JPH09238916A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】本発明の目的は、ＩＲパルスを含むパルスシー
ケンスで心臓等の循環器系を心電同期撮影を行うにあた
って、組織の動きによるアーチファクトの発生を解消す
ることのできる磁気共鳴イメージング装置を提供するこ
とである。 【解決手段】本発明による磁気共鳴イメージング装置
は、心電波形に同期してトリガ信号を繰り返し発生する
コントローラ６と、１フレームの画像を再構成するに要
するエコーデータを収集するためのパルスシーケンスを
実行するシーケンサ５と、エコーデータに基づいて画像
を再構成する演算ユニット１０とを具備し、パルスシー
ケンスには複数のサブシーケンスが含まれ、サブシーケ
ンスにはＩＲパルスとデータ収集部とが含まれ、シーケ
ンサ５はエコー収集部をトリガ信号に同期して開始する
ことを特徴とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ＩＲパルス(inver
sion recovery pulse)を含むパルスシーケンスを心電波
形に同期させて実行しエコーデータを収集する磁気共鳴
イメージング装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】ＭＲＩにおける開発当初からの課題の１
つに撮影時間が長いことが挙げられる。この撮影時間の
長さは、画像に組織の動きによるゴースト状のアーチフ
ァクトを生じさせる。近年では、１呼吸期間内(one bre
ath holding)に撮影を完了する高速イメージング法が開
発されている。

【０００３】しかし、このような高速イメージング法で
も、心臓等の循環器系の撮影では、心拍運動によるアー
チファクトを抑えることはできない。このために、心電
同期の手法が取り入れられている。この技法は、連続的
な心拍運動の繰り返しの中で、心電波形(ECG) を参照し
て一定の心時相においてデータ収集を断続的に繰り返す
というものである。

【０００４】ところで、ＩＲパルスを含むパルスシーケ
ンスによると、組織間のＴ1 の相違を画像のコントラス
トとして表現することができる。ＩＲパルスで反転され
たスピンは、遅れ時間の間、Ｔ1 緩和のみ起こり、Ｔ2
緩和は起こらない。これをＳＥ法やＦＥ法でエコーを収
集し、Ｔ1 強調画像を得る。遅れ時間を調整することに
より、様々なコントラストで画像を得ることができる。

【０００５】このようなＩＲパルスを含むパルスシーケ
ンスで心臓等の循環器系を心電同期撮影を行うにあたっ
ては、次のような問題が発生する。図４にこの種の従来
のパルスシーケンスを示す。なお、パルスシーケンス
は、１フレームの画像を再構成するに要するエコーデー
タを収集するためのＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの系
列として定義するものとする。また、パルスシーケンス
には複数のサブシーケンスが含まれ、サブシーケンスは
１つのＩＲパルスと１つのデータ収集部との１セットを
構成するＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの系列として定
義するものとする。ここでは、データ収集部には超高速
イメージング法としてのFastＦＥ法が採用されている。
このFastＦＥ法はフリップ角がα°のＲＦパルス（α°
pulse)の印加とエコーデータの収集とを交互に繰り返し
ていく手法である。

【０００６】心電同期は、心電波形(ECG) のうちで波形
が特徴的なＲ波を基準に行われることが一般的であり、
Ｒ波に同期してトリガ信号が繰り返し発生される。トリ
ガ信号に同期してサブシーケンスが繰り返される。

【０００７】つまり、トリガ信号に同期してＩＲパルス
が発生され、ＩＲパルスからオペレータ指定の遅れ時間
ＴＤの経過後にデータ収集部が実行される。ところで、
外的刺激や内的要因により、Ｒ波間隔R-R （心拍周期に
等価）は、常に一定であるとは限らず、したがってＲ波
から一定時間後の心臓の状態は、Ｒ波間隔R-R の変動に
応じて変化していると言える。これは、データ収集部が
実行される時の心臓の状態（心時相）が、一定ではない
こと意味する。

【０００８】したがって、ＩＲパルスを含むパルスシー
ケンスで心臓等の循環器系を心電同期撮影を行うにあた
っては、再構成画像から組織の動きによるアーチファク
トの発生を完全に抑えることができなかった。

【０００９】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＩＲ
パルスを含むパルスシーケンスで心臓等の循環器系を心
電同期撮影を行うにあたって、組織の動きによるアーチ
ファクトの発生を解消することのできる磁気共鳴イメー
ジング装置を提供することである。

