JP2012061074A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、磁気共鳴イメージング（imaging）装置に関し、特に、スピン（spin）をラベリング（labeling）する磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus, and more particularly, to a magnetic resonance imaging apparatus for labeling spins.
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置では、マグネットシステム（magnet system）の内部空間、すなわち、静磁場を形成した撮影空間に撮影の対象を搬入し、勾配磁場および高周波（ＲＦ：radio
frequency）磁場を印加して対象内のスピンを励起して磁気共鳴信号を発生させ、その受信信号に基づいて画像を再構成する。
In a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus, an object to be imaged is brought into an internal space of a magnet system, that is, an imaging space in which a static magnetic field is formed, and a gradient magnetic field and a radio frequency (RF: radio)
frequency) magnetic field is applied to excite spins within the object to generate a magnetic resonance signal, and an image is reconstructed based on the received signal.
パーフュージョン（perfusion）撮影、例えばＡＳＬ（Arterial Spin Labeling）と呼ばれる撮影法では、予め、血流の上流側においてスピンに磁気的なラベリングを行い、このラベリングされたスピンが関心領域に流入して発生する磁気共鳴信号を撮影に利用する。ラベリングはタギング（tagging）とも呼ばれるが、本書ではラベリングで統一する。 In perfusion imaging, for example, an imaging method called ASL (Arterial Spin Labeling), magnetic labeling is performed on the spins upstream of the bloodstream, and the labeled spins flow into the region of interest. The magnetic resonance signal is used for imaging. Labeling is also called tagging, but in this book, it is unified with labeling.
ラベリングは、スピンのインバージョン（inversion）によって行われる。脳血流の灌流を撮影する場合、スピンのインバージョンは対象の頸部において行われ、脳の所望のスライス（slice）についてのパーフュージョン画像が撮影される。パーフュージョン画像は、ラベリング有りの断層像であるラベル（label）画像と、ラベリング無しの断層像であるコントロール（control）画像との差分画像として求められる（例えば、特許文献１，［０００４］等参照）。 Labeling is performed by spin inversion. When imaging perfusion of cerebral blood flow, spin inversion is performed in the subject's neck and a perfusion image of the desired slice of the brain is captured. The perfusion image is obtained as a difference image between a label image that is a tomographic image with labeling and a control image that is a tomographic image without labeling (see, for example, Patent Document 1, [0004], etc.). ).
ラベリングを行う位置（面）は、ユーザ（user）により解剖学的知識に基づいて経験的に定められるが、一般的に、ウイリス動脈輪（図１７参照）よりも下部の、分岐や屈曲の少ない領域内の位置が望ましい。このラベリング位置の決定が適切でないと、ラベリング位置が分岐や屈曲の多いウイリス動脈輪などと重なり、正確なラベリングが行えなくなる恐れがある。特に、初心者のユーザにとっては、このような失敗が比較的起こりやすい。 The position (surface) for labeling is determined empirically by the user based on anatomical knowledge, but generally there are less branches and bends below the Willis artery ring (see FIG. 17). Location within the region is desirable. If the determination of the labeling position is not appropriate, the labeling position may overlap with a bifurcation or flexed Willis artery ring or the like, and accurate labeling may not be performed. In particular, such a failure is relatively easy for a novice user.
このような事情により、ラベリング位置を適切に決定することができる磁気共鳴イメージング装置が望まれている。 Under such circumstances, a magnetic resonance imaging apparatus that can appropriately determine the labeling position is desired.
第１の観点の発明は、対象の内部のスピンをラベリングするラベリング手段と、前記ラベリングされたスピンが発生する磁気共鳴信号に基づいて、前記対象の内部状態を示す画像を本撮影する本撮影手段とを備えている磁気共鳴イメージング装置であって、前記対象の内部状態を示す画像を予備撮影する予備撮影手段と、前記予備撮影手段により予備撮影された画像における所定の部位または解剖学的特徴点を検出する検出手段と、前記検出手段により検出された部位または解剖学的特徴点の幾何学的情報に基づいて、前記ラベリングする位置または領域を決定する決定手段とをさらに備えている磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The first aspect of the invention is a labeling means for labeling the spin inside the object, and a main photographing means for photographing an image showing the internal state of the object based on a magnetic resonance signal generated by the labeled spin. A preliminary imaging means for pre-imaging an image showing an internal state of the object, and a predetermined part or anatomical feature point in the image pre-photographed by the preliminary imaging means Magnetic resonance imaging further comprising: detection means for detecting the position; and determination means for determining the labeling position or region based on geometric information of the site or anatomical feature point detected by the detection means Providing equipment.
ここで、「内部状態」には、組織の解剖学的構造、血管走行状態、血流状態などを含む。 Here, the “internal state” includes an anatomical structure of a tissue, a blood vessel running state, a blood flow state, and the like.
第２の観点の発明は、前記対象の内部状態が、該対象の頭部の内部状態である上記第１の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention of the second aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus of the first aspect, wherein the internal state of the object is the internal state of the head of the object.
第３の観点の発明は、前記検出手段が、脳を検出する上記第２の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a third aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the second aspect, wherein the detection means detects the brain.
第４の観点の発明は、前記決定手段が、前記脳の位置および大きさに基づいて、前記ラベリングする位置または領域を決定する上記第３の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a fourth aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the third aspect, wherein the determining means determines the labeling position or region based on the position and size of the brain.
第５の観点の発明は、前記決定手段が、前記脳の位置および大きさに基づいて、イメージング領域をさらに決定する上記第４の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a fifth aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the fourth aspect, wherein the determining means further determines an imaging region based on the position and size of the brain.
第６の観点の発明は、前記対象の内部状態が、該対象の体幹部の内部状態である上記第１の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a sixth aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect, wherein the internal state of the subject is the internal state of the trunk of the subject.
第７の観点の発明は、前記検出手段が、所定の臓器または腫瘍を検出する上記第６の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a seventh aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the sixth aspect, wherein the detection means detects a predetermined organ or tumor.
第８の観点の発明は、前記予備撮影手段が、アンギオ（angio）画像を予備撮影し、前記検出手段が、血管を検出する上記第１の観点、第２の観点または第６の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The eighth aspect of the invention is the magnetic according to the first aspect, the second aspect, or the sixth aspect, wherein the preliminary photographing means pre-photographs an angio image and the detecting means detects a blood vessel. A resonance imaging apparatus is provided.
