JP2018007817A - 磁気共鳴イメージング装置及びその制御方法 - Google Patents

Abstract

【課題】プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像において、エンコード数を低減した場合の画質の劣化を防止する。【解決手段】プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像を行い、３Ｄ−ｋ空間データを収集する際に、３Ｄ−ｋ空間データのうちエンコード数を減らすデータ方向を設定するとともに、設定されたエンコード低減方向について、データを取得するｋ空間帯域を設定し、エンコード低減方向について、設定されたｋ空間帯域で撮像する。【選択図】図５

Description

本発明は、血管撮像機能を有する磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に関し、特に２次元選択励起パルスをプリサチュレーションパルスとして用いるＴＯＦ（Ｔｉｍｅ−ｏｆｆ−Ｆｒｉｇｈｔ）撮像を行うＭＲＩ装置とその制御方法に関する。

２次元選択励起パルス（以下、２ＤＲＦパルスという）は、所定の形状の領域を選択的に励起することができるため、これをＴＯＦ撮像においてプリサチュレーションパルスとして印加することで特定血管の支配領域を確認できる。このようなプリサチュレーションパルスを用いたＴＯＦ撮像は、例えば非特許文献１に開示されており、Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＴＯＦ ＭＲＡと呼ばれる。またプリサチュレーションパルスとして用いられる２ＤＲＦパルスは、ＢｅａｍＳａｔｕｒａｔｉｏｎパルス（略してＢｅａｍＳａｔパルス）と呼ばれる。

Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＴＯＦ ＭＲＡでは、ＢｅａｍＳａｔパルスを用いない通常のＴＯＦ撮像に加えて、支配領域を調べたい血管数分だけＢｅａｍＳａｔパルスを併用した撮像を行う必要がある。このため撮像時間が、血管数に比例して延長する。例えば、ＴＯＦの撮像時間は通常５分程度であるが、左右の内頸動脈２本の支配領域を調べるためには、合計１０分（５分×２回）程度の撮像時間を要する。撮像時間が長い場合、検査効率が悪いだけではなく、被検体の体動に依存する位置ずれも起きるので検査の精度も低下する。また、Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＴＯＦ ＭＲＡでは、ＢｅａｍＳａｔパルスによって抑制された血管のみを描出するために、ＢｅａｍＳａｔパルスを用いた撮像と用いない撮像との差分画像を取得する。これら２つの撮像間で、上述した位置ずれがあった場合、差分不良も起きる。

プリサチュレーションパルスを用いた血管撮像時間を短縮する技術として、効果的に信号を取得することで高速撮像が可能な手法も提案されている。例えば、特許文献１に開示された技術では、取得すべき３Ｄデータのうち、スライス方向又は位相方向のエンコードをカットして撮像時間を短縮する方法を開示している。

Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ ＴＯＦ ＭＲＡ ｕｓｉｎｇ Ｂｅａｍ Ｓａｔｕｒａｔｉｏｎ ｐｕｌｓｅ，Ｔａｋａｓｈｉ Ｎｉｓｈｉｈａｒａ，ｅｔ ａｌ， Ｐｒｏｃ． ＩＳＭＲＭ ２０１２， ２４９７

特開２０１４−１００３９２号公報

特許文献１に記載された技術は、３Ｄデータを観察したい方向から投影処理した画像を作成した場合、エンコードを減らした方向を上述の観察した方向に一致させておくことで、画質を低下させることなく血管の視認性に優れた画像を得られるという利点がある。しかし、単純にエンコードをカット又はエンコード数を減らした場合、ＢｅａｍＳａｔパルス印加領域や体動により位置ずれした領域が差分画像において高信号になり、特に投影画像において、血管の視認性が悪くなるという問題がある。

本発明は、特許文献１に記載された技術を基本として、位置ずれが問題となりやすい血管周辺の臓器或いは組織と目的とする血管との構造の微細さの違いに着目し、エンコード数を減らす方向について、データを取得する帯域を制限することにより上記課題を解決する。

具体的には、本発明のＭＲＩ装置は、プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像を行い、３Ｄ−ｋ空間データを収集する撮像部と、前記撮像部による撮像の条件を設定する撮像条件設定部と、前記撮像部の動作を制御する制御部と、を備える。前記撮像条件設定部が設定する条件は、前記３Ｄ−ｋ空間データのうちエンコード数を減らすデータ方向の設定を含み、前記制御部は、前記撮像条件設定部で設定された前記データ方向について、データを取得するｋ空間帯域を設定する帯域設定部を備える。

