WO2006041084A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び方法 - Google Patents

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resonance imaging
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Masahiro Takizawa
Tetsuhiko Takahashi
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/56383—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging involving motion of the sample as a whole, e.g. multistation MR or MR with continuous table motion

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus and method, and in particular, in an MRI that images a wide range of a subject or the whole body, the direction in which the subject is arranged depending on each part.
  • the present invention relates to an MRI apparatus and method capable of taking images according to size and size.
  • An MRI apparatus utilizes a nuclear magnetic resonance (hereinafter referred to as NMR) phenomenon that occurs in atomic nuclei of atoms constituting a subject when the subject placed in a uniform static magnetic field is irradiated with electromagnetic waves.
  • NMR signal nuclear magnetic resonance signal
  • MR image magnetic resonance image
  • Patent Document 1 US Pat. No. 6311085
  • the imaging slice cross-section set to is usually about the thickness of the subject's body lying on his back or less.
  • the folded knee may protrude from the imaging slice cross-sectional force set as described above. That is, when a part of the subject has an inclination or has a different size with respect to other parts, there is a problem that a part of the subject protrudes from the imaging slice cross section.
  • the conventional technique takes into consideration the arrangement of each part of the subject (when the subject is placed at an angle, etc.).
  • An object of the present invention is to cope with the difference in the direction and size of each subject according to each part of the subject in MRI for imaging a wide area, range, or whole body of the subject.
  • the object is to provide an MRI apparatus and method capable of imaging.
  • the MRI apparatus of the present invention includes a static magnetic field generation unit that generates a static magnetic field in an imaging space, a gradient magnetic field generation unit that generates a gradient magnetic field in the imaging space, and the imaging High-frequency magnetic field generating means for generating a high-frequency magnetic field to cause nuclear magnetic resonance in a subject placed in space, signal receiving means for detecting a nuclear magnetic resonance signal from the subject, and detected nuclear magnetic resonance signal
  • a signal processing means for reconstructing an image using a display, a display means for displaying the image, a table for placing the subject and placing the subject in an imaging space, and the subject
  • a table moving means for moving the table is provided, and an entire image of the subject is obtained while moving and arranging each imaging region of the subject in the imaging space continuously or step by step.
  • the inclination and size of each part of the subject detected by the detection means are displayed on the display means,
  • Input means for inputting reference information for performing magnetic resonance imaging in accordance with the inclination and size on an image representing the inclination and size of each part of the subject displayed on the display means;
  • Storage means for storing the inputted reference information;
  • a control means for controlling the shooting based on the reference information stored in the storage means;
  • the image processing apparatus includes combining means for combining the nuclear magnetic resonance signals obtained by the imaging performed under the control to generate the whole image.
  • the MRI method of the present invention is suitable for magnetic resonance imaging that images a wide area, range, or entire area of a subject while moving a table on which the subject is placed.
  • step (3) a step of synthesizing the entire image using the nuclear magnetic resonance signal obtained in step (2).
  • FIG. 1 is a schematic view of a general MRI apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 (a) shows an example of an imaging pulse sequence, and (b) shows an example in which echo signals are arranged in k-space. .
  • FIG. 3 (a) shows how the relationship between the subject and the imaging space changes as the table is powered, and (b) images are taken while moving the table continuously. It is a figure which shows a method.
  • FIG. 4 (a) is a view of the subject lying on the table as viewed from the vertical upper force, and (b) is a view of the subject lying on the table as seen from the side.
  • (C) is a diagram showing hybrid data obtained by reading out echo signals and performing one-dimensional Fourier transform in the direction of the gradient magnetic field (ky direction), and (d) connecting the hybrid data corresponding to the phase encoding amount. It is a figure which shows an example.
  • FIG. 5 is a flowchart showing an MRI procedure in the first embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of setting a shooting block.
  • FIG. 7 (a) is a diagram showing an example of setting of a slice slice in a shooting block, and (b) is a diagram showing how to switch the slice slice when moving to a shooting block with a different inclination. (C) is a figure which shows the whole image produced
  • FIG. 8 (a) shows the x-ky plane force when the shooting block is parallel to the moving direction of the table. ) Is a shooting professional
  • FIG. 6C shows the xz plane force when the camera is parallel to the moving direction of the table and the shooting slice cross-section is switched, and (C) shows the shooting block in the moving direction of the table.
  • the shooting slice is switched from one slice slice to the other, the view taken from the x-ky plane is shown in (d) when the shooting block is tilted with respect to the direction of table movement.
  • FIG. 6 is a diagram of a situation where the photographing slice section is switched and viewed from the xz plane.
  • FIG. 9 (a) shows an example of specifying a slice slice by varying the angle for each block, and (b) shows the echo signal data measured in slab 901-1 side by side.
  • Figures (left side) and 902-1 are read out and Fourier transformed in the direction of gradient magnetic field application, and further placed on the X axis as hybrid data (right side) and (c) are slabs 902-
  • the echo signal data measured in Fig. 2 (left side) and 902-2 are read out and Fourier transformed in the gradient magnetic field application direction, and the position on the X-axis is appropriately set as hybrid data.
  • Arranged diagrams (right side) and (d) are diagrams in which the position information in the z-axis direction is added to the hybrid data obtained in Figs.
  • FIG. 10 (a) is a diagram showing an example of setting of an imaging block in the third embodiment, (b) is a diagram showing an example of setting of an imaging slice cross section and readout gradient magnetic field and phase encoding gradient magnetic field directions in the third embodiment. (C) is a cross-sectional view taken along a section parallel to the x-ky plane of the hybrid data in the virtual three-dimensional hybrid space in Example 3, and (d) is a virtual three-dimensional hybrid space in Example 3.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view taken along a cross section parallel to the xz plane of the hybrid data arranged above.
  • FIG. 11 shows a flowchart in the fourth embodiment.
  • FIG. 12 is a diagram showing a display example of a positioning image in Example 4.
  • FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus of the present invention.
  • This magnetic resonance imaging device uses a nuclear magnetic resonance (NMR) phenomenon to obtain a tomographic image of an object.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • a static magnetic field generation system 2 As shown in FIG. 1, a static magnetic field generation system 2, a gradient magnetic field generation system 3, The transmission system 5, the reception system 6, the signal processing system 7, the sequencer 4, and the central processing unit (CPU) 8 are configured.
  • NMR nuclear magnetic resonance
  • the static magnetic field generation system 2 generates a uniform static magnetic field in a space around the subject 1 in the direction of the body axis or in a direction perpendicular to the body axis. Or, there is a normal or superconducting magnetic field generating means.
  • the gradient magnetic field generation system 3 includes a gradient magnetic field coil 9 wound in the three axial directions of X, ⁇ , and Z, and a gradient magnetic field power source 10 that drives each gradient magnetic field coil.
  • the gradient magnetic fields Gs, Gp, and Gf ⁇ in the three-axis directions of X, ⁇ , and Z are applied to the subject 1.
  • the slice plane gradient magnetic field pulse (Gs) is applied in one of the offset directions of X, Y, and Z to set the slice plane for the subject 1, and the phases in the remaining two directions are set.
  • Encoding direction gradient magnetic field pulse (Gp) and frequency encoding direction gradient magnetic field pulse (GD are applied, and position information in each direction is encoded in the echo signal.
  • Gp direction gradient magnetic field pulse
  • GD frequency encoding direction gradient magnetic field pulse
  • Oblique photography may be performed by applying an oblique gradient magnetic field using various techniques.
  • the sequencer 4 is a control means that repeatedly applies a high-frequency magnetic field pulse (hereinafter referred to as "RF pulse”) and a gradient magnetic field pulse in a predetermined noise sequence, and is operated under the control of the CPU8.
  • RF pulse high-frequency magnetic field pulse
  • Various commands necessary for data acquisition of 1 tomographic image are sent to the transmission system 5, the gradient magnetic field generation system 3, and the reception system 6.
  • the transmission system 5 irradiates an RF pulse in order to cause nuclear magnetic resonance to occur in the nuclear spins of the atoms constituting the living tissue of the subject 1.
  • the high-frequency pulse output from the high-frequency oscillator 11 is amplitude-modulated by the modulator 12 at the timing specified by the sequencer 4, and the amplitude-modulated high-frequency pulse is amplified by the high-frequency amplifier 13 and placed close to the subject 1.
  • the electromagnetic wave RF pulse
  • the receiving system 6 detects an echo signal (NMR signal) emitted by nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject 1, and is orthogonal to the high-frequency coil 14b and the amplifier 15 on the receiving side. It consists of a phase detector 16 and an A / D converter 17.
  • NMR signal nuclear magnetic resonance of nuclear spins constituting the biological tissue of the subject
  • the response electromagnetic wave (NMR signal) of the subject 1 induced by the electromagnetic wave irradiated from the high-frequency coil 14a on the transmission side is detected by the high-frequency coil 14b arranged close to the subject 1 and amplified by the amplifier 15 After that, it is divided into two orthogonal signals by the quadrature phase detector 16 at the timing according to the command from the sequencer 4, and each signal is converted to a digital quantity by the A / D converter 17 and sent to the signal processing system 7. It is done.
  • the signal processing system 7 includes an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, and a display 20 including a CRT.
  • an external storage device such as an optical disk 19 and a magnetic disk 18, and a display 20 including a CRT.
  • the CPU 8 Processing such as signal processing and image reconstruction is executed, and the resulting tomographic image of the subject 1 is displayed on the display 20 and recorded on the magnetic disk 18 of the external storage device.
  • the operation unit 25 inputs various control information of the MRI apparatus and control information of processing performed by the signal processing system 7, and includes a trackball or mouse 23 and a keyboard 24.
  • the operation unit 25 is arranged close to the display 20, and the operator interactively controls various processes of the MRI apparatus through the operation unit 25 while looking at the display 20.
  • the high-frequency coils 14a and 14b and the gradient magnetic field coil 9 on the transmission side and the reception side are installed in the static magnetic field space of the static magnetic field generation system 2 arranged in the space around the subject 1. .
  • the spin species to be imaged by the MRI apparatus are protons, which are the main constituents of the subject, as widely used in clinical practice.
  • protons which are the main constituents of the subject, as widely used in clinical practice.
  • By imaging the spatial distribution of the proton density and the relaxation state of the excited state it can be displayed in the form of the human head, abdomen, limbs, etc., or in functional or three-dimensional form.
  • FIG. 2 (a) shows the Daragent echo pulse sequence.
  • RF, Gs, Gp, Gr, AD / echo are RF pulse, slice selection gradient magnetic field, phase encoding gradient magnetic field, readout gradient magnetic field application, AD conversion execution / echo signal measurement, respectively.
  • 201 represents an RF pulse 202 denotes a slice selection gradient magnetic field pulse
  • 203 denotes a phase encoding gradient magnetic field pulse
  • 204 denotes a readout gradient magnetic field pulse
  • 205 denotes a sampling window for performing AD conversion
  • 206 denotes an echo signal to be measured.
  • the measurement of the echo signal is repeatedly performed at a time interval 208 (repetition time TR), and each echo signal is generated after the time 207 (echo time TE) from the application of the RF pulse 201.
  • the acquired echo signal 206 is arranged in the k space 209 shown in FIG. 2 (b).
