(57)【要約】【課題】心電同期法の心電波形に傾斜磁場等によるノイズが混入した場合においても、撮影トリガパルスを安定して生成することが可能なＭＲＩ装置及びＭＲＩ撮影方法を提供する。【解決手段】心電同期法によるＭＲＩ撮影において、傾斜磁場コイル１４などによって形成される磁場の磁束変化に起因したノイズ（磁束ノイズ）が被検体１１からの心電波形に重畳した場合、制御部４のシーケンス制御回路２４は、ＭＲＩ撮影に用いられるパルスシーケンス情報に基づいて磁束ノイズが発生する区間を算出し、算出結果から生成された撮影区間信号を心電ユニット７に供給する。そして、心電ユニット７は、前記撮影区間信号を用いて自己のゲート機能を制御することによって磁束ノイズを除いた心電波形から撮影トリガパルスを生成し、制御部４は、生成された撮影トリガパルスに基づいて心電同期法によるＭＲＩ撮影を行う。【選択図】  図１
2004329669.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ装置であって、
前記被検体から得られる第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成する波形生成手段と、
前記第２の波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集し、収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成する画像データ生成手段を
備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ装置であって、
前記被検体から得られる第１の波形信号を得ると共に、前記第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成する波形生成手段と、
前記第１の波形信号又は前記第２の波形信号のいずれかを選択する波形選択手段と、
前記波形選択手段により選択した波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集し、収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成する画像データ生成手段を備え、
前記波形選択手段は、前記第１の波形信号に混入するノイズが大きい場合には前記第２の波形信号を選択することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
前記波形生成手段は、前記第１の波形信号の前記所定区間において混入するＭＲＩ撮影時の磁束ノイズを削除あるいは低減することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
【請求項４】
前記磁束ノイズは、前記被検体に対して印加されるＲＦパルスや勾配磁場に起因して前記第１の波形信号に混入するノイズを含むことを特徴とする請求項３記載のＭＲＩ装置。
【請求項５】
前記波形生成手段は、前記所定区間において前記第１の波形信号の通過を遮断するゲート機能を有することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
【請求項６】
前記波形生成手段は、選択された撮影方式に基づいて設定した撮影区間に基づいて、前記第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
【請求項７】
前記第２の波形信号における特定信号の大きさに基づいてトリガレベルを設定するトリガレベル設定手段を更に備え、前記第２の波形信号における特定信号と前記トリガレベルとの比較によって生成される撮影トリガパルスに基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＭＲＩ装置。
【請求項８】
前記トリガレベル設定手段は、前記第１の波形信号あるいは前記第２の波形信号における特定信号の値を基準に所定時定数の減衰特性を有するトリガレベルを生成することを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項９】
波形生成制御手段を更に備え、選択された撮影方式が予め設定された低磁束ノイズの撮影方式に属する場合には、前記波形生成制御手段は、前記波形生成手段を制御して前記第１の波形信号を前記第２の波形信号に設定することを特徴とする請求項１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１０】
波形信号表示手段を更に備え、前記波形選択手段は、前記波形信号表示手段に表示された前記第１の波形信号に基づいて制御されることを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ装置。
【請求項１１】
前記撮影トリガパルスを計数するトリガパルス計数手段を更に備え、前記波形選択手段は、前記トリガパルス計数手段によって計数された前記撮影トリガパルスの発生頻度が予め定められた値より大きい場合、前記第１の波形信号に代えて前記第２の波形信号を選択することを特徴とする請求項２記載のＭＲＩ装置。
【請求項１２】
警告表示手段を更に備え、前記警告表示手段は、前記トリガパルス計数手段によって計数される前記撮影トリガパルスの発生頻度が予め定められた値より大きい場合、警告信号を表示することを特徴とする請求項１１記載のＭＲＩ装置。
【請求項１３】
被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ撮影方法であって、
前記被検体から得られる第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成するステップと、
前記第２の波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集するステップと、
収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成するステップとを
