WO2007040224A1

WO2007040224A1 - 磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法

Info

Publication number: WO2007040224A1
Application number: PCT/JP2006/319785
Authority: WO
Inventors: Yoshio Machida
Original assignee: Kabushiki Kaisha Toshiba; Toshiba Medical Systems Corporation
Priority date: 2005-10-05
Filing date: 2006-10-03
Publication date: 2007-04-12
Also published as: US8706191B2; EP1932471A1; EP1932471B1; JP2007125374A; EP1932471A4; US20080009708A1

Abstract

　磁気共鳴イメージング装置は、被検体の３Ｄ生データを収集するデータ収集手段と、そのデータ収集手段による３Ｄ生データの収集と並行して、３Ｄ生データから“ｋｙ＝０”の２Ｄデータを切り出す２Ｄデータ切出手段と、データ収集手段による３Ｄ生データの収集と並行して、切り出した“ｋｙ＝０”の２Ｄデータをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ－ｚの空間にて再配置する２Ｄデータ再配置手段と、データ収集手段による３Ｄ生データの収集と並行して、ｋｘ方向に揃ったｚデータについて１次元フーリエ変換を行ない、実空間の２Ｄ画像を取得する２Ｄ画像再構成手段と、データ収集手段による３Ｄ生データの収集と並行して、２Ｄ画像をモニタに表示させる表示制御手段とを有する。また、磁気共鳴イメージング装置は、３Ｄ生データをｚ軸方向にフーリエ変換し、ｋｘ－ｋｙ－ｚの空間にて再配置する３Ｄデータ再配置手段と、ｋｘ，ｋｙ方向に揃ったｚデータについて２次元フーリエ変換を行ない、実空間の３Ｄ画像を取得する３Ｄ画像再構成手段とを有し、入力装置にて入力された変速信号に従って天板の移動速度を計算する。

Description

明細書

磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法

技術分野

[0001] 本発明は、被検体を載置する天板を連続的に移動しながら撮影可能領域内の被検体の画像を得る技術に係り、特に、血流速度に追随して天板を移動させる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法に関するものである。

背景技術

[0002] 医療用画像機器は、被検体についての多くの情報を画像により提供するものであり、疾病の診断、治療や手術計画等を初めとする多くの医療行為において重要な役割を果たしている。現在では、主な医療用画像機器として、超音波診断装置、 X線コンピュータ断層撮影（CT: computerized tomography)装置、磁気共鳴イメージング（M RI : magnetic resonance imaging)装置及び核医学診断装置等がある。中でも磁気共鳴イメージング装置は、軟部組織にぉ、て優れたコントラストをもつ画像を収集でき、医用画像診断にぉ、て重要な位置を占めて、る。

[0003] 磁気共鳴イメージング装置では撮影の高速ィ匕が進み、 3次元データの連続撮像が可能となっていた。また、天板を移動しながら撮像する技術が発展し広領域撮像が可能となっている。撮像と移動を交互に繰り返す断続的な撮像法だけでなぐ近年は、 X線 CTのような天板連続移動撮像も可能になってきた。天板連続移動の 3次元撮像は、造影剤を用いた磁気共鳴血管造影（MRA: magnetic resonance angiography) が好適なアプリケーションの一つとなって、る。

[0004] 一方、磁気共鳴イメージング装置による高速撮影技術の 1つにパラレルイメージング（PI : parallel imaging)法がある。 PI法は、 RF (radio frequency)コイルを複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとし、各表面コイルで同時に NMR (nuclear magneti c resonance)信号を受信して画像を再構成させる撮影方法である。

[0005] PI法によれば画像の再構成に必要な位相エンコードの数を表面コイルの数の分だけ減らすことができるため撮影時間を短縮することができる。 PI法は上記の 3D撮像とも併用でき、そのパフォーマンスをさらに向上させることができる。 [0006] 従来の磁気共鳴イメージング装置による一連の高速大容量撮影は、取得データに対する膨大なデータ処理が必要となるため、データ取得と並行して 3次元の画像を作成することが困難である。単純な 3次元撮像については投影像に相当する 2次元画像を生成する方法が提案されており、撮像結果のモニタとして用いられている。しかしながら、天板連続移動の 3次元撮像においては、このような方法が提案されていない。

[0007] さらに、従来の磁気共鳴イメージング装置によって造影剤を用いて被検体の血管造影を行なう場合、造影剤の流速に追随した天板位置を設定することが困難であり、造影剤の流速に追随した撮影領域にある部位を撮影することが困難であった。というのも、臨床の場においては、被検体によって、また、撮影可能領域は広範であるため同一被検体であっても部位によって造影剤の流動速度が異なるが、その流動速度に沿った天板移動がなされていな力たためである。よって、従来の磁気共鳴イメージング装置によって得られるデータは、造影剤の流速に追随しない診断に不適なものが多かった。

[0008] なお、本願に関連する公知文献としては、例えば次のようなものがある。

特許文献 1 :米国特許第 5, 631, 560号明細書

特許文献 2 :米国特許第 5, 166, 875号明細書

特許文献 3：特許第 3146034号公報

特許文献 4 :米国特許出願公開第 2006Z0020198号明細書

特許文献 5 :米国特許第 6, 912, 415号明細書

非特干文献 1 : M Sabati, M L Lauzon and R Frayne; Space-time relationship in con tinuously moving table method for large FOV peripheral contrast-enhanced magneti c resonance angiography*"; Phys Med Biol 2003 48: page 2739 - 2752

非特許文献 2 : David G. Kruger DG, Stephen J. Riederer, Roger C. Grimm, and Phill ip J. Rossman; "Continuously Moving Table Data Acquisition Method for Long FOV Contrast-Enhanced MRA and Whole-Body MRI"; Magnetic Resonance in Medicine 47: page 224-231 (2002)

非特許文献 3 : Yudong Zhu and Charles L. Dumoulin; "Extended Field— of— View Imag ing With Table Translation and Frequency Sweeping"; Magnetic Resonance in Medic ine 49: page 1106-1112 (2003)

特許文献 4 : Stephan A. R. K.; "Parallel Imaging Continuously Moving Table MRI Using Moving RF Coils and In— place Sensitivity Calibration； 2nd international work shop on P-MRI: 2004: page 40

非特許文献 5 : M. O. Zenge, H. H. Quick, F. M. Vogt, M. E. Ladd; "MR Imaging wit h a Continuously Rolling Table Platform and High— Precision Position Feedback； IS MRM 2004: page 2381

