JP2005278919A

JP2005278919A - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP2005278919A
Application number: JP2004097849A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Itagaki; 博幸板垣; Tomohiro Goto; 智宏後藤; Tetsuhiko Takahashi; 哲彦高橋
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2004-03-30
Filing date: 2004-03-30
Publication date: 2005-10-13

Abstract

【課題】心電同期撮像において、主に呼吸に起因してＲ−Ｒ間隔が変動するためにＲ−Ｒ間隔の予測値が実際の間隔とずれた場合に生じる画質劣化を防止する方法を提供する。
【解決手段】ナビゲートシーケンスで検出された横隔膜の位置を用いてＲ波から拡張期までの時間を導出し、横隔膜の位置が所定の範囲にあるときに導出された収縮期以降において計測を行なう。或いは、心電図のＴ波を検出して，Ｔ波の検出タイミングから心臓の拡張期を導出し、横隔膜が所定の位置にあるとき拡張期において撮影を実施する。これらにより遅延造影、心電同期における画像劣化を防止することができる。
【選択図】図６

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、呼吸による体動によって位置や形状の変化する部位を対象とした撮影において、画質劣化を防止する技術に関するものである。

心筋梗塞部位の同定を行う遅延造影撮影を例に用いて、従来技術を説明する。遅延造影撮影は、壊死・梗塞状態の心筋にGd−DTPA等の造影剤が凝集する性質を利用し、T1強調撮影により上記心筋を高信号領域として画像化する技術である。図1に遅延造影撮影のタイミングチャートを示す。息止め下で心電図R波からTD−TI後にプリパレーションシーケンスであるスライス非選択180度反転パルス（以下、IRパルスと略記する）を印加し、次いで、R波からTD後に撮影シーケンスを実行してNMR信号（エコー信号）を取得する。一般的には、1心拍あたり約20個のNMR信号を取得し、これを10〜20心拍繰り返して15秒で1スライスの画像を撮影する。ここで、TIは正常心筋と梗塞心筋とのコントラストを付与するための待ち時間であり、TDは心臓の拍動による位置・形状変化の大きい収縮期中のNMR信号取得を回避するための待ち時間である。この様に、心臓の動きが原因で画質劣化が生じる部位を撮影する場合、TDを調整して撮影シーケンスを拡張期に実行し、画質劣化を防止している。

撮影対象が息止め困難な場合、自由呼吸下での撮影が求められる。自由呼吸下では、横隔膜の上下動により心臓の位置が変化するため、画像中にボケが生じる。この画質劣化を防止する方法として、横隔膜ナビゲートエコー法の併用が挙げられる（特許文献1）。横隔膜ナビゲートエコー法とは、ナビゲートシーケンスを用いて心臓の位置を反映する間接的な指標として横隔膜の位置を検出し、直後に行なわれる撮影シーケンスで取得したNMR信号の廃棄／採用を判断する。具体的には、横隔膜の位置が予め定められた範囲（ゲートウィンドウ）内にある場合、直後の撮影シーケンスで取得したNMR信号を採用し、画像再構成に使用する。一方、横隔膜の位置がゲートウィンドウ外となった場合には、その時に取得されたNMR信号は廃棄されて画像再構成には使用されない。

ナビゲートシーケンスを遅延造影撮影へ適用した場合のタイミングチャートを図2に示す。自由呼吸下において、R波からTD−TI−TN後にナビゲートシーケンスを実行し、次いでTD−TI後にIRパルスを印加し、同TD後に撮影シーケンスを実行しNMR信号を取得する。ナビゲートシーケンス併用により、呼吸動による画質劣化を低減可能である。

ここで、自由呼吸下で撮影を実施した場合、呼吸に伴うR波とR波の間隔（以下、R−R間隔と略記する）の変動、つまり心臓の拍動周期の変動が問題になる。すなわち、R−R間隔の変動により拡張期と収縮期の期間も変化するので、予め指定したTDでは、収縮期中のNMR信号取得を回避できない場合がある。図2に示したタイミングチャートでは、R波からナビゲートシーケンスまでの時間、R波からIRパルスまで時間、及びR波から撮影シーケンスまでの時間はそれぞれ一定であり、R−R間隔の変動に起因する画質劣化を防止することはできない。