第９の観点の発明は、前記決定手段が、前記血管の位置、分岐および曲率の少なくとも１つに基づいて、前記ラベリングする位置または領域を決定する上記第８の観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The invention according to a ninth aspect provides the magnetic resonance imaging apparatus according to the eighth aspect, wherein the determining means determines the labeling position or region based on at least one of the position, branch and curvature of the blood vessel. To do.
第１０の観点の発明は、前記本撮影手段が、パーフュージョン画像を本撮影する上記第１の観点から第９の観点のいずれか一つの観点の磁気共鳴イメージング装置を提供する。 The tenth aspect of the invention provides the magnetic resonance imaging apparatus according to any one of the first to ninth aspects, wherein the main imaging unit performs a main imaging of a perfusion image.
上記観点の発明によれば、予備撮影された画像における所定の部位または解剖学的特徴点の幾何学的情報に基づいてラベリングする位置または領域を決定するので、その所定の部位または解剖学的特徴点と一定の位置関係にある、ラベリング位置に適した位置または領域を、ラベリング位置または領域として決定することができ、ラベリング位置または領域を適切に決定することができる。 According to the invention of the above aspect, since the position or region to be labeled is determined based on the geometric information of the predetermined part or anatomical feature point in the pre-captured image, the predetermined part or anatomical feature is determined. A position or area suitable for the labeling position, which is in a fixed positional relationship with the point, can be determined as the labeling position or area, and the labeling position or area can be appropriately determined.
以下、図面を参照して発明の実施形態を詳細に説明する。なお、これにより、発明の実施形態が限定されるものではない。 Hereinafter, embodiments of the invention will be described in detail with reference to the drawings. This does not limit the embodiment of the invention.
（第一実施形態）
図１に磁気共鳴イメージング装置のブロック図を示す。同図に示すように、磁気共鳴イメージング装置は、マグネットシステム１００を有している。マグネットシステム１００は、主磁場コイル（coil）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦコイル部１０８を有している。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有しており、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：bore）に、撮影の対象１がクレードル（cradle）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。対象１の頭部はＲＦコイル部１０８内に収容されている。
(First embodiment)
FIG. 1 shows a block diagram of a magnetic resonance imaging apparatus. As shown in the figure, the magnetic resonance imaging apparatus has a magnet system 100. The magnet system 100 includes a main magnetic field coil unit 102, a gradient coil unit 106, and an RF coil unit 108. Each of these coil portions has a generally cylindrical shape and is arranged coaxially with each other. A subject 1 to be imaged is mounted on a cradle 500 in a generally cylindrical internal space (bore) of the magnet system 100 and is carried in and out by a conveying means (not shown). The head of the subject 1 is accommodated in the RF coil unit 108.
主磁場コイル部１０２は、マグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は、概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわち、いわゆる水平磁場が形成される。主磁場コイル部１０２は、例えば超伝導コイルを用いて構成されている。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよい。 The main magnetic field coil unit 102 forms a static magnetic field in the internal space of the magnet system 100. The direction of the static magnetic field is generally parallel to the direction of the body axis of the object 1. That is, a so-called horizontal magnetic field is formed. The main magnetic field coil unit 102 is configured using, for example, a superconducting coil. In addition, you may comprise using not only a superconductive coil but a normal conductive coil.
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を発生させる。 The gradient coil unit 106 generates three gradient magnetic fields for giving a gradient to the static magnetic field strength in the directions of three axes perpendicular to each other, that is, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis.
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をＸ，Ｙ，Ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままＸ，Ｙ，Ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。磁気共鳴イメージング装置では、対象１の体軸の方向をＺ軸方向とする。 When the coordinate axes perpendicular to each other in the static magnetic field space are X, Y, and Z, any of the axes can be a slice axis. In that case, one of the remaining two axes is a phase axis, and the other is a frequency axis. In addition, the slice axis, the phase axis, and the frequency axis can have an arbitrary inclination with respect to the X, Y, and Z axes while maintaining the perpendicularity between them. In the magnetic resonance imaging apparatus, the direction of the body axis of the object 1 is the Z-axis direction.
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（encode）勾配磁場またはフェーズエンコード（phase encode）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（read
out）勾配磁場ともいう。リードアウト勾配磁場は、周波数エンコード勾配磁場と同義である。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は、図示しない３系統の勾配コイルを有している。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
The gradient magnetic field in the slice axis direction is also called a slice gradient magnetic field. The gradient magnetic field in the direction of the phase axis is also referred to as a phase encode gradient magnetic field or a phase encode gradient magnetic field. Read out the gradient magnetic field in the frequency axis direction (read
out) Also called gradient magnetic field. The readout gradient magnetic field is synonymous with the frequency encoding gradient magnetic field. In order to make it possible to generate such a gradient magnetic field, the gradient coil unit 106 has three gradient coils (not shown). Hereinafter, the gradient magnetic field is also simply referred to as a gradient.
ＲＦコイル部１０８は、静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。また、ＲＦ励起信号をＲＦパルスともいう。ＲＦコイル部１０８は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する
勾配コイル部１０６には、勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有している。
The RF coil unit 108 forms a high-frequency magnetic field for exciting spins in the body of the target 1 in the static magnetic field space. Hereinafter, the formation of a high-frequency magnetic field is also referred to as transmission of an RF excitation signal. The RF excitation signal is also referred to as an RF pulse. The RF coil unit 108 also receives an electromagnetic wave generated by excited spin, that is, a magnetic resonance signal. A gradient driving unit 130 is connected to the gradient coil unit 106. The gradient driver 130 gives a drive signal to the gradient coil unit 106 to generate a gradient magnetic field. The gradient drive unit 130 has three drive circuits (not shown) corresponding to the three gradient coils in the gradient coil unit 106.
ＲＦコイル部１０８には、ＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦパルスを送信し、対象１の体内のスピンを励起する。 An RF driving unit 140 is connected to the RF coil unit 108. The RF drive unit 140 gives a drive signal to the RF coil unit 108 and transmits an RF pulse to excite spins in the body of the subject 1.
ＲＦコイル部１０８には、データ（data）収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をサンプリング（sampling）によって取り込み、それをディジタルデータ（digital
data）として収集する。
A data collection unit 150 is connected to the RF coil unit 108. The data collection unit 150 captures the received signal received by the RF coil unit 108 by sampling and converts it into digital data (digital).
data).
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には、シーケンス制御部１６０が接続されている。シーケンス制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して磁気共鳴信号の収集を遂行する。 A sequence control unit 160 is connected to the gradient drive unit 130, the RF drive unit 140, and the data collection unit 150. The sequence controller 160 controls the gradient driver 130 or the data collector 150 to collect magnetic resonance signals.
