WO2006064582A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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    • G01R33/56509—Correction of image distortions, e.g. due to magnetic field inhomogeneities due to motion, displacement or flow, e.g. gradient moment nulling

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus for imaging a coronary artery.
  • the method that has become mainstream now is called the navigator eco method (see Patent Document 2), and is the following method.
  • the movements that are problematic in obtaining the image information of the heart are mainly the movement of the heart itself and the movement due to breathing. Since it is difficult to obtain high-resolution images that can evaluate coronary arteries in several tens of seconds at the current MRI speed, it is necessary to eliminate the effects of these two movements.
  • the heart movement is usually dealt with by acquiring data for several tens of msec in synchronization with the ECG (electrocardiogram).
  • ECG electrocardiogram
  • one-dimensional MR data is taken from a rod-shaped part that is perpendicular to the diaphragm immediately before the above data acquisition, and the positional force of the diaphragm obtained from this data is determined in advance.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 2000-60820
  • Patent Document 2 Japanese Patent Laid-Open No. 2004-57226
  • Patent Document 3 International Publication No. 00Z06245 Pamphlet
  • An object of the present invention is to reduce the influence of the motion of the heart and the motion due to breathing and to improve the time efficiency of data collection in the magnetic resonance imaging apparatus for imaging the coronary artery. .
  • the magnetic resonance imaging apparatus includes a high-frequency magnetic field generator that generates a high-frequency magnetic field for a subject placed in a static magnetic field, and a gradient magnetic field that is superimposed on the static magnetic field.
  • MR data relating to a gradient magnetic field generating unit that generates a magnetic field and a plane that passes through an axis that substantially coincides with the body axis of the subject is collected within a specific period of the heartbeat of the subject, and the surface is defined for each heartbeat.
  • a control unit that controls the high-frequency magnetic field generation unit and the gradient magnetic field generation unit so as to rotate about an axis that substantially coincides with the body axis.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a flowchart showing a processing procedure in the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of a pulse sequence according to the present embodiment.
  • FIG. 4 is a diagram showing a sampling plane on a three-dimensional k-space for collecting data in a specific period of each heartbeat in the present embodiment.
  • FIG. 5 is a flowchart showing a processing procedure in the present embodiment.
  • FIG. 1 shows a schematic configuration of a magnetic resonance imaging apparatus according to the present embodiment.
  • the magnetic resonance imaging apparatus has a magnet unit 1 having a cylindrical opening (diagnostic space).
  • Magnet unit 1 receives a current supply from static magnetic field power supply 2 and generates a static magnetic field HO in the Z-axis direction in the opening.
  • the body axis of the subject P inserted into the opening substantially coincides with the Z axis.
  • the magnet portion 1 is provided with a shim coil 14.
  • the shim coil 14 receives current from the shim coil power supply 15 and generates a correction magnetic field for homogenizing the static magnetic field.
  • a gradient coil unit 3 is disposed inside the magnet unit 1.
  • the gradient coil unit 3 Three sets of X, y, and z coils 3x to 3z are provided to generate gradient magnetic fields to change the magnetic field strength along the intersecting X, ⁇ , and ⁇ axes.
  • the x, y, and z coils 3x to 3z are individually supplied with a current from the gradient magnetic field power source 4, and generate gradient magnetic fields corresponding to the X, Y, and ⁇ axes.
  • the gradient magnetic fields in the three-axis X, ⁇ , and Z directions can be arbitrarily combined to produce a gradient magnetic field in the phase encoding direction.
  • Each direction of Gpe and frequency encoding direction (readout direction) gradient magnetic field Gro can be set arbitrarily.
  • a high frequency magnetic field coil (RF coil) 7 is disposed inside the gradient magnetic field coil unit 3.
  • a transmitter 8T is connected to the RF coil 7 when transmitting a high-frequency magnetic field, and a receiver 8R is connected when receiving an MR signal.
  • the transmitter 8T supplies the RF coil 7 with an RF current pulse having a Larmor frequency for exciting magnetic resonance (NMR).
  • the receiver 8R receives the MR signal (high frequency signal) received by the RF coil 7 and performs various signal processing on the received signal to form corresponding digital data.
