JP2006014753A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 灌流撮影において、得られた時系列画像のそれぞれに対して、位置ずれ補正のための計算処理をすることなく、被検体の体動に追従してリアルタイムに画像の位置ずれ補正を行う。また、位置ずれ補正を行うに際して、撮像時間をなるべく延長させないようにする。
【解決手段】 パルスシーケンスは、被検体の体動を検出するためのナビゲーションエコー信号を計測するブロックを有し、前記ナビゲーションエコー信号は、前記部位を励起するために印加された前記ＲＦパルスによって発生されるものとし、ナビゲーションエコー信号から、前記被検体の体動量を導出し、前記導出された体動量に対応して、前記時系列画像のそれぞれが前記表示手段において同じ位置に表示されるように、前記ＲＦパルスの印加と前記エコー信号の受信を制御する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を撮影する磁気共鳴イメージング装置に関し、特に同一断面を撮影した複数の時系列画像における位置ずれを補正する技術に関する。

MRI装置は静磁場中に置かれた被検体に高周波磁場パルス（以下、「RFパルス」と略記する）を印加することにより被検体に生じるNMR信号(エコー信号)を検出し、これを信号処理し画像化する装置である。
このMRI装置において、特に血管障害診断を目的とした場合、毛細血管もしくは細部組織に流入する血流動態を造影剤の信号変化として捉え、血流の減少した虚血領域を描出する灌流(パーフュージョン)画像を得ることができる（特許文献1）。

通常、灌流撮影は、病変部を含む一定の撮影断面を一定の時間間隔で経時的に繰り返し計測を行う。計測により得られた一連の画像データは、画素毎に解析処理を行い、解析処理の結果を灌流解析マップとして出力する（非特許文献1）。しかし、繰り返し計測する時間の間に被検体が1画素以上動いた場合、異なった画素の信号値が混入するため、灌流解析が困難となる。

そこで、画像の位置ずれ補正を行うには、時系列画像の中から基準画像を選択し、その基準画像に他の画像を合わせる様に位置ずれ補正を行う。この際の位置ずれ補正方法の一つとして、画像上で位置ずれ補正を行う方法が（非特許文献2）に記載されている。これは、位置ずれ補正しようとする画像を1ピクセルずつ2次元的に移動させながら、基準画像との差が最小になる移動量を検出する。その最小誤差の移動量だけ画像を移動させることによって、その画像を基準画像に合わせる位置ずれ補正を行うものである。

一方で、撮影中の体動を検知する手法として、ナビゲーションエコー計測法がある。このナビゲーションエコーをRFパルス印加後に読み出し方向と位相エンコード方向にそれぞれ発生させ、両方向の体動を検知する方法が開示されている（非特許文献3）。このように計測されたナビゲーションエコーの位相シフト量により体動を検知することができる。
特開平10−75938号公報 Brace R. Rosen et al:, "Perfusion Imaging with NMR Contrast Agents. Mang Reson", Med 1990; 14: 249-265" Roger P.Woods, "Rapid Automated Algorithm for Aligning and Reslicing PET Images" Seong-Gi Kim et al., "Fast Interleaved Echo-Planar Imaging with Navigator", Magnetic Resonance in Medicine 35、895-902、June(1996)

しかし、(非特許文献2)に記載された様な位置ずれ補正を時系列画像のそれぞれに対して行うと、膨大な計算量を要し、灌流解析に多くの時間が必要になってしまう。上記（非特許文献2）には、計算時間を短縮することは、考慮されていない。
また、従来のナビゲーションエコー計測法では、特定の一方向の平行移動を検知するものであり、多方向の平行移動を検知するためには、各方向の平行移動を検知するためのナビゲーションエコーをそれぞれ独立に計測する必要がある。そのため、撮像時間が延長してしまう。上記（非特許文献3）には、撮影時間を短縮することは考慮されていない。
また、回転移動を検知するナビゲーションエコーに関しては従来技術が見あたらない。

そこで、本発明の目的は、灌流撮影において、得られた時系列画像のそれぞれに対して、位置ずれ補正のための計算処理をすることなく、被検体の体動に追従してリアルタイムに画像の位置ずれ補正を行うことである。また、位置ずれ補正を行うに際して、撮像時間をなるべく延長させないようにすることである。

