JP2008125986A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 心臓の動きの比較的小さい時相のみ選択的にデータ収集を行うことを可能とし、これにより安定した画質を確保する。
【解決手段】 傾斜磁場電源３、送信部７、選択回路８、受信部９およびデータ収集部１１ｂなどからなる取得手段は、被検者Ｐにおける磁気共鳴に関する磁気共鳴データをデータライン毎に取得する。制御部１１ｇは、被検者Ｐの心周期における基準時相から複数の遅延時間がそれぞれ経過した複数の開始タイミングをそれぞれ決定し、これら複数の開始タイミングのそれぞれから始まる複数の収集期間に磁気共鳴データをそれぞれ収集するように収集手段を制御する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、被検者における磁気共鳴に関する磁気共鳴データに基づいて前記被検者を撮像する磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関する。

虚血性心疾患の診断において、心筋血流動態をＭＲＩで評価する方法として、造影剤を静脈より注入し、初回循環のうちに心電同期を併用した左室短軸のマルチスライスダイナミックＴ１強調撮像を行い、心筋の造影される過程を観察する方法（心筋パーフュージョン）がある。

得られた結果は、各スライスの時間方向の連続表示（シネ表示）や、ブルズアイ（Bull's eye）画像に変換して表示することで、評価のために提示される（非特許文献１〜３を参照）。なお、ブルズアイ画像は、左室短軸の各スライスを放射状の複数の領域に分割し、分割された各領域における信号値の時間変化のグラフ（ダイナミックカーブ）から求められる各種計測値をカラーマップあるいはグレースケールに対応させて心起部から心尖部に向かって同心円状に配置した展開図である。

ＭＲＩによる心筋パーフュージョン撮像では、より具体的には、造影剤を静脈からボーラス投与した後、初回循環の様子を左室短軸の複数スライスを高速グラディエントエコー法やエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）法などのＴ１強調画像の得られるパルスシーケンスを使用して、心電同期を併用したダイナミック（連続）撮像によりデータ収集を行う。

図６は上記の具体例におけるデータ収集の様子を示すタイミング図である。図６の例では、１心拍内に４スライスのデータ収集を行い、これを初回循環の間、連続して繰り返す場合を表している。

図６に示すように、心電波形にＲ波が現れてから予め定められた遅延時間Ｔｄが経過した時点からデータ収集を開始することで、Ｒ波およびその近辺の波の時相では磁気共鳴データを収集しないが、その他のすべての時相にわたりデータを収集している。このため、スライスによっては、心臓の動きの大きい時相の磁気共鳴データを用いて画像化が行われるために、動きの影響を受けたアーティファクトの大きな画像となり、診断に支障を与える恐れがあった。心筋パーフュージョン撮像は、造影剤および負荷薬剤を投与して呼吸停止下で行われるのが通例であり、低品質の画像による撮像のやりなおしは患者の負担の増加となる。
佐久間ほか、「造影MRIによる虚血性心疾患の診断」、INNERVISION(15.13)、２０００年、PP.59-66 南條ほか、「心筋パーフュージョン、心筋バイアビリティの評価」、INNERVISION(17.9)、２００２年、pp.10-14 藤本ほか、「循環器領域のＭＲＩに必要な解剖・生理機能のポイント」、INNERVISION(17.9)、２００２年、pp.1-4

上述のように従来の心電同期撮像では、心周期の基準タイミングから一定の遅延時間が経過した時点から始まる１期間内においてデータ収集を連続的に行うため、心臓の動きの大きな時相においてもデータ収集が行われ、心臓の動きに起因するアーティファクトが大きな画像が得られるという不具合があった。

本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、心臓の動きの比較的小さい時相のみ選択的にデータ収集を行うことを可能とし、これにより安定した画質を確保することにある。

以上の目的を達成するために本発明は、被検者にて生じる磁気共鳴に関する磁気共鳴データを収集する収集手段と、前記被検者の心周期における基準時相から複数の遅延時間がそれぞれ経過した複数の開始タイミングをそれぞれ決定する決定手段と、前記複数の開始タイミングのそれぞれから始まる複数の収集期間に前記磁気共鳴データをそれぞれ収集するように前記収集手段を制御する制御手段とを備えた。

本発明によれば、心臓の動きの比較的小さい時相のみ選択的にデータ収集を行うことを可能とし、これにより安定した画質を確保することができる。

以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。

図１は本実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図である。この図１に示すＭＲＩ装置は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６ａ，６ｂ，６ｃ、送信部７、選択回路８、受信部９、ＥＣＧユニット１０および計算機システム１１を具備する。

静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の円筒状の空間（診断用空間）に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３種のコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル２は、上記の３種のコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場の組み合わせにより、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrが形成される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

