JP2011036325A - 核磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置において、心臓の拍動に同期をとって同期撮像を行う際の画質劣化を防止し、撮像時間を最小にする。
【解決手段】被検体の心電波形を検出し、検出した心拍数に基づいて、心収縮期におけるデータ収集タイミングＤＴ_ｓ、心収縮期におけるデータ収集時間ＡＴ_ｓ、心拡張期におけるデータ収集タイミングＤＴ_ｄ、心拡張期におけるデータ収集時間ＡＴ_ｄの内の、少なくともＡＴ_ｄを含む値を算出し、算出した少なくともＡＴ_ｄを含む値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測することで、ＤＴやＡＴをリアルタイムに変化させながら撮像を行う。
【選択図】図７

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画像を撮影する核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に関し、特に、心拍の変動による画質劣化を防止するようにした核磁気共鳴イメージング装置に関するものである。

MRI装置は、被検体、特に人体の組織を構成する原子核スピンが発生するNMR信号を計測し、その頭部、腹部、四肢等の形態や機能を2次元的に或いは3次元的に画像化する装置である。撮影においては、NMR信号には、傾斜磁場によって異なる位相エンコード、周波数エンコードが付与される。計測されたNMR信号は、2次元又は3次元フーリエ変換されることにより画像に再構成される。

以下、本願発明に対する従来技術の概要を、文献を引用して説明する。
心臓は呼吸と拍動により動いており、これらの動きによる影響を補正するために、呼吸動にはナビゲーターエコー法、拍動にはECGゲート法を使用している。このように同期を取って撮像することで、体動によるアーチファクトを防止している。しかし、前記同期技術を適用しても、呼吸、心拍の変動によるアーチファクトを完全に防止することは困難である。

このような画質劣化を防ぐために、特許文献1のような方法が提案されている。特許文献1では、励起・収集手順の繰返し時間は、Ｒ波とＲ波の間隔(以下、Ｒ−Ｒ間隔）の小さな変動に追従し、大きな変動のときには収集した磁気共鳴信号を再構成処理から除外するようにしているので、ほぼ同時相の磁気共鳴信号を収集することができ、心臓病患者のようにＲ−Ｒ間隔が変動するような場合でもアーチファクトの無い良質な心電同期画像を得ることが可能となる。

また、非特許文献1のような方法も提案されている。非特許文献1では、拡張期のデータ収集タイミング（Delay Time、以下DT）をリアルタイムに変更しながら撮像を行うことで、画質劣化のない良好な画像を得ることができる。

しかし、上記従来技術では、データ収集時間（Acquisition Time、以下AT）については検討されておらず、固定値で撮像を行っている。

特許第2880716号公報

"Correction for Heart Rate Variability During 3D Whole Heart MR Coronary Angiography"、 JMRI 27:1046-1053（2008）

特許文献1の方法では、大きな変動のときは収集した磁気共鳴信号を再構成処理から除外するので、撮像時間が延長されることになる。被検者の負担を考えると撮像時間の延長は好ましくない。また、非特許文献1の方法では、データ収集時間ATについては検討されていない。このため、図７に示すように、心拍がパラメータ設定した値から大きく変動してしまった場合、拡張期のデータ収集時間AT_ｄが同じままだと次の心拍にまたがってしまう可能性がある。この結果、画質劣化を招き、撮像時間も延長してしまう。

本発明は、これらの公知技術の問題点を解決し、同期撮像を行う際の画質劣化を防ぎ、撮像時間の延長を最小とすることを目的とするものである。

本発明は、パラメータ設定した心収縮期におけるデータ収集タイミング（ＤＴ_ｓ）、心収縮期におけるデータ収集時間（ＡＴ_ｓ）、心拡張期におけるデータ収集タイミング（ＤＴ_ｄ）、心拡張期におけるデータ収集時間（ＡＴ_ｄ）をリアルタイムに変化させながら撮像を行うものである。