上記目的を達成するために、本発明は以下のように構成される。即ち、
静磁場中に配置された被検体における所望の部位に対して、所定のパルスシーケンスに基づいて高周波磁場パルスと傾斜磁場を印加して、前記部位からのエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記エコー信号から前記部位の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段を備え、前記計測制御手段と前記信号処理手段は、前記部位を所定の時間間隔で繰り返し撮影して時系列画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシーケンスは、前記被検体の体動量を検出するための体動モニター用エコー信号を計測するブロックを有し、前記体動モニター用エコー信号は、前記部位を励起するために印加された前記高周波磁場パルスによって発生されるものであり、前記信号処理手段は、前記体動モニター用エコー信号から前記体動量を導出し、該体動量に対応して、前記時系列画像のそれぞれが前記表示手段において同じ位置に表示されるように、該画像の位置ずれを補正する。

これにより、ダイナミック撮影後の灌流解析において、画像毎の位置ずれ補正処理を大幅に短縮することができ、結果として、灌流解析の処理時間を短縮することができるようになる。

本発明の好ましい一実施態様は、静磁場中に配置された被検体における所望の部位に対して、所定のパルスシーケンスに基づいて高周波磁場パルスと傾斜磁場を印加して、前記部位からのエコー信号の受信を制御する計測制御手段と、前記エコー信号から前記部位の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段を備え、前記計測制御手段と前記信号処理手段は、前記部位を所定の時間間隔で繰り返し撮影して時系列画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、前記部位の位置を検出する撮影位置検出手段を備え、前記計測制御手段は、前記撮影位置検出手段によって検出された前記部位の位置に対応して、常に該部位を撮影するように前記高周波磁場パルスと前記傾斜磁場の印加を制御すると共に、前記時系列画像のそれぞれが前記表示手段において同じ位置に表示されるように、前記高周波磁場パルスの印加と前記エコー信号の受信を制御する。

これにより、被検者の撮影断面が平行移動もしくは回転移動した場合でも、その動きに撮影断面を追従させることができ、常に撮影断面の位置と画素の位置の関係を一定に保つことができるため、灌流撮影及び灌流解析の失敗を防ぐことができるようになる。

以上説明したように本発明は、体動によってわずかな位置ずれ(1画素程度)を生じると、解析結果出力の障害となる灌流撮影において、撮影中の体動を検出し、撮影断面を体動に追従させることによって、常に最初に設定した部位に含まれる画素データを用いて解析することが可能になる。これにより、体動による灌流撮影と灌流解析の失敗をなくし、急性期脳梗塞患者に無駄な負荷をかけることなく、治療予後の向上につなげることができるようになる。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

最初に、本発明のMRI装置の全体概要を図1に示すブロック図に基づいて説明する。このMRI装置は、核磁気共鳴（NMR）現象を利用して被検体の断層像を得るもので、図1に示すように、静磁場発生磁石2と、磁場勾配発生系3と、送信系5と、受信系6と、信号処理系７と、シーケンサー4と、中央処理装置（CPU）8とを備えて成る。

上記静磁場発生磁石2は、被検体1の周りにその体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体1の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式または常電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置されている。

磁場勾配発生系3は、X，Y，Zの三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル9と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源10とから成り、後述のシ−ケンサ7からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの三軸方向の傾斜磁場Gx，Gy，Gzを被検体1に印加するようになっている。この傾斜磁場の加え方により被検体1に対するスライス（撮影断面）を設定することができる。

シーケンサー4は、上記被検体1の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるRFパルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し印加するもので、CPU8の制御で動作し、被検体1の断層像のデータ収集に必要な種々の命令を、送信系5及び磁場勾配発生系3並びに受信系46に送るようになっている。