本発明によれば、データを取得する帯域を目的血管に合わせた帯域に制限することで、血管以外の臓器や組織或いはＢｅａｍＳａｔパルス印加領域の高信号化を抑制し、血管の視認性が優れた画像が得られる。

本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す図。 本発明のＭＲＩ装置のパルスシーケンスの一例を示す図。 （ａ）、（ｂ）は、それぞれ、プリサチュレーションパルスの一例を示す図。 第一実施形態の演算部の機能ブロック図。 第一実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示す図。 第一実施形態のＭＲＩ装置において表示部に表示されるＧＵＩの一例を示す図。 （ａ）、（ｂ）は、それぞれ、第一実施形態のプリスキャンのパルスシーケンス例を示す図。 帯域設定のための画像表示例を示す図。 異なるエンコードで取得した差分画像の例を示す図。 第二実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示す図。 第三実施形態の演算部の機能ブロック図。 第三実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示す図。 （ａ）〜（ｃ）は、部位と帯域との関係を説明する図。 第四実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示す図。 第四実施形態のＭＲＩ装置において表示部に表示されるＧＵＩの一例を示す図。

以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。
まず本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を説明する。図１に典型的なＭＲＩ装置の構成を示す。このＭＲＩ装置は、撮像系として、被検体１０１が置かれる空間に静磁場を発生する磁石１０２と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、静磁場空間に置かれた被検体に対し高周波磁場を印加するＲＦコイル１０４と、被検体１０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１０５と、被検体１０１を配置し、静磁場空間に搬入するためのベッド１１２と、を備える。また演算制御系として、信号処理部１０７と、演算部１０８と、制御部１１１と、記憶装置１１５とを備える。演算制御系は、また、操作者とのやり取りを行うためのユーザーインターフェイスとして入力部１１３や表示部１１４を備えている。

傾斜磁場コイル１０３は、Ｘ、Ｙ、Ｚの３方向の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。Ｘ，Ｙ，Ｚの３方向の組み合わせによって、互いに直交する３方向、スライス方向、位相エンコード方向及び読出し方向を任意に設定することができる。ＲＦコイル１０４はＲＦ送信部１１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプローブ１０５で受信した信号は、信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理された後、演算部１０８で画像再構成や補正などの演算処理がされ、画像に変換される。画像は表示部１１４で表示される。傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０、信号検出部１０６は制御部１１１で制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。パルスシーケンスは、撮像方法によって種々のものがあり、これら基本形は予めプログラムとして制御部１１１の内部メモリ或いは記憶装置１１５に格納されている。またパルスシーケンスの生成に必要な撮像条件は、入力部１１３より入力し、表示部１１４で確認することができる。

本実施形態のＭＲＩ装置は、パルスシーケンスとしてＴＯＦパルスシーケンスが格納されており、これを特定の条件で実行する。ＴＯＦパルスシーケンスの一例を図２に示す。図２中、横軸は時間軸であり、ＲＦ／Ｓｉｇｎａｌの軸は、ＲＦパルスの印加とエコー信号の計測、Ｇｓはスライス方向の傾斜磁場、Ｇｐは位相エンコード方向の傾斜磁場、Ｇｒは読出し方向の傾斜磁場を表す。

図２に示すパルスシーケンスは、３Ｄ−グラディエントエコー（ＧｒＥ）系のパルスシーケンス２００にプリサチュレーションパルス２１０が追加されたパルスシーケンスである。プリサチュレーションパルス２１０は、その後のパルスシーケンス２００で撮像する領域（目的撮像領域）に流入する血液を飽和させるために目的撮像領域とは異なる領域（プリサチ領域という）を励起するパルスである。プリサチュレーションパルスとしては、図３（ａ）に示すような従来のスライス選択型のパルスでもよいし、図３（ｂ）に示すようなＢｅａｍＳａｔパルスでもよいが、本実施形態ではＢｅａｍＳａｔパルスを用いる。ＢｅａｍＳａｔパルスは、所定の形状のＲＦパルス２１１と、２方向ないし３方向の、振幅が振動する傾斜磁場２１２、２１３、ここではＸ方向の傾斜磁場ＧｘとＹ方向の傾斜磁場Ｇｙ、とから構成され、従来のスライス選択と異なり、例えば傾斜磁場の方向で決まる柱状の領域のみを選択的に励起することができる。従って従来ならばプリサチュレーションパルスで同時に励起される同一スライス内の複数の血管も、それぞれ、別個に励起することができ、また、プリサチュレーション領域の設定の自由度が大きい。なお図３では省略しているが、このようなプルサチュレーションパルスの後に、磁場強度の大きいクラッシャー傾斜磁場パルスを印加する。それにより特定領域の信号を抑制できる。