有することを特徴とするＭＲＩ撮影方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明はＭＲＩ装置に係り、心電同期法によるＭＲＩ撮影機能を有したＭＲＩ装置及びＭＲＩ撮影方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング法（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体組織の原子核スピンを、そのラーモア周波数をもつ高周波信号で励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する画像診断法である。
【０００３】
ＭＲＩ装置は、生体内から検出する磁気共鳴信号を用いた画像診断装置であり、解剖学的診断情報のみならず生化学的情報や機能診断情報など多くの診断情報を得ることができるため、今日の画像診断の分野では不可欠なものとなってきている。特に、心臓の造影ＭＲＩは最近大きな進歩を遂げ、心筋虚血と心筋梗塞の診断においては、既に臨床の場で広く用いられるレベルにまで発展している。
【０００４】
近年、ＭＲＩの高速撮影法の開発により脳や心臓の機能を解析することも可能となってきている。特に、心臓のように動きのある臓器の画像化を行う場合には、撮影時間の短縮が要求されるが、高速撮影法の１つであるＥＰＩ（Ｅｃｈｏ−ｐｌａｎａｒ−ｉｍａｇｉｎｇ）法によれば１枚の画像の撮影時間が１００ｍｓｅｃ以下となり、心臓の所望な時相におけるＭＲＩ画像を得ることが可能となってきた。この心臓ＭＲＩ撮影においては、撮影中に被検体の心電波形（ＥＣＧ）を同時に収集し、この心電波形の例えばＲ波の発生タイミングから所定遅延時間後に所定スライス断面のＭＲＩ撮影を行なう方法がとられている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００５】
ところで、ＭＲＩ撮影中の被検体から心電波形を収集する場合、得られる心電波形の振幅は、被検体の心臓の位置や体格、更には電極の装着位置や装着状態などに依存する。このため、心電波形から撮影に用いるトリガパルス（以下では、撮影トリガパルスと呼ぶ）を安定して生成するために、心電波形の大きさに比例したトリガレベルを設定し、このトリガレベルと心電波形の大きさを比較することによって撮影トリガパルスを生成する方法がとられている。
【０００６】
図９は、従来の心臓ＭＲＩ撮影における心電波形と各時相のＭＲＩ撮影のタイムチャートを示したものであり、図９（ａ）は心電波形（実線）と、この心電波形から撮影トリガパルスを生成するために用いられるトリガレベル（破線）を重畳して示している。又、図９（ｂ）は上記トリガレベルと心電波形Ｅ１、Ｅ２の比較によって生成される撮影トリガパルスＦ１、Ｆ２の発生タイミング、図９（ｃ）は撮影トリガパルスＦ１、Ｆ２に対する各時相（Ｔ１乃至Ｔ４）のＭＲＩ撮影区間を示している。
【０００７】
例えば、心電波形Ｅ２のＲ波（Ｒ２）に基づいて区間Ｔ０２のＭＲＩ撮影を行う場合、区間Ｔ０１における心電波形Ｅ１の最大値であるＲ波（Ｒ１）の値に基づいてトリガレベルが設定され、このトリガレベルと心電波形Ｅ２を比較する。そして、心電波形Ｅ２の振幅がトリガレベルを超えた時に撮影トリガパルスＦ２が生成され、この撮影トリガパルスＦ２に従って区間Ｔ０２におけるＭＲＩ撮影（例えば、ＥＰＩ法による時相Ｔ１乃至Ｔ４のＭＲＩ撮影）が行なわれる。この場合のトリガレベルは、例えば、図９（ａ）に示すように、心電波形Ｅ１の最大値Ｒ１に対して所定の時定数（例えば１秒）を有した減衰特性を有している。
【０００８】
【特許文献１】
特開平８−１８２６６１号公報（第３−４頁、第１１−１２図）
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
ＭＲＩ撮影では、被検体からＭＲ信号を検出するために、撮影トリガパルスに基づいて励起用ＲＦ磁場や、ＭＲ信号に対して位置情報を与えるための傾斜磁場を被検体に対して照射する必要がある。ＭＲＩ撮影と心電波形の収集を同時に行う場合、被検体の体表面に装着された複数個のＥＣＧセンサと心電計を結ぶケーブルが上記被検体の体表面に配設され、このケーブルとＥＣＧセンサ間の容量性結合によって閉ループが形成される。そして、例えば、ＥＰＩ撮影のように上記の励起用ＲＦ磁場や傾斜磁場が高速でスイッチングされる場合には、上記閉ループを横切る磁束が大きく変化するため、ケーブル内で誘導電流が発生して心電波形に対してノイズとして混入する問題がある。
【００１０】
このようなメカニズムによって混入する磁束変化起因のノイズ（以下では磁束ノイズと呼ぶ）が心電波形に対して無視できない大きさを有する場合には、Ｒ波に代わって、この磁束ノイズによって撮影トリガレベルが形成される。このため、磁束ノイズが発生した直後の心電波形のＲ波を検出することが不可能となり、所望の時相でのＭＲＩ撮影が困難となるのみならず、造影剤を使用したＭＲＩ撮影の場合には、撮影前に造影剤が撮影対象組織から流出し、所望の造影効果が得られない場合がある。
【００１１】
本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、心電波形に磁束ノイズが混入した場合においても、心電同期法によるＭＲＩ撮影を安定して行うことが可能なＭＲＩ装置及びＭＲＩ撮影方法を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１に係る本発明のＭＲＩ装置は、被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ装置であって、前記被検体から得られる第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成する波形生成手段と、前記第２の波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集し、収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成する画像データ生成手段を備えたことを特徴としている。