送信系5は、上記シーケンサー4から送り出されるRFパルスにより被検体1の生体組織を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせるために高周波磁場を照射するもので、高周波発振器11と変調器12と高周波増幅器13と送信側の高周波コイル14aとから成り、上記高周波発振器11から出力されたRFパルスをシーケンサー7の命令にしたがって変調器12で振幅変調し、この振幅変調されたRFパルスを高周波増幅器13で増幅した後に被検体1に近接して配置された高周波コイル14aに供給することにより、電磁波が上記被検体1に照射されるようになっている。

受信系6は、被検体1の生体組織を構成する原子核スピンの核磁気共鳴により放出されるエコー信号（NMR信号）を検出するもので、受信側の高周波コイル14bと信号増幅器15と直交位相検波器16と、A／D変換器17とから成る。送信側の高周波コイル14aから照射されたRFパルスによって誘起される被検体1の応答のエコー信号が被検体1に近接して配置された高周波コイル14bで検出され、信号増幅器15で増幅された後、シーケンサー4からの指令によるタイミングで直交位相検波器16により直交する二系統の信号に分割され、それぞれがA／D変換器17でディジタル量に変換されてエコーデータとしてデータ処理系7に送られる。

信号処理系7は、CPU8と、磁気ディスク18及び磁気テープ19等の記録装置と、CRT等のディスプレイ20とから成り、上記CPU8でフーリエ変換、補正係数計算像再構成等の処理を行い、任意断面の信号強度分布あるいは複数の信号に適当な演算を行って得られた分布を画像化してディスプレイ20に断層像として表示するようになっている。
なお、図1において、送信側及び受信側の高周波コイル14a，14bと傾斜磁場コイル9は、被検体1の周りの空間に配置された静磁場発生磁石2の磁場空間内に設置されている。

本発明のMRI装置では、シーケンサー4は、読み出し傾斜磁場パルスを高速反転することにより、複数のエコー信号の計測を一度に行うエコープラナーシーケンス(以下、「EPI」と略記する)を備えている。このEPIをショット数に関して型分類すれば、画像再構成に必要なk空間データを一回のショットで全て計測するシングルショット型のSS−EPIと、複数のショットに分割して計測するマルチショット型のMS−EPIがある。また、エコー信号タイプで型分類すれば、グラディエントエコー型のEPIであるGE−EPIとスピンエコー型のEPIであるSE−EPIがある。これらEPIの詳細は、例えば（特許文献2） に記載されている。本発明のMRI装置では、シーケンサー4は、上記各種EPIのみならず、高速スピンエコーなどの他のシーケンスも備えている。
特開平8−154915号公報

（第１の実施形態）
次に、本発明の第1の実施形態を説明する。本実施形態は、ナビゲーションエコーを計測する際に、そのためのRFパルスを印加することなく、撮影用シーケンスによって励起された撮影断面からのエコー信号を直接利用することによって、被検体の体動が原因となって発生するこの撮影断面の回転移動と平行移動の少なくとも一方を検出し、それら検出された回転移動量と平行移動量に基づいて、再構成画像の位置を逆方向に回転移動と平行移動を行う。これによって、同一撮影断面を撮影した時系列画像間の位置ずれを補正する。

本実施形態の第1の実施例を図2に示す。図2は、シングルショットスピンエコーEPI(SS SE−EPI)シーケンスに本発明を適用した例である。なお、本実施形態はSS SE−EPIシーケンスに限定されず、他のシーケンスにも適用可能である。

まず、SS SE−EPIの基本構成を図2に基づいて説明する。
撮影断面を選択するための傾斜磁場パルス202を印加しつつ、検知する磁化を含む被検体の撮影断面を励起するための励起パルス（90°パルス）201を照射して画像化する撮影断面を選択する。
次いで、RFパルスであって横磁化の位相を収束させるための反転パルス203（180°パルス） を印加した後、位相エンコード傾斜磁場パルス204を離散的に印加しながら反転する読み出し傾斜磁場205の各周期内で各位相エンコードのエコー信号206をサンプリングする。1枚の画像再構成に必要なエコーは、繰り返し時間間隔（TR）207で全て取得される。ダイナミック撮影では、このようなシーケンス207を複数回（N回）繰り返し、N枚の時系列画像を得る。