パルスシーケンス２００は、一般的に３Ｄ−ＧｒＥ系パルスシーケンスとほぼ同様であるので、詳しい説明を省略するが、操作者からの指示や後述するプリスキャンの結果に応じて、スライスエンコード或いは位相エンコードの一方についてエンコード数を間引いた計測が行われる。

本実施形態のＭＲＩ装置は、エンコード数を間引いた計測を前提として、エンコード数を間引く方向について、さらにデータを取得する帯域（ｋ空間帯域）を制御する。帯域は、撮像対象である血管やその周囲組織や臓器の構造の微細度を考慮して制御される。具体的には、制御部１１１が、最適帯域設定のためのプリスキャンを実行し、プリスキャンで得た画像をもとに手動或いは自動で帯域を決定する、或いは、操作者が指定する撮像条件や撮像部位、又は画像から除去したい組織の情報をもとに自動的に帯域を決定する。以下、制御の手法とそれを実現するための装置構成の実施形態を詳述する。

＜第一実施形態＞
本実施形態は、操作者が最適帯域を入力し、撮像部は入力された最適帯域を用いて、エンコードを間引く方向（以下、エンコード低減方向という）について帯域のオフセット量を設定し、このオフセット量で、プリサチュレーションパルスなしの撮像とプリサチュレーション有の撮像を行う。この際、操作者が最適帯域を決定するために必要な情報を取得し、提示する。

まず本実施形態の演算部の機能を、図４を参照して説明する。演算部は、図１に示すＭＲＩ装置の演算制御系の機能（演算部１０８の一部の機能と制御部１１１の機能）を実現するもので、主な機能部として、上述した３Ｄ−ＴＯＦ撮像のパルスシーケンスとユーザ設定の撮像条件に従って撮像系の動作を制御する撮像制御部（撮像条件設定部を含む）４０１、自動又は手動で３Ｄ−ＴＯＦ撮像の際にエンコード低減方向についての帯域を設定する帯域設定部４０２、３Ｄ−ＴＯＦ撮像で取得した３Ｄ−ｋ空間データに対しフーリエ変換等の演算を行って画像データを作成したりｋ空間データ或いは画像データの差分を行って差分画像を作成するなど画像再構成に必要な演算を行う画像再構成部４０３、及び画像データを他の付帯情報とともに表示部１１４に表示させる表示画像を作成するとともに入力部１１３を介して入力された指令等に従って表示を制御する表示制御部４０４を備える。

これら演算制御系の機能は、例えば、ＣＰＵに実装されたプログラムを実行することで、また一部はＡＳＩＣやＦＰＧＡなどのハードウェアで実現される。

次に、図５を参照して、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を詳述する。なお図５において、右側のステップＳ１２、Ｓ１５、Ｓ１７は主として操作者の入力部を介して操作に伴う設定処理を表し、左側のステップはそれ以外の装置の動作を表す（他の処理フローを示す図面においても同様である）。

［ステップＳ１１］
まず検査対象の所望の撮像部位を静磁場空間（検査空間）の中央に配置した後、詳細な撮像位置やプリサチュレーションパルスによって予備励起する部位を決定するための予備撮像（プリスキャン１）を行う。プリスキャン１で実行するパルスシーケンスは、基本的に、図２に示す３Ｄ−ＴＯＦのパルスシーケンス２００と同じであり、プリサチュレーションパルス２１０は用いない。プリスキャン１の撮像条件は、特に限定されないが、目的撮像領域を比較的広い領域を選択して撮像を行う。また、後述する帯域決定のためのステップＳ１４で、プリスキャン１のデータを利用する場合には、ステップＳ１４で実行する予備撮像（プリスキャン２）と、撮像条件を一致させておく。撮像条件として、具体的には、プリスキャン１のＲＦ条件、ＴＲ及びエンコード方向のステップ幅などを、プリスキャン２のＲＦ条件、ＴＲ及びエンコードステップ幅などと一致させる。ここでは、プリスキャン１のデータを利用する場合を例に説明する。

画像再構成部４０３は、プリスキャン１で得られたエコー信号を用いて画像を再構成し、表示制御部４０４が画像を表示部１１４に表示させる。画像としては、例えば、３Ｄデータを投影したＭＩＰ（Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）画像などが作成、表示される。