R−R間隔の変動に起因する画質劣化を防止する従来技術として、例えば[特許文献2]に記載の技術が挙げられる。この手法を図3に示す。R波305を検出した後、所定のTD310が経過してから撮影シーケンスを実行しデータを取得する（317）。続いて、R−R間隔302において、317開始からあらかじめ設定したTR（311）が経過した時点で撮影シーケンス318を実行する。ここで、302は301から変化したとする。続くR−R間隔303で撮影シーケンス319を実行する際、318開始から319開始までの時間313は、1つ前のR−R間隔301の値を適用する（301＝313）。すなわち、1つ前のR−R間隔を次のR−R間隔の予想値として適用し、TDを変更する。以下、同様に315には302の値を適用する。この制御により、R−R間隔の変化が起きた場合でも、1R−R間隔遅れで同一心時相でのデータ取得が可能となる。加えて、1つ前のR−R間隔に比べ変動が極端に大きな場合、取得したデータを画像再構成には使用しない制御も行なう。例えば302が301と極端に異なる場合、318で取得したデータは破棄する。
米国特許4937526号公報特許第2880716号公報

上記従来技術には次の様な問題点がある。即ち、主に呼吸に起因してR−R間隔が変動するため、R−R間隔の予測値が実際の間隔とがずれた場合に画質劣化が生じることである。その具体例を図4に基づいて説明する。

図4は徐々に心拍数が上昇する場合を示している。撮影方法は図3で示した通りで、R−R間隔501を513に適用し、502を515に適用する制御を繰り返す。ここで、心拍数が徐々に上昇するに従いR−R間隔は501，502，503の順で徐々に短くなる。この場合、1つ前のR−R間隔を次のR−R間隔の予想値として適用しても、予想値と実際のR−R間隔が異なるため同じ心時相でのデータ取得が不可能である。図4では、501を反映させた予想値513が実際のR-R間隔502よりも長くなっている。そのため、続くシーケンス519の開始タイミングが遅れる。同様に、502を反映させた予想値515が実際のR−R間隔503より長いため、続く撮影シーケンス520開始が遅くなる。このように、心周期毎にR−R間隔が変化するような場合、従来例では実際のR−R間隔とシーケンスを繰り返すタイミングが常にずれるため、一定の心時相で撮影を行うことができない。

加えて従来技術では、1つ前のR-R間隔との比較でデータの破棄を判断するため、画像再構成に用いるデータのR−R間隔の幅が不定であり、R−R間隔の変動幅が広くなる場合がある。例えば、R−R間隔が、501から504に示す様に連続的に小さくなる場合、1つ前のR−R間隔との変化が小さいため、シーケンス517から520で取得されたデータは破棄されない。一方、R−R間隔が501，504，502，503の順序の場合には、R−R間隔501と504の時間差が大きいため、R−R間隔504のシーケンス520で取得されたデータは破棄される。この様に、画像再構成に用いるデータのR−R間隔の幅が、R−R間隔の変化の順序に依存するため、画質劣化の防止が十分でない場合がある。
上記公知文献には、このような問題点は考慮されていない。

そこで、本発明は上記問題点を解決するためになされたものであり、本発明の目的は、R−R間隔の変動に依らずに拡張期の検出精度を向上させることによって、R−R間隔の変動に対応して拡張期においてNMR信号を取得するように計測タイミングを制御することである。

上記課題を解決するために本発明は以下の様に構成される。即ち
被検体の第1の体動の情報を検出する第1体動情報検出手段と、前記第1の体動と異なる第2の体動の情報を検出する第2体動情報検出手段と、前記各体動情報検出手段からの体動情報に基づいて前記被検体からの核磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、予め検出された前記第1の体動情報と前記第2の体動情報とを関連づけて記憶する記憶手段を備え、該体動関連情報に基づいて前記第1の体動情報から前記第2の体動における所望の時相を導出し、該導出された時相において前記計測を行う。

