JPH10192252A - Ｍｒイメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 対象部位に造影剤が最も充満したタイミング
をとらえて３Ｄ−造影ＭＲアンギオグラフィ撮像を行
う。 【解決手段】 被検者６１に造影剤が注入されるときコ
ンピュータ５１が最初２Ｄ撮像シーケンスがくり返され
るよう制御し、そこで順次得られる２Ｄ像のＲＯＩでの
信号強度を抽出回路５８が求め、その信号強度の時間的
変化からピーク検出回路５９がそのピークをとらえてト
リガ信号をコンピュータ５１に与え、コンピュータ５１
はこのトリガ信号入力に応じて３Ｄ撮像シーケンスに切
り換える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】この発明は、ＭＲ現象（核磁
気共鳴現象）を利用して画像をつくるＭＲイメージング
装置に関し、とくに造影剤を用いて血流等からの信号を
強調して３Ｄ撮像するのに好適なＭＲイメージング装置
に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、Ｇｄ−ＤＴＰＡ等の造影剤を静注
し、適切な遅延時間を置いた後にｓｈｏｒｔ ＴＲの３
Ｄグラジェントエコーシーケンスにより、動脈や静脈の
血管像を得る３Ｄ−造影ＭＲアンギオグラフィ撮像法が
報告されている（ Prince MR,Yucel EK, Kaufman JA, H
arrison D. Dynamic gadolinium-enhanced three-dimen
sional abdominal MR arteriography. JMRI 1993; 3:87
7-881 ）。この方法は、造影剤のＴ１短縮効果により血
管を高信号部分とし、他の組織とのコントラストをつけ
るようにしたものである。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
３Ｄ−造影ＭＲアンギオグラフィ撮像法では、検査対象
とする血管に造影剤が充満するまでに要する時間が分か
らず、また個人差も大きいことから、撮像タイミングを
適切なものとすることが難しいという問題がある。その
ため、撮像タイミングが往々にして不適切なものになり
がちであり、対象血管を十分に描写した画像が得られな
いことが多い。

【０００４】これに対して、適切と思われるタイミング
の前後の広い時間帯で連続的に撮像してすべてのタイミ
ングをカバーすることも考えられなくはないが、無駄な
撮像が必ず含まれることになり、また得られたデータを
全て処理しないとどのタイミングでの撮像がベストであ
ったかが分からないなど、手間もかかる。

【０００５】この発明は、上記に鑑み、適切なタイミン
グで３Ｄ−造影ＭＲアンギオグラフィ撮像を行うことが
容易な、ＭＲイメージング装置を提供することを目的と
する。

【０００６】

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明によるＭＲイメージング装置においては、
静磁場を発生する手段と、該静磁場に重畳するよう互い
に直角な第１、第２、第３の方向の傾斜磁場を発生する
手段と、ＲＦ送信手段と、ＲＦ受信手段と、これらを制
御して、ＲＦ励起パルス、第１方向のスライス選択用傾
斜磁場パルス、第２方向の位相エンコード用傾斜磁場パ
ルス、第３方向の読み出し用傾斜磁場パルスを含む２Ｄ
撮像シーケンスを順次くり返すとともに、入力されたタ
イミングに応じてこの２Ｄ撮像シーケンスから、ＲＦ励
起パルス、第１方向のスライス選択用傾斜磁場パルス、
第１方向の位相エンコード用傾斜磁場パルス、第２方向
の位相エンコード用傾斜磁場パルス、第３方向の読み出
し用傾斜磁場パルスを含む３Ｄ撮像シーケンスに移行さ
せる制御手段と、上記の順次行われる２Ｄ撮像シーケン
スで得られる２Ｄ像より信号強度を求める手段とが備え
られることが特徴となっている。

【０００７】３Ｄ撮像シーケンスに先行して２Ｄ撮像シ
ーケンスが順次くり返され、２Ｄ像が次々に得られる。
そこで、被検者に造影剤を注入したときに、この２Ｄ像
に造影剤が写ってくるため、この２Ｄ像から信号強度を
求めると、造影剤の充満度が分かる。信号強度の時間的
変動をオペレータが観察するか、コンピュータ等で自動
的に判定することにより、信号強度のピークを求めるこ
とは容易である。このピーク時点でタイミングを手動ま
たは自動で与えれば、造影剤が最も充満した時点を逃さ
ずに３Ｄ撮像シーケンスを行うことができる。そのた
め、造影剤の注入から対象部位に到達するまでの時間の
個人差などにかかわりなく、適切なタイミングで３Ｄ−
造影ＭＲアンギオグラフィ撮像を行って良好な画像を得
ることができる。