非特許文献 6 : M. Ookawa, N. Ichinose, M. Miyazaki, I. Miyazaki, S. Sugiura; 'One- Second Temporal Resolution 4D MR DSA with 3D TRICKS, Elliptical Centric View Ordering, and Parallel Imaging"; ISMRM 2003: page 324 (2003)

[0009] 発明の開示

本発明は、上述した事情を考慮してなされたもので、実際の造影剤の流れを観察しながら天板の移動速度を制御することができ、造影剤の流速に追随した画像データを取得できる磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法を提供することを目的とする。

[0010] 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために請求項 1に記載したように、被検体を載置する天板と、この天板を長手方向（z軸方向）に移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行なう磁気共鳴イメージング装置にぉヽて、前記天板駆動機構を制御して、前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、前記天板を移動させながら核磁気共鳴信号力なる 3Dデータを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した 3D データのうち一部の 2Dデータを基に 2D画像を取得する 2D画像取得手段と、前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記 2D画像を表示させる表示制御手段とを有する。

[0011] 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述した課題を解決するために請求項 9に記載したように、被検体を載置する天板と、この天板を移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンビユータとを備え、前記被検体の内部の血管に造影剤を注入して前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行な!/ヽ、前記造影剤の時間的な移動を画像ィ匕する磁気共鳴イメージング装置において、前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号カゝらなる 3Dデータを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した 3Dデータのうち一部の 2Dデータを基に 2D画像を取得する 2D画像取得手段と、前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記 2D画像を表示させる表示制御手段と、前記 3Dデータを基に 3D画像を取得する 3D画像取得手段とを有し、前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、を有する。

[0012] 本発明に係る磁気共鳴血管造影方法は、上述した課題を解決するために請求項 1 0に記載したように、被検体の内部の血管に造影剤を注入して天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行な!/ヽ、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴血管造影方法において、前記天板が移動される天板移動工程と、前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号力もなる 3Dデータが収集されるデータ収集工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、前記 3Dデータのうち一部の 2Dデータを基に 2D画像が取得される 2D画像取得工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2D画像が表示される 2D画像表示工程と、前記 3Dデータを基に 3D画像が取得される 3D画像取得工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度が計算される移動速度計算工程とを有し、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる。

[0013] 本発明に係る磁気共鳴血管造影方法は、上述した課題を解決するために請求項 2 2に記載したように、被検体を載置するための天板を z軸方向に移動させる天板移動工程と、前記天板を連続的に移動させながら、前記被検体の 3D領域を磁気共鳴励起すると共に前記 3D領域から 3Dの核磁気共鳴信号力なる 3Dデータを収集するデータ収集工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、前記 3Dデータのうち一部の 2 Dデータを取得する 2Dデータ取得工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2 Dデータを基に画像生成処理を行なって 2D画像を生成する 2D画像再構成工程と、前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2D画像を表示する 2D画像表示工程とを有し、前記データ収集工程によって新たな 3Dデータが収集される毎に、前記 2Dデータ取得工程、前記 2D画像再構成工程及び前記 2D画像表示工程を繰り返し、前記² D画像表示工程によって前記 2D画像を更新表示させる。

[0014] 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法によると、被検体の内部の実際の血流速度を観察しながら天板の移動速度を制御することができ、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎に異なる血流速度に追随した適正な画像データを取得できる。

図面の簡単な説明

[0015] [図 1]本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す概略図。

[図 2]本発明に係る磁気共鳴撮像方法を示すフローチャート。

[図 3]kx— ky— zのハイブリッド空間を示す図。

[図 4]kx— ky— zのハイブリッド空間に対応する実空間 X— y— zを示す図。

[図 5]天板上に臥位にて載置された被検体 (胸部)の 2D画像である血管造影像を模擬した図。

[図 6]天板上に臥位にて載置された被検体 (腹部)の 2D画像である血管造影像を模擬した図。

[図 7]天板上に臥位にて載置された被検体 (下肢部）の 2D画像である血管造影像を模擬した図。

[図 8]天板の速度変化を示す図。

[図 9]被検体毎における血流速度の差異の一例を示す表。

[図 10]天板の変速信号入力画面の一例を示す図。

[図 11]天板の変速信号入力画面の一例を示す図。

[図 12]天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図。

[図 13]天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図。 [図 14]本発明に係る磁気共鳴血管造影方法の変形例を示すフローチャート。

発明を実施するための最良の形態

[0016] 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置及び磁気共鳴血管造影方法の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。

[0017] 図 1は、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を示す概略図である。

[0018] 図 1は、被検体の内部の血管に造影剤を注入し、被検体を載置した天板を長手方向（z軸方向）に連続的に移動させながら被検体を撮影し、造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴イメージング（MRI : magnetic resonance imaging)装置 10を示す。この磁気共鳴イメージング装置 10は、撮影系 11と制御系 12とから構成される。

[0019] 磁気共鳴イメージング装置 10の撮影系 11には、ガントリ（図示しない）に内に、静磁場用磁石 21と、この静磁場用磁石 21の内部であって静磁場用磁石 21と同軸上に筒状のシムコイル 22と、静磁場用磁石 21の内部で筒状に形成される傾斜磁場コィルユニット 23と、ラーモア周波数（共鳴周波数）の高周波 (RF : radio frequency)信号を送信する RFコイル 24とが設けられる。

[0020] 一方、磁気共鳴イメージング装置 10の制御系 12には、静磁場電源 26、傾斜磁場電源 27、シムコイル電源 28、送信器 29、受信器 30、シーケンスコントローラ（シーケンサ） 31及びコンピュータ 32が設けられる。

[0021] 静磁場用磁石 21は静磁場電源 26と接続される。静磁場用磁石 21は、静磁場電源 26から供給された電流によって撮影領域 (FOV:field of view)に静磁場を形成させる。

[0022] シムコイル 22はシムコイル電源 28と接続され、シムコイル電源 28からシムコイル 22 に電流を供給して、静磁場を均一化する。

[0023] 傾斜磁場コイルユニット 23は、 X軸傾斜磁場コイル 23x、 y軸傾斜磁場コイル 23y及び z軸傾斜磁場コイル 23zで構成される。また、傾斜磁場コイルユニット 23の内側には天板 35が設けられ、その天板 35上には被検体 Pが臥位にて載置される。天板 35 は、天板駆動機構 35bによって被検体 Pの体軸方向に移動させられる。