特に、前記第1の体動は呼吸動であり、前記第2の体動は心臓の拍動であり、前記第1体動情報検出手段はナビゲートエコーから横隔膜の位置を検出する手段を有し、前記第2体動情報検出手段は心臓の拍動の時間間隔を検出する手段と心臓の収縮期又は拡張期の期間を検出する手段を有し、前記体動関連情報は、前記横隔膜の位置と前記拍動の時間間隔との関連情報と、前記拍動の時間間隔と前記収縮期又は拡張期の期間との関連情報を有し、前記計測制御手段は、前記横隔膜の位置から前記収縮期の期間を導出し、前記横隔膜の位置が所定の範囲内にあるときに、該導出された収縮期以降において画像再構成に必要な前記核磁気共鳴信号の計測を行う。

これにより、第1の体動と第2の体動が相互に関連する場合において、第1の体動情報から第2の体動における所望の時相を導出することができる。つまり、第1の体動状態によって第2の体動が変動する場合には、第1の体動から第2の体動の時相を容易に導出することが可能になる。
特に、第1の体動が呼吸動で第2の体動が心臓の拍動の場合には、呼吸動の時相に応じて拍動の時間間隔、つまり、R−R間隔が変動する。そのため、横隔膜の位置を検出することにより呼吸動の時相を正確に捉え、これにより呼吸動の時相に対応してR−R間隔を導出することができる。さらにこの導出されたR−R間隔から収縮期の期間を導出することができ、収縮期以降の拡張期の期間を特定することができる。その結果、前記本発明の目的を達成することができる。

好ましい一実施態様は、被検体の呼吸動を検出する呼吸動情報検出手段と、心電計を備えて前記被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、前記各検出手段からの体動情報に基づいて前記被検体からの核磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記心電情報検出手段はT波を検出し、前記計測制御手段は前記T波の検出タイミングから心臓の拡張期を導出し、前記横隔膜の位置が所定の範囲内にあるときに、該拡張期において画像再構成に必要な前記核磁気共鳴信号の計測を行う。

これにより、T波の検出タイミングから拡張期を正確且つ容易に導出することができるので、呼吸動によるR−R間隔の変動に依らずに拡張期の期間を容易に導出することができる。その結果、前記本発明の目的を達成することができる。

以上、本発明に拠れば、横隔膜の位置や心電図T波の情報を用いる事により、心臓の拍動周期の変動に依らずに拡張期の検出精度を向上させて、R−R間隔の変動に対応して撮影シーケンスを確実に拡張期において実施する事ができるようになる。その結果、心臓の拍動周期の変動に起因する画質劣化を防止する事ができる。

本発明の実施形態について図面を参照して説明する。
最初に、本発明が適用されるMRI装置の全体概要を図5に基づいて説明する。101は静磁場を発生する磁石、102は患者などの検査対象、103は検査対象102を載せるベッド、104は高周波磁場を検査対象102に照射しエコー信号を検出する高周波磁場コイル、105，106，107はそれぞれX方向，Y方向，Z方向の傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生コイルである。108は高周波磁場コイル104に電源を供給するための高周波磁場電源、109，110，111はそれぞれ上記各傾斜磁場発生コイル105，106，107に電流を供給するための傾斜磁場電源である。116はシーケンサであり、傾斜磁場電源109，110，111，高周波磁場電源108、シンセサイザ112、変調装置113、増幅器114、受信器115などの周辺装置に命令を送信しMRI装置の動作制御を行なう。117は撮影条件などのデータを格納する記憶媒体である。118は計算機であり、受信器115から入力されたNMR信号と記憶媒体117内のデータを参照して画像再構成を行う。119は計算機118で行った画像再構成結果を表示するディスプレイである。生体の生理的な信号を計測してMRI装置の制御に使用する場合には、生体信号検出器120により心電図や脈波等の信号を検出し、所定の処理を行った後、同期信号をシーケンサ116に送信する。

次に、本発明について説明する。本発明は、R−R間隔の変動に対応してNMR信号の取得開始タイミングを調整することにより、R−R間隔の変動に起因する画質劣化を防止することである。

ここで、R−R間隔の変動要因としては、呼吸に起因するもの、血圧変動が反映された変動成分、及び低周波の非周期成分等が挙げられ。本発明では単純化して呼吸性のR−R間隔変動のみを想定するが、他の変動要因に基づくR−R間隔の変動に対しても本発明を適用することができる。

