JP5942269B2 - 磁気共鳴イメージング装置および撮像パラメータ適正化方法 - Google Patents

Description

本発明は、Magnetic Resonance Imaging(以下、MRI)装置を用いた撮像技術に関する。更に詳しく言えば、撮像対象を円筒や角柱状に励起する二次元励起を用い、撮影条件を適正化する技術に関する。

二次元励起は、主にプリパルスとして利用されている。プリパルスとは、診断用の画像を取得する撮像(以下、本撮像)シーケンスに先行して実行され、体動のモニタのほか、アーチファクトの抑制や、血液など特定の撮像対象の信号強度を強調する。

二次元励起の代表的な適用例には、呼吸周期をモニタする横隔膜ナビゲータ(例えば、非特許文献1参照。)、造影剤を用いずに血管、血流を撮影する非造影MRA(Magnetic Resonance Angiography)(例えば、特許文献1参照)などがある。

特許第4316078号公報

改訂版 MRI応用自由自在、96ページ、蜂屋順一監修、株式会社メジカルビュー社

プリパルスで用いる二次元励起は、一般的な平面状の励起と比較して励起領域が限定されるため、後続する診断用の画像の画質劣化が生じにくい。一方、励起領域が狭いため、二次元励起を実行する目的に合致した正確な位置を励起する必要がある。現状では操作者が手動で励起領域を設定しているため、設定精度にバラツキが発生している。

また、本撮像シーケンスにおいても、励起領域に関連する各種のパラメータ(撮像条件)の設定精度は重要である。特に、非造影MRAでは、血流速度や反転時間TI、所定時間での血液の移動距離を、事前に正確に求めることが重要である。現状では、撮像対象全体、或いはその一部を平面状に励起して血流速度やTIを計測しているが、血液以外も励起されるため、計測対象の血流速度やTI、移動距離を正確に求めることは困難である。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、プリパルスとして二次元励起を用いる撮像において、撮像条件を、容易に適正化可能な技術を提供することを目的とする。

本発明は、二次元励起の励起領域を特定するパラメータをシフトさせ、後続の本撮像シーケンスにおいて、適用するアプリケーション毎に予め定めた指標が最良となる値(最適値)を決定し、最適値を当該パラメータの値とすることにより適正化する。さらに、最適な励起条件で励起される二次元励起プリパルスを用い、本撮像シーケンスにおけるパラメータも適正化する。

具体的には、静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像手段と、前記撮像手段を予め定められた撮像シーケンスに従って制御するとともに演算処理を行う制御手段と、を備える磁気共鳴イメージング装置であって、前記制御手段は、撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を、該二次元励起シーケンスを適用するアプリケーションに応じて適正化し、前記撮像手段は、前記適正化された励起条件で前記に次元励起シーケンスを実行することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置を提供する。

また、磁気共鳴イメージング装置における、撮像パラメータ適正化方法であって、撮像空間を円柱、楕円柱、または角柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を、該二次元励起シーケンスを適用するアプリケーションに応じて適正化する励起条件適正化ステップを備えることを特徴とする撮像パラメータ適正化方法を提供する。

本発明によれば、プリパルスとして二次元励起を用いる撮像において、撮像条件を、容易に適正化できる。

本発明の実施形態のMRI装置の全体構成を示すブロック図 本発明の実施形態の制御処理系の機能ブロック図 (a)は、二次元励起領域を説明するための説明図であり、(b)は、二次元励起シーケンスを説明するための説明図 本発明の実施形態のシフト条件設定画面を説明するための説明図 本発明の実施形態の二次元励起条件適正化処理のフローチャート (a)は、横隔膜ナビゲータにおける二次元励起位置を説明するための説明図であり、(b)は、横隔膜ナビゲータで取得するナビエコー信号から生成した呼吸モニタ波形を説明するための説明図 適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータである場合の、本発明の実施形態の適正化処理のフローチャート (a)は、本発明の実施形態の呼吸モニタ波形のグラフであり、(b)は本発明の実施形態の他の適正化処理を説明するための説明図 適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータである場合の、本発明の実施形態の適正化処理の他の例のフローチャート 本発明の二次元励起適正化処理の効果を説明するための説明図であり、(a)は、適用前、(b)は適用後の画像および呼吸モニタ波形をそれぞれ示す。 適用するアプリケーションが非造影MRAである場合の、本発明の実施形態の適正化処理のフローチャート 適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータである場合の、本発明の実施形態の適正化処理のシーケンス図 (a)は、非造影MRAにおける撮像位置を、(b)は、非造影MRAのシーケンスと核磁化の振舞いを説明するための説明図 (a)および(b)は、本発明の実施形態の撮像条件適正化部が実行するシーケンス図 横隔膜ナビゲータを用いた呼吸モニタと非造影MRAとを組み合わせた場合の処理の流れを説明するための説明図

以下、本発明を適用する実施形態について説明する。本実施形態では、プリパルスに用いる二次元励起のパラメータを、後続の本撮像シーケンスに応じて適正化する。以下、本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付し、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本実施形態のMRI装置について説明する。MRI装置は、被検体に含まれる撮像対象核種の密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する上方を画像化することで、被検体の形態、機能を二次元もしくは三次元的に撮像する。現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核(プロトン)である。

図1は、本実施形態のMRI装置10の全体構成を示すブロック図である。本実施形態のMRI装置10は、磁気共鳴現象を利用して被検体11の断層像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生系20と、傾斜磁場発生系30と、送信系50と、受信系60と、制御処理系70と、シーケンサ40とを備える。

静磁場発生系20は、垂直磁場方式であれば、被検体11の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に、均一な静磁場を発生させるもので、被検体11の周りに配置される永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源を備える。

傾斜磁場発生系30は、MRI装置10の座標系(静止座標系)であるx、y、zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル31と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源32とを備え、後述のシーケンサ40からの命令に従ってそれぞれの傾斜磁場コイル31の傾斜磁場電源32を駆動することにより、x、y、zの3軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。

送信系50は、被検体11の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体11に高周波磁場パルス(以下、「RFパルス」と呼ぶ。)を照射するもので、高周波発振器(シンセサイザ)52と変調器53と高周波増幅器54と送信側の高周波コイル(送信コイル)51とを備える。高周波発振器52はRFパルスを生成し、シーケンサ40からの指令によるタイミングで出力する。変調器53は、出力されたRFパルスを振幅変調し、高周波増幅器54は、この振幅変調されたRFパルスを増幅し、被検体11に近接して配置された送信コイル51に供給する。送信コイル51は供給されたRFパルスを被検体11に照射する。

受信系60は、被検体11の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号(エコー信号、NMR信号)を検出するもので、受信側の高周波コイル(受信コイル)61と信号増幅器62と直交位相検波器63と、A/D変換器64とを備える。受信コイル61は、被検体11に近接して配置され、送信コイル51から照射された電磁波によって誘起された被検体11の応答のNMR信号を検出する。検出されたNMR信号は、信号増幅器62で増幅された後、シーケンサ40からの指令によるタイミングで直交位相検波器63により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器64でディジタル量に変換されて、制御処理系70に送られる。

シーケンサ40は、RFパルスと傾斜磁場パルスとを所定のパルスシーケンスに従って繰り返し印加する。なお、パルスシーケンスは、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したもので、予め制御処理系70に保持される。シーケンサ40は、制御処理系70からの指示に従って動作し、被検体11の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系50、傾斜磁場発生系30、および受信系60に送信する。

