JP4612338B2

JP4612338B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP4612338B2
Application number: JP2004141433A
Authority: JP
Inventors: 荘十郎加藤
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-05-11
Filing date: 2004-05-11
Publication date: 2011-01-12
Anticipated expiration: 2024-05-11
Also published as: JP2005319200A

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置に係り、特に生体電位信号を検出する装置、例えば
心電計と共に使われる磁気共鳴イメージング装置に関する。

従来、核磁気共鳴現象を用いて撮影対象物の内部構造を画像化する磁気共鳴イメージン
グ装置が知られている。核磁気共鳴現象は生体に対して無害であるため、磁気共鳴イメー
ジング装置は特に医療用として有用であり、脳腫瘍の診断などに用いられる。この核磁気
共鳴現象とは、一様な静磁場が印加された物体において、物体を構成する原子の原子核の
スピン方向が揃い、静磁場の強度に比例した周波数（共鳴周波数）の電磁波を吸収、放出
する現象である。磁気共鳴イメージング装置は、特定の核種（主に水素原子）に対して核
磁気共鳴現象を利用することで、撮影対象物の任意の断層面を任意の厚さで画像化するこ
とができる。

核磁気共鳴現象を用いて撮影対象物の内部構造を画像化する場合、位置情報を調べるた
めに、静磁場とは別に空間的および時間的に変動する傾斜磁場を撮影対象物に対して印加
する。傾斜磁場を印加することによって、撮影対象物に印加される磁場は場所によって異
なることとなり、撮影対象物を構成する各原子の共鳴周波数は場所によって変化する。し
たがって、傾斜磁場を印加して共鳴周波数を検出し、この共鳴周波数の高周波信号を調べ
ることで、撮影対象物のどの位置にどのような原子が存在するかを検知し、磁気共鳴イメ
ージを作成することができる。

また、心臓など、周期的に動く部位を撮影する際に、生体電位信号、特に心電計などか
ら採取した心電信号（ＥＣＧ信号）を測定することがしばしばある。このような測定が必
要になるのは、被検体が、常に生体情報を取得する必要がある危篤患者である場合や、あ
るいは心臓の鼓動のような生理現象に撮影データの取得を同期させる場合である。後者の
場合については、心電同期撮影法と呼ばれており、これは、例えばマグネテイツク・レゾ
ナンス・イン・メデイスン、第６巻，第275から第286ページ（1988年）における、“タイ
ム・レゾルブド・マグネテイツク・レゾナンス・アンジオグラフイー”（“Time−Reso
lved Magnetic Resonance Angiography,"Magnetic Resonance in Medici
ne, Vol. 6,pp275−286,1988）と題する文献に述べられている。

ここで、生体電位信号は本来、低電力であるので、電気的干渉を受けやすい。磁気共鳴
イメージング装置では、撮影の間に前述した傾斜磁場発生のスイッチングのオン及びオフ
に応じた誘導起電力が発生することにより、この干渉が主としてが生じる。このようなノ
イズ信号は、心電波形に同期した撮影を行うためのトリガが、正確に得られない原因とな
るものである。

このような干渉を小さくするために従来、ローパスフィルタで生体電位信号をろ波する
方法がある。生体電位信号と比べ、ノイズ信号は高い周波数成分をもつことが多い。した
がって、取得したノイズの重畳する生体電位信号の一定閾値以上の周波数成分の信号を無
視することにより、比較的低い周波数成分として現れる生体電位信号を取得することがで
きる。

また、干渉を小さくする他の方法としては、傾斜磁場がスイッチング動作を行っている
時を避けて生体電位信号を処理する方法も用いられている。このような方法によれば、傾
斜磁場のスイッチングのノイズのない生体電位信号をもとに処理を行うことができる。

さらに別の方法として、特許文献１に示されるような適応フィルタを用いる方法が挙げ
られる。特許文献１の方法によれば、磁気共鳴イメージング装置によって作成される電磁
界に応じてフィルタ係数を調整することにより、生体電位信号に重畳していると想定され
るノイズ信号が再現される。この再現されたノイズ信号を生体電位信号から減算すること
により出力信号が作成され、この出力信号を使って、出力信号が最小になるようにフィル
タの係数が調整される。

