JP5269381B2 - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング方法 - Google Patents

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）装置および磁気共鳴イメージング方法に関する。

ＭＲＩによる心臓撮像においては、心臓の動きによる画質の劣化を抑えることが望ましい。このように心臓の動きによる画質の劣化を抑えることは、特に冠状動脈撮像や心筋遅延造影などの高い空間分解能が要求される撮像法において重要である。この様なニーズに適応する撮像法としては、心周期内の心拍動の少ない期間に選択的にデータ収集を行う方法が知られている（例えば、非特許文献１を参照）。この方法においては、被検者の心電波形から得たＲ波を起点として、予め設定された遅延時間とデータ収集時間（ウィンドウ時間）とから定まる期間にデータ収集を行う。

図５は心周期における特定の心時相のデータを収集するＭＲＩ法におけるパルスシーケンスの一例を示す図である。データ収集は、心臓の動きが少なくなる開始時点Ｔｓより心臓が再び動き出す終了時点Ｔｅまでの期間に行われる。ただし通常は、被検者の心電波形よりＲ波が現れてから遅延時間Ｔｄが経過した時点を開始時点Ｔｓとする。また、この開始時点Ｔｓからウィンドウ時間Ｔｗが経過した時点を終了時点Ｔｅとする。これにより、一般に心室拡張期あるいは緩徐流入期と呼ばれる心臓の動きの少ない期間のみにおいてデータを収集する。なお、心臓の動きの少ない期間とは、図５に示すように左心室容積の変化が少ない期間（左心室容積のグラフが平坦である期間）である。この期間にデータ収集を行うことにより、心臓の動きの影響による画質の低下を抑えることが可能となる。

なお図５に示すように遅延時間Ｔｄが経過するまでの期間中には、プリパルスの照射が行われる。プリパルスは例えば、インバージョンパルス、Ｔ２強調プリパレーションパルス、磁化移動コントラスト（magnetization transfer contrast：ＭＴＣ）パルス、ダミーショット、脂肪抑制パルス、あるいは呼吸性体動を検出するためのパルスなどである。インバージョンパルスは、冠状動脈撮像や心筋遅延造影などの場合に画像のコントラストを向上させるためのパルスである。Ｔ２強調プリパレーションパルスは、Ｔ２強調のためのパルスである。ＭＴＣパルスは、２つ以上のスピン系の磁化移動を利用してコントラストを高めるためのパルスである。ダミーショットは、核スピンの定常状態への到達を促進するためのパルスである。脂肪抑制パルスは、脂肪信号を抑制するためのパルスである。

心拍動の少ない期間の長さは、被検者の心拍数などに応じて変化することが知られている。このため、被検者毎に適正な遅延時間Ｔｄおよびウィンドウ時間Ｔｗを設定することが、画質の向上のためには好ましい。そこで、被検者毎の適正な遅延時間Ｔｄおよびウィンドウ時間Ｔｗを設定することを支援する方法が提案されている（非特許文献２を参照）。この方法では、心臓の動きがわかる短時間のシネ撮像などを行うことによって、心拍動の少ない期間を操作者が視覚的に判断することを可能とする。
Stuber M et al, "Submillimeter Three-dimensional Coronary MR Angiography with Real-Time Navigator Correction: Comparison of Navigator Locations.", Radiology 1999;212:579-587 Plein S et al, "Three-Dimensional Coronary MR Angiography Performed with Subject-Specific Cardiac Acquisition Window and Motion-adopted Respiratory Gating." AJR;180:505-512,2003 栗林幸夫／佐久間肇編、「心臓血管疾患のＭＤＣＴとＭＲＩ」、医学書院、2005年9月、Ｐ．16