  • a sequencer (also referred to as a sequence controller) 5 and a series of operations of the gradient magnetic field power source 4, the transmitter 8 T, and the receiver 8 R are controlled in accordance with the information about the pulse sequence sent from the host computer 6. Thereby, a pulse sequence described later is executed.
  • the pulse sequence information is information necessary for operating the gradient magnetic field power supply 4, the transmitter 8 ⁇ , and the receiver 8R. For example, the waveform of the current supplied to the RF coil 7 and the application timing, and X, y, z It contains information on the pulse current waveform applied to coils 3x to 3z and the application timing.
  • the sequencer 5 inputs the digital data (MR signal) output from the receiver 8R and transfers this data to the arithmetic unit 10.
  • the arithmetic unit 10 inputs the digital data (MR data) of the MR signal sent also through the sequencer 5 by the receiver 8R force, and executes signal processing to be described later.
  • the storage unit 11 is provided for storing MR data, image data, and the like.
  • the indicator 12 is provided mainly for displaying images.
  • ECG sensor 17 that attaches to the body surface of subject P and detects the heartbeat of the subject as an electrocardiogram signal performs various processing including digitization processing on the electrocardiogram signal and outputs it to host computer 6 and sequencer 5 EC Equipped with G unit 18. Next, the operation of this embodiment will be described.
  • FIG. 2 shows an operation flow according to the present embodiment.
  • MR data is given position information as phase and frequency information according to the two-dimensional Fourier transform method (2D-FT).
  • 2D-FT two-dimensional Fourier transform method
  • the two-dimensional surface defined by the phase and frequency axes when collecting data is called the sampling plane.
  • a pulse set for collecting MR data of each sampling plane as a unit is referred to as a pulse sequence here.
  • An image in real space corresponding to the sampling plane is generated by 2D-FT from MR data collected in a single pulse sequence.
  • a three-dimensional region including a subject's heart having a width along the Z axis is excited, phase encoding is applied along the Z axis, and frequency encoding is X, Y, or a combination thereof. Hung along the axis.
  • sampling plane force MR data collection including the body axis of the subject P is performed. For example, even if the number of phase encoders is limited to 64 for 256 MR signal samplings, the heart region can be imaged with sufficient spatial resolution.
  • FIG. 3 shows a typical pulse sequence of the present embodiment.
  • a fat suppression (Fat SAT) sequence for saturating fat spins before data collection and a startup sequence for suppressing echo oscillations before entering a steady state are arranged as pre-sequences.
  • an arbitrary MRA pulse train is used to image the coronary artery, and here a segment balance (SSFP ⁇ segmented balanced Steady State Free Precession) force is applied for speeding up.
  • the sSFP applies a high-frequency magnetic field pulse repeatedly and continuously to the target in such a short period that most of the transverse magnet remains in the target object. state), the spin signal due to the precession is measured.
  • the pulse sequence is repeated under electrocardiographic synchronization.
  • the sampling plane is displaced at every heartbeat.
  • the pulse sequence is completed in a specific period such as the end diastole of each heart rate defined by a certain delay time DT from each R wave, and is repeated in synchronization with the heart rate, and the sampling plane is moved for each heart rate.
  • sampling play 4 is set to pass through the Z axis (kz axis) that coincides with or substantially coincides with the body axis of the subject P in the three-dimensional k space, as shown in FIG. It is rotated by a predetermined angle as the center.
  • the number of sampling planes is set to 400, for example.
  • the pulse sequence is then repeated 400 times with the rotation of the sampling plane.
  • Phase encoding is applied by the Z-axis gradient magnetic field
  • frequency encoding is applied by combining the X-axis (kx) gradient magnetic field and the Y-axis (ky) gradient magnetic field.
  • the combined ratio of the X-axis (kx) gradient magnetic field and the Y-axis (ky) gradient magnetic field for frequency encoding is changed at a constant ratio.
  • MR data collected from the three-dimensional region including the subject's heart as described above is processed by the arithmetic unit 10 as follows.
  • a plurality of projection images respectively corresponding to a plurality of sampling planes are generated by two-dimensional Fourier transform (S12).
  • the respiratory motion is the force that moves the heart almost along the Z axis. Since the acquisition of MR data for each sampling plane is completed in a very short time during one heartbeat, the artifacts due to the effects of heartbeat and respiratory motion are not present in the projected image. Almost does not occur.