制御処理系70は、MRI装置10全体の制御、各種データ処理、処理結果の表示及び保存等を行うもので、CPU71と記憶装置72と表示装置73と入力装置74とを備える。記憶装置72は、ハードディスクと、光ディスク、磁気ディスクなどの外部記憶装置とにより構成される。表示装置73は、CRT、液晶などのディスプレイ装置である。入力装置74は、MRI装置10の各種制御情報や制御処理系70で行う処理の制御情報の入力のインタフェースであり、例えば、トラックボールまたはマウスとキーボードとを備える。入力装置74は、表示装置73に近接して配置される。操作者は、表示装置73を見ながら入力装置74を通してインタラクティブにMRI装置10の各種処理に必要な指示、データを入力する。

CPU71は、操作者が入力した指示に従って、記憶装置72に予め保持されるプログラムを実行することにより、MRI装置10の動作の制御、各種のデータ処理等の制御処理系70の各処理を実現する。図2は、本実施形態の制御処理系70において、CPU71が、プログラムを実行することにより実現する各機能を説明するための機能ブロック図である。

本実施形態の制御処理系70は、上述したように、MRI装置10の各部を制御して被検体11の所望の領域の撮像を実現する撮像部710と、二次元励起の励起条件を適正化する二次元励起条件適正化部720と、適正化する際の条件を受け付けるシフト条件受付部730と、を備える。

ここで、適正化する励起条件は、例えば、二次元励起の励起領域(二次元励起領域)の位置L、直径φ、傾きθ、フリップアングルFAなどである。二次元励起領域は、円柱、楕円柱または角柱状の領域で、位置Lは、二次元励起領域の中心軸の中心の、予め定められた座標系における座標である。また、傾きθは、静磁場の向きと励起領域の中心軸とのなす角度である。また、直径φは、楕円柱の場合、その断面の楕円の長軸と短軸との平均値、角柱の場合は外接円柱または内接円柱の直径とする。

二次元励起条件適正化部720とシフト条件受付部730との説明に先立ち、二次元励起により励起される領域および二次元励起を実現するパルスシーケンスについて図3を用いて説明する。図3(a)は、二次元励起により励起される領域(二次元励起領域)101を説明するための説明図である。ここでは、二次元励起領域101の形状として円柱の場合を例示する。また、図3(b)は、二次元励起のパルスシーケンス(二次元励起シーケンス)110である。本図において、RF/Signal、Gx、Gy、Gzは、それぞれ、RFパルスおよびエコー信号、x軸方向の傾斜磁場、y軸方向の傾斜磁場、z軸方向の傾斜磁場の軸を表す。なお、これらは、本明細書の各パルスシーケンス図において同様である。

二次元励起シーケンス110は、二次元励起用RFパルス111と、x軸方向の振動傾斜磁場(Gx)112と、y軸方向の振動傾斜磁場(Gy)113とを備える。二次元励起シーケンス110では、二次元励起用RFパルス111を、x軸方向の振動傾斜磁場(Gx)112およびy軸方向の振動傾斜磁場(Gy)113とともに印加する。これにより、図3(a)に示す、軸がz軸に平行なシリンダ形状の領域(二次元励起領域)101が選択的に励起される。

なお、励起した領域から得られるエコー信号114は、所定の軸方向のリードアウト傾斜磁場115を付与しながら時系列にサンプリングされ、k空間に配置される。ここでは、一例としてz軸方向にリードアウト傾斜磁場(Gz)115を付与しながらエコー信号114を取得する場合を例示する。

二次元励起領域101は、撮像対象102に対する位置L、直径φ、傾きθ、フリップ角FA、等のパラメータによって特定される。二次元励起領域101を特定するパラメータを二次元励起条件と呼ぶ。これらの二次元励起条件は、二次元励起シーケンス110の、二次元励起用RFパルス111、振動傾斜磁場112、113の波形を特定することにより定まる。以下、本実施形態では、二次元励起条件として、撮像対象102に対する位置L、直径φ、傾きθ、フリップ角FAの設定を例にあげて説明する。

従来は、予め取得した位置決め画像上で、操作者が二次元励起領域101を入力し、目視で最適な位置L、直径φ、傾きθ、を決定している。また、フリップ角FAは、一般的にパラメータ入力用UI(User Interface)を用いて指定している。

すなわち、図3(a)に示す撮像対象102を含む画像を位置決め画像とすると、二次元励起領域101をUIとして表示装置73に表示し、操作者が入力装置74を用いてUIを操作することで、二次元励起領域101を調整する。制御処理系70のCPU71は、操作者が位置決め画像上で決定した二次元励起領域101に基づいて、二次元励起シーケンス110のRFパルス111、振動傾斜磁場112、113の波形を決定する。

本実施形態では、二次元励起条件適正化部720により、操作者が入力したこれらの二次元励起領域101の位置L、直径φ、傾きθ、フリップ角FA等の二次元励起条件を、適用するアプリケーションに応じて適正化する。

二次元励起条件適正化部720は、二次元励起領域101の位置L、直径φ、傾き(角度)θ、フリップ角FAそれぞれについて、それらの初期値から、予め定めたシフト量だけ、予め定められたシフト回数、変化させてモニタスキャンを繰り返し、最適な値を決定することにより、適正化する。初期値は、操作者が位置決め画像上およびパラメータ入力用UI上で設定する。二次元励起条件適正化部720が実行するこの処理を二次元励起条件適正化処理と呼ぶ。モニタスキャンは、適用するアプリケーションにより予め定められる。このモニタスキャンは、適用するアプリケーションに応じて予め定められたアルゴリズムに従って実行される。また、モニタスキャンの結果から、適用するアプリケーションに応じて予め定められたアルゴリズムに従って、予め定められた指標に合致するものが最適値と決定される。このモニタスキャン、アルゴリズムおよび条件は、適用するアプリケーションに対応づけて記憶装置72に保持される。

シフト条件受付部730は、調整対象とする二次元励起条件、適用するアプリケーション種、調整条件の入力を受け付ける。調整条件は、例えば、調整対象とする二次元励起条件を変化させる量(シフト量)および回数(シフト回数)である。

シフト条件受付部730が、操作者から上記各情報の入力を受け付けるために生成し、表示装置73に表示するシフト条件設定画面200を、図4を用いて説明する。ここでは、一例として、二次元励起領域の位置L、傾き(角度)θ、フリップ角FAとを表示する場合を示す。なお、位置Lについては、x方向、y方向、z方向それぞれについて設定可能とする。

本図に示すように、シフト条件設定画面200は、各二次元励起条件について、調整対象とするか否かの設定を受け付ける調整対象指定ボタン210と、変化させる回数の指定を受け付けるシフト回数入力領域220と、シフト量の指定を受け付けるシフト量入力領域230と、を備える。また、適用するアプリケーションを指定する適正化モード設定領域240をさらに備える。

なお、典型的な位置Lのシフト条件の設定例は、例えば、操作者指定の初期位置Lを中心に、左右および上下方向それぞれにシフト回数を5回、シフト量を直径φとするなどである。

次に、本実施形態の二次元励起条件適正化部720による二次元励起条件適正化処理の詳細を、図5を用いて説明する。なお、ここでは、シフト条件は、シフト条件設定画面200を用い、既に設定されているものとする。

