JP5575454B2

JP5575454B2 - 磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP5575454B2
Application number: JP2009249410A
Authority: JP
Inventors: 義治大岩; 和也岡本; 匡朗梅田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp; Toshiba Medical Systems Engineering Co Ltd
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-10-29
Filing date: 2009-10-29
Publication date: 2014-08-20
Anticipated expiration: 2029-10-29
Also published as: US20110101980A1; JP2011092434A; US9157977B2

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、撮像対象領域に対してより適切なRF送信電力を決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NMR信号から画像を再構成する撮像法である。

磁気共鳴イメージングにおいて、被検体の撮像領域における画像を最大の感度で取得するためには、RF信号の送信電力値を最適となるように調整し、撮像領域からより高強度のNMR信号が得られるようにする必要がある。そこで、被検体が設置された撮像領域に対して均一なRF磁場(B1磁場)を発生できる送信用のRFコイルを用いてRF信号の送信電力を段階的に変えながらアキシャル断面を励起するパルスシーケンスが実行される。そして、アキシャル断面について得られたNMR信号がRF信号の送信電力に応じて変化する性質を利用して、直接あるいは適当な近似を行うことで最大のNMR信号を得られるRF信号の送信電力が決定される。すなわち、アキシャル断面について収集されたNMR信号の強度が最大となるときの送信電力が90°RFパルスの電力に設定される。

また、RF磁場の不均一性を改善するために送信RF信号の振幅および位相を被検体の大きさやアスペクト比に基づいて決定する技術も考案されている(例えば特許文献１参照)。

特表２００８−５１４２５９号公報

近年、磁場強度が高いMRI装置が開発されてきている。RF信号は磁場強度に比例しているため、結果としてRF信号の周波数が増大する。例えば、0.5Tの磁場下においてRF信号の周波数は約21MHzであるが3Tの磁場下ではRF信号の周波数は約128MHzとなる。0.5Tの磁場下および3Tの磁場下の自由空間におけるRF信号の波長はそれぞれ約14mおよび約2.3mである。また、生体の誘電率がほぼ水の誘電率に等しいと仮定すると被検体の中では0.5Tの磁場下および3Tの磁場下のRF信号の波長はそれぞれ1.7mおよび0.27mとなる。

一般にMRI装置に備えられる送信用RFコイルは、均一な画像を収集するために、撮像領域により均一なRF磁場を発生できるように設計される。しかし、RF信号の周波数が高くなる高磁場下において被検体が撮像領域に挿入されるとRF信号の波長が短くなるため被検体内におけるRF磁場が不均一となる。

図１は送信RF信号の周波数が低い場合におけるRF磁場分布の例を示す図であり、図２は、送信RF信号の周波数が低い場合におけるRF磁場分布の例を示す図である。

図１および図２において、縦軸はRF磁場B1を示し、横軸は位置xを示す。撮像領域に被検体を挿入し、自由空間において均一なRF磁場を発生できるRFコイルを用いて低磁場下においてRF磁場を形成すると、図１に示すように均一なRF磁場分布が得られる。このため、従来のRF信号の送信電力値の調整方法によって最適なRF信号の送信電力を決定することができる。

これに対して、高磁場下において高い周波数のRF信号を送信すると図２に示すように不均一なRF磁場分布が得られる。このため、x軸を含む断面を励起した場合、NMR信号の強度が最大になるときのRF信号の送信電力を推定することはできるもののx方向のどの位置においてRF信号の強度が最大となるように送信電力が決定されたのかが不明となる。また、位置x0においてNMR信号の強度を最大にしようとしても、x軸を含む断面を選択励起する限り最適な送信電力を推定することができない。仮に受信コイルが位置xcにある場合には、位置x0ではなく受信コイルの位置xcに近い位置におけるNMR信号の強度が最大となるようにRF信号の送信電力が決定されてしまうことになる。

つまり、RF信号の周波数が高い場合には、撮像対象部位においてB1分布が均一でなくなる。このため、従来の方法でRF信号の送信電力を決定すると、最適な送信電力を決定することができず、画質の劣化に繋が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、高磁場下においてRF信号の周波数が高くなる場合であっても撮像領域についてより適切なRF信号の送信電力を決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。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、撮像条件に応じた撮像領域を設定する撮像領域設定手段と、前記撮像領域から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イメージング用に送信される高周波磁場の励起角度を決定する励起角度決定手段と、決定された前記励起角度の高周波磁場の印加を伴って被検体をイメージングすることによって画像データを取得するイメージング手段と、を備え、前記撮像領域設定手段は、撮像部位に応じた撮像領域を設定するように構成される、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、高磁場下においてRF信号の周波数が高くなる場合であっても撮像領域についてより適切なRF信号の送信電力を決定することができる。

