JP5558731B2

JP5558731B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5558731B2
Application number: JP2009072369A
Authority: JP
Inventors: 美津恵宮崎
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-03-24
Filing date: 2009-03-24
Publication date: 2014-07-23
Anticipated expiration: 2029-03-24
Also published as: JP2010220859A

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、血流像を得るMRA(Magnetic Resonance Angiography)を実施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、血流像を得る手法としてMRA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法に併用される技術として、適切な心電同期の遅延時間を測定するためのECG-prepという技術が考案されている（例えば特許文献１参照）。ECG-prepは、イメージング用のFBIスキャンに先立って、適切な心電同期の遅延時間を決定するための準備スキャンであるECG-prepスキャンを行い、ECG-prepスキャンによって決定したECG遅延時間でFBIスキャンを実行するものである。ECG-prepスキャンは、ECG信号のR波からの遅延時間を徐々に変化させでデータ収集を行うことにより互いに時相が異なる複数のシングルショット画像を得るスキャンである。このECG-prepスキャンによって得られた複数の画像から適切に血管が描出された画像を選択することにより、FBIスキャンにおけるECG遅延時間を決定することができる。これにより、流速の速い血流を、より流速が遅い時相において描出することが可能となる。

また、ECG-prepスキャンによって収集された複数のECG-prep画像から最適なECG-prep画像を選択するための技術としてFBI-NAVIという技術も考案されている（例えば特許文献２参照）。

特開平１１−２３９５７１号公報特開２００８−２３３１７号公報

しかしながら、従来の心電同期における遅延時間、つまり撮像タイミングとなる時相の決定は、熟練した技師がECG-prep画像を参照しなければ困難であるという問題がある。

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、特別な知識や技能を要することなく、より簡易に適切な時相を決定して血流像用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、遅延時間を設定するためのプレスキャンを行わないで、予め心電計又は脈波計を用いて被検体から取得した拍動情報に基づいて、拍動に同期したイメージングにおけるデータ収集タイミングの時相を表す基準波からの遅延時間をタイミングの時相を表す基準波からの遅延時間を求める手段と、前記手段によって求められる遅延時間を用いて、前記拍動に同期したイメージングを実行することによって磁気共鳴信号を収集するデータ収集手段と、前記磁気共鳴信号に基づいて血流像を生成する画像生成手段とを有するものである。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置においては、特別な知識や技能を要することなく、より簡易に適切な時相を決定して血流像用のデータを収集することができる。

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に示すコンピュータの機能ブロック図。図２に示す遅延時間決定部における遅延時間の決定方法を説明する図。図２に示す遅延時間テーブルに保存される遅延時間の一例を示す図。図１に示す磁気共鳴イメージング装置により被検体Ｐの血流像を撮像する際の手順を示すフローチャート。

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、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を備えている。

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にはガントリに内蔵されたRF信号の送受信用の全身用コイル(WBC: whole body coil)や寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられるRF信号の受信用の局所コイルなどがある。

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/または受信器３０と接続される。送信用のRFコイル２４は、送信器２９からRF信号を受けて被検体Ｐに送信する機能を有し、受信用のRFコイル２４は、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。

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、拍動を心拍情報として表すECG信号の代わりに拍動を脈波情報として表す脈波同期(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。以下、ECG信号を取得する場合について述べる。

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。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２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、シーケンスコントローラ制御部４１、ｋ空間データベース４２、画像再構成部４３、画像データベース４４および血流像作成部４５として機能する。撮像条件設定部４０は、心拍取得部４６、遅延時間決定部４７および遅延時間テーブル４８を備えている。

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４１に与える機能を有する。特に、撮像条件設定部４０は、ECG信号やPPG信号等の心拍情報を利用したECG同期やPPG同期等の心拍同期を伴って血流像を取得するためのパルスシーケンスを設定する機能を備えている。