[0024] また、傾斜磁場コイルユニット 23は、傾斜磁場電源 27と接続される。傾斜磁場コィルユニット 23の x軸傾斜磁場コイル 23x、 y軸傾斜磁場コイル 23y及び z軸傾斜磁場コイル 23zはそれぞれ、傾斜磁場電源 27の X軸傾斜磁場電源 27x、 y軸傾斜磁場電源 27y及び z軸傾斜磁場電源 27zと接続される。

[0025] そして、 X軸傾斜磁場電源 27x、 y軸傾斜磁場電源 27y及び z軸傾斜磁場電源 27z からそれぞれ X軸傾斜磁場コイル 23x、 y軸傾斜磁場コイル 23y及び z軸傾斜磁場コィル 23zに供給された電流により、撮影領域にそれぞれ X軸方向の傾斜磁場、 y軸方向の傾斜磁場及び z軸方向の傾斜磁場を形成する。

[0026] RFコイル 24は送信器 29及び受信器 30と接続される。 RFコイル 24を、少なくとも z 軸方向に複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとする。例えば、 RFコイル 24 を、 X軸方向に 4エレメント、 y軸方向に 4エレメント及び z軸方向に 10エレメントの表面コイルで構成されるマルチコイルとする。以下、各表面コイルで同時に核磁気共鳴（ NMR: nuclear magnetic resonance)信号を受信して画像を再構成させる撮景方法であるパラレルイメージング（PI： parallel imaging)法を用いる場合にっ、て説明するが、この場合に限定されるものではない。 RFコィノレ 24は、送信器 29から RF信号を受けて被検体 Pに高周波磁場パルスを送信すると共に、被検体 P内部の原子核スピンの

RF信号による励起に伴って発生した NMR信号を受信して受信器 30に与える。なお、 RFコイル 24は、ガントリに内蔵されず、天板 35や被検体 P近傍に設けられてもよい

[0027] シーケンスコントローラ 31は、傾斜磁場電源 27、送信器 29及び受信器 30と接続される。シーケンスコントローラ 31は、図示しない CPU (central processing unit)及びメモリを備えており、傾斜磁場電源 27、送信器 29及び受信器 30を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源 27に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する。また、シーケンスコントローラ 31は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源 27 、送信器 29及び受信器 30を駆動させることにより X軸傾斜磁場、 y軸傾斜磁場及び z 軸傾斜磁場と RF信号とを発生させる。

[0028] 送信器 29は、シーケンスコントローラ 31から受けた制御情報に基づいて RF信号を RFコイル 24に与える。一方、受信器 30は、 RFコイル 24から受けた NMR信号に所要の信号処理を実行すると共に AZD (analog/digital)変換することにより、受信器 3 0力もデジタルィ匕された NMR信号である生データ (raw data)を生成する。また、生成した生データをシーケンスコントローラ 31に与える。シーケンスコントローラ 31は、受信器 30からの生データを受けてコンピュータ 32に与える。

[0029] コンピュータ 32は、図示しない CPU、 ROM (read only memory)、内部メモリとしての RAM (random access memory)及び外部メモリとしての HD (hard disk)等、コンビユータとしての基本的なハードウェア力も構成されるものとする。また、コンピュータ 32 には、参照（リファレンス）用のリアルタイムな 2次元（2D : 2 dimensions)の血管造影像、診断用の 3次元（3D : 3 dimensions)の血管造影像、各種パラメータ、及び、後述する変速信号入力画面を表示するモニタ 38と、ユーザによる操作が可能で、 PIシーケンスの選択情報と共に動作指令を与え、また、天板 35の変速信号を入力するマウス及びジョイスティック等の入力装置 39が接続される。なお、コンピュータ 32には、各種アプリケーションプログラムやデータを記憶したメディアから各種アプリケーションプログラムやデータを読み込むドライブを具備する場合もある。

[0030] CPUは、コンピュータ 32全体を制御する制御部であり、 ROMや HDに記憶した各種制御プログラムやアプリケーションプログラムを実行してコンピュータ 32の制御、通信の制御及びデータの取得及び編集等を行なう。制御プログラムとして、表示画面にグラフィックを使用し、基礎的な操作を入力装置 39によって行なうことができる GUI (g raphical user Interface)を利用するためのプログラムを有している。

[0031] ROMは、主にコンピュータ 32の制御プログラムである BIOS (basic input/output sy stem)やデータを記憶する不揮発性の記憶装置であり、 RAMは、 CPUのワークメモリゃ一時的な記憶に用いられる揮発性の記憶装置である。なお、 ROMは、書き換えができな!/、タイプのマスク ROMであっても書き換えができるタイプの PROM (Progra mmable ROM)であってもよい。

[0032] HDは、各種アプリケーションプログラムやデータを記憶する記憶装置である。撮影系 11から収集した生データを配置するための kx - z及び kx— xy— zのハイブリッド空間を形成したデータベース 40は、内部メモリ又は外部記憶装置に格納される。図では代表的な例として HDと記述した。また、以降の記述ではひとつの例として HDに格納されるものとして述べるものとする。なお、ハイブリッド空間とは、フーリエ空間（k 空間）と実空間とを混成した空間である。

[0033] コンピュータ 32は、 CPUによってプログラムが読み込まれて実行されることによってシーケンスコントローラ制御手段 101、天板移動速度制御手段 102、データ収集手段 103、 2Dデータ取得手段 104、 2Dデータ再配置手段 105、 2D画像再構成手段 106、表示制御手段 107、 3Dデータ再配置手段 108、 3D画像再構成手段 109、 3 D画像処理手段 110及び 3D画像記録手段 111として機能する。なお、プログラムによらず、特定のハードウェア（回路)を設けてコンピュータ 32を構成してもよい。

[0034] シーケンスコントローラ制御手段 101は、入力装置 39又はその他の構成要素からの情報に基づいて、所要のシーケンスをシーケンスコントローラ 31に与えることによつて、 3Dスキャンを実行させる機能を有する。

[0035] 天板移動速度制御手段 102は、後述するデータ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、入力手段 39によって入力された天板 35の変速信号の入力に従つて天板 35の移動速度を計算し、その移動速度にて天板 35を移動させるように天板移動制御装置 35aを介して天板駆動機構 35bを制御する機能を有する。

[0036] データ収集手段 103は、 3Dスキャンの実行により収集された 3D生データを収集する機能を有する。

[0037] 2Dデータ取得手段 104は、データ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、データ収集手段 103で収集した 3D生データのうち一部の 2Dデータである" ky =一定"の kyに関する 2Dデータを取得する機能を有する。より具体的には、 2Dデータ取得手段 104としての 2Dデータ切出手段 104aは、データ収集手段 103による 3D 生データの収集と並行して、データ収集手段 103で収集した 3D生データから、 "ky =一定"の kyに関する 2Dデータを切り出す機能を有する。なお、 2Dデータ取得手段 104は、データ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、データ収集手段 103で収集した 3D生データから、 "ky=—定"の kyに関する 2Dデータを選択してちょい。