  • the horizontal axis kx in Fig. 2 (b) corresponds to the time of the sampling window 205 of the echo signal in Fig. 2 (a), and the vertical axis ky is applied by the phase encoding gradient magnetic field pulse 203 on the Gp axis in Fig. 2 (a). This corresponds to the phase encoding amount (waveform area).
  • FIG. 3 (a) shows how the relationship between the subject and the imaging space changes as the table is moved.
  • 301 is an imaging space
  • 302 is a table.
  • the subject 1 is placed on a table 302, and the table 302 is freely moved by a table moving means (not shown) in the X-axis direction.
  • the table 302 is freely moved by a table moving means (not shown) in the X-axis direction.
  • the positional relationship between the imaging space 301 and the subject 1 is changed, so that images of different parts of the subject can be acquired.
  • the positional relationship indicated by A the chest of the subject is imaged
  • B or C the abdomen and leg are respectively imaged.
  • FIG. 3 (b) is a diagram for explaining a method of shooting while continuously moving the table.
  • the moving speed of the table is usually constant throughout the entire period 304 of position A, position B, position C, etc.
  • FIG. 4 shows an example in which the imaging slice section is set in a direction parallel to the moving direction of the table 302.
  • FIG. 4 (a) is a view of the subject lying on the table 302 as viewed in the vertical upward force. Yes, Fig. 4 (b) shows the case where the lateral force is also seen.
  • 401-1 and 401-2 indicate that the field of view to be moved is 401-1 to 401-2. More specifically, when the table 302 moves in the + direction of the X direction, the imaging field of view moves from 401-1 to 401-2, and the imaging field of view moves in one direction in the X direction with respect to the subject. It is supposed to move.
  • the direction of the readout gradient magnetic field pulse applied at the time of collecting each echo is parallel to the moving direction of the table, and the intensity is constant.
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse applied for each acquisition is a horizontal direction (y direction shown in Fig. 4 (a)) whose direction is orthogonal to the moving direction of the table.
  • the amount of phase encoding applied during acquisition is recursively changed.
  • the vertical axis is the amount of phase encoding in the horizontal direction orthogonal to the moving direction of the table.
  • Each echo signal is one-dimensional Fourier transformed in the readout direction (kx direction) and placed at each position. !
  • the table moving speed is controlled in accordance with the execution of the pulse sequence (for example, parameters such as the repetition time), or conversely, the execution of the pulse sequence is performed. It is necessary to control the parameters (for example, parameters such as the repetition time) in accordance with the table moving speed in order to combine the hybrid data without disconnecting the imaging region.
  • the pulse sequence for example, parameters such as the repetition time
  • FIGS. 3 (b) and 4 when performing continuous imaging by moving the table, a plurality of imaging sections are acquired in accordance with the arrangement state of each part of the subject. It is divided into blocks, data is acquired by changing settings such as the slope of the slice slice for each imaging block, and multiple data acquired at different slice slices are combined to create a single wide-area or whole-body image. This is an example.
  • the gradient echo pulse sequence shown in FIG. 2 is used as the imaging sequence.
  • the photographing procedure of the present embodiment includes a preparatory step group 501 for specifying a photographing block, a step group 502 for performing a main photographing, as a pre-stage of the main photographing. It consists of a post-processing step group 503 for combining data after performing the main photographing.
  • a preparatory step group 501 for specifying a photographing block
  • a step group 502 for performing a main photographing, as a pre-stage of the main photographing.
  • It consists of a post-processing step group 503 for combining data after performing the main photographing.
  • the shooting block is designated.
  • an image of a sagittal cross-section for positioning with low spatial resolution an image of the subject lying on his back as seen from the side
  • the detected tilt and Z or size are detected by the detecting means, and the image is displayed on the display 20.
  • the operator displays two or more imaging blocks according to the situation (tilt and / or size, etc.) where each part of the subject (imaging target area) is arranged. Enter on the scanogram.
  • the shooting block is input by inputting a rectangle (rectangle) or a parallelogram on the display 20 using the trackball or mouse 23 or keyboard 24 in FIG.
  • the lower body has a bent knee and is no longer parallel to the table surface. Therefore, in the shooting block setting in FIG. 6, for the upper body, the shooting block 601-1 and the shooting block 601-2 are stored in parallel with the moving direction of the table by the storage means (memory built in the CPU 8, etc.). However, they have a rectangular parallelepiped area parallel to the moving direction of the table including the upper body of the subject, but for the lower body, the imaging block 601-3 and the imaging block 601-4 are on the table surface. It is stored in the storage means with an inclination according to the direction of the feet of the subject to be paralleled, and has a rectangular parallelepiped region that is not parallel to the moving direction of the table including the subject's feet.
  • Fig. 7 (a) shows a setting example when the number of multi-slices is four.
  • the screen shown in Fig. 7 (a) is displayed on the display 20.
  • the shooting block 70-3 and the shooting block 701-4 the shooting block 701-3 and the shooting block 701-4 whose shooting slice cross section is parallel to the moving direction of the table are tilted.
  • the setting information of the imaging slice section set in this step is temporarily stored in the magnetic disk 18, for example.
  • the uppermost one in the vertical direction is designated as 702-al to a4
  • the one located 702-al to a4 one lower in the vertical direction is designated as 702.
  • the one arranged 702-bl ⁇ b4 one down in the vertical direction is designated as 702-cl ⁇ c4
  • the one arranged at the bottom in the vertical direction of 702-cl ⁇ c4 is 702-dl ⁇ (! 4.
  • Fig. 7 (a) only 70 2-al ⁇ a4, 702-bl, 702-cl, and 702-dl are shown for simplicity.
  • Fig. 9 (a) shows a detailed view when the imaging slice cross-section is specified with different angles for each imaging block.
  • the X axis is the table moving direction and the y axis is the phase The direction in which the gradient magnetic field is applied, and the z-axis is the vertical direction.
  • the force that the direction of the imaging slice cross-section is parallel to the moving direction of the table.
  • a slab means a set of multiple multi-slices arranged in one shooting block.
  • the readout gradient magnetic field output when shooting the slab 901-1 is Gx (t)
  • the slice inclination is Gz (t)
  • the readout / slice gradient magnetic field output when acquiring the slab 901-2 is expressed by the following equation (1).
  • G 'hi G x hi) ⁇ cos 0 + G, hi) ⁇ sin ⁇
  • the table is moved to the initial position. For example, when the imaging of the head force of the subject is also started, setting is made so that the subject's head is placed in the center of the field of view.
  • Step 510 In actual photographing performed while feeding the table, it is determined whether the table has moved to the next photographing block set in step 504. If it moves to the next shooting block, it moves to step 509. If not moving to the next shooting block, go to Step 510.
  • the slice is set so that the next shooting block can be shot.
  • Setting and reading for application of selected gradient magnetic field pulse The setting for applying the gradient magnetic field pulse is changed by the control means such as the CPU 8 based on the setting (stored information) of the imaging condition for each block performed in step 505. For example, when the imaging block moves from 701-2 to 701-3 in Fig. 7 (a), the direction of the gradient magnetic field for slice selection and the direction of the readout gradient magnetic field are tilted. The setting is changed so that an oblique gradient magnetic field can be applied.
  • the order of shooting is, for example, 703-d2 ⁇ 703-c2 ⁇ 7 03-b2 ⁇ 703-a2 ⁇ 703-a3 ⁇ 703-b3 ⁇ 703-c3 ⁇ Just like 703-d3.
  • the size of the shooting block is the same, but the size changes, the gradient magnetic field strength of the slice selection is changed by how much when executing the gradient echo pulse sequence once. Change settings related to RU etc.
  • Gradient magnetic field intensity, phase encoding amount, etc. of slice selection are sequentially changed by control means such as CPU8, and a gradient echo pulse sequence is executed once. More specifically, in the actual imaging in the present embodiment, the gradient echo pulse sequence is changed by moving the table little by little and changing the position of the imaging slice cross section for collecting the echo signal one by one. Execute. The table is driven at a certain predetermined moving speed, and the irradiation frequency of the RF pulse (201 in Fig. 2 (a)) and the gradient magnetic field of slice selection (in Fig. 2 (a)). The echo signals from each slice slice are collected sequentially by sequentially changing the intensity etc. of 202) and sequentially performing gradient echo pulse sequences.
  • FIG. 8 is used to explain the procedure of which position of the slice slice is to be imaged while the table is being sent.
  • (a) and (b) are for the case where the direction in which the imaging block is arranged is parallel to the moving direction of the table as in 701-1 or 701-2 in Fig. 7 (a).
  • FIGS. 8 (c) and (d) are examples, and the direction in which the imaging blocks are arranged is not parallel to the table movement direction, as in 701-3 or 701-4 in Fig. 7 (a).
  • the horizontal axis indicates the position X in the moving direction of the table
  • the vertical axis indicates the x-ky (x-PE) plane of the phase encoding amount
  • (b) and (d) Shows the xz plane in which the horizontal axis represents the position x in the moving direction of the table and the vertical axis represents the slice position z in the vertical direction.
  • FIGS. 8 (b) and 8 (d) show sections cut along the AA ′ section in FIGS. 8 (a) and 8 (c).
  • the 801-la, 801-lb, 801-lc, and 801-ld in the cross section of FIG. Shoot sequentially, and then increase the phase encoding amount by one step!
  • FIGS. 8 (c) and 8 (d) in which the imaging block is tilted with respect to the moving direction of the table.
  • FIG. 8 (c) At the position 804-1 in FIG. 8 (c), FIG. In the cross section of (d), images were taken sequentially in the order of 804-la, 804-lb, 804-lc, and 804-ld, then the phase encoding amount was increased by one step, and the x-ky plane in Fig. 8 (c).
  • Move to the 804-2 position above, and 804-la, 804-lb, 804-lc, and 804-ld in Fig. 8 (c) are taken sequentially in the same height in the z direction.
  • Step 511 When the table is finally moved, it is determined whether all necessary echo signals have been collected. If all echo signals have been collected, all echo signals can be collected to step 512. If not, go to step 508.
  • the echo signal data acquired in each block is read from the magnetic disk 18 into the memory in the CPU 8 and combined by the combining means in the CPU 8.
  • connection means arranged in the CPU 8 in the synthesis means along the imaging block arranged in FIG. Connect them together.
  • this connection is made by connecting the top slices of the slices in which four slices are placed so that the spatial positions of the connected data are matched.
  • 70 2-al to 702-dl 704-a, and 702-al to 702-dl below the vertical direction 702-al to 702-dl in the sliced slice section are connected to form 704-b.
  • 703-al to 703-dl below al to 702-dl are joined together to form 704-c, and the vertical direction of the slice slice is below 703-al to 703-dl 704-al to 704-dl Are combined into 704-d, and hybrid data as described in Fig. 4 (d) is generated.
  • the whole image is created by Fourier transforming the data (704-a to 704-d) combined in step 512 in the phase encoding direction (ky direction in Fig. 4 (d)). This calculation is performed in the CPU 8, and the obtained result is shown in Fig. 7 (c).
  • Whole images 705-a to 705-d are shown corresponding to the hybrid data 704-a to 704-d. According to FIG. 7 (c), in the present embodiment, since the section for taking the slice of the imaging slice is provided, the images are shown as continuous images without interruption at the knee and the toe.