【００１３】
また、請求項２に係る本発明のＭＲＩ装置は、被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ装置であって、前記被検体から得られる第１の波形信号を得ると共に、前記第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成する波形生成手段と、前記第１の波形信号又は前記第２の波形信号のいずれかを選択する波形選択手段と、前記波形選択手段により選択した波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集し、収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成する画像データ生成手段を備え、前記波形選択手段は、前記第１の波形信号に混入するノイズが大きい場合には前記第２の波形信号を選択することを特徴としている。
【００１４】
一方、請求項１３に係る本発明のＭＲＩ撮影方法は、被検体から得られる生体信号に同期してＭＲ信号の収集を行うＭＲＩ撮影方法であって、前記被検体から得られる第１の波形信号の所定区間における信号を削除あるいは低減して第２の波形信号を生成するステップと、前記第２の波形信号に基づいて前記被検体の所定時相におけるＭＲ信号を収集するステップと、収集した前記ＭＲ信号に対し再構成処理を行ってＭＲＩ画像データを生成するステップとを有することを特徴としている。
【００１５】
従って、本発明によれば、心電同期法によるＭＲＩ撮影において、心電波形にＭＲＩ装置による磁束ノイズが混入した場合においても、撮影トリガパルスを安定して得ることができるため、所定時相のＭＲＩ画像データを精度よく生成することができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下に示す本発明の実施の形態の特徴は、ＭＲ信号の収集区間（撮影区間）において、心電波形に混入した磁束ノイズを排除し、安定した撮影トリガパルスを生成することにある。
【００１７】
（装置の構成）
本発明の実施の形態について、ＥＰＩ法を用いてＭＲ信号を収集する場合を例にしたＭＲＩ装置の構成を、図１乃至図２を用いて説明する。尚、図１は本実施の形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図であり、図２は、本実施の形態の重要な要素である心電ユニットの機能ブロック図である。
【００１８】
ＭＲＩ装置１００は、磁場を発生させる静磁場発生部１及び勾配磁場発生部２と、ＲＦパルス信号を送受信する送受信部３と、システム全体の制御を行う制御部４と、画像再構成と画像の保存を行う高速演算・記憶部５を備えている。更に、ＭＲＩ装置１００は、被検体１１を載せる寝台８と、心電波形を収集する心電ユニット７及びＥＣＧセンサ９と、種々のデータやコマンドを入力する入力部２２と、ＭＲＩ画像データを表示する表示部２１を備えている。
【００１９】
静磁場発生部１は、例えば、超電導磁石である主磁石１３と、この主磁石１３に電流を供給する静磁場電源２６とを備え、被検体１１の周囲に強力な静磁場を形成する。また、勾配磁場発生部２は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の勾配磁場コイル１４と、これらの勾配磁場コイル１４に電流を供給する勾配磁場電源２５を備えている。
【００２０】
勾配磁場電源２５には、制御部４によって勾配磁場制御信号が供給され、被検体１１が置かれた空間の符号化が行なわれる。即ち、上記勾配磁場制御信号に基づいて勾配磁場電源２５からＸ，Ｙ，Ｚ軸勾配磁場コイル１４に供給されるパルス電流を制御することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸方向の勾配磁場は合成され、互いに直交するスライス選択勾配磁場Ｇｓ、位相エンコード勾配磁場Ｇｅ、及び読み出し（周波数エンコード）勾配磁場Ｇｒを任意の方向に設定することが可能となる。そして、各方向の勾配磁場は、主磁石１３による静磁場に重畳され被検体１１に加えられる。
【００２１】
送受信部３は、被検体１１にＲＦパルスを照射するための照射コイル１５及びＭＲ信号を検出するための受信コイル１６と、これらコイルに接続される送信器１７及び受信器１８が備えられる。但し、照射コイル１５と受信コイル１６は分離されて設けられる場合もある。送信器１７は、主磁石１３の静磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数をもち、選択励起波形で変調されたＲＦパルス電流によって照射コイル１５を駆動し、被検体１１にＲＦパルスを照射する。一方、受信器１８は、受信コイル１６によってＭＲ信号として受信した信号に対して中間周波変換、位相検波、更にはフィルタリングなどの信号処理を行った後、Ａ／Ｄ変換を行う。
【００２２】
次に、制御部４は、主制御回路２３と、シーケンス制御回路２４とを備えている。主制御回路２３は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備え、装置全体を統括して制御する機能を有している。そして、主制御回路２３の記憶回路は、入力部２２から入力される撮影開始指示信号や撮影方式、あるいはパルスシーケンスに関する情報、画像表示フォーマット情報などを一旦記憶する記憶機能を有している。一方、主制御回路２３のＣＰＵは、入力部２２から入力された上記情報に基づきシーケンス制御回路２４に対して、パルスシーケンスの情報（例えば勾配磁場コイル１４や照射コイル１５に印加するパルス電流の大きさ、印加時間、印加タイミングなどに関する情報）を送る機能を有している。
【００２３】