[0038] 2Dデータ再配置手段 105は、データ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、 2Dデータ切出手段 104aで切り出した" ky=0"の 2Dデータを z軸方向にフ一リエ変換し、 kx—zのハイブリッド空間にて再配置する機能を有する。

[0039] 2D画像再構成手段 106は、データ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、 2Dデータ再配置手段 105で kx方向に揃った zデータについて 1次元フーリエ変換を行な!ヽ、実空間の 2D画像 (投影像)を取得する機能を有する。

[0040] 表示制御手段 107は、データ収集手段 103による 3D生データの収集と並行して、 2D画像再構成手段 106で 2D再構成して得られた画像データをモニタ 38に与えて、モニタ 38に 2Dの投影像である血管造影像を表示させる機能を有する。

[0041] 3Dデータ再配置手段 108は、データ収集手段 103で収集した 3D生データを z軸方向にフーリエ変換し、 kx— ky— zのハイブリッド空間にて再配置する機能を有する

[0042] 3D画像再構成手段 109は、 3Dデータ再配置手段 108で kx, ky方向に揃った zデータについて 2次元フーリエ変換を行ない、実空間の 3D画像を取得する機能を有する。

[0043] 3D画像処理手段 110は、 3D画像再構成手段 109で取得した 3D画像に SVR (sha ded volume rendering)処理、 MaxIP (maximum intensity projection)処理、 MmlP ( minimum intensity projection)処理によって、 3Dの投影像を取得する機能や MPR ( multiple plane rendering)処理等の画像処理を施す機能を有する。

[0044] 3D画像記録手段 111は、 3D画像処理手段 110で取得した 3Dの投影像を HD〖こ記録する機能を有する。また、 3Dの投影像は、表示制御手段 107を介してモニタ 38 に表示されるように構成してもよヽ。

[0045] 続いて、本発明に係る磁気共鳴撮像方法について、図 2に示すフローチャートを用いて説明する。

[0046] 天板 35上に被検体 Pが臥位にて載置されると共に、静磁場電源 26から静磁場用磁石 21に電流が供給されて、静磁場用磁石 21内部に静磁場が形成される。また、シムコイル電源 28からシムコイル 22に電流が供給されて撮影領域に形成された静磁場が均一化される。

[0047] 入力装置 39からシーケンスコントローラ制御手段 101に PIシーケンスの選択情報と共に動作指令が与えられる。このため、シーケンスコントローラ制御手段 101は PIシ一ケンスをシーケンスコントローラ 31に与える。シーケンスコントローラ 31は、シーケンスコントローラ制御手段 101から受けた PIシーケンスに従って傾斜磁場電源 27、送信器 29及び受信器 30を駆動させることにより撮影領域に X軸傾斜磁場、 y軸傾斜磁場及び z軸傾斜磁場を形成させるとともに、 RF信号を発生させる。

[0048] この際、傾斜磁場コイルにより形成された X軸傾斜磁場、 y軸傾斜磁場及び z軸傾斜磁場は主として、位相エンコード (PE : phase encoding)用傾斜磁場、読出し (RO :rea dout)用傾斜磁場、スライスエンコード（SE : slice encoding)用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、被検体 P内部における原子核のスピンの回転方向に規則性が現れ、 SE用傾斜磁場により z軸方向に形成されたスライスにおける二次元的な位置情報である X座標および y座標は、 PE用傾斜磁場および RO用傾斜磁場によりそれぞれ被検体 P内部における原子核のスピンの位相変化量および周波数変化量に変換される。

[0049] そして、送信器 29から PIシーケンスに応じて RFコイル 24の各チャンネルを経由して各表面コイル 24aにそれぞれに RF信号が与えられる。各表面コイル 24aから、天板 35に載置された被検体 Pに向カゝつて RF信号が送信される。さらに、被検体 Pの内部において RF信号の周波数に応じたスライスに含まれる原子核の核磁気共鳴により生じた NMR信号力 RFコイル 24の各表面コイル 24aにより受信されて受信器 30に与えられる。

[0050] また、天板移動速度制御手段 102が天板移動制御装置 35aを介して天板駆動機構 35bを制御することによって、被検体 Pが載置された天板 35が z軸方向に連続的に移動される (ステップ Sl)。

[0051] 受信器 30は、 RFコイル 24の各表面コイル 24aから NMR信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅及びフィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器 30は、 NMR信号を AZD変換することにより、デジタルデータの NMR信号である 3D生データを生成する。受信器 30は、生成した 3D生データをシーケンスコントローラ 31に与える。

[0052] シーケンスコントローラ 31は、受信器 30から受けた 3D生データをコンピュータ 32のデータ収集手段 103に与える。このデータ収集手段 103では、 3D生データが収集される (ステップ S2)。すなわち、データ収集手段 103は、天板 35を連続的に移動させながら、被検体 Pの 3D領域を磁気共鳴励起すると共に、 3D領域から 3Dの核磁気共鳴信号力もなる 3D生データを収集する。

[0053] 次いで、 2Dデータ取得手段 104では、ステップ S2による 3D生データの収集と並行して、ステップ S2で収集した 3D生データのうち一部の 2Dデータである" ky=—定 "の kyに関する 2Dデータが取得される。より具体的には、 2Dデータ取得手段 104としての 2Dデータ切出手段 104aでは、ステップ S2による 3D生データの収集と並行して、ステップ S2で収集した 3D生データから、 "ky=—定"の kyに関する 2Dデータが切り出される (ステップ S3)。

[0054] 2Dデータ再配置手段 105では、図 3に示すように、ステップ S3で切り出した" ky= 一定"の ky、例えば" ky=0"に関する 2Dデータが z軸方向にフーリエ変換され、データベース 40に形成された kx— z (zl≤z≤z2)のハイブリッド空間にて再配置される (ステップ S4)。この結果、経時的に変化する 3D生データがデータベース 40として H Dに蓄積される。図 3は、 kx—ky—zのハイブリッド空間を示す図であり、 zl≤z≤z2 のデータを抜き出すと通常の 1画像分のデータ (投影像）となる。なお、 "ky=—定" の kyは" ky = 0"の場合に限定されるものではない。例えば、図 3に示すように、 "ky = 1"の場合であっても、 "ky=0"の場合と同等の結果が得られる。また、図示しない力 "ky= 2"や" ky= 3"等の場合であっても、 "ky=0"の場合と同等の結果が得られる。