血流像を収集する手法には、造影剤を用いない非造影MRA法および造影剤を用いたMRAである造影MRA法が挙げられる。非造影MRA法としては、FBI法、TOF (time of flight)法、スピンの定常状態を作り出す定常自由歳差運動(SSFP: steady state free precession)法、FLOW PREP法が挙げられる。従って、これらのMRA手法のうち任意の手法に従ったパルスシーケンスを撮像条件として設定することができる。

FBI法は、SSFPシーケンスやハーフフーリエ法を利用したFASE (fast asymmetric spin echoまたはfast advanced spin echo)シーケンス等のSE (spin echo)系のシーケンスを用いてR波等の被検体Ｐの心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定の遅延時間だけ遅延させて複数心拍毎にエコーデータを繰り返して収集する非造影MRAである。FBI法によれば、複数心拍の経過によって血液の横緩和(T2)成分の磁化が回復し、血液のT2磁化成分を強調した水（血液）強調画像を血管画像として得ることができる。また、FBI法では所定スライスエンコード量分のエコーデータ（ボリュームデータ）を収集する３次元スキャンが実行される。

TOF法は、血液の撮影断面へのinflow効果を利用する血管画像の取得法である。すなわち、TOF法は、サチュレーションパルスの印加後に撮像断面に流入する血液信号を画像化するものである。TOF法では、FE (field echo)系シーケンスを用いてより早いデータ収集タイミングでスキャンが行われ、縦緩和(T1)強調画像が血管画像として取得される。

Flow Prep法は、目的とする血管内を流れる血流の最高血流速度に合わせてRFパルスを印加してラベリングを行い、心筋の拡張期に撮像することで、動脈を選択的に描出する方法である。

撮像条件設定部４０の心拍取得部４６は、ECGユニット３８または図示しないPPGユニットから被検体Ｐの心拍情報を取得して、被検体Ｐの心拍数(HR: heart rate)を遅延時間決定部４７に与える機能を有する。心拍情報としては、ECG信号やPPG信号の他、HR自体やECG信号やPPG信号上において隣接する基準波間における期間が挙げられる。ECGユニット３８やPPGユニットにHRを計算する機能がある場合には、心拍取得部４６はECGユニット３８やPPGユニットから直接HRを取得するように構成される。また、ECGユニット３８やPPGユニットからECG信号、PPG信号またはこれらの信号上の隣接する基準波間における期間を取得して心拍取得部４６がECG信号やPPG信号に基づいてHRを算出するように構成してもよい。例えば、ECG信号上のR波間R-Rから式(1)によりHRを計算することができる。

［数１］
R-R=60000ms/HR (1)

尚、心拍取得部４６において複数のHRを計算または取得し、精度向上のために複数のHRの平均値を遅延時間決定部４７に与えるように構成してもよい。例えば、10回程度HRを取得し、10個のHRの平均値を遅延時間決定部４７に与えるHRとすることができる。実用的な精度でHRを求めるためには、4回から20回HRを取得して平均値を求めればよいと考えられる。

遅延時間決定部４７は、心拍取得部４６から取得したHRに基づいて心拍同期イメージングにおける基準波から適切な遅延時間を撮像条件として設定する機能を有する。遅延時間の設定方法としては、HRと遅延時間との関係を表す計算式を用いてHRから遅延時間を算出する方法と、予めHRと遅延時間との関係を関連付けたテーブルを準備しておき、テーブル参照して被検体ＰのHRに対応する遅延時間を取得する方法とがある。

例えば、心筋の収縮期をSDとすると、収縮期SDとHRとの間には、式(2)が近似的に成立するという報告がある。ただし、式(2)における数値550は、正確には性別や年齢による個体差があるため異なる値となる場合もある。従って２次式や３次以上の高次式で収縮期SDとHRとの関係を表してもよい。

［数２］
SD = 550-2HR (2)