さて、１心拍内に収集可能なデータライン数Ｎは、パルスシーケンスの繰り返し時間ＴＲとウィンドウ時間Ｔｗとから次式により求められる。

Ｎ＝Ｔｗ／ＴＲ
例えば、３次元のデータ収集を行う場合を考える。スライス枚数、すなわちスライスエンコード数Ｋｚを60とし、位相エンコード方向のマトリクス数Ｋｙを120とすると、必要なデータライン数は次式により7200ラインと求められる。

Ｋｚ×Ｋｙ＝60×120＝7200
１心周期内で心臓の動きが少ないウィンドウ時間Ｔｗを100msecとすると、繰り返し時間ＴＲが5msecであれば、１心拍内に収集可能なデータライン数Ｎは次式から20ラインと求められる。

Ｎ＝100／5＝20
画像再構成に必要な全データラインを収集するのに要する心拍数は次式から360心拍と求められる。

7200／20＝360
１心拍を1秒とすると、360秒、すなわち6分でデータ収集が完了することになる。ただし、一般的には心臓の動き以外に被検者の呼吸による体動も考慮する必要があり、呼吸による体動の影響の少ないデータを選択的に収集する手法を併用する場合が多い。そしてこの場合には、実際に必要なデータ収集時間はこれよりも延長する。

非特許文献２で提案されている方法は、被検者の心拍数がきわめて安定している場合には有効に動作すると考えられる。しかしながら、上記のように長時間に及ぶデータ収集の期間内には、被検者の心拍数が変化することがあり得る。心拍数が上昇すれば、心臓の動きの少ない時相の継続時間が短縮し、ウィンドウ時間Ｔｗの適正な値も短くなる。例えば、図６に示すＲ−Ｒ間隔Ｔｒｒ１に合わせて図６に示すようなウィンドウ時間Ｔｗを設定していたとする。このときに、Ｒ−Ｒ間隔が図６に示すＴｒｒ２に短縮すると、心臓の動きが大きくなる時点がＴｅ１からＴｅ２に変化する。そしてこの場合には、データ収集期間中に心臓が大きく動いてしまうことになる。そして図６の場合には、期間Ｐａにおいて収集されたデータは心拍動の影響を大きく受けているため、再構成される画像にブレを生じさせる原因となる。

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、心拍数の変化に起因した画質劣化を防ぎ、安定した画質での撮像を行うことを可能とすることにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検者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取得手段と、前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数の単位データ群分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得された単位データ群に関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得された単位データ群に関するものを有効データとして判定する判定手段と、前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成する手段とを備える。

本発明の第２の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検者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取得手段と、前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて複数のデータライン分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたデータラインに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたデータラインに関するものを有効データとして判定する判定手段と、前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成する手段とを備える。

本発明の第３の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検者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取得手段と、前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数のスライスエンコード分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたスライスエンコードに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたスライスエンコードに関するものを有効データとして判定する判定手段と、前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成する手段とを備える。

本発明の第４の態様による磁気共鳴イメージング方法は、被検者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し、前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて複数のデータライン分の磁気共鳴データを収集するように前記取得を制御し、取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に取得されたデータラインに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に取得されたデータラインに関するものを有効データとして判定し、前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成する。

本発明の第５の態様による磁気共鳴イメージング方法は、被検者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し、前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数のスライスエンコード分の磁気共鳴データを収集するように前記取得を制御し、取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたスライスエンコードに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたスライスエンコードに関するものを有効データとして判定し、前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成する。

本発明によれば、心拍数の変化に起因した画質劣化を防ぎ、安定した画質での撮像を行うことが可能となる。

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１００の構成を示す図である。このＭＲＩ装置１００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、例えば永久磁石や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、例えば静磁場方向と同方向とする。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２００は、天板４ａに載置された状態で、天板４ａの移動によって傾斜磁場コイル２の空洞（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２００に装着される。そして撮影時には、被検者２００とともに診断用空間内に挿入される。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２００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、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。選択回路８がどのチャネルを選択すべきであるかは、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２００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センサを含む。ＥＣＧユニット１０は、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および主制御部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２００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、主制御部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主制御部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。