[0055] 次いで、図 4に示すように、 2D画像再構成手段 106では、ステップ S2による 3D生データの収集と並行して、ステップ S4で再配置され kx方向に揃った zデータにっヽて 1次元フーリエ変換が行なわれ、 x—y—z (zl≤z≤z2)の実空間の 2D画像 (投影像）としての血管造影像が取得される (ステップ S5)。図 4は、図 3に示した kx— ky— zのハイブリッド空間に対応する実空間 x— y— zを示す図であり、実空間における zl ≤z≤z2領域の投影像としての 2D画像が得られる。ここでは、主要な応用である血管造影像を例として示して、る。

[0056] 図 1に示した表示制御手段 107は、ステップ S2による 3D生データの収集と並行して、ステップ S5で取得した画像データをモニタ 38に与えて、モニタ 38に 2Dの投影像である血管造影像を表示させる (ステップ S6)。よって、図 4に示すような" k=0", " zl≤z≤z2"の投影データをスライディングしながら、リアルタイムに被検体 Pへの造影剤の進入を観察できる。

[0057] さて、ここで収集されている全データである 3Dデータの処理についてステップ S7〜 S 10の流れとして述べる。実際には 3Dデータ処理は、背景説明で述べたようにデータ収集と並行して行なうことは困難である。 3Dデータ再配置手段 108では、ステップ S2で収集した 3D生データが z軸方向にフーリエ変換され、データベース 40に形成された kx— ky— zのハイブリッド空間にて再配置される（ステップ S7)。この結果、経時的に変化する 3D生データがデータベース 40として HDに蓄積される。

[0058] 3D画像再構成手段 109では、ステップ S7で kx, ky方向に揃った zデータについて 2次元フーリエ変換が行なわれ、 X— y— zの実空間の 3D画像が取得される (ステップ S8)。

[0059] 3D画像処理手段 110では、ステップ S8で取得した 3D画像に SVR処理、 MaxIP 処理、 MinIP処理又は MPR処理等の画像処理が施されることによって、 3Dの投影像が取得される (ステップ S9)。

[0060] 3D画像記録手段 111では、ステップ S9で取得した 3Dの投影像が HDに記録される (ステップ S10)。また、 3Dの投影像は、表示制御手段 107を介してモニタ 38に表示されてもよい。

[0061] これらの 3Dデータに対する処理は通常はデータ収集の進行よりも遅れて、あるいはデータ収集が終了して力も行なうことになるのは上述のとおりである。

[0062] 以下では、ステップ S6の処理の続きに戻って詳細を述べる。ステップ S6に続いて、被検体 Pの撮影を続ける力否かが判断される (ステップ Sl l)。ステップ S11の判断にて Yes、すなわち、撮影を続けると判断された場合、入力装置 39を用いて天板移動速度制御手段 102に変速信号が入力された力否かが判断される (ステップ S12)。必要に応じてユーザは入力装置 39を操作して、任意のタンミングでコンピュータ 32に変速信号を入力する。ステップ S12の判断にて Yes、すなわち、入力装置 39を用いて天板移動速度制御手段 102に変速信号が入力されたと判断された場合、天板移動速度制御手段 102では、天板 35の移動速度が計算される (ステップ S13)。 [0063] 次いで、天板移動速度制御手段 102が天板移動制御装置 35aを介して天板駆動機構 35bを制御して、ステップ S 13で計算された移動速度で天板 35が移動され (ステツプ S1)、その移動速度にて再び 3D生データが収集される (ステップ S2)。また、ステップ S12の判断にて No、すなわち、入力装置 39を用いてコンピュータ 32に変速信号が入力されていないと判断された場合、天板移動速度制御手段 102が天板移動制御装置 35aを介して天板駆動機構 35bを制御して、変速のな、移動速度で天板 35が移動され (ステップ S1)、再び 3D生データが収集される (ステップ S2)。

[0064] 一方、ステップ SI 1の判断にて No、すなわち、撮影を続けな!/、と判断された場合、動作が終了される。

[0065] 以上のように、ステップ S6にて表示された 2D画像を見ながらユーザが必要に応じて変速信号を入力し、ステップ S13で計算された天板 35の移動速度にて撮影を繰り返して 3D生データを収集することで、連続的に 2Dの投影像を取得 ·表示することができる。また、ステップ S13で計算された天板 35の移動速度にて撮影を繰り返して 3 D生データを収集することで、適正な 3Dの投影像を連続的に取得することができる。

[0066] 図 5乃至図 7は、天板 35上に臥位にて載置された被検体 Pの 2D画像である血管造影像を模擬した図である。

[0067] 図 5は、時間丁が "T = 1 "にお!/、てステップ S 5で取得した被検体 Pの血管造影像を示す。この血管造影像では主に胸部まで造影剤が侵入しており、その場合、胸部が適正な撮影領域となる。図 6は、 "T=tl"後のタイミングである" T=t2"においてステツプ S5で取得した被検体 Pの血管造影像を示す。この血管造影像では主に腹部まで造影剤が侵入しており、その場合、腹部が適正な撮影領域となる。また、図 7は、 "T=t2"後のタイミングである" T=t3"においてステップ S5で取得した被検体 Pの血管造影像を示す。この血管造影像では主に下肢部まで造影剤が侵入しており、その場合、下肢部が適正な撮影領域となる。

[0068] また、各部位における造影剤の移動速度 (血流速度）には差異がある。その血流速度は胸部の血管内で最も大きぐ次いで、腹部、下肢部の順に段階的に小さくなる。よって、血流速度に追随した適正な撮影領域にて撮影を行ない、ステップ S8にて適正な 3D画像を取得するためには、胸部付近では撮影領域の移動を比較的高速で、すなわち、図 8に示すように、天板 35を比較的高速で移動させる必要がある。腹部付近では撮影領域の移動を平均的速度で、すなわち、図 8に示すように、天板 35を平均的速度で移動させる必要がある。また、下肢部付近では撮影領域の移動速度を比較的低速で、すなわち、図 8に示すように、天板 35を比較的低速で移動させる必要がある。