二次元励起条件適正化処理開始の指示を受け付けると、二次元励起条件適正化部720は、位置決め画像を表示装置73に表示する(ステップS1101)。操作者は、従来同様、位置決め画像上で、二次元励起領域を入力する。操作者が二次元励起領域を入力すると、二次元励起条件適正化部720は、入力された二次元励起領域から、二次元励起領域の位置L、直径φ、傾きθを読み取り、二次元励起条件の初期値(位置L₀、直径φ₀、傾きθ₀)として保持する(ステップS1102)。

操作者から初期値設定完了の指示を受け付けると(ステップS1103)、二次元励起条件適正化部720は、適正化処理を行う(ステップS1104)。なお、初期値設定完了の指示は、例えば、位置決め画像とともに表示装置73に表示される決定ボタン等の押下により受け付ける。

ステップS1104の適正化処理では、二次元励起条件のうち、シフト条件設定画面200で調整対象指定ボタン210を介して調整対象との指定を受け付けたパラメータについて、指定されたシフト量、指定されたシフト回数、変化させ、変化させる毎に適用するアプリケーションのモニタスキャンを実行する。これを繰り返し、適用するアプリケーション毎に予め定められた指標が最良となるパラメータである最適値を決定する。

二次元励起条件最適化部720は、適正化処理により決定した二次元励起領域の位置L、直径φ、傾きθで特定される領域を、適正化後の二次元励起領域として位置決め画像上に表示するとともに、これらの二次元励起条件を実現する、RFパルス111、振動傾斜磁場112、113の波形を決定し(ステップS1105)、処理を終了する。

ここで、上記ステップS1104の適正化処理の流れを、適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータである場合を例にあげて説明する。本処理は、予め記憶装置72に保持されるアルゴリズムに従って二次元励起条件適正化部720により実行される。

最初に横隔膜ナビゲータの特徴について説明する。図6(a)に一般的な横隔膜ナビゲータにおける二次元励起位置を示す。横隔膜ナビゲータは呼吸周期に対応した横隔膜311、心臓312、肝臓辺縁部313の位置変動をモニタする技術である。このため、呼吸に応じた位置変動が大きい領域を二次元励起領域320とすることが重要である。従って、複数の呼吸期間(例えば15秒)にわたってエコー信号(ナビエコー信号)を取得し、その間の変動幅(以下、振幅と呼ぶ。)が最大となる二次元励起条件を、最適値と判断する。

図6(b)に横隔膜ナビゲータで取得するナビエコー信号を配置したグラフを示す。以下、本グラフを呼吸モニタ波形330と呼ぶ。呼吸モニタ波形において、縦軸は体軸方向の位置座標、横軸は時間であり、本図における濃淡は信号強度を表現している。すなわち、濃いほど高信号を示す。

横隔膜ナビゲータは、所定の時間間隔(例えば500ms毎)でナビエコー信号を取得する。取得したナビエコー信号を一次元フーリエ変換した後、取得時間に応じた配列を作成することで、図6(b)に示す呼吸モニタ波形330を得る。ナビエコー信号の振幅331は、信号強度が所定の値となるデータ点の下限332と上限333との差で求められる。

なお、以降の呼吸モニタ波形においては、図6(b)に示すナビエコー信号を一次元フーリエ変換したデータにおいて、信号強度が所定の値となるデータ点を実線で結んで表現する。このデータ点を結んだ実線は、例えば肝臓の端の位置の時間変位に相当する。

適用するアプリケーションがこのような横隔膜ナビゲータである場合、本実施形態の二次元励起条件適正化部720は、これを利用し、二次元励起条件を変更する毎に、予め定められた複数の呼吸期間のエコー信号を取得し、得られたエコー信号から呼吸モニタ波形を生成し、振幅が最大となる二次元励起条件を最適値とする。

これを実現する、本実施形態の二次元励起条件適正化部720による上記ステップS1104の適正化処理を図7を用いて説明する。ここでは、シフトするパラメータを位置L(一方向)と傾きθとし、位置L(初期位置L₀)をシフト量ΔLずつM回、傾きθ(初期値θ₀)をシフト量ΔθだけN回変化させるよう指定された場合を例に説明する。m、nはそれぞれカウンタである。ここで、M、Nは1以上の整数であり、m、nは、1≦m≦M、1≦n≦Nを満たす整数である。

位置Lおよび傾きθをそれぞれ初期値(L₀およびθ₀)とし(ステップS1201)、カウンタnを1とする(ステップS1202)。また、カウンタmを1とする(ステップS1203)。そして、その時点の位置Lおよび傾きθから得られる二次元励起条件でモニタスキャンを実行する(ステップS1204)。ここでは、モニタスキャンとして、上述のように、複数の呼吸周期間のエコー信号(ナビエコー信号)を取得するシーケンスを実行する。

そして、モニタスキャン実行結果を、実行時の励起条件(位置Lおよび傾きθ)に対応づけて記憶装置72に保持する(ステップS1205)。その後、位置LをM回シフトしたか否かを、カウンタmを用いて判別する(ステップS1206)。

m＜Mであれば、位置LをΔLだけシフトし、かつ、mを1インクリメントし(ステップS1207)、ステップS1204にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1206で、m≧Mであれば、傾きθをN回シフトしたか否かを、カウンタnを用いて判別する(ステップS1208)。n＜Nであれば、傾きθをΔθだけシフトし、かつ、nを1インクリメントし(ステップS1209)、ステップS1203にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1208で、n≧Nであれば、各励起条件とともに記憶したモニタスキャン結果を比較し、最適な励起条件(最適値)を決定し(ステップS1210)、処理を終了する。

適用アプリケーションが横隔膜ナビゲータの場合のステップS1210の決定手法を説明する。ステップS1205で保持した結果の呼吸モニタ波形のグラフ410を図8(a)に示す。本グラフにおいて、各領域A、B、C、Dは、それぞれ、上記適正化処理において異なる二次元励起条件(それぞれ、励起条件A、励起条件B、励起条件C、励起条件Dとする。)で取得したナビエコー信号を一次元フーリエ変換して得たデータである。それぞれ、グラフ410A、410B、410C、410Dで示す。なお、各領域間でグラフが不連続であるのは、二次元励起の励起条件を変更することにより、励起位置が変化し、呼吸による位置変動が不連続になるためである。

適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータである場合、呼吸モニタ波形の振幅が最大となる励起条件が最適な励起条件である。従って、上記適正化処理のステップS1210では、二次元励起条件適正化部720は、各励起条件で取得した波形において、それぞれの最大値と最小値、その差分である変動幅(以下、振幅)を比較する。その結果、変動幅が最大である励起条件を最適と判断する。例えば、図8(a)においては、各領域A、B、C、Dの振幅を比較する。領域Bにおける振幅が最大であるため、このときの二次元励起条件Bが最適な励起条件(最適値)であると判断する。この最適値を求める処理は、二次元励起条件適正化部720が実施することが望ましいが、ユーザが所望のグラフを指定するよう構成してもよい。この場合、二次元励起条件適正化部720は、図8(a)のようなグラフを表示装置73に表示し、ユーザからの指定を受け付け、それを最適値とする。

なお、ここでは、シフトするパラメータを位置L(一方向)および傾きθとしたが、これに限られない。シフトするパラメータ数に応じて、上記処理のループ数を変えればよい。

なお、本実施形態では、モニタスキャンを、振幅を判別可能な期間(上記では15秒間)実行し、その結果をグラフ化して最大振幅の励起条件を最適値と決定している。しかし、適正化処理の流れはこれに限られない。モニタスキャンとして1つのナビエコー信号を取得し、全二次元励起条件の実行を繰り返し、最大振幅を得る励起条件を決定してもよい。すなわち、同一の二次元励起条件では1つのナビエコー信号を取得し、これを全二次元励起条件について行う。以上の処理を予め定められた回数繰り返し、呼吸モニタ波形を生成し、同一条件で取得したナビエコー間の変動幅が最大となる二次元励起条件を最適値とする。