主制御部１１ｇは、ＣＰＵやメモリ等を有しており、本実施形態のＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。主制御部１１ｇは、ＭＲＩ装置１００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２００の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて複数のデータライン分の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。上記機能の１つは、磁気共鳴データを、その磁気共鳴データが無効期間中に取得されたか否かに基づいて無効データまたは有効データとして判定する。上記機能の１つは、無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように、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。

次にＭＲＩ装置１００の動作について説明する。

以下では、スライスエンコード数Ｋｚを60とし、位相エンコード方向のマトリクス数Ｋｙを120とした３次元のデータ収集を、繰り返し時間ＴＲが5msecのパルスシーケンスにより心電同期で行う場合を考える。そしてウィンドウ時間Ｔｗとして100msecが設定されたことに応じて、１心周期当たり20データライン分のデータ収集を360心周期に渡り行うことによって、全7200デーラライン分のデータ収集を行うことが計画されたこととする。さらに、実際の心周期の変動とは様子が異なるが、説明の簡略化のために、360心周期中の連続する２つの心周期におけるＲ−Ｒ間隔が他の心周期よりも低下する場合を考える。

図２は被検者２００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。図２中の（ａ）は、心電波形におけるＲ波の発生タイミングのみを示している。上記のようなデータ収集が計画された360心周期のうちの358心周期に関してはＲ−Ｒ間隔がＴｒｒ１であり、残りの２心周期はＲ−Ｒ間隔がそれぞれＴｒｒ２およびＴｒｒ３である。これらのＲ−Ｒ間隔は、Ｔｒｒ１＞Ｔｒｒ２＞Ｔｒｒ３なる関係にある。

図２の（ｂ）は、データ収集の実行タイミングを示している。この（ｂ）に示すように、各心周期内においては、その心周期におけるＲ−Ｒ間隔の大きさに拘わらずに、Ｒ波が生じてから遅延時間Ｔｄが経過した時点から20データライン分のデータ収集が行われる。このデータ収集は、主制御部１１ｇの制御の下に、傾斜磁場電源３、送信部７、選択回路８、受信部９おおびデータ収集部１１ｂなどが例えば周知の動作を行うことによって行われる。

さて主制御部１１ｇは、心電波形に次に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に遅延時間Ｔｄの計時を開始する。これとともに主制御部１１ｇは、そのＲ波によって終了した心周期において収集された磁気共鳴データの有効／無効の判定を行う。

ところで、被検者２００の心拍数が変化する場合、通常はＲ−Ｔ間隔（収縮期）はあまり変化せず、Ｔ−Ｒ間隔（拡張期）が伸縮することが知られている（非特許文献３を参照）。従って、心拍数が増えた場合に、予め設定したデータ収集ウィンドウの終わりの部分が心臓の動きの大きな心房収縮期にかかり、極端な場合には次の心周期にまたがる。このように心房収縮期や心周期の境界をまたぐ期間において収集された磁気共鳴データは心拍動の影響を大きく受ける。そこで本実施形態では、１心周期内において、その心周期の終わりのＲ波が生じた時点から予め定められた時間（以下、バックワードディレイと称する)Ｔｂｄを遡った時点よりも後の期間を無効期間とする。この無効期間に一部でも収集されたデータラインに関する磁気共鳴データは無効データとする。また、無効期間外に全てが収集されたデータラインに関する磁気共鳴データは有効データとする。

この判定のために主制御部１１ｇは、新たに発生したＲ波とその１つ前のＲ波とのＲ−Ｒ間隔Ｔｒｒを測定し、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ−Ｔｂｄよりも小さいか否かを判定する。そしてＴｄ＋ＴｗがＴｒｒ−Ｔｂｄよりも小さい場合には、その心周期に収集した全磁気共鳴データは無効期間外、すなわち心臓の動きの少ない期間に得られているので、主制御部１１ｇは有効データと判定する。