従って、データ収集タイミングを拡張期に設定したい場合には、式(2)から収縮期SDを推定し、データ収集タイミングが拡張期となるように遅延時間を設定することができる。具体例として、HRが60のときには、式(1)および式(2)からR-R=1000, SD=430となるため、遅延時間は、R波から少なくとも430ms以降の570msの期間に設定すればよいこととなる。つまり、式(2)が成立するように関数fを用いて遅延時間DTとHRとの関係を示す式(3)を決定することができる。

［数３］
DT = f(HR) (3)

ただし、不整脈があるとR-Rが極端に短くなり、HRが大きくなることがある。このような場合に、大きいHRをそのまま用いて収縮期SDを計算すると、収縮期SDが次の心拍に跨る恐れがある。このため、少なくとも最小と考えられる１心拍中に収縮期SDが計算されることが望ましい。そこで、遅延時間決定部４７には、収縮期SDが最小心拍期間に対応する閾値を越えた場合に最小心拍期間内の上限値に設定する閾値処理機能を設けることができる。換言すれば、HRが閾値を超えたか否かによって遅延時間DTが不連続に算出され、HRが閾値を超えた場合には、遅延時間DTが短く設定されるように式(3)を決定することができる。

また、同様に、HRと拡張期との関係式を試験等の任意の手法で予め求めておき、HRと拡張期との関係式に基づいて拡張期を推定するようにしてもよい。また、データ収集タイミングの基準波からの遅延時間が収縮期に設定されるように遅延時間DTとHRとの関係を示す計算式を決定することもできる。

ところで、血流像の撮像領域も任意に設定することができる。従って、下肢の血流像イメージングや冠動脈撮像を行うための撮像条件を設定することもできる。ただし、撮像部位ごとに血流の速度が異なり、適切なデータ収集タイミングの基準波からの遅延時間も撮像部位ごとに異なる値として、より高精度で設定することが望ましい場合がある。そこで、撮像部位ごとにHRと遅延時間との関係を表す計算式を定めておくこともできる。例えば、下肢等の末端部分では、血流速が心臓付近に比べて遅いため末端部分の遅延時間を心臓付近の遅延時間よりも長く設定することができる。

さらに、血流の流速を表す指標として、足首と上腕の血圧の比(ABI: ankle brachial index)がある。そこで、ABIの値ごとにHRと遅延時間との関係を表す計算式を定めておくこともできる。また、血管狭窄等の病変部位の程度によっても血流の流速が変化する。このため、病変部位の進行度を示す指標の値ごとにHRと遅延時間との関係を表す計算式を定めておくこともできる。

換言すれば、HRと遅延時間との関係を表す計算式とともに、撮像部位、ABIの値および/または病変部位の進行度を示す指標の値ごとの遅延時間の補正係数を定めておき、HRと遅延時間との関係を表す計算式に基づいて算出された遅延時間に撮像部位、ABIの値および/または病変部位の進行度を示す指標の値ごとの補正係数を加算または乗算することにより遅延時間を補正することができる。

また、R波等の心時相を示す基準波から最初のRFパルスや傾斜磁場パルスの印加時刻までの期間を遅延時間として設定する撮影条件の設定方法により遅延時間を設定する場合には、パルスシーケンスによっては遅延時間をシフトさせることが望ましい場合がある。例えば、シーケンスの開始タイミングではなく、ｋ空間中心付近におけるデータ収集タイミングが拡張期または収縮期の所望のタイミングとなるように遅延時間を設定することが望ましい場合がある。さらに、STIR (short TI inversion recovery)法やCHESS(chemical shift selective)法等の脂肪抑制法による撮像を行う場合には、STIRパルスやCHESSパルス等の脂肪抑制パルスから90°励起パルスまでの遅延時間を考慮する必要がある。例えば、STIR法による撮像を行う場合には、180°IRプリパルスから90°励起パルスまでの反転時間(TI: inversion time)を考慮する必要がある。