以下、この場合の処理の流れを図9および図8(b)を用いて説明する。ここでは、全二次元励起条件実行の繰り返し回数をKとする。Kは1以上の整数とする。また、1≦k≦Kを満たす整数のkをカウンタに用いる。

カウンタkを1とする(ステップS1301)。位置Lおよび傾きθをそれぞれ初期値(L₀およびθ₀)とし(ステップS1302)、カウンタnを1とする(ステップS1303)。また、カウンタmを1とする(ステップS1304)。そして、その時点の位置Lおよび傾きθから得られる二次元励起条件でモニタスキャンを実行する(ステップS1305)。ここでは、モニタスキャンとして、1つのエコー信号(ナビエコー信号)を取得する。

そして、モニタスキャン実行結果を、実行時の励起条件(位置Lおよび傾きθ)に対応づけて記憶装置72に保持する(ステップS1306)。その後、位置LをM回シフトしたか否かを、カウンタmを用いて判別する(ステップS1307)。

m＜Mであれば、位置LをΔLだけシフトし、かつ、mを1インクリメントし(ステップS1308)、ステップS1305にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1307で、m≧Mであれば、傾きθをN回シフトしたか否かを、カウンタnを用いて判別する(ステップS1309)。n＜Nであれば、傾きθをΔθだけシフトし、かつ、nを1インクリメントし(ステップS1310)、ステップS1304にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1309で、n≧Nであれば、カウンタkを用いて、全二次元励起条件をK回変更したか否かを判別する(ステップS1311)。k＜Kであれば、kを1インクリメントし(ステップS1312)、ステップS1302へもどり、処理を繰り返す。一方、k≧Kであれば、各励起条件とともに記憶したモニタスキャン結果を比較し、最適な励起条件(最適値)を決定し(ステップS1313)、処理を終了する。

例えば、全二次元励起条件を2回繰り返し、位置を2回、傾きを5回シフトさせた場合の結果のグラフ420を図8(b)に示す。ここでは、位置を2回、傾きを5回シフトさせるため、2×5の10通の二次元励起条件でナビエコー信号を取得する。各二次元励起条件で取得したナビエコー信号を、それぞれ、A、B、C、D、E、F、G、H、I、Jと表す。各ナビエコー信号の位置は、呼吸モニタ波形の実線の位置に相当する。

二次元励起条件適正化部720は、この結果から、それぞれの励起条件の振幅を抽出し、最大の時の値を最適値とする。なお、この最適値を求める処理は、二次元励起条件適正化部720が実施することが望ましいが、ユーザが所望の励起条件を指定するよう構成してもよい。この場合、二次元励起条件適正化部720は、図8(b)のようなグラフを表示装置73に表示し、ユーザからの指定を受け付け、それを最適値とする。

二次元励起は、横隔膜ナビゲータに適用する場合、50ms程度の間隔で繰り返すことができる。従って、10通りの二次元励起条件でナビエコー信号を取得する場合、ほぼ1秒に1回の頻度で、二次元励起条件毎のナビエコー信号を取得できる。例えば、全二次元励起条件の繰り返し回数Kを10としても、10秒程度で結果を得ることができる。従って、モニタスキャンで1つのナビエコー信号を取得し、全二次元励起条件を複数回繰り返して適正化処理を行うことにより、最適な二次元励起条件を決定するまでに要する時間を短縮することができる。

また、上述のように、本実施形態の二次元励起条件適正化部720は、二次元励起用RFパルス111のフリップ角FAも適正化することができる。このフリップ角FAについては、他の二次元励起条件は同じにしてフリップ角FAのみシフトさせて得られた各結果の中で、最もコントラストが高いものを、最適値と決定する。これは、横隔膜ナビゲータでは肝臓上端から横隔膜にかけてのコントラストが重要だからである。また、コントラストの高低を示す指標について予め閾値を設定しておき、結果がその閾値を超えるか否かを判断基準としてもよい。例えば、その閾値を超えたフリップ角FAの中で、他の励起条件をシフトさせ、上記振幅が最大となるものを最適値とする。

次に、適用アプリケーションが横隔膜ナビゲータの場合の、本実施形態の二次元励起条件適正化処理により、二次元励起条件を最適な二次元励起条件に適正化した場合の効果を示す。図10に、本実施形態による適正化前後の二次元励起位置と、取得された呼吸モニタ波形とを示す。図10(a)は適正化前、図10(b)は適正化後である。

図10(a)および図10(b)において、図面左よりコロナル像511、521、サジタル像512、522、呼吸モニタ波形510、520を示す。なお、それぞれの呼吸モニタ波形510、520は、その呼吸モニタ波形の左側に示す画像上において、円筒状の領域で示される二次元励起領域513、523で取得したものである。

図10(a)に示す二次元励起領域513は、従来の手法で操作者が位置決め画像上で設定したものである。また、図10(b)に示す二次元励起領域523は、本実施形態の手法で適正化した領域である。ここでは、図10(a)において破線で示す領域514内で、二次元励起領域(初期領域)513の中心をシフトさせ決定したものである。なお、位置L、傾きθ決定後、更にフリップ角FAも適正化した。

本図面に示す例において、適正化後は、適正化前と比較して、コロナル像521、サジタル像522とも二次元励起領域523の円筒の中心軸の向きが体軸方向に近づいている。また、得られた呼吸モニタ波形520では、肝臓領域(波形下側)と肺野(波形上側)とのコントラストが向上している。また、呼吸モニタ波形510、520の右に三角印で示すデータ収集可の部分に注目すると、安定的にデータが収集されていることが分かる。
従って、本実施形態の二次元励起条件適正化処理を行って、二次元励起条件を最適な二次元励起条件に適正化することにより、画質が向上することが示された。

次に、上記ステップS1104の適正化処理の流れを、適用するアプリケーションが非造影MRAである場合を例にあげて説明する。

二次元励起を非造影MRAに適用する場合、目的とする血管(目的血管)のみに励起パルスを印加する、すなわち、二次元励起領域を目的血管に合致させることが重要である。
したがって、本実施形態の二次元励起条件適正化処理では、二次元励起領域の位置Lと傾きθとをシフトしてエコー信号を取得し、目的血管以外に励起パルスが印加されていない、目的血管に二次元励起領域が合致する場合の二次元励起条件を最適値として適正化する。

非造影MRAでは、目的血管以外にも二次元励起の高周波磁場が印加されると、所定時間経過後に取得する血流からのエコー信号の発生位置が複数個所となる。これは、血液から発生するエコー信号の発生位置の変化が、血流速度に依存するため、血流方向や血流速度の異なる血液からのエコー信号は、それぞれ異なる位置から発生するためである。従って、目的血管外からのエコー信号が含まれる場合は、エコー信号の発生位置が複数個所となる。