以下、本発明を遅延造影に適用する場合を例にして説明するが、本発明は遅延造影のみならず、心臓撮影一般に適用することが可能である。
［第１の実施形態］
本発明の第1の実施形態を説明する。この実施形態は、横隔膜の位置とR−R間隔の関係、及び、R−R間隔と拡張期又は収縮期の期間との関係を本計測に先立って計測し、その計測データを関係テーブルとして記憶しておき、本計測時にこの関係テーブルを参照して、ナビゲートエコーから求められる横隔膜の位置から収縮期（又は拡張期）の期間を導出（つまり、予測）し、導出された収縮期以後（つまり拡張期）にNMR信号を取得するように計測タイミングを制御する形態である。

この第1の実施形態の一実施例における処理手順を図6に示すフローチャートで説明する。なお、以下の工程601と工程602の実施順序を逆にすることも可能である。
工程601で、遅延造影撮影直前に、横隔膜の位置とR-R間隔を同時に計測して両者の対応を関係テーブル1として保持する。

工程602で、ある特定のR−R間隔における拡張期の期間Tdiaと収縮期の期間Tsysを計測し、その結果を参照して工程601で取得したR−R間隔毎にその間隔に対する収縮期の期間を求めて、両者の対応を関係テーブル2として保持する。関係テーブル1と関係テーブル2により、横隔膜の位置と収縮期の期間が対応付けられる。
尚、R−R間隔に対する収縮期の期間を比率データとして保持しておき、与えられたR−R間隔に対してこの比率データを掛けて収縮期の期間を求めても良い。

工程603で、ナビゲートシーケンスを併用し遅延造影撮影を実施する。第n番目の心拍において、ナビゲートシーケンスで計測した横隔膜位置と関係テーブル1からR−R間隔を導出し、更に関係テーブル2を用いてR−R間隔から収縮期の期間Tsysを導出する。

工程604で、TD（R波から撮影シーケンス開始までの待ち時間）を必要に応じて更新する。心拍の影響による画質劣化を防止するためには、TD＞Tsysを満足する必要がある。つまり、拡張期において計測を行う必要がある。そこで、設定されているTDとTsysとを比較し、必要に応じてTDを更新する。

工程605で、工程603と工程604を画像作成に必要なNMR信号の取得が完了するまで繰り返し、遅延造影の撮影を終了する。

以下、各工程に関して具体的に説明する。
工程601において、横隔膜位置の計測はナビゲートシーケンスにより実行し、R−R間隔の計測は心電図或いは脈波の計測により導出する。R−R間隔の計測に心電図を用いる場合、図1に示す様に、R波を検出してその時間間隔を導出すればよい。脈波に関しても同様の処理でR−R間隔を導出可能である。

図7（a）は、関係テーブル1の作成に関わる処理結果の一例である。通常の呼吸を行なった際の横隔膜位置とR−R間隔の関係をグラフにしたもので、縦軸は横隔膜の位置及びR−R間隔、横軸は計測開始からの時間である。横隔膜位置が下側になる吸気にR−R間隔は短くなり、横隔膜位置が上側になる呼気にR−R間隔は長くなる。ただし、横隔膜位置の変動周期とR−R間隔の変動周期との間には、一定量の位相ずれがある。図7（b）は、関係テーブル1の作成に関わる処理結果の別の例であり、横軸を横隔膜位置、縦軸をR−R間隔としている。上記位相ずれがあるために両者の関係は楕円状の軌道を描く。

図7に示した関係テーブル1を用いることにより、横隔膜の位置とR−R間隔とを対応付けることが可能である。例えば、図7（b）に示した関係テーブルは、図中に示した計測開始時のデータ点を始点として反時計回りの軌跡を描く。したがって、横隔膜の位置に対し2つのR−R間隔が当てはまるが、数心拍前からの横隔膜位置の履歴を用いて、一方のR-R間隔に特定できる。例えば、横隔膜の位置が最大・最小となるtime pointを基準にして、このtime pointを始点とした場合の、経過時間（心拍数）と横隔膜位置とから、閉ループ上の位置を特定する。これは、前記time pointではR−R間隔が一意に定まる理由による。

