JP2880716B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JP2880716B2 JP2880716B2 JP63240022A JP24002288A JP2880716B2 JP 2880716 B2 JP2880716 B2 JP 2880716B2 JP 63240022 A JP63240022 A JP 63240022A JP 24002288 A JP24002288 A JP 24002288A JP 2880716 B2 JP2880716 B2 JP 2880716B2
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- JP
- Japan
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- magnetic resonance
- value
- wave
- excitation
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検者の特定部位
のスライス像等の診断情報を得る際に心電同期撮影を行
う磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、心電波形の
Ｒ−Ｒ間隔が変動する場合であってもアーチファクトの
無い良質の画像を得ることができるようにした磁気共鳴
イメージング装置に関する。
のスライス像等の診断情報を得る際に心電同期撮影を行
う磁気共鳴イメージング装置に関し、特に、心電波形の
Ｒ−Ｒ間隔が変動する場合であってもアーチファクトの
無い良質の画像を得ることができるようにした磁気共鳴
イメージング装置に関する。
（従来の技術） 磁気共鳴現象は、静磁場中に置かれた零でないスピン
及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁
波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であり、この原子
核は下記式に示す角周波数ω０（ω０＝２πν０，
ν０；ラーモア周波数）で共鳴する。
及び磁気モーメントを持つ原子核が特定の周波数の電磁
波のみを共鳴的に吸収・放出する現象であり、この原子
核は下記式に示す角周波数ω０（ω０＝２πν０，
ν０；ラーモア周波数）で共鳴する。
ω０＝γH0 ここで、γは原子核の種類に固有の磁気回転比であ
り、また、H0は静磁場強度である。
り、また、H0は静磁場強度である。
以上の原理を利用して生体診断を行う装置は、上述の
共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数の電磁波を
信号処理して、原子核密度，縦緩和時間T1,横緩和時間T
2,流れ，化学シフト等の情報が反映された診断情報例え
ば被検体のスライス像等を無侵襲で得るようにしてい
る。
共鳴吸収の後に誘起される上記と同じ周波数の電磁波を
信号処理して、原子核密度，縦緩和時間T1,横緩和時間T
2,流れ，化学シフト等の情報が反映された診断情報例え
ば被検体のスライス像等を無侵襲で得るようにしてい
る。
そして、磁気共鳴による診断情報の収集は、静磁場中
に配置した被検体の全部位を励起し且つ信号収集するこ
とができるものであるが、装置構成上の制約やイメージ
ング像の臨床上の要請から、実際の装置としては特定部
位に対する励起とその信号収集を行うようにしている。
に配置した被検体の全部位を励起し且つ信号収集するこ
とができるものであるが、装置構成上の制約やイメージ
ング像の臨床上の要請から、実際の装置としては特定部
位に対する励起とその信号収集を行うようにしている。
このような磁気共鳴診断装置では心電同期撮影を行な
うことができる。すなわち、心電同期撮影では、被検者
に対し例えば心電計を装着し、この心電計からの心電波
形例えばQRS波形を同期の基準としてスキャンを行なう
ようにしている。
うことができる。すなわち、心電同期撮影では、被検者
に対し例えば心電計を装着し、この心電計からの心電波
形例えばQRS波形を同期の基準としてスキャンを行なう
ようにしている。
ここで、従来法によるシングル又はマルチスライス像
を心電同期撮影する方法を説明する。すなわち、心電波
形の特定点としてQRS波のＲ波のピークから所定時間を
経た後に例えばスピンエコー法における90°パルスを印