具体的には、本発明の核磁気共鳴イメージング装置は、被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、前記検出した心電波形に基づいて、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、および、ＡＴ_ｄの内の、少なくともＡＴ_ｄを含む値を算出するＤＴ，ＡＴ算出手段と、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出した少なくともＡＴ_ｄを含む値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するよう制御する計測制御手段と、を備えたものである。

また、本発明の核磁気共鳴イメージング装置は、被検体の心拍数と共に、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、および、ＡＴ_ｄの値をパラメータ設定するパラメータ設定手段と、被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、前記検出した心電波形に基づき被検体の心拍数をモニタリングするモニタリング手段と、前記検出した心電波形からＲ−Ｒ間隔における心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱを算出するＱＴ，ＴＱ算出手段と、前記算出した心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱに基づいて、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄの内の、少なくともＡＴ_ｄを含む値を算出するＤＴ，ＡＴ算出手段と、前記モニタリング手段でモニタリングした被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出した少なくともＡＴ_ｄを含む値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するよう制御する計測制御手段と、を備えたものである。

本発明において、前記被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段は、心電計または脈波計でよい。

また、本発明において、前記被検体から核磁気共鳴信号を計測するように制御する計測制御手段は、k空間の充填率をモニタリングすることで、ＡＴ_ｓ、ＡＴ_ｄの短縮、延長に応じて位相エンコード、スライスエンコードをコントロールしてデータ収集するものでよい。

本発明によれば、被検体の心電波形に対応してDTとATの両方を変更しながら撮像を行うことで、同期撮像を行う際の画質劣化を防止し、撮像時間を最小とすることができる。

本発明の主要部の構成を示すブロック図 本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図 本発明の処理フローを示す図 Ｒ−Ｒ間隔と収縮期ＱＴ，拡張期ＴＱとの関係を示す図 シングルエコー系の場合の、ATの短縮方法を示す図 マルチエコー系の場合の、ATの短縮方法を示す図 従来技術の問題点を示す図 本発明により期待できる効果を示す図

以下、添付図面に従って本発明のMRI装置の好ましい実施形態について詳説する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明に係るMRI装置の一例の全体概要を図２に基づいて説明する。図２は、本発明に係るMRI装置の実施例の全体構成を示すブロック図である。このMRI装置は、NMR現象を利用して被検体の断層画像を得るもので、図２に示すように、MRI装置は静磁場発生系2と、傾斜磁場発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系7と、シーケンサ4と、中央処理装置（CPU）8とを備えて構成される。

静磁場発生系2は、垂直磁場方式であれば、被検体1の周りの空間にその体軸と直交する方向に、水平磁場方式であれば、体軸方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体1の周りに永久磁石方式、常電導方式あるいは超電導方式の静磁場発生源が配置されている。

傾斜磁場発生系3は、MRI装置の座標系（静止座標系）であるX、Y、Zの3軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ4からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X、Y、Zの３軸方向に傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印加する。撮影時には、スライス面（撮影断面）に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Gs）を印加して被検体1に対するスライス面を設定し、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの2つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Gp）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Gf）を印加して、エコー信号にそれぞれの方向の位置情報をエンコードする。

シーケンサ4は、高周波磁場パルス（以下、「RFパルス」という）と傾斜磁場パルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加する制御手段で、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系5、傾斜磁場発生系3、および受信系6に送る。

送信系5は、被検体1の生体組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を起こさせるために、被検体１にRFパルスを照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル（送信コイル）14aとから成る。高周波発振器11から出力された高周波パルスをシーケンサ4からの指令によるタイミングで変調器12により振幅変調し、この振幅変調された高周波パルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、RFパルスが被検体1に照射される。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル（受信コイル）14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A/D変換器１７とから成る。送信側の高周波コイル１４ａから照射された電磁波によって誘起された被検体1の応答のNMR信号が被検体１に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサ4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA/D変換器17でディジタル量に変換されて、信号処理系7に送られる。