シーケンス制御部１６０は、例えばコンピュータ（computer）等を用いて構成されている。シーケンス制御部１６０は、図示しないメモリ（memory）を有している。メモリは、シーケンス制御部１６０用のプログラム（program）および各種のデータを記憶している。シーケンス制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。 The sequence control unit 160 is configured using, for example, a computer. The sequence control unit 160 has a memory (not shown). The memory stores a program for the sequence control unit 160 and various data. The function of the sequence control unit 160 is realized by the computer executing a program stored in the memory.
データ収集部１５０の出力側は、データ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータが、データ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成されている。データ処理部１７０は、図示しないメモリを有している。メモリは、データ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。 The output side of the data collection unit 150 is connected to the data processing unit 170. Data collected by the data collection unit 150 is input to the data processing unit 170. The data processing unit 170 is configured using, for example, a computer. The data processing unit 170 has a memory (not shown). The memory stores a program for the data processing unit 170 and various data.
データ処理部１７０は、シーケンス制御部１６０に接続されている。データ処理部１７０は、シーケンス制御部１６０の上位にあってそれを統括する。磁気共鳴イメージング装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。 The data processing unit 170 is connected to the sequence control unit 160. The data processor 170 is above the sequence controller 160 and controls it. The function of the magnetic resonance imaging apparatus is realized by the data processing unit 170 executing a program stored in the memory.
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間は、フーリエ（Fourier）空間（２次元と３次元が考えられるが、本例では２次元フーリエ空間）を構成している。以下、フーリエ空間をｋスペースともいう。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを逆フ−リエ変換することにより画像を再構成する。 The data processing unit 170 stores the data collected by the data collection unit 150 in a memory. A data space is formed in the memory. This data space constitutes a Fourier space (two-dimensional and three-dimensional are considered, but in this example, a two-dimensional Fourier space). Hereinafter, Fourier space is also referred to as k-space. The data processing unit 170 reconstructs an image by performing inverse Fourier transform on k-space data.
マグネットシステム１００、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０、データ収集部１５０、シーケンス制御部１６０およびデータ処理部１７０からなる部分は、発明における撮影手段の一例である。 A portion including the magnet system 100, the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, the data collecting unit 150, the sequence control unit 160, and the data processing unit 170 is an example of an imaging unit in the invention.
データ処理部１７０には、表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（graphic display）等で構成されている。操作部１９０はポインティングデバイス（pointing-device）を備えたキーボード（keyboard）等で構成されている。 A display unit 180 and an operation unit 190 are connected to the data processing unit 170. The display unit 180 is configured by a graphic display or the like. The operation unit 190 includes a keyboard having a pointing device.
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（interactive）に磁気共鳴イメージング装置を操作する。 The display unit 180 displays the reconstructed image and various information output from the data processing unit 170. The operation unit 190 is operated by the user and inputs various commands and information to the data processing unit 170. The user operates the magnetic resonance imaging apparatus interactively through the display unit 180 and the operation unit 190.
第一実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理について説明する。 The perfusion imaging process by the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment will be described.
図２に、第一実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理に関わる部分の機能ブロック図を示す。また、図３に、第一実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理のフロー（flow）図を示す。 FIG. 2 shows a functional block diagram of a portion related to perfusion imaging processing by the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment. FIG. 3 shows a flow diagram of perfusion imaging processing by the magnetic resonance imaging apparatus of the first embodiment.
図２に示すように、第一実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、プレスキャン実行部６０１、脳検出部６０２、ラベリングプレーン決定部６０３、イメージング領域決定部６０４、パーフュージョン撮影実行部６０５、および画像表示・記憶制御部６０６を備えている。 As shown in FIG. 2, the magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment includes a pre-scan execution unit 601, a brain detection unit 602, a labeling plane determination unit 603, an imaging region determination unit 604, a perfusion imaging execution unit 605, and an image. A display / storage control unit 606 is provided.
ステップＳ１では、プレスキャン実行部６０１が、プレスキャンを実行する。プレスキャンとは、パーフュージョン撮影に用いる撮影条件を設定する上で必要な情報を収集するために、対象１を予備撮影することである。ここでは、種々の計測と共に、対象１の頭部のコロナル（coronal）断層像またはサジタル（sagittal）断層像をプレスキャン画像として取得する。 In step S1, the pre-scan execution unit 601 executes pre-scan. Pre-scanning refers to pre-shooting the target 1 in order to collect information necessary for setting shooting conditions used for perfusion shooting. Here, along with various measurements, a coronal tomographic image or a sagittal tomographic image of the head of the object 1 is acquired as a pre-scan image.
図４に、プレスキャン画像の一例として、対象１の頭部のサジタル断層像Ｐ１を示す。 FIG. 4 shows a sagittal tomographic image P1 of the head of the target 1 as an example of the pre-scan image.
ステップＳ２では、脳検出部６０２が、プレスキャン画像上で脳の位置・向き・大きさを検出する。例えば、プレスキャン画像に画像フィルタ等を適用して、エッジ成分を表すエッジ画像を生成する。そのエッジ画像上に、脳の標準的な形状を有しているモデル脳のテンプレートを重ね合せ、平行移動、回転、拡大縮小を行ってテンプレートマッチングを行う。 In step S2, the brain detection unit 602 detects the position / orientation / size of the brain on the pre-scan image. For example, an edge filter representing an edge component is generated by applying an image filter or the like to the pre-scan image. A template of a model brain having a standard brain shape is superimposed on the edge image, and template matching is performed by performing translation, rotation, and enlargement / reduction.
図５に、モデル脳のテンプレートの一例を示す。このテンプレートＴにおいて、点Ｏは中心点、直線ＨはテンプレートＴに対する水平線、直線ＶはテンプレートＴに対する垂直線である。テンプレートＴは、この中心点Ｏを中心に、平行移動、回転、拡大縮小が行われる。 FIG. 5 shows an example of a model brain template. In the template T, the point O is a center point, the straight line H is a horizontal line with respect to the template T, and the straight line V is a vertical line with respect to the template T. The template T is translated, rotated, and enlarged / reduced around the center point O.