また、制御部４のシーケンス制御回路２４は、図示しないＣＰＵと記憶回路を備えており、主制御回路２３から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶回路に一旦記憶した後、このパルスシーケンス情報にしたがって勾配磁場電源２５、送信器１７、受信器１８を制御する。特に、上記勾配磁場電源２５から勾配磁場コイル１４にパルス電流が供給されてＭＲ信号が収集される場合には、信号収集区間（以下では撮影区間と呼ぶ）を示す撮影区間信号を生成し、心電ユニット７に対して供給する。更に、心電ユニット７から供給される撮影トリガパルスに従って上記勾配磁場電源２５や送信器１７に対する印加磁場のタイミング制御を行う。
【００２４】
一方、高速演算・記憶部５は、高速演算回路１９と記憶回路２０を備えている。そして、高速演算回路１９は、受信器１８からシーケンス制御回路２４を介して送られてくるＭＲ信号に対して、２次元フーリエ変換による再構成を行い、実空間の画像データ（ＭＲＩ画像データ）を生成する。
【００２５】
記憶回路２０は、ＭＲ信号を記憶するＭＲ信号記憶回路２８と、ＭＲＩ画像データを記憶する画像データ記憶回路２９を備えている。そして、ＭＲ信号記憶回路２８には、受信器１８によって中間周波変換、位相検波、更にはＡ／Ｄ変換されたＭＲ信号が記憶される。また、画像データ記憶回路２９には、ＭＲ信号記憶回路２８に一旦蓄えられたＭＲ信号に対して高速演算回路１９による２次元のフーリエ変換を行って生成される再構成画像データ、即ちＭＲＩ画像データが保存される。
【００２６】
寝台８は、所望の撮影位置を設定するために、被検体１１を体軸方向の任意の位置に移動させることが可能であり、主磁石１３の開口部に挿入可能な構造になっている。
【００２７】
次に、入力部２２は、操作卓上にスイッチやキーボード、マウスなどの各種入力デバイスや表示パネルなどを備えており、操作者により患者ＩＤや撮影開始の指示信号、撮影方式やパルスシーケンスなどの撮影条件、あるいは表示方法に関する情報、機構部の移動などの指示信号などが入力される。そして、これらの入力情報は主制御回路２３の記憶回路に一旦保存される。
【００２８】
また、表示部２１は、図示しない表示用画像データ記憶回路と変換回路とモニタを備えており、高速演算・記憶部５の画像データ記憶回路２９に保存されたＭＲＩ画像データが主制御回路２３を介して上記表示用画像データ記憶回路に供給される。そして、このＭＲＩ画像データと入力部２２から入力された各種の文字や数字などの付帯情報は、上記表示用画像データ記憶回路において合成され、更に、変換回路においてＤ／Ａ変換とテレビフォーマット変換が行われた後、ＣＲＴあるいは液晶などのモニタに表示される。
【００２９】
一方、心電ユニット７は、被検体１１の体表に装着したＥＣＧセンサ９の出力に基づいてＭＲＩ撮影用トリガパルスの生成を行うためのものであり、図２に示すように心電ユニット７は、ＥＣＧセンサ９によって検出される心電波形をデジタル信号に変換する心電計７１と、心電波形に混入する磁束ノイズを排除するために所定期間の信号を遮断するゲート回路７２と、心電波形のピーク値（Ｒ波）に基づいてトリガレベルを設定するトリガレベル設定回路７３と、設定されたトリガレベルと心電波形とを比較して撮影用トリガパルスを生成する比較回路７４とを備えている。
【００３０】
次に、本実施の形態に用いられるＥＰＩ法の概要につき、図３を用いて説明する。図３（ａ）は、心電ユニット７の心電計７１から出力される心電波形を示す。また、図３（ｂ）は、時相Ｔ１乃至時相Ｔ４のＭＲＩ画像データ生成に必要なＭＲ信号の収集期間について示す。即ち、図３（ｂ）は図３（ａ）に示した心電波形のＲ波を基準とした時相Ｔ１において所望のスライス断面のＭＲ信号を収集し、次いで、時相Ｔ２乃至時相Ｔ４における上記スライス断面のＭＲ信号を順次収集する場合について示している。また、各時相のＭＲ信号の収集においては、例えば２５６種類のエンコードデータが順次収集される。
【００３１】
また、図３（ｃ）は、ＥＰＩ法を用いて所望スライス断面のＭＲ信号を収集する際のパルスシーケンスを示しており、図３（ｃ−１）はＲＦパルスの照射タイミングとＭＲ信号の検出タイミングを、また、図３（ｃ−２）はスライス選択勾配磁場Ｇｓ、図３（ｃ−３）は読み出し（周波数エンコード）勾配磁場Ｇｒ、図３（ｃ−４）は位相エンコード勾配磁場Ｇｅをそれぞれ示している。
【００３２】
例えば、Ｒ波から時間Ｔ１後に、スライス選択勾配磁場Ｇｓによって上記スライス断面が選択され（図３のｃ−２）、選択されたスライス断面に対してＲＦパルスが照射される（図３のｃ−１）。このＲＦパルスの照射が終了したならば、スライス断面に対する読み出し方向及び位相エンコード方向の勾配磁場Ｇｒ及びＧｅの印加（図３のｃ−３及び図３のｃ−４）により位置情報が付加されて、上記スライス断面から第１のＭＲ信号が送受信部３の受信コイル１６によって受信される（図３のｃ−１）。
【００３３】
次いで、読み出し方向の勾配磁場Ｇｒの極性を交互に反転（図３のｃ−３）すると共に位相エンコード方向の勾配磁場も順次変更（図３のｃ−４）することによって、スライス断面における位相エンコード方向のＭＲ信号が順次収集され（図３のｃ−１）、時相Ｔ１のＭＲＩ画像データの再構成に必要なＭＲ信号が収集される。同様にして時相Ｔ２乃至時相Ｔ４のＭＲＩ画像データを生成するためのＭＲ信号の収集が引き続いて行われる。このＥＰＩ法では、１枚のＭＲＩ画像データが生成される期間（例えば、１００ｍｓｅｃ）において数十乃至数百回の勾配磁場Ｇｒの極性切り換えが必要となり、このため、高速の勾配磁場スイッチングに伴う磁束ノイズが発生し易い。
【００３４】
（画像データの生成手順及び装置の基本動作）
上記のような撮影方式に基づき、本実施の形態におけるＭＲＩ画像データ生成手順と装置の基本動作について、図１乃至図６を用いて説明する。尚、図６は、ＭＲＩ画像データの生成手順を示すフローチャートである。
【００３５】