［ステップＳ１２］
操作者が表示部１１４に表示された画像を見て、目的撮像領域、プリサチュレーションパルスで励起すべき領域、及び、エンコード低減方向（スライスエンコード方向か位相エンコード方向か）を入力すると、この入力された条件に従い、撮像制御部４０１は、プリサチュレーションパルスを含むパルスシーケンスを計算し、設定する。領域の設定は、例えば図６に示すように、表示部１１４に表示されたＭＩＰ画像６００の上に、目的撮像領域を矩形（直方体）の枠６０１で囲って指定したり、プリサチュレーション位置をプリサチュレーションパルスの励起形状を模した柱状の位置決め用ＵＩ６０２で指定する。位置決め用ＵＩ６０２と血管とが交差する場所が目的とするプリサチュレーション領域であり、例えば、ハッチングで表示される。
撮像制御部４０１は、指定された画面上の座標を用いて、例えばスライス選択傾斜磁場の強度やエンコードステップ幅などを計算してパルスシーケンスを設定する（撮像条件設定部の機能）。エンコード数を間引く方向については、領域指定のための画像とともに表示制御部４０４が方向を選択させるボックスを含むＧＵＩを表示部１１４に表示させることで、操作者が選択できるようにしてもよい。

［ステップＳ１３］
ステップＳ１２で設定されたプリサチュレーション位置で、プリサチュレーションパルスを追加して３Ｄ−ＴＯＦのパルスシーケンスを実行する。この撮像は、エンコード数を間引く方向における帯域を設定するための予備撮像（プリスキャン２）であり、当該方向のエンコードをゼロから１エンコードずつ進めながら、数エンコード分（例えば５〜１０エンコード程度）計測する。このエンコード数は、演算制御系内部で予め保持していてもよいし、その前のステップ（例えばＳ１２）で操作者が設定してもよい。

プリスキャン２のパルスシーケンスの例を図７に示す。図７（ａ）はスライス方向のエンコードを間引く場合、図７（ｂ）は位相エンコード方向のエンコードを間引く場合である。いずれも基本形は、図２のパルスシーケンス２００と同様であるが、これらのパルスシーケンスでは、エンコードを間引く方向については、ｋｓ空間或いはｋｐ区間の中心付近のエンコードのみを取得する。

なお図７では示していないが、プリスキャン２では、目的撮像領域内の血液が十分に抑制されるまで、プリサチュレーションパルスを例えば１秒程度空打ちしてからデータを取得する必要がある。またプリスキャン２の時間短縮のため、ステップＳ１２で選択されていない方向のエンコード数を減らしてもよい。

［ステップＳ１４］
プリスキャン２で得たデータとプリスキャン１で得たデータとを、同一エンコード同士で差分し、差分データをエンコード毎に２Ｄ−フーリエ変換し、画像再構成する。こうして得られる画像は、例えば、エンコード低減方向がスライス方向Ｇｓであると、スライス面の画像であり、エンコード毎の画像として表示部１１４に表示される。図８に、表示画面の一例を示す。ここではステップＳ１３でエンコードＥ=０〜５まで６エンコード数の撮像を行い、６枚の差分画像が表示されている。実際の撮像した頭部差分画像の２枚を図９に示す。図９の左側はエンコードＥ=０の場合、右側はエンコードＥ=５の場合である。これらの比較からわかるように、エンコードＥ=５の方が血管描出能がよい。

［ステップＳ１５］
操作者は、表示された画像を比較することで目的とする血管の描出能が最もよいエンコード即ち帯域を選択することができ、この帯域をエンコード０からのオフセット量として、設定する。設定の仕方は、表示された画像を選択させてもよいし、図９に示すように、数値として入力（選択）させてもよい。

［ステップＳ１６］〜［ステップＳ１８］
入力部１１４を介して、オフセット量が設定されると、設定されたオフセット量を指定帯域として本撮像を開始する。本撮像は、図２に示す３Ｄ−ＴＯＦ撮像パルスシーケンスを、プリサチュレーションパルス無（Ｓ１６）、及び、プリサチュレーションパルス有（Ｓ１８）の両方の条件で実行する。この際、ステップＳ１２で指定された方向については、エンコードを間引くとともに設定されたオフセット量で撮像を行う。例えば、エンコードを間引いて一つのエンコードのデータを取得する場合には、オフセット量で指定された帯域のみ、所定の数のエンコードのデータを取得する場合には、オフセット量で指定された帯域（例えば、＋５と−５）を中心とする複数のエンコードのデータを取得する。