図６に、テンプレートマッチングの一例を示す。この例では、対象１の頭部のサジタル断層像Ｐ１上でテンプレートＴを平行移動、回転、拡大縮小してマッチングしている。マッチングされたテンプレートＴ′の位置、回転角度、拡大縮小率から、脳の位置・向き・大きさが検出される。 FIG. 6 shows an example of template matching. In this example, the template T is translated, rotated, and enlarged / reduced on the sagittal tomographic image P1 of the head of the object 1 for matching. The position / orientation / size of the brain is detected from the position, rotation angle, and enlargement / reduction ratio of the matched template T ′.
ステップＳ３では、ラベリングプレーン決定部６０３が、検出された脳の幾何学的情報を基にラベリングプレーンを決定する。 In step S3, the labeling plane determining unit 603 determines a labeling plane based on the detected brain geometric information.
図７に、ラベリングプレーンの決定の一例を示す。ここでは、マッチングされたテンプレートＴ′の中心点Ｏから垂直線Ｖに沿って、距離α・ΔＶ１だけ下方（−Ｚ軸方向）に移動した点を点Ｌｖとし、この点Ｌｖを通るＸＹ面をラベリングプレーンＬＰに決定する。ここで、αはテンプレートＴ′の拡大縮小率、ΔＶ１は予め定められた第１距離で、拡大縮小率α＝１、つまり拡大縮小する前の大きさのテンプレートＴが表すモデル脳に対する最適なラベリングプレーンと垂直線Ｖとの交差位置の、中心点Ｏからの距離である。最適なラベリングプレーンは、例えば、頭部血管の分岐や屈曲の少ない位置であり、一般的に、ウイリス動脈輪の下部から下方に数ｃｍの位置、例えば１〜１０〔ｃｍ〕程度の位置である。第１距離ΔＶ１は、このような解剖学的な情報から予め定められる。したがって、上記のようにして決定したラベリングプレーンＬＰは、検出された対象１の脳に対して、最適なラベリングプレーンとなる。 FIG. 7 shows an example of determining the labeling plane. Here, a point moved downward (−Z axis direction) by a distance α · ΔV1 along the vertical line V from the center point O of the matched template T ′ is defined as a point Lv, and an XY plane passing through this point Lv Determine the labeling plane LP. Here, α is an enlargement / reduction rate of the template T ′, ΔV1 is a predetermined first distance, and an enlargement / reduction rate α = 1, that is, an optimal labeling for the model brain represented by the template T having a size before enlargement / reduction. This is the distance from the center point O at the intersection of the plane and the vertical line V. The optimum labeling plane is, for example, a position where there is little branching or bending of the head blood vessel, and is generally a position several cm below the lower part of the Willis artery ring, for example, about 1 to 10 [cm]. . The first distance ΔV1 is determined in advance from such anatomical information. Therefore, the labeling plane LP determined as described above is an optimal labeling plane for the detected brain of the target 1.
ステップＳ４では、イメージング領域決定部６０４が、検出された脳の幾何学的情報を基にイメージング領域を決定する。 In step S4, the imaging region determination unit 604 determines an imaging region based on the detected brain geometric information.
図８に、イメージング領域の決定の一例を示す。ここでは、マッチングされたテンプレートＴ′の中心点Ｏから垂直線Ｖに沿って、距離α・ΔＶ２だけ上方（＋Ｚ軸方向）に移動した点Ｒｕを、イメージング領域ＩＲの上端の位置とする。ここで、ΔＶ２は、予め定められた第２距離で、拡大縮小率α＝１の大きさのテンプレートＴが表すモデル脳に対する最適なイメージング領域の上端と垂直線Ｖとの交差位置の、中心点Ｏから距離である。また、マッチングされたテンプレートＴ′の中心点Ｏから垂直線Ｖに沿って、距離α・ΔＶ３だけ下方（−Ｚ軸方向）に移動した点Ｒｄを、イメージング領域ＩＲの下端の位置とする。ここで、ΔＶ３は予め定められた第３距離で、拡大縮小率α＝１の大きさのテンプレートＴが表すモデル脳に対する最適なイメージング領域の下端と垂直線Ｖとの交差位置の、中心点Ｏからの距離である。すなわち、点Ｒｕから点ＲｄまでのＺ軸方向における範囲の領域を、イメージング領域ＩＲとして決定する。 FIG. 8 shows an example of determining the imaging region. Here, the point Ru moved upward (+ Z-axis direction) by the distance α · ΔV2 along the vertical line V from the center point O of the matched template T ′ is set as the position of the upper end of the imaging region IR. Here, ΔV2 is the center point of the intersection of the vertical line V with the upper end of the optimal imaging region for the model brain represented by the template T having the size of the enlargement / reduction ratio α = 1 at a predetermined second distance. Distance from O. Further, a point Rd moved downward (−Z axis direction) by the distance α · ΔV3 along the vertical line V from the center point O of the matched template T ′ is set as the lower end position of the imaging region IR. Here, ΔV3 is a predetermined third distance, and the center point O at the intersection of the vertical line V with the lower end of the optimal imaging region for the model brain represented by the template T having the size of the enlargement / reduction ratio α = 1. It is the distance from. That is, an area in the Z-axis direction from the point Ru to the point Rd is determined as the imaging area IR.
ここで、最適なイメージング領域は、例えば、最適なラベリングプレーンから数ｃｍ上部の位置より上方（脳血流の下流側）の脳全体を含む領域である。第２距離ΔＶ２および第３距離ΔＶ３は、このような解剖学的情報から予め定められる。したがって、上記のようにして決定したイメージング領域ＩＲは、検出された対象１の脳に対して、最適なイメージング領域となる。 Here, the optimal imaging region is, for example, a region including the entire brain above a position several cm above the optimal labeling plane (downstream of cerebral blood flow). The second distance ΔV2 and the third distance ΔV3 are determined in advance from such anatomical information. Therefore, the imaging region IR determined as described above is an optimal imaging region for the detected brain of the target 1.
ステップＳ５では、パーフュージョン撮影実行部６０５が、パーフュージョン撮影を実行する。 In step S5, the perfusion imaging execution unit 605 executes perfusion imaging.
図９および図１０に、パーフュージョン撮影に用いるパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスによるパーフュージョン撮影は、ＣＡＳＬ（Continuous Arterial Spin Labeling）と呼ばれる。ＣＡＳＬやＰＡＳＬなどのＡＳＬでは、ラベリング有りの断層像であるラベル画像と、ラベリングなしの断層像であるコントロール画像とを撮影し、これらの画像の差分画像としてパーフュージョン画像を求める。 9 and 10 show an example of a pulse sequence used for perfusion imaging. Perfusion imaging using this pulse sequence is called CASL (Continuous Arterial Spin Labeling). In ASL such as CASL or PASL, a label image that is a tomographic image with labeling and a control image that is a tomographic image without labeling are photographed, and a perfusion image is obtained as a difference image between these images.