  • MR data for multiple sampling planes with different rotation angles around the kz axis are re-arranged (gridding) in the three-dimensional k-space of square grid points with interpolation, and for each of the kx, ky, and kz axes Fourier transformed.
  • the kx and ky axes are frequency encoding axes, and the kz axis is a phase encoding axis.
  • Volume data relating to the three-dimensional region is generated by Fourier transform (S 13).
  • a plurality of reprojection images are generated by projection processing from the generated volume data relating to the three-dimensional region (S 14).
  • the plurality of reprojection images respectively correspond to the plurality of projection images generated for each sampling plane in S12.
  • the projection direction of each reprojection image is the same or substantially the same as the projection direction of the corresponding projection image. Since it is generated from the same volume data, the position of the heart (coronary artery) is the same among a plurality of reprojection images with different projection directions.
  • each reprojection image can be used as a reference image for specifying a positional deviation of the corresponding projection image, particularly in the Z-axis direction.
  • the position of each projection image is corrected according to the specified positional deviation (S16).
  • the position of the heart of each of the plurality of projection images is unified to the reference position.
  • the position correction process is typically an image position shift process assuming that the heart is a rigid body, but instead of the shift process, an affine transformation process that takes into account the deformation of the heart due to the pulsation. Adopt it.
  • Each projection image in which the positional deviation is eliminated is returned to MR data in a two-dimensional k-space by two-dimensional inverse Fourier transform (S17).
  • MR data for multiple sampling planes returned to k-space is re-arranged in the three-dimensional k-space of square lattice points with interpolation in the same way as in S13, and Fourier transformed for each of the kx, ky, and kz axes
  • S18 volume data relating to the three-dimensional region
  • a three-dimensional image by arbitrary section or volume rendering is generated from the generated volume data (S19).
  • X-rays are obtained from a plurality of projection images in which the positional deviations in the different projection directions are eliminated.
  • Volume data related to a three-dimensional region may be reconstructed by using, for example, a filtered back projection method, which is one of computed tomography (X-ray CT) (S20).
  • images are generated using all MR data collected by ECG synchronization, that is, MR data collected for image generation can be used for position correction. Unlike the navigator echo method, it is not necessary to collect MR data for position correction separately from MR data for image generation, thereby improving the time efficiency of data collection.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, but at the implementation stage.