具体的には、所定の二次元励起条件で、所定の時間間隔を空けて2回エコー信号を取得する。血液から発生するエコー信号の発生位置は、血流速度と経過時間とに依存して変化するのに対し、臓器から発生するエコー信号の発生位置は、時間が経過しても不変であるため、両エコー信号に差分処理と時間間隔に依存するエコー信号減衰とを考慮した演算処理を適用し、エコー信号の発生位置が変わらない成分を除去する。このように、発生位置が変化したエコー信号のみを抽出し、その中で、発生位置が複数であるか否かを判別する。これを、二次元励起条件を変化させて繰り返し、発生位置が単数である場合の二次元励起条件を最適値と決定する。

以下、適用するアプリケーションが非造影MRAである場合、本実施形態の二次元励起条件適正化部720が実行する適正化処理を図11を用いて説明する。ここでは、シフトするパラメータを位置L(x方向Lx、y方向Ly、z方向Lz)と傾きθとし、位置L(初期位置Lx₀、Ly₀、Lz₀)をシフト量ΔLx、ΔLy、ΔLzずつM回(3方向とも同回数)、傾きθ(初期値θ₀)をシフト量ΔθだけN回変化させるよう指定された場合を例に説明する。m、nはそれぞれカウンタである。ここで、M、Nは1以上の整数であり、m、nは、1≦m≦M、1≦n≦Nを満たす整数である。

位置Lおよび傾きθをそれぞれ初期値(Lx₀、Ly₀、Lz₀(以下、L_ｏで代表する。)およびθ₀)とし(ステップS1401)、カウンタnを1とする(ステップS1402)。また、カウンタmを1とする(ステップS1403)。そして、その時点の位置(x方向Lx、y方向Ly、z方向Lz；以下、Lで代表する。)および傾きθから得られる二次元励起条件でモニタスキャンを実行する(ステップS1404)。

ここで実行するモニタスキャンについて説明する。図12は、適用するアプリケーションが非造影MRAである場合に実行されるモニタスキャンのシーケンス図である。ここでは、RFパルスの印加タイミングを示す軸であるRFとエコー信号取得タイミングを示す軸であるSigとを独立した軸で示す。

本図に示すように、ここでは、二次元励起用RFパルス111の印加直後にリードアウト傾斜磁場115を印加しながら第一のエコー信号114-1を取得する。なお、このとき、x、y、z各方向のエコー信号114-1P(Pはx，y，zのいずれか)を、それぞれの方向にリードアウト傾斜磁場115を印加しながら取得する。さらに、所定の時間Δt経過後、同様に、x、y、z各方向にリードアウト傾斜磁場115を印加しながらx、y、z各方向の第二のエコー信号114-2P(Pはx，y，zのいずれか)を取得する。

その後、二次元励起条件適正化部720は、取得した各エコー信号114-1P、114-2Pから、プロジェクションデータを生成する(ステップS1405)。生成したプロジェクションデータをSig軸の下段に示す。ここでは、エコー信号114-1P、114-2Pから生成したプロジェクションデータを、116-1P、116-2Pとして示す。また、本図に示すプロジェクションデータ116-1P、116-2Pにおいて、その濃淡は信号強度を表し、淡いほど高信号であることを示す。プロジェクションデータの縦軸は、生成元となるエコー信号取得時に印加したリードアウト方向の位置座標に対応する。

そして、x方向、y方向、z方向、それぞれについて、プロジェクションデータ123-1Pとプロジェクションデータ116-2Pとの間で上記差分処理を行う(ステップS1406)。この結果を差分後プロジェクションデータ117-Pとして示す。この差分後プロジェクションデータ117-Pの高信号領域は、発生位置が変化したエコー信号のみが抽出されたものとなる。

そして、二次元励起条件適正化部720は、全方向についてエコー信号の発生位置が一箇所であるか否かを、高信号領域の個数で判別する(ステップS1407)。このとき、少なくとも一方向について複数の高信号領域が観察される場合、目的血管以外にも二次元励起の高周波磁場が印加されていると判別される。一方、全方向について、高信号領域が1つである場合、目的血管にのみ二次元励起の高周波磁場が印加されていると判別される。

例えば、図12の例では、差分後プロジェクションデータ117-yおよび117-xにおいて複数の高信号領域(図中の黒三角)が観察されている。従って、血流方向や速度の異なるエコー信号が検出されたこととなり、目的血管以外にも二次元励起の高周波磁場が印加されていると判断される。

また、ステップS1407で、全方向について高信号領域が1つと観察された場合、その時の二次元励起条件を最適値と決定し(ステップS1413)、処理を終了する。

ステップS1407で、少なくとも一方向について複数の高信号領域が観察された場合、位置LをM回シフトしたか否かを、カウンタmを用いて判別する(ステップS1408)。m＜Mであれば、位置Lをそれぞれ、ΔLx、ΔLy、ΔLz(以下、ΔLで代表する。)だけシフトし、かつ、mを1インクリメントし(ステップS1409)、ステップS1404にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1408で、m≧Mであれば、傾きθをN回シフトしたか否かを、カウンタnを用いて判別する(ステップS1410)。n＜Nであれば、傾きθをΔθだけシフトし、かつ、nを1インクリメントし(ステップS1411)、ステップS1403にもどり、モニタスキャンを繰り返す。

一方、ステップS1410で、n≧Nであれば、二次元励起条件適正化部720は、操作者に指定されたシフト回数では、適正な励起条件の設定ができない旨を通知するメッセージを生成し、操作者に通知し(ステップS1412)、処理を終了する。なお、このとき、後述するデータベースを参照して励起条件を決定するよう構成してもよい。

なお、第一のエコー信号、第二のエコー信号として取得するエコー信号の個数に制限は無いが、少なくとも1回ずつx方向、y方向、z方向の3方向にリードアウト傾斜磁場を印加しながら取得することが望ましい。また、第一のエコー信号114-1Pと第二のエコー信号114-2Pとを収集する時間間隔Δtは、対象とする血管における血流速度に依存するが、数100ms程度とすることが望ましい。

なお、適用するアプリケーションが非造影MRAの場合、シフト条件設定画面200でシフト回数の設定は行わないよう構成してもよい。この場合、上記高信号領域が単数になるまで、繰り返す。

エコー信号の発生箇所の数の判別は二次元励起条件適正化部720が行うことが望ましいが、ユーザが判別するよう構成してもよい。この場合、二次元励起条件適正化部720は、ステップS1407において、図12に示す差分後プロジェクションデータを表示装置73に表示し、ユーザから発生箇所が1か否かの指示を受け付け、処理を継続する。

以上説明したように、本実施形態よれば、プリパルスに用いる二次元励起の、二次元励起条件を、後続の本撮像シーケンスに応じて自動的に最適値に適正化できる。従って、適正化後の二次元励起条件を用いて二次元励起を実行するため、後続の本撮像シーケンスの目的に合致した正確な位置を励起できる。従って、得られる画像の画質が向上する。

また、本実施形態では、適正化後の二次元励起条件が位置決め画像上に表示される。従って、適正化後の二次元励起領域を操作者が視認できる。

なお、上記適正化処理で収集した二次元励起条件毎のナビエコー信号(呼吸モニタ波形)または差分後プロジェクションデータを、二次元励起条件に対応づけて記憶装置72にデータベースとして保持するよう構成してもよい。

このとき、操作者が位置決め画像上で二次元励起のUIを移動する毎に、移動後のUIで特定される二次元励起条件に最も近い二次元励起条件に対応づけてデータベースに保持されるナビエコー信号(呼吸モニタ波形)または差分後プロジェクションデータを、制御処理系70が表示装置73に表示するよう構成してもよい。このように構成することにより、毎回、二次元励起条件適正化処理を行わなくても、呼吸モニタ波形または差分後プロジェクションデータを表示できるため、操作者は、最適な二次元励起条件を決定することができる。