ＭＲＩ撮影に先立って、操作者は被検体１１の体表の所定部位にＥＣＧセンサ９を装着する。図４は、ＭＲＩ画像の撮影位置に被検体１１を配置し、この被検体１１の体表に、例えば２つのＥＣＧセンサ９−１及び９−２を装着した状態を示している。また、ＥＣＧセンサ９−１及び９−２は、ケーブル１０−１及び１０−２を介して心電ユニット７の心電計７１に接続されている。そして、上記ＥＣＧセンサ９−１及び９−２によって検出された被検体１１の心電波形は、心電計７１においてデジタル信号に変換される。一方、主制御回路２３は、デジタル信号に変換された心電波形を心電計７１から読み出し、表示部２１に表示すると共に、表示された心電波形からＲ波間隔を自動計測する（図６のステップＳ１）。
【００３６】
次いで、操作者は、入力部２２よりＭＲＩ撮影モードを入力する（ステップＳ１）。このコマンドが主制御回路２３に供給されると、主制御回路２３は、表示部２１をＭＲＩ撮影用のデータ入力画面に切り換える。操作者は、入力部２２に備えられたマウスやキーボードなどの入力デバイスを使用して、既に計測された心電波形のＲ波間隔に基づいて１心拍間に撮影するＭＲＩ画像枚数と、夫々のＭＲＩ画像の時相（即ち、心電波形のＲ波からＲＦパルス照射までの時間）を設定し、撮影方式、表示方法、あるいはパルスシーケンスなどＭＲＩ撮影に必要な撮影条件を入力する（図６のステップＳ２）。
【００３７】
一般に、ＥＰＩ法を適用した場合、例えば、約１００ｍｓｅｃで１枚のＭＲＩ画像のデータを収集することができ、約２０％のマージンを考慮すれば、健常人では１心拍間に収集可能な画像枚数は４枚乃至５枚程度である。従って、以下ではＥＰＩ法のパルスシーケンスによって１心拍間に時相Ｔ１乃至Ｔ４の４枚のＭＲＩ画像の収集を行う場合を例に説明する。
【００３８】
主制御回路２３は、入力部２２を介して上記データを受信したならば、既に設定されている撮影方式（ＥＰＩ法）に基づいて、時相Ｔ１乃至Ｔ４の４枚のＭＲＩ撮影を可能とするパルスシーケンス情報（例えば、勾配磁場コイル１４や照射コイル１５に印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報）に変換する。更に、上記印加時間や時相数に基づいて撮影区間Ｔｘの算出を行い、この算出結果と上記パルスシーケンス情報をシーケンス制御回路２４に供給する。そして、シーケンス制御回路２４は、これらの情報にしたがって勾配磁場電源２５、送信器１７、受信器１８及び心電ユニット７に対して心電同期によるＥＰＩ法のための制御信号を送る。
【００３９】
上記撮影条件の設定が終了したならば、操作者は、必要に応じて被検体１１に対してＭＲ造影剤（例えばＧｄ−ＤＴＰＡ（ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ  ｄｉｅｔｈｙｌｅｎｅｔｒｉａｍｉｎｅ  ｐｅｎｔａａｃｅｔｉｃ  ａｃｉｄ）を心臓カテーテルを介して注入した後、撮影開始コマンド信号を入力部２２より入力する（図６のステップＳ３）。
【００４０】
次に、上記撮影開始コマンド信号に従って行われる最初のＭＲＩ撮影において、画像の時相を設定する撮影トリガパルスの生成方法につき、図５を用いて説明する。図５の区間Ｔ００は、最初のＭＲＩ撮影用の撮影トリガパルスを生成するための区間であり、区間Ｔ０１は、時相Ｔ１乃至Ｔ４に対する最初のＭＲＩ撮影区間、また、区間Ｔ０２は、第２のＭＲＩ撮影区間を示している。
【００４１】
そして、図５（ａ）は、各時相のＭＲＩ撮影区間、図５（ｂ）は、図２に示した心電ユニット７の心電計７１から出力されるデジタル化された心電波形、図５（ｃ）は、制御部４のシーケンス制御回路２４よりゲート回路７２に送られる撮影区間信号である。また、図５（ｄ）は、上記ゲート回路７２から出力される心電波形（実線）と、トリガレベル設定回路７３から出力されるトリガレベル（破線）であり、図５（ｅ）は、比較回路７４から出力される撮影トリガパルスを示している。
【００４２】
操作者がＭＲＩ撮影開始コマンドを入力した直後の区間Ｔ００において、ＥＣＧセンサ９によって検出され、心電計７１においてデジタル信号に変換されてゲート回路７２を通過した心電波形Ｅ０（図５（ｄ））は、トリガレベル設定回路７３に供給される。このトリガレベル設定回路７３において、心電波形のピーク値（Ｒ波）の大きさＡＥ０が検出され、ＡＥ０を基準に所定の時定数（例えば、１ｓｅｃ）の減衰特性を有したトリガレベル（図５（ｄ）の波線）が生成されて、比較回路７４の第１の入力端子に供給される。一方、上記比較回路７４の第２の入力端子には心電計７１からの心電波形（図５（ｄ）の実線）が供給され、この心電波形と上記トリガレベルとが比較され、心電波形がトリガレベルより大きくなった時点で撮影トリガパルスＦ１が比較回路７４より制御部４の主制御回路２３に対して出力される（図６のステップＳ４）。
【００４３】
次に、上記の撮影トリガパルスに基づいて行われるＭＲＩ撮影の手順について、図１、図３及び図５を参照して説明する。図１に示す制御部４のシーケンス制御回路２４は、心電波形Ｅ１のＲ波のタイミングで発生する撮影トリガパルスＦ１を基準にソフトウエアで構成されるタイマによって所定遅延時間Ｔ１を測定し、撮影トリガパルスから時間Ｔ１後にＭＲＩ撮影のスライス断面を設定する（図３のｃ−２）。更に、このスライス断面に対してＲＦパルスを照射する。即ち、シーケンス制御回路２４は、勾配磁場電源２５に対して制御信号を送り、時間Ｔ１後に勾配磁場電源２５は、シーケンス制御回路２４からの制御信号に基づいて、３つの勾配磁場コイル１４に供給するパルス電流を設定する。更に、このパルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給してスライス断面を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓを形成する。一方、パルスシーケンス制御回路２４は、上記スライス断面におけるＭＲ信号を受信するために送信器１７に対して制御信号を供給し、照射コイル１５に供給するＲＦパルスの周波数及び位相を設定した後、この照射コイル１５に対してＲＦパルス電流を供給する。
【００４４】