特公平６−１６７７１号公報

しかしながら、上述したような種々の従来の技術には、以下のような欠点がある。

まず、低域フィルタで心電信号をろ波する場合であるが、心電信号を構成する主要な成
分は１００Ｈｚ程度であるので、この近傍に遮断周波数がある低域フィルタが選定される
。このとき、使用される撮影のシーケンスによっては、傾斜磁場のスイッチングによって
１００Ｈｚ程度で干渉が生じることがあり、ろ波の有効性が制限されるという欠点がある
。

次に、傾斜磁場がスイッチング動作を行っている時を避けて生体電位信号を処理する方
法の主な欠点は、傾斜磁場のスイッチングの間は生体電位信号が得られず、心電信号にお
ける心拍数の測定のような連続測定を行うのが難しいことである。更に、生体活動の動画
像を作成するための撮影のような高速撮影を行いたい場合、傾斜磁場の動作は生体活動の
動作と比べると、略連続であると言える。したがって、磁気共鳴イメージングの走査の間
に生体電位信号を取得するための期間がないという欠点がある。

特許文献１に示されるような適応フィルタを用いた場合では、以下のような欠点がある
。適応型フィルタでは、電磁場の変化に関連させて算出した雑音基準信号の複数のフィル
タを撮影中、継続的に調整することにより、ノイズ成分を得ている。ノイズ信号は被検体
の体形や、心電電極及び心電電極からのケーブルの位置によっても変化するため、係数は
一定に定められない。したがって、この係数を最適化するための調整が必要であり、この
調整に時間を要してしまうという欠点がある。

本発明は上記課題に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、電磁場に起
因するノイズが生体電位信号に混入しても十分にノイズを除去することができる磁気共鳴
イメージング装置を提供することにある。

本発明の一態様に係る磁気共鳴イメージング装置は、被検体の生体電位を検出し、生体電位信号を出力する生体電位検出手段と共に用いられ、静磁場中におかれた前記被検体に対して、所望のパルスシーケンスの実行に基づいて高周波パルス及び傾斜磁場パルスを前記被検体に加え、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出して、前記被検体の磁気共鳴画像を収集する磁気共鳴イメージング装置において、ノイズ測定用のパルスシーケンスの実行により前記被検体から測定された生体電位信号に基づき、前記ノイズ測定用のパルスシーケンスと生体電位信号に重畳するノイズ成分との関係をノイズデータとして記憶するノイズデータ作成記憶手段と、撮影用のパルスシーケンスの実行により前記被検体から測定される生体電位信号に重畳するノイズ成分を、前記ノイズデータと前記撮影用のパルスシーケンスから推定する推定手段と、前記推定されたノイズ成分を前記撮影用のパルスシーケンスの実行により測定された前記生体電位信号から除去するノイズ除去手段と含み、前記ノイズデータは、生体電位信号に重畳するノイズ成分を表す情報と、前記傾斜磁場パルスのスルーレート及び立ち上がり／下がり時間の関係の情報を含むことを特徴とする。

本発明によれば、電磁場に起因するノイズが生体電位信号に混入しても十分にノイズを
除去することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することができる。

図１に本実施形態による磁気共鳴イメージング装置の概略構成を示す。この磁気共鳴イ
メージング装置は、被検体Ｐを載せる寝台部１と、静磁場を発生させる静磁場発生部２と
、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部３と、高周波信号を送受信する送受
信部４と、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部５と、被検体
Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部６とを備えている。

静磁場発生部２は、例えば超電導方式の磁石１０１と、この磁石１０１に電流を供給す
る静磁場電源１０２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸
方向（Ｚ軸方向）に静磁場を発生させる。なお、この磁石１０１にはシムコイル１１４が
設けられている。このシムコイル１１４には、ホスト計算機１０６の制御下で、シムコイ
ル電源１１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部１００は、被検体Ｐを
載せた天板７を磁石１０１の開口部に挿入、退避する。

傾斜磁場発生部３は、傾斜磁場コイルユニット１０３を備える。この傾斜磁場コイルユ
ニット１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組
（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚを備える。傾斜磁場発生部３
はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源
１０４を備える。この傾斜磁場電源１０４は、後述するシーケンサ１０５の制御のもと、
ｘ，ｙ，ｚコイル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電
流を供給する。

傾斜磁場電源１０４からｘ，ｙ，ｚコイル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚに供給される
パルス電流を制御することにより、物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成し
て、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、およ
び読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定・変更
することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場
は、静磁場Ｈｏに重畳される。