なお、二次元励起条件適正化処理において、各二次元励起条件の初期値は、予め定められ、記憶装置72に保持されていてもよい。

また、各励起条件の変化回数、シフト量は、予め定めて記憶装置72に保持するよう構成してもよい。

さらに、上述したように、二次元励起は、一般的な平面状の励起と比較して、励起領域が限定される。また、上述した本実施形態の手法を用い、二次元励起条件を最適値に適正化することにより、所望の領域を精度よく励起させることができる。これを利用して、上記手法で二次元励起の二次元励起条件を適正化後、二次元励起を用いて後続の本撮像シーケンスのパラメータを適正化するよう構成してもよい。この場合、本実施形態の制御処理系70は、さらに、本撮像シーケンスのパラメータを最適値に適正化する撮像条件適正化部を備える。

以下、適用アプリケーションが非造影MRAである場合を例にあげて、本実施形態の撮像条件適正化部による、本撮像シーケンスの、パラメータを適正化する処理(撮像条件適正化処理)について説明する。

撮像条件適正化処理の説明に先立ち、典型的な非造影MRAにおける、撮像位置とパルスシーケンスおよび核磁化の振る舞いを説明する。図13(a)は、撮像位置を、図13(b)は、パルスシーケンスと核磁化の振舞いを説明するための図である。

非造影MRAには、例えば、動脈を画像化する方法として、
・動脈の信号を選択的に画像化する方法
・動脈と静脈の画像と、静脈のみ画像とを差分して動脈を画像化する方法
などがある。

なお、画像化対象の血管や、プリパルスの印加回数、領域およびその印加タイミングには様々なバリエーションが考えられる。したがって、以下の説明は典型的な適用例にすぎず、本実施形態は、以下の説明内容に限定されない。

図13(b)に示すように、非造影MRAでは反転パルス(空間選択180deg．パルス)611の印加後、約1秒程度の待ち時間TI615の後、本撮像シーケンスを実行し、画像作成に用いるエコー信号を取得(データ収集614)する。反転パルス611の印加領域は図13(a)の領域621であり、データを収集する領域は、図13(a)の領域624である。本撮像シーケンスには、ファースト・スピンエコーやSSFP型のグラディエント・エコーなどの計測シーケンスが用いられる。

このとき、待ち時間TI615は、核磁化の振舞い620に示すように、信号を抑圧すべき部位や臓器(ここでは、静脈)の信号強度を画像上でゼロとするタイミング(null time)621が採用される。待ち時間TI615を精度よくnull timeに合致させることにより、不要な部位等からの信号を高精度に抑圧でき、画質が向上する。

また、プリパルスが二次元励起の場合、励起領域が限定されるため、スラブ厚Sの設定も、この待ち時間TIと血流速度Vとを考慮して決定する必要がある。

現状では、この待ち時間TIおよびスラブ厚Sは、本撮像シーケンスを、画像再構成用のエコー信号時より分解能の低い条件を用いて実行し、決定している。あるいは、待ち時間TIや血流速度を計測する専用のシーケンスを実行し、その結果から決定している。従って、いずれの場合であっても、適した値を決定するために、待ち時間TIを変更しながら二次元または三次元画像を取得するため、時間がかかっている。

撮影条件適正化部は、予め定められたシーケンスを実行し、予め定められたアルゴリズムに従って得られた結果を処理することにより、最適な待ち時間TIおよびスラブ厚Sを高速に自動的に決定する。以下、撮像条件適正化部による、待ち時間TIおよびスラブ厚Sの決定手順を説明する。上述のように、スラブ厚Sは、待ち時間TIと血流速度Vとによって決定する。従って、ここでは、待ち時間TIと血流速度Vとの決定手順を説明する。また、プリパルスで印加する二次元励起の二次元励起条件は、上述の手法で最適な値に適正化されているものとする。

図14は、本実施形態の撮影条件適正化部が実行するシーケンス図である。図14(a)は、血液の緩和時間T1および待ち時間TIの算出時に実行するシーケンスの一例であり、図14(b)は、血流速度V算出時の実行するシーケンスの一例である。ここでは、二次元励起シーケンスの傾斜磁場を割愛し、かつ、データ収集時の各方向の傾斜磁場を、ベクトルrを用いて纏めて示す。また、エコー信号は、z方向にリードアウト傾斜磁場を印加して収集したものを代表として示す。

なお、収集するエコー信号の個数は、収集時に直交する3方向にそれぞれリードアウト傾斜磁場を印加した、少なくとも3個以上であることが望ましい。

まず、撮影条件適正化部による血液の緩和時間T1、および、待ち時間TIの算出手法を説明する。図14(a)に示すように、まず、目的とする血管に対して二次元励起で高周波磁場(反転パルス；180deg．)121を印加し、核磁化を180deg．反転する。その後、低FA(αdeg．)のRFパルス122を用いるグラディエント・エコー法等を用いてエコー信号124-nz(ただし、nはエコー発生順序を示す整数)を所定の時間間隔Δtで発生させる。

一般に知られている様に、180deg．反転後のエコー信号の強度には縦緩和による核磁化減衰が反映される。ここでは、これを利用し、一定の時間間隔で取得したエコー信号の強度の推移を緩和式にパラメータフィッティングし、血液の縦緩和時間T1を算出する。

具体的には、撮影条件適正化部は、一定の時間間隔Δtで発生させたエコー信号124-nzを取得し、取得した各エコー信号124-nzに一次元フーリエ変換を適用し、プロジェクションデータ126-nzを得る。このプロジェクションデータ126-nzの縦軸は、生成元となるエコー信号取得時に印加したリードアウト方向の位置座標に対応する。従って、各プロジェクションデータ126-nzの目的部位に相当する位置127の血液の信号強度を抽出し、生成元のエコー信号取得タイミングの、反転パルス121からの経過時間tn毎の信号強度とする。この信号強度と経過時間tnとを緩和式にパラメータフィッティングし、縦緩和時間T1を決定する。決定した縦緩和時間T1を用いて血液のnull timeを算出する。そして、算出したnull timeを、待ち時間TIとする。

次に、撮影条件適正化部による血流速度Vの算出の手法を説明する。このとき実行する図14(b)に示すシーケンスは図12に示すシーケンスとほぼ同じである。すなわち、二次元励起用RFパルス111印加後、所定の時間間隔Δtでエコー信号134-nz(ただし、nはエコー発生順序を示す整数)の取得を繰り返す。血流速度Vにも依存するが、エコー信号取得の時間間隔は100〜200ms程度が望ましい。

そして、取得した各エコー信号134-nzからプロジェクションデータ136-nzをそれぞれ生成する。そして、生成したプロジェクションデータ136-nzの高信号領域を用い、時間間隔Δt毎の移動量d1〜d3を検出し、血流速度Vを算出する。

上記手法により待ち時間TIと血流速度Vとを算出し、待ち時間TIと血流速度との積をスラブ厚Sの目安とする。

以上説明したように、撮影条件適正化部による撮影条件適正化処理によれば、プリパルスに二次元励起を用いる場合の、本撮像シーケンスのパラメータを最適な値に適正化できる。