工程602において、最初に工程601で取得した心電図の波形から、関係テーブル2の作成に使用するR−R間隔を選択する。関係テーブル2の作成に使用するR−R間隔は、1）前記取得した波形の総てをTdis, Tsysの導出に使用する、2）R−R間隔850ms, 870ms, 890ms, の様に一定間隔を想定して、それに近い心電波形をピックアップする、など様々な使用形態が考えられる。

次に、ある特定のR−R間隔における拡張期の期間Tdiaと収縮期の期間Tsysの計測を行う。例えば、R−R間隔が安定している期間に取得した左室短軸のシネ画像を用いて計測することができる。例えば、上記シネ画像を動画像表示し、心室の動きが小さい期間を拡張期Tdiaと定め、R−R間隔とTdiaとの差分を拡張期の期間Tsysとすることが可能である。或いは、上記シネ画像が3次元画像である場合は、R波からの経過時間と左室容積との関係より、収縮期と拡張期の期間TsysとTdiaを導出することができる。そして、導出された期間Tsysとこの特定のR−R間隔との割合から、前記選択された各R−R間隔における収縮期の期間を導出し、関係テーブル2を作成する。
以上の様にして求めた関係テーブル1と関係テーブル2により、横隔膜の位置と収縮期の期間Tsysとが対応づけられる。

工程603におてい、図2に示した様なナビゲートシーケンスを実行して横隔膜位置を検出する。つまり、横隔膜位置がゲートウィンドウ内にある場合のみ、関係テーブル1を参照してその横隔膜位置からR−R間隔を導出する。そして、関係テーブル2を参照して導出されたR-R間隔から収縮期の期間Tsysを導出する。

工程604において、Tsysと撮影条件TDとを比較し、必要であればTDを更新する。例えば、導出された期間Tsysと撮影条件TDとの大小比較を行い、TD＜Tsysの場合、及び、TD＞Tsysであり且つTDとTsysの差が所定の閾値より大きい場合、Tsysと所定のオフセット時間To（装置固有に定まるデータ処理等の時間）を加算して、Tsys＋Toの値を用いてTDを更新する。或いは、上述した条件分岐を行なわずにTsys＋Toの値でTDを更新しても良い。

工程601から工程604の処理を用いた、ナビゲートシーケンス併用遅延造影撮影のタイミングチャートの一例を図8に示す。自由呼吸下で心電図R波からディレイタイムTN’後にナビゲートシーケンスを実施し、第1心拍における横隔膜の位置を検出する。これによりデータの廃棄／採用を決定するとともに、Tsysを導出しR波から撮影シーケンスを実行までの時間TD1を決定する。R波から時間TD1−TI後にIRパルスを印加し、R波から時間TD1後に撮影シーケンスを実行する。第2心拍以降も同様のタイミング制御を繰り返す。
以上のタイミング制御により、R波からIRパルス印加までの時間及びR波から撮影シーケンスまでの時間を、横隔膜位置から導出されるR−R間隔に応じて変更する。これにより、撮影シーケンスを確実に拡張期において実施することが可能となる。

本実施形態において、TDの精度を向上する他の実施例として、関係テーブル1と関係テーブル2のサンプル量を増やして両関係テーブルを高精度化することが挙げられる。図9は、図7（b）に示した通常の呼吸時のデータ（黒丸）に、深い呼吸を行なった場合のデータ（白丸）を付加したものである。黒丸で示した通常の呼吸時の関係テーブル1（以下、関係テーブル１a）と白丸で示した深い呼吸時の関係テーブル1（以下、関係テーブル1b）との使い分けは、例えば以下の様に行うことができる。

まず、現在から10秒前までの横隔膜位置のデータを参照し、その変動幅に基づいて呼吸の深さを判断する。変動幅が予め定めた閾値より大きい場合は関係テーブル1bを、閾値以下の場合は関係テーブル1aを適用し、横隔膜位置とR-R間隔を対応付ける。関係テーブル1に関して、呼吸の深さに対応して2種類の関係テーブルを作成したのと同様に、関係テーブル2に関しても呼吸の深さに対応して複数の関係テーブルを作成することが可能である。例えば、通常の呼吸時での所定R-R間隔に対する収縮期の期間Tsysを関係テーブル2aとし、深い呼吸時での所定R−R間隔に対する収縮期の期間Tsysを関係テーブル2bとする。関係テーブル1aが適用された場合は関係テーブル2aを、関係テーブル1bが適用された場合には関係テーブル2bを用いる。この様に、関係テーブル1と関係テーブル2のサンプル量を増やす事により、撮影中に呼吸の深さが変化した場合にも、拡張期中にNMR信号取得を実行することが可能となる。