  • the whole image created in the whole image creation step 513 is displayed on the display 20, for example.
  • the entire image data is temporarily stored in the magnetic disk 18.
  • an imaging section can be optimally set according to the arrangement state (tilt or the like) of the imaging target region.
  • Example 2
  • a second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG.
  • the present embodiment is an embodiment in the case where there are a set photographing block that is parallel to the moving direction of the table and a tilt that is not parallel.
  • data interpolation processing is performed on the hybrid data obtained from the imaging block camera having a non-parallel inclination, and the values on the grid arranged in parallel to the moving direction of the table are obtained, and then each imaging is performed.
  • This is an embodiment in which hybrid data after data interpolation processing between blocks is correctly connected, and a final image is obtained by performing Fourier transform in the phase encoding direction.
  • the present embodiment is different from the flowchart shown in FIG. 5 of the first embodiment only in step 511 and is set to step 51 la, only that portion will be described.
  • the echo signal data acquired by each slab is read out and Fourier-transformed in the gradient magnetic field application direction to create hybrid data.
  • FIGS. 9 (b) and 9 (c) the echo signal data acquired by each slab is read out and Fourier-transformed in the gradient magnetic field application direction to create hybrid data.
  • 902-1 on the left side is the result of arranging the echo signal data measured in slab 901-1 in Fig. 9 (a) as it is, and 903-1 on the right side is 902- 1 is read out and Fourier-transformed in the application direction of the gradient magnetic field, and further, the position on the X-axis is appropriately arranged as hybrid data.
  • the left side 902-2 is the same as the echo signal data measured in the slab 901-2 in Fig. 9 (a), and the right side 903-2 is 902-2.
  • the data is arranged as hybrid data by performing Fourier transform in the direction in which the readout gradient magnetic field is applied, and further by appropriately positioning the position on the X axis. According to the nobleed data arranged on the right side in Fig. 9 (b) and (c), it can be seen that each hybrid data is shifted little by little as the table moves.
  • FIGS. 9 (b) and 9 (c) when the position information in the z-axis direction is added to the noisy data obtained in the above and placed in the virtual three-dimensional space, for example, FIG. 9 (d )become that way.
  • the left side corresponds to slab 901-2
  • the right side corresponds to slab 901-1.
  • the hybrid data is placed on a grid arranged in parallel to the table movement direction.
  • interpolation processing is performed and the grids arranged parallel to the table moving direction are used. The above value needs to be calculated.
  • Fig. 9 (e) is an enlarged view of a part on the dotted line 904 in Fig. 9 (d), and solid lines 905-1 and 905-2 are cross-sections of the imaging slice in the slab 901-2. -1 to 906-7 are data on the cross section of the imaging slice, and 907-1 to 907-5 are a part of the grid arranged parallel to the moving direction of the table.
  • a predetermined range is determined as, for example, a square 908, and the interpolation built in the CPU 8 is performed using hybrid data on a slice slice within the range. Interpolation processing is performed by means. In the example shown in Fig. 9 (e), calculation is performed using the following formula 2 using 906-2, 906-3, and 906-5.
  • Equation 2 P (m) represents the mth (1 ⁇ m ⁇ M: M is the total number of grid points) 907-3, and N (m) is the mth
  • M is the total number of grid points
  • N (m) is the mth
  • D (m, n) is the value of the nth measurement data in the effective range around the mth grid point
  • r (m, n) is the focus
  • W (r) is a weight function according to the distance.
  • W (r) it is conceivable to use the Sine function expressed by the following equation (3).
  • Reference numeral 909 on the left side of FIG. 9 (1) represents on the x-ky plane the hybrid data in the slab 901-2 converted to the data on the grid points by interpolation as described above. 909 in Fig. 9 (1) can be combined with the hybrid data 903-1 obtained in slab 901-1! /, And when combined, it becomes as shown on the right side of Fig. 9 (1).
  • the imaging slice cross section is specified with different inclinations for each imaging block, the data subjected to the interpolation processing using the position information is combined.
  • the spatial information of the entire image can be correctly reconstructed.
  • a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. This embodiment is different from the flowchart of FIG. 5 in Embodiment 1 only in Step 504, Step 505, and Step 511, and is Step 504b, Step 505b, and Step 51 lb. Therefore, only that portion will be described.
  • the present embodiment is an imaging method in which the size of the imaging blocks, the direction of the imaging slice cross section arranged in each imaging block, and the direction in which the readout gradient magnetic field is applied are different.
  • step 504b, 505b and step 51 lb in the present embodiment will be described in order.
  • Fig. 10 (a) An example of setting in this step is shown in Fig. 10 (a).
  • 1001-1 which is thick in the vertical direction (z direction)
  • 1001-2 is set to image the chest and abdomen of the subject. 1001-2 with a small thickness is set in the vertical direction (z direction).
  • the imaging slice is cut for each imaging block.
  • the setting direction of the surface is changed, and the direction of the readout gradient magnetic field applied for imaging at each slice slice is also changed.
  • Fig. 10 (b) shows an example of setting the imaging slice cross-section, readout gradient magnetic field, and phase encode gradient magnetic field direction in this setting.
  • the imaging slice cross-sectional force is set perpendicular to the axial direction, which is the direction of the readout gradient magnetic field, and the direction of the phase encoding gradient magnetic field is the y-axis.
  • the slice cross section is set perpendicular to the z-axis direction, and the readout gradient magnetic field direction is the X-axis.
  • step 511b in this embodiment the acquired echo signal data is read out and subjected to a one-dimensional Fourier transform in the direction in which the gradient magnetic field is marked. Then, when the obtained data is arranged in the virtual three-dimensional hybrid space, it becomes as shown in Fig. 10 (c) and Fig. 10 (d).
  • Fig. 10 (c) is a diagram showing a cross-sectional view of the hybrid data arranged in the virtual three-dimensional hybrid space, taken along a plane parallel to the x-ky plane
  • Fig. 10 (d) is a diagram of the hybrid data. It is the figure which showed the cross section which cut with the cross section which is parallel to xz plane.
  • Figure 10 (c) shows data for an arbitrary position in the z-axis direction
  • Figure 10 (d) shows data for an arbitrary position in the ky-axis direction.
  • the arrows in the figure indicate the temporal order in which the echo signals for generating each hybrid data were collected.
  • the table is gradually moving in the + direction of the X axis during measurement, the noise data obtained by each echo signal is also moving in the-direction of the X axis little by little.
  • the shooting slice cross section is the yz plane, so the hybrid data is arranged in a dotted pattern on the x-ky plane in Fig. 10 (c), but in the xz in Fig. 10 (d). On a plane, it is a line.
  • the imaging block 1001-2 has an imaging slice cross section on the xy plane, the arrangement of the hybrid data on the x-ky plane in Fig. 10 (c) is linear, but in Fig. 10 (d). The arrangement on the xz plane is on a line.
  • Step 512b Data interpolation processing is performed based on the data arranged in the virtual three-dimensional and irregular spaces shown in Figs. 10 (c) and 10 (d), and the value of the hybrid data on a predetermined grid is obtained. .
  • the values for the points on the grid indicated by the dotted lines in FIGS. 10 (c) and (d) are respectively obtained as hybrid interpolation data.
  • a final overall image can be obtained by performing a Fourier transform on the hybrid interpolation data in the ky direction.
  • Fig. 10 (d) there is no data corresponding to the positions of the hybrid interpolation data 1003-2 and 1003-3 in the z-axis direction, so that portion should be filled with data having a value of 0. it is conceivable that.
  • the spatial information of the entire image is obtained by combining the data by matching the position information. Can be reconfigured so that is correct.
  • This embodiment is a useful method in cases where it is better to take an image with a different imaging method in order to obtain an image better depending on the imaging region of the subject.
  • Embodiment 4 of the present invention will be described with reference to the flowchart of FIG. 11 and FIG.
  • this embodiment is an embodiment in which the imaging slice cross section is changed in real time while the subject is continuously imaged by moving the table.
  • FIG. 11 has steps 1108 and 1109 instead of the step group 501 compared to FIG. 5 of the first embodiment, only different steps 1108 and 1109 will be described.
  • Step 1109 the ability to change the slope of the slicing slice in real time using the graphic user interface during shooting. If it is changed, go to Step 1109. If not, go to Step 510.
  • FIG. 12 shows a subject positioning image displayed on the display 20 (for example, a view of the subject lying on his / her back as well as lateral force).
  • reference numeral 1201 denotes a subject
  • 1202-1 and 1202-2 are boxes representing imaging slice sections.
  • the box representing the slice slice is the position currently being shot, The position where the last shot was taken and the position where the shot will be taken are displayed separately.
  • the solid line box indicated by 1202-1 indicates that the imaging slice section in the box is being shot, and is indicated by 1202-2.
  • the dotted box indicates that the next slice slice in that box will be taken.
  • FIG. 12 (b) shows the positioning image after a predetermined time has elapsed from the time of FIG. 12 (a), and the box 1202-2 becomes a solid line and is a box being photographed.
  • the next button 1202-3 to be imaged is input so that the subject's legs are arranged with a tilting force in accordance with the tilt. For this input, use the trackball or mouse 23 or keyboard 24 shown in Fig. 1.
  • FIG. 12 (c) shows the result of further photographing from the timing of FIG. 2 (b).
  • 1202-2 is a shooting box and is a solid line.
  • the box 1202-4 to be photographed next is input so that the subject's leg is tilted and tilted according to the tilt.
  • step 510 the sequence is executed based on the change of the photographing condition input in step 1109 or the like.
  • the imaging slice section can be updated arbitrarily during imaging.
  • the next box to be photographed when the next box to be photographed is set to be tilted in step 1108 during photographing, the next box is photographed so that the next box can be photographed based on the input information.
  • Settings were made to apply oblique gradient magnetic fields, etc., and in step 510, a gradient echo pulse sequence could be performed according to the gradient. For this reason, the imaging slice cross section can be changed in real time while the subject is continuously imaged by moving the table.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the present invention.
  • the gradient echo noise is Although the case of shooting in a sequence has been shown, other sequences can also be applied.
  • the case where the data merging process is performed after the completion of all measurements has been shown, but it is also possible to perform the merging process immediately when necessary data is available even during measurement.
  • the force that may cause the inclination of each shooting block or between boxes to differ with respect to the moving direction of the table is obtained for each shooting block or each box.
  • each part of the subject may be arranged, and the subject may be photographed laterally using a camera or the like that does not need to photograph a scanogram or the like in order to detect the tilt or size.
  • a straight line, a broken line, or a curved line that does not need to input a plurality of imaging blocks may be used.
  • the table moving speed may not be constant, and the speed may be increased during the above shooting (for example, when moving from 804-7 to 804-8 in Fig. 8 (c)). Needless to say, you may be able to apply a swiftness or stop it.