ＲＦパルス電流は、関心領域の磁場強度によって決定される磁気共鳴周波数と同じ周波数をもち、選択励起波形によって変調されている。そして、照射コイル１５は、送信器１７による上記ＲＦパルス電流の供給により、被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する。
【００４５】
ＲＦパルスの照射が終了したならば、スライス断面から受信されたＭＲ信号に位置情報を付加するために、シーケンス制御回路２４は、勾配磁場電源２５に対して再度制御信号を送り、勾配磁場電源２５は、パルス電流をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４に供給してスライス断面に対する読み出し方向の第１の勾配磁場Ｇｒ１と位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１を形成する。そして、これらの互いに直交する勾配磁場Ｇｒ１とＧｅ１によって、ＭＲ信号は位相変調を受けた状態で受信コイル１６によって受信される。
【００４６】
受信器１８は、受信コイル１６から供給されるＭＲ信号に対して中間周波変換や位相検波、更にはフィルタリングなどの信号処理を行った後にＡ／Ｄ変換し、シーケンス制御回路２４に送る。そして、シーケンス制御回路２４は、このＭＲ信号を第１のエンコードデータとしてＭＲ信号記憶回路２８に保存する。
【００４７】
次に、シーケンス制御回路２４の制御のもとに、上記読み出し方向の第１の勾配磁場Ｇｒ１の極性を反転させた読み出し方向の第２の勾配磁場Ｇｒ２と、位相エンコード方向における勾配磁場の傾きを所定量ΔＧｅ変更させるため、第２の勾配磁場Ｇｅ２をＸ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によって形成し、第１のエンコードデータの場合と同様な手順によって得られるＭＲ信号を第２のエンコードデータとして記憶回路２０のＭＲ信号記憶回路２８に保存する。
【００４８】
以下、同様にして勾配磁場を交互に反転させた第３の読み出し方向勾配磁場Ｇｒ３乃至第Ｎの読み出し方向勾配磁場ＧｒＮと、勾配磁場を順次増減させた第３の位相エンコード方向の勾配磁場Ｇｅ３乃至第Ｎの位相エンコード方向の勾配磁場ＧｅＮを印加して得られるＭＲ信号についても第３のエンコードデータ乃至第Ｎのエンコードデータとして順次ＭＲ信号記憶回路２８に保存する。
【００４９】
次に、シーケンス制御回路２４は、撮影トリガパルスＦ１から時間Ｔ２後に、勾配磁場電源２５に対して時相Ｔ２のＭＲＩ画像を撮影するための制御信号を送り、勾配磁場電源２５は、３つの勾配磁場コイル１４にパルス電流を供給して所望のスライス断面（この場合は時相Ｔ１と同一のスライス断面）を選択するためのスライス選択用勾配磁場Ｇｓを形成する。一方、パルスシーケンス制御回路２４は、送信器１７を制御して照射コイル１５に対しＲＦパルス電流を供給し、照射コイル１５は被検体１１の関心領域に対してＲＦパルスを照射する。
【００５０】
次いで、時相Ｔ１の場合と同様にして、Ｘ、Ｙ，Ｚ方向の勾配磁場コイル１４によってスライス断面に対する読み出し方向の第１の勾配磁場Ｇｒ１乃至第Ｎの勾配磁場ＧｒＮ、及び位相エンコード方向の第１の勾配磁場Ｇｅ１乃至第Ｎの勾配磁場ＧｅＮを順次印加しながら第１のＭＲ信号乃至第ＮのＭＲ信号を受信コイル１６によって受信する。そして、受信コイル１６によって受信されたＭＲ信号は、受信器１８において中間周波変換、位相検波、フィルタリング処理された後にＡ／Ｄ変換され、シーケンス制御回路２４を介してＭＲ信号記憶回路２８の時相Ｔ２領域に第１のエンコードデータ乃至第Ｎのエンコードデータとして保存される。以下、同様にして時相Ｔ３及び時相Ｔ４におけるＭＲ信号が収集され、ＭＲ信号記憶回路２８の時相Ｔ３領域及び時相Ｔ４領域において各時相の第１のエンコードデータ乃至第Ｎのエンコードデータとして保存される（図６のステップＳ５）。
【００５１】
このようにして、ＭＲ信号記憶回路２８の４つの領域（即ち、Ｔ１領域乃至Ｔ４領域）の夫々にＮ個配列された第１のエンコードデータ乃至第Ｎのエンコードデータに対して、高速演算・記憶部５の高速演算回路１９は２次元逆フーリエ変換による画像再構成を行い、生成された区間Ｔ０１における時相Ｔ１乃至Ｔ４の４枚のＭＲＩ画像データを高速演算・記憶部５の画像データ記憶回路２９に保存する（図６のステップＳ６）。
【００５２】
また、主制御回路２３は、予め入力部２２より入力された表示方法の表示フォーマットに従って、上記４枚のＭＲＩ画像データの全て、あるいは、これらのＭＲＩ画像データ中から所望のＭＲＩ画像データを選択して、その付帯情報と共に表示部２１のモニタに表示する（図６のステップＳ７）。
【００５３】
区間Ｔ０１における時相Ｔ１乃至時相Ｔ４のＭＲＩ画像データの生成及び表示と並行し、図２の心電ユニット７は、図５（ｂ）に示した区間Ｔ０１において心電計７１から出力される心電波形に基づいて区間Ｔ０２の撮影トリガパルスの生成を行う。この場合、心電波形には、読み出し方向の傾斜磁場Ｇｒ１乃至ＧｒＮ及び位相エンコード方向の傾斜磁場Ｇｅ１乃至ＧｅＮの高速切り換えに起因するノイズ（磁束ノイズ）が重畳する。例えば、既に示した図４において、被検体１１の体表に装着したＥＣＧセンサ９−１，９−２とケーブル１０−１，１０−２、更にはＥＣＧセンサ９−１とＥＣＧセンサ９−２の間に形成される容量性結合によって閉ループが形成される。そして、閉ループを横切る上記傾斜磁場の磁束密度が時間的に変化することによって誘導電流（磁束ノイズ）が発生し、この磁束ノイズは、ＥＣＧセンサ９からの心電波形と重畳して心電計７１に入力してデジタル信号に変換される。
【００５４】
このようにして磁束ノイズが混入した心電計７１の心電波形（図５（ｂ））から撮影トリガパルスを生成するために、本実施の形態では、図２に示すように心電計７１から出力された心電波形をゲート回路７２の第１の入力端子に供給する。一方、制御部４のシーケンス制御回路２４は、予め設定されているパルスシーケンス情報からＴ０１区間における撮影区間Ｔｘを算出し、この撮影区間Ｔｘを示す撮影区間信号（図５（ｃ））をゲート回路７２の第２の入力端子に供給する。そしてゲート回路７２は、心電計７１の心電波形における撮影区間Ｔｘの信号を遮断することによって上記磁束ノイズを排除する（図６のステップＳ８）（図５（ｄ）の実線）。