そこで、遅延時間決定部４７には、一旦、設定した遅延時間をTI等の脂肪抑制パルスの遅延時間DTFや実効エコー時間(effective TE: effective echo time)に基づいて補正する機能が備えられる。つまり、以上の機能を備えるため遅延時間決定部４７は、撮像部位をLOCATION、実行TEをTEeff、病変部位の進行度を示す指標の値をINDEXとすると、式(4)により、遅延時間DTを設定するように構成することができる。TEeffは、セントリックデータ収集、シーケンシャルデータ収集等のデータ収集法により異なる値となる。また、遅延時間の決定に必要なパラメータは、入力装置３３から遅延時間決定部４７に入力することができる。

［数４］
DT = f(HR, LOCATION, ABI, DTF, TEeff, INDEX) (4)

尚、R波等の心時相を示す基準波からｋ空間中心付近におけるデータ収集タイミングまでの期間を直接、遅延時間として設定する撮影条件の設定方法により遅延時間を設定する場合には、TI等の脂肪抑制パルスの遅延時間やTEeffを考慮する必要はない。

図３は、図２に示す遅延時間決定部４７における遅延時間の決定方法を説明する図である。

図３において、横軸は心時相を示す。図３に示すように、式(1)および式(2)を用いると、HRからECG信号のR-R、収縮期SD、拡張期DDを推定することができる。そして、推定されたR-R、収縮期SD、拡張期DDと矛盾が生じないように、データ収集の遅延時間DTを設定することができる。

例えば、FBI法による撮像の場合には、SSFPシーケンスやFASEシーケンスにより複数心拍ごとに収縮期と拡張期においてそれぞれデータを収集し、拡張期に対応するデータと収縮期に対応するデータとの間における差分処理を行うことにより静動脈を分離した良好なコントラストの血流像データを作成することができる。

そこで、収縮期SDにおいてデータを収集するためのFASEシーケンス(FASEsys)と拡張期DDにおいてデータを収集するためのFASEシーケンス(FASEdias)が複数心拍ごとに設定される。このため、収縮期SDのデータ収集用のFASEシーケンス(FASEsys)のR波からの遅延時間DTsysと、拡張期DDのデータ収集用のFASEシーケンス(FASEdias)のR波からの遅延時間DTdiasとが設定される。すなわち、収縮期SD中および拡張期DD中の所望のタイミングにおいてそれぞれｋ空間中心付近におけるデータが収集されるように、TI等の脂肪抑制パルスの遅延時間およびTEeffだけ時間的にシフトさせたタイミングで各遅延時間DTsys, DTdiasを設定することができる。尚、収縮期SDのデータ収集用のFASEシーケンス(FASEsys)と拡張期DDのデータ収集用のFASEシーケンス(FASEdias)とが互に異なる心拍期間において実行される場合もある。

また、TOF法によるECG同期イメージングを行う場合には、データ収集用の遅延時間が拡張期SDまたは収縮期DDのいずれかのみに設定される。Flow Prep法によるECG同期イメージングを行う場合には、複数の血流のラベリングパルスがプリパレーションパルスとして励起パルスに先立って印加される。このため、ラベリングパルスの印加タイミングから励データ収集タイミングまでのエコー時間(TE: echo time)だけデータ収集の遅延時間がシフトされる。Flow Prep法の場合、データ収集タイミングは、収縮期SDおよび拡張期DDのいずれかのみの場合と、収縮期SDおよび拡張期DDの双方となる場合がある。

一方、ここまでは、計算式を用いてHRから遅延時間を設定する場合について説明したが、上述したように、HRと遅延時間とを関連付けたテーブルに基づいて遅延時間を設定することもできる。