信号処理系７は、各種データ処理と処理結果の表示及び保存等を行うもので、光ディスク19、磁気ディスク18等の外部記憶装置と、CRT等からなるディスプレイ20とを有し、受信系6からのデータがCPU8に入力されると、CPU8が信号処理、画像再構成等の処理を実行し、その結果である被検体1の断層画像をディスプレイ20に表示すると共に、外部記憶装置の磁気ディスク18等に記録する。

操作部25は、MRI装置の各種制御情報や上記信号処理系7で行う処理の制御情報を入力するもので、トラックボール又はマウス23、及び、キーボード24から成る。この操作部25はディスプレイ20に近接して配置され、操作者がディスプレイ20を見ながら操作部25を通してインタラクティブにMRI装置の各種処理を制御する。

なお、送信側の高周波コイル14aと傾斜磁場コイル９は、被検体1が挿入される静磁場発生系2の静磁場空間内に、垂直磁場方式であれば被検体1に対向して、水平磁場方式であれば被検体１を取り囲むようにして設置されている。また、受信側の高周波コイル14bは、被検体1に対向して、或いは取り囲むように設置されている。現在MRI装置の撮像対象核種は、臨床で普及しているものとしては、被検体の主たる構成物質である水素原子核（プロトン）である。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和時間の空間分布に関する情報を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、機能を2次元もしくは3次元的に撮像する。

心電電極または脈波センサ２６は、心電、脈波モニタ27と共に、被検体１の心電波形を検出するもので、心電情報検出手段を構成するものである。

次に本発明の実施例を説明する。心収縮期、心拡張期のDT、AT、期間（Duration、以下、心収縮期の期間をQT、心拡張期の期間をTQとする）の変更処理手順を実施例とする。

初めに、本発明におけるフローチャートを図3に示す。本発明では、はじめにReference Scanを行う（301）。Reference Scanは、同期撮像を行う際の心拍数と心収縮期、心拡張期のDTを決定するために行う。撮像シーケンスは本撮像シーケンスに準ずるものでもよいし、Phase Contrast法でもよい。次に、Reference Scanの情報を基にパラメータ（心拍数、DT）を設定し（302）、パラメータを設定した時点で、パラメータ設定した心拍数について、非特許文献1の式を用いてQT、TQを算出し、記憶する（303）。非特許文献1で述べられているＲ−Ｒ間隔とＱＴ，ＴＱとの関係を図4に示すとともに、その計算式を以下に示す。

ここで、Ｔ_{ｒｒ’ａｖｅ}は、心拍の平均（ただし、本発明では単純な平均ではなく、直近の1心拍数で重み付けをする）
κ_１＝０．３７５〜０．３９０（健常人、年齢と性別に依存）
κ_１＝０．４１０ｏｒ０．４０５（心臓病患者、女性，男性）
κ_２＝０．０７

ここで、Ｔｍ_０は、高時間分解能のCineで決定したＤＴ、
ＱＴ_０、ＴＱ_０は、ＴＭ_０を求める時の高分解能Cine撮像時のＴ_ｒｒ（Ｒ−Ｒ間隔）から求めた値で定数となる。

次に、同期撮像（本撮像）を開始する（304）。本撮像開始後は心拍数をモニタリングし(305)、パラメータ設定した心拍数と比較しながら撮像を行う（306）。ただし、非特許文献1の計算式で使用される心拍数は、直近の5心拍の心拍数の平均であるが、本発明においては直近の5心拍に限らない（ユーザーが設定可能）ものとし、計測した時間に対して重みを付けて平均心拍数を算出するものとする。比較した結果、心拍数に変動があった場合は、次の心拍におけるDTとATを変更し（308）、データ収集を行う（310）。心拍数に変動がなかった場合は、パラメータ設定したDTとATの値は変更せずにデータ収集を行う（309）。（306）〜（311）を、必要なデータ量の取得が完了するまで繰り返す。（311）の完了の判定方法については後述する。本発明は、心拍数の変化に応じてDT、ATを変更しながら撮像を行うため、画質劣化を防止でき、撮像時間を最小にすることができる。