  • the constituent elements can be modified and specified without departing from the scope of the present invention.
  • Various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiments. For example, some components such as all the components shown in the embodiment may be deleted. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
  • the magnetic resonance imaging apparatus for imaging the coronary artery can reduce the influence of the movement of the heart and the movement of the breath and improve the time efficiency of data collection. .

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Abstract

　磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた被検体に対して高周波磁場を発生する高周波磁場発生部（８Ｔ）と、静磁場に重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部（４）と、被検体の体軸に略一致する軸を通る面に関するＭＲデータを被検体の心拍の特定期間内に収集するとともに、心拍ごとに面を体軸に略一致する軸を中心として回転するように、高周波磁場発生部及び傾斜磁場発生部を制御するシーケンサ（５）とを具備する。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング装置
技術分野
[0001] 本発明は、冠動脈を映像ィ匕する磁気共鳴イメージング装置に関する。
背景技術
[0002] 近年、 64列又はそれ以上の多列検出器を採用した CT、いわゆる MDCT
(multi-detector row CT)による冠動脈造影法が広まっている力 比較的放射線被ば くが大きいこと、造影剤を使った検査であること等の問題がある。磁気共鳴イメージン グ (MRI)による同様の方法では、放射線被ばくはなぐ造影剤も必要ない。また、心 筋の血流情報等の検査も MRIでは同時に行えるため、 MRIによる冠動脈 MRA(M Rアンギオ）の開発が望まれている。
[0003] 現在主流となって!/、る方法はナビゲータエコ一法 (特許文献 2参照）と呼ばれ、以 下のような方法である。心臓の画像情報を得る上で問題となる動きは主に心臓自体 の動きと呼吸による動きである。現在の MRIの速度では冠動脈を評価できるような高 解像度の画像を数十秒程度で得ることは困難なため、この二つの動きの影響を除く 必要がある。
[0004] 二つの動きのうち心臓の動きに対しては通常 ECG (心電図）に同期して数十 msec の間だけデータを取得することで対処する。呼吸運動に対しては、上記のデータ取 得の直前に横隔膜に対して直交するような棒状の部分から一次元の MRデータを取 り、このデータから求めた横隔膜の位置力 事前に決めたある一定の範囲にある間だ け心臓のデータを取る。
[0005] このようにナビゲータエコ一法では心周期及び呼吸周期がともにある一定の範囲に ある時だけにデータを取得するため、データ収集の時間的な効率が極端に低い。他 にも特許文献 1, 3に示したような様々な手法が提案されているが、データ収集の時 間的な効率が低!、と!、う問題の解決には至って!/、な!、のが現状である。
特許文献 1：特開 2000— 60820号公報
特許文献 2：特開 2004 - 57226号公報 特許文献 3：国際公開第 00Z06245号パンフレット
発明の開示
[0006] 本発明の目的は、冠動脈を映像ィ匕する磁気共鳴イメージング装置において、心臓 の動きと呼吸による動きの影響を軽減するとともにデータ収集の時間的な効率の向 上を実現することにある。
[0007] 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、ある局面において、静磁場中に置か れた被検体に対して高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、前記静磁場に重 畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、前記被検体の体軸に略一致する 軸を通る面に関する MRデータを前記被検体の心拍の特定期間内に収集するととも に、前記心拍ごとに前記面を前記体軸に略一致する軸を中心として回転するように、 前記高周波磁場発生部及び前記傾斜磁場発生部を制御する制御部とを具備する。 図面の簡単な説明
[0008] [図 1]図 1は、本発明の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図で ある。
[図 2]図 2は、本実施形態における処理手順を示す流れ図である。
[図 3]図 3は、本実施形態によるパルスシーケンスの一例を示す図である。
[図 4]図 4は、本実施形態において各心拍の特定期にデータ収集をするサンプリング プレーンを三次元 k空間上で示す図である。
[図 5]図 5は、本実施形態における処理手順を示す流れ図である。
発明を実施するための最良の形態
[0009] 以下、本発明に係る実施形態を、図面を参照して説明する。