[0069] 図 8に示すように、ガントリ 55内に進入する天板 35の移動速度を比較的高速、平均的速度、比較的低速と順に変速させながらステップ S2によって連続的に 3D生データを収集することで、移動速度が変化する天板 35によって連続的に収集された 3D 生データを基に、ステップ S6で順次 2D画像を表示すると共に、ステップ S8で順次適正な 3D画像を取得することができる。なお、ステップ S2によって新たな 3D生データが収集される毎に、ステップ S2乃至 S6の動作を繰り返すことで、ステップ S6ではモユタ 38に、 2D画像を更新表示させることができる。

[0070] また、図 9は、被検体 P毎における血流速度の差異の一例を示す表である。

[0071] 図 9は、被検体としての高齢者 Pl、中年者 P2及び若年者 P3における血流速度の差異を示し、高齢者 Pl、中年者 P2及び若年者 P3の血流速度は胸部から下肢部にかけて低下する（図 5乃至図 7にて説明済み)。また、若年者 P3、中年者 P2、高齢者 P 1の順に、全体的に血流速度が低下する傾向にある。

[0072] よって、図 5、図 6、図 7及び図 9で説明した通り、血流速度は、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎で差異が生じるので、図 8に示した天板 35の移動速度を画一的に定めることができず、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎で異なる移動速度をもつ血流に追随するように天板 35の移動速度を変化させることが不可欠となる。

[0073] よって、ステップ S6にてモニタ 38に表示された 2Dの血管造影像を見ながら、ユーザは、入力装置 39を用いて天板移動速度制御手段 102に対して天板 35の変速信号を適宜入力する。血流速度が比較的速い部位、例えば、図 5に示した胸部付近を撮影して!/ヽる時は、天板 35を比較的高速で移動させることで撮影領域を比較的高速で移動させる一方、血流速度が比較的遅い部位、例えば、図 7に示した下肢部付近を撮影して!/ヽる時は、天板 35を比較的低速で移動させることで撮影領域を比較的低速で移動させる。例えば、ユーザは、入力装置 39を用いて変速信号入力画面を操作し、天板移動速度制御手段 102に対して天板 35の変速信号を入力する。

[0074] 図 10は、天板 35の変速信号入力画面の一例を示す図である。

[0075] 図 10は、ユーザが入力装置 39を操作して、任意のタンミングでコンピュータ 32に変速信号を入力できる、天板 35の変速信号入力画面 (GUI画面)を示す。この変速信号入力画面には、磁気共鳴イメージング装置 10のガントリ、天板 35及び被検体 P の位置関係が、また、その位置関係力も形成される撮影領域がそれぞれグラフィックとして示されており、この画面にて磁気共鳴イメージング装置 10の天板 35の変速信号を適宜入力する。また、変速信号入力画面の右側における撮影領域のグラフィック内側には、変速信号入力画面で入力した変速信号によってステップ S13で計算された天板 35の移動速度でステップ S5にて取得した血管造影像がリアルタイムで参照画像として表示される。

[0076] ユーザは、参照画像としての血管造影像を見ながら、血流速度に対して、撮影領域の移動が遅すぎる場合は変速信号入力画面上の「もっと速く」ボタンを、速すぎる場合は「もっとゆっくり」ボタンを押す。「もっと速く」又は「もっとゆっくり」ボタンが押されると、変速信号として天板移動速度制御手段 102に入力される。変速信号入力画面上における天板 35の模式図の変化速度が調整される。さらに、変速信号によって天板移動速度制御手段 106では天板 35の移動速度が計算される。

[0077] ここでは、図 5に示す" T=tl"の場合を示す。ユーザは胸部の血管造影像を見ながら、血流速度に対して、変速信号入力画面上の「もっと速く」ボタンを押す。「もっと速く」ボタンが押されると、変速信号入力画面上における天板 35のグラフィックの変化速度が加速されると共に、天板移動速度制御手段 102では天板 35の移動速度が計算される。

[0078] 図 11は、天板 35の変速信号入力画面の一例を示す図である。

[0079] 図 11に示す変速信号入力画面は、図 6の場合を示す。ユーザは腹部の血管造影像を見ながら、血流速度に対して、変速信号入力画面上の「もっとゆっくり」ボタンを押す。「もっとゆっくり」ボタンが押されると、変速信号入力画面上における天板 35のグラフィックの変化速度が減速されると共に、天板移動速度制御手段 102では天板 3 5の移動速度が計算される。

[0080] なお、入力装置 39を用いて変速信号入力画面上の位置関係の模式図は、レーザ等を利用した位置計測装置で計測した実際の天板 35の位置を基に表示されるものであってもよい。

[0081] 図 10及び図 11で説明したように、ステップ S13にて血流速度に追随して天板 35の移動速度を適宜計算することによって、計算後の天板 35の移動速度でステップ S2 にて収集した 3D生データを基にした 3D画像が HDに記録される。この 3D画像は、被検体 Pの部位や被検体 Pによる血流速度の差異に順応して、るので、診断用の 3 Dの血管造影像を得るに適正な 3D画像である。

[0082] なお、 3D再構成画像としての血管造影像は表示制御手段 107により適宜モニタ 3 8に与えられて、モニタ 38に表示されてもよい。

[0083] 図 12及び図 13は、天板の移動速度の変化に伴うデータの収集単位順を説明する図である。

[0084] 図 12及び図 13の kx—zのハイブリッド空間では、図中上側 (胸部）から下側（下肢部）に向力う時系列でデータ収集が行なわれ、図中破線は、天板が一定速度で移動する場合のデータの収集単位を示す。また、図中実線は、変速信号入力画面上で変速信号が入力され天板の移動速度が適宜変化する場合のデータの収集単位を示す。

[0085] 図 12に示す kx— zのハイブリッド空間にお、て、被検体の胸部に相当する位置（図中の上側）では血流が比較的高速であるため、被検体が載置される天板の移動速度が比較的高速となる。よって、 kx—zのハイブリッド空間において被検体の胸部に相当する位置では、少なくとも撮影中心軸付近の mx分のデータを収集する。

[0086] 続けて、 kx—zのハイブリッド空間において、被検体の胸部から腹部（図中の中央）にかけては血流速度が徐々にゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなるに従って、 mx分のデータの収集に加えて、徐々に kxの高周波分についてもデータを収集するようになる。さらに、変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定した kxの最高周波数分 (Mx)までデータを収集する。 [0087] 続けて、 kx— zのハイブリッド空間において、被検体の腹部から下肢部（図中の下側）にかけては被検体の血流速度がさらにゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定した kxの最高周波数分を 2回加算する。又は、天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、想定した kxの最高周波数分を更新する（図示しない)。