寝台４は、寝台制御部５により駆動され、天板４ａをその長手方向（図１中における左右方向）および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。被検者Ｐは、天板４ａに載置された状態で、天板４ａの移動によって診断用空間内に挿入される。

ＲＦコイルユニット６ａは、１つまたは複数のコイルを円筒状のケースに収容して構成される。ＲＦコイルユニット６ａは、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６ａは、送信部７から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場を発生する。

ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃは、天板４ａ上に載置されたり、天板４ａに内蔵されたり、あるいは被検者Ｐに装着される。そして撮影時には、被検者Ｐとともに傾斜磁場コイル２の空洞内に挿入される。ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃとしては、アレイコイルが利用される。すなわちＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃは、それぞれ複数の要素コイルを備える。ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃに備えられた要素コイルはそれぞれ、被検者Ｐから放射される磁気共鳴信号を受信する。要素コイルのそれぞれの出力信号は、個別に選択回路８に入力される。受信用のＲＦコイルユニットは、ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃに限らず、様々なタイプのものが任意に装着可能である。また受信用のＲＦコイルユニットは、１つまたは３つ以上が装着されても良い。

送信部７は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部および高周波電力増幅部を有している。発振部は、静磁場中における対象原子核に固有の共鳴周波数の高周波信号を発生する。位相選択部は、上記高周波信号の位相を選択する。周波数変換部は、位相選択部から出力された高周波信号の周波数を変換する。振幅変調部は、周波数変調部から出力された高周波信号の振幅を例えばシンク関数に従って変調する。高周波電力増幅部は、振幅変調部から出力された高周波信号を増幅する。そしてこれらの各部の動作の結果として送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６ａに供給する。

選択回路８は、ＲＦコイルユニット６ｂ，６ｃから出力される多数の磁気共鳴信号のうちのいくつかを選択する。そして選択回路８は、選択した磁気共鳴信号を受信部９へ与える。どのチャネルを選択するかは、計算機システム１１から指示される。

受信部９は、前段増幅器、位相検波器およびアナログディジタル変換器を有する処理系を複数チャネル備えている。これら複数チャネルの処理系へは、選択回路８が選択する磁気共鳴信号がそれぞれ入力される。前段増幅器は、磁気共鳴信号を増幅する。位相検波器は、前置増幅器から出力される磁気共鳴信号の位相を検波する。アナログディジタル変換器は、位相検波器から出力される信号をディジタル信号に変換する。受信部９は、各処理系により得られるディジタル信号をそれぞれ出力する。

ＥＣＧユニット１０は、被検者の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサを含み、このＥＣＧセンサから出力される信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、計算機システム１１へと出力する。

計算機システム１１は、インタフェース部１１ａ、データ収集部１１ｂ、再構成部１１ｃ、記憶部１１ｄ、表示部１１ｅ、入力部１１ｆおよび制御部１１ｇを有している。

インタフェース部１１ａには、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信部９および選択回路８等が接続される。インタフェース部１１ａは、これらの接続された各部と計算機システム１１との間で授受される信号の入出力を行う。

データ収集部１１ｂは、受信部９から出力されるディジタル信号を収集する。データ収集部１１ｂは、収集したディジタル信号、すなわち磁気共鳴データを記憶部１１ｄに格納する。

再構成部１１ｃは、記憶部１１ｄに記憶された磁気共鳴データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検者Ｐ内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。再構成部１１ｃは、心電同期撮像時には、制御部１１ｇにより有効データとして判定された磁気共鳴データのみを再構成に用いる。

記憶部１１ｄは、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、被検者毎に記憶する。

表示部１１ｅは、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を制御部１１ｇの制御の下に表示する。表示部１１ｅとしては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力部１１ｆは、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１１ｆとしては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。

制御部１１ｇは、ＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置を総括的に制御する。制御部１１ｇは、ＭＲＩ装置の動作を実現するための周知の機能に加えて、次のようないくつかの機能を備える。当該機能の１つは、被検者Ｐの心周期における基準時相（Ｒ波が生じる時相）から２つの遅延時間がそれぞれ経過した２つの開始タイミングをそれぞれ決定する。当該機能の１つは、２つの開始タイミングのそれぞれから始まる予め定められた２つの収集期間に磁気共鳴データを収集するように、傾斜磁場電源３、送信部７、選択回路８、受信部９およびデータ収集部１１ｂなどを制御する。当該機能の１つは、上記の２つの遅延時間を操作者に操作に応じて設定する。