[0010] 図 1に、本実施形態にカゝかる磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示す。当該 磁気共鳴イメージング装置は、円筒状の開口部 (診断用空間）を有する磁石部 1を有 する。磁石部 1は静磁場電源 2から電流供給を受けて開口部内に Z軸方向に静磁場 HOを発生する。典型的には、開口部に挿入された被検体 Pの体軸は Z軸に略一致 する。磁石部 1にはシムコイル 14が設けられる。シムコイル 14はシムコイル電源 15か ら電流供給を受けて静磁場均一化のための補正磁場を発生する。磁石部 1の内側 には傾斜磁場コイルユニット 3が配置される。傾斜磁場コイルユニット 3は、互いに直 交する X、 Υ、 Ζ各軸に沿って磁場強度を変化させるための傾斜磁場を発生するため の 3組の X, y, zコイル 3x〜3zを備える。 x, y, zコイル 3x〜3zはそれぞれ個別に傾 斜磁場電源 4から電流供給を受けて、 X、 Y、 Ζ各軸に対応する傾斜磁場を発生する 。傾斜磁場電源 4から X, y, zコイル 3x〜3zに供給されるパルス電流を制御すること により、 3軸 X, Υ, Z方向の傾斜磁場を任意に合成して、位相エンコード方向傾斜磁 場 Gpe、および周波数エンコード方向（リードアウト方向）傾斜磁場 Groの各方向を任 意に設定することができる。
[0011] 傾斜磁場コイルユニット 3の内側には高周波磁場コイル (RFコイル） 7が配置される 。 RFコイル 7には高周波磁場の送信時には送信器 8Tが接続され、 MR信号の受信 時には受信器 8Rが接続される。送信器 8Tは、磁気共鳴 (NMR)を励起させるため のラーモア周波数の RF電流パルスを RFコイル 7に供給する。受信器 8Rは、 RFコィ ル 7が受信した MR信号 (高周波信号)を受信し、この受信信号に各種の信号処理を 施して、対応するデジタルデータを形成するようになって 、る。
[0012] シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる） 5、ホスト計算機 6から送られてき たパルスシーケンスに関する情報にしたがって傾斜磁場電源 4、送信器 8T、受信器 8Rの一連の動作を制御する。それにより後述するパルスシーケンスが実行される。 パルスシーケンス情報は、傾斜磁場電源 4、送信器 8Τおよび受信器 8Rを動作させ るために必要な情報であり、例えば RFコイル 7に供給する電流の波形及び印加タイ ミング、また X, y, zコイル 3x〜3zに印加するパルス電流の波形及び印加タイミングに 関する情報が含まれる。シーケンサ 5は、受信器 8Rが出力するデジタルデータ（MR 信号)を入力して、このデータを演算ユニット 10に転送する。
[0013] 演算ユニット 10は、受信器 8R力もシーケンサ 5を介して送られてくる MR信号のデ ジタルデータ (MRデータ）を入力して、後述する信号処理を実行する。記憶ユニット 11は、 MRデータおよび画像データ等を記憶するために設けられている。表示器 12 は主に画像を表示するために設けられて ヽる。被検体 Pの体表に付着させて被検体 の心拍運動を心電図信号として検出する ECGセンサ 17が、心電図信号にデジタル 化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機 6およびシーケンサ 5に出力する EC Gユニット 18とともに装備されている。 [0014] 次に、本実施形態の動作を説明する。図 2には本実施形態に係る動作の流れが示 されている。まず、被検体 Pの心臓を含む三次元領域を対象としてデータ収集が行わ れる（Sl l)。静磁場の向きに平行な Z軸は被検体 Pの体軸、さらには心臓の長軸に 略一致する。 MRデータには二次元フーリエ変換法（2D— FT)に従って位置情報が 位相及び周波数情報として付与される。データ収集時の位相軸及び周波数軸で規 定される 2次元の面をサンプリングプレーンと称する。なお、説明の便宜上、各サンプ リングプレーン全域の MRデータを収集するためのパルスセットを一単位として、ここ ではパルスシーケンスと称する。単一のパルスシーケンスで収集した MRデータから 2D— FTによりサンプリングプレーンに対応する実空間上での画像が生成される。
[0015] 本実施形態では、 Z軸に沿って幅を有する被検体の心臓を含む三次元領域が励 起され、位相エンコードが Z軸に沿ってかけられ、周波数エンコードが X、 Y又はその 合成軸に沿ってかけられる。従来のように被検体 Pの体軸に直交するサンプリングプ レーンではなぐ本実施形態では被検体 Pの体軸を含むサンプリングプレーン力 M Rデータ収集を行う。例えば MR信号のサンプリング数の 256に対して、位相ェンコ 一ド数を 64に限局しても、十分な空間分解能で心臓領域を映像ィ匕することができる。
[0016] 図 3に本実施形態の典型的なパルスシーケンスを示している。パルスシーケンスに は、データ収集前に脂肪スピンを飽和させるための脂肪抑制 (Fat SAT)系列と、定常 状態に入る前にエコーの振動を抑圧するためのスタートアップ系列とがプレシーケン スとして配置される。パルスシーケンスとしては冠動脈を映像ィ匕するために任意の M RAパルス列が採用され、ここでは高速化のためにセグメント ·バランス · SSFP ^segmented balanced Steady State Free Precession)力適用される。 sSFPは、对象の 大部分の横磁ィヒが残留するような短い周期で高周波磁場パルスを繰返し連続的に 対象に印加し、繰返しにより対象内のスピンの歳差運動の応答が定常状態 (steady state)になったときその歳差運動によるスピン信号を計測するものである。
[0017] パルスシーケンスは心電同期のもとで繰り返される。心拍ごとにサンプリングプレー ンは変位される。つまりパルスシーケンスは、各 R波から一定の遅れ時間 DTで規定さ れる各心拍の拡張末期等の特定期間に完了されるとともに、心拍に同期して繰り返さ れ、サンプリングプレーンは心拍ごとに移動される。具体的には、サンプリングプレー ンは、図 4に示すように、三次元 k空間上での被検体 Pの体軸に一致又は略一致する Z軸 (kz軸）を通るように設定されるとともに、心拍ごとに kz軸を中心として所定角度ず つ回転される。サンプリングプレーン数は例えば 400に設定される。それによりパルス シーケンスは、サンプリングプレーンの回転を伴って 400回繰り返される。
[0018] 位相エンコードは Z軸傾斜磁場によりかけられ、周波数エンコードは X軸 (kx)傾斜 磁場と Y軸 (ky)傾斜磁場との合成によりかけられる。回転に伴って周波数エンコード のための X軸 (kx)傾斜磁場と Y軸 (ky)傾斜磁場との合成比率が一定比率で変化さ れる。
[0019] 以上のように被検体の心臓を含む三次元領域カゝら収集された MRデータ、換言す ると複数のサンプリングプレーンの MRデータは演算ユニット 10により次のように処理 される。まず、複数のサンプリングプレーンについてそれぞれ対応する複数の投影画 像が二次元フーリエ変換により生成される（S12)。呼吸運動は心臓をほぼ Z軸に沿 つて移動する力 各サンプリングプレーンの MRデータの収集は一心拍中の極短時 間で完了するため、投影画像には心拍運動と呼吸運動の影響によるアーチファクト はほとんど生じない。