このようなSS SE−EPIでは、図2から判明するように、励起パルス201と反転パルス203の間、及び反転パルス203と位相エンコード傾斜磁場パルス204までに間には、何もしない待ち時間が生じている。この待ち時間を利用して、位置ずれ検出を行うためのナビゲーションエコーの計測を行うのが、以下に説明する本実施例である。

上記SS SE−EPIの基本構成に、ナビゲーションエコー計測ブロックを追加したのが図2に示す本実施例である。図2は、Y方向の被検体の平行移動を検出するためのナビゲーションエコーを計測するブロック208と、被検体の回転移動を検出するためのナビゲーションエコーを計測するブロック220を付加した例を示す。

最初に、ブロック208について説明する。ブロック208は、反転パルス203と位相エンコード傾斜磁場パルス204の間に挿入され、ディフェイズパルス209と読み出し傾斜磁場210、及びリフェイズパルス211から成り、ナビゲーションエコー信号212は、210の印加中にサンプリングされる。このナビゲーションエコー212から被検体のY方向（位相エンコード方向）の平行移動量を検出することができる。一方、X方向（読み出し方向）の平行移動量を検出するためには、ブロック208をGxに付加する。或いは、GxとGyの両方に時間的に重ならないように挿入して、それぞれX方向とY方向の平行移動を同時に検出しても良い。なお、読み出し方向の平行移動量を検出する場合には、ナビゲーションエコー計測ブロックを追加せずに、画像再構成用のゼロ位相エンコードのエコー信号を流用してもよい。

平行移動量を検出ためには、公知の2つの方法のいずれかを使用することができる。一の方法は、ナビゲーションエコー信号の位相から平行移動量を求める方法である。つまり、ダイナミック計測中に得られる複数のナビゲーションエコー信号の内のいずれか一つを基準信号として、その基準信号の位相変化を求める。次に、平行移動量を求めようとするナビゲーションエコー信号に関しても同様に位相変化を求め、前記基準信号の位相変化との差分を求める。この差分の位相変化の一次係数から、基準信号取得時の被検体の位置に対する平行移動量を求めることができる。なお、詳細は例えば（特許文献3）に記載されている。
特願2003―314564号公報

他の方法は、ナビゲーションエコー信号を一次元フーリエ変換してプロジェクションデータに変換して、このプロジェクションデータ同士を比較して位置ずれを求める方法である。つまり、ダイナミック計測中に得られる複数のナビゲーションエコー信号の内のいずれか一つを基準信号として、その基準信号を一次元フーリエ変換してプロジェクションデータに変換する。次に、平行移動量を求めようとするナビゲーションエコー信号に関しても同様に一次元フーリエ変換してプロジェクションデータに変換する。両方のプロジェクションデータを比較することによって基準信号取得時の被検体の位置に対する平行移動量を求めることができる。プロジェクションデータにおいて比較する箇所は、造影剤の流入によっても信号変化がなるべく少ない箇所が望ましく、例えば、脳表面の脂肪部や脳室部となる箇所に相当する部分を比較するのが好適である。

以上のようにして、被検体のX方向又はY方向、つまり撮影断面内の平行移動量が求められれば、その平行移動による位置ずれを検出した際に取得された再構成画像を逆方向に平行移動することによって、撮影断面の平行移動による位置ずれを補正することができる。 なお、図2では、ブロック208が反転パルス203と位相エンコード傾斜磁場パルス204の間に挿入された例を示したが、励起パルス201と反転パルス203の間に挿入しても良い。

次に、ブロック220について説明する。ブロック220は、励起パルス201と反転パルス203の間に挿入され、cos波状の双極性パルス221と、221に対して位相がπ／2進んだ、つまり−sin波状の双極性パルス223、及びディフェイズパルス222からなり、ナビゲーションエコー信号214は双極性パルス221と223の印加中にサンプリングされる。これにより、図7に示す様にk空間の原点oを中心とする円状の計測軌跡（トラジェクトリー）701上の点データが収集される。