プリサチュレーションパルス無の撮像（Ｓ１６）とプリサチュレーションパルス有の撮像（Ｓ１８）は、連続して行ってもよいが、図５に示すフローでは、プリサチュレーションパルス無の撮像（Ｓ１６）が終了した段階で計測を一旦中断し、操作者による指示を待つステップＳ１７を挿入している。この場合、例えば図８に示すように、計測を継続する「Ｃｏｎｔｉｎｕｅ」ボタンと、計測を終了する「Ｓｔｏｐ」ボタンを表示させて、操作者の操作を待つ。或いは別デバイスの押しボタンを容易してもよい。このようなステップＳ１７を挿入することにより公知の血管撮像技術であるＤＳＡ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｙ）と操作を共通化し、操作者が慣れた手順で撮像を進められるようにしている。但しこの手順は本実施形態において必須ではない。

計測を継続するボタンが選択されると、撮像制御部４０１はプリサチュレーションパルス有の３Ｄ−ＴＯＦ撮像パルスシーケンスを実行する。このときのエンコードも、エンコード低減方向については指定された帯域である。なおステップＳ１６の撮像終了後に被検体１０１の位置がずれて、Ｓ１８を行っても有意な情報が得られないような場合には、計測を停止し、再度ステップＳ１６を繰り返してもよい。

［ステップＳ１９］
画像再構成部４０３は、ステップＳ１６及びＳ１８の撮像で得た計測データを差分し、差分画像を作成する。差分は画像再構成前のデータ（ＲＡＷ ＤＡＴＡ）に対して行ってもよいし、再構成画像に対して行ってもよい。表示制御部４０４は差分画像を表示部１１３に表示させる。表示の仕方は、任意であり、例えば、差分画像だけを表示してもよいし、差分画像を半透明のカラー画像とし、ステップＳ１１など事前に取得した血管画像や形態画像に重畳してもよい。これにより血行動態をより直観的に確認することができる。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置によれば、複数のエンコードで取得した画像を提示し、最も血管描出能のよいエンコードを指定して本撮像を行うので、効果的に所望の方向についてエンコード数を低減し、撮像時間の短縮と画質の向上を図ることができる。

なお以上の説明では、ステップＳ１１で実行するプリスキャン１とステップＳ１３で実行するプリスキャン２とで、ＴＲやエンコードステップ幅等の撮像条件を一致させて、差分データ取得のためのスキャン数を減らす場合を説明したが、プリスキャン２において、プリサチュレーションパルス有と無の両方の撮像を行ってもよい。その場合には、プリスキャンの時間が延長するものの、プリスキャン２はプリスキャン１の撮像条件の制限を受けないので、より細かく帯域を変更することが可能となり、高精度に最適な帯域を見つけることができる。またこの際、プリサチュレーションパルス有と無の両撮像でＴＲは一致させ、プリサチュレーションパルス無でも目的撮像領域に影響を与えない外部に同様のプリサチュレーションパルスを印加することにより、プリサチュレーションパルスによるＭＴ（Ｍａｇｎｅｔｉｚａｔｉｏｎ Ｔｒａｎｓｆｅｒ）効果を両撮像で一致させることができるため、差分画像における頭蓋骨な脳実質などの信号を低下させることができる。これにより血管の視認性をさらに向上させることができる。

＜第二実施形態＞
本実施形態は、第一実施形態の構成を基本として、プリサチュレーション位置指定の制限を追加したことが特徴である。図４に示す機能ブロック図は共通しているので、以下、図１０に示すフローを参照して、本実施形態の動作を説明する。なお図１０において、図５と同じ内容の処理は同じ符号で示し、重複する説明は省略する。

まず、第一実施形態と同様にプリスキャン１を行い、画像を表示する（Ｓ１１）。この画像を見て、操作者が撮像領域と、エンコード低減方向を設定する（Ｓ２１）。ここではプリサチュレーションパルスの励起位置は、まだ指定されない。図６に示したような枠６０１で撮像領域が指定され、エンコードを間引く方向（例えばスライス方向とする）が設定されると、演算部１０８は、撮像領域と重なる領域をプリサチュレーションパルスによる励起を制限する（Ｓ２２）。このため、例えば図６に示すように、プリサチュレーションパルスの励起プロファイル（理論値）に対応するマークを、プリサチュレーションの位置決め用ＵＩ６０２として表示し、この位置決め用ＵＩ６０２を目的血管の位置に移動（回転も含む）させてプリサチュレーション位置を決定する。このとき、位置決め用ＵＩ６０２の移動範囲を制限し、撮像領域を指定する枠６０１と重なる位置へは移動できないようにする。操作者は位置決め用ＵＩ６０２を移動可能な範囲において移動したり角度を変えたりすることで、目的血管を励起可能な位置に設定することができる（Ｓ２３）。