なお、横隔膜振幅をより細分化して関係テーブル1及び関係テーブル2の数を2以上としても良い。また、それぞれ異なる数の関係テーブルとしてもよい。

［第２の実施形態］
次に、本発明の第2の実施形態を説明する。一般に、心電図との同期撮影では、心電図からR波を検出した際に心電計からMRI装置に同期信号を送信し、撮影の実行タイミングを制御する。第2の実施形態では、T波を検出した際に心電計からMRI装置に同期信号を送信し、撮影の実行タイミングを制御する。図10に示す心電図の様に、拡張期はT波終了後からである。したがって、R波を基準時間としてタイミング制御を行うよりも、T波を基準時間としてタイミング制御を行う方が、拡張期の指定に関する時間誤差を小さくでき、撮影シーケンスを確実に拡張期に実施することが可能になる。

ここで、T波の検出について説明する。T波は、R波から150〜250ms後に発生する事、R波に次いで高電位である事が特徴として挙げられる。したがって、R波後の経過時間tに対して上限th・下限tlの閾値を設定すること、及び電位Vに関しても上限Vh・下限Vlの閾値を設定することで、T波の検出が可能である。疾患等により心電図に乱れが生じる場合は、上記閾値を調整すれば良い。

T波検出に関わる処理手順を図11に示すフローチャートで説明する。なお、本フローチャートは1心拍分の処理を抽出したものである。実際には、所定心拍数の間、本フローチャートに記載した処理を繰り返し実行する。

工程1101で、現在の心電の電位とR波に対する電位の閾値条件とを比較する。閾値条件を満足する場合にR波と認識して工程1102に進む。満足しない場合は満足するまで比較を繰り返す。
工程1102で、R波用トリガを発生する。本トリガはR波と同期して実行するシーケンスを制御する。

工程1103で、R波からの経過時間tと閾値tl（例えば150msec）及びth（例えば250msec）を判断して処理を分岐する。すなわち、時間tがtl未満の場合には経過時間の工程1103を繰り返し実行し、thを超えた場合にはT波の検出エラーと判断して処理を終了する。R波からの経過時間tがtl≦t≦thの場合は、工程1104に進む。

工程1104では、現在の電位VとT波用閾値（下限Vl、上限Vh）との大小判定を行う。V＜Vlの場合には工程1103に戻り、V＞Vhの場合は不整脈が発生したと判断し、処理を終了する。電位VがVl≦V≦Vhの場合、T波を検出したと判断し、工程1105に進む。
工程1105では、T波用トリガを発生する。本トリガはT波と同期して実行するシーケンスを制御する。
以上の各工程によりT波用トリガを発生させて、これに同期して実行するシーケンスを制御する。

次に、R波とT波に同期したナビゲートシーケンス併用遅延造影撮影のタイミング制御の一実施例を図12に示す。自由呼吸下で心電図R波から時間TN'後にナビゲートシーケンスを実施し、第1心拍における横隔膜の位置を検出する。これによりデータの廃棄（白丸）／採用（黒丸）を決定する。次いでT波を検出し、T波から時間TD'-TI後にIRパルスを印加し、同TD'後に撮影シーケンスを実行する。R波からナビゲートシーケンス実行までの時間、T波からIRパルス印加、及び撮影シーケンス実行までの時間は、各心拍とも共通の値を適用する。T波に同期して撮影シーケンスを実行することにより、R−R間隔の変動に影響されずに拡張期間に撮影シーケンスを実施でき、心臓の拍動に起因する画質劣化を防止可能になる。

また、本実施例においても、前述の第1の実施形態で説明した横隔膜位置とR−R間隔から導出されるTsysを利用することができる。即ち、工程1103におけるR波からの経過時間tの幅（tl≦t≦th）を設定する際に、第1の実施形態で説明したように横隔膜位置とR−R間隔から導出されるTsysを用いて拡張期の期間Tdiaを求め、予め定めた時間幅Twidthとを用いて、工程1103実行の判断を行う。この場合、工程1103に記載した式 tl≦t≦thは、Tdia−Twidth／2≦t≦Tdia＋Twidth／2の様に表される。