次に、図1に、この処理フローを実施する、本発明の核磁気共鳴イメージング装置の主要構成のブロック図を示す。パラメータ設定手段１０１は、Reference Scanの情報などを基に、本撮像を開始する前に、被検体の心拍数や、心収縮期におけるデータ収集タイミングＤＴ_ｓ、心収縮期におけるデータ収集時間ＡＴ_ｓ、心拡張期におけるデータ収集タイミングＤＴ_ｄ、心拡張期におけるデータ収集時間ＡＴ_ｄなどの値を設定するものである。モニタリング手段１０２は、心電情報検出手段で検出した心電波形に基づき被検体の心拍数をモニタリングするものである。心拍数比較手段１０３は、モニタリング手段１０２で測定した心拍数とパラメータ設定手段１０１で設定した心拍数とを比較し、心拍数に変動がある場合には、計測制御手段１０６に出力するものである。ＱＴ，ＴＱ算出手段１０４は、心電情報検出手段で検出した心電波形からＲ−Ｒ間隔における心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱを算出するものである。ＤＴ，ＡＴ算出手段１０５は、前記ＱＴ，ＴＱ算出手段１０４で算出した心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱに基づいて、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄなどの値を算出するものである。計測制御手段１０６は、パラメータ設定手段１０１で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄなどの値を用いて、また、前記心拍数比較手段１０３の出力に基づき、前記モニタリング手段１０２でモニタリングした被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段１０１で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定した値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄなどの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するようＭＲＩ装置を制御するものである。
なお、これらの構成は、図２において、シーケンサ４やＣＰＵ８の一部として構成され、例えば、プログラムにより動作するものである。

次に、第1の実施例について述べる。同期の方法は心電同期である。
第1の実施例においては、変動した心拍数について、非特許文献1の式を用いてQT、TQ、DTを算出する。非特許文献1で求まるDTは心臓における値であるため、下肢など他部位を同期撮像する場合は、心臓の値からの遅れを考慮する必要がある。

非特許文献1によれば、一般的にQTは心拍数が変動してもあまり変化しないため、実施例1では、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓはパラメータ設定時から変化させないこととする。ＡＴ_ｄは、パラメータ設定した心拍数から求めたTQ（以下ＴＱ_ｒ）と、本撮像時に変動した心拍数から求めたTQ（以下ＴＱ_ｈ）の比によって計算する。
具体的な計算式は、次の式(6)となる。
ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＴＱ_ｒ／ＴＱ_ｈ ・・・(6)
ただし、ＡＴ_ｄ，ｒはパラメータ設定したデータ収集時間である
ATの短縮、延長の方法について図５，６に示す。AT短縮の方法は、シングルエコー系とマルチエコー系で異なる。シングルエコー系の場合の例を、図５に示す。図５はシーケンスがSSFPの例であり、パラメータ設定したSegment数が5の場合に、心拍数が早くなった場合に、心拍数の変化に合わせてSegment数を3に減らすことでATを短縮する様子を表している。この場合、k空間の高域のデータを取得しないようにする。ATが延長した場合は、Segment数を増やして撮像を行う。なお、ここでSegment数とは、１心拍内で取得するデータの個数であり、ｋ空間を複数のセグメントに分割して撮影するセグメントスキャンのセグメントと同様である。

次に、マルチエコー系の場合の例を、図６に示す。図６は撮像シーケンスが高速スピンエコー（FSE）の場合の例であるが、マルチエコー系のシーケンスの場合は、実効TEが変化しないように高域のデータを取得しないことで、ATを短縮する。図６は、パラメータ設定したエコートレイン数が7の場合を示しており、心拍数が早くなった場合に、心拍数の変化に合わせてエコートレイン数を6に減らすことでATを短縮する様子を表している。ATが延長した場合は、AT短縮により取得できなかった高域のデータを取得してもよい。図５，６では、位相エンコード方向のみに間引いてATを短縮したものについて説明しているが、撮像条件によってはスライスエンコード方向のみに間引いても良いし、位相エンコード方向とスライスエンコード方向の両方に間引いても良い。