図２の（ｃ）は、Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ１である心周期における心電波形、データ収集の実行タイミングおよび収集された磁気共鳴データを具体的に示している。この心周期においては、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ１−Ｔｂｄよりも小さくなっている。従って、この心周期において収集された20ライン分の磁気共鳴データは、いずれも有効データとされる。

一方、撮像中の心拍数の上昇によりＴｒｒが短くなり、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ−Ｔｂｄを超えた場合には、少なくとも一部の磁気共鳴データは心臓の動きの大きい心房収縮期に得られている。そこで、無効期間に一部でも収集されたデータラインに関する磁気共鳴データは無効データとし、その他のデータラインに関する磁気共鳴データは有効データとする。各心周期においてｎ番目（1≦ｎ≦20）に取得されるデータラインは、前のＲ波からおおよそＴｄ＋ｎ・ＴＲの時刻に取得されたことになる。そこでＴｄ＋ｎ・ＴＲ＜Ｔｒｒ−Ｔｂｄが成り立つ場合には、ｎ番目に取得されたデータラインに関する磁気共鳴データを有効データとする。上記の関係が成り立たない場合には、ｎ番目に取得されたデータラインに関する磁気共鳴データを無効データとする。なお、無効データとされたデータラインのライン番号または位相エンコード量を、未収集データラインの情報として記録しておく。

図２の（ｄ）は、Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ２およびＴｒｒ３である心周期における心電波形、データ収集の実行タイミングおよび収集された磁気共鳴データを具体的に示している。Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ２である心周期においては、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ２−Ｔｂｄよりも小さくなっている。またＲ−Ｒ間隔がＴｒｒ３である心周期においては、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ３−Ｔｂｄよりも小さくなっている。そしてＲ−Ｒ間隔がＴｒｒ２である心周期においては、図２にハッチングして示す4データライン分の磁気共鳴データが、またＲ−Ｒ間隔がＴｒｒ３である心周期においては、図２にハッチングして示す8データライン分の磁気共鳴データが、それぞれ無効データとされる。なお、図２においてハッチングされていないデータラインにおいて取得された磁気共鳴データは、それぞれ有効データとされる。

有効データは、記憶部１１ｄに記憶される。無効データは、有効データとは区別して記憶部１１ｄに記憶させても良いし、この時点で破棄しても良い。

これら無効データに関するデータラインを、以下では未収集データラインと称する。未収集データラインに関しては、予定されたデータ収集（例えば位相エンコード数×スライスエンコード数のデータラインのそれぞれについての磁気共鳴データの収集）が完了した後に、引き続き心電波形に同期しながら収集することができる。

具体的には、無効データが発生しても、360心周期の間では当初計画の通りにデータ収集を行う。すなわち、必要とされる7200データライン分のデータ収集を一通り行う。これが終了した後に主制御部１１ｇは、未収集データラインのライン番号または位相エンコード量が記録されているか否かを確認する。そしてこれが記録されているならば主制御部１１ｇは、該当するデータラインに関する磁気共鳴データの再取得を開始する。

再取得は、ライン番号または位相エンコード量が記録されている未収集データラインのそれぞれを対象として、上述した通常のデータ収集と同様にして行われる。未収集データラインが21以上になっているならば、主制御部１１ｇは20データラインずつを１心周期に割り当てるように再収集を計画する。図２の例においては、未収集データラインは合計12データラインであるので、これは図２の（ｅ）に示すように１心周期にて収集するように計画され、収集される。この再収集により取得されたデータに関しても、主制御部１１ｇは有効／無効の判定を前述したのと同様にして行い。無効データとして判定される磁気共鳴データが無くなるまで再収集を繰り返す。

無効データとして判定される磁気共鳴データがなくなれば、記憶部１１ｄには7200データラインの全てに関する有効データが揃うことになる。再構成部１１ｃは、この有効データを使用して画像の再構成を行う。