【０００８】

【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。この発明に
かかるＭＲイメージング装置は図１に示すように構成さ
れる。この図１において、マグネットアセンブリ１１に
は、静磁場を発生するための主マグネットと、この静磁
場に重畳する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを発生する傾斜
磁場コイルが含まれる。この静磁場及び傾斜磁場が加え
られる空間には、検査台６２に載せられた被検者６１が
挿入される。この被検者６１には、ＲＦパルスを被検者
６１に照射するとともにこの被検者６１で発生したＮＭ
Ｒ信号を受信するためのＲＦコイル１２が取り付けられ
ている。被検者６１には図示しないが、所定のタイミン
グでＧｄ−ＤＴＰＡ等の造影剤が静注されるようになっ
ている。

【０００９】マグネットアセンブリ１１の傾斜磁場コイ
ルに傾斜磁場用電流を供給する回路として、磁場制御回
路２１が設けられる。この磁場制御回路２１には波形発
生回路５３からの波形信号が送られる。この波形発生回
路５３には、傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚの各パルス波形
に関する情報が、あらかじめコンピュータ５１からセッ
トされている。シーケンスコントローラ５２から指示さ
れたタイミングで波形発生回路５３から傾斜磁場Ｇｘ、
Ｇｙ、Ｇｚの各々についての波形信号が生じ、これが磁
場制御回路２１に送られることにより、所定の波形のパ
ルスとされた傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚがそれぞれ発生
することになる。

【００１０】ＲＦ発振回路３１により発生させられたＲ
Ｆ信号は振幅変調回路３２に送られ、これがキャリア信
号となり、波形発生回路５３から送られてくるＲＦ波形
信号に応じて振幅変調される。この振幅変調後のＲＦ信
号は、ＲＦ電力増幅器３３を経て増幅された後、ＲＦコ
イル１２に加えられる。このＲＦ発振回路３１の発振周
波数はコンピュータ５１によって制御され、被検者６１
の身体組織の共鳴周波数に一致させられる。上記の変調
信号の波形に関する情報はコンピュータ５１から波形発
生回路５３にあらかじめ与えられる。波形発生回路５３
やＲＦ発振回路３１のタイミングはシーケンスコントロ
ーラ５２により定められる。

【００１１】ＲＦコイル１２によって受信されたＮＭＲ
信号は前置増幅器４１を経て位相検波回路４２に送られ
て位相検波される。この位相検波のためのリファレンス
信号として上記のＲＦ発振回路３１からのＲＦ信号が送
られている。位相検波によって得られた信号は、シーケ
ンスコントローラ５２によって制御されたＡ／Ｄ変換器
４３により所定のサンプリングタイミングでサンプルさ
れ、デジタルデータに変換される。Ａ／Ｄ変換器４３か
ら得られたデータはコンピュータ５１に取り込まれ、こ
のコンピュータ５１において２次元あるいは３次元のフ
ーリエ変換が行われて、各ピクセルの画像データが再現
される。

【００１２】このコンピュータ５１にはディスプレイ装
置５４、キーボード５５、マウス５６および記録装置５
７が接続されている。ディスプレイ装置５４により、再
構成されたＭＲ画像などが表示される。キーボード５
５、マウス５６などによって撮像シーケンスや撮像パラ
メータあるいは関心領域（ＲＯＩ）等の入力・設定が行
なわれる。記録装置５７は光磁気ディスク装置などから
なり、得られた画像等のデータを記録する。

【００１３】コンピュータ５１には、さらにＲＯＩ信号
強度抽出回路５８が接続され、設定したＲＯＩでの信号
強度が検出される。ピーク検出回路５９は、ＲＯＩ信号
強度抽出回路５８でとらえた信号強度がピークになった
ことを検出してそのタイミングで信号をコンピュータ５
１に送る。コンピュータ５１はこの信号を受けて、２Ｄ
撮像から３Ｄ撮像へと切り換える。

【００１４】さらに図２を参照して詳しく説明する。こ
の例では、図２に示すようなグラジェントエコー法のパ
ルスシーケンスを行う。最初は、図２の（ａ）に示すよ
うにＹ方向の位相エンコードのみを行う２Ｄ撮像のシー
ケンスを行い、上記のタイミングで、図２の（ｂ）に示
すようなＺ方向の位相エンコードを加えた３Ｄ撮像のシ
ーケンスに切り換える。

【００１５】図２の（ｂ）で示す３Ｄ撮像シーケンスで
は、ＲＦパルス７１の印加時に同時にスライス選択用の
傾斜磁場パルス（ここではＧｚパルス）７２を加えて、
Ｚ方向の１箇所（ある範囲）を選択励起する。その後Ｚ
方向の位相エンコード用傾斜磁場パルス（Ｇｙパルス)
７３およびＹ方向の位相エンコード用傾斜磁場パルス
（Ｇｙパルス）７４を加えるとともに、反転する読み出
し（および周波数エンコード）用傾斜磁場パルス（Ｇｘ
パルス）７５を加え、共鳴信号７６を発生させる。２Ｄ
撮像シーケンスでは図２の（ａ）に示すように、Ｚ方向
の位相エンコード用傾斜磁場パルス（Ｇｙパルス)７３
が省かれており、その他は同じである。