送信RF信号の周波数が低い場合におけるRF磁場分布の例を示す図。送信RF信号の周波数が低い場合におけるRF磁場分布の例を示す図。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４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４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３に示すコンピュータの機能ブロック図。図３に示す磁気共鳴イメージング装置によりRF送信電力の調整用のプレスキャンを伴ってイメージングを行う際の流れを示すフローチャート。図３に示す磁気共鳴イメージング装置において撮像部位および受信コイルに対応する撮像断面を設定した例を示す図。図９に示すように設定された撮像断面を励起するRF送信電力調整用データ収集スキャンのパルスシーケンスの一例を示す図。図３に示す磁気共鳴イメージング装置により位置決め画像を収集し、位置決め画像を参照してRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像断面を設定する場合における流れを示すフローチャート。図３に示す磁気共鳴イメージング装置において位置決め画像を通じて撮像部位および受信コイルに対応する撮像領域を設定した例を示す図。図１２に示すように３次元領域として設定された撮像領域を励起するRF送信電力調整用データ収集スキャンのパルスシーケンスの一例を示す図。被検体Ｐの位置決め用にレーザポインタ装置を備えた磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。

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３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。

図４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５は図４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６は図４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４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。

例えば図５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６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、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。

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。

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。

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。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７は、図３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として機能する。撮像条件設定部４０は、撮像部位設定部４０A、受信コイル設定部４０B、撮像断面テーブル４０C、電力調整条件設定部４０D、励起角度決定部４０E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、RF信号の送信電力を調整するためのプレスキャン用の撮像条件を設定する機能を備えている。

撮像部位設定部４０Aは、イメージングスキャンにおける撮像部位の候補を表示装置３４に表示させる一方、入力装置３３からの部位選択情報に基づいてイメージングスキャンにおける撮像部位を撮像条件として設定する機能と、撮像部位に関連付けられた受信コイルが選択された場合に選択された受信コイルに対応する撮像部位を撮像条件として設定する機能とを有する。

受信コイル設定部４０Bは、イメージングスキャンにおいてNMR信号の受信に用いられるコイル要素２４ｃの候補を表示装置３４に表示させる一方、入力装置３３からのコイル選択情報に基づいてイメージングスキャンにおいて受信用に使用するコイル要素２４ｃを撮像条件として設定する機能と、イメージングスキャンにおいて受信用に使用するコイル要素２４ｃを所定の条件に従って自動認識して撮像条件として設定する機能とを有する。

撮像断面テーブル４０Cには、RF信号の送信電力を調整するためのNMR信号の収集対象となる適切な撮像断面が撮像部位および／またはコイル要素２４ｃとを関連付けられて保存されている。すなわち、撮像部位および／またはコイル要素２４ｃごとの適切な撮像断面がLUT (look up table)として撮像断面テーブル４０Cに保存される。LUTは、経験的または試験撮像により撮像断面がRF磁場中心を含むように予め作成しておくことができる。

電力調整条件設定部４０Dは、撮像条件として設定された撮像部位および／またはコイル要素２４ｃに対応する撮像断面を撮像断面テーブル４０Cから取得し、取得した撮像断面からNMRデータが収集されるようにRF送信電力調整用のNMRデータを収集するためのパルスシーケンスを含む撮像条件を設定する機能を有する。

励起角度決定部４０Eは、プレスキャンによって収集されたRF送信電力調整用のNMRデータに基づいてイメージングスキャン用のRF励起パルスの励起角度を撮像条件として設定する機能を有する。

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に基づいて、シーケンスコントローラ３１にパルスシーケンスを含む撮像条件を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。

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に必要な画像処理を施して表示装置３４に表示させる機能を有する。

（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８は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０によりRF送信電力の調整用のプレスキャンを伴ってイメージングを行う際の流れを示すフローチャートである。

まずステップＳ１において、イメージングスキャンの対象となる撮像部位およびイメージングスキャンにおいてRF受信コイルとして使用するコイル要素２４ｃがそれぞれ撮像部位設定部４０Aおよび受信コイル設定部４０Bにおいて設定される。撮像部位および／または受信コイルは、例えば複数の候補を表示装置３４に表示させてオペレータが入力装置３３の操作により選択することができる。ただし、撮像部位が選択されると撮像部位に対応する受信コイルが自動的に選択されるようにしてもよい。逆に、受信コイルを選択すると、選択した受信コイルでデータ収集が可能な領域が撮像部位として自動的に設定されるようにしてもよい。