かくして本実施形態によれば、被検者の心拍数に変化が生じたとしても、心臓の動きの少ない期間に取得された磁気共鳴データのみを用いた再構成が行われる。これにより、心臓の動きに影響されることなく安定した画質での撮像を行うことができる。

ところで、ウィンドウ時間Ｔｗは、心臓の動きの影響を確実に少なくするためには、データ収集が終了してから心臓の動きが大きくなるまでに十分な時間的マージンが残るように設定されることが一般的である。つまり従来は、心臓の動きの少ない期間の一部のみを利用してデータ収集が行われていた。このため、１心周期当たりのデータライン数が少なくなってしまい、撮像時間の延長を招いている。これに対して本実施形態によれば、ウィンドウ時間Ｔｗを上記のマージンを考慮せずに従来より長目に設定すれば、心拍数が少ない期間には１心周期当たりのデータライン数を向上させることができるので、撮像時間を短縮することが可能である。さらには、心拍数が減少することを見越して、設定時における心臓の動きの少ない期間の時間幅よりも大きな値にウィンドウ時間Ｔｗを設定しておくようにすることによって、さらなる撮像時間の短縮をはかることも可能である。すなわち、撮像前に確認した心臓の動きの少ない期間よりも長いデータ収集ウィンドウを設定し、多めのデータラインを１心周期内に収集することをあらかじめ計画しておく。このようにすれば、被検者２００の心拍が撮像前の測定よりも長くなった場合にはＴｄ＋ｎ・ＴＲ＞Ｔｒｒ−Ｔｂｄを満たすｎが大きくなるので、撮像前に確認した心臓の動きの少ない期間に収集可能なデータライン数よりも多くのデータを収集することができる。被検者２００の心拍が長い場合が多ければ、その分収集可能なデータ数を増やすことが可能となり、全データを収集するための総撮像時間を短縮できる。

なお、各心周期におけるデータ収集の前には、図５に示したようにプリパルスの照射が行われる。本実施形態によれば、遅延時間ＴｄはＲ−Ｒ間隔に拘わらず一定であるので、プリパルスの照射もＲ波を基準とした一定のタイミングで行えば良い。

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。

未収集データラインに関する磁気共鳴データの再収集は、撮像中に動的にタイミングを決定して行うことが可能である。すなわち、ある心周期で記録された未収集データラインは、それ以降の心周期に予定されているデータラインの収集の終了後に収集するように計画することができる。すなわち、以降の心周期にて心拍数が減少しＲ−Ｒ間隔Ｔｒｒが延長した場合には、当該心周期にて当初より未収集データラインの磁気共鳴データを収集することが可能である。図３はこの変形例のデータ収集の手順の特徴を示す図である。図３中の最初の心周期で8ラインの未収集データラインが生じている。この未収集データラインは、次の心周期での当初計画されたデータラインに関するデータ収集の後に再収集するように計画する。図３の例では、Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ１１からＴｒｒ１２へと延長したことにより、4ラインの未収集データラインについての再収集に成功しているが、4ラインの未収集データラインの収集が依然として無効となっている。図３中の３番目の心周期での当初計画されたデータラインに関するデータ収集の後に、依然として未収集である上記の4ラインを再収集するように計画する。そして図３の例では、Ｒ−Ｒ間隔がＴｒｒ１３と十分に大きくなっているために、4ラインの未収集データラインの再収集に成功している。このようにすることによって、当初計画されたデータラインに関するデータ収集を行いながら、未収集データラインに関する再収集も行うことができる。なお、心拍数が増加した状態が継続するために未収集データラインが増えた場合には、これらの未収集データラインの再収集を１心周期中に終わらせることができない場合が生じ得る。そこで、１心周期において試みる再収集のライン数を予め定めた数に制限し、複数の心周期にて分割して再収集するように計画すれば良い。