加し、さらに180°パルスを印加する。この励起手順の
実行によりエコー時間にてエコー信号が誘起し、これを
収集して１ラインデータを得る。画像を生成するために
は例えば画像が256マトリックスであれば、上記の手順
をリカバリータイム（繰返し時間）TRを置いて256回繰
返す。これにより、256ライン分のデータを収集できた
ことになり、画像を再構成することができるようにな
る。
を心電同期撮影する方法を説明する。すなわち、心電波
形の特定点としてQRS波のＲ波のピークから所定時間を
経た後に例えばスピンエコー法における90°パルスを印
加し、さらに180°パルスを印加する。この励起手順の
実行によりエコー時間にてエコー信号が誘起し、これを
収集して１ラインデータを得る。画像を生成するために
は例えば画像が256マトリックスであれば、上記の手順
をリカバリータイム（繰返し時間）TRを置いて256回繰
返す。これにより、256ライン分のデータを収集できた
ことになり、画像を再構成することができるようにな
る。
ここで、Ｒ波−Ｒ波間隔TRRと繰返し時間TRとの関係
について説明する。すなわち、上記のデータ収集にあっ
ては、Ｒ波−Ｒ波間隔TRRを計測し、これを固定として
データ収集における繰返し時間TRとしている。この場
合、Ｒ波−Ｒ波間隔TRRがデータ収集中にあってほぼ一
定であればＲ波ピーク時刻から経た時間もほぼ一定とな
るので、画像マトリックス分のほぼ同時相のデータ群を
収集できることになるが、心臓病患者の場合は不整脈
（呼吸性不整脈を含む。）を呈しやすく、Ｒ波−Ｒ波間
隔TRRの変動の程度が大きく、時相の変動したデータと
なってしまい、アーチファクト等による画質の低下を招
いていた。また、心電同期撮影には、全てのデータ収集
に際し、繰り返されるQRS波形の各Ｒ波から所定時間経
たタイミング（ディレイタイム）でパルス印加を行う方
法がある。しかし、この方法では、患者の病態によって
は、繰り返されるQRS波形が大きく鈍ったり、必要とす
る時相によってはディレイタイムが設定しずらい。この
ため、撮影そのものが失敗したり、撮影ができたとして
も精度が高い心電同期撮影画像を得られないという問題
があった。
について説明する。すなわち、上記のデータ収集にあっ
ては、Ｒ波−Ｒ波間隔TRRを計測し、これを固定として
データ収集における繰返し時間TRとしている。この場
合、Ｒ波−Ｒ波間隔TRRがデータ収集中にあってほぼ一
定であればＲ波ピーク時刻から経た時間もほぼ一定とな
るので、画像マトリックス分のほぼ同時相のデータ群を
収集できることになるが、心臓病患者の場合は不整脈
（呼吸性不整脈を含む。）を呈しやすく、Ｒ波−Ｒ波間
隔TRRの変動の程度が大きく、時相の変動したデータと
なってしまい、アーチファクト等による画質の低下を招
いていた。また、心電同期撮影には、全てのデータ収集
に際し、繰り返されるQRS波形の各Ｒ波から所定時間経
たタイミング（ディレイタイム）でパルス印加を行う方
法がある。しかし、この方法では、患者の病態によって
は、繰り返されるQRS波形が大きく鈍ったり、必要とす
る時相によってはディレイタイムが設定しずらい。この
ため、撮影そのものが失敗したり、撮影ができたとして
も精度が高い心電同期撮影画像を得られないという問題
があった。
（発明が解決しようとする課題） このように従来の技術においては、心電波形の特定点
であるＲ波（Ｒ−Ｒ間隔）に同期させて励起・収集手順
を実行するようにしているので、Ｒ−Ｒ間隔が変動する
とアーチファクト等による画質の低下を招くことになっ
た。また、全てのデータ収集を繰り返して計測した心電
波形の各Ｒ波ピークの測定及び該ピーク値にディレイタ
イムを設定する下で行う方法では、患者の病態によって
は、高精度な心電同期撮影を行えないという問題があっ
た。
であるＲ波（Ｒ−Ｒ間隔）に同期させて励起・収集手順
を実行するようにしているので、Ｒ−Ｒ間隔が変動する
とアーチファクト等による画質の低下を招くことになっ
た。また、全てのデータ収集を繰り返して計測した心電
波形の各Ｒ波ピークの測定及び該ピーク値にディレイタ
イムを設定する下で行う方法では、患者の病態によって
は、高精度な心電同期撮影を行えないという問題があっ
た。
そこで本発明の目的は、心電同期撮影法にあってＲ−
Ｒ間隔が変動した場合でも画質が低下しないようにした
磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
Ｒ間隔が変動した場合でも画質が低下しないようにした
磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 本発明は上記課題を解決し且つ目的を達成するために
次のような手段を講じたことを特徴としている。すなわ
ち、本発明は、磁気共鳴における励起・収集手順を繰返
し間隔をおいて繰返して実行することにより被検体から
磁気共鳴信号を得、該磁気共鳴信号を再構成処理するこ
とにより前記被検体の画像を生成する磁気共鳴イメージ
ング装置において、 前記被検体の心電波形を計測し、繰返されるＲ−Ｒ間
隔の計測値を得る計測手段と、 この計測手段により計測した心電波形のＲ−Ｒ間隔の
値に基づいて前記励起・収集手順を繰返して実行するも
のであって、計測されたＲ−Ｒ間隔の値を次回のＲ−Ｒ
間隔の予想値とし且つ次回の前記励起・収集手順の繰返
し間隔に対応させる手順と、 前記次回のＲ−Ｒ間隔の予想値と実際に計測したＲ−
Ｒ間隔の計測値との差が所定値を超えたものであるとき
は、前記予想値に対応させた繰返し間隔を用いて前記励
起・収集手順を実行したときの磁気共鳴信号を再構成処
理から除外する手段と を具備したことを特徴とする。
次のような手段を講じたことを特徴としている。すなわ
ち、本発明は、磁気共鳴における励起・収集手順を繰返
し間隔をおいて繰返して実行することにより被検体から
磁気共鳴信号を得、該磁気共鳴信号を再構成処理するこ
とにより前記被検体の画像を生成する磁気共鳴イメージ
ング装置において、 前記被検体の心電波形を計測し、繰返されるＲ−Ｒ間
隔の計測値を得る計測手段と、 この計測手段により計測した心電波形のＲ−Ｒ間隔の
値に基づいて前記励起・収集手順を繰返して実行するも
のであって、計測されたＲ−Ｒ間隔の値を次回のＲ−Ｒ
間隔の予想値とし且つ次回の前記励起・収集手順の繰返
し間隔に対応させる手順と、 前記次回のＲ−Ｒ間隔の予想値と実際に計測したＲ−
Ｒ間隔の計測値との差が所定値を超えたものであるとき
は、前記予想値に対応させた繰返し間隔を用いて前記励
起・収集手順を実行したときの磁気共鳴信号を再構成処
理から除外する手段と を具備したことを特徴とする。
（作用） このような構成の本発明によれば、励起・収集手順の
繰返し時間は、前回のＲ−Ｒ間隔計測値を予想値として
用いていることにより、Ｒ−Ｒ間隔の小さな変動には追
従するものとなり、Ｒ−Ｒ間隔が大きな変動であるのと
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の心電同
期画像を得ることができる。
繰返し時間は、前回のＲ−Ｒ間隔計測値を予想値として
用いていることにより、Ｒ−Ｒ間隔の小さな変動には追
従するものとなり、Ｒ−Ｒ間隔が大きな変動であるのと
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の心電同
期画像を得ることができる。
（実施例） 以下本発明にかかる磁気共鳴イメージング装置の一実
施例を説明する。第１図は本発明の一実施例の磁気共鳴
イメージング装置の構成を示す図、第２図は同方法によ
りシングル又はマルチスライス像を心電同期撮影するた
めのデータ収集のタイミングを示す図である。
施例を説明する。第１図は本発明の一実施例の磁気共鳴
イメージング装置の構成を示す図、第２図は同方法によ
りシングル又はマルチスライス像を心電同期撮影するた
めのデータ収集のタイミングを示す図である。
第１図に示すように、被検者Ｐを内部に収容すること
ができるようになっているマグネットアセンブリ１とし
て、永久磁石，常電導磁石，超電導磁石のいずれか又は
それらの組合せによる静磁場磁石（静磁場補正用シムコ
イルが付加されていることもある。）２と、磁気共鳴信
号の誘起部位に位置情報を付与するための傾斜磁場をX,
Y,Z軸方向にそれぞれ発生するための傾斜磁場発生コイ
ル３と、RFパルス（90°パルス,180°パルス，任意フリ
ップ角パルス）を送信すると共に誘起された磁気共鳴信
号を検出するための送受信コイル４とを有している。
ができるようになっているマグネットアセンブリ１とし
て、永久磁石，常電導磁石，超電導磁石のいずれか又は
それらの組合せによる静磁場磁石（静磁場補正用シムコ
イルが付加されていることもある。）２と、磁気共鳴信
号の誘起部位に位置情報を付与するための傾斜磁場をX,
Y,Z軸方向にそれぞれ発生するための傾斜磁場発生コイ
ル３と、RFパルス（90°パルス,180°パルス，任意フリ
ップ角パルス）を送信すると共に誘起された磁気共鳴信