つまり、図2に示すような双極性パルス221，223によって、図7に示す計測軌跡701の点Aを始点として反時計回りに一周して再びA点に到達するまでの点データをサンプリングする。双極性パルス221，223の最大振幅は同一である。この円状の計測軌跡701の半径は、双極性パルス221と223の振幅に比例して拡大する。しかし、k空間原点oから離れるに従って信号強度が低下するので回転移動の検出感度が悪くなる。一方、円状の計測軌跡701の半径を小さくすると回転移動の検出精度が低下する。従って、円状の計測軌跡701の半径は、検出感度と検出精度のバランスをとって適宜決める。

このナビゲーションエコー信号214から被検体の回転移動量を検出することができる。その方法は、前述した様にナビゲーションエコー212における平行移動量の検出と同様の方法を適用することができる。つまり、位相差の一次係数を利用する場合は、円周上の平行移動量、つまり回転移動量が求められる。同様に、プロジェクションデータを比較しても円周上の平行移動量、つまり回転移動量が求められる。なお、詳細は例えば(特許文献3)に記載されている。

以上のようにして被検体の回転移動量が求められれば、その回転移動による位置ずれを検出した際に取得された再構成画像を逆方向に回転移動することによって、回転移動による位置ずれの補正を行うことができる。
なお、図2では、ブロック220は励起パルス201と反転パルス203の間に挿入された例を示したが、反転パルス203と位相エンコード傾斜磁場パルス204の間に挿入しても良い。

次に、灌流撮影において、以上の様な被検体の体動を検出して、その体動に基づく再構成画像における位置ずれを補正して画像解析を行う全体処理フローを図3に示すフローチャートに基づいて説明する。

ステップ301：最初に、位置決め用画像を撮影する。例えば、被検体の矢状断の画像を取得する。
ステップ302：ステップ301で取得された位置決め画像を参照して、手動もしくは自動で、灌流撮影を行う撮影断面の位置を設定する。
ステップ303：ダイナミック撮影を行う時間Tを設定する。

ステップ304：ステップ302で設定された撮影断面の位置で灌流撮影を開始する。ダイナミック撮影を行うため、一定時間間隔で経時的に連続して複数の画像データを取得する。例えば、静脈から造影剤を急速注入すると同時に、1〜2secの時間間隔でSS−EPIによるダイナミック撮影を約60〜90sec間行い、ステップ302で設定された撮影断面を連続して撮影する。

ステップ305：ステップ304の撮影中に、上記方法により、取得されたナビゲーションエコーデータから体動による撮影断面の平行移動量又は回転移動量を検出する。体動を検知した場合はステップ306へ、検知しなかった場合は307に進む。

ステップ306：ステップ305で体動を検知した場合、その検知した直後に取得された再構成画像を体動による位置ずれ量に応じて、画像の位置ずれ補正を行う。位置ずれ補正された画像は、記憶手段である磁気ディスク18に一時記憶される。

ステップ307：ダイナミック撮影の終了を判定する。撮影経過時間がステップ303で設定したT以上であれば、ダイナミック撮影を終了してステップ308に進み、T未満であればステップ305に戻る。

ステップ308：位置ずれ補正された各画像を磁気ディスク18からCPU8に取得して、全画像データを用いて、灌流画像解析を行う。解析画像は、CBVやCBF、MTT画像もしくは、ROIの時間-信号強度曲線などである。これらの詳細は例えば（非特許文献1）に記載されている。最後に、解析結果はディスプレイ20に表示される。

図4は、本発明の効果を模式的に示した図である。401は、ピクセル表示した灌流画像解析マップの様子を表している。脳実質の時間-信号変化曲線402は、造影剤の通過により信号が低下し、再び回復する曲線を描く。しかし、造影剤が通過しない脳室403および脳表404は、一定した信号値405が計測されるため、体動を検知するには好都合な領域である。

実空間座標を仮にx，y，zとして、例えば撮影開始時406から10秒後407に、体動がx軸方向に生じた場合、撮影断面409は空間的には撮影開始時406に設定された面と同一であるが、撮影部位が移動するため、それ以前に計測されていた特定画素内の信号と、体動以降に計測される同一画素内の信号は撮影部位が異なることになる。そこで、体動を検知した10秒後407で計測されたエコー信号データを再構成して得られる画像に対して前述の位置ずれ補正を行う（408）。これにより、空間的に撮影断面が平行移動しても、時系列画像の各画像において、常に同じ撮影部位と同じ画素との関係が保たれ、撮影開始時406に設定した画素内の信号強度変化だけを用いて解析することができる。本実施例では、撮影断面の平行移動と回転移動が補正される効果がある。