データ取得完了（311）の判定方法と、データ処理方法について説明する。データ取得完了の判定は、ｋ空間の充填率をモニタリングしながら行い、シングルエコー系のシーケンスとマルチエコー系のシーケンスで異なる。例として、(302)で設定したパラメータが、位相エンコード数256、16エコー/TRであるとする。この場合、パラメータ設定した時点では、データ取得が完了するまでに16TRを要する。すなわち、16回データ収集を繰り返す必要がある。しかし、シングルエコー系のシーケンスであるSSFPでは、ATの延長が頻繁に起こった場合、予定の繰り返し回数よりも少ない回数でパラメータ設定したデータ量を取得完了できる可能性がある。そこで、シングルエコー系シーケンスの場合は、パラメータ設定したデータ量の取得が終わったら終了とするか、取得が終わっても当初の繰り返し回数データ取得を繰り返すかをユーザーが選択可能とする。ただし、繰り返し回数はパラメータ設定した回数を超えることはない。パラメータ設定したデータ量の取得が終わっても、当初のデータ取得回数分データ取得を繰り返す場合は、余った繰り返し回数分でゼロエンコードデータを取得し加算する。ATの短縮が頻繁に起こった場合、取得できていない高域のデータが存在する可能性があるが、その場合は推定処理を行うものとする。

マルチエコー系のシーケンスであるFSEでは、実行TEが変化しないようにデータ取得をする必要があるため、パラメータ設定した時点で決まった予定の繰り返し回数分データ取得を繰り返す。ATの短縮が起こると、取得できていない高域のデータが存在するが、ATが延長した時にデータ取得してもよいし、推定処理を行うことも可能である。

上記のように、撮像しながら心収縮期、心拡張期のDT、ATを変更することで、図８に示すように常に適切な心時相、データ収集時間で撮像を行うことができるため、画質劣化、撮像時間の延長を防止することができる。

第2の実施例として、実施例1において心収縮期のDTとATも変更する場合について述べる。変動した心拍数について、非特許文献1の式を用いてQTを求める。次に、求めたQTの半分となる時間を求め、DT_sとする。具体的な計算式は、次の式(7)となる。
ＤＴ_ｓ＝ＱＴ_ｈ／２ ・・・(7)
ただし、ＱＴ_ｈは変動した心拍数から求めた心収縮期のDurationである。
下肢など心臓以外の部位の撮像では、心臓からの遅れを考慮する必要がある。
AT_sは心拡張期と同様に、パラメータ設定した心拍数のQT（以下QT_r）と、QT_hの比から計算する。具体的な計算式は、次の式(8)となる。
ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＱＴ_ｒ／ＱＴ_ｈ ・・・(8)
ただし、AT_s,rはパラメータ設定したデータ収集時間である。

第3の実施例では、パラメータ設定した心拍数のQT_r、TQ_rと、本撮像時に変動した心拍数のQT_h、TQ_h、それぞれの差をそのままDTに反映し、撮像を行う。同期の方法は心電同期である。ATは実施例1、2と同様に、QTとTQ、それぞれの比から計算する。また、ATの短縮、延長の実現の方法も実施例2と同様とする。具体的な計算式は、次の式(9)〜(12)となる。
ＤＴ_ｓ＝ＤＴ_ｓ，ｒ−（ＱＴ_ｒ−ＱＴ_ｈ） ・・・(9)
ＤＴ_ｄ＝ＤＴ_ｄ，ｒ−（ＴＱ_ｒ−ＴＱ_ｈ） ・・・(10)
ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＱＴ_ｒ／ＱＴ_ｈ ・・・(11)
ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＴＱ_ｒ／ＴＱ_ｈ ・・・(12)
ただし、DT_s,r、DT_d,rはパラメータ設定したDelay Timeである。