【００１０】

【課題を解決するための手段】本発明による磁気共鳴イ
メージング装置は、心電波形に同期してトリガ信号を繰
り返し発生する手段と、１フレームの画像を再構成する
に要するエコーデータを収集するためのパルスシーケン
スを実行するパルスシーケンス実行手段と、前記エコー
データに基づいて画像を再構成する再構成手段とを具備
し、前記パルスシーケンスには複数のサブシーケンスが
含まれ、前記サブシーケンスにはＩＲパルスとデータ収
集部とが含まれ、前記パルスシーケンス実行手段は前記
エコー収集部を前記トリガ信号に同期して開始すること
を特徴とする。

【００１１】例えば心電波形の特徴的なＲ波に同期させ
ることにより、トリガ信号が発生されるときの心臓の状
態（心時相）を常に同じ状態に統一することができる。
本発明では、従来のようにＩＲパルスをトリガ信号に同
期させるのではなく、データ収集部をトリガ信号に同期
させて実行する。

【００１２】したがって、従来のような心拍周期の変動
に依存してデータ収集部実行時の心時相が変化するとい
う不安定さが解消され、心拍周期の変動によらず常に同
じ心時相でデータを収集することができ、組織の動きに
よるアーチファクトの発生を解消することができる。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明に
よる磁気共鳴イメージング装置の実施の形態を説明す
る。なお、本実施の形態では、ＩＲパルスを含むパルス
シーケンスが採用される。パルスシーケンスとは、１フ
レームの画像を再構成するに要するエコーデータを収集
するためのＲＦパルス及び傾斜磁場パルスの系列として
定義される。また、パルスシーケンスには複数のサブシ
ーケンスが含まれ、サブシーケンスは１つのＩＲパルス
と１つのデータ収集部との１セットを構成するＲＦパル
ス及び傾斜磁場パルスの系列として定義される。ここで
は、データ収集部として、超高速イメージング法として
のFastＦＥ法が採用されるものとして説明するが、もち
ろん他のイメージング法であってもかまわない。このFa
stＦＥ法はフリップ角がα°のＲＦパルス（α°pulse)
の印加とエコーデータの収集とを交互に繰り返していく
手法である。

【００１４】図１に本実施の形態に係る磁気共鳴イメー
ジング装置の構成を示す。被検体を収容できるように円
筒状の内部空間が形成された磁石部は、静磁場磁石１、
傾斜磁場コイル３、ＲＦコイル７を収容する。静磁場磁
石１は、静磁場電源２から電流の供給を受けて、円筒内
部に円筒の長手中心線に一致するＺ軸と平行に静磁場Ｈ
0 を発生する。傾斜磁場コイル３は、Ｘ軸傾斜磁場コイ
ル３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル３ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル
３ｚとを有し、傾斜磁場電源４から各軸に対応する電流
の供給を受けて、Ｘ軸に沿って磁場強度が線形に変化す
るＸ軸傾斜磁場、Ｙ軸に沿って磁場強度が線形に変化す
るＹ軸傾斜磁場、Ｚ軸に沿って磁場強度が線形に変化す
るＺ軸傾斜磁場をそれぞれ独立して発生することができ
るように構成されている。

【００１５】ＲＦコイル７は、送信器８Ｔから高周波電
流の供給を受けて、ＲＦパルス（ラジオ域の高周波パル
ス）を発生する。ＲＦパルスのフリップ角の調整は、高
周波電流の振幅の時間積分の調整により行われる。この
ＲＦコイル７は、被検体内のプロトンから発生する磁気
共鳴信号（ここではエコー）を受信するための受信コイ
ルとしても兼用されている。受信器８Ｒは、ＲＦコイル
７を介して受信した磁気共鳴信号をサンプリングし、Ａ
／Ｄ変換し、ディジタル信号として演算ユニット１０に
出力する。

【００１６】演算ユニット１０は、受信器８Ｒからの磁
気共鳴信号に基づいて画像を再構成する。画像データは
記憶ユニット１１に記憶され、また表示器１２に表示さ
れる。

【００１７】コントローラ６には入力器１３とＥＣＧメ
ータ１４とが接続される。オペレータは入力器１３を操
作して撮影条件等を設定する。撮影条件には待ち時間Ｔ
Ｄが含まれる。入力器１３を介して設定された待ち時間
ＴＤを表す待ち時間データは、コントローラ６からシー
ケンサ５に供給される。ＥＣＧメータ１４は、被検体の
心臓の拍動に応じて発生する微弱な電流を検出し、心電
波形データとしてコントローラ６に供給する。コントロ
ーラ６は、ＥＣＧメータ１４からの心電波形データを解
析し、Ｒ波のタイミングにトリガ信号を発生する。トリ
ガ信号は、シーケンサ５に供給される。また、コントロ
ーラ６は、ＥＣＧメータ１４からの心電波形データを解
析し、平均的なＲ波間隔R-R を計算し、この平均的なＲ
波間隔R-R から待ち時間ＴＤとデータ収集部の期間ＴＤ
とを引き算することにより、サブシーケンスのインター
バルＩを求め、インターバルＩを表すインターバルデー
タをシーケンサ５に供給する。