なお、上記の様に、再構成画像に対する位置ずれ補正を行わずに、体動と同じ移動量だけ撮影位置を移動して撮影することも可能である。この場合には、読み出し方向における撮影位置の平行移動は、例えば、直交位相検波における参照周波数を位置ずれ量に対応して変更することによって行うことができる。一方、位相エンコード方向における撮影位置の移動は、例えば、計測されたエコー信号に対してその位相エンコード量に比例する量だけ、そのエコー信号全体の位相を回転させることによって行うことができる。

次に、第1の実施形態における第2の実施例を説明する。前述の第1の実施例では、回転移動又は平行移動を検知するためのナビゲーションエコーを計測するブロックをそれぞれ独立にシーケンスに挿入したが、第2の実施例では、回転移動と各方向への平行移動を検知するナビゲーションエコーを纏めて計測する。

第2の実施例を図8に示す。図8は、回転移動と各方向への平行移動を纏めて検知するナビゲーションエコー計測ブロック（(a)と(c)）とそのk空間上での計測軌跡（トラジェクトリー）（((b)と(d))）を示し、図2におけるブロック208又は220のいずれか一方に挿入されるブロックである。図2におけるSS SE−EPIシーケンスのその他の部分は同じであるので、ここでの説明は省略する。

最初に図8(a), (b)について説明する。シーケンスの前半部分810において、Y方向に801とX方向に802を印加して、体動による平行移動量を纏めて計測する。これは、図8(b)においてKx軸に対してα°の角度を有する線分Ba−Bbにおけるデータを計測することに相当する。ディフェイズパルス801−1と802−1によって、計測軌跡を原点0から点Baの位置に移動させ、続く801−2と802−2を印加してナビゲーションエコーの前半803−1を計測しつつ線分軌跡Ba−Bbを辿って点Bbに移動する。801−2と802−2の振幅比は、801−2：802−2 ＝sinα：cosαとする。これにより、直接的にはX軸に対してα°（Y軸に対して（90−α）°）の角度を成す方向への平行移動量を検出することができるが、その平行移動量のconα倍がX軸方向への平行移動量であり、sinα倍がY軸方向への平行移動量となるので、各軸方向への平行移動量がナビゲーターエコーの一回の計測で間接的に求めることが可能になる。この角度α°は、好ましくは45°とする。

次に、シーケンスの後半部分820において、Y方向に804とX方向に805を印加して、体動による回転移動を計測する。これは、図8(b)において点BbからBa迄の半円状の計測軌跡上のデータを反時計方向に計測することに相当する。804の形状はcosθであり、805の形状は−sinθであって、それぞれθをα°〜（α＋180）°とした形状である。また、804と805の最大振幅は同じとする。これら804と805を印加してナビゲーションエコーの後半部分803−2を計測しつつ、点Bbから半円の円弧を反時計方向に辿って点Ba迄移動する。これにより、直接的に回転移動量を検出することができる。

図8(c), (d)は、計測軌跡における円弧をk空間の第4象限側にした例である。シーケンスの前半部分830は810と同一なので説明は省略する。後半部分840は、Y方向に806とX方向に807を印加して、体動による回転移動量を検知する。これは、図8(d)において点BbからBa迄の半円状の計測軌跡上のデータを時計方向に計測することに相当する。806の形状は−sinθであり、807の形状はcosθであって、それぞれθをα°〜（α＋180）°とした形状である。また、806と807の最大振幅は同じとする。これら806と807を印加してナビゲーションエコーの後半部分803−3を計測しつつ、点Bbから半円の円弧を時計方向に辿って点Ba迄移動する。これにより、直接的に回転移動量を検出することができる。