【００５５】
ゲート回路７２によって磁束ノイズが排除された心電波形は、トリガレベル設定回路７３に供給される。このトリガレベル設定回路７３において、心電波形のピーク値（Ｒ波）の大きさＡＥ１が検出され、このＡＥ１を基準に所定の時定数（例えば、１ｓｅｃ）の減衰特性を有したトリガレベル（図５（ｄ）の波線）が生成されて比較回路７４の第１の入力端子に供給される（図６のステップＳ９）。一方、比較回路７４の第２の入力端子には心電計７１からの心電波形（図５（ｄ）の実線）が供給され、この心電波形と上記トリガレベルとが比較されて心電波形がトリガレベルより大きくなった時点で、撮影トリガパルスＦ２が比較回路７４よりシーケンス制御回路２４に対して出力される（図６のステップＳ１０）。
【００５６】
撮影トリガパルスＦ２を受信したシーケンス制御回路２４は、撮影トリガパルスＦ２を基準に時間Ｔ１乃至時間Ｔ４を設定し、区間Ｔ０１と同様な手順によって時相Ｔ１乃至時相Ｔ４のＭＲ信号の収集をＥＰＩ法によって行う。そして、得られたＭＲ信号を、夫々の時相における第１のエンコードデータ乃至第Ｎのエンコードデータとして記憶回路２０のＭＲ信号記憶回路２８に順次保存する。次いで、高速演算回路１９は、保存された各時相のＮ個からなるエンコードデータに対して画像再構成を行なってＭＲＩ画像データを生成し、画像データ記憶回路２９に保存すると共に所望のＭＲＩ画像データを主制御回路２３を介して表示部２１に表示する（図６のステップＳ５乃至ステップＳ７）。
【００５７】
以上述べた本発明の実施の形態によれば、心電同期法によってＭＲＩ画像データを生成する際に、ＭＲＩ装置１００の傾斜磁場の磁束変化に起因する磁束ノイズが心電波形に重畳した場合においても、心電波形のＲ波に基づいた撮影トリガパルスを安定して生成することができる。このため、心電波形のＲ波に同期した各時相のＭＲ信号を確実に収集することが可能となるため、所望の時相におけるＭＲＩ画像データを正確に生成することができ、特に、ＥＰＩ法のパルスシーケンスを用いたＭＲＩ撮影のように、大きな磁束ノイズが発生する場合において有効となる。
【００５８】
更に、上記理由により撮影効率が改善され、被検体１１に対する負担も軽減することができる。また、造影剤を使用したＭＲＩ撮影の場合には、造影剤が撮影対象組織に存在するタイミングを的確に捉えることができる。
【００５９】
（第１の変形例）
次に、本実施の形態の第１の変形例につき、図７を用いて説明する。上記実施の形態における図２のゲート回路７２は、ＭＲＩ画像の撮影区間Ｔｘの間、心電計７１から出力される心電波形を遮断することによって磁束ノイズを排除したが、この第１の変形例の特徴は、ＭＲＩ撮影に用いられる撮影方式、あるいはパルスシーケンスに基づいて上記心電波形の遮断設定を選択可能とすることにある。
【００６０】
既に述べたように高速撮影法の１つであるＥＰＩ法は、ＭＲ信号を収集する際に傾斜磁場を高速に切り換える必要があるため、他の撮影法（例えばＳＥ（Ｓｐｉｎ−ｅｃｈｏ）法やＦＥ（Ｆｉｅｌｄ−ｅｃｈｏ）法）と比較して大きな磁束ノイズを発生する。そして、ＥＰＩ法のように大きな磁束ノイズを発生する撮影法への上記実施の形態の適用は極めて有効であるが、ＳＥ法やＦＥ法などのように磁束ノイズが心電波形の振幅に対して小さい場合には、撮影区間Ｔｘにおける上記心電波形の遮断設定は不要となる場合もある。
【００６１】
特に、Ｒ波間隔が不定な、所謂不整脈の被検体１１に対して上記実施の形態を適用した場合には、心電波形のＲ波をも遮断する可能性が発生し、撮影効率を低下させる可能性がある。図７は、不整脈の被検体１１から得られた心電波形に対して上記実施の形態を適用した場合を示したものであり、図７（ａ）は心電波形区間、図７（ｂ）は心電計７１から出力される心電波形、図７（ｃ）はゲート回路７２に送られる撮影区間信号である。また、図７（ｄ）は、ゲート回路７２から出力される心電波形（実線）と、トリガレベル設定回路７３の出力信号（破線）であり、図７（ｅ）は、比較回路７４から出力される撮影トリガパルスを示している。図７に示すように、例えば、Ｒ波間隔Ｔ０１が他のＲ波間隔Ｔ０２やＴ０３と比較して著しく狭い場合、区間Ｔ０２のＲ波は区間Ｔ０１の心電波形の撮影区間に含まれ、従って区間Ｔ０２における撮影トリガパルスＦ２を生成することが不可能となる。
【００６２】
この第１の変形例では、撮影条件の設定（図６のステップＳ２）において、操作者がＥＰＩ法などの撮影法を選択したならば、この選択情報を制御部４の主制御回路２３を介して受信したシーケンス制御回路２４は、上記撮影法の選択情報に基づいてゲート回路７２に対する撮影区間信号の送信／非送信を選択する。例えば、ＥＰＩ撮影のように磁束ノイズが大きい撮影法の場合には、上記実施の形態で述べたようにゲート回路７２は、心電計７１から出力される心電波形に対して撮影区間Ｔｘの間遮断し、ＳＥ法あるいはＦＥ法などにおいて磁束ノイズが心電波形の振幅に対して十分小さい場合には、心電波形をそのまま通過させる。
【００６３】
この変形例によれば、特に、不整脈の被検体１１に対して好適な撮影トリガパルスの生成方法を選択することができ、その結果、撮影効率を改善することが可能となる。
【００６４】
尚、上記実施の形態の手順を示した図６のステップＳ１においてＲ波間隔を計測した結果、被検体１１の心電波形に顕著な不整脈が検出された場合には、この第１の変形例に示した撮影トリガパルス生成方法の適用が好適である。
【００６５】
（第２の変形例）
次に、本実施の形態の第２の変形例につき、図８を用いて説明する。この第２の変形例の特徴は、心電波形に混入する磁束ノイズが許容可能か否かを判定し、この判定結果に基づいてゲート回路７２に対する撮影区間信号の送信／非送信をマニュアルあるいは自動的に選択することにある。
【００６６】