一方、上述のようにユーザインターフェースを介して受信コイルを選択せずに、受信コイル設定部４０Bがデータ収集用に選択された受信コイルを公知の方法で自動的に認識するようにすることもできる。例えば、特定の撮像部位に対応するコイル要素２４ｃがコネクタに接続された場合に生成される認識信号を受信コイル設定部４０Bが検出した場合に受信コイルとして自動認識するように認識条件を設定することができる。或いは、特定の撮像部位に対応するコイル要素２４ｃからのNMR信号を受信コイル設定部４０Bが検出した場合に受信コイルとして自動認識するように認識条件を設定することもできる。この場合、受信コイルとともに撮像部位設定部４０Aにおいて撮像部位も自動認識することができる。

次にステップＳ２において、設定された撮像部位および／または受信コイルに対応する撮像断面を含むRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像条件が設定される。すなわち、電力調整条件設定部４０Dは、撮像部位および／または受信コイルに対応する撮像断面を撮像断面テーブル４０Cから取得して、RF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像条件として設定する。

図９は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０において撮像部位および受信コイルに対応する撮像断面を設定した例を示す図である。

図９に示すように被検体Ｐ内における脊椎Ｐ１を撮像部位として選択すると、RF磁場中心を含み脊椎Ｐspに沿うように予め推定されたサジタル領域Rsagが撮像断面として自動的に設定される。一方、撮像部位として腹部が選択された場合には、腹部を含むように推定されたサジタル領域Rsagまたはアキシャル領域Raxが代表的な撮像断面の候補となる。この場合、被検体Ｐの背面に配置されたコイル要素２４ｃを受信コイルとして選択すれば、脊椎Ｐ１の撮像に適切なサジタル領域Rsagが撮像断面として設定される。尚、図９の例では、xy平面方向がアキシャル方向に設定され、xz平面方向がサジタル方向に設定されている。

図１０は、図９に示すように設定された撮像断面を励起するRF送信電力調整用データ収集スキャンのパルスシーケンスの一例を示す図である。

図１０において横軸は時間を、RFは送信されるRFパルスを、Gyはy方向における傾斜磁場パルスを、ECHOは、NMRエコー信号を示す。図９のサジタル領域Rsagは、y方向のスライスであるため、図１０に示すようにy方向の傾斜磁場Gyによってスライスが選択される。そして、y方向のスライスが選択された状態で、α°パルスおよび2α°パルスが印加されるパルスシーケンスが撮像条件として設定される。さらに、異なるαの値が設定される。例えば、αは、可能性のある下限値から上限値まで一定の増加分ずつ変化させて得られる複数の値に設定される。

図１０には、シングルスライス選択励起方式のパルスシーケンスを示したが、マルチスライス選択励起方式のパルスシーケンスをRF送信電力調整用データ収集スキャン用に設定することもできる。シングルスライス選択励起方式のパルスシーケンスを用いれば、B1不均一が大きい場合においてより精度よくRF送信電力を調整することができる。一方、マルチスライス選択励起方式の場合には、異なるスライスに対して同時に異なるα°パルスを印加することができる。このため、スキャン時間を短縮化することができる。

次にステップＳ３において、電力調整条件設定部４０Dにおいて設定された撮像条件に従ってRF送信電力調整用データ収集スキャンが実行される。すなわち、撮像部位および／または受信コイルに応じて設定された撮像断面を選択励起し、RF励起パルスの励起角度を徐々に変化させてデータを収集するRF送信電力調整用データ収集スキャンが実行される。

そのために予め寝台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。

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４１にプレスキャン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４１は撮像条件設定部４０から取得したパルスシーケンスを含む撮像条件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部４１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、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。

次にステップＳ４において、RF送信電力調整用データ収集スキャンによって収集されたｋ空間データに基づいてイメージングスキャンにおけるRF励起パルスの最適な励起角度が決定される。すなわち、励起角度決定部４０Eは、RF送信電力調整用データ収集スキャンによって収集された励起角度ごとのｋ空間データから信号強度が最大となるｋ空間データを抽出する。そして、抽出したｋ空間データに対応するRFパルスの励起角度をイメージングスキャン用の励起角度として設定する。