【００１６】３Ｄ撮像では、図３に示すように、対象と
なる血管８１が含まれるようなＺ方向の厚さのスラブ領
域が直方体状の励起領域８２とされ、２Ｄ撮像では血管
８１を含むような薄いスライス厚の領域８３が励起され
る。このような領域８２、８３は、励起ＲＦパルス７１
の周波数帯域とＧｚパルス７２の大きさによって設定さ
れる。

【００１７】先に行われる２Ｄ撮像では領域８３の２Ｄ
像（領域８３をＺ方向から見た像）が得られ、これは図
４のようなものとなって血管像８４が映し出されるはず
である。そこで、図５に示すように、造影剤の注入前か
ら上記の領域８３を同一スライスとする２Ｄ撮像を開始
し、図５の（ａ）で示すようにｋ空間（ｋｘ−ｋｙの２
次元空間）を埋めるデータを次々に収集し、それぞれか
ら再構成画像を図５の（ｂ）に示すように次々に得る。
２Ｄ撮像シーケンスでは、たとえばＧｙを変化させなが
らＴＲ（繰り返し時間）を２５６回くり返して２５６×
２５６のピクセルの１枚の画像を再構成するのに必要な
データを収集する。その後このデータから２５６×２５
６のピクセルの１枚の画像を再構成する。この間、約１
秒程度で終了するようにＴＲを短いものとする。ＴＲを
短いものとしたのは、血管部分を信号強調するためでも
ある。Ｇｄ−ＤＴＰＡ等の造影剤によるとＴ１短縮効果
があり、そのためＴＲを短くすると他の組織の信号が減
衰するのに対し、造影剤部分では高信号となるからであ
る。

【００１８】図４のような最初の再構成画像をディスプ
レイ装置５４に表示し、マウス５６等の操作によって血
管像８４が含まれるような適宜なＲＯＩ８５を設定す
る。するとつぎの再構成画像からこのＲＯＩ８５におけ
る信号強度がＲＯＩ信号強度抽出回路５８によって求め
られる。この信号強度は、上記のように画像マトリクス
を２５６×２５６としてＲＯＩ８５を３０×３０ピクセ
ル程度の大きさに設定したとき、現在のハードウェアお
よびソフトウェアでは０．５秒以内で求めることができ
る。

【００１９】この信号強度は画像が再構成されるごとに
次々に求められるので、造影剤が注入され、対象血管８
１のＲＯＩ８５に到達し始めたときから図５の（ｃ）に
示すように徐々に大きなものとなっていく。ピーク検出
回路５９は、この信号強度がピークに到達したこと、あ
るいはピークになりそうな時点（ピークの直前）をとら
えて、信号を発生する。

【００２０】このピーク検出回路５９から発生する信号
はコンピュータ５１に取り込まれて、３Ｄ撮像シーケン
スの開始トリガ信号とされる。こうして図２の（ｂ）で
示すような３Ｄ撮像シーケンスに入っていくが、Ｇｚパ
ルス７３の大きさが０からスタートし、次第に大きくさ
れていき、低周波側のデータから高周波側のデータへと
データ収集が行われるよう、Ｚ方向の位相エンコード順
序を定める。さらに、Ｇｚパルス７３は１極性にのみ変
化するようにして、図５の（ｄ）に示すようにｋ空間の
ｋｚ方向の半分のデータのみを収集し、これからハーフ
フーリエ再構成法によって３Ｄ画像を再構成する。

【００２１】このように、ＲＯＩ８５に実際に造影剤が
最も充満した時点から約１．５秒程度の遅れで３Ｄ撮像
シーケンスに移ることができ、最適タイミングとするこ
とができる。しかも、３Ｄ撮像シーケンスでは低周波成
分からデータ収集され、対象血管８１のＲＯＩ８５での
信号強度が最大になったときに３Ｄ再構成画像において
画質を決める低周波成分のデータが得られるため、血管
像８４良好な３Ｄ像を得ることができることになる。ハ
ーフフーリエ再構成法を採用していることから、３Ｄ像
再構成のために必要な全データの収集時間が短くて済
み、造影剤が対象血管８１から流れ出てしまう前に終了
させることができる。