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Abstract

　被検体からの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段を備え、前記被検体の各撮影部位を前記撮影空間内に連続的あるいはステップ毎に移動して配置させながら、前記被検体の全体画像を得て磁気共鳴イメージングを行う磁気共鳴イメージング装置において、前記被検体の各部位の傾き及び大きさを検出する検出手段と、前記表示手段に表示された前記被検体の各部位の傾き及び大きさを表す画像上に、該傾き及び大きさに合わせて磁気共鳴イメージングを行うための基準情報を入力する入力手段と、該入力された基準情報を記憶する記憶手段と、該記憶手段に記憶されている前記基準情報に基づいて撮影の制御を行う制御手段と、前記制御の下に行われた撮影により得られた核磁気共鳴信号を合成して前記全体画像を生成する合成手段を備えている。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング装置及び方法
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴イメージング (以下、 MRIという。）装置及び方法に係り、特に、 被検体の広い範囲又は全身を撮影する MRIにおいて、被検体の各部位によって、配 置される方向や大きさに対応させて撮影することが可能な MRI装置及び方法に関す る。
背景技術
[0002] MRI装置では、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに、被 検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴 (以下、 NMRという。）現象を利用 し、被検体からの核磁気共鳴信号 (以下、 NMR信号という。）を検出し、この NMR信号 を使って画像を再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画 像 (以下、 MR画像という。）を得るものである。
[0003] MRIの分野にお!、て、被検体をテーブルの上に横たわらせて、該テーブルを MRI装 置のガントリ内で連続的あるいはステップ毎に移動させながら被検体の広い範囲又 は全身を撮影する技術が知られている。このような技術では、例えばテーブルの移動 方向に平行に撮影スライス断面を設定した後、テーブルを移動させながら被検体の 広 、範囲又は全身を撮影する (例えば、テーブルを連続的に移動させる場合の例と して非特許文献 1、テーブルをステップ毎に移動させる場合の例として特許文献 1参 照。 )o
特干文献 1 : Kruger DG, Riederer ¾J, Grimm Rし, Rossman PJ. : Continuously Movi ng Table Data Acquisition Method for Long FOV Contrast-Enhanced MRA and Wh ole-Body MRI. Magnetic Resonance in Meddicine 47(2):224— 231(2002)
特許文献 1：米国特許第 6311085号公報
[0004] し力しながら、本発明者らは上記従来技術を検討した結果、以下の問題点を見出し た。
すなわち、上記従来技術にお!、てテーブル面またはテーブルの移動方向に平行 に設定された撮影スライス断面は、通常仰向けに横たわらされた被検体の体の厚み 程又はそれ以下の厚さを持つ。しかし、被検体が膝等を曲げてテーブルに横たわら されている等の場合、折曲がった膝が上記の如く設定された撮影スライス断面力ゝらは み出してしまう場合がある。すなわち、被検体の一部が傾きを持ったり、他の部位に 対して異なる大きさを持つ等の場合、被検体の一部が撮影スライス断面からはみ出し てしまう問題がある。つまり、従来技術は被検体の各部位の配置状況 (被検体が傾い て配置される場合等)が考慮されて ヽな ヽ。
発明の開示
[0005] 本発明の目的は、被検体の広!、範囲又は全身を撮影する MRIにお ヽて、被検体の 各部位によって、配置される方向や大きさに違いがあることに対応させて撮影するこ とが可能な MRI装置及び方法を提供することにある。
[0006] 上記目的を解決するために、本発明の MRI装置は、撮影空間に静磁場を発生させ る静磁場発生手段と、前記撮影空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場発生手段と、 前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を 発生させる高周波磁場発生手段と、前記被検体からの核磁気共鳴信号を検出する 信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用いて画像を再構成する信号処理手 段と、前記画像を表示する表示手段と、前記被検体を載せて前記被検体を撮影空 間に配置するためのテーブルと、前記被検体を載せたテーブルの移動を行うテープ ル移動手段を備え、前記被検体の各撮影部位を前記撮影空間内に連続的あるいは ステップ毎に移動して配置させながら、前記被検体の全体画像を得て磁気共鳴ィメ 一ジングを行う磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体の各部位の傾き及び大きさを検出する検出手段を備え、
該検出手段により検出された前記被検体の各部位の傾き及び大きさは前記表示手 段に表示され、
該表示手段に表示された前記被検体の各部位の傾き及び大きさを表す画像上に、 該傾き及び大きさに合わせて磁気共鳴イメージングを行うための基準情報を入力す る入力手段と、
該入力された基準情報を記憶する記憶手段と、 該記憶手段に記憶されて!、る前記基準情報に基づレ、て撮影の制御を行う制御手 段と、
前記制御の下に行われた撮影により得られた核磁気共鳴信号を合成して前記全 体画像を生成する合成手段を備えたことを特徴としてレ、る。
[0007] 本発明の MRI方法は、上に被検体を横たわらせたテーブルを移動させながら、被 検体の広レ、範囲又は全体を撮影する磁気共鳴イメージングにお!/、て、
(1)前記被検体の各部位の配置状況に応じて基準情報を入力する工程と、
(2)前記基準情報を用いて撮影を行う工程と、
(3)工程 (2)により得られた核磁気共鳴信号を用いて全体画像を合成する工程と を含むことを特徴としてレ、る。
図面の簡単な説明
[0008] [図 1]本発明に係る一般的な MRI装置の概略である。
[図 2](a)は撮影パルスシーケンスの一例、（b)はエコー信号を k空間上に配置した例を 示す図てある。 .
[図 3](a)は被検体と撮影空間との関係がテーブルを動力すのに従ってどのように変ィ匕 するかを示した図、（b)はテーブルを連続的に移動させながら撮影する方法を示す図 である。
[図 4](a)はテーブルに横たわらされた被検体を鉛直方向上側力 見た図、（b)はテ一 ブルに横た'わらされた被検体を真横カゝら見た図、（c)はエコー信号を読み出し傾斜磁 場の方向 (ky方向)に一次元フーリエ変換して得られたハイブリッドデータを示した図、 (d)は位相エンコード量の対応するハイブリッドデータを繋げた例を示す図である。
[図 5]実施例 1における MRIの手順を表すフローチャートを示す図である。
[図 6]撮影ブロックの設定例を示す図である。
[図 7](a)は撮影ブロック内への撮影スライス断面の設定例を示す図、（b)は傾きの異な る撮影ブロックへ移動する際、どのように撮影スライス断面を切り替えるかを示す図、（ c)は実施例 1にお 、て生成した全体画像を示す図である。
[図 8](a)は撮影ブロックがテーブルの移動方向に対して平行な場合な場合にっレ、て 、撮影スライス断面を切り替えて撮影する様子を x-ky平面力 見た図、（b)は撮影プロ
差替え用紙 （規則 26) ックがテーブルの移動方向に対して平行な場合な場合にっ ヽて、撮影スライス断面 を切り替えて撮影する様子を x-z平面力 見た図、（C)は撮影ブロックがテーブルの移 動方向に対して傾斜を持つ場合について、撮影スライス断面を切り替えて撮影する 様子を x-ky平面から見た図、（d)は撮影ブロックがテーブルの移動方向に対して傾斜 を持つ場合な場合にっ ヽて、撮影スライス断面を切り替えて撮影する様子を x-z平面 から見た図である。
[図 9](a)は撮影ブロック毎に角度を異ならせて撮影スライス断面を指定した一例を示 す図、（b)はスラブ 901-1にお 、て計測したエコー信号データをそのまま並べて示した 図 (左側)及び 902-1を読み出し傾斜磁場の印加方向にフーリエ変換して、更に X軸上 での位置を適切にしてハイブリッドデータとして配置した図 (右側)、（c)はスラブ 902-2 において計測したエコー信号データをそのまま並べて示した図 (左側)及び 902-2を読 み出し傾斜磁場印加方向にフーリエ変換して、更に X軸上での位置を適切にしてハ イブリツドデータとして配置した図 (右側)、（d)は図 9(b)及び (c)において得られたハイブ リツドデータに z軸方向の位置情報を加味し、仮想 3次元空間上に配置した図 (左側は スラブ 901-2に対応する図、右側はスラブ 90-1に対応する図。 ), (e)はノ、イブリツドデ ータの補間処理を説明するための図、（Dは異なるスラブによるノ、イブリツドデータを結 合する様子を示す図である。
[図 10](a)は実施例 3における撮影ブロックの設定例を示す図、（b)は実施例 3における 撮影スライス断面及び読み出し傾斜磁場と位相エンコード傾斜磁場の方向の設定例 を示す図、（c)は実施例 3における仮想 3次元ハイブリッド空間上に配置されたノ、イブリ ッドデータの x-ky平面に平行な断面で切った断面図、（d)は実施例 3における仮想 3 次元ハイブリッド空間上に配置されたハイブリッドデータの x-z平面に平行な断面で 切った断面図である。
[図 11]実施例 4におけるフローチャートを示す図である。
[図 12]実施例 4における位置決め画像の表示例を示す図である。
発明を実施するための最良の形態
以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、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け、その繰り返 しの説明は省略する。
[0010] 最初に、本発明に係る一般的な MRI装置の概略を図 1に基づいて説明する。図 1は 本発明の MRI装置の全体構成を示すブロック図である。この磁気共鳴イメージング装 置は、核磁気共鳴 (NMR)現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図 1に示 すように、静磁場発生系 2と、傾斜磁場発生系 3と、送信系 5と、受信系 6と、信号処理 系 7と、シーケンサ 4と、中央処理装置 (CPU)8とを備えて構成される。
[0011] 静磁場発生系 2は、被検体 1の周りの空間にその体軸方向または体軸と直交する方 向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体 1の周りに永久磁石方式または常電 導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されて!、る。
[0012] 傾斜磁場発生系 3は、 X, Υ, Zの 3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル 9と、それぞれ の傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源 10とから成り、後述のシーケンサ 4からの 命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源 10を駆動することにより、 X, Υ, Zの 3 軸方向の傾斜磁場 Gs, Gp, Gf^被検体 1に印加する。より具体的には、例えば X, Y, Zの 、ずれかの 1方向にスライス方向傾斜磁場パルス (Gs)を印加して被検体 1に対す るスライス面を設定し、残り 2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス (Gp)と周 波数エンコード方向傾斜磁場パルス (GDを印加して、エコー信号にそれぞれの方向 の位置情報をエンコードする。あるいは特開平 7-23931号公報に開示されているよう な技術を利用してオブリークな傾斜磁場を印カロしてオブリーク撮影を行うこともある。