送受信部４は、磁石１０１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル１
０７と、このＲＦコイル１０７に接続された送信器１０８Ｔ及び受信器１０８Ｒとを備え
る。この送信器１０８Ｔ及び受信器１０８Ｒは、シーケンサ１０５の制御のもとで動作す
る。送信器１０８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を起こさせるためのラーモア周波数のＲＦ
電流パルスをＲＦコイル１０７に供給する。受信器１０８Ｒは、ＲＦコイル１０７が受信
したエコー信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、
低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してエコー信
号に応じたデジタル量のエコーデータ（原データ）を生成する。

制御・演算部５は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも言う）１０５、ホスト計
算機１０６、演算ユニット１１０、記憶ユニット１１１、表示器１１２及び入力器１１３
を備える。この内、ホスト計算機１０６はシーケンサ１０５及び信号プロセッサ２３０に
パルスシーケンスを送信するとともに、装置全体を統括的に制御する。また入力器１１３
からの入力を受け付け、装置各部に必要な情報を伝達したり、記憶ユニット１１１や表示
器１１２へ情報を出力したりする。

シーケンサ１０５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機１０６から送ら
れてきたパルスシーケンスを記憶し、このパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源１
０４、送信器１０８Ｔ、受信器１０８Ｒの動作を制御するとともに、受信器１０８Ｒが出
力したエコーデータを一旦入力し、これを演算ユニット１１０に転送するように構成され
ている。ここで、パルスシーケンスは、一連のシーケンスにしたがって傾斜磁場電源、送
信器１０８Ｔ、受信器１０８Ｒを動作させるための情報である。その情報にはｘ，ｙ，ｚ
コイル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚ、ＲＦコイル１０７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が含まれる。

また、演算ユニット１１０は、受信器１０８Ｒが出力したエコーデータをシーケンサ１
０５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも言
う）にエコーデータを配置し、このエコーデータを各組毎に２次元又は３次元のフーリエ
変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニット１１０は、必要に応じ
て、画像に関するデータの合成処理、差分演算処理などを行うことができる。

記憶ユニット１１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処
理が施された画像データを保管することができる。表示器１１２は演算ユニット１１０の
出力を受けて画像を表示する。また入力器１１３は、術者が希望する撮影条件、パルスシ
ーケンス、画像合成や差分演算に関する情報をホスト計算機１０６に入力するためのもの
である。

さらに、心電計測部６は、被検体Ｐ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１１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を施して信号プロセッサ
２３０に出力するＥＣＧユニット２００と、このデジタル信号のノイズ除去を行いゲーテ
ィングパルスを検出し、ホスト計算機１０６およびシーケンサ１０５に出力する信号プロ
セッサ２３０を備える。この心電計測部６により出力される信号は、イメージングスキャ
ンを実行するときにシーケンサ１０５で使用される。これにより、心電同期法による同期
タイミングを適切に設定でき、この同期タイミングに基づく心電同期法のイメージングス
キャンを行ってデータ収集できるようになっている。

次に、このＥＣＧユニット２００及び信号プロセッサ２３０の構成について図２を用い
て以下に示す。ＥＣＧユニット２００は、ＥＣＧセンサ１１７によって検出されたＥＣＧ
信号を取り込んで増幅させるＥＣＧアンプ２１０と、ＥＣＧアンプによって増幅された電
気信号を取り込んでデジタル化処理を行うＡ／Ｄ変換機２２０とから構成される。

信号プロセッサ２３０はサンプルノイズデータ作成部２３１、傾斜磁場ノイズ作成部２
３２、傾斜磁場ノイズ除去部２３３、ゲーティングパルス作成部２３４とから構成される
。サンプルノイズデータ作成部２３１は、ＥＣＧ波形に重畳される傾斜磁場ノイズ波形成
分と、シーケンサ１０５から出力されるノイズ測定用のパルスシーケンスとの関係を、サ
ンプルノイズデータとしてメモリに記憶する。サンプルノイズデータの具体的な内容、お
よび取得方法については後述する。

傾斜磁場ノイズ作成部２３２は、サンプルノイズデータ作成部２３１で記憶されたサン
プルノイズデータと、シーケンサ１０５から得られる撮影用のパルスシーケンスを取得し
、そのパルスシーケンスを実行した時に現れると期待される傾斜磁場ノイズ成分を作成す
る。