遅延時間テーブル４８には、HRの値の範囲ごとの遅延時間がテーブルとして予め保存されている。例えば、HR<50, 50<HR<70, 70<HRのように、HRの値の範囲を３つの範囲に分けて、HRの範囲ごとに異なる適切な遅延時間を決定して遅延時間テーブル４８に記憶させることができる。さらに、計算式を用いて遅延時間を設定する場合と同様に、ABIの値、病変部位の進行度を示す指標の値および/または撮像部位ごとに異なる適切な遅延時間を関連付けて遅延時間テーブル４８に保存することができる。

そして、テーブルに基づいて遅延時間を設定する場合には、入力装置３３から入力されたABIや撮像部位等の情報に基づいて遅延時間決定部４７が対応する遅延時間を遅延時間テーブル４８を取得するように構成される。

図４は、図２に示す遅延時間テーブル４８に保存される遅延時間の一例を示す図である。

図４に示すように撮像部位ごとに収縮期(SYS)および拡張期(DIAS)に対応するHRの値に応じた遅延時間が遅延時間テーブル４８に保存される。尚、図４は、TI=150msおよびTEeff=80msの場合の例を示している。また、70%の血管狭窄がある場合には、それぞれ40msだけ加算して遅延時間が設定されるようにテーブルが作成されている。

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４１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取得して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４１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４２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４２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４３は、ｋ空間データベース４２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４４に書き込む機能を有する。このため、画像データベース４４には、画像再構成部４３において再構成された画像データが保存される。

血流像作成部４５は、画像データベース４４から必要な画像データを読み込んで、差分処理等の画像処理や最大値投影(MIP: Maximum Intensity Projection)処理等の表示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。例えば、拡張期において収集されたｋ空間データから得られる画像データと収縮期において収集されたｋ空間データから得られる画像データとの差分処理によって静動脈分離を行って動脈の血流像データを抽出することができる。

（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５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により被検体Ｐの血流像を撮像する際の手順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。

まず予め寝台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Ｓ１において、心拍情報としてHRが取得される。すなわち、ECGユニット３８により被検体ＰのECG信号が取得される。ECGユニット３８では、取得したECG信号からR波を検出することによりHRが求められる。得られたHRはECG信号とともにECGユニット３８から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。そして、心拍取得部４６によりHRが取得される。

次に、ステップＳ２において、撮像条件設定部４０は、HRに基づく心拍同期用の遅延時間およびパルスシーケンスを含むMRA用の撮像条件を設定する。遅延時間は、遅延時間決定部４７において上述したようなHRと遅延時間との関係を表す関係式や遅延時間テーブル４８に保存されたHRの値に関連付けられた遅延時間のテーブルを参照することによりHRに基づいて設定することができる。また、遅延時間は、ABI、撮像部位、病変部位の進行度を示す指標の値、TI等の脂肪抑制パルスの遅延時間および／またはTEeffに応じて補正することもできる。この結果、図３に示すようなパルスシーケンスが撮像条件として設定される。

次に、ステップＳ３において、設定された撮像条件に従ってR波からの遅延時間を伴う心電同期でイメージングスキャンが実行され、データ収集が行われる。

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４１にスキャン開示指示が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４１は撮影条件設定部４０から心電同期用の遅延時間およびパルスシーケンス含む撮像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４１から受けた撮像条件およびECGユニット３８からのECG信号に従って心電同期下で傾斜磁場電源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４１に与え、シーケンスコントローラ制御部４１はｋ空間データベース４２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、ｋ空間データベース４２に保存されるｋ空間データは、血流像データ生成に適した遅延時間により定まるタイミング、例えば心筋の収縮期および拡張期に収集されたデータとなる。

次にステップＳ４において、画像再構成部４３により画像再構成処理が行われる。すなわち、画像再構成部４３は、ｋ空間データベース４２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し、再構成して得られた画像データを画像データベース４４に書き込む。