[0013] シーケンサ 4は、高周波磁場パルス (以下、「RFパルス」と ヽぅ)と傾斜磁場パルスをあ る所定のノ ルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、 CPU8の制御で動作し、 被検体 1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系 5、傾斜磁場発生 系 3、および受信系 6に送る。
[0014] 送信系 5は、被検体 1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 RFパルスを照射するもので、高周波発振器 11と変調器 12と高周波 増幅器 13と送信側の高周波コイル 14aと力も成る。高周波発振器 11から出力された高 周波パルスをシーケンサ 4からの指令によるタイミングで変調器 12により振幅変調し、 この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器 13で増幅した後に被検体 1に近 接して配置された高周波コイル 14aに供給することにより、電磁波 (RFパルス)が被検 体 1に照射される。
[0015] 受信系 6は、被検体 1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 14bと増幅器 15と直交位相検波器 16と、 A/D変翻 17とから成る。送信側の高周波コイル 14aから 照射された電磁波によって誘起される被検体 1の応答の電磁波 (NMR信号)が、被検 体 1に近接して配置された高周波コイル 14bで検出され、増幅器 15で増幅された後、 シーケンサ 4からの指令によるタイミングで直交位相検波器 16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 17でディジタル量に変換されて、信号処 理系 7に送られる。
[0016] 信号処理系 7は、光ディスク 19、磁気ディスク 18等の外部記憶装置と、 CRT等からな るディスプレイ 20とを有し、受信系 6からのデータが CPU8に入力されると、 CPU8が信 号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体 1の断層画像をディ スプレイ 20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク 18等に記録する。
[0017] 操作部 25は、 MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系 7で行う処理の制御情報 を入力するもので、トラックボール又はマウス 23、及び、キーボード 24から成る。この操 作部 25はディスプレイ 20に近接して配置され、操作者がディスプレイ 20を見ながら操 作部 25を通してインタラクティブに MRI装置の各種処理を制御する。
なお、図 1において、送信側及び受信側の高周波コイル 14a, 14bと傾斜磁場コイル 9は、被検体 1の周りの空間に配置された静磁場発生系 2の静磁場空間内に設置され ている。
[0018] 現在 MRI装置の撮影対象スピン種は、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プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和 現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能 力^次元もしくは 3次元的に表示される。
[0019] 次に、本発明における撮影パルスシーケンスの一例を説明する。図 2(a)はダラディ ェントエコーパルスシーケンスである。図 2(a)において、 RF, Gs, Gp, Gr, AD/echoは それぞれ、 RFパルス、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、読み出し傾 斜磁場の印加、 AD変換の実行/エコー信号の計測を表す軸であり、 201は RFパルス 、 202はスライス選択傾斜磁場パルス、 203は位相エンコード傾斜磁場パルス、 204は 読み出し傾斜磁場パルス、 205は AD変換を行うサンプリングウィンド、 206は計測され るエコー信号を示す。
[0020] エコー信号の計測は、時間間隔 208(繰り返し時間 TR)で繰り返し実行され、各ェコ 一信号は RFパルス 201の印加より時間 207(エコー時間 TE)の後に発生する。取得さ れたエコー信号 206は、図 2(b)に示す k空間 209に配置される。図 2(b)の横軸 kxは、図 2(a)におけるエコー信号のサンプリングウィンド 205の時間に相当し、縦軸 kyは図 2(a) における Gp軸において位相エンコード傾斜磁場パルス 203により印加された位相ェ ンコード量 (波形の面積)に相当する。
[0021] 次に、本発明において、テーブルを MRI装置のガントリ内で連続的に移動させなが ら被検体の広い範囲又は全身を撮影する MRIの概念図を図 3を用い説明する。 先ず図 3(a)は、被検体と撮影空間との関係がテーブルを動かすのに従ってどのよう に変化するかを示した図である。ただし、図 3(a)において 301は撮影空間、 302はテー ブルである。被検体 1はテーブル 302上に載置されていて、テーブル 302は X軸方向に 自由にテーブル移動手段 (図示せず。）により移動されるようになっている。テーブル 3 02が移動されることにより撮影空間 301と被検体 1との位置関係が変わり、そのことによ り異なる被検体の部位の画像を取得できるようになつている。例えば、 Aで示された位 置関係の場合では、被検体の胸部が撮影され、 Bあるいは Cで示された位置関係の 場合には、腹部、脚部がそれぞれ撮影される。
[0022] また、図 3(b)はテーブルを連続的に移動させながら撮影する方法を説明するための 図である。本方法では、通常テーブルの移動速度は位置 A,位置 B,位置 C等の全期 間 304を通じて一定である。
[0023] 本方法における画像再構成では、連続的に移動される各テーブル位置において 得られたエコー信号を用いて行う。次に図 4を用いて、図 3(b)のようにテーブルを連続 的に移動させながら行う撮影方法の詳細 (画像再構成方法等)を説明する。ただし、 図 4はテーブル 302の移動方向と平行な方向に撮影スライス断面が設定された場合 の例である。以下、図 4(a)〜(d)を用い順に説明する。
[0024] 先ず図 4(a)は、テーブル 302に横たわらされた被検体を鉛直方向上側力 見た図で あり、図 4(b)は真横力も見た場合である。図 4(a)及び (b)において 401-1及び 401-2は、 撮影視野が 401-1から 401-2へ移ることを示している。より具体的には、テーブル 302 が X方向の +の方向へ移動することによって、撮影視野が 401-1から 401-2へ移り、撮 影視野は被検体に対して X方向へ一の方向に移動するようになっている。
[0025] 更に、本撮影方法において各エコーの収集の際に印加される読み出し傾斜磁場パ ルスの方向は、テーブルの移動方向と平行であり、強度は一定である。一方各ェコ 一の収集のために印加される位相エンコード傾斜磁場パルスは、方向がテーブルの 移動方向に直交する水平な方向 (図 4(a)で示された y方向)であり、各エコー収集時に 印加される位相エンコード量は、再帰的に変化される。そして、得られたエコー信号 を読み出し傾斜磁場の方向 (kx方向)に一次元フーリエ変換すると、図 5(c)に示す様 なノ、イブリツドデータ (k空間を 1方向にのみフーリエ変換したデータ)が得られる。図 5( c)におけるハイブリッドデータでは横軸がテーブル移動方向の位置を表す X軸であり 、それぞれの位置に配置されている。
また、縦軸はテーブルの移動方向に直交する水平な方向への位相エンコード量で あり、各エコー信号を読み出し方向 (kx方向)に一次元フーリエ変換したものがそれぞ れの位置に配置されて!、る。
[0026] 位相エンコード量は再帰的に変化されるので、データ 402-1〜402-8それぞれはデ ータ 402-9〜402-16にそれぞれ対応して繋がるようになつている。そこで、図 4(c)にお いて 402-1に対して 402-9、 402-2に対して 402-10等をそれぞれ対応させて繋げると 図 5(d)に示すようにデータ 403-1〜403-8なる。図 4(d)において 403-1〜03-8はそれぞ れ位相エンコード量の異なるデータであるので、 ky方向にフーリエ変換すると最終的 な画像が得られる (より詳細な説明は非特許文献 1参照。 )。
[0027] 以上の様なテーブルの連続移動による撮影では、テーブル移動速度をパルスシー ケンスの実行 (例えば、繰り返し時間等のパラメータ)に対応させて制御させたり、ある いは逆に、パルスシーケンスの実行 (例えば、繰り返し時間等のパラメータ)をテープ ル移動速度に対応させて制御することが、撮影領域が断絶されることなく上記ハイブ リツドデータを結合するために必要である。
また、以上の様なテーブルの連続移動による撮影では、一枚で被検体のテーブル 移動方向の広範囲な画像を得ることができる。また、テーブルをステップ的に移動さ せる方法のように、ステップ毎に撮影した画像を接合する工程がないので、接合の際 に生じる位置ずれが生じなくなるといった利点もある。
実施例 1
[0028] 本発明の実施例 1を図 5のフローチャート及び図 6〜図 8、図 9(a)を用い説明する。本 実施例は、図 3(b)及び図 4で示されて ヽるようにテーブル移動による連続撮影を行う 場合において、被検体の各部位の配置状況に対応して、撮影区間を複数の撮影ブ ロックに分割し、撮影ブロック毎に撮影スライス断面の傾き等の設定を変更してデー タを取得し、異なる撮影スライス断面で取得した複数のデータを結合して一つの広範 囲又は全身画像とする実施例である。本実施例では、撮影シーケンスとして、図 2で 示したグラディエントエコーパルスシーケンスを用いる。先ず図 5のフローチャートを用 い順に説明する。
[0029] 図 5のフローチャートによれば、本実施例の撮影手順は、本撮影の前段階として、 撮影ブロックの指定等を行う前準備のステップ群 501と、本撮影を行うステップ群 502と 、本撮影を行った後データの結合等を行う後処理のステップ群 503より成る。以下各 ステップ群内の各ステップを具体的に説明する。
[0030] (ステップ 504)
本撮影の前準備として、撮影ブロックの指定を行う。本ステップでは例えば低空間 分解能の位置決め用のサジタル断面の画像 (仰向けに横たわらされた被検体を横か ら見た画像)をスキヤノグラム等として撮影し、このことによって被検体の各部位が配置 されている傾き及び Zまたは大きさを検出手段により検出し、その画像をディスプレイ 20上に表示する。そして、操作者はディスプレイ 20を見ながら、被検体の各部位 (撮 影対象領域)が配置されている状況 (傾き及び/または大きさ等)に応じて 2以上の撮 影ブロックを、表示されたスキヤノグラム等上に入力する。撮影ブロックの入力は、図 1 におけるトラックボール又はマウス 23やキーボード 24等を用いディスプレイ 20上に長 方形 (矩形)や平行四辺形等を入力することにより行う。ただし、同じ撮影ブロック内で は同じスキャン条件で連続的に撮影されるので、被検体の各部位 (撮影対象領域)の 配置状況に応じてなるべく広い範囲が同じスキャン条件で撮影されるように、設定さ れる撮影ブロックはなるべく大きい方が良いと考えられる。