傾斜磁場ノイズ除去部２３３は傾斜磁場ノイズ作成部２３２で作成された傾斜磁場ノイ
ズ成分を、傾斜磁場ノイズ成分が重畳したＥＣＧ信号から減算することによってノイズ成
分の少ないＥＣＧ信号を得る。ここで傾斜磁場ノイズ除去部は、上述したノイズ除去手段
の他に、従来のノイズ除去フィルターを備えていてもよい。これらのフィルターはそれぞ
れ選択、又は併用が可能であってもよい。得られたＥＣＧ信号は、図２のゲーティングパ
ルス作成部２３４に送信される。

ゲーティングパルス作成部２３４は、ノイズが除去されたＥＣＧ信号の波形を分析して
ゲーティングパルスを作成する。このゲーティングパルスはシーケンサ１０５及びホスト
計算機１０６に送信され、心電同期撮影に用いられる。

次に、傾斜磁場のスイッチングによって生じ、ＥＣＧ信号に重畳されるノイズ成分につ
いて詳しく説明する。傾斜磁場のスイッチングが行われると、磁場が大きく変化するため
、ＥＣＧ信号の測定系との間で電磁誘導が起こり、ＥＣＧ信号にノイズが重畳される。発
生するノイズと、傾斜磁場コイル１０３への印加電流Ｉとの間の関係は図３のようなモデ
ルとして示すことができる。

図３は相互インダクタンスＭを持つ磁束経路３０１によって接続される二つのインダク
タ３０２及び３０３で構成されるモデルを示す図である。第１のインダクタ３０２は電流
Ｉが流れているとする。また、第２のインダクタ３０３に流れる電流をｉとする。

ここで、第２のインダクタ３０３の両端間に生じる起電力Ｖは次式のように表される。
以下の式においてＶは第２のインダクタ３０３の両端間に生じる起電力である。また、Ｍ
は二つのインダクタにおける相互インダクタンスであり、Ｌは第２のインダクタのインダ
クタンスである。

である。また、電流ｉが電流Ｉに比べて十分小さい時、以下のように近似できる。

これを本実施例の構成に適応させると、第１のインダクタ３０２が傾斜磁場コイル１０
３であり、第２のインダクタ３０３は、被検体Ｐに接触する電極と、この電極からＥＣＧ
ユニット２００へと接続するケーブルからなるＥＣＧセンサ１１７と、被検体Ｐからなる
回路であると仮想することができる。また、パルスシーケンスによって電流Ｉが決定され
、電圧Ｖが傾斜磁場ノイズ成分を表すと仮想できる。

次に、前述したサンプルノイズデータの内容について詳しく説明する。上述した式によ
れば、傾斜磁場ノイズとしてＥＣＧ信号に現れるノイズは、傾斜磁場コイルユニット１０
３に印加する電流量を時系列で表した関数Ｉの導関数で表される。しかし、実際には、図
３に示されるような簡単のモデルでは、ＥＣＧ信号に重畳されるノイズを正確に表すこと
は難しい。

そこで、複数のノイズ測定用のパルスシーケンスにより測定される複数のノイズのデー
タをサンプリングし、それぞれのノイズ測定用パルスシーケンスと対応するノイズとの関
係を求める。具体的にはノイズ測定用のパルスシーケンスのスルーレート及び立ち上がり
／下がり時間を変えて、そこから得られるノイズを測定する。上述した電磁誘導の関係か
ら、スルーレートはノイズの振幅に比例し、立ち上がり／下がり時間はノイズの時間方向
の幅に比例する。したがって、スルーレート及び立ち上がり／下がり時間を変えた複数の
パルスシーケンスを用いてノイズ測定を行うことによって、それぞれの比例関係に対する
比例係数を求めることができる。

サンプルノイズデータ作成部２３１は、傾斜磁場コイルユニット１０３を構成するコイ
ル１０３ｘ、１０３ｙ、１０３ｚのそれぞれにおいてこれらの計算を行うことにより、サ
ンプルノイズデータを作成する。サンプルノイズデータはこの比例係数、サンプリングさ
れたノイズデータ及びこのノイズのサンプリングの際のパルスシーケンスから構成される
。このように構成されたサンプルノイズデータを参照することにより、傾斜磁場ノイズ作
成部２３２は、任意のパルスシーケンスによってＥＣＧ信号に重畳するノイズを計算によ
って求めることができる。