信号強度が最大となるｋ空間データは、例えば、一般に用いられる近似法によって抽出することができる。具体例としては、ｋ空間データの信号値が最大値よりも小さい値となるまで励起角度を変えてｋ空間データを収集し、2次関数による信号強度のフィッティングを行えば信号強度が最大となるときの送信電力に相当するRFパルスの励起角度を算出することができる。

次にステップＳ５において、設定したRF励起パルスの励起角度を撮像条件とするイメージングスキャンが実行される。

次にステップＳ６において、イメージングスキャンによって収集されたｋ空間データから画像データが再構成される。再構成された画像データには、必要な画像処理が施され、画像処理後の画像データが表示装置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、撮像部位や受信コイル等の撮像条件に応じた適切な撮像領域をRF送信電力の調整用データ収集スキャン用に設定できるようにしたものである。換言すれば、磁気共鳴イメージング装置２０は、撮像条件に応じてアキシャル断面のみならず、アキシャル断面以外の撮像断面をRF送信電力の調整用データ収集スキャン用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、従来のようにアキシャル断面のみならず、コロナル断面、サジタル断面、オブリーク断面等のアキシャル断面以外の撮像断面を選択励起してRF送信電力の調整用データを収集することができる。これにより、磁場強度が高くなることによって、NMR信号の共鳴周波数高くなっても撮像部位や受信コイルに応じた適切なRF送信電力を決定することができる。この結果、画質を確保することが可能となる。

（変形例）
第１の変形例
図９に示す被検体Ｐの撮像部位は観念的なものであるが、撮像部位を設定するために位置決め用のパイロット画像を事前に収集し、被検体Ｐの形状が描出されたパイロット画像を参照してRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像部位を関心領域(ROI: region of interest)として設定することもできる。その場合、撮像断面テーブル４０Cを参照せずに、入力装置３４からの領域指定情報に従って撮像断面を設定することができる。或いは、撮像断面テーブル４０Cを参照して設定した撮像断面を入力装置３４の操作によって調整することもできる。

その場合、電力調整条件設定部４０Dは、入力装置３４からの領域設定情報に基づいて撮像断面を設定し、設定した撮像断面からNMRデータが収集されるようにRF送信電力調整用のNMRデータを収集するためのパルスシーケンスを含む撮像条件を設定するように構成される。

図１１は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０により位置決め画像を収集し、位置決め画像を参照してRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像断面を設定する場合における流れを示すフローチャートである。尚、図１１において図８のステップと同様なステップには同符号を付して説明を省略する。

図１１のステップＳ１１において位置決め画像の収集用の撮像条件が撮像部位設定部４０Aにおいて設定され、位置決め画像の収集スキャンが実行される。次に、ステップＳ１２において、収集した位置決め画像が表示装置３４に表示され、位置決め画像上にRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像断面が設定される。

図１２は、図３に示す磁気共鳴イメージング装置２０において位置決め画像を通じて撮像部位および受信コイルに対応する撮像領域を設定した例を示す図である。

図１２に示すように、被検体Ｐの肝臓Ｐlivを含む腹部のアキシャル断面像を位置決め画像として収集することができる。このような位置決め画像を収集すれば、肝臓Ｐlivを含むより正確な３次元領域RlivをRF送信電力調整用データ収集スキャンの撮像領域として設定することができる。また、肝臓Ｐlivのイメージングに適したコイル要素２４ｃが受信コイルとして選択される。

図１３は、図１２に示すように３次元領域として設定された撮像領域を励起するRF送信電力調整用データ収集スキャンのパルスシーケンスの一例を示す図である。

図１３において横軸は時間を、RFは送信されるRFパルスを、Gxはx方向における傾斜磁場パルスを、Gyはy方向における傾斜磁場パルスを、ECHOは、NMRエコー信号を示す。図１２の３次元領域Rlivは、x方向およびy方向の厚みを有するスラブ領域であるため、図１３に示すようにx方向およびy方向の傾斜磁場Gx, Gyによって３次元領域が選択される。そして、２軸方向の厚みを有する３次元領域が選択励起された状態で、α°パルスおよび2α°パルスが印加される2次元励起方式のパルスシーケンスが撮像条件として設定される。

尚、図１３において2α°パルスが領域非選択で印加されているが、z方向の傾斜磁場パルスGzを2α°パルスと同時に印加してもよい。この場合、x軸およびy軸にz軸を加えた３軸方向の厚みを有する３次元領域を選択励起する3次元励起方式のパルスシーケンスが撮像条件として設定される。