なお、ここでは、待ち時間TIおよびスラブ厚Sを決定する場合を例にあげて説明したが、二次元励起を用いて調整可能なパラメータはこれに限られない。血液と周辺組織のコントラスト、及び、抽出される血管の長さに関連するパラメータであればよい。例えば、1度の分割計測(例えば、1心拍毎や1回の呼吸周期毎)で取得するエコー信号数であってもよい。例えば、エコー信号数は、決定した血液信号の縦緩和時間T1に基づき、反転パルス印加前の強度に対する予め定めた閾値の割合(例えば、0〜15％)内で取得可能な数とする。

以上、本実施形態を、適用するアプリケーションが横隔膜ナビゲータによる呼吸モニタである場合および非造影MRAである場合を例にあげ、説明した。これらは代表例であり、種々の展開が可能である。すなわち、適正化ステップにおいて、評価する項目、及び、適正化の判断基準を目的に応じて指定すればよい。

また、適用するアプリケーションは単独とは限られない。例えば、横隔膜ナビゲータを用いた呼吸モニタと非造影MRAとを組み合わせてもよい。先に説明した、横隔膜ナビゲータ、非造影MRAそれぞれが適用アプリケーションの場合の二次元励起条件の適正化手順に従って、それぞれの位置で、最適な値に適正化がなされていることとする。なお、非造影MRAの撮像対象と横隔膜とが離れている場合は、横隔膜ナビゲータでの二次元励起の位置を腹壁にすれば良い。

なお、上述のように、横隔膜ナビゲータと非造影MRAとを組み合わせる場合の、二次元励起の二次元励起条件適正化後の両シーケンスの実行手順と呼吸モニタ波形との関係を図15に示す。なお、下段に示す呼吸モニタ波形830に関して、本来は実線で示した様な波形になるが、非造影MRAシーケンスを実行中は横隔膜ナビゲータで呼吸をモニタできないため、同波形のサンプリングポイントは実線上の黒丸で示したデータ点に限定される。従って、非造影MRAシーケンス実行中の波形は、推定波形である。

まず、数100ms間隔で横隔膜ナビゲータ810を実行し、横隔膜の位置を検出する。検出された位置が呼吸モニタ波形830で指定された閾値以下であり、かつ、直前に検出された横隔膜位置と比較して低い場合に、非造影MRAシーケンス820を実行する。

直前に検出された横隔膜位置との比較を行う理由は、呼気から吸気に移行する場合と、吸気から呼気に移行する場合とを区別するためである。非造影MRAシーケンス820でのデータ取得を終了した後、すみやかに横隔膜ナビゲータ810を実行する。

以上の様に、横隔膜ナビゲータを用いた呼吸モニタと非造影MRAとを組み合わせて利用できる。更に、本実施形態は二次元励起を使用する種々のアプリケーションにおける、二次元励起の適正化法として適用することが可能であり、本実施形態に記載したアプリケーションに限定されない。

以上の本発明の実施形態の説明により、明確になった本発明の特徴を纏めると以下のようになる。即ち、本発明のMRI装置は、
静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像部と、撮像部を予め定められた撮像シーケンスに従って制御するとともに演算処理を行う制御部と、を備え、制御部は、撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を適正化する励起条件適正化部を備え、撮像部は、励起条件適正化部で適正化した励起条件で二次元励起シーケンスを実行することを特徴とする。

好ましくは、励起条件適正化部は、撮像空間を円柱、楕円柱、または角柱の形状に励起し、そのための初期励起条件を、二次元励起シーケンスを適用するアプリケーションに応じて適正化する。

また、好ましくは、励起条件適正化部は、励起条件の中の適正化対象のパラメータ値をシフトさせながら適用するアプリケーションのモニタスキャンを繰り返し、予め定めた条件に合致した結果が得られた際のパラメータ値である最適値を当該パラメータ値とすることで適正化を行う。

また、好ましくは、適用するアプリケーションは、横隔膜ナビゲータであり、励起条件適正化部は、適正化対象のパラメータ値をシフトさせながらモニタスキャンを実行し、当該モニタスキャンの結果、位置変動が最大となる領域を二次元励起領域とするパラメータ値を最適値とする。

また、好ましくは、モニタスキャンは、同一の励起条件で複数の呼吸周期間エコー信号を収集するシーケンスであって、励起条件適正化部は、当該複数の呼吸周期間のエコー信号の変動幅が最大となる励起条件時のパラメータ値を最適値とする。

また、好ましくは、モニタスキャンは、同一の励起条件で1のエコー信号を収集するシーケンスであって、励起条件適正化部は、適正化対象のパラメータ値をシフトさせながらモニタスキャンを実行することを、予め定められた回数繰り返し、同じ励起条件で得られた結果間の変動幅が最大となる励起条件を、最適値とする。

また、好ましくは、適用するアプリケーションは、非造影MRAであり、励起条件適正化部は、適正化対象のパラメータ値をシフトさせながらモニタスキャンを実行し、二次元励起領域が目的血管に合致するパラメータ値を最適値とする。

また、好ましくは、モニタスキャンは、異なる時間のエコー信号を2つ取得するものであり、励起条件適正化部は、取得した2つのエコー信号に差分処理を施し、エコー信号の発生位置の数が単数である場合、合致すると判別する。

また、好ましくは、適正化対象のパラメータは、二次元励起領域の位置、直径、傾き、および二次元励起シーケンスで印加する二次元励起用RFパルスのフリップアングルの少なくとも1つである。

また、好ましくは、操作者から、適用アプリケーション、適正化対象のパラメータ、および、変更条件の入力を受け付ける受付部をさらに備える。

また、好ましくは、二次元励起シーケンスの後に実行する本撮像シーケンスの撮像条件を適正化する撮像条件適正化部をさらに備え、撮像条件適正化部は、励起条件適正化部で適正化後の二次元励起を用い、撮像条件を適正化する。

また、好ましくは、二次元励起シーケンスの後に実行する本撮像シーケンスの撮像条件を適正化する撮像条件適正化部をさらに備え、適正化対象の撮像条件は、反転時間を含み、撮像条件適正化部は、適正化後の二次元励起シーケンスで核磁化を反転後、所定の時間間隔で取得したエコー信号から、最適な反転時間を決定することにより撮像条件を適正化する。

また、好ましくは、適正化対象の撮像条件は、さらにスラブ厚を含み、撮像条件適正化部は、適正化後の二次元励起シーケンスを実行後、所定の時間間隔で取得した複数のエコー信号から、血流速度を算出し、当該血流速度と、反転時間とから最適なスラブ厚を決定する。

また、本発明の、MRI装置における撮像パラメータ適正化方法は、撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を、適用するアプリケーションに応じて適正化する励起条件適正化ステップを備えることを特徴とする。

好ましくは、励起条件適正化ステップでは、撮像空間が円柱、楕円柱、または角柱の形状に励起され、励起条件適正化ステップの後に、二次元励起シーケンスの後に実行する本撮像シーケンスの撮像パラメータを適正化する撮像条件適正化ステップをさらに備える。