【００１８】シーケンサ５は、傾斜磁場シーケンサ５ａ
と、ＲＦシーケンサ５ｂと、図示しないが記憶部、計算
部を含んでいる。記憶部には、基本的なパルスシーケン
スデータがインストールされている。計算部は、固定的
なデータ収集部の継続期間ＰＤＡと、変動的な待ち時間
ＴＤとインターバルＩとに基づいて、基本的なパルスシ
ーケンスデータをリメイクする。傾斜磁場シーケンサ５
ａとＲＦシーケンサ５ｂは、コントローラ６からのトリ
ガ信号に同期をとりながら、リメイクされたパルスシー
ケンスデータにしたがって、傾斜磁場電源４と送信機８
Ｔと受信機８Ｒとを制御して、パルスシーケンスを実行
する。

【００１９】図２は、本実施例によるパルスシーケンス
を示す。パルスシーケンスの実行に先立って、入力器１
３を介して待ち時間ＴＤが任意に設定される。また、Ｅ
ＣＧメータ１４から心電波形データがコントローラ６に
供給され、コントローラ６により平均的なＲ波間隔R-R
が計算される。そして、平均的なＲ波間隔R-R から待ち
時間ＴＤとデータ収集部の固定期間ＰＤＡとを引き算す
ることにより、サブシーケンスのインターバルＩがコン
トローラ６により計算される。このインターバルＩを調
整することにより、待ち時間ＴＤがオペレータが設定し
た時間に調整される。そして、待ち時間ＴＤを表す待ち
時間データと、インターバルＩを表すインターバルデー
タがコントローラ６からシーケンサ５に供給される。

【００２０】インストールされている基本的なパルスシ
ーケンスデータはコントローラ６から供給された待ち時
間データとインターバルデータとに応じてシーケンサ５
でりメイクされる。つまり、基本的なパルスシーケンス
の待ち時間ＴＤとインターバルＩとは、コントローラ６
から供給された待ち時間ＴＤとインターバルＩとにそれ
ぞれ変更される。リメイクされたパルスシーケンスデー
タは、シーケンサ５の記憶部に記憶される。

【００２１】次にリメイクされたパルスシーケンスデー
タに基づいて、傾斜磁場電源４を制御する傾斜磁場シー
ケンサ５ａと、送信機８Ｔと受信機８Ｒとを制御するＲ
Ｆシーケンサ５ｂによりＩＲパルスを含むパルスシーケ
ンスが実行される。

【００２２】心電波形データは、ＥＣＧメータ１４から
コントローラ６に継続的に供給される。コントローラ６
は心電波形を解析し、Ｒ波のタイミングでトリガ信号を
シーケンサ５に繰り返し供給する。

【００２３】シーケンサ５は、コントローラ６からトリ
ガ信号をうけたタイミングに同期してデータ収集部の実
行を開始する。上述したようにデータ収集部は超高速イ
メージング法としてのFastＦＥ法が採用される。このFa
stＦＥ法では、フリップ角がα°のＲＦパルス（α°パ
ルス）の印加とエコーデータの収集とが交互に繰り返さ
れる。

【００２４】コントローラ６からトリガ信号をうけたタ
イミングに同期してデータ収集部の最初のα°パルスが
シーケンサ５の制御でＲＦコイル７から発生される。そ
して、所定の期間ＰＤＡ、α°パルスの印加とエコーデ
ータの収集とが交互に繰り返される。このデータ収集部
が終了した後、インターバルＩを隔てて、ＩＲパルスが
発生される。次のトリガ信号に同期して、同様にデータ
収集部の実行が開始される。

【００２５】このようにトリガ信号に対して、データ収
集部の開始を同期させることにより、従来のような心拍
周期（Ｒ波周期R-R ）の変動に依存してデータ収集部実
行時の心時相が変化するという不安定さが解消され、心
拍周期の変動によらず常に同じ心時相でデータを収集す
ることができ、組織の動きによるアーチファクトの発生
を解消することができる。