[0088] また、図 13に示す kx—zのノ、イブリツド空間において、被検体の胸部に相当する位置（図中の上側）では血流が比較的高速であるため、被検体が載置される天板の移動速度が比較的高速となる。よって、 kx—zのハイブリッド空間において被検体の胸部に相当する位置では、少なくとも撮影中心軸付近の mx分のデータを収集する。

[0089] 続けて、 kx—zのハイブリッド空間において、被検体の胸部から腹部（図中の中央）にかけては血流速度が徐々にゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなるに従って、 mx分のデータの収集に加えて、 kxの撮影中心軸付近でデータが隙間なく揃うように kxの高周波分の取得順序を変更して kxの高周波分のデータを収集する。さらに、変速信号によって天板の移動速度が所定の速度までゆっくりとなると、撮影中心軸付近を揃えるストラテジで収集する。

[0090] 続けて、 kx— zのハイブリッド空間において、被検体の腹部から下肢部（図中の下側）にかけては被検体の血流速度がさらにゆっくりとなるため、変速信号入力画面上で変速信号が適宜入力される。その変速信号によって天板の移動速度がゆっくりとなると、想定した kxの最高周波数分を 2回加算する。又は、天板の移動速度が所定の速度までゆつくりとなると、想定した kxの最高周波数分を更新する（図示しな!、)。

[0091] 図 14は、本発明に係る磁気共鳴血管造影方法の変形例を示すフローチャートである。

[0092] 磁気共鳴血管造影方法の変形例によると、まず、入力装置 39を用いて、ユーザによってデータ収集条件の初期値がコンピュータ 32に入力される（ステップ S21)。データ収集条件としては、天板 35の移動速度、 kx— ky— zのノ、イブリツド空間における天板 35の位置がある。 [0093] データ収集手段 103では、入力されたデータ収集条件としての天板 35の移動速度及び位置で 3D生データが収集される (ステップ S22)。ステップ S22による 3D生データの収集と並行して、収集されたデータを基に必要なデータが揃った力否かによって、被検体 Pの撮影を続ける力否かが判断される (ステップ S23)。

[0094] ステップ S23の判断にて Yes、すなわち、被検体 Pの撮影を続けると判断された場合、 "ky=—定"、例えば" ky=0"である力否かが判断される (ステップ S24)。

[0095] ステップ S24の判断にて Yes、すなわち、 "ky=0"と判断された場合、ステップ S22 による 3D生データの収集と並行して、 2Dデータ切出手段 104aによって" ky=0"の 2Dデータが切り出され (ステップ S25)、 2Dデータ再配置手段 105によって z軸方向にフーリエ変換され、 kx—zのハイブリッド空間にて再配置される（ステップ S26)。次いで、ステップ S26で kx方向に揃った zデータについて、ある z座標における kxが新規に揃った力否かが判断される（ステップ S27)。ステップ S27の判断にて No、すなわち、ある z座標について kxが新規に揃っていないと判断された場合、速度変更指示があればその情報が出力される (ステップ S28)。

[0096] 天板移動速度制御手段 102では、ステップ S22による 3D生データの収集と並行して、ステップ S1で入力したデータ収集条件にて既に取得済みの 3D生データと変速信号とを総合して、データ収集条件、すなわち、変速後の天板 35の移動速度及び次の天板 35の位置が計算される（ステップ S29)。次いで、ステップ S1で入力したデータ収集条件が、ステップ S24で算出したデータ収集条件に更新され (ステップ S30)、ステップ S24で算出したデータ収集条件にて再び 3D生データが収集される (ステツプ S22)。

[0097] 一方、ステップ S27の判断にて Yes、すなわち、ある z座標について kxが新規に揃つたと判断された場合、 X軸方向にフーリエ変換し、 2D画像力 ^軸方向に拡張して更新され (ステップ S31)、速度変更指示があればその情報が出力される (ステップ S28 )。ステップ S31で更新した 2D画像をモニタ 28に表示することで、ユーザは、変速信号を入力する。

[0098] 一方、ステップ S23の判断にて No、すなわち、撮影を続けな!/、と判断された場合、被検体 Pの撮影を終了する。 [0099] また、ステップ S24の判断にて No、すばわち、 "ky=0"でな、場合、データ収集条件が計算される (ステップ S29)。

[0100] なお、本発明において、一般に、撮影領域はその撮影中心軸力離れる程、線形性 (傾斜磁場の傾き）が悪くなり、 FT処理による MR画像はその形状が歪むので、既知の傾斜磁場線形性補正法を適用してもょヽ。

[0101] 力！]えて、本発明における投影処理は、血管造影像を強調するため、流体部分以外の静止部からの信号を抑制する位相ねじれの手法を応用した TWIP (twisted project ion)法に基づき血管の投影像を得るものであり、その中の、 3D画像データの後処理の中で、、わゆる"ツイスター"による「ねじれ効果」をもたせる方法に準拠してもよ!/、。

[0102] さらに、 k空間の撮影中心軸付近に配置するデータをその他の部分に配置するデータよりも多く収集するようにパルスシーケンスの収集単位 (励起)順を設定し、スキヤンするサンプリング法である 3D—TRICKS法を kx— zのハイブリッド空間に適用してもよぐこれにより、時間分解能をさらに向上させることができる。

[0103] 磁気共鳴イメージング装置 10及び磁気共鳴血管造影方法によると、被検体の内部の実際の血流速度を観察しながら天板 35の移動速度を制御することができ、被検体毎、また、同一被検体であっても部位毎に異なる血流速度に追随した適正な画像データを取得できる。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体を載置する天板と、この天板を長手方向（z軸方向）に移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンビユータとを備え、前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行なう磁気共鳴イメージング装置にぉ、て、

前記天板駆動機構を制御して、前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、前記天板を移動させながら核磁気共鳴信号力なる 3Dデータを収集するデータ収集手段と、

前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記データ収集手段で収集した 3Dデータのうち一部の 2Dデータを基に 2D画像を取得する 2D画像取得手段と、

前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記 2D画像を表示させる表示制御手段と、を有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 3Dデータを基に 3D画像を取得する 3D画像取得手段を有し、前記天板移動速度制御手段は、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させることを特徴とする請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[3] 前記 2D画像取得手段は、前記データ収集手段で収集した 3Dデータのうち、 "ky= 一定"の kyに関する 2Dデータを取得する 2Dデータ取得手段と、この 2Dデータ取得手段で取得した 2Dデータを z軸方向にフーリエ変換し、 kx— zのハイブリッド空間にて再配置する 2Dデータ再配置手段と、この 2Dデータ再配置手段で kx方向に揃つた zデータについて 1次元フーリエ変換を行ない、実空間の 2D画像を取得する 2D画像再構成手段とを有することを特徴とする請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[4] 前記" ky=—定"を" ky=0"とすることを特徴とする請求項 3に記載の磁気共鳴ィメ一ジング装置。