なお実際のプリサチュレーションパルスの励起プロファイルは、位置決め用ＵＩ６０２の作成に用いた励起プロファイルの理論値よりもブロードになる場合がある。そのような場合を想定して、例えば、ＵＩ６０２よりも所定のサイズ大きな領域が撮像領域と重畳しないように制限を設けてもよい。

その後、ステップＳ２３で設定したプリサチュレーション位置でステップＳ１３のプリスキャン２を行う。次いで差分画像の作成表示（Ｓ１４）及び帯域設定処理を行うこと（Ｓ１５）、設定された帯域をオフセット量として本撮像と画像表示とを行うこと（Ｓ１６〜Ｓ１９）は第一実施形態と同じである。なお本撮像についてもプリサチュレーション位置は、ステップＳ２３で設定したプリサチュレーション位置とする。

本実施形態によれば、プリサリュレーション励起領域を撮像領域と重畳しないように制限しておくことにより、ステップＳ１４で得られる差分画像は血管のみの画像になる。その結果、血管描出能が優れた画像が得られる最適帯域を決定する際の判断が容易となる。また本撮像においても血管描出能が優れた画像が得られる。

＜第三実施形態＞
第一及び第二実施形態では、帯域決定のためのプリスキャン（プリスキャン２）の結果を表示し、表示された結果をもとに操作者が本撮像でエンコードを低減する方向のオフセット量を設定したが、本実施形態は、プリスキャンの結果を装置が分析し、その結果をもとに最適帯域を決定する。

本実施形態の演算制御系の構成は、図１１に示すように、図４に示す機能ブロック図の帯域設定部４０２を、システムが帯域を算出する帯域算出部４０５に代える以外は第一実施形態と同様である。また、本実施形態の演算制御系の動作は、図１２に示すように、図１０に示すステップＳ１４、Ｓ１５が、差分データ算出ステップＳ２４、帯域算出ステップＳ２５に代わった以外は第二実施形態と同様である。以下、第二実施形態と異なる点を中心に本実施形態を説明する。

まず撮像領域設定のためのプリスキャン１と画像表示（Ｓ１１）を行った後、撮像領域とエンコード低減方向の設定を受け付ける（Ｓ１２）。プリサチュレーション制限領域を設定した後、プリサチュレーション位置の設定を受け付ける（Ｓ２２、Ｓ２３）。プリサチュレーション位置の制限は、第二実施形態と同様に、位置決め用ＵＩ６０２の移動を制限することで実施してもよい。この際、実際の励起プロファイルを考慮して、理論的な励起プロファイルより大きい領域となるように位置決め用ＵＩ６０２を設けてもよい。

次いで設定されたプリサチュレーション位置で帯域設定のためのプリスキャン２を所定のエンコード分、行い（Ｓ１３）、エンコード毎にプリスキャン１との差分を算出する（Ｓ２４）。差分データでは、プリサチュレーション領域が撮像領域と重畳していないため、血管からの信号のみが支配的である。

帯域算出部４０５は、各エンコードの差分データのピーク強度や信号積分値などの特徴量を抽出し、ピーク強度或いは信号積分値が最大となるエンコードを決定する。これらの特徴量は血管描出能の指標であり、これらが最大であるとき血管描出能が最もよいと推定されるので、帯域算出部４０５は、このエンコードを最適帯域すなわちオフセット量に設定する（Ｓ２５）。なお最適帯域の推定の精度を高めるために、差分データをフーリエ変換して実空間データとし、高信号となる可能性がある頭皮や頭蓋骨を自動でクリッピングしてから、再度逆フーリエ変換してｋ空間データに戻し、特徴量に基く最適帯域の推定を行ってもよい。

その後、エンコード低減領域について、設定したオフセット量で本撮像（Ｓ１６〜Ｓ１９）を行うことは第一及び第二実施形態と同様である。

本実施形態によれば、プリサチュレーション位置に制限を設けておくことにより、最適帯域設定の精度を高めることができ、またプリスキャン２で得た画像の特徴量を用いて自動的に最適帯域を決定することができる。

＜第四実施形態＞
第一〜第三実施形態では、帯域決定のためのプリスキャン（プリスキャン２）の結果をもとに、手動又は自動で、本撮像でエンコードを低減する方向のオフセット量を設定したが、本実施形態のＭＲＩ装置は、帯域決定のためのプリスキャンを行うことなく、撮像条件として設定された撮像部位等をもとに自動で最適帯域を判断し、決定する。

本実施形態の演算制御系の構成は、図１０に示す機能ブロック図と同様であるが、演算制御系のメモリ或いは外部の記憶装置に、被検体の部位と帯域との関係を予めテーブル化したものを格納しておく。被検体の部位と帯域との関係とは、構造の微細度が異なる複数の部位について、各部位の構造の描出能が最も高くなる帯域を予め定めたものである。