図９は、ラベル画像撮影用のパルスシーケンス、図１０は、コントロール画像撮影用のパルスシーケンスである。パルスシーケンスは左から右に進行する。両図において、（１）は高周波磁場のパルスシーケンスを示す。（２）〜（４）はいずれも勾配磁場のパルスシーケンスを示す。（２）はスライス勾配、（３）は周波数エンコード勾配、（４）は位相エンコード勾配である。なお、静磁場は一定の磁場強度で常時印加されている。 FIG. 9 shows a pulse sequence for label image shooting, and FIG. 10 shows a pulse sequence for control image shooting. The pulse sequence proceeds from left to right. In both figures, (1) shows a pulse sequence of a high-frequency magnetic field. (2) to (4) all indicate a gradient magnetic field pulse sequence. (2) is a slice gradient, (3) is a frequency encode gradient, and (4) is a phase encode gradient. The static magnetic field is always applied with a constant magnetic field strength.
図９のパルスシーケンスでは、先ず、ラベリングプレーンＬＰのスピンのラベリングが行われる。ラベリングは、所定のデューティレシオ（duty ratio）で所定回数印加される矩形波のインバージョンパルスによって行われる。これによって、動脈血中のスピンについてインバージョンによるラベリングが行われる。ラベリングされたスピンは動脈を通じてイメージング領域ＩＲに灌流する。 In the pulse sequence of FIG. 9, first, spin labeling of the labeling plane LP is performed. The labeling is performed by a rectangular wave inversion pulse applied a predetermined number of times at a predetermined duty ratio. Thereby, labeling by inversion is performed for spins in arterial blood. The labeled spin perfuses through the artery to the imaging region IR.
スピンのラベリングには、マグネットシステム１００、勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびシーケンス制御部１６０が関与する。 The spin labeling involves the magnet system 100, the gradient driving unit 130, the RF driving unit 140, and the sequence control unit 160.
ラベリングの後に、イメージング領域ＩＲについて撮影が行われる。撮影は、エコープラナー・イメージング（ＥＰＩ：Echo Planar Imaging）によって行われる。すなわち、イメージング領域ＩＲについて９０°パルスによるスピン励起が行われる。９０°励起の所定時間後に１８０°励起を行い、次いで周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑおよび位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅを所定のシーケンスで印加して、複数のスピンエコー（spin
echo）すなわちビューデータ（view data）を逐次収集する。このようにして得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。メモリにはｋスペースが形成される。このｋスペースはラベル画像用のｋスペースである。
After the labeling, the imaging region IR is imaged. Imaging is performed by Echo Planar Imaging (EPI). That is, spin excitation by a 90 ° pulse is performed on the imaging region IR. After a predetermined time of 90 ° excitation, 180 ° excitation is performed, and then a frequency encode gradient Gfreq and a phase encode gradient Gphase are applied in a predetermined sequence, and a plurality of spin echoes (spin
echo), that is, view data is collected sequentially. The view data obtained in this way is collected in the memory of the data processing unit 170. A k space is formed in the memory. This k space is a k space for the label image.
図１０のパルスシーケンスでは、先ず、ラベリングプレーンＬＰのスピンのＲＦ励起が行われる。ＲＦ励起は、所定のデューティレシオで所定回数印加される正弦波のＲＦパルスによって行われる。 In the pulse sequence of FIG. 10, first, RF excitation of the spin of the labeling plane LP is performed. RF excitation is performed by a sinusoidal RF pulse applied a predetermined number of times with a predetermined duty ratio.
このＲＦパルスの信号強度は、図９のパルスシーケンスにおけるインバージョンパルスと同等であるが、正弦波であるために全体としてスピンのインバージョンは行われない。このＲＦ励起は、イメージング領域ＩＲ上でのスピンのサチュレーション（saturation）効果を、図９のインバージョンパルスと同じにするために行われる。 The signal intensity of this RF pulse is equivalent to the inversion pulse in the pulse sequence of FIG. 9, but since it is a sine wave, inversion of spin is not performed as a whole. This RF excitation is performed in order to make the saturation effect of the spin on the imaging region IR the same as the inversion pulse of FIG.
このようなスピン操作の後に、イメージング領域について撮影が行われる。撮影は、ＥＰＩによって行われる。すなわち、イメージング領域ＩＲについて９０°パルスによるスピン励起が行われる。９０°励起の所定時間後に１８０°励起を行い、次いで周波数エンコード勾配Ｇｆｒｅｑおよび位相エンコード勾配Ｇｐｈａｓｅを所定のシーケンスで印加して、複数のスピンエコーすなわちビューデータを逐次収集する。このようにして得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。メモリにはｋスペースが形成される。このｋスペースはコントロール画像用のｋスペースである。 After such a spin operation, imaging is performed on the imaging region. Photographing is performed by EPI. That is, spin excitation by a 90 ° pulse is performed on the imaging region IR. After a predetermined time of 90 ° excitation, 180 ° excitation is performed, and then a frequency encode gradient Gfreq and a phase encode gradient Gphase are applied in a predetermined sequence to sequentially collect a plurality of spin echoes or view data. The view data obtained in this way is collected in the memory of the data processing unit 170. A k space is formed in the memory. This k space is a k space for the control image.
図１１に、ｋスペースの概念図を示す。ｋスペースにおいて横軸ｋｘは周波数軸であり、縦軸ｋｙは位相軸である。同図において複数の横長の長方形がそれぞれビューデータを表す。長方形内に記入された数字は位相エンコード量を表す。位相エンコード量はπ／Ｎで正規化してある。Ｎは６４〜５１２である。位相エンコード量は位相軸ｋｙの中心で０である。中心から両端にかけて位相エンコード量が次第に増加する。増加の極性は互いに逆である。 FIG. 11 shows a conceptual diagram of the k space. In k space, the horizontal axis kx is the frequency axis, and the vertical axis ky is the phase axis. In the figure, each of a plurality of horizontally long rectangles represents view data. The number written in the rectangle represents the amount of phase encoding. The amount of phase encoding is normalized by π / N. N is 64 to 512. The phase encoding amount is 0 at the center of the phase axis ky. The phase encoding amount gradually increases from the center to both ends. The polarities of increase are opposite to each other.