[0031] 設定された撮影ブロックの一例を図 6に示す。図 6によれば、被検体の上半身はテ 一ブル面に対して水平である力 下半身は膝が折れ曲がつていて、テーブル面に対 して平行でなくなつている。そのため、図 6における撮影ブロックの設定では上半身に 対しては撮影ブロック 601-1と撮影ブロック 601-2がテーブルの移動方向に平行に記 憶手段 (CPU8内に内臓されているメモリ等)により記憶されていて、それらは被検体の 上半身を含むテーブルの移動方向に平行な直方体の領域を有して 、るが、下半身 に対しては撮影ブロック 601-3と撮影ブロック 601-4がテーブル面に平行でなぐ被検 体の足の向きに合わせて傾斜を持たせて記憶手段により記憶されていて、それらは 被検体の足を含むテーブルの移動方向に平行でな 、直方体の領域を有して 、る。
[0032] (ステップ 505)
次に撮影ブロック毎の撮影条件の設定を行う。より具体的には、マルチスライスの枚 数を 4枚とする場合での設定例を図 7(a)に示す。操作者がトラックボール又はマウス 2 3やキーボード 24等を用い各撮影ブロック内の撮影スライス断面の枚数を同一の 4枚 と入力すると、ディスプレイ 20には図 7(a)で示される画面が表示される。図 7(a)によれ ば、撮影ブロック 701-1と撮影ブロック 701-2については、撮影スライス断面がテープ ルの移動方向に対して平行に 4枚ずつ各撮影ブロックにつ 、て設定手段により設定 されている。一方、撮影ブロック 70ト3と撮影ブロック 701- 4では、撮影スライス断面が テーブルの移動方向に対して平行でなぐ撮影ブロック 701-3と撮影ブロック 701-4が 傾 ヽて 、るのに合わせて傾 、て設定されて!、る。本ステップにお 、て設定された撮 影スライス断面の設定情報は、例えば、磁気ディスク 18に一時記憶される。ここで、各 撮影ブロックに 4枚ずつ設定された撮影スライス断面の内最も鉛直方向上側のものを 702-al〜a4とし、 702- al〜a4の鉛直方向一つ下に配置されたものを 702-bl〜b4とし 、 702-bl〜b4の鉛直方向一つ下に配置されたものを 702-cl〜c4とし、 702-cl〜c4 の鉛直方向一番下に配置されたものを 702-dl〜(！ 4とする。（図 7(a)では簡単のため 70 2- al〜a4と 702- bl, 702-cl, 702- dlのみ示した。 )
[0033] 撮影ブロック毎に角度を異ならせて撮影スライス断面を指定した場合の詳細図を図 9(a)に示す。ただし、図 9(a)において X軸はテーブルの移動方向、 y軸は位相ェンコ一 ド傾斜磁場を印加する方向、 z軸は鉛直方向である。図 9(a)によれば、スラブ 901-1で は撮影スライス断面の方向がテーブルの移動方向と平行である力 スラブ 901-2では 撮影スライス断面の方向がテーブルの移動方向に対して傾き Θを持つことがわかる。 ここでスラブとは、 1つの撮影ブロック内に配置された複数個のマルチスライスのセット のことを示す。
[0034] このように撮影スライス断面を設定してグラディエントエコーノ ルスシーケンスを実 行して撮影する場合に、スラブ 901-1の撮影をする際の読み出し傾斜磁場出力を Gx( t)、スライス傾斜磁場出力を Gz(t)とした場合、スラブ 901-2を取得する際の読み出し/ スライス傾斜磁場出力は、次式 1〖こよって表される。
[数 1]
G'ひ） = Gxひ） · cos 0 + G，ひ） · sin θ
- ", (1) Gz' (t) = G2 ( ) · cos Θ + G (t) - sin Θ
[0035] (ステップ 506)
本計測を始めるために、テーブルを初期位置へ移動する。例えば、被検体の頭部 力も撮影を開始する場合には、撮影視野の中央に被検体の頭部が配置されるように 設定する。
(ステップ 507)
テーブルを少しずつ移動させながら撮影を開始する。
(ステップ 508)
テーブルを送りながら行う本撮影にお 、て、テーブルがステップ 504にお 、て設定し た次の撮影ブロックに移動したかを判断する。次の撮影ブロックへ移動した場合には 、ステップ 509へ移動する。次の撮影ブロックへ移動しない場合にはステップ 510へ移 動する。
[0036] (ステップ 509)
テーブルの位置が次の撮影ブロックの位置へ移動して撮影ブロックの配置される傾 き等が変わったり撮影ブロックの大きさが変わったりした場合には、次の撮影ブロック の撮影ができるようにスライス選択の傾斜磁場パルス印加のための設定や、読み出し 傾斜磁場パルス印加のための設定をステップ 505で行ったブロック毎の撮影条件の 設定 (記憶された情報)に基づいて CPU8等の制御手段により変更する。例えば、撮影 ブロックが図 7(a)における 701-2から 701-3へ移動するような場合には、スライス選択の 傾斜磁場の方向及び読み出し傾斜磁場の方向が傾くので、それに合わせてそれぞ れオブリーク傾斜磁場を印加できるようにするための設定変更を行う。より具体的に は、例えばブロック 701-2からブロック 701-3へ移動する際には、図 7(b)x-z平面上に おいて、 703- a2〜703- d2で設定される撮影スライス断面を撮影された後、 703- a3〜7 03-d3で設定される撮影スライス断面について、撮影されるように切り替える。
[0037] ここで、各撮影スライス断面にっ 、て撮影を行う順番は、例えば 703-d2→703-c2→7 03- b2→703- a2→703- a3→703- b3→703- c3→703- d3のようにすれば良い。また、 70 3- a2〜703- d2及び 703- a3〜703- d3で表される各撮影スライス断面は、図 7(b)に示さ れているように一部重複するようにすれば良い。また、撮影ブロックが向きは同じでも 大きさが変わったような場合には、それに合わせて 1回 1回のグラディエントエコーパ ルスシーケンスの実行の際にどの程度ずつスライス選択の傾斜磁場強度を変化させ るか等に関する設定変更を行う。
[0038] (ステップ 510)
スライス選択の傾斜磁場強度、位相エンコード量等を CPU8等の制御手段により逐 次変えて、 1回 1回のグラディエントエコーパルスシーケンスの実行を行う。より具体的 には、本実施例における本撮影では、テーブルを少しずつ動力しながら、また、ェコ 一信号を収集する撮影スライス断面の位置等を 1つずつ変更させて、グラディエント エコーパルスシーケンスを実行する。テーブルはある予め決められた所定の移動速 度で動力されるようになつていて、 RFパルス (図 2(a)における 201)の照射周波数とスラ イス選択の傾斜磁場 (図 2(a)における 202)の強度等を順次変えて、順次グラディエント エコーパルスシーケンスを行うことにより、各撮影スライス断面からのエコー信号を順 次収集する。例えば、マルチスライスの枚数が 4枚である場合には、撮影ブロック内の マルチスライスの 4枚 (702- aから 702- dまで)それぞれからエコー信号を順次収集した 後、また 702-aに戻り 702-dまでスライス選択させながら、順次テーブルを送っていくよ うにする。 [0039] ここで、テーブルを送りながらどの位置の撮影スライス断面を撮影するかの手順に 関する説明を図 8を用い行う。ただし、図 8において (a)と (b)は図 7(a)における 701-1あ るいは 701-2のように撮影ブロックの配置された方向がテーブルの移動方向に対して 平行な場合の例であり、図 8(c)と (d)は図 7(a)における 701-3あるいは 701-4のように撮 影ブロックの配置された方向がテーブルの移動方向に対して平行でなく傾斜を持つ 場合の例である。そして、図 8において (a)と (c)は横軸がテーブルの移動方向の位置 X 、縦軸が位相エンコード量の x-ky(x-PE)平面を示し、（b)と (d)は横軸がテーブルの移 動方向の位置 x、縦軸が鉛直方向のスライス位置 zを表す x-z平面を示している。また 、図 8(b)と (d)は、図 8(a)と (c)における A-A'断面で切断したところを示している。
[0040] 下記に示すグラディエントエコーパルスシーケンスの実行では、図 8(a)における 801 -1の位置において、図 8(b)の断面における 801-la, 801-lb, 801-lc, 801-ldの順に 順次撮影を行 、、次に位相エンコード量を 1ステップ増力！]させて図 8a)の x-ky平面上 における 801- 2の位置に移り図 8(b)の 801- la, 801-lb, 801-lc, 801- Idと z方向に同 じ高さの撮影スライス断面の撮影を順次行い、その後順次、位相エンコード量を 1ス テツプ増加させて図 8(a)における矢印 802に従って 801-7まで撮影を行う。 801-7まで 終了したら位相エンコード量 801-1と同じ量まで戻し、図 8(a)の x-ky断面の 801-8の位 置の撮影スライス断面にっ 、て撮影を行 ヽ、その後位相エンコード量を 1ステップず つ増加させて矢印 803に従って撮影するようにする。
[0041] 撮影ブロックがテーブルの移動方向に対して傾 、て 、る図 8(c)及び (d)の場合も同 様であり、図 8(c)における 804-1の位置において、図 8(d)の断面における 804-la, 804 -lb, 804-lc, 804-ldの順に順次撮影を行い、次に位相エンコード量を 1ステップ増 加させて図 8(c)の x-ky平面上における 804-2の位置に移り図 8(c)の 804-la, 804-lb, 804-lc, 804-ldと z方向に同じ高さの撮影スライス断面の撮影を順次行い、その後順 次、位相エンコード量を 1ステップずつ増加させて図 8(c)における矢印 805に従って 80 4-7まで撮影を行 、、 804-7まで終了したら位相エンコード量 804-1と同じ量まで戻し、 図 8(c)の x-ky断面の 804-8の位置の撮影スライス断面にっ 、て撮影を行!ヽ、その後 位相エンコード量を 1ステップずつ増力 []させて矢印 806に従って撮影するようにする。
[0042] (ステップ 511) テーブルが最終的に移動される位置に到達し、必要なエコー信号を全て収集でき たかを判断し、すべてのエコー信号が収集できたならばステップ 512へ、すべてのェ コー信号が収集できて 、なければ、ステップ 508へ移動する。
(ステップ 512)
各ブロックで取得されたエコー信号データを磁気ディスク 18から CPU8内のメモリー に読み込み、 CPU8内の合成手段により結合処理する。
結合の方法は図 4(d)で説明した方法に準じて行う。つまり、取得されたエコー信号 データを X方向 (テーブル移動方向)に一次元フーリエ変換した後に、図 7(a)において 配置された撮影ブロックに沿って合成手段内の CPU8内に配置された接続手段によ り繋ぎ合わせる。例えばこの接続は、接続されるデータ間の空間的な位置配置が合う ように各撮影ブロック 4スライス配置されている撮影スライス断面のうち一番上のもの 70 2-al〜702-dlを繋ぎ合わせて 704-aとし、撮影スライス断面のうち鉛直方向 702-al〜 702-dlの下にある 702-al〜702-dlを繋ぎあわせて 704-bとし、撮影スライス断面のう ち鉛直方向 702- al〜702- dlの下にある 703- al〜703- dlを繋ぎあわせて 704- cとし、 撮影スライス断面のうち鉛直方向 703- al〜703- dlの下にある 704- al〜704- dlを繋ぎ 合わせて 704-dとし、図 4(d)で説明したようなハイブリッドデータを生成する。
[0043] (ステップ 513)
ステップ 512で結合されたデータ (704-a〜704-d)を位相エンコード方向 (図 4(d)にお ける ky方向)にフーリエ変換して全体画像を作成する。この演算は、 CPU8内で行い、 得られた結果を図 7(c)に示す。ハイブリッドデータ 704-a〜704-dに対応して全体画像 705-a〜705-dが示されている。図 7(c)によれば、本実施例では撮影スライス断面を オブリークさせる部分を設けたために、膝部と足先部で画像が途切れること無く連続 画像として示されている。