未収集データラインがｋ空間の端部近傍のデータライン、すなわち高い空間周波数に対応したデータラインであるならば、当該データラインの磁気共鳴データは画像コントラストに寄与しない。そこで、このようなデータラインの磁気共鳴データの再収集は行わないようにしても良い。この場合、当該データラインについては0データを充填して再構成する。再収集するデータラインの範囲は、固定であっても良いし、操作者の指定に応じて任意に設定可能としても良い。再収集するデータラインの範囲は、空間周波数や位相エンコード量により指定を受け付けるようにすると良い。また、ｋ空間の中央に近いデータラインほど各心周期の早いタイミングでデータ取得するように計画すれば、未収集データラインがｋ空間の端部近傍のデータラインになる確率が向上するため、未収集データライン数を低減した効率的なデータ収集が行えるようになる。得ようとする画像の再構成にとって重要ではないデータラインがｋ空間の端部近傍のデータライン以外である場合にも、そのデータラインは再収集の対象から除外しても良い。

再収集を、未収集データラインに加えてその周辺のデータラインについても行うようにして、重複して取得されたデータラインに関する磁気共鳴データをそれぞれ用いて再構成を行うようにしても良い。このようにすれば、再構成画像のＳ／Ｎを向上できる。

バックワードディレイＴｂｄは、各心周期のＲ−Ｒ間隔に予め定められた１未満の係数を乗じて定めるようにしても良い。この場合にはバックワードディレイＴｂｄは、心周期のたびに変化することになる。

操作者による遅延時間Ｔｄ、ウィンドウ時間Ｔｗ、あるいはバックワードディレイＴｂｄを設定するための設定画面にＥＣＧユニット１０により計測された心電波形を表し、この心電波形に従って各時間の指定を受け付けるようにしても良い。

磁気共鳴データが無効であるか否かの判定の対象とする単位データ群は、１データライン分には限らず任意であって良い。例えば、パルスシーケンスとしてfast spin echo法のようなマルチエコー法を採用する場合には、１スライスエンコード分の磁気共鳴データを１心周期内に収集する必要がある。また２次元撮像の場合には、１スライス分の磁気共鳴データを１心周期内に収集することがアーチファクトを低減するためには望ましい。このような事情から、１つまたは複数のスライスエンコード分の磁気共鳴データを１心周期内に収集するように撮像が計画される場合がある。この場合、単位データ群は１スライスエンコード分の磁気共鳴データとする。

図４はウィンドウ時間Ｔｗで１スライスエンコード分の磁気共鳴データを収集する場合における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４は、１心周期当たり１スライスエンコード分ずつＫｚ心周期に渡り行うことによって、Ｋｚスライスエンコード分のデータ収集を行う場合を示している。Ｋｚ心周期のうちの２心周期のみで、Ｒ−Ｒ間隔が他の心周期におけるＴｒｒ３１とは異なるＴｒｒ３２およびＴｒｒ３３となっている。これらのＲ−Ｒ間隔は、Ｔｒｒ３１＞Ｔｒｒ３２＞Ｔｒｒ３３なる関係にある。

図４において、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ３１−ＴｂｄまたはＴｒｒ３２−Ｔｂｄよりも小さくなっている。従って、この心周期において収集されたスライスエンコードの磁気共鳴データは、いずれも有効データとされる。しかしながら、Ｔｄ＋ＴｗがＴｒｒ３３−Ｔｂｄよりも大きくなっているので、この心周期において収集されたスライスエンコードの磁気共鳴データは、その全てが無効データとされる。そして無効データとされたスライスエンコードについては、Ｋｚスライスエンコード分のデータ収集を当初計画の通りに終了した後に、１スライスエンコード分をまとめて再収集する。

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。

本発明の一実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成を示す図。 被検者２００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。 本発明の変形実施形態におけるデータ収集の手順の特徴を示す図。 ウィンドウ時間Ｔｗで１スライスエンコード分の磁気共鳴データを収集する場合における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 冠状動脈撮像や心筋遅延造影などのように心周期における特定の心時相のデータを収集するＭＲＩ撮像法におけるパルスシーケンスの一例を示す図。 被検者の心拍数の変化がデータ収集に影響する様子を示す図。