このようなｋスペースが、ラベル画像とコントロール画像についてそれぞれ形成される。データ処理部１７０は、それらｋスペースのビューデータをそれぞれ逆フーリエ変換して、ラベル画像およびコントロール画像をそれぞれ再構成する。 Such a k space is formed for each of the label image and the control image. The data processing unit 170 reconstructs the label image and the control image by inverse Fourier transforming each of the k-space view data.
データ処理部１７０は、さらに、ラベル画像とコントロール画像との差分画像を求める。差分画像は、インバージョンすなわちラベリングされたスピンが生じる磁気共鳴信号だけに基づく画像となる。これによって、差分画像はパーフュージョン画像となる。 The data processing unit 170 further obtains a difference image between the label image and the control image. The difference image is an image based only on the magnetic resonance signal in which the inversion or labeled spin occurs. As a result, the difference image becomes a perfusion image.
ステップＳ６では、画像表示・記憶制御部６０６が、パーフュージョン画像を、表示部１８０に表示させるとともに、その画像データをメモリに記憶させる。 In step S6, the image display / storage control unit 606 displays the perfusion image on the display unit 180 and stores the image data in the memory.
（第二実施形態）
第二実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理について説明する。
(Second embodiment)
The perfusion imaging process by the magnetic resonance imaging apparatus of the second embodiment will be described.
図１２に、第二実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理に関わる部分の機能ブロック図を示す。また、図１３に、第二実施形態の磁気共鳴イメージング装置によるパーフュージョン撮影処理のフロー図を示す。 FIG. 12 shows a functional block diagram of a portion related to perfusion imaging processing by the magnetic resonance imaging apparatus of the second embodiment. FIG. 13 shows a flowchart of perfusion imaging processing by the magnetic resonance imaging apparatus of the second embodiment.
図１２に示すように、第二実施形態による磁気共鳴イメージング装置は、プレスキャン実行部６０１、アンギオ撮影実行部６０７、頭部血管検出部６０８、ラベリングプレーン決定部６０３、イメージング領域決定部６０４、パーフュージョン撮影実行部６０５、および画像表示・記憶制御部６０６を備えている。アンギオ撮影実行部６０７および頭部血管検出部６０８を除く他の各部は、第一実施形態における同名の各部と略同様の機能を有している。 As shown in FIG. 12, the magnetic resonance imaging apparatus according to the second embodiment includes a pre-scan execution unit 601, an angio imaging execution unit 607, a head blood vessel detection unit 608, a labeling plane determination unit 603, an imaging region determination unit 604, a par A fusion imaging execution unit 605 and an image display / storage control unit 606 are provided. Each part other than the angio imaging execution part 607 and the head blood vessel detection part 608 has substantially the same function as each part having the same name in the first embodiment.
ステップＳ１１では、プレスキャン実行部６０１が、プレスキャンを実行する。 In step S11, the pre-scan execution unit 601 executes pre-scan.
ステップＳ１２では、アンギオ撮影実行部６０７が、プレスキャンとは別のもう１つの予備撮影として、アンギオ撮影を実行する。アンギオ撮影とは、対象１の内部状態を表す画像として、頭部血管の走行状態を表すアンギオ画像を撮影することである。ここでは、一例として、断面が異なる幾つかのコロナル断層像をアンギオ画像として取得する。そして、これらコロナル断層像に対して、最大画素値をＡＰ方向に投影するＭＩＰ処理を施し、各コロナル断層像がＡＰ方向すなわちＹ軸方向に重ねて投影されたアンギオ投影画像を生成する。 In step S12, the angio shooting execution unit 607 executes angio shooting as another preliminary shooting different from the prescan. Angiography is to shoot an angio image representing the running state of the head blood vessel as an image representing the internal state of the subject 1. Here, as an example, several coronal tomographic images having different cross sections are acquired as an angio image. Then, MIP processing for projecting the maximum pixel value in the AP direction is performed on these coronal tomographic images, and an angio projection image in which each coronal tomographic image is projected in the AP direction, that is, the Y-axis direction is generated.
図１４に、アンギオ投影画像の一例を示す。このアンギオ投影画像Ｐ２には、頭部血管の太いものや細いものまで種々含まれている。 FIG. 14 shows an example of an angio projection image. The angio projection image P2 includes various types of thick and thin head blood vessels.
ステップＳ１３では、頭部血管検出部６０８が、アンギオ投影画像上で頭部血管における主要な血管を検出する。例えば、アンギオ投影画像Ｐ２に２値化処理を施して細い血管やノイズを除去した後、モフォロジー（Morphology）処理を施して血管の連続性を補正し、比較的太い血管を主要な血管として検出する。 In step S13, the head blood vessel detection unit 608 detects a main blood vessel in the head blood vessel on the angio projection image. For example, after binarization processing is performed on the angio projection image P2 to remove thin blood vessels and noise, morphological processing is performed to correct the continuity of the blood vessels, and relatively thick blood vessels are detected as main blood vessels. .
図１５に、頭部血管における主要な血管の検出の一例を示す。この例では、総頸動脈ＣＣＡ、内頸動脈ＩＣＡ、外頸動脈ＥＣＡおよび推骨動脈ＶＡが主要な血管として検出されている。 FIG. 15 shows an example of detection of main blood vessels in the head blood vessels. In this example, the common carotid artery CCA, the internal carotid artery ICA, the external carotid artery ECA and the thrust artery VA are detected as main blood vessels.
ステップＳ１４では、ラベリングプレーン決定部６０３が、検出された頭部血管の幾何学的情報を基にラベリングプレーンを決定する。 In step S14, the labeling plane determination unit 603 determines a labeling plane based on the detected geometric information of the head blood vessel.