次に以上のように構成されたＭＲＩ装置の動作について説明する。

図２は被検者Ｐの心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係を示したタイミング図である。

制御部１１ｇは、心電波形にＲ波が生じると、それから始まる心周期でのデータ収集の開始タイミングを判定するための計時を開始する。そして制御部１１ｇは、Ｒ波が生じてからの経過時間が遅延時間Ｔｄ１となった時点から１スライスのデータ収集を行うように傾斜磁場電源３、送信部７、選択回路８、受信部９およびデータ収集部１１ｂなどを制御する。次に制御部１１ｇは、Ｒ波が生じてからの経過時間が遅延時間Ｔｄ２となった時点から１スライスのデータ収集を行うように傾斜磁場電源３、送信部７、選択回路８、受信部９およびデータ収集部１１ｂなどを制御する。１スライスの磁気共鳴データの収集が完了したならば、データ収集は終了される。なお、データ収集は例えば、左室短軸の各スライスを対象として、高速グラディエントエコー法やエコープラナーイメージング（ＥＰＩ）法、定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）法などのＴ１強調画像の得られるパルスシーケンスを使用して行われる。

さて心臓は、１心周期の中で収縮末期と拡張中期とに比較的動きの少ないタイミングがあることが知られている。そこで、遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２を適切に設定しておくことにより、１回目のデータ収集が拡張中期に、また２回目のデータ収集が収縮末期にそれぞれ行うことができる。そしてこれにより、２スライスを、比較的心臓の拍動による動きの影響の少ない期間に撮像することができる。ただし、従来に比べて１心周期内でのデータ収集期間が短くなるため、１心周期内でデータ収集できるスライスの枚数が少なくなる。そこで、１心周期内でデータ収集可能なスライスの枚数が診断に必要なスライス枚数に対して不足する場合には、複数の心周期を利用して必要な枚数のスライスに関するデータ収集を行う。図２の例では、先の心周期において第１および第２のスライスに関するデータ収集を行い、その次の心周期において第３および第４のスライスに関するデータ収集を行っている。心筋パーフュージョン撮像の場合には、これを造影剤の初回循環の間必要な回数分繰り返す。この場合、ダイナミック撮像としての時間分解能は図６に示した従来例の１心周期から２心周期へと延長するが、すべてのスライスにおいてより安定した画質を得ることが可能である。

なお、上記においては、１回の収集期間を１スライスに関する磁気共鳴データを収集するのに要する期間としている。しかしながら、１回の収集期間は、複数スライスに関する磁気共鳴データを収集するのに要する期間とすることもできる。

図３では、１回の収集期間を２スライスに関する磁気共鳴データを収集するのに要する期間として、１心周期内の２回の収集期間に２スライスずつのデータ収集を行う例を示している。なお、２スライスに関する磁気共鳴データを収集するのに要する期間が心臓の拍動による動きの影響の少ない期間（例えば100〜200msec程度）よりも長くなってしまう場合には、例えば繰り返し時間ＴＲの短縮、パラレルイメージング法、あるいはハーフフーリエ法などを単独で適用するか、あるいは併用することにより、磁気共鳴データを収集するのに要する期間の短縮を図るようにする。

このようにすることによって、アーティファクトの少ない画像を安定して得ることが可能でありながら、１心周期内に収集できるスライス枚数を増やすことが可能になる。

ところで、心臓の動きが比較的緩やかな期間は、収縮末期よりも拡張中期の方が長い場合が多い。そこでこのことを考慮して、例えば図４に示すように、１心周期内の２つの収集期間のそれぞれで、収集するスライス枚数を独立に設定しても良い。図４の例では、収縮末期に相当する先の収集期間において収集するスライス枚数が２枚であるのに対して、拡張中期に相当する後の収集期間において収集するスライス枚数は３枚としている。そしてこの結果、２つの収集期間は、それぞれ異なる長さＴｗ１，Ｔｗ２を持つように設定されている。ただし、被検者Ｐの心拍数が大きい場合、すなわちＲ−Ｒ間隔が短い場合には、拡張中期の期間が短縮する傾向があるため、収縮末期に相当する収集期間に対して、拡張中期に相当する収集期間において収集するスライス枚数を前述の例とは逆に減らすことが必要になる場合もある。

このようにすることによって、心臓の動きが比較的緩やかな期間を有効に利用して、アーティファクトの少ない画像を安定して、かつ効率的に得ることが可能になる。

なお、各収集期間において収集するスライス枚数は、被検者Ｐの心拍の状態に応じて適切な値が変化するので、操作者による指定に応じて制御部１１ｇが任意に設定するようにしておくと良い。この場合における撮像条件の入力パラメータは、各収集期間におけるスライス枚数としても良いし、各収集期間において許容されるデータ収集可能時間（データ収集ウィンドウ）としても良い。なお、データ収集可能時間を入力パラメータとする場合には、マトリクス数や繰り返し時間などの撮像条件を考慮して各収集期間において収集可能なスライス枚数を制御部１１ｇが自動的に設定する。そして、あらかじめ計画された総スライス枚数がデータ収集可能時間内に取りきれない場合には、制御部１１ｇは、スライス枚数を減らすか、次の心拍に収集することを計画する。