号を検出するための送受信コイル４とを有している。
そして、超電導方式であれば、冷媒の供給制御を含む
ものであって主として静磁場電源の通電制御を行う静磁
場制御系５と、Ｘ軸,Y軸,Z軸傾斜磁場電源６とを備えて
いる。さらに、送受信コイル４に励起用RFパルス発生用
電力を与え且つ誘起した磁気共鳴信号として例えばエコ
ー信号を受信する送受信器７を備えている。
ものであって主として静磁場電源の通電制御を行う静磁
場制御系５と、Ｘ軸,Y軸,Z軸傾斜磁場電源６とを備えて
いる。さらに、送受信コイル４に励起用RFパルス発生用
電力を与え且つ誘起した磁気共鳴信号として例えばエコ
ー信号を受信する送受信器７を備えている。
また、例えばプロトンをイメージング対象核種とした
励起手順・収集手順であるパルスシーケンスを実施する
シーケンサ８を備えている。そして、送受信器７から得
られた生データはコンピュータシステム９内に取込ま
れ、ここで例えば２次元フーリエ変換法によって例えば
256マトリックスのスライス画像を再構成し、モニタ11
にて表示するようになっている。
励起手順・収集手順であるパルスシーケンスを実施する
シーケンサ８を備えている。そして、送受信器７から得
られた生データはコンピュータシステム９内に取込ま
れ、ここで例えば２次元フーリエ変換法によって例えば
256マトリックスのスライス画像を再構成し、モニタ11
にて表示するようになっている。
また、本装置では、心電波形に同期した信号を発生す
る心電計12を備えている。この心電計12は、被検者Ｐに
当てられる誘導電極12aとＲ−Ｒ間隔計測部12bとからな
り、このＲ−Ｒ間隔計測部12bではＲ波のピーク値に同
期した信号に基づきＲ波−Ｒ波間隔TRRを計測するよう
になっている。そして、Ｒ−Ｒ間隔計測部12bによる計
測値はスキャントリガ信号発生部13に与えられる。この
スキャントリガ信号発生部13ではＲ波のピーク値から所
定時間を経た後にコンピュータシステム９に対してスキ
ャントリガ信号つまり励起手順・収集手順のシーケンス
を実施する開始信号を与えるようになっている。
る心電計12を備えている。この心電計12は、被検者Ｐに
当てられる誘導電極12aとＲ−Ｒ間隔計測部12bとからな
り、このＲ−Ｒ間隔計測部12bではＲ波のピーク値に同
期した信号に基づきＲ波−Ｒ波間隔TRRを計測するよう
になっている。そして、Ｒ−Ｒ間隔計測部12bによる計
測値はスキャントリガ信号発生部13に与えられる。この
スキャントリガ信号発生部13ではＲ波のピーク値から所
定時間を経た後にコンピュータシステム９に対してスキ
ャントリガ信号つまり励起手順・収集手順のシーケンス
を実施する開始信号を与えるようになっている。
また、スキャントリガ信号発生部13は、前回のスキャ
ントリガからＲ波−Ｒ波間隔TRRを経た後にコンピュー
タシステム９に対してスキャントリガ信号を与えるよう
になっている。
ントリガからＲ波−Ｒ波間隔TRRを経た後にコンピュー
タシステム９に対してスキャントリガ信号を与えるよう
になっている。
すなわち、第２図に示すように、初回は、Ｒ波のピー
ク値から所定時間を経た後にコンピュータシステム９に
対してスキャントリガ信号を与え、データ収集を行う。
次ぎに、このときのＲ波−Ｒ波間隔の計測値TRRを求め
る。そして、この計測値TRRを、次回の励起・収集手順
の実行の際のＲ波−Ｒ波間隔の予想値TRR′として用い
る。つまり１心拍目のスキャントリガからTRR0後に２心
拍目のキャントリガを行い、この２心拍目のスキャント
リガからTRR1（TRR2′）後に３心拍目のキャントリガを
行うようにしている。ここで、TRR0はスキャンに先だっ
て設定したものである。
ク値から所定時間を経た後にコンピュータシステム９に
対してスキャントリガ信号を与え、データ収集を行う。
次ぎに、このときのＲ波−Ｒ波間隔の計測値TRRを求め
る。そして、この計測値TRRを、次回の励起・収集手順
の実行の際のＲ波−Ｒ波間隔の予想値TRR′として用い
る。つまり１心拍目のスキャントリガからTRR0後に２心
拍目のキャントリガを行い、この２心拍目のスキャント
リガからTRR1（TRR2′）後に３心拍目のキャントリガを
行うようにしている。ここで、TRR0はスキャンに先だっ
て設定したものである。
また、判定部14は、予想値TRR′と実際のＲ−Ｒ間隔
計測値TRRとの差が所定の範囲を超えたものである、つ
まり心電波形及びＲ波−Ｒ波間隔の変動が極端に大きい