また、上述したような比例関係が成り立たない場合は、複数のパルスシーケンスにおけ
るスルーレート及び立ち上がり／下がり時間とそれに伴うノイズの振幅及び時間方向の幅
との関係を、適当なフィッティングを用いることにより、関数として表してもよい。この
場合、この関数もサンプルノイズデータを構成することとなる。

次に、このサンプルノイズデータを作成するためのノイズのサンプリング方法について
説明する、サンプルノイズデータ作成のための傾斜磁場ノイズ波形成分は、サンプルノイ
ズデータ作成部２３１により傾斜磁場ノイズ波形成分と心電信号成分が重畳されたＥＣＧ
信号から求められる。前述したように、パルスシーケンスによってはＥＣＧ波形成分と傾
斜磁場ノイズ波形成分の周波数が近くなるため、双方の信号の分別は難しいので、心電同
期を用いてノイズのサンプリングを行う。

図４を用いて具体的に説明すると、シーケンサ１０５は心電波形成分４１０が比較的少
ないタイミングにおいて、ノイズ測定用のパルスシーケンス４２０を適切に動作させる。
このようにしてＥＣＧ信号を測定することにより、サンプルノイズデータ作成部２３１は
傾斜磁場ノイズ４３１が重畳されたＥＣＧ信号４３０を得る。

サンプルノイズデータ作成部２３１は、このＥＣＧ信号を基に、ノイズ測定用のパルス
シーケンス４２０を参照することで傾斜磁場ノイズ波形成分４３１を取得することができ
る。このような測定を傾斜磁場コイルユニットを構成するコイル１０３ｘ、１０３ｙ、１
０３ｚのそれぞれに対して求める。これにより、どんな撮影用のパルスシーケンスに対す
る傾斜磁場ノイズでも再現することが可能となる。

ここで、このようなサンプリングは本撮影の前にプレ撮影を行う場合には、プレ撮影時
に行うものとする。プレ撮影は従来、撮影を予定している被検体Ｐの部位の位置合わせを
行うためなどに行われるものであり、例えば特開平８−２８９８８８号公報に示されてい
る。

以上、本実施例における構成とその機能について説明したが、次にこれらの機能が行う
動作をステップ毎に整理して説明する。まず、サンプルノイズデータ作成部２３１が、サ
ンプルノイズデータを取得するための動作を図５を用いて説明する。

まず、ステップＳ１１で、プレ撮影において撮影部位の位置合わせを行い撮影位置を決
定する。撮影位置が決定すると、ステップＳ１２として、傾斜磁場コイルユニット１０３
のスイッチングを行わない状態でＥＣＧセンサ１１７が取得したＥＣＧ信号をもとに、ゲ
ーティングパルス作成部２３４がゲーティングパルスを作成する。ここで、ゲーティング
パルスとは大きな心電波形成分を避けたタイミングでパルスシーケンスを実行させるため
のパルスデータである。

ステップＳ１３において、作成されたゲーティングパルスはシーケンサ１０５に送信さ
れる。シーケンサ１０５は取得したゲーティングパルスに基づき、ノイズ測定用のパルス
シーケンスを傾斜磁場電源１０４に送信し、傾斜磁場コイルを動作させる。したがって、
大きな心電波形成分と傾斜磁場ノイズ成分が重畳しないタイミングで傾斜磁場コイルユニ
ット１０３からの磁場が変化する。また、ノイズ測定用のパルスシーケンスはサンプルノ
イズデータ作成部にも送信される。

ステップＳ１４として、発生した傾斜磁場に起因するノイズが重畳されたＥＣＧ信号を
、サンプルノイズデータ作成部２３１が取得する。そしてステップＳ１５として、サンプ
ルノイズデータ作成部２３１は、取得したＥＣＧ信号と、シーケンサ１０５から取得した
ノイズ測定用のパルスシーケンスに基づきサンプルノイズデータを作成し、内蔵されるメ
モリに記憶する。