図１６に、頭部血管の幾何学的情報に基づくラベリングプレーンの決定の一例を示す。この例では、まず、血管の直線性や太さを基に、アンギオ投影画像Ｐ２上で検出された頭部血管の中で、最も太く、Ｚ軸方向に略平行に走る血管である総頸動脈ＣＣＡを特定する。次に、血管の分岐点の位置や太さを基に、総頸動脈ＣＣＡの下流側にある内頸動脈ＩＣＡを特定する。次に、その内頸動脈ＩＣＡにおいて、所定の曲率あるいは所定の角度（例えば７０°）を超えて大きく屈曲している点のうち最も上流側の屈曲点Ｑを検出する。そして、この屈曲点Ｑの代表的な位置、例えば、左右いずれかの屈曲点の位置や、左右屈曲点の平均位置から、実空間上で数ｃｍ分に相当する距離ΔＺ、例えば１〜１０〔ｃｍ〕程度分だけ下方（−Ｚ軸方向）に移動した点を点Ｌｂとし、この点Ｌｂを通るＸＹ面をラベリングプレーンＬＰに決定する。内頸動脈ＩＣＡの屈曲点Ｑの位置は、Ｚ軸方向においてウイリス動脈輪の下端に近いため、このようにして決定されるラベリングプレーンＬＰは、ウイリス動脈輪の下部数ｃｍの位置となり、血管の分岐や屈曲の少ない、ラベリングプレーンとして最適な位置となる。なお、ラベリングプレーンを決める基準点となる点Ｌｂは、総頸動脈ＣＣＡが内頸動脈ＩＣＡと外頸動脈ＥＣＡとに分かれる分岐点より下流側となるように調整するとよい。これは、外頸動脈ＥＣＡが脳の外側を這う動脈であり、通常のパーフュージョン撮影では、このような動脈の血流に対してはラベリングが不要なためである。 FIG. 16 shows an example of the determination of the labeling plane based on the geometric information of the head blood vessel. In this example, first, based on the linearity and thickness of the blood vessel, the common carotid artery which is the thickest blood vessel in the head blood vessel detected on the angio projection image P2 and runs substantially parallel to the Z-axis direction. Identify CCA. Next, the internal carotid artery ICA on the downstream side of the common carotid artery CCA is specified based on the position and thickness of the branch point of the blood vessel. Next, in the internal carotid artery ICA, the most upstream bend point Q is detected among points that are largely bent beyond a predetermined curvature or a predetermined angle (for example, 70 °). A distance ΔZ corresponding to several centimeters in real space from a representative position of the bending point Q, for example, the position of one of the left and right bending points or the average position of the left and right bending points, for example, 1 to 10 [ cm]], a point moved downward (−Z axis direction) is defined as a point Lb, and an XY plane passing through this point Lb is determined as a labeling plane LP. Since the position of the bending point Q of the internal carotid artery ICA is close to the lower end of the Willis artery ring in the Z-axis direction, the labeling plane LP determined in this way is located at a position several cm below the Willis artery ring, It is an optimal position as a labeling plane with little branching or bending. Note that the point Lb serving as a reference point for determining the labeling plane may be adjusted so that the common carotid artery CCA is downstream of the branch point where the internal carotid artery ICA and the external carotid artery ECA are divided. This is because the external carotid artery ECA is an artery crawling outside the brain, and labeling is not necessary for the blood flow of such an artery in normal perfusion imaging.
ステップＳ１５では、イメージング領域決定部６０４が、イメージング領域を決定する。イメージング領域は、例えば、第一実施形態と同様にプレスキャン画像を基に自動で決定する。 In step S15, the imaging area determination unit 604 determines an imaging area. For example, the imaging region is automatically determined based on the pre-scan image as in the first embodiment.
ステップＳ１６では、パーフュージョン撮影実行部６０５が、パーフュージョン撮影を実行する。 In step S16, the perfusion imaging execution unit 605 executes perfusion imaging.
ステップＳ１７では、画像表示・記憶制御部６０６が、パーフュージョン画像を、表示部１８０に表示させるとともに、その画像データをメモリに記憶させる。 In step S17, the image display / storage control unit 606 displays the perfusion image on the display unit 180 and stores the image data in the memory.
以上、上記の実施形態によれば、予備撮影された画像における所定の部位の幾何学的情報に基づいてラベリングする位置を決定するので、その所定の部位と一定の位置関係にある、ラベリング位置に適した位置を、ラベリング位置として決定することができ、ラベリング位置を適切に決定することができる。 As described above, according to the above embodiment, since the labeling position is determined based on the geometric information of the predetermined part in the pre-captured image, the labeling position that is in a fixed positional relationship with the predetermined part is determined. A suitable position can be determined as the labeling position, and the labeling position can be appropriately determined.
また、上記の実施形態によれば、ラベリングされたスピンの信号強度を実際に測定して適切なラベリング位置を調整するのと違い、位置決定までの時間が短い。 In addition, according to the above embodiment, unlike the actual measurement of the signal intensity of the labeled spin to adjust the appropriate labeling position, the time until position determination is short.
なお、発明の実施形態は、上記の実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の変更・追加等が可能である。 The embodiment of the invention is not limited to the above-described embodiment, and various changes and additions can be made without departing from the spirit of the invention.
例えば、第一実施形態では、点Ｌｖ，点Ｒｕ，点Ｒｄは、テンプレートＴ′の中心点ＯからテンプレートＴ′に対する垂直線Ｖに沿って所定距離分だけ移動した点として決定しているが、テンプレートＴ′の回転角度がさほど大きくならない場合には、テンプレートＴ′の回転を無視し、中心点ＯからＺ軸方向に沿って所定距離分だけ移動した点として決定してもよい。 For example, in the first embodiment, the point Lv, the point Ru, and the point Rd are determined as points moved from the center point O of the template T ′ by a predetermined distance along the vertical line V with respect to the template T ′. When the rotation angle of the template T ′ does not increase so much, the rotation of the template T ′ may be ignored and the point moved from the center point O by a predetermined distance along the Z-axis direction may be determined.
また、第一実施形態では、プレスキャン画像およびモデル脳のテンプレートを２次元としているが、これらを３次元にすることもできる。 In the first embodiment, the pre-scan image and the model brain template are two-dimensional, but they can be three-dimensional.
また、第二実施形態では、頭部血管の幾何学的情報を基にラベリングプレーンを決定する方法として、アンギオ投影画像から頭部動脈を検出し、内頸動脈の屈曲点に対して所定の位置関係にある面をラベリングプレーンとして決定する方法を用いているが、他の血管における屈曲の変化や分岐点などを基に、ラベリングプレーンを決定するようにしてもよい。また、これらのラベリングプレーンを決定する方法は、水平方向（Ｘ軸方向，Ｙ軸方向）、垂直方向（Ｚ軸方向）、または斜め方向に走る所定の血管など、頭部の他の血管にも角度等を調整して適用することができる。 In the second embodiment, as a method of determining the labeling plane based on the geometric information of the head blood vessel, the head artery is detected from the angio projection image, and a predetermined position with respect to the bending point of the internal carotid artery Although a method of determining a related plane as a labeling plane is used, the labeling plane may be determined based on a change in bending or a branch point in another blood vessel. These labeling planes can also be determined for other blood vessels in the head, such as predetermined blood vessels that run in the horizontal direction (X-axis direction, Y-axis direction), vertical direction (Z-axis direction), or diagonal direction. The angle can be adjusted and applied.