[5] RFコイルを、少なくとも z軸方向に複数の表面コイルで構成されるマルチコイルとし、前記複数の表面コイルで同時に前記核磁気共鳴信号を受信することを特徴とする請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[6] 前記 3D画像取得手段は、前記データ収集手段で収集した 3Dデータを z軸方向にフ一リエ変換し、 kx—ky—zのハイブリッド空間にて再配置する 3Dデータ再配置手段と、この 3Dデータ再配置手段で kx, ky方向に揃った zデータについて 2次元フーリェ変換を行ない、実空間の 3D画像を取得する 3D画像再構成手段と、この 3D画像取得手段で取得した 3D画像に画像処理を施す 3D画像処理手段とを有することを特徴とする請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[7] 前記天板移動速度制御手段に対して、前記変速信号を入力する入力装置を具備することを特徴とする請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[8] 実際の前記天板の位置を計測する位置計測装置を有することを特徴とする請求項 2 に記載の磁気共鳴イメージング装置。

[9] 被検体を載置する天板と、この天板を移動させる天板駆動機構と、この天板駆動機構に制御信号を与えて前記天板の移動速度を制御するコンピュータとを備え、前記被検体の内部の血管に造影剤を注入して前記天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行な!ヽ、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴ィメージング装置において、

前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号カゝらなる 3Dデータを収集するデータ収集手段と、

前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、前記 2D画像を表示させる表示制御手段と、

前記 3Dデータを基に 3D画像を取得する 3D画像取得手段とを有し、

前記データ収集手段による前記 3Dデータの収集と並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度を計算して、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させる天板移動速度制御手段と、を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置

[10] 被検体の内部の血管に造影剤を注入して天板を連続的に移動させながら前記被検体の撮影を行な!ヽ、前記造影剤の時間的な移動を画像化する磁気共鳴血管造影方法において、

前記天板が移動される天板移動工程と、

前記天板を移動させながら、前記被検体の血流が強調された信号を含む核磁気共鳴信号カゝらなる 3Dデータが収集されるデータ収集工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、前記 3Dデータのうち一部の 2Dデータを基に 2D 画像が取得される 2D画像取得工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2D画像が表示される 2D画像表示工程と、前記 3Dデータを基に 3D画像が取得される 3D画像取得工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、入力された変速信号に従って前記移動速度が計算される移動速度計算工程とを有し、計算後の前記移動速度にて前記天板を移動させることを特徴とする磁気共鳴血管造影方法。

[11] 前記 2D画像取得工程は、前記 3Dデータから、 "ky=—定"の kyに関する 2Dデータが切り出される 2Dデータ取得工程と、この 2Dデータ取得工程で取得した 2Dデータ力軸方向にフーリエ変換され、 kx—zのハイブリッド空間にて再配置される 2Dデータ再配置工程と、この 2Dデータ再配置工程で kx方向に揃った zデータについて 1次元フーリエ変換が行なわれ、実空間の 2D画像が取得される 2D画像再構成工程とを有することを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[12] 前記" ky=—定"を" ky=0"とすることを特徴とする請求項 11に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[13] 前記 2Dデータ再配置工程で kx方向に揃った zデータについて、所定の z座標における kxが新規に揃った場合、 X軸方向にフーリエ変換され、前記 2D画像が z軸方向方向に拡張されることを特徴とする請求項 11に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[14] 前記 kx— zのハイブリッド空間で、その撮影中心に配置するデータをその他の部分に配置するデータよりも多く収集するようにパルスシーケンスの収集単位順を設定してスキャンするサンプリング法である 3D— TRICKS法が適用されることを特徴とする請求項 11に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[15] 前記 3D画像取得工程は、前記 3Dデータが z軸方向にフーリエ変換され、 kx— ky— zのハイブリッド空間にて再配置される 3Dデータ再配置工程と、この 3Dデータ再配置工程で kx, ky方向に揃った zデータについて 2次元フーリエ変換が行なわれ、実空間の 3D画像が取得される 3D画像再構成工程と、この 3D画像取得工程で取得した 3D画像に画像処理が施される 3D画像処理工程とを有することを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[16] 前記 3D画像処理工程は、前記 3D画像再構成工程で取得した 3D画像に SVR(sha ded volume rendering)処理、 MaxIP (maximum intensity projection)処理、 MmlP ( minimum intensity projection)処理又は MPR (multiple plane rendering)処理力 S施れることを特徴とする請求項 15に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[17] 前記 3D画像取得工程で取得した 3D画像を記録する 3D画像記録工程を有することを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[18] 既に取得済みの 3Dデータと変速信号とを総合して、変速後の前記天板の移動速度及び次の前記天板位置が計算されることを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[19] 少なくとも z軸方向に複数の表面コイルで同時に前記核磁気共鳴信号を受信して、その核磁気共鳴信号カゝらなる 3Dデータを基に、前記 2D画像又は前記 3D画像が再構成されることを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[20] 撮影領域の線形性を補正する傾斜磁場非線形性補正法が適用されることを特徴とする請求項 10に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[21] 前記被検体の内部の流体部分以外の静止部からの信号を抑制する位相ねじれの手法を応用した TWIP (twisted projection)法が適用されることを特徴とする請求項 10 に記載の磁気共鳴血管造影方法。

[22] 被検体を載置するための天板を z軸方向に移動させる天板移動工程と、

前記天板を連続的に移動させながら、前記被検体の 3D領域を磁気共鳴励起すると共に前記 3D領域から 3Dの核磁気共鳴信号力なる 3Dデータを収集するデータ収集工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、前記 3Dデータのうち一部の 2Dデータを取得する 2Dデータ取得工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2Dデータを基に画像生成処理を行なって 2 D画像を生成する 2D画像再構成工程と、

前記 3Dデータの収集に並行して、前記 2D画像を表示する 2D画像表示工程とを有し、

前記データ収集工程によって新たな 3Dデータが収集される毎に、前記 2Dデータ取得工程、前記 2D画像再構成工程及び前記 2D画像表示工程を繰り返し、前記 2D画像表示工程によって前記 2D画像を更新表示させることを特徴とする磁気共鳴血管造影方法。