また、図１２に示すような２軸または３軸方向の厚みを有する３次元領域を撮像部位や受信コイルに関連付けて撮像断面テーブル４０Cに保存してもよい。

第２の変形例
通常、寝台３７の天板３７Ａを移動させて被検体Ｐを静磁場用磁石２１内に挿入する際、被検体Ｐ上に設定された撮像部位が静磁場用磁石２１内の形成された撮像領域の中心部分に配置されるよう位置決めされる。そこで、天板３７Ａの位置決め情報を利用して撮像部位を自動認識することができる。

図１４は、被検体Ｐの位置決め用にレーザポインタ装置を備えた磁気共鳴イメージング装置２０Aの構成例を示す図である。

図１４に示すように磁気共鳴イメージング装置２０Aには、レーザポインタ装置５０が備えられる。レーザポインタ装置５０は、撮像領域外において天板３７Ａにセットされた被検体Ｐにレーザを照射できる位置に設けられる。そして、レーザポインタ装置５０は、被検体Ｐにレーザを照射することによって撮像部位をマーキングするように構成されている。また、レーザポインタ装置５０によるレーザの照射位置と天板３７Ａの位置情報は、寝台駆動装置３９に出力される。

そして、寝台駆動装置３９は、患者挿入ボタンが押された場合に、レーザポインタ装置５０によりマーキングされた被検体Ｐ上の撮像部位が静磁場用磁石２１内の中心部分に配置されるように天板３７Ａを移動させるように構成されている。また、寝台駆動装置３９はレーザポインタ装置５０によるマーキング位置を含む天板３７Ａの位置制御情報を撮像部位設定部４０Aに出力するように構成されている。

一方、コンピュータ３２には、人体の形状と撮像部位の位置とを関連付けた人体データを保存する人体データ保存部５１が設けられる。

そうすると、撮像部位設定部４０Aは、被検体Ｐおよび天板３７Ａに対する相対位置として設定された撮像部位の位置情報と人体データとに基づいて撮像部位を特定することができる。すなわち、天板３７Ａを移動させながら被検体Ｐのイメージングを行うと人体データと比較可能な被検体Ｐの画像データを得ることができる。例えば、被検体Ｐのサジタル画像データを収集した場合には、サジタル画像データ上の撮像部位の位置とサジタル画像の人体データとを比較することにより、撮像部位が人体のどの部分であるのかを自動的に判定することができる。

このため、ユーザインターフェースを介して撮像部位設定部４０Aに撮像部位を認識させることなく、撮像部位設定部４０Aにおいて撮像部位を自動認識することができる。このため、自動認識した撮像部位に関連付けられた受信コイルとともにRF送信電力調整用データ収集スキャン用の撮像断面も自動設定することができる。

２０、２０A…磁気共鳴イメージング装置、２１…静磁場用磁石、２３…傾斜磁場コイル、２４…RFコイル、２４ｃ…コイル要素、２７…傾斜磁場電源、３２…コンピュータ、３７…寝台、３９…寝台駆動装置、４０…撮像条件設定部、５０…レーザポインタ装置

Claims

撮像条件に応じた撮像領域を設定する撮像領域設定手段と、
前記撮像領域から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イメージング用に送信される高周波磁場の励起角度を決定する励起角度決定手段と、
決定された前記励起角度の高周波磁場の印加を伴って被検体をイメージングすることによって画像データを取得するイメージング手段と、
を備え、
前記撮像領域設定手段は、撮像部位に応じた撮像領域を設定するように構成される、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
撮像条件に応じた撮像領域を設定する撮像領域設定手段と、
前記撮像領域から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イメージング用に送信される高周波磁場の励起角度を決定する励起角度決定手段と、
決定された前記励起角度の高周波磁場の印加を伴って被検体をイメージングすることによって画像データを取得するイメージング手段と、
を備え、
前記撮像領域設定手段は、受信コイルに応じた撮像領域を設定するように構成される、
ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像領域設定手段は、位置決め画像上に撮像領域を設定するように構成される、
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像領域設定手段は、位置決め画像上に少なくとも２軸方向の厚みを有する３次元撮像領域を設定するように構成される、
請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像領域設定手段は、前記イメージング用に用いられる受信コイルを自動認識し、認識した前記受信コイルに応じた撮像領域を設定するように構成される、
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記撮像領域設定手段は、人体データと撮像部位の位置決め情報とから自動認識した撮像部位に応じた撮像領域を設定するように構成される、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。