第4の実施例では、パラメータ設定した心拍数ＢＲ_ｒと変動した心拍数ＢＲ_ｈの比によって、DT、ATを変更しながら撮像を行う。同期の方法は心電同期である。具体的な計算式は、次の式(13)〜(16)となる。
ＤＴ_ｓ＝ＤＴ_ｓ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(13)
ＤＴ_ｄ＝ＤＴ_ｄ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(14)
ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(15)
ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(16)

第5の実施例では、実施例1〜4において、変動した心拍数に対するQT、TQの算出方法を変更する。同期の方法は心電同期である。具体的には、心電情報検出手段によりT波を検出する。ここで、CPUがあらかじめT波のタイミング、心拍数とTQ、QTの関係をデータベースに持っておけば、T波を検出することでTQ、QTを求めることができる。TQ、QTを求めたら実施例1〜4と同様にDT、ATを算出し、撮像を行う。

第6の実施例では、脈波同期撮像において実施例1〜4を適用する。脈波同期撮像では、指先に脈波センサ２６を取り付け、脈波モニタ２７で測定する。実施例1〜4においては心電同期撮像の場合について述べてきたが、R-R間隔がわかれば非特許文献1を利用することができるため、脈波同期撮像にも適用することができる。ただし、脈波（指先）で同期を取るため、心臓からの遅延時間を考慮する必要がある。

1…被検体、2…静磁場発生系、3…傾斜磁場発生系、4…シーケンサ、5…送信系、6…受信系、7…信号処理系、8…中央処理装置（CPU）、9…傾斜磁場コイル、10…傾斜磁場電源、11…高周波発信器、12…変調器、13…高周波増幅器、14a…高周波コイル（送信コイル）、14b…高周波コイル（受信コイル）、15…信号増幅器、16…直交位相検波器、17…A/D変換器、18…磁気ディスク、19…光ディスク、20…ディスプレイ、21…ROM、22…RAM、23…トラックボール又はマウス、24…キーボード、25…操作部、26…心電電極または脈波センサ、27…心電、脈波モニタ、
101…パラメータ設定手段、102…モニタリング手段、103…心拍数比較手段、104…ＱＴ，ＴＱ算出手段、105…ＤＴ，ＡＴ算出手段、１０６…計測制御手段。

Claims (9)