以上、ナビゲート併用遅延造影撮影を例に用いて、本発明の実施形態を説明した。しかし、本発明の適用対象は、上記撮影に限定されるものではない。例えば、第1の実施形態については、ナビゲートシーケンスを併用し、かつ拡張期にNMR信号を取得する全ての撮影に適用することが可能である。また、第2の実施形態については、拡張期にNMR信号を取得する全ての撮影に適用可能である。例えば、R波と同期してナビゲートシーケンスを実行し、次いでT波と同期して脂肪抑圧シーケンスと撮影シーケンスを実施する冠状動脈撮影に適用できる。また、ナビゲートシーケンスを用いない撮影、例えば、息止め遅延造影撮影において、T波検出後にIRパルスを印加して、その後撮影シーケンスを実施する適用形態も可能である。

遅延造影撮影のタイミングチャート。ナビゲートシーケンス併用遅延造影撮影のタイミングチャート。従来技術のタイミングチャート。従来技術の問題点を示すタイミングチャート MRI装置構成図。第1の実施形態の実行手順を示すフローチャート。呼吸に伴う横隔膜位置とR−R間隔の変動を示すグラフ。第1の実施形態を適用した、ナビゲートシーケンス併用遅延造影撮影のタイミングチャート。呼吸に伴う横隔膜位置とR−R間隔の変動を示すグラフ。心電波形の模式図。第2の実施形態における処理手順を示すフローチャート。第2の実施形態を適用した、ナビゲートシーケンス併用遅延造影撮影のタイミングチャート。

符号の説明

１０１静磁場発生磁石、１０２検査対象、１０３ベッド、１０４高周波磁場コイル、１０５ X方向傾斜磁場コイル、１０６ Y方向傾斜磁場コイル、１０７ Z方向傾斜磁場コイル、１０８高周波磁場電源、１０９ X方向傾斜磁場コイル、１１０ Y方向傾斜磁場コイル、１１１ Z方向傾斜磁場コイル、１１２シンセサイザ、１１３変調装置、１１４増幅器、１１５受信器、１１６シーケンサ、１１７記憶媒体、１１８計算機、１１９ディスプレイ、１２０生体信号検出器

Claims

被検体の第１の体動の情報を検出する第１体動情報検出手段と、前記第１の体動と異なる第２の体動の情報を検出する第２体動情報検出手段と、前記各体動情報検出手段からの体動情報に基づいて前記被検体からの核磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、予め検出された前記第１の体動情報と前記第２の体動情報とを関連づけて記憶する記憶手段を備え、該体動関連情報に基づいて前記第１の体動情報から前記第２の体動における所望の時相を導出し、該導出された時相において前記計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
請求項１の記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記第１の体動は呼吸動であり、前記第２の体動は心臓の拍動であり、前記第１体動情報検出手段はナビゲートエコーから横隔膜の位置を検出する手段を有し、前記第２体動情報検出手段は心臓の拍動の時間間隔を検出する手段と心臓の収縮期又は拡張期の期間を検出する手段を有し、
前記体動関連情報は、前記横隔膜の位置と前記拍動の時間間隔との関連情報と、前記拍動の時間間隔と前記収縮期又は拡張期の期間との関連情報を有し、
前記計測制御手段は、前記横隔膜の位置から前記収縮期の期間を導出し、前記横隔膜の位置が所定の範囲内にあるときに、該導出された収縮期以降において画像再構成に必要な前記核磁気共鳴信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
被検体の呼吸動を検出する呼吸動情報検出手段と、心電計を備えて前記被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、前記各検出手段からの体動情報に基づいて前記被検体からの核磁気共鳴信号の計測を制御する計測制御手段とを備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記心電情報検出手段はT波を検出し、
前記計測制御手段は前記T波の検出タイミングから心臓の拡張期を導出し、前記横隔膜の位置が所定の範囲内にあるときに、該拡張期において画像再構成に必要な前記核磁気共鳴信号の計測を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。