次にステップＳ５において、血流像作成部４５により血流像データが生成され、表示装置３４には、血流像が表示される。すなわち、血流像作成部４５は、画像データベース４４から画像データを読み込んで、必要な画像処理を行うことにより表示用の血流像データを生成する。そして、生成された表示用の血流像データが表示装置３４に与えられ、血流像が表示装置３４に表示される。例えば、拡張期に対応する画像データと収縮期に対応する画像データ間における差分処理によって動脈画像データが生成される。

このためユーザは、表示装置３４に表示された、適切なタイミングで収集されたデータに基づく血流像を診断用に利用することができる。

つまり以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、心拍同期MRAや脈波同期MRAにおいて必要となる基準波からデータ収集トリガまでの遅延時間をHR等の心拍情報や脈波情報に基づいて自動的に設定できるようにしたものである。

（効果）
このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、ユーザの特別な知識や技能を要することなく、より簡易に適切な時相を決定して血流像用のデータを収集することができる。また、従来は、R波等のトリガからの適切な遅延時間を決定するために、ECG-prepスキャンのような2D マルチ時相シングルスキャンを実行していたが、このようなプレスキャンを実行することなく心拍情報または脈波情報等の心電計や脈波計から取得した患者の情報から直接遅延時間を決定して3Dイメージングスキャンを行うことができる。

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
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
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
４０撮像条件設定部
４１シーケンスコントローラ制御部
４２ｋ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血流像作成部
４６心拍取得部
４７遅延時間決定部
４８遅延時間テーブル
Ｐ被検体

Claims

遅延時間を設定するためのプレスキャンを行わないで、予め心電計又は脈波計を用いて被検体から取得した拍動情報に基づいて、拍動に同期したイメージングにおけるデータ収集タイミングの時相を表す基準波からの遅延時間を求める手段と、
前記手段によって求められる遅延時間を用いて、前記拍動に同期したイメージングを実行することによって磁気共鳴信号を収集するデータ収集手段と、
前記磁気共鳴信号に基づいて血流像を生成する画像生成手段と、
を有する磁気共鳴イメージング装置。
前記データ収集手段は、心拍数に基づいて前記遅延時間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。
前記データ収集手段は、ECG信号において隣接するR波間の期間に基づいて前記遅延時間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。
前記データ収集手段は、複数心拍毎に前記磁気共鳴信号を繰り返して収集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。
前記データ収集手段は、スピンの定常自由歳差運動を利用して前記磁気共鳴信号を収集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。
前記データ収集手段は、心拍情報と遅延時間との関係を表す計算式を用いて前記心拍情報に基づいて前記遅延時間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。
心拍情報の値ごとの遅延時間を記憶する記憶手段をさらに備え、
前記データ収集手段は、前記心拍情報に対応する遅延時間を前記記憶手段から取得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。
前記データ収集手段は、撮像部位および足首と上腕の血圧の比に応じた遅延時間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。
前記データ収集手段は、脂肪抑制パルスから励起パルスまでの遅延時間および実効エコー時間の少なくとも一方に基づいて前記遅延時間をシフトさせ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。
前記データ収集手段は、複数の心拍数の平均値に基づいて前記遅延時間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。
前記データ収集手段は、心拍数または隣接するR波間に基づいて心筋の収縮期または拡張期を推定し、推定した前記収縮期または前記拡張期内となるように前記遅延時間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。
前記データ収集手段は、前記収縮期または前記拡張期が最小心拍期間に対応する閾値を越えた場合に最小心拍期間内の上限値に設定するように構成される請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記データ収集手段は、病変部位の進行度を示す指標の値に応じた遅延時間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。
前記データ収集手段は、心筋の拡張期と収縮期においてそれぞれスキャンを実行するように構成され、
前記画像生成手段は、前記拡張期に対応するデータと前記収縮期に対応するデータとの間における差分処理を伴って前記血流像を生成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。
前記データ収集手段は、前記心拍情報または前記脈波情報から直接前記遅延時間を設定して３次元スキャンを実行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。