[0044] (ステップ 514)
全体画像作成ステップ 513で作成された全体画像を、例えばディスプレイ 20に表示 する。また、全体画像データは、磁気ディスク 18内に一時記憶される。
[0045] 以上説明したように、実施例 1では、撮影対象部位の配置状況 (傾き等)に対応させ て撮影断面を最適に設定することができる。 実施例 2
[0046] 本発明の実施例 2を図 9を用い説明する。ただし、本実施例は、設定した撮影ブロッ クがテーブルの移動方向に平行なものと、平行でない傾きを持つものがある場合に ついての実施例である。本実施例は、平行でない傾きを持つ撮影ブロックカゝら得られ たハイブリッドデータにデータ補間処理を行! 、、テーブルの移動方向に平行に配置 された格子上の値を求めた後、各撮影ブロック間のデータ補間処理後のハイブリッド データを正しく接続し、位相エンコード方向にフーリエ変換して最終的な画像を得る 実施例である。また、本実施例は実施例 1の図 5に示されたフローチャートとステップ 5 11のみ異なりステップ 51 laとしたので、その部分のみ説明を行う。
[0047] (ステップ 511 a)
本ステップでは先ず、それぞれのスラブで取得したエコー信号データを読み出し傾 斜磁場印加方向にそれぞれフーリエ変換して、ハイブリッドデータを作成する。図 9(b )及び図 9(c)を用いその様子を説明する。図 9(b)において左側の 902-1は図 9(a)にお けるスラブ 901-1にお 、て計測したエコー信号データをそのまま並べたものであり、右 側の 903-1は 902-1を読み出し傾斜磁場の印加方向にフーリエ変換して、更に X軸上 での位置を適切にしてハイブリッドデータとして配置したものである。また、図 9(c)にお いて左側の 902-2は図 9(a)におけるスラブ 901-2において計測したエコー信号データ をそのまま並べたものであり、右側の 903-2は 902-2を読み出し傾斜磁場印加方向に フーリエ変換して、更に X軸上での位置を適切にしてハイブリッドデータとして配置し たものである。図 9(b)及び (c)で右側に配置したノヽイブリツドデータによれば、各ハイブ リツドデータはテーブルの移動に合わせて少しずつずれていることがわかる。
[0048] 次に図 9(b)及び (c)にお 、て得られたノヽイブリッドデータに z軸方向の位置情報を加 味し、仮想 3次元空間上に配置すると、例えば図 9(d)のようになる。図 9(d)では左側が スラブ 901-2に対応するものであり、右側はスラブ 901-1に対応するものである。右側 のようにスラブ 901-1がテーブルの移動方向に対して平行の場合には、ハイブリッド データがテーブルの移動方向に平行に配置された格子上に載るので、特別な変換 はする必要はな 、が、左側のようにスラブ 901-2がテーブルの移動方向に対して傾!ヽ ている場合には、補間処理を行い、テーブルの移動方向に平行に配置された格子 上の値を計算する必要がある。
[0049] 図 9(e)は、図 9(d)における点線 904上の一部分を拡大して示した図であり、実線 905- 1及び 905-2はスラブ 901-2における撮影スライス断面、 906-1〜906-7は撮影スライス 断面上のデータ、 907-1〜907-5はテーブルの移動方向に平行に配置された格子の 一部である。
図 9(e)に示されたような例では、撮影スライス断面上のデータの位置とテーブルの 移動方向に平行に配置された格子点の位置が一致しないことが多い。そこで、格子 上の点を補間により求める。この補間の処理は 907-1から 907-5までのそれぞれにつ いて求める力 本実施例では 907-3に例をとつて説明する。
[0050] 格子点 907-3上の値を求める場合には、所定の範囲を例えば正方形の 908として定 め、その範囲内の撮影スライス断面上のハイブリッドデータを用い CPU8内に内臓さ れた補間手段により補間処理を行う。図 9(e)で示された例では、 906-2, 906-3, 906- 5を用い次式 2の計算式を用い計算を行う。
[数 2]
^ )
Figure imgf000018_0001
[0051] 式 2にお!/、て、 P(m)は m番目（1≤ m≤ M： Mは格子点の総数)の格子点 907-3を表し、 N(m)は m番目の格子点の周囲にある有効範囲内のデータ数、 D(m, n)は m番目の注 目格子点の周りの有効範囲内の n番目の計測データの値、 r(m, n)は注目格子点 mの 位置と計測データ nの位置との間の距離、 W(r(m, n))はその距離に応じた重み関数で ある。重み関数 W(r)の例としては、次式 3で表される Sine関数を用いることが考えられ る (ここでひは任意の距離)。
[数 3]
Figure imgf000019_0001
[0052] 図 9(1)における左側の 909は、上述した様にスラブ 901-2におけるハイブリッドデータ を補間によって格子点上のデータに直したものを x-ky平面上に表したものである。 図 9(1)における 909はスラブ 901-1において求めたハイブリッドデータ 903-1と結合で きるようになって!/、て、結合すると図 9(1)の右側のようになる。
図 9(1)の右側のように結合されたノ、イブリツドデータを更に ky方向にフーリエ変換を 行うと、最終的な全体画像が得られる。
[0053] 以上説明したように、第 2の実施例では、撮影ブロック毎に傾きを異ならせて撮影ス ライス断面を指定しても、位置情報を用いて補間処理を行ったデータを結合すること により、全体画像の空間情報を正しくさせて再構成することができる。
実施例 3
[0054] 本発明の実施例 3を図 10を用い説明する。本実施例は実施例 1における図 5のフロ 一チャートとステップ 504とステップ 505、ステップ 511のみ異なりステップ 504b、ステツ プ 505b、ステップ 51 lbとなるので、その部分のみ説明を行う。本実施例は撮影ブロッ ク間で、それらの大きさや、各撮影ブロック内に配置される撮影スライス断面の方向 及び読み出し傾斜磁場を印加する方向を異ならせて行う撮影方法である。以下、本 実施例におけるステップ 504b, 505b及びステップ 51 lbを順に説明する。
[0055] (ステップ 504b)
本ステップにおける撮影ブロックの設定では、各撮影ブロック毎に大きさを異ならせ る。本ステップにおける設定例を図 10(a)に示す。図 10(a)によれば、被検体の胸部と 腹部を撮影するために鉛直方向 (z方向)に厚さの大きい 1001-1が設定されていて、 被検体の脚部を撮影するために鉛直方向 (z方向)に厚さの小さい 1001-2が設定され ている。
[0056] (ステップ 505b)
本実施例における撮影スライス断面の設定では、撮影ブロック毎に撮影スライス断 面の設定方向を異ならせ、更に各撮影スライス断面で撮影のために印加する読み出 し傾斜磁場の方向も変える。
本設定における撮影スライス断面及び読み出し傾斜磁場や位相エンコード傾斜磁 場の方向の設定例を図 10(b)に示す。図 10(b)によれば、撮影ブロック 1001-1では撮 影スライス断面力 軸方向に垂直に設定されており、読み出し傾斜磁場の方向力 軸 方向であり、位相エンコード傾斜磁場の方向が y軸方向であり 1002-1示されているよ うになつているのに対して、撮影ブロック 1001-2では撮影スライス断面が z軸方向に垂 直に設定されており、読み出し傾斜磁場の方向が X軸方向であり、位相エンコード傾 斜磁場の方向力 ^軸方向であり 1002-2で示されて!/、るようになって!/、る。
[0057] (ステップ 5 l ib)
本実施例におけるステップ 511bでは、取得されたエコー信号データを読み出し傾 斜磁場を印カ卩した方向に 1次元フーリエ変換する。そして、得られたデータを仮想 3次 元ハイブリッド空間上に配置すると、図 10(c)及び図 10(d)のようになる。ただし、図 10(c )は仮想 3次元ハイブリッド空間上に配置されたハイブリッドデータの x-ky平面に平行 な断面で切った断面図を示した図であり、図 10(d)はハイブリッドデータの x-z平面に 平行な断面で切った断面図を示した図である。また、図 10(c)は z軸方向に任意の位 置についてのデータであり、図 10(d)は ky軸方向に任意の位置についてのデータで あり、図中点および実線は、 1つのエコー信号力も生成したノ、イブリツドデータに対応 し、図中矢印は各ハイブリッドデータを生成するためのエコー信号を収集した時間的 な順序を表す。
[0058] テーブルは計測中少しずつ X軸の +方向に動いているので、各エコー信号によって 得られるノ、イブリツドデータも少しずつ X軸の—の方向に移動している。また、撮影ブ ロック 1001-1では撮影スライス断面が y-z平面であるので、ハイブリッドデータの図 10( c)の x-ky平面上での配置は点状となるが、図 10(d)の x-z平面上では線上となる。一 方、撮影ブロック 1001-2は撮影スライス断面が x-y平面であるので、ハイブリッドデー タの図 10(c)の x-ky平面上での配置は線状となるが、図 10(d)の x-z平面上での配置は 線上となる。
[0059] (ステップ 512b) 図 10(c)及び (d)に示された仮想 3次元ノ、イブリツド空間上に配置されたデータを基に データ補間処理を行 、、ハイブリッドデータの予め定められた格子上での値を求める 。例えば、図 10(c)及び (d)において点線で示した格子上の点についての値をそれぞ れ求めてハイブリッド補間データとする。更に、ハイブリッド補間データを ky方向にフ 一リエ変換を行うことで、最終的な全体画像が得られる。ただし、図 10(d)においてハ イブリツド補間データは 1003-2と 1003-3の z軸方向の位置に対応するデータがないの で、その部分は 0の値を持つデータで穴埋めをすれば良いと考えられる。
[0060] 以上説明したように、第二の実施例では、撮影ブロック間で読み出し方向を異なら せて撮影しても、位置情報を整合させてデータを結合することにより、全体画像の空 間情報が正しくなるようにして再構成をすることができる。本実施例は、被検体の撮影 部位によってより良 、画像を得るために、異なる撮影方法で撮影した方が良 、場合 に有用な方法である。
実施例 4
[0061] 本発明の実施例 4を図 11のフローチャート及び図 12を用い説明する。ただし、本実 施例はテーブル移動により連続的に被検体の撮影を行って ヽる最中に、撮影スライ ス断面をリアルタイムに変更する実施例である。次に図 11のフローチャートを用い説 明する。ただし、図 11は実施例 1の図 5と比較してステップ群 501がなぐ代わりにステ ップ 1108及び 1109があるので、異なるステップ 1108及び 1109のみを説明する。
[0062] (ステップ 1108)
本ステップでは撮影中に、グラフィックユーザインターフェイス等を用いて撮影スライ ス断面の傾き等をリアルタイムに変更する力。変更する場合はステップ 1109へ、変更 しな 、場合はステップ 510へ移動する。
[0063] (ステップ 1109)
撮影スライス断面の傾き等の撮影条件の変更をリアルタイムに入力する。その様子 を図 12を用いて説明する。図 12は、ディスプレイ 20上に表示された被検体の位置決 め画像 (例えば、仰向けに横たわらされた被検体を横力も見た図)を示している。図 12 において、 1201は被検体、 1202-1及び 1202-2は撮影スライス断面を表すボックスで ある。本実施例において撮影スライス断面を表すボックスは現在撮影中の位置と、過 去に撮影した位置と、これから撮影する位置とを区別して表示されるようになって 、る