1. 被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、
   前記検出した心電波形に基づいて、心収縮期におけるデータ収集タイミング（以下、ＤＴ_ｓ）、心収縮期におけるデータ収集時間（以下、ＡＴ_ｓ）、心拡張期におけるデータ収集タイミング（以下、ＤＴ_ｄ）、および、心拡張期におけるデータ収集時間（以下、ＡＴ_ｄ）の内の、少なくともＡＴ_ｄを含む値を算出するＤＴ，ＡＴ算出手段と、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出した少なくともＡＴ_ｄを含む値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するよう制御する計測制御手段と、
   を備えた核磁気共鳴イメージング装置。
2. 被検体の心拍数と共に、心収縮期におけるデータ収集タイミング（以下、ＤＴ_ｓ）、心収縮期におけるデータ収集時間（以下、ＡＴ_ｓ）、心拡張期におけるデータ収集タイミング（以下、ＤＴ_ｄ）、および、心拡張期におけるデータ収集時間（以下、ＡＴ_ｄ）の値をパラメータ設定するパラメータ設定手段と、
   被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段と、
   前記検出した心電波形に基づき被検体の心拍数をモニタリングするモニタリング手段と、
   前記検出した心電波形からＲ−Ｒ間隔における心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱを算出するＱＴ，ＴＱ算出手段と、
   前記算出した心収縮期の期間ＱＴ、心拡張期の期間ＴＱに基づいて、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄの内の、少なくともＡＴ_ｄを含む値を算出するＤＴ，ＡＴ算出手段と、
   前記モニタリング手段でモニタリングした被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄ、ＡＴ_ｄの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出した少なくともＡＴ_ｄを含む値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するよう制御する計測制御手段と、
   を備えた核磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段は、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を算出するものであり、
   前記計測制御手段は、被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの項目値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するよう制御するものであることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段は、次の式(6)により、ＡＴ_ｄの項目値を算出するものであり、
   前記計測制御手段は、被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＡＴ_ｄの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＡＴ_ｄの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するものであることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
   ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＴＱ_ｒ／ＴＱ_ｈ ・・・(6)
   ただし、ＡＴ_ｄ，ｒはパラメータ設定した心拡張期のデータ収集時間、
   ＴＱ_ｒはパラメータ設定した心拡張期の期間、
   ＴＱ_ｈは測定した心拡張期の期間である。
5. 請求項４記載の核磁気共鳴イメージング装置において、さらに、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段は、次の式(7) (8)により、ＤＴ_ｓおよびＡＴ_ｓの値を算出するものであり、
   前記計測制御手段は、被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓおよびＡＴ_ｓの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＤＴ_ｓおよびＡＴ_ｓの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するものであることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
   ＤＴ_ｓ＝ＱＴ_ｈ／２ ・・・(7)
   ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＱＴ_ｒ／ＱＴ_ｈ ・・・(8)
   ただし、ＱＴ_ｈは測定した心収縮期の期間、
   ＡＴ_ｓ，ｒはパラメータ設定した心収縮期のデータ収集時間、
   ＱＴ_ｒはパラメータ設定した心収縮期の期間、
   ＱＴ_ｈは測定した心収縮期の期間である。
6. 請求項２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段は、次の式(9)〜(12)により、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を算出するものであり、
   前記計測制御手段は、被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するものであることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
   ＤＴ_ｓ＝ＤＴ_ｓ，ｒ−（ＱＴ_ｒ−ＱＴ_ｈ） ・・・(9)
   ＤＴ_ｄ＝ＤＴ_ｄ，ｒ−（ＴＱ_ｒ−ＴＱ_ｈ） ・・・(10)
   ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＱＴ_ｒ／ＱＴ_ｈ ・・・(11)
   ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＴＱ_ｒ／ＴＱ_ｈ ・・・(12)
   ただし、ＤＴ_ｓ，ｒはパラメータ設定した心収縮期のデータ収集タイミング、
   ＤＴ_ｄ，ｒはパラメータ設定した心拡張期のデータ収集タイミングである。
7. 請求項２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記ＤＴ，ＡＴ算出手段は、次の式(13)〜(16)により、ＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を算出するものであり、
   前記計測制御手段は、被検体の心拍数が前記パラメータ設定手段で設定した心拍数から変動している場合には、前記パラメータ設定手段で設定したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値に代えて、前記ＤＴ，ＡＴ算出手段で算出したＤＴ_ｓ、ＡＴ_ｓ、ＤＴ_ｄおよびＡＴ_ｄの値を用いて、被検体から核磁気共鳴信号を計測するものであることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
   ＤＴ_ｓ＝ＤＴ_ｓ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(13)
   ＤＴ_ｄ＝ＤＴ_ｄ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(14)
   ＡＴ_ｓ＝ＡＴ_ｓ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(15)
   ＡＴ_ｄ＝ＡＴ_ｄ，ｒ×ＢＲ_ｒ／ＢＲ_ｈ ・・・(16)
   ただし、ＢＲ_ｒはパラメータ設定した心拍数、
   ＢＲ_ｈは測定した心拍数である。
8. 請求項１または２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体の心電波形を検出する心電情報検出手段が、心電計または脈波計であることを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１または２記載の核磁気共鳴イメージング装置において、
   前記被検体から核磁気共鳴信号を計測するように制御する計測制御手段は、k空間の充填率をモニタリングすることで、ＡＴ_ｓ、ＡＴ_ｄの短縮、延長に応じて位相エンコード、スライスエンコードをコントロールしてデータ収集することを特徴とする核磁気共鳴イメージング装置。

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