一方、遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２は、操作者による操作に応じて制御部１１ｇが設定する。この遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２の設定には、次のような手法のいずれかを採用することができる。もちろん、これらの手法の複数を、操作者の希望に応じて選択的に採用することも可能である。

(1) 操作者が入力する２つの値をそのまま遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２としてそれぞれ設定する。

(2) シネ表示またはプレップスキャン表示を行いながら第１および第２の設定指示を待ち受け、第１および第２の設定指示がなされた時点での表示時相のＲ波からの経過時間を遅延時間Ｔｄ１および遅延時間Ｔｄ２としてそれぞれ設定する。

(3) 操作者が入力する２つの割合［％］に応じた２つの係数を標準的なＲ−Ｒ間隔に乗じて求まる２つの時間を遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２としてそれぞれ設定する。

(4) 操作者が入力する２つの割合［％］に応じた２つの係数を、撮像開始前に測定したＲ−Ｒ間隔に乗じて求まる２つの時間を遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２としてそれぞれ設定する。

(5) 操作者が入力する２つの割合［％］に応じた２つの係数を、最新の１心周期におけるＲ−Ｒ間隔または最近のいくつかの心周期におけるＲ−Ｒ間隔の平均値に乗じて求まる２つの時間を遅延時間Ｔｄ１，Ｔｄ２としてそれぞれ設定する。

なお、上記の(5)の手法を採用した場合には、図５に示すように遅延時間が動的に変化することになる。図５は図２に示したＴｄ１，Ｔｄ２を１つ前の心周期におけるＲ−Ｒ間隔に応じて決定するようにした場合の被検者Ｐの心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係の一例を示したタイミング図である。この図５の例では、Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ１からＴｒｒ２へと延長していることによって、第１のスライスの収集期間までの遅延時間Ｔｄ１１よりも第３のスライスの収集期間までの遅延時間Ｔｄ１２は長くなっており、また第２のスライスの収集期間までの遅延時間Ｔｄ２１よりも第４のスライスの収集期間までの遅延時間Ｔｄ２２は長くなっている。

この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。

各遅延時間は、固定値であっても良い。

基準時層は、Ｒ波以外のピーク波が生じるタイミングとしても良い。

３つ以上の遅延時間を設定して、これらの遅延時間に基づき１心周期内に定まる３つ以上の収集期間に磁気共鳴データの収集を行うようにしても良い。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す図。 被検者の心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係の第１例を示したタイミング図。 被検者の心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係の第２例を示したタイミング図。 被検者の心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係の第３例を示したタイミング図。 図２に示したＴｄ１，Ｔｄ２を１つ前の心周期におけるＲ−Ｒ間隔に応じて決定するようにした場合の被検者Ｐの心電波形とデータ収集の実行タイミングとの関係の一例を示したタイミング図。 心筋パーフュージョン撮像における従来のデータ収集の様子を示すタイミング図。

符号の説明

１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、４ａ…天板、５…寝台制御部、６ａ，６ｂ，６ｃ…ＲＦコイルユニット、７…送信部、８…選択回路、９…受信部、１０…ＥＣＧユニット、１１…計算機システム、１１ａ…インタフェース部、１１ｂ…データ収集部、１１ｃ…再構成部、１１ｄ…記憶部、１１ｅ…表示部、１１ｆ…入力部、１１ｇ…制御部。

Claims (8)

1. 被検者にて生じる磁気共鳴に関する磁気共鳴データを収集する収集手段と、
   前記被検者の心周期における基準時相から複数の遅延時間がそれぞれ経過した複数の開始タイミングをそれぞれ決定する決定手段と、
   前記複数の開始タイミングのそれぞれから始まる複数の収集期間に前記磁気共鳴データをそれぞれ収集するように前記収集手段を制御する制御手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記決定手段は、前記被検者に関する心電波形にＲ波が生じる時相を前記基準時相と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。
3. 操作者による操作に応じて前記複数の遅延時間を設定する設定手段をさらに備え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. 前記設定手段は、前記操作者による操作により入力された複数の時間を前記複数の遅延時間としてそれぞれ設定することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記設定手段は、前記操作者による操作により入力された割合に応じた係数を前記心周期における１心拍期間の時間に乗じて求まる時間を前記遅延時間として設定することを特徴とする請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記設定手段は、最新のいくつかの心拍期間の平均時間に前記係数を乗じて求まる時間を前記遅延時間とすることを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記制御手段は、前記収集手段が予め定められた数のスライスに関する前記磁気共鳴データを収集するのに要する期間を前記収集期間と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。
8. 前記制御手段は、複数の収集期間のうちの少なくとも２つの収集期間では、互いに異なる数のスライスに関する前記磁気共鳴データを収集するように前記収集手段を制御することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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