[0020] kz軸周りの回転角が相違する複数のサンプリングプレーンに関する MRデータが、 補間を伴って正方格子点の三次元の k空間に再配置され (gridding)、 kx、 ky、 kz各 軸に関してフーリエ変換される。 kx軸と ky軸は周波数エンコード軸であり、 kz軸は位 相エンコード軸である。フーリエ変換により三次元領域に関するボリュームデータが 生成される（S 13)。
[0021] 生成された三次元領域に関するボリュームデータから、投影処理により複数の再投 影画像が生成される（S 14)。複数の再投影画像は、 S 12でサンプリングプレーンごと に生成される複数の投影画像にそれぞれ対応する。各再投影画像の投影方向は、 対応する投影画像の投影方向に同一又は略同一である。同一のボリュームデータか ら生成したのであるから、投影方向の相違する複数の再投影画像の間では心臓 (冠 動脈)の位置は同一である。それにより各再投影画像は、それぞれ対応する投影画 像の特に Z軸方向に関する位置ずれを特定するための基準画像として用 、られ得る [0022] 次に、投影画像と対応する基準画像 (再投影画像)との相互相関により、心臓 (冠 動脈)の基準位置に対する投影画像上の心臓の特に Z軸方向に関する位置ずれ (呼 吸動による心臓の空間的な変位)を、投影画像ごとに特定 (推定)される（S15)。なお 、心臓の Z軸方向に関する位置ずれとともに、 Z軸に直交する方向に関する位置ずれ を特定するようにしてもよ 、。
[0023] 特定された位置ずれに従って各投影画像の位置を補正する（S 16)。それにより複 数の投影画像各々の心臓の位置は基準位置に統一される。つまり複数の投影画像 の間の呼吸動作による心臓の位置ずれは解消または軽減される。なお、位置補正処 理としては、心臓を剛体と仮定した上での画像位置のシフト処理が典型的ではあるが 、当該シフト処理に代えて、拍動に伴う心臓の変形を考慮したァフィン変換処理を採 用してちょい。
[0024] 位置ずれが解消された各投影画像は二次元逆フーリエ変換により二次元の k空間 上の MRデータに戻される（S17)。 k空間に戻された複数のサンプリングプレーンに 関する MRデータが S 13と同様に補間を伴って正方格子点の三次元の k空間に再配 置され、 kx、 ky、 kz各軸に関してフーリエ変換される。それにより三次元領域に関す るボリュームデータが生成される（S18)。生成されたボリュームデータから任意断面 又はボリュームレンダリング等による三次元画像が生成される（S19)。
[0025] なお、位置ずれが解消された投影画像を k空間上の MRデータに戻すことなぐ図 5 に示すように、投影方向の相違する位置ずれが解消された複数の投影画像から、 X 線コンピュータ断層撮影法 (X線 CT)の一つである例えばフィルタ補正逆投影法 (Filtered Backprojection Method)により三次元領域に関するボリュームデータを再構 成するようにしてもょ ヽ（S20)。
[0026] 以上のように心電同期により収集した全ての MRデータを使って画像生成され、つ まり画像生成のために収集した MRデータを位置補正にも用いることを可能にしたこ とにより、ナビゲーターエコー法のように位置補正のための MRデータを画像生成の ための MRデータと別々に収集する必要が無ぐそれによりデータ収集の時間的な効 率の向上を実現することができる。
[0027] なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなぐ実施段階ではそ の要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体ィ匕できる。また、上記実施形態 に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成で きる。例えば、実施形態に示される全構成要素カゝら幾つかの構成要素を削除しても よい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
産業上の利用可能性
本発明によれば、冠動脈を映像ィ匕する磁気共鳴イメージング装置にぉ 、て、心臓 の動きと呼吸による動きの影響を軽減するとともにデータ収集の時間的な効率の向 上を実現することができる。

Claims

請求の範囲
[1] 静磁場中に置かれた被検体に対して高周波磁場を発生する高周波磁場発生部と、 前記静磁場に重畳される傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生部と、
k空間上での前記被検体の体軸に略一致する軸を通る面に関する MRデータを前 記被検体の心拍の特定期間内に収集するとともに、前記心拍ごとに前記面を前記体 軸に略一致する軸を中心として回転するように、前記高周波磁場発生部及び前記傾 斜磁場発生部を制御する制御部とを具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング 装置。
[2] 前記 MRデータに基づいて前記面ごとに画像を生成する画像生成部をさらに備える 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] 前記画像生成部は、前記画像の位置を前記面ごとに補正する位置補正部を有する 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] 前記画像生成部は、前記位置補正された画像に基づ 、てフィルタ補正逆投影法に よりボリュームデータを再構成する再構成部を有す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] 前記画像生成部は、前記位置補正された画像を k空間のデータに戻してからフーリ ェ変換法によりボリュームデータを生成する生成部を有す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。
[6] 前記画像生成部は、前記画像の基準画像に対する位置ずれを前記面ごとに決定す る位置ずれ決定部を有す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。