【００２６】なお、Ｒ波周期R-R が変動すると、遅れ時
間ＴＤが変動してしまう。この遅れ時間ＴＤの変動幅
は、同じデータ収集部の中で、最初のエコーデータの収
集タイミングから最後のエコーデータの収集タイミング
までの時間間隔より多くの場合、短くなるので、遅れ時
間ＴＤの変動によるＴ1 コントラストのずれは許容範囲
であると言える。しかし、演算ユニット１０は実際の遅
れ時間が所定範囲に収まらないサブシーケンスにより収
集されたエコーデータを廃棄し、実際の遅れ時間が所定
範囲に収まるサブシーケンスにより収集されたエコーデ
ータのみを抽出し、抽出したエコーデータのみに基づい
てＴ1 強調画像を再構成することにより、Ｒ波周期R-R
の変動に伴う遅れ時間ＴＤの変動に起因するＴ1 コント
ラストのずれを解消又は軽減することが可能となり得
る。

【００２７】また、トリガ信号にデータ収集部の実行開
始を同期させることによると、最初のデータ収集部に対
してはＩＲパルスが印加されていないという事態の発生
を回避できない。

【００２８】この事態に対しては、図３に示すように、
最初のデータ収集部で、画質に影響の最も少ないｋ空間
(k-space) 上で高調波領域のエコーデータとして収集す
るように、位相エンコード用傾斜磁場パルスの振幅を設
定しておくことにより対処することができる。本発明
は、上述した実施の形態に限定されることなく種々変形
して実施可能であるのは勿論である。

【００２９】

【発明の効果】本発明による磁気共鳴イメージング装置
は、心電波形に同期してトリガ信号を繰り返し発生する
手段と、１フレームの画像を再構成するに要するエコー
データを収集するためのパルスシーケンスを実行するパ
ルスシーケンス実行手段と、前記エコーデータに基づい
て画像を再構成する再構成手段とを具備し、前記パルス
シーケンスには複数のサブシーケンスが含まれ、前記サ
ブシーケンスにはＩＲパルスとデータ収集部とが含ま
れ、前記パルスシーケンス実行手段は前記エコー収集部
を前記トリガ信号に同期して開始することを特徴とす
る。

【００３０】例えば心電波形の特徴的なＲ波に同期させ
ることにより、トリガ信号が発生されるときの心臓の状
態（心時相）を常に同じ状態に統一することができる。
本発明では、従来のようにＩＲパルスをトリガ信号に同
期させるのではなく、データ収集部をトリガ信号に同期
させて実行する。

【００３１】したがって、従来のような心拍周期の変動
に依存してデータ収集部実行時の心時相が変化するとい
う不安定さが解消され、心拍周期の変動によらず常に同
じ心時相でデータを収集することができ、組織の動きに
よるアーチファクトの発生を解消することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態による磁気共鳴イメージ
ング装置の構成図。

【図２】本実施例によるパルスシーケンスを示す図。

【図３】データ収集部各々で収集されるエコーデータと
ｋ空間との対応を示す図。

【図４】従来のパルスシーケンスを示す図。

【符号の説明】

１…静磁場磁石、 ２…静磁場電源、 ３…傾斜磁場コイル、 ４…傾斜磁場電源、 ５…シーケンサ、 ６…コントローラ、 ７…ＲＦコイル、 ８Ｔ…送信機、 ８Ｒ…受信機、 １０…演算ユニット、 １１…記憶ユニット、 １２…表示器、 １３…入力器、 １４…ＥＣＧメータ。

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 心電波形に同期してトリガ信号を繰り返
   し発生する手段と、１フレームの画像を再構成するに要
   するエコーデータを収集するためのパルスシーケンスを
   実行するパルスシーケンス実行手段と、 前記エコーデータに基づいて画像を再構成する再構成手
   段とを具備し、 前記パルスシーケンスには複数のサブシーケンスが含ま
   れ、前記サブシーケンスにはＩＲパルスとデータ収集部
   とが含まれ、 前記パルスシーケンス実行手段は、前記エコー収集部を
   前記トリガ信号に同期して開始することを特徴とする磁
   気共鳴イメージング装置。
2. 【請求項２】 前記パルスシーケンス実行手段は、連続
   する２つのサブシーケンスのインターバルを調整するこ
   とにより、前記ＩＲパルスから前記データ収集部までの
   時間間隔を所定の遅れ時間に調整することを特徴とする
   請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 【請求項３】 前記再構成手段は、前記遅れ時間が所定
   範囲に収まるサブシーケンスにより収集されたエコーデ
   ータに基づいて画像を再構成することを特徴とする請求
   項２記載の磁気共鳴イメージング装置。