10 MRI装置、11 被検体、20 静磁場発生系、30 傾斜磁場発生系、31 傾斜磁場コイル、32 傾斜磁場電源、40 シーケンサ、50 送信系、51 送信コイル、52 シンセサイザ、53 変調器、54 高周波増幅器、60 受信系、61 受信コイル、62 信号増幅器、63 直交位相検波器、64 A/D変換器、70 制御処理系、71 CPU、72 記憶装置、73 表示装置、74 入力装置、101 二次元励起領域、102 撮像対象、110 二次元励起シーケンス、111 二次元励起用RFパルス、112 振動傾斜磁場Gx、113 振動傾斜磁場Gy、114 エコー信号、115 リードアウト傾斜磁場Gz、116 プロジェクションデータ、117 差分プロジェクションデータ、121 反転パルス、122 低FARFパルス、124 エコー信号、126 プロジェクションデータ、134 エコー信号、136 プロジェクションデータ、200 シフト条件設定画面、210 調整対象指定ボタン、220 シフト回数入力領域、230 シフト量入力領域、240 適正化モード設定領域、311 横隔膜、312 心臓、313 肝臓、320 二次元励起領域、330 呼吸モニタ波形、331 振幅、332 下限、333 上限、410 グラフ、410A グラフ、410B グラフ、410C グラフ、410D グラフ、420 グラフ、510 呼吸モニタ波形、511 コロナル像、512 サジタル像、513 二次元励起領域、514 領域、520 呼吸モニタ波形、521 コロナル像、522 サジタル像、523 二次元励起領域、611 反転パルス、614 データ収集、615 TI、621 領域、624 領域、710 撮像部、720 二次元励起条件適正化部、730 シフト条件受付部、810 横隔膜ナビゲータ、820 非造影MRA、830 呼吸モニタ波形

Claims (16)

1. 静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像部と、
   撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスに従って前記撮像部を制御するとともに演算処理を行う制御部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記二次元励起シーケンスのパラメータ値を変えながら該二次元励起シーケンスを適用した横隔膜ナビゲータのモニタスキャンを繰り返して、位置変動が最大となる領域を二次元励起の領域とする前記パラメータ値を選択し、
   前記撮像部は、前記選択されたパラメータ値を用いて、前記二次元励起シーケンスを適用した横隔膜ナビゲータを実行すること
   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、
   前記二次元励起シーケンスは、前記撮像空間を円柱、楕円柱、または角柱の形状に励起すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項1又は2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、前記モニタスキャンの繰り返しにおいて、予め定めた条件に合致した結果が得られた前記パラメータ値を選択すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項1乃至3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、
   前記モニタスキャンは、複数の呼吸周期間にエコー信号を収集するシーケンスであって、
   前記制御部は、当該複数の呼吸周期間のエコー信号の変動幅が最大となる前記パラメータ値を選択すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項1乃至4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、
   前記モニタスキャンは、1のエコー信号を収集するシーケンスであって、
   前記制御部は、前記パラメータ値を変えながら前記モニタスキャンを実行することを予め定められた回数繰り返し、同じ励起条件で得られた結果間の変動幅が最大となる前記パラメータ値を選択すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像部と、
   撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスに従って前記撮像部を制御するとともに演算処理を行う制御部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記二次元励起シーケンスのパラメータ値を変えながら該二次元励起シーケンスを適用した非造影MRAで異なる時間のエコー信号を2つ取得するモニタスキャンを繰り返して、取得した前記2つのエコー信号の差分においてエコー信号の発生位置の数が単数となる前記パラメータ値を選択し、
   前記撮像部は、前記選択されたパラメータ値を用いて、前記二次元励起シーケンスを適用した非造影MRAを実行すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項1乃至6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、
   前記二次元励起シーケンスのパラメータは、前記二次元励起の領域の位置、直径、傾き、および前記二次元励起シーケンスで印加する二次元励起用ＲＦパルスのフリップアングルの少なくとも1つであること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項1乃至7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、
   操作者から、前記モニタスキャンの繰り返しで値を変える前記二次元励起シーケンスのパラメータ、および、変更条件の入力を受け付ける受付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。
9. 請求項1乃至8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、
   前記制御部は、前記選択されたパラメータ値を用いた二次元励起シーケンスに基づいて、該二次元励起シーケンスの後に実行する本撮像シーケンスの撮像条件を適正化すること
   を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項9記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記適正化対象の撮像条件は、反転時間を含み、
    前記制御部は、前記選択されたパラメータ値を用いた二次元励起シーケンスで核磁化を反転後、所定の時間間隔で取得したエコー信号から、最適な反転時間を決定することにより前記撮像条件を適正化すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項10記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記適正化対象の撮像条件は、さらにスラブ厚を含み、
    前記制御部は、前記選択されたパラメータ値を用いた二次元励起シーケンスを実行後、所定の時間間隔で取得した複数のエコー信号から、血流速度を算出し、当該血流速度と、前記反転時間とから最適な前記スラブ厚を決定すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 磁気共鳴イメージング装置における、撮像パラメータ適正化方法であって、
    撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスのパラメータ値として、該二次元励起シーケンスを適用した横隔膜ナビゲータのモニタスキャンを繰り返して、位置変動が最大となる領域を二次元励起の領域とする前記パラメータ値を選択する励起条件適正化ステップと、
    前記選択されたパラメータ値を用いて、前記二次元励起シーケンスを適用した横隔膜ナビゲータを実行するステップと、
    を備えることを特徴とする撮像パラメータ適正化方法。
13. 磁気共鳴イメージング装置における、撮像パラメータ適正化方法であって、
    撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスのパラメータ値として、該二次元励起シーケンスを適用した非造影MRAで異なる時間のエコー信号を2つ取得するモニタスキャンを繰り返して、取得した前記2つのエコー信号の差分においてエコー信号の発生位置の数が単数となる前記パラメータ値を選択する励起条件適正化ステップと、
    前記選択されたパラメータ値を用いて、前記二次元励起シーケンスを適用した非造影MRAを実行するステップと、
    を備えることを特徴とする撮像パラメータ適正化方法。
14. 請求項12又は13記載の撮像パラメータ適正化方法であって、
    前記励起条件適正化ステップでは、撮像空間が円柱、楕円柱、または角柱の形状に励起され、
    前記励起条件適正化ステップの後に、二次元励起シーケンスの後に実行する本撮像シーケンスの撮像パラメータを適正化する撮像条件適正化ステップをさらに備えること
    を特徴とする撮像パラメータ適正化方法。
15. 静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像部と、
    前記撮像部を予め定められた撮像シーケンスに従って制御するとともに演算処理を行う制御部と、
    を備える磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記制御部は、撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を、該二次元励起シーケンスを適用する横隔膜ナビゲータに応じて適正化する際に、前記励起条件の中の適正化対象のパラメータ値をシフトさせながら前記横隔膜ナビゲータのモニタスキャンを繰り返し、当該モニタスキャンの結果、位置変動が最大となる領域を前記二次元励起の領域とするパラメータ値を最適値とする前記適正化を行い、
    前記撮像部は、前記適正化された励起条件で前記二次元励起シーケンスを実行すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
16. 静磁場内に配置される検査対象の所望の領域を核磁気共鳴により撮像する撮像部と、前記撮像部を予め定められた撮像シーケンスに従って制御するとともに演算処理を行う制御部と、を備え、
    前記制御部は、撮像空間を柱状に励起する二次元励起シーケンスの励起条件を、該二次元励起シーケンスを適用する非造影MRAに応じて適正化するに際に、前記励起条件の中の適正化対象のパラメータ値をシフトさせながら前記非造影MRAのモニタスキャンを繰り返し、前記二次元励起の領域が目的血管に合致するパラメータ値を最適値とする前記適正化を行い、前記撮像部は、前記適正化された励起条件で前記二次元励起シーケンスを実行する磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記モニタスキャンは、異なる時間のエコー信号を2つ取得するものであり、
    前記制御部は、取得した前記２つのエコー信号に差分処理を施し、エコー信号の発生位置の数が単数である場合、合致すると判別すること
    を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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