例えば、入力部２２には撮影区間信号の送信／非送信を選択するための選択デバイスを新たに設け、操作者は、例えば、図６のステップＳ１の心電波形のＲ波間隔の計測において表示部２１に表示される心電波形を観察し、この心電波形に重畳している磁束ノイズの大きさに基づいて撮影区間信号の送信／非送信を上記選択デバイスを用いて選択する。そして、磁束ノイズの大きさが許容できない場合には、ゲート回路７２に撮影区間信号を供給し、撮影区間Ｔｘの間の心電波形を遮断することによって磁束ノイズを排除する。
【００６７】
また、磁束ノイズのために撮影トリガパルスの生成が困難であることを自動計測し、この計測結果に基づいて心電波形に対する撮影区間Ｔｘの遮断を自動的に設定してもよい。例えば、図８は、ゲート回路７２に撮影区間信号を供給しない場合の心電波形（図８（ａ）の実線）及びトリガレベル（図８（ａ）の破線）と、撮影トリガパルス（図８（ｂ））を示したものであり、磁束ノイズが大きい場合には、この磁束によって撮影トリガパルスが生成されるため、通常のＲ波発生頻度（１回／ｓｅｃ）に対して撮影トリガパルスの発生頻度が著しく高くなる。従って、この発生頻度を観測することによって磁束ノイズの大きさが許容可能か否かを自動的に判定することが可能となる。
【００６８】
この場合、主制御回路２３の記憶回路には撮影トリガパルスの発生頻度許容値が予め保存されている。そして、撮影の初期において主制御回路２３は、シーケンス制御回路２４を制御しゲート回路７２に対して撮影区間信号を供給しない状態でＭＲＩ撮影を行い、心電ユニット７の比較回路７４から出力される撮影トリガパルスをシーケンス制御回路２４を介し受信して計数する。そして、この計数値が上記発生頻度許容値を超えた場合には、撮影区間信号の供給指示をシーケンス制御回路２４に送り、シーケンス制御回路２４は心電ユニット７のゲート回路７２に対し撮影区間信号を供給することによって、心電計７１から出力される心電波形はゲート回路７２において撮影区間Ｔｘの間遮断されて磁束ノイズが排除される。
【００６９】
この第２の変形例によれば、磁束ノイズと心電波形の大小関係が一義的に定まらない撮影方式においても撮影トリガパルスを精度よく生成することができ、従って効率のよい心電同期法によるＭＲＩ撮影を行うことが可能となる。
【００７０】
尚、この第２の変形例において、上記計数結果や、この結果に基づくアラーム信号を表示部２１のモニタあるいは入力部２２の表示パネルなどに表示し、操作者は、表示されたこれらの情報に基づいて上記撮影区間信号の送信設定を入力部２２より行ってもよい。
【００７１】
以上、本発明の具体的な実施の形態について述べてきたが、上記の実施の形態に限定されるものでは無く、変形して実施することが可能である。例えば、上記実施の形態では、撮影区間において心電波形に重畳した磁束ノイズをゲート機能によって排除する場合について述べたが、他の方法によって行なってもよく、上記磁束ノイズの大きさを心電波形の振幅に対して十分小さくなるように減衰させる方法であっても構わない。また、上記の説明ではＭＲＩ撮影方式としてＥＰＩ法を例に説明したが、この方式に限定されない。
【００７２】
更に、上記の説明における撮影トリガパルスの生成は心電ユニット７において行ったが、心電計７１から出力される心電波形を直接制御部４に供給し、ソフトウエア処理によって撮影トリガパルスの生成を行ってもよく、図２に示した方法に限定されるものではない。一方、１心拍間に設定される時相数も４時相以外でもよく、各時相のＭＲＩ画像データは異なるスライス断面において得られたものであってもよい。また、造影剤の投与を行わないＭＲＩ撮影において上記実施の形態を適用することも可能である。
【００７３】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、心電同期法によるＭＲＩ撮影において、心電波形にＭＲＩ装置による磁束ノイズが混入した場合においても、撮影トリガパルスを安定して得ることができるため、ＭＲＩ画像データの生成を精度よく行うことが可能なＭＲＩ装置及びＭＲＩ撮影方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態におけるＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。
【図２】同実施の形態における心電ユニットの構成を示すブロック図。
【図３】同実施の形態におけるＥＰＩ法を用いたＭＲＩ信号の収集方法について示す図。
【図４】同実施の形態におけるＥＣＧセンサの装着方法と磁束ノイズの発生を示す図。
【図５】同実施の形態における撮影トリガパルスの生成方法を示す図。
【図６】同実施の形態におけるＭＲＩ画像データ生成手順を示すフローチャート。
【図７】同実施の形態の第１の変形例が有効な場合について説明するための図。
【図８】同実施の形態の第２の変形例を説明するための図。
【図９】従来の撮影トリガパルス生成方法を示す図。
【符号の説明】
１…静磁場発生部
２…勾配磁場発生部
３…送受信部
４…制御部
５…高速演算・記憶部
７…心電ユニット
８…寝台
９…ＥＣＧセンサ
１３…主磁石
１４…傾斜磁場コイル
１５…照射コイル
１６…受信コイル
１７…送信器
１８…受信器
１９…高速演算回路
２０…記憶回路
２１…表示部
２２…入力部
２３…主制回路
２４…シーケンス制御回路
２５…傾斜磁場電源
２６…静磁場電源
２８…ＭＲ信号記憶回路
２９…画像データ記憶回路
１００…ＭＲＩ装置
【図１】
2004329669.tif 000003
【図２】
2004329669.tif 000004
【図３】
2004329669.tif 000005
【図４】
2004329669.tif 000006
【図５】
2004329669.tif 000007
【図６】
2004329669.tif 000008
【図７】
2004329669.tif 000009
【図８】
2004329669.tif 000010
【図９】
2004329669.tif 000011