度の信号としてデータ処理に使用できるように造影剤に関する条件に応じて受信ゲインを適切な値に調整できるようにしたものである。例えば、磁気共鳴イメージング装置２０は、イメージングスキャン前において、造影剤投入からの時間や造影剤の種類等の条件に応じた時間変動を伴うプリセット値を受信ゲインに設定できるように構成されている。また、磁気共鳴イメージング装置２０は、イメージングスキャン中においてモニタデータを継続的に収集し、モニタデータに基づいて受信ゲインの最適化をリアルタイムに行うことができるように構成されている。

（効果）
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、造影剤の注入により信号強度が大きい初期信号が受信された場合や非常に早くて大きい信号強度の変動が発生した場合であっても、受信ゲインが適切なプリセット値に設定されているため、または、イメージング中においてリアルタイムに適切な受信ゲインが再設定されるため、信号値のオーバーフローやS/Nの劣化を回避または緩和することができる。これにより、様々な造影剤を使用して、より良好なコントラストの血流像を生成することができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す構成図。 図１に示すRFコイル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１に示すコンピュータの機能ブロック図。 図５に示す表示装置に表示される受信ゲインの値を含む撮像条件の設定用画面の一例を示す図。 図５に示す表示装置に表示されるダイナミックスキャン用の受信ゲインの値の設定用画面の一例を示す図。 図５に示す磁気共鳴イメージング装置の受信ゲイン最適化部においてモニタスキャンを行うことによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図。 図５に示す磁気共鳴イメージング装置の受信ゲイン最適化部においてイメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図。 図５に示す磁気共鳴イメージング装置の受信ゲイン最適化部においてイメージングスキャンにより収集されたエコー信号の一部を利用することによりモニタデータを収集するために設定される撮像条件の別の例を示す概念図。 図５に示す磁気共鳴イメージング装置の受信ゲイン最適化部においてイメージングスキャンにより受信チャンネルごとに収集されたエコー信号の一部を利用することによりそれぞれモニタデータを収集するために設定される撮像条件の例を示す概念図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により、造影剤に応じたエコー信号強度に対して適切な受信ゲインを設定した上で造影剤を用いたイメージングを行って血流像を表示させる際の流れを示すフローチャート。

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 前置増幅器
２４ｅ 分配合成回路
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 プリアンプ
３０ｅ アッテネータ
３０ｆ A/D変換器
３０ｇ 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
３９ 造影剤注入装置
４０ 撮像条件設定部
４０ａ 受信ゲイン調整部
４０ｂ 受信ゲイン編集部
４０ｃ 受信ゲイン最適化部
４１ 受信ゲインデータベース
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
４４ａ ゲイン補正部
４４ｂ 位相補正部
４４ｃ 補正ゲインデータベース
４５ 画像データベース
４６ 血流像作成部
Ｐ 被検体

Claims (14)

1. 造影剤の注入に起因して変化する磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインを設定する受信ゲイン設定手段と、
   前記受信ゲインを用いて前記磁気共鳴信号を収集し、収集した前記磁気共鳴信号に基づいて血流像データを生成する血流像データ生成手段と、
   を備える磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記造影剤に関する条件ごと決定された受信ゲインを保存する受信ゲイン記憶手段を備え、
   前記受信ゲイン設定手段は、前記磁気共鳴信号を収集するイメージングスキャンに先立って、入力装置から入力された前記造影剤に関する条件に対応する受信ゲインを前記受信ゲイン記憶手段から取得して前記磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインとして設定するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記受信ゲイン設定手段は、前記磁気共鳴信号を収集するイメージングスキャン中に前記磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインを求めるためのデータを収集し、収集した前記データに基づいて前記磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインを設定するように構成される請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記受信ゲイン設定手段は、造影剤の種類、造影剤の濃度、造影剤の注入量および造影剤の注入方法の少なくとも１つを前記造影剤に関する条件として、前記造影剤に関する条件に対応する受信ゲインを取得するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記受信ゲイン設定手段は、基準となる時刻からの経過時間を含む条件を前記造影剤に関する条件として、前記造影剤に関する条件に対応し、かつ時間的に変化するダイナミック撮像用の受信ゲインを取得するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記受信ゲイン設定手段は、励起対象となる核種を含む条件を前記造影剤に関する条件として、前記造影剤に関する条件に対応する受信ゲインを取得するように構成される請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記受信ゲイン記憶手段に保存された受信ゲインまたは前記受信ゲイン設定手段により前記受信ゲイン記憶手段から取得された受信ゲインを入力装置からの情報に基づいて編集する受信ゲイン編集手段をさらに備える請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記受信ゲイン設定手段は、前記磁気共鳴信号を収集するイメージングスキャン中に前記データを収集するためのスキャンを実行することによって前記データを収集するように構成される請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記受信ゲイン設定手段は、前記磁気共鳴信号を収集するイメージングスキャンによって収集されるｋ空間データの一部を前記データとして利用するように構成される請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記血流像データ生成手段は、同一のｋ空間における磁気共鳴信号のゲインを整えるゲイン補正を行い、前記ゲイン補正後における磁気共鳴信号に基づいて前記血流像データを生成するように構成される請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記血流像データ生成手段は、前記受信ゲインを用いて前記磁気共鳴信号の位相補正のための位相補正データを収集し、前記位相補正データを用いて前記磁気共鳴信号の位相補正を行うように構成される請求項９記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記血流像データ生成手段は、複数の受信チャンネルを用いて前記磁気共鳴信号を収集するように構成され、前記受信ゲイン設定手段は、前記複数の受信チャンネルごとに前記磁気共鳴信号の強度に応じた受信ゲインを求めるための前記データを収集するように構成される請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記血流像データ生成手段は、共通の画像データに展開処理される前記複数の受信チャンネルにそれぞれ対応する複数の画像データを生成するための磁気共鳴信号のゲインを整えるゲイン補正を行い、前記ゲイン補正後における磁気共鳴信号から生成される前記複数の画像データに基づいて前記血流像データを生成するように構成される請求項１２記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記血流像データ生成手段は、前記複数の受信チャンネルのハードウェア特性に由来する前記複数の受信チャンネルごとの磁気共鳴信号の強度の相違を補正するための補正ゲインを参照して前記ゲイン補正を行うように構成される請求項１３記載の磁気共鳴イメージング装置。

Images