と判定されたときには、判定部14からコンピュータシス
テム９に対してNOフラグを与え、この収集データを再構
成用データとして用いないようにしている。第２図にあ
っては、３心拍目のデータ,4心拍目のデータ,5心拍目の
データを用いないようにしている。なお、上記の構成の
操作はコンソール10に行うことができるようになってい
る。
計測値TRRとの差が所定の範囲を超えたものである、つ
まり心電波形及びＲ波−Ｒ波間隔の変動が極端に大きい
と判定されたときには、判定部14からコンピュータシス
テム９に対してNOフラグを与え、この収集データを再構
成用データとして用いないようにしている。第２図にあ
っては、３心拍目のデータ,4心拍目のデータ,5心拍目の
データを用いないようにしている。なお、上記の構成の
操作はコンソール10に行うことができるようになってい
る。
以上の如くの構成によれば、データ収集の繰返し時間
は、Ｒ−Ｒ間隔の小さな変動に追従し、大きな変動のと
きには収集データをイメージング用として用いないの
で、結果的にはほぼ同時相のデータ群を収集することが
できる。従って、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の心電同
期画像を得ることができるものである。
は、Ｒ−Ｒ間隔の小さな変動に追従し、大きな変動のと
きには収集データをイメージング用として用いないの
で、結果的にはほぼ同時相のデータ群を収集することが
できる。従って、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の心電同
期画像を得ることができるものである。
なお、判定部14の判定結果（変動が大である心拍，変
動が小である心拍）や心電波形そのものをコンピュータ
システム９内のメモリに保存し、診断時の参考に供する
ようにしてもよい。
動が小である心拍）や心電波形そのものをコンピュータ
システム９内のメモリに保存し、診断時の参考に供する
ようにしてもよい。
この他本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形して
実施できるものである。
実施できるものである。
［発明の効果］ 以上のよう本発明は、前記被検体の心電波形を計測
し、繰返されるＲ−Ｒ間隔の計測値を得る計測手段と、 この計測手段により計測した心電波形のＲ−Ｒ間隔の
値に基づいて前記励起・収集手順を繰返して実行するも
のであって、計測されたＲ−Ｒ間隔の値を次回のＲ−Ｒ
間隔の予想値とし且つ次回の前記励起・収集手順の繰返
し間隔に対応させる手段と、 前記次回のＲ−Ｒ間隔の予想値と実際に計測したＲ−
Ｒ間隔の計測値との差が所定値を超えたものであるとき
は、前記予想値に対応させた繰返し間隔を用いて前記励
起・収集手順を実行したときの磁気共鳴信号を再構成処
理から除外する手段とを具備した磁気共鳴イメージング
装置である。
し、繰返されるＲ−Ｒ間隔の計測値を得る計測手段と、 この計測手段により計測した心電波形のＲ−Ｒ間隔の
値に基づいて前記励起・収集手順を繰返して実行するも
のであって、計測されたＲ−Ｒ間隔の値を次回のＲ−Ｒ
間隔の予想値とし且つ次回の前記励起・収集手順の繰返
し間隔に対応させる手段と、 前記次回のＲ−Ｒ間隔の予想値と実際に計測したＲ−
Ｒ間隔の計測値との差が所定値を超えたものであるとき
は、前記予想値に対応させた繰返し間隔を用いて前記励
起・収集手順を実行したときの磁気共鳴信号を再構成処
理から除外する手段とを具備した磁気共鳴イメージング
装置である。
このような構成の本発明によれば、励起・収集手順の
繰返し時間は、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
質の心電同期画像を得ることが可能な磁気共鳴イメージ
ング装置を提供できるものである。
繰返し時間は、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
質の心電同期画像を得ることが可能な磁気共鳴イメージ
ング装置を提供できるものである。
第１図は本発明の一実施例の磁気共鳴イメージング装置
の構成を示す図、第２図は本発明の一実施例の方法を示
すタイミング図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場磁石、３…
…傾斜磁場発生コイル、４……送受信コイル、５……静
磁場制御系、６……Ｘ軸,Y軸,Z軸傾斜磁場電源、７……
送受信器、８……シーケンサ、９……コンピュータシス