次にステップＳ１６において、さらにノイズ測定用のパルスシーケンスのスルーレート
及び立ち上がり／下がり時間を変えてサンプリングを行うかどうかの判断を行う。サンプ
リングを何回行うかについては、適切な回数が予め設定されていてもよいし、取得したデ
ータに応じて適切な回数を自動的に算出されることによって決定されてもよい。さらにサ
ンプリングを行う必要がある場合には、ステップＳ１１にもどり、スルーレート及び立ち
上がり／下がり時間の異なるパルスシーケンスでのサンプリングが行われる。十分なサン
プルが取得されている場合にはサンプルノイズデータの取得は完了となる。

次に、取得したサンプルノイズデータを用いて撮影を行うための動作を説明する。ここ
では、１心拍周期内でのシーケンスの実行による撮影を複数回行う場合（第１の動作例）
と、複数心拍中に連続してパルスシーケンスを実行し、シーケンス終了の後にＥＣＧ信号
を用いた処理を行う場合（第２の動作例）の２通りについて説明する。

まず、第１の動作例として、１心拍周期内でのシーケンスの実行による撮影を複数回行
う場合を、図６を用いて説明する。まず、心電同期撮影が開始されると、ステップＳ２１
として、ゲーティングパルス作成部２３４が傾斜磁場ノイズ除去部２３３から送信される
ＥＣＧ信号を監視し、Ｒ波成分を検出すると、シーケンサ１０５へゲーティングパルスを
送信する。

次に、ステップＳ２２において、傾斜磁場ノイズ作成部２３２は、あらかじめ設定され
た、行われる予定の撮影用のパルスシーケンスを、シーケンサ１０５から取得する。

次に、ステップＳ２３として、傾斜磁場ノイズ作成部２３２はサンプルノイズデータ作
成部２３１によって記憶されているサンプルノイズデータのうち、ステップＳ２２におい
て読み出されたパルスシーケンスを実行した時の傾斜磁場ノイズの再現に必要な情報を読
み出す。

次に、ステップＳ２４において、傾斜磁場ノイズ作成部２３２は、ステップＳ２１で送
信されたサンプルノイズデータと、行われる予定である撮影用のパルスシーケンスから、
ＥＣＧ信号に重畳すると予測される傾斜磁場ノイズを導出する。導出した傾斜磁場ノイズ
は傾斜磁場ノイズ除去部２３３へと送信され、記憶される。

次に、ステップＳ２５として、シーケンサ１０５はステップＳ２１でのＲ波検出から所
定時間経過の後に、ステップＳ２２において読み出されたパルスシーケンスを実行する。
（ステップＳ２５−１）
パルスシーケンスが実行されている間、傾斜磁場ノイズ除去部２３３は、Ａ／Ｄ変換部
２２０から送信される傾斜磁場ノイズが重畳しているＥＣＧ信号から、ステップＳ２４に
おいて記憶されている傾斜磁場ノイズを減算してゲーティングパルス作成部２３４に送信
する。このようにして、ゲーティングパルス作成部にはノイズ成分の少ないＥＣＧ信号が
送信される。ゲーティイングパルス作成部２３４は、このノイズ成分の少ないＥＣＧ信号
を監視する。（ステップＳ２５−２）
ステップＳ２６として、ゲーティイングパルス作成部２３４がＲ波を検出した場合は、
ゲーティングパルスをシーケンサ１０５へ送信し、ステップＳ２７へ進む。また、シーケ
ンス終了まで検出されなかった場合はステップＳ２８へ進む。

ステップＳ２７では、シーケンサ１０５は、予定されたシーケンスが１心拍内に収まら
なかったことを認知し、所定の対応を行う。ここでは、ＥＣＧ信号のＲ波に重ならない時
相での撮影を目的としているものとする。したがって、ここで検出されたＲ波は不整脈等
の原因によるとして撮りなおしを行う。この場合、もう一度同じパルスシーケンスを実行
するため再びステップＳ２１に戻り、シーケンサ１０５は次回の実行予定のパルスシーケ
ンスを前回と同じシーケンスに設定する。

ステップＳ２８では、予定通りにシーケンスが１心拍内に収まって終了しているので、
受信機１０８Ｒによって受信されるデータは、制御・演算部５によって記憶され、所定の
処理を施されることとなる。