また、上記の実施形態では、予備撮影された画像上で脳や頭部血管を検出し、その幾何学的情報を基にラベリングプレーンを決定しているが、予備撮影された画像上で頭蓋骨、鼻骨、咽頭部、脳幹など、血管の分岐や屈曲の少ない領域、例えばウイリス動脈輪の下部から下方に数ｃｍの領域と略決まった位置関係にある部位や解剖学的特徴点を検出し、その幾何学的情報を基にラベリングプレーンを決定してもよい。 In the above embodiment, the brain and head blood vessels are detected on the pre-captured image, and the labeling plane is determined based on the geometric information, but the skull, Detect areas and anatomical feature points that have an approximate positional relationship with areas with little branching or bending of blood vessels, such as the nasal bone, pharynx, and brain stem, for example, several cm downward from the lower part of the Willis artery ring. A labeling plane may be determined based on geometric information.
また、上記の実施形態では、イメージング領域は、検出された脳の幾何学的情報を基に自動で決定しているが、もちろんユーザが手動で決定するようにしてもよい。 In the above embodiment, the imaging region is automatically determined based on the detected geometric information of the brain, but may be determined manually by the user.
また、上記の実施形態では、頭部に対するパーフュージョン撮影を例に説明しているが、もちろん、発明は、体幹部に対するパーフュージョン撮影にも適用できる。この場合、体幹部の内部状態を表すコントラスト画像やアンギオ画像を予備撮影し、その予備撮影された画像上でラベリングするのに適した位置と略決まった位置関係にある所定の部位や解剖学的特徴点、例えば心臓、腎臓、肝臓、横隔膜、血管などの臓器や腫瘍、あるいはこれらの位置や大きさ、形状などを特徴付ける解剖学的特徴点などを検出する。そして、その検出された部位や解剖学的特徴点の幾何学的情報、例えば位置、向き、大きさなどを基に、ラベリングプレーンを決定する。 In the above embodiment, the perfusion imaging with respect to the head has been described as an example. However, the invention can be applied to perfusion imaging with respect to the trunk. In this case, a contrast image or an angio image representing the internal state of the trunk is preliminarily photographed, and a predetermined part or anatomical position that is in a substantially fixed positional relationship with a position suitable for labeling on the preliminarily photographed image. Feature points, for example, organs and tumors such as the heart, kidney, liver, diaphragm, blood vessels, or anatomical feature points that characterize the position, size, shape, and the like are detected. Then, a labeling plane is determined based on geometric information of the detected part and anatomical feature point, for example, position, orientation, size, and the like.
また、上記の実施形態では、ラベリングプレーンを決定した後にイメージング領域を決定しているが、決定の順番は逆であってもよい。 In the above embodiment, the imaging region is determined after the labeling plane is determined. However, the order of determination may be reversed.
また、上記のようなラベリング位置の決定は、ＣＡＳＬによるパーフュージョン撮影ばかりでなく、例えばＰＡＳＬ（Pulse Arterial Spin Labeling）、ＥＰＩＳＴＡＲ（Echo Planar Imaging and Signal Targeting with Alternating Radio Frequency）、ＱＵＩＰＳＳ ＩＩ（Quantitative Imaging of Perfusion Using a Single Subtraction II）等によるパーフュージョン撮影に適用することが可能である。 In addition, the determination of the labeling position as described above is not only perfusion photography by CASL, but also, for example, PASL (Pulse Arterial Spin Labeling), EPISTAR (Echo Planar Imaging and Signal Targeting with Alternating Radio Frequency), QUIIPSS II (Quantitative Imaging of It can be applied to perfusion photography such as Perfusion Using a Single Subtraction II).
また、上記の実施形態では、ラベリング位置を決定しているが、ラベリング領域を決定するようにしてもよい。 In the above embodiment, the labeling position is determined, but the labeling area may be determined.
１ 対象
１００ マグネットシステム
１０２ 主磁場コイル部
１０６ 勾配コイル部
１０８ ＲＦコイル部
１３０ 勾配駆動部
１４０ ＲＦ駆動部
１５０ データ収集部
１６０ シーケンス制御部
１７０ データ処理部
１８０ 表示部
１９０ 操作部
５００ クレードル
６０１ プレスキャン実行部
６０２ 脳検出部
６０３ ラベリングプレーン決定部
６０４ イメージング領域決定部
６０５ パーフュージョン撮影実行部
６０６ 画像表示・記憶制御部
６０７ アンギオ撮影実行部
６０８ 頭部血管検出部
ＩＲ イメージング領域
ＬＰ ラベリングプレーン
1 Target 100 Magnet system 102 Main magnetic field coil unit 106 Gradient coil unit 108 RF coil unit 130 Gradient drive unit 140 RF drive unit 150 Data collection unit 160 Sequence control unit 170 Data processing unit 180 Display unit 190 Operation unit 500 Cradle 601 Pre-scan execution Unit 602 brain detection unit 603 labeling plane determination unit 604 imaging region determination unit 605 perfusion imaging execution unit 606 image display / storage control unit 607 angio imaging execution unit 608 head blood vessel detection unit IR imaging region LP labeling plane
Claims (10)
前記ラベリングされたスピンが発生する磁気共鳴信号に基づいて、前記対象の内部状態を示す画像を本撮影する本撮影手段とを備えている磁気共鳴イメージング装置であって、
前記対象の内部状態を示す画像を予備撮影する予備撮影手段と、
前記予備撮影手段により予備撮影された画像における所定の部位または解剖学的特徴点を検出する検出手段と、
前記検出手段により検出された部位または解剖学的特徴点の幾何学的情報に基づいて、前記ラベリングする位置または領域を決定する決定手段とをさらに備えている磁気共鳴イメージング装置。 A labeling means for labeling the spin inside the subject;
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: a main imaging unit configured to perform a main imaging of an image indicating an internal state of the object based on a magnetic resonance signal generated by the labeled spin;
Preliminary photographing means for preliminarily photographing an image showing an internal state of the object;
Detecting means for detecting a predetermined site or anatomical feature point in the image preliminarily photographed by the preliminary photographing means;
A magnetic resonance imaging apparatus, further comprising: a determining unit that determines the labeling position or region based on geometric information of a site or an anatomical feature point detected by the detecting unit.
前記検出手段は、血管を検出する請求項１、請求項２または請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The preliminary photographing means pre-photographs an angio image,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the detection unit detects a blood vessel.
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