上記の様にして、各軸方向への平行移動と回転移動及びそれらの移動量を纏めて検知することができる。尚、上記第2の実施例では、半円状の円弧上のデータを計測することを説明したが、図7の様に円周上のデータを計測してもよい。この場合のナビゲーターエコー計測の後半部分は、θをα°〜（α＋360）°とした形状となる。或いは、線分部分Ba−Bb上を進む方向をBa→Bbでなくて、逆のBb→Baとして円弧上を進む方向も逆にしても良い。この場合は、全体の傾斜磁場波形の極性を反転させればよい。

以上、説明したように、本発明の第1の実施形態によれば、被検体の体動を検知するためのナビゲーションエコーを計測するために新たにRFパルスを印加することなく、撮影用パルスシーケンスにおける待ち時間に、撮影用に励起された断面からのエコー信号を利用して、体動によるその断面の平行移動と回転移動の内の少なくとも1つを検出可能なナビゲーションエコーを計測することができる。そして、そのようなナビゲーションエコー計測直後に取得された画像を逆方向に平行移動又は回転移動させることによって、ダイナミック撮影後の灌流解析において、画像毎の位置ずれ補正処理を大幅に短縮することができ、結果として、灌流解析の処理時間を短縮することができる。

（第２の実施形態）
次に、本発明の第2の実施形態を説明する。本実施形態は、被検体に装着されて撮影断面の位置を示すポインタの位置を検出するポインタ位置検出手段をMRI装置に追加し、このポインタ位置検出手段が検出した被検体の体動量に基づいて、撮影断面の位置を移動させる形態である。

図5に本実施形態の一実施例を示す。図5(a)は撮影断面位置検出装置の一例であり、垂直磁場方式のMRI装置501に撮影断面位置検出装置を追加した例である。この撮影断面位置検出装置は、位置検出デバイス509、アーム511、モニター513、モニター支持部515、基準ツール517、ポインタ526などを含んで構成されている。

位置検出デバイス509は、赤外線を発光する図示しない発光ダイオードを含む2台の赤外線カメラ525と、2台の赤外線カメラ525によって取得された画像を処理し、撮影断面指示デバイスであるポインタ526の位置及び姿勢を測定する図示しない測定部とから構成されている。
また、位置検出デバイス509は、アーム511により移動可能に上部磁石503に連結され、MRI装置501本体に対する配置を適宜変更することができるようになっている。

赤外線カメラ525は、撮影断面を示すポインタ526と基準ツール517を同時に撮影する。撮影された画像は測定部に送信される。この赤外線カメラ525は、例えば、Northern Digital Instrument社のPOLARISを使用する。

モニター513は、ポインタ526によって指定された撮影断面の画像を表示するもので、モニター支持部515により、位置検出デバイス509と同様に上部磁石503に連結されている。

基準ツール517は、赤外線カメラ525の座標系とMRI装置501の座標系とをリンクさせるもので、3つの反射球535を備え、上部磁石503の側面に設けられている。

測定部は、赤外線カメラ525からの画像を解析して、ポインタ526の静磁場空間（静止座標系）内での位置座標を求める。そのためには、基準ツール517の静磁場空間（静止座標系）内での位置座標を事前に入力しておく。この位置座標は、MRI装置501の設計時に判明する値である。画像解析により、ポインタ526と基準ツール517間の相対位置関係は容易に判明するので、基準ツール517の静磁場空間（静止座標系）内での位置座標と、ポインタ526と基準ツール517間の相対位置関係から、ポインタ526の静磁場空間（静止座標系）内での位置座標を求めることができる。具体的には、3つの反射球526a〜526cが共に有る平面を撮影断面とし、3つの反射球526a〜526cから等距離に有る点を撮影断面の中心として、撮影断面の位置情報をCPU8に出力する。尚、位置検出デバイス509から測定部を省略し、CPU8が上記処理を行うようにしてもよい。

CPU8には、位置検出デバイス509によって測定されたポインタ526の静磁場空間（静止座標系）内での位置情報が、位置データとして測定部から送信されてくる。その位置データをシーケンサー7へ出力する。

シーケンサー7は、CPU8から出力される位置データに基づいて、傾斜磁場系3、送信系5、及び受信系6を制御し、前記位置データを撮影シーケンスにおける撮影断面指定へ反映させる。そして、新たな撮影断面でその断層画像を撮影する。