[7] 前記画像生成部は、前記 MRデータを三次元 k空間上にグリッディング法により再配 置してフーリエ変換法によりボリュームデータを生成するとともに、前記ボリュームデ ータを前記画像各々の面に対応する方向で再投影することにより、前記画像にそれ ぞれ対応する前記基準画像を生成する基準画像生成部を有す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] 前記位置補正部は、ァフィン変換を含むことを特徴とする請求項 3記載の磁気共鳴ィ メージング装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011177209A (ja) * 2010-02-26 2011-09-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置

Families Citing this family (29)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100570393C (zh) * 2006-02-06 2009-12-16 株式会社东芝 磁共振成像装置及磁共振成像方法
DE102006033862B3 (de) * 2006-07-21 2007-12-06 Siemens Ag Verfahren zur dynamischen Magnet-Resonanz-Bildgebung sowie Magnet-Resonanz-Gerät
JP5074051B2 (ja) * 2007-02-13 2012-11-14 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
US8219176B2 (en) * 2007-03-08 2012-07-10 Allegheny-Singer Research Institute Single coil parallel imaging
JP5329818B2 (ja) * 2007-03-26 2013-10-30 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置における撮影条件設定方法
JP5686828B2 (ja) * 2007-03-26 2015-03-18 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
US7541808B2 (en) * 2007-04-11 2009-06-02 Allegheny-Singer Research Institute Rapid MRI dynamic imaging using MACH
CN101366952A (zh) * 2007-08-13 2009-02-18 鸿富锦精密工业（深圳）有限公司 磁共振成像对比剂
JP5854575B2 (ja) * 2007-12-10 2016-02-09 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
JP5361236B2 (ja) 2008-03-31 2013-12-04 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置および撮像条件設定方法
US8688193B2 (en) * 2008-06-26 2014-04-01 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager, method and program which continuously applies steady-state free precession to k-space
US8131046B2 (en) * 2008-10-29 2012-03-06 Allegheny-Singer Research Institute Magnetic resonance imager using cylindrical offset region of excitation, and method
US8577442B2 (en) * 2009-03-24 2013-11-05 Kabushiki Kaisha Toshiba Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method
US9211081B2 (en) 2009-04-16 2015-12-15 Ghost Medical Technologies, Ltd Method for non-contrast enhanced magnetic resonance angiography
US9176212B2 (en) * 2009-04-16 2015-11-03 Ghost Medical Technologies, Ltd Method for non-contrast enhanced magnetic resonance angiography
US8198892B2 (en) * 2009-04-22 2012-06-12 Allegheny-Singer Research Institute Steady-state-free-precession (SSFP) magnetic resonance imaging (MRI) and method
CN106154192B (zh) * 2009-06-19 2020-10-13 优瑞技术公司 用于执行断层图像获取和重构的系统和方法
JP5023127B2 (ja) * 2009-09-30 2012-09-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 磁気共鳴イメージング装置
US8405394B2 (en) * 2009-10-20 2013-03-26 Allegheny-Singer Research Institute Targeted acquisition using holistic ordering (TACHO) approach for high signal to noise imaging
US20110215805A1 (en) * 2010-03-03 2011-09-08 Allegheny-Singer Research Institute MRI and method using multi-slice imaging
US9507003B2 (en) 2012-09-19 2016-11-29 Northshore University Healthsystem System and method for imaging of vascular structures using non-contrast enhanced magnetic resonance imaging
JP5686836B2 (ja) * 2013-03-11 2015-03-18 株式会社東芝 磁気共鳴イメージング装置