テム、10……コンソール、11……モニタ、12……心電
計、13……スキャントリガ信号発生部、14……判定部。
の構成を示す図、第２図は本発明の一実施例の方法を示
すタイミング図である。 １……マグネットアセンブリ、２……静磁場磁石、３…
…傾斜磁場発生コイル、４……送受信コイル、５……静
磁場制御系、６……Ｘ軸,Y軸,Z軸傾斜磁場電源、７……
送受信器、８……シーケンサ、９……コンピュータシス
テム、10……コンソール、11……モニタ、12……心電
計、13……スキャントリガ信号発生部、14……判定部。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 近藤 武 愛知県豊明市二村台７丁目39番の14 (56)参考文献 特開 昭60−163647（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−119251（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−100238（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−4335（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61B 5/055
Claims (1)
- 【請求項１】磁気共鳴における励起・収集手順を繰返し
間隔をおいて繰返して実行することにより被検体から磁
気共鳴信号を得、該磁気共鳴信号を再構成処理すること
により前記被検体の画像を生成する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計測し、繰返されるＲ−Ｒ間隔
の計測値を得る計測手段と、 この計測手段により計測した心電波形のＲ−Ｒ間隔の値
に基づいて前記励起・収集手順を繰返して実行するもの
であって、計測されたＲ−Ｒ間隔の値を次回のＲ−Ｒ間
隔の予想値とし且つ次回の前記励起・収集手順の繰返し
間隔に対応させる手順と、 前記次回のＲ−Ｒ間隔の予想値と実際に計測したＲ−Ｒ
間隔の計測値との差が所定値を超えたものであるとき
は、前記予想値に対応させた繰返し間隔を用いて前記励
起・収集手順を実行したときの磁気共鳴信号を再構成処
理から除外する手段と 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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63240022A JP2880716B2 (ja) | 1988-09-26 | 1988-09-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63240022A JP2880716B2 (ja) | 1988-09-26 | 1988-09-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0288044A JPH0288044A (ja) | 1990-03-28 |
| JP2880716B2 true JP2880716B2 (ja) | 1999-04-12 |
Family
ID=17053302
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63240022A Expired - Lifetime JP2880716B2 (ja) | 1988-09-26 | 1988-09-26 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2880716B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9020575B2 (en) | 2006-11-10 | 2015-04-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
-
1988
- 1988-09-26 JP JP63240022A patent/JP2880716B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0288044A (ja) | 1990-03-28 |
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