[0064] 例えば、図 12(a)の場合には、 1202-1で示した実線のボックスはそのボックス内の撮 影スライス断面が撮影中であることを示して ヽて、 1202-2で示した点線のボックスはそ のボックス内の撮影スライス断面を次に撮影することを示して ヽる。時間の経過ととも にテーブルが動力ゝされると、撮影スライス断面は被検体の腹部方向に移動され、それ につれて被検体の位置決め画像の腹部側が表示されるようにある。図 12(b)は図 12(a )の時より所定の時間経過した後の位置決め画像を示していて、ボックス 1202-2が実 線になり撮影中のボックスになっている。図 12(b)のタイミングでは、次に撮影するボッ タス 1202-3を、被検体の脚が傾きに合わせて傾力せて配置するように入力する。この 入力のためには、図 1におけるトラックボール又はマウス 23やキーボード 24等を用いる
[0065] 図 2(b)のタイミングより更に撮影が進行した結果が図 12(c)である。図 12(c)によれば、 1202-2は撮影中のボックスになり実線になっている。図 12(c)のタイミングでは、次に 撮影するボックス 1202-4を、被検体の脚が傾 、て 、るのに合わせて傾かせて配置す るように入力する。
ステップ 510ではステップ 1109等で入力された撮影条件等の変更に基づいてシー ケンスの実行を行う。
以上の操作を撮影が終わるまで繰り返すことで、撮影中に任意に撮影スライス断面 を更新できる。
[0066] 本実施例では、撮影中にステップ 1108において次に撮影するボックスを傾カゝせて 設定した場合には、その入力情報を基に、次のボックスの撮影ができるようにステップ 1109においてオブリーク傾斜磁場を印加等するための設定を行い、ステップ 510でそ の傾きに合わせてグラディエントエコーパルスシーケンスを行うことができるようにした 。そのため、テーブル移動により連続的に被検体の撮影を行っている最中に、撮影ス ライス断面をリアルタイムに変更することが可能となった。
[0067] 本発明は上記実施例に限定されるものではなぐ本発明の要旨を逸脱しない範囲 で種々に変形して実施できる。例えば、本実施例では、グラディエントエコーノ ルス シーケンスで撮影する場合を示したが、他のシーケンスも適用できる。また、データ結 合処理を全計測終了後に行う場合を示したが、計測中でも必要なデータがそろった 時点で直ちに結合処理を行うことも可能である。
[0068] 更に、撮影中の断面変更の回数として、 2回あるいは 3回の場合を示したが、変更回 数はこれに限定されない。また、本実施例では 3次元的なデータ取得方法として、マ ルチスライスで計測する場合を示したが、スライス方向にエンコード傾斜磁場を用い て 3次元計測を行うことも可能である。
[0069] また、上記実施例では、撮影ブロック間であるいはボックス間でそれぞれの傾きをテ 一ブルの移動方向に対して異ならせることがある力 それぞれの撮影ブロックあるい はそれぞれのボックスで得られたデータによりハイブリッドデータ等をうまく接続させる ためには、それぞれの撮影ブロックあるいはそれぞれのボックスで収集するエコー信 号の領域を一部重複させるようにすると、接続の際の断絶がなく好適になると考えら れる。
[0070] また、上記実施例ではテーブルを連続的に移動させる非特許文献 1に開示されて いるような場合について、本発明はテーブルをステップ毎に移動させて撮影する特 許文献 1のような場合に適用できることは言うまでもない。
[0071] また、データの補間の際に用いた重み関数は Sine関数でなくても良ぐ Kaiser Bess el関数等の他の関数を用いても良 、ことは言うまでもな!/、。
また、被検体の各部位が配置されて 、る傾きや大きさを検出するためにスキヤノグ ラム等を撮影しなくても良ぐカメラ等を用いて被検体を横カゝら撮影しても良い。 また、被検体の各部位が配置されている状況に対応させるために撮影ブロックを複 数個入力しなくても良ぐ直線や折れ線、曲線を用いても良い。
また、テーブルの移動速度は一定でなくても良ぐ上記撮影を好適に行うために途 中 (例えば、図 8(c)にお 、て 804-7から 804-8へ移る場合等)で速度に緩急をつけたり 、途中で停止させたりしても良いことは言うまでもない。

Claims

請求の範囲
[1] 撮影空間に静磁場を発生させる静磁場発生手段と、前記撮影空間に傾斜磁場を 発生させる傾斜磁場発生手段と、前記撮影空間に配置される被検体に核磁気共鳴 を起こさせるために高周波磁場を発生させる高周波磁場発生手段と、前記被検体か らの核磁気共鳴信号を検出する信号受信手段と、検出した核磁気共鳴信号を用い て画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段と、前記被検体 を載せて前記被検体を撮影空間に配置するためのテーブルと、前記被検体を載せ たテーブルの移動を行うテーブル移動手段を備え、前記被検体の各撮影部位を前 記撮影空間内に連続的ある 、はステップ毎に移動して配置させながら、前記被検体 の全体画像を得て磁気共鳴イメージングを行う磁気共鳴イメージング装置において、 前記被検体の各部位の傾き及び大きさを検出する検出手段を備え、
該検出手段により検出された前記被検体の各部位の傾き及び大きさは前記表示手 段に表示され、
該表示手段に表示された前記被検体の各部位の傾き及び大きさを表す画像上に、 該傾き及び大きさに合わせて磁気共鳴イメージングを行うための基準情報を入力す る入力手段と、
該入力された基準情報を記憶する記憶手段と、
該記憶手段に記憶されて 、る前記基準情報に基づ!/、て撮影の制御を行う制御手 段と、
前記制御の下に行われた撮影により得られた核磁気共鳴信号を合成して前記全 体画像を生成する合成手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[2] 前記検出手段は、前記被検体の全体を表す位置決め画像を撮影することにより検 出し、
前記位置決め画像は前記表示手段に表示され、
前記入力手段は位置決め画像上に前記基準情報を入力し、
前記制御手段は前記基準情報基づき撮影が行えるように、前記傾斜磁場発生手 段や高周波磁場発生手段による前記傾斜磁場や高周波磁場の発生の制御を行い、 前記信号受信手段による前記核磁気共鳴信号の検出の制御を行うことを特徴とす る請求項 1記載の磁気共鳴イメージング装置。
[3] 前記基準情報は、前記位置決め画像上に複数個の領域情報として入力されること を特徴とする請求項 2記載の磁気共鳴イメージング装置。
[4] 前記領域情報は、前記表示手段上に前記被検体の各部位を含む複数個の直方 体の領域を表す矩形として入力され表示されることを特徴とする請求項 3記載の磁気 共鳴イメージング装置。
[5] 前記矩形は、前記各部位の傾きに沿って配置されることを特徴とする請求項 4記載 の磁気共鳴イメージング装置。
[6] 前記入力手段は、前記直方体の領域内への複数枚の撮影スライス断面の設定を 入力することを特徴とする請求項 4あるいは 5記載の磁気共鳴イメージング装置。
[7] 前記複数枚の撮影スライス断面は、前記傾きに沿って設定されることを特徴とする 請求項 6記載の磁気共鳴イメージング装置。
[8] 前記複数枚の撮影スライス断面の数は、各直方体の領域それぞれにつ 、て同数で あり、前記合成手段は、前記全体画像を生成するために、前記各直方体の領域内の 前記各撮影スライス断面より発生した前記核磁気共鳴信号を処理して得られたデー タを順次繋ぎ合わせる接続手段を備えたことを特徴とする請求項 7記載の磁気共鳴 イメージング装置。
[9] 前記データは前記核磁気共鳴信号を一次元フーリエ変換して得られたハイブリッド データであり、前記接続手段は、接続部の空間的な位置情報を考慮して、異なる直 方体の領域間の前記ハイブリッドデータを繋ぎ合せることを特徴とする請求項 8記載 の磁気共鳴イメージング装置。
[10] 前記合成手段は、前記テーブルの移動方向に対して傾きを持って配置された撮影 スライス断面によるハイブリッドデータに補間処理を行 、、前記移動方向に平行に配 置された格子上のデータを求める補間手段を備えたことを特徴とする請求項 9記載の 磁気共鳴イメージング装置。
[11] 前記複数個の領域情報は、互いに大きさの異なるものを含むことを特徴とする請求 項 3〜9の何れかに記載の磁気共鳴イメージング装置。
[12] 前記複数個の領域情報間で、前記撮影スライス断面の設定される方向あるいは読 み出し傾斜磁場を印加する方向が互いに異なるものを含むことを特徴とする請求項 6 記載の磁気共鳴イメージング装置。
[13] 上に被検体を横たわらせたテーブルを移動させながら、被検体の広 ヽ範囲又は全 体を撮影する磁気共鳴イメージングにお 、て、
(1)前記被検体の各部位の配置状況に応じて基準情報を入力する工程と、
(2)前記基準情報を用いて撮影を行う工程と、
(3)工程 (2)により得られた核磁気共鳴信号を用いて全体画像を合成する工程と を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
[14] 前記工程 (1)の前に、
(4)前記被検体の全体を表す位置決め画像を撮影する工程を含み、
前記工程 (2)における基準情報の入力は前記位置決め画像上に行うことを特徴とす る請求項 13記載の磁気共鳴イメージング方法。
[15] 前記工程 (1)は、
(5)前記位置決め画像上に前記被検体の各部位を含む複数個の領域を表す領域 情報を入力する工程と、
(6)前記複数個の領域情報内に撮影スライス断面の設定のための情報を入力する 工程と
を含むことを特徴とする請求項 13又は 14記載の磁気共鳴イメージング方法。
[16] 前記工程 (2)は、
(7)前記テーブルを移動させながら、次に核磁気共鳴信号を得るために撮影を行う 前記撮影スライス断面が、異なる前記領域へ移動したかを判断する工程と、
(8)前記工程 (7)における判断に応じて適切な傾斜磁場や高周波磁場の印加や核 磁気共鳴信号の検出のための設定を行う工程と、
(9)前記工程 (8)においてされた設定に従って撮影を行う工程
を含むことを特徴とする請求項 13〜15の何れかに記載の磁気共鳴イメージング方法
[17] 前記工程 (3)は、
(10)前記工程 (2)によって得られた核磁気共鳴信号を 1次元フーリエ変換する工程と (11)前記工程 (10)によって 1次元フーリエ変換して得られたデータに、それらの空間 的な情報を付加してハイブリッドデータとして配置する工程と、
(12)前記ハイブリッドデータを位相エンコード傾斜磁場印加方向にフーリエ変換し て
全体画像を生成する工程
を含むことを特徴とする請求項 13〜16の何れかに記載の磁気共鳴イメージング方法
[18] 前記領域情報及び撮影スライス断面は前記各部位の傾きに沿って配置されること を特徴とする請求項 15〜17の何れかに記載の磁気共鳴イメージング方法。
[19] 前記複数枚の撮影スライス断面の数は、各領域それぞれについて同数であり、 前記工程 (3)は、
(13)前記全体画像を生成するために、前記各領域内の前記各撮影スライス断面より 発生した前記核磁気共鳴信号を処理して得られたデータを順次繋ぎ合わせる工程 を含むことを特徴とする請求項 15〜18の何れかに記載の磁気共鳴イメージング方法
[20] 前記データは前記核磁気共鳴信号を一次元フーリエ変換して得られたハイブリッド データであり、前記工程 (13)は、接続部の空間的な位置情報を考慮して、異なる直方 体の領域間の前記ハイブリッドデータを繋ぎ合せることを特徴とする請求項 19記載の 磁気共鳴イメージング方法。
[21] 前記工程 (3)は、
(14)前記テーブルの移動方向に対して傾きを持って配置された撮影スライス断面に よるハイブリッドデータに補間処理を行 、、前記移動方向に平行に配置された格子 上のデータを求める工程
を含むことを特徴とする請求項 20記載の磁気共鳴イメージング方法。
[22] 前記複数個の領域情報は、互いに大きさの異なる矩形を含むことを特徴とする請 求項 15〜21の何れか〖こ記載の磁気共鳴イメージング方法。
[23] 前記複数個の直方体の領域間で、前記撮影スライス断面の設定される方向あるい は読み出し傾斜磁場を印加する方向が互いに異なる矩形を含むことを特徴とする請 求項 13〜17の何れか〖こ記載の磁気共鳴イメージング方法。
前記矩形は、前記被検体の各部位を含む直方体の領域であることを特徴とする請 求項 22〜23の何れか〖こ記載の磁気共鳴イメージング方法。
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