部位と帯域との関係について、図１３を参照して説明する。図１３（ａ）は、一例として脳５００の断層像（ｘ−ｙ断面）を示す図で、この画像には脳の実質５１０と血管５２０が含まれている。血管５２０の径は例えば１〜２ｍｍ程度であるが、血管が含まれる脳実質の構造は１〜３ｃｍ程度である。図１３（ａ）の右側のグラフ（図１３（ｂ））は、縦軸が画像のｙ方向、横軸が血管及び脳実質の信号強度である。このグラフで表される信号をフーリエ変換し、図１３（ｃ）に示すようなｋ空間データにすると、脳実質の信号はｋ空間の中央を挟んで比較的狭い帯域５１１に存在するのに対し、血管の信号は、それより広い帯域５１２に存在する。前掲の例で１〜３ｃｍの脳実質の帯域幅は、６６．６〜２００［ｍ^−１］、１〜２ｍｍの血管の帯域幅は１０００〜２０００［ｍ^−１］である。従って、ｋ空間中心を０とすると、下限を３３．３〜１００［ｍ^−１］とし、上限を５００〜１０００［ｍ^−１］とする範囲は、血管の信号と脳実質の信号が混在しにくい範囲、つまり血管が支配的な帯域である。同様に下限を−１０００〜−５００［ｍ^−１］とし、上限を−１００〜−３３．３［ｍ^−１］とする範囲は、血管が支配的な帯域である。

このように部位の構造（例えば径）と帯域とはフーリエ変換によって求められ、帯域はｋ空間を規定するエンコードに対応しているので、この関係から撮像目的の部位に応じた最適帯域或いはエンコードのオフセット量を求めることができる。例えば、血管が支配的な範囲の中間値、上記した例では３００［ｍ^−１］、をオフセット量とする。

以上の説明を前提として、以下、本実施形態の演算制御系の処理を説明する。図１４に演算制御系の処理のフローを示す。図１４において、図５及び図１０と同じ処理内容のステップは、同じ符号で示し、重複する説明は省略する。

［ステップＳ１１］
まず、第一実施形態と同様にプリスキャン１を行い、画像を表示する。

［ステップＳ３１］
操作者による、撮像条件と撮像部位の設定、プリサチュレーションパルス位置の設定、及びエンコードを低減する方向の設定を受け付ける。撮像部位の設定の仕方は、特に限定されないが、例えば図１５に示すようなＭＲＡの撮像条件設定画面（ＵＩ）で、目的血管の径や対象部位を選択する。目的血管の径のみでもよいが、対象部位を併せて指定することで、その周囲の部位や組織のサイズも推定できるので、次のステップで目的血管が支配的となる帯域を精度よく設定できる。

［ステップＳ３２］
帯域算出部４０２は、ステップＳ３１で設定された撮像部位と、記憶装置に格納された部位と帯域との関係を表すテーブル４５０とを用いて、その撮像部位の描出能が最も高くなる帯域（最適帯域）を算出し、オフセット量として設定する。

［ステップＳ１６〜Ｓ１９］
その後、設定したエンコード低減方向について、設定したオフセット量で、本撮像を行い、適宜ＤＡＳと同様の操作手順（Ｓ１７）を採用し、差分画像の作成と表示を行うことは第一実施形態と同様である。

本実施形態によれば、プリスキャンを行うことなく、装置側で最適帯域を算出し決定するので、撮像時間を短縮することができる。

本実施形態でも、第二実施形態と同様に、プリスキャン領域について制限を与える機能を追加してもよい。例えば、図１４のステップＳ３１に、図１０に示すステップＳ２１〜Ｓ２３を追加する。すなわち、操作者による撮像条件や撮像部位等の設定スッテプＳ３１において、撮像領域とエンコード低減方向の設定を受け付ける（Ｓ２１）。エンコード低減方向が設定されたならば、その方向について撮像領域とプリサチュレーション位置とが重畳しないように、プリサチュレーション位置に対し制限を設ける範囲を算出する（Ｓ２２）。これにより操作者は撮像領域と重畳しない位置にプリサチュレーション位置を設定することができる（Ｓ２３）。

その後、ステップＳ３１で設定された撮像部位と、記憶装置に格納されたテーブル４５０とを用いて最適帯域を算出すること、算出した最適帯域及びステップＳ２３で設定されたプリサチュレーション位置で、本撮像を行うこと（Ｓ１６〜Ｓ１９）は上述した第四実施形態の動作と同様である。