ステップＳ２９において、さらに予定された撮影計画から、さらに撮影を行うかどうか
を判断する。撮影を行う場合はステップＳ２１に戻り、行わない場合には終わりとなる。

また、ステップＳ２６、ステップＳ２７において、パルスシーケンス実行中にＲ波が検
出された場合の動作を説明しているが、これに限られない。本実施例によれば、ノイズが
除去されたＥＣＧ波形が常に監視可能であるので、撮影したい心時相の時点や長さに応じ
て、種々の心電同期撮影に応じた対応が可能である。また、Ｒ波の検出が不整脈によるも
のでなく、心拍数とシーケンス設定との不整合である場合には、撮影を一時停止してオペ
レーターにその旨を通知するなどしてもよい。

また、ステップＳ２１乃至ステップＳ２４においては、ゲーティングパルス作成部２３
４がＲ波成分を検出した後、傾斜磁場ノイズ作成部２３２が１心拍分のパルスシーケンス
に対応する傾斜磁場ノイズを導出する事としたがこれに限られない。あらかじめパルスシ
ーケンスが決められていて、撮影を進める過程で変動しないような場合には、まず傾斜磁
場ノイズ作成部２３２が、その撮影で行われる予定であるパルスシーケンスの全てに対し
て傾斜磁場ノイズを導出し、その後に、パルスの検出と、ステップＳ２５−１、Ｓ２５−
２〜ステップＳ２９でのループを繰り返して撮影を実行するものとしてもよい。

次に第２の動作例として、複数心拍中に連続してパルスシーケンスを実行し、シーケン
ス終了の後にＥＣＧ信号を用いた処理を行う場合を図７を参照して説明する。

まず、ステップＳ３１において、傾斜磁場ノイズ作成部２３２は、行われる予定の複数
心拍分にわたる撮影用のパルスシーケンスを、シーケンサ１０５から取得する。

次に、ステップＳ３２として、傾斜磁場ノイズ作成部２３２はサンプルノイズデータ作
成部２３１によって記憶されているサンプルノイズデータのうち、ステップＳ３１におい
て読み出されたパルスシーケンスを実行した時の傾斜磁場ノイズの再現に必要な情報を読
み出す。

次に、ステップＳ３３において、傾斜磁場ノイズ作成部２３２は、ステップＳ３２で送
信されたサンプルノイズデータと、行われる予定である撮影用のパルスシーケンスから、
ＥＣＧ信号に重畳すると予測される傾斜磁場ノイズを導出する。導出した傾斜磁場ノイズ
は傾斜磁場ノイズ除去部２３３へと送信され、記憶される。

次に、ステップＳ３４として、シーケンサ１０５はステップＳ３１において読み出され
たパルスシーケンスを実行する。この実行によって受信機１０８Ｒが得たデータは図１の
制御・演算部５の内蔵されるメモリに順次記憶される。（ステップＳ３４−１）
パルスシーケンスが実行されている間、傾斜磁場ノイズ除去部２３３は、Ａ／Ｄ変換部
２２０から送信される傾斜磁場ノイズが重畳しているＥＣＧ信号から、ステップＳ３３に
おいて記憶されている傾斜磁場ノイズを減算してゲーティングパルス作成部２３４に送信
する。このようにして、ゲーティングパルス作成部にはノイズ成分の少ないＥＣＧ信号が
送信される。図１の制御・演算部５は、このノイズ成分の少ないＥＣＧ信号をもとにＲ波
を検出するための情報を取得する。この情報はノイズが除去されたＥＣＧ信号そのもので
もよいし、ＥＣＧ信号のＲ波に基づいて作成されたパルス信号でもよい。この情報はステ
ップＳ３４−２で得たデータと時系列的に対応づけて制御・演算部５に内蔵されるメモリ
に順次記憶される。（ステップＳ３４−２）
ステップＳ３５では、受信機１０８Ｒによって受信されるデータ及び信号プロセッサ２
３０によって得られたデータが、制御・演算部５によって所定の処理を施されることとな
り、終わりとなる。

以上、説明した実施例によれば、電磁場に起因するノイズが生体電位信号に混入しても
十分にノイズを除去することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することができる
。本実施例では、傾斜磁場のスイッチングに起因してＥＣＧ信号に重畳するノイズを、基
準ノイズ信号と傾斜磁場コイルへのパルスシーケンス情報とをもとに再現することができ
る。したがって再現したノイズを取得したＥＣＧ波形から減算することにより、心電成分
に近い信号を抽出することができる。つまり、取得したＥＣＧ波形の心電成分がどのよう
な波形であってもノイズ成分のみを十分に除去することができ、また、任意のパルスシー
ケンスに対してノイズ成分のみを十分に除去することができる。