DE102013205830B4 (de) * 2013-04-03 2024-05-29 Siemens Healthineers Ag Verfahren und Bilddatenerzeugungseinrichtung zur Erzeugung von Bilddaten eines sich bewegenden Objekts, Magnetresonanzanlage und Computerprogrammprodukt
DE102013205832A1 (de) * 2013-04-03 2014-10-23 Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten
US9241654B2 (en) 2013-06-20 2016-01-26 Northshore University Healthsystem System and method for selective magnetic resonance imaging angiography of arteries or veins
US10327666B2 (en) * 2014-12-10 2019-06-25 Elekta, Inc. Magnetic resonance projection imaging
KR102599871B1 (ko) * 2015-08-31 2023-11-09 더 보드 오브 트러스티스 오브 더 리랜드 스탠포드 쥬니어 유니버시티 압축 센싱 고해상도 기능 자기 공명 영상법
US11284811B2 (en) 2016-06-22 2022-03-29 Viewray Technologies, Inc. Magnetic resonance volumetric imaging
WO2017223382A1 (en) 2016-06-22 2017-12-28 Viewray Technologies, Inc. Magnetic resonance imaging at low field strength

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05245128A (ja) * 1992-03-05 1993-09-24 Hitachi Ltd 核磁気共鳴装置における体動補正方法
JPH08182663A (ja) * 1994-10-04 1996-07-16 Philips Electron Nv マルチ断層の磁気共鳴方法及び装置
WO2003027701A1 (en) * 2001-09-25 2003-04-03 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using floating table projection imaging

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5031624A (en) * 1990-08-17 1991-07-16 Wisconsin Alumni Research Foundation Phase contrast, line-scanned method for NMR angiography
AU5669199A (en) 1998-07-31 2000-02-21 Case Western Reserve University Method for correction of mri motion artifacts and main field fluctuation
US6201985B1 (en) 1998-08-14 2001-03-13 General Electric Company Segmented k-space method for three-dimensional MR imaging
US6838879B2 (en) * 2001-03-23 2005-01-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Magnetic resonance imaging method for an angulated cut plane with respect to a reference frame
JP3993799B2 (ja) 2002-07-24 2007-10-17 株式会社日立メディコ 磁気共鳴イメージング装置
WO2005048816A2 (en) * 2003-11-14 2005-06-02 New York University Automatic radial prescription of long-axis slices in mri examinations
DE102004023849B4 (de) * 2004-05-13 2013-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Medizinische Untersuchungseinrichtung zur Aufnahme von Schichtbildern eines Untersuchungsobjekts, insbesondere Magnetresonanzeinrichtung
US7176684B2 (en) * 2005-06-29 2007-02-13 General Electric Company Method and system of determining in-plane motion in propeller data

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH05245128A (ja) * 1992-03-05 1993-09-24 Hitachi Ltd 核磁気共鳴装置における体動補正方法
JPH08182663A (ja) * 1994-10-04 1996-07-16 Philips Electron Nv マルチ断層の磁気共鳴方法及び装置
WO2003027701A1 (en) * 2001-09-25 2003-04-03 Wisconsin Alumni Research Foundation Magnetic resonance angiography using floating table projection imaging

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1825808A4 *

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011177209A (ja) * 2010-02-26 2011-09-15 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc 磁気共鳴イメージング装置

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