以上、本発明の各実施形態を説明したが、これら実施形態やその変形例は技術的に矛盾しないかぎり適宜組み合わせることが可能である。また演算制御系以外の要素については、適宜、省略したり新たな要素を追加することも本発明に包含される。さらに以上の実施形態では、演算制御系の機能はＭＲＩ装置の演算部や制御部が行う機能として説明したが、その一部（撮像を除く機能）をＭＲＩ装置以外の演算装置で実現することも可能である。

本発明によれば、３Ｄ−血管撮像において、効果的に信号を取得することで高速撮像が可能なＭＲＩ装置およびその制御方法が提供される。

１０２：静磁場磁石、１０３：傾斜磁場コイル、１０４：ＲＦコイル、１０５：ＲＦプローブ、１０６：信号検出部、１０７：信号処理部、１０８：演算部、１０９：傾斜磁場電源、１１０：ＲＦ送信部、１１２：ベッド、１１３：入力部、１１４：表示部、１１５：記憶装置、４０１：撮像制御部、４０２：帯域設定部、４０３：画像再構成部、４０４：表示制御部、４０５：帯域算出部。

Claims (12)

1. プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像を行い、３Ｄ−ｋ空間データを収集する撮像部と、前記撮像部による撮像の条件を設定する撮像条件設定部と、前記撮像部の動作を制御する制御部と、を備え、
   前記撮像条件設定部が設定する条件は、前記３Ｄ−ｋ空間データのうちエンコード数を減らすデータ方向の設定を含み、
   前記制御部は、前記撮像条件設定部で設定された前記データ方向について、データを取得するｋ空間帯域を設定する帯域設定部を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   操作者によるｋ空間帯域の指定を受け付ける入力部をさらに備え、
   前記帯域設定部は前記入力部が受け付けたｋ空間帯域を前記３Ｄ血管撮像の条件として設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   操作者による撮像部位に関する情報の入力を受け付ける入力部をさらに備え、
   前記帯域設定部は前記入力部が受け付けた情報を用いて当該撮像部位のｋ空間帯域を決定し、前記３Ｄ血管撮像の条件として設定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記撮像部位に関する情報は、前記撮像部位又は画像から除去したい組織の名称、大きさ、径、構造上の特徴のいずれかを含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像と、プリサチュレーションを用いない３Ｄ血管撮像との差分画像を作成する演算部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、前記撮像条件設定部で設定された前記データ方向について、所定の複数のエンコード分、プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像を行うように前記撮像部を制御し、
   前記演算部は、前記複数のエンコードのそれぞれについて、プリサチュレーションパルスを用いた第一の３Ｄ血管撮像と、プリサチュレーションを用いない第二の３Ｄ血管撮像との差分画像を作成し、表示装置に表示させることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項５記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記制御部は、前記撮像条件設定部で設定された前記データ方向について所定の複数のエンコード分、プリサチュレーションパルスを用いた第一の３Ｄ血管撮像を行うように前記撮像部を制御し、
   前記演算部は、前記複数のエンコードのそれぞれについて、プリサチュレーションパルスを用いた第一の３Ｄ血管撮像と、プリサチュレーションを用いない第二の３Ｄ血管撮像との差分データを作成し、
   前記帯域設定部は、前記複数のエンコードの差分データをもとに前記ｋ空間帯域を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記帯域設定部は、前記複数のエンコードの差分データのピーク強度及び信号積分値の少なくとも一方を用いて前記ｋ空間帯域を決定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項６又は請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記第二の３Ｄ血管撮像は、撮像領域を決めるための位置決め撮像であり、
   前記制御部は、前記位置決め撮像を前記第一の３Ｄ血管撮像と同じＴＲ及びエンコードステップで行うよう前記撮像部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。
10. 請求項１ないし９のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記撮像条件設定部が設定する条件は、プリサチュレーション位置を含み、
    前記制御部は、前記プリサチュレーションパルス位置を撮像領域と重畳しない位置に制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１ないし１０のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記プリサチュレーションパルスは、ビームサチュレーションパルスであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 磁気共鳴イメージング装置の動作を制御して、プリサチュレーションパルスを用いた３Ｄ血管撮像を行い、３Ｄ−ｋ空間データを収集する方法であって、
    前記３Ｄ−ｋ空間データのうちエンコード数を減らすデータ方向を設定し、
    設定された前記データ方向について、データを取得するｋ空間帯域を設定し、
    設定された前記データ方向について、設定されたｋ空間帯域で撮像する制御を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置の制御方法。
    
    

Images