【００２２】なお、上記の２Ｄ撮像のスライス厚（２Ｄ
励起領域８３のＺ方向厚さ）は、できる限り、３Ｄ撮像
のスラブ厚（３Ｄ励起領域８２のＺ方向厚さ）に等しい
方が望ましい。これは、３Ｄ撮像シーケンスの開始時に
おける磁化の安定性を高めるためである。そのため、具
体的には、最初から３Ｄ撮像シーケンスのパラメータを
セットアップしておき、それに先立って行う２Ｄ撮像シ
ーケンスでは、単にＺ方向位相エンコード用のＧｚパル
ス７３を０とすればよいことになる。これにより、３Ｄ
撮像シーケンスへの切り換えトリガ信号の入力からほぼ
リアルタイムで（１回のＴＲ時間の後に）３Ｄ撮像シー
ケンスへと移行させることが可能となる。

【００２３】また、信号強度の時間的変化をとらえるに
ついては、ＲＯＩ８５を設定するのではなく、造影剤の
注入前にリファレンス像を２Ｄ撮像シーケンスによって
得ておいて、これと造影剤注入時に順次得られる２Ｄ像
との差分画像を得て、その信号強度を求めるようにして
もよい。このような信号強度抽出およびピーク検出は、
上記では、専用のハードウェアで行っているが、コンピ
ュータ５１による処理（ソフトウェア的な）により自動
的に行うことももちろん可能である。

【００２４】さらに、このように信号強度のピークを自
動判別するのではなく、信号強度がプロットされている
図５の（ｃ）で示すようなグラフをディスプレイ装置５
４で表示し、これをオペレータが観察してピークの（あ
るいはピークになりそうな）時点を判断し、トリガ信号
の入力操作を行うようにしてもよい。

【００２５】その他、具体的な構成などは、この発明の
趣旨を逸脱しない範囲で種々に変更できることはいうま
でもないことであろう。

【００２６】

【発明の効果】以上説明したように、この発明のＭＲイ
メージング装置によれば、対象部位に造影剤が最も充満
したタイミングをとらえることが容易であり、そのタイ
ミングで３Ｄ−造影ＭＲアンギオグラフィ撮像を行うこ
とができるので、対象部位が最も強い信号となった時点
でデータ収集されることになり、造影剤が到達するまで
の時間に個人差があることなどに影響されず、良好な画
像が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。

【図２】同実施形態で用いるパルスシーケンスを示すタ
イムチャート。

【図３】対象とする血管と励起領域との位置的な関係を
示す図。

【図４】２Ｄ像を示す図。

【図５】順次得られる収集データ、順次得られる再構成
画像、および信号強度の時間的変化の間の関係を説明す
る図。

【符号の説明】

１１ マグネットアセンブリ １２ ＲＦコイル ２１ 磁場制御回路 ３１ ＲＦ発振回路 ３２ 振幅変調回路 ３３ ＲＦ電力増幅器 ４１ 前置増幅器 ４２ 位相検波回路 ４３ Ａ／Ｄ変換器 ５１ コンピュータ ５２ シーケンスコントローラ ５３ 波形発生回路 ５４ ディスプレイ装置 ５５ キーボード ５６ マウス ５７ 記録装置 ５８ ＲＯＩ信号強度抽出回路 ５９ ピーク検出回路 ６１ 被検者 ６２ 検査台 ７１ ＲＦ励起パルス ７２ スライス選択用傾斜磁場パルス ７３ Ｚ方向位相エンコード用傾斜磁
場パルス ７４ Ｙ方向位相エンコード用傾斜磁
場パルス ７５ 読み出し用傾斜磁場パルス ７６ 共鳴信号 ８１ 対象血管 ８２ ３Ｄ励起領域 ８３ ２Ｄ励起領域 ８４ 血管像 ８５ ＲＯＩ（関心領域)

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 静磁場を発生する手段と、該静磁場に重
   畳するよう互いに直角な第１、第２、第３の方向の傾斜
   磁場を発生する手段と、ＲＦ送信手段と、ＲＦ受信手段
   と、これらを制御して、ＲＦ励起パルス、第１方向のス
   ライス選択用傾斜磁場パルス、第２方向の位相エンコー
   ド用傾斜磁場パルス、第３方向の読み出し用傾斜磁場パ
   ルスを含む２Ｄ撮像シーケンスを順次くり返すととも
   に、入力されたタイミングに応じてこの２Ｄ撮像シーケ
   ンスから、ＲＦ励起パルス、第１方向のスライス選択用
   傾斜磁場パルス、第１方向の位相エンコード用傾斜磁場
   パルス、第２方向の位相エンコード用傾斜磁場パルス、
   第３方向の読み出し用傾斜磁場パルスを含む３Ｄ撮像シ
   ーケンスに移行させる制御手段と、上記の順次行われる
   ２Ｄ撮像シーケンスで得られる２Ｄ像より信号強度を求
   める手段とを備えることを特徴とするＭＲイメージング
   装置。