符号の説明

１００…ＭＲＩ装置、１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイル、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６ａ，６ｂ，６ｃ…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、１１ｄ…記憶部、１１ｃ…再構成部、１１ｇ…主制御部、１１ｆ…入力部、１１ｅ…表示部。

Claims (19)

1. 被検者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取得手段と、
   前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数の単位データ群分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、
   前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得された単位データ群に関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得された単位データ群に関するものを有効データとして判定する判定手段と、
   前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成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。
2. 被検者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取得手段と、
   前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて複数のデータライン分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、
   前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたデータラインに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたデータラインに関するものを有効データとして判定する判定手段と、
   前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成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。
3. 前記判定手段は、前記心周期の基準時相から前記予め定められた時間を遡った時点から前記基準時相までを前記無効期間として定めることを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記判定手段は、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３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記判定手段は、前記心周期に予め定められた係数を乗じて求まる時間を前記予め定められた時間と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. 前記制御手段は、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記制御手段は、必要なデータラインに関する磁気共鳴データを予め定められた計画に従って収集するように前記取得手段を制御するとともに、前記予め定められた計画における磁気共鳴データ収集が完了したのちに、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記制御手段は、必要なデータラインに関する磁気共鳴データを前記心周期毎に予め定められた計画に従って収集するように前記取得手段を制御するとともに、各心周期における収集が完了したのちに、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記制御手段は、前記無効データのデータラインが低重要度なデータラインとして定められている場合には、当該データラインに関する磁気共鳴データの再度の収集を行わないように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 被検者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取得手段と、
    前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数のスライスエンコード分の磁気共鳴データを収集するように前記取得手段を制御する制御手段と、 前記取得手段により取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたスライスエンコードに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたスライスエンコードに関するものを有効データとして判定する判定手段と、
    前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成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。
11. 前記判定手段は、前記心周期の基準時相から前記予め定められた時間を遡った時点から前記基準時相までを前記無効期間として定めることを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記判定手段は、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１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 前記判定手段は、前記心周期に予め定められた係数を乗じて求まる時間を前記予め定められた時間とすることを特徴とする請求項１１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
14. 前記制御手段は、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置。
15. 前記制御手段は、必要なデータラインに関する磁気共鳴データを予め定められた計画に従って収集するように前記取得手段を制御するとともに、前記予め定められた計画における磁気共鳴データ収集が完了したのちに、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
16. 前記制御手段は、必要なデータラインに関する磁気共鳴データを前記心周期毎に予め定められた計画に従って収集するように前記取得手段を制御するとともに、各心周期における収集が完了したのちに、前記無効データと同じデータラインに関する磁気共鳴データを再度取得するように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
17. 前記制御手段は、前記無効データのデータラインが低重要度なデータラインとして定められている場合には、当該データラインに関する磁気共鳴データの再度の収集を行わないように前記取得手段を制御することを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
18. 被検者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し、
    前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて複数のデータライン分の磁気共鳴データを収集するように前記取得を制御し、
    取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に取得されたデータラインに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に取得されたデータラインに関するものを有効データとして判定し、
    前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。
19. 被検者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し、
    前記被検者の心周期の開始時点に基づいて定まる収集期間にて１つまたは複数のスライスエンコード分の磁気共鳴データを収集するように前記取得を制御し、
    取得された前記磁気共鳴データのうちで、その磁気共鳴データの取得が行われた心周期の終了時点から定められた予め定められた時間を遡った時点から前記終了時点までとして定まる無効期間に少なくとも一部が取得されたスライスエンコードに関するものを無効データとして、前記無効期間以外の期間に全てが取得されたスライスエンコードに関するものを有効データとして判定し、
    前記有効データを使用して前記被検者に関する画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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