また、本実施例において、サンプルノイズデータを作成するためのノイズのサンプリン
グは、心電同期を用いて行っている。したがって、心電成分の変動の少ない時点でのノイ
ズのサンプリングが可能である。サンプリングしたノイズ成分は傾斜磁場に起因するノイ
ズに近い信号である。また、ＥＣＧセンサと被検体からなる回路においてノイズのサンプ
リングを行っているため、ＥＣＧセンサの電極の位置の違いや、被検体毎の個体差に対応
することができる。したがって傾斜磁場ノイズの再現の信頼性が高い。これにより心電成
分に近い信号を抽出することができる。

さらに、特許文献１に示されるような適応フィルタを用いる場合では、フィルタ係数を
一定に定められず、フィルタ係数の調整のために一定の時間を必要とした。しかし、本実
施例において、そのような時間は必要としないため、どのようなシーケンスにも素早く対
応することができる。したがって、迅速かつ確実な診断ができ、被検体及び術者の負担を
軽減することができる。

本発明の実施形態による磁気共鳴イメージング装置の概略構成図。図１におけるＥＣＧユニットの概略構成図。傾斜磁場コイルへの印加電流により発生するノイズを説明する図。心電同期を用いた傾斜磁場波形成分のサンプリングを説明する図。サンプルノイズデータ作成部の動作を示すフローチャート。取得したサンプルノイズデータを用いて心電同期撮影を行うための第１の動作例を示すフローチャート。取得したサンプルノイズデータを用いて心電同期撮影を行うための第２の動作例を示すフローチャート。

符号の説明

１寝台部
２静磁場発生部
３傾斜磁場発生部
４送受信部
５制御・演算部
６心電計測部
７天板
１０１磁石
１０２静磁場電源
１０３傾斜磁場コイルユニット
１０４傾斜磁場電源
１０５シーケンサ
１０６ホスト計算機
１０７ＲＦコイル
１０８Ｔ送信機
１０８Ｒ受信機
１１０演算ユニット
１１１記憶ユニット
１１２表示器
１１３入力器
１１４シムコイル
１１５シムコイル電源
１１７ＥＣＧセンサ
２００ＥＣＧユニット
２１０ＥＣＧアンプ
２２０Ａ／Ｄ変換機
２３０信号プロセッサ
２３１サンプルノイズデータ作成部
２３２傾斜磁場ノイズ作成部
２３３傾斜磁場ノイズ除去部
２３４ゲーティングパルス作成部
４１０心電波形成分
４２０パルスシーケンス
４３０ＥＣＧ波形
４３１傾斜磁場ノイズ波形成分

Claims

被検体の生体電位を検出して生体電位信号を出力する生体電位検出手段と共に用いられ、静磁場中におかれた前記被検体に対して、所望のパルスシーケンスの実行に基づいて高周波パルス及び傾斜磁場パルスを前記被検体に加え、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出して、前記被検体の磁気共鳴画像を収集する磁気共鳴イメージング装置において、
ノイズ測定用のパルスシーケンスの実行により前記被検体から測定された生体電位信号に基づき、前記ノイズ測定用のパルスシーケンスと生体電位信号に重畳するノイズ成分との関係をノイズデータとして記憶するノイズデータ作成記憶手段と、
撮影用のパルスシーケンスの実行により前記被検体から測定される生体電位信号に重畳するノイズ成分を、前記ノイズデータと前記撮影用のパルスシーケンスから推定する推定手段と、
前記推定されたノイズ成分を前記撮影用のパルスシーケンスの実行により測定された前記生体電位信号から除去するノイズ除去手段と、
を含み、
前記ノイズデータは、
生体電位信号に重畳するノイズ成分を表す情報と、前記傾斜磁場パルスのスルーレート及び立ち上がり／下がり時間の関係の情報を含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記ノイズデータ作成記憶手段は、
前記生体電位の変化が少ない期間での前記ノイズ測定用のパルスシーケンスの実行により前記被検体から測定された生体電位信号に基づき、前記ノイズデータを作成する手段を含むことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記ノイズデータ作成記憶手段は、
前記被検体の位置決めを行うための撮影時に前記ノイズデータを作成する手段を含むことを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。