取得された断層画像は、モニター513に表示される。上記のようにポインタ526を被検体1の所望の部位に取り付け、3つの反射球526a〜526cが共に有る平面を撮影断面とし、3つの反射球526a〜526cから等距離に有る点を撮影断面の中心となるように構成することによって、モニター513には、同一の撮影断面の断層画像が、モニター画面内で常に同じ位置に表示されることになる。

次に、撮影断面指示デバイスであるポインタ526について説明する。図5(a)， (b)に示すようにポインタ526は、ポインタ526の位置及び姿勢が特定可能なように、3つの反射球526a〜526cが所定の配置で構成されている。各反射球は赤外線を発光もしくは反射する構造を有している。図5(a)は被検体1の頭部に装着されたポインタ526を側面からみた側面図であり、図5(b)は被検体1の頭頂側から見た図である。尚、反射球の数は、3次元的位置検出のためには、少なくとも3つ有ればよい。また、ポインタ526には取付具527が設けられており、ポインタ526は、この取付具527により被検体1の所望の部位（図5では頭部）に取り付けられる。これにより、被検体が動くとポインタ526も一緒に移動する。

以上の様な撮影断面位置検出装置の構成に基づいて、位置検出デバイス509が常にポインタ526の位置及び姿勢を検出するので、そのポインタ526によって指定される撮影断面の位置ずれを検出することができる。即ち、ダイナミックEPI撮影において、各撮影の直前に、位置検出デバイス509がポインタ526の位置及び姿勢を検出して、撮影断面の位置を把握する。その際、体動を生じているとポインタ526の移動として測定され、シーケンサー7が撮影断面の移動量に追従して、傾斜磁場波形とRFパルスの送信周波数を変更して常に同じ撮影断面を撮影するようにし、且つ、エコー信号受信時の基準周波数を変更して、或いは、画像素再構成の際に同等の処理を行って、撮影された部位の画像がモニターの画面上において同じ位置に来るように再構成する。尚、上記撮影断面位置検出装置の詳細は、例えば（特許文献4）に記載されている。
特開2003−339664号公報

図6に、上記の様な撮影断面位置検出装置を用いた撮影断面の移動検出の具体例を示す。
図4と同様に、実空間座標を仮にx，y，zとして、体動が、例えば撮影開始時603から10秒後604に、y軸の周りに回転移動を生じた場合、空間的には撮影断面が異なってしまう。そこで、上記撮影断面位置検出装置により体動を検知した10秒後604において、被検体の回転移動に対応して撮影断面を回転させ、同じ撮影断面を撮影出来るようにする(605)。これにより、撮影断面が空間的に移動しても、常に同じ撮影部位と同じ画素との関係が保たれ、撮影開始時603に設定した画素内の信号強度変化だけを用いて灌流解析することができる。本実施例では、撮影断面の平行移動と回転移動が補正される効果がある。

以上、説明したように、本発明の第2の実施形態によれば、被検者の撮影断面が平行移動もしくは回転移動した場合でも、その動きに撮影断面を追従させることができ、常に撮影断面の位置と画素の位置の関係を一定に保つことができるため、灌流撮影及び灌流解析の失敗を防ぐことができる。このような、初期設定時の撮影断面外への移動は、後処理では補正することができず、本発明のようにリアルタイムで撮影断面を追跡する機能が威力を発揮する。

本発明が適用されるMRI装置の全体構成を示す図。 本発明の第1の実施形態を説明するシーケンス図。 位置ずれ補正処理を説明する全体処理フロー図。 第1の実施形態の効果を模式的に示す図。 本発明の第2の実施形態を説明する図。 第2の実施形態の効果を模式的に示す図。 回転移動を検知するためのナビゲーションエコーの計測軌跡を説明する図。 平行移動と回転移動を纏めて検知するためのナビゲーションエコーの計測軌跡を説明する図であり、(a)，(c)がナビゲーションエコー計測シーケンスブロックを示す図で、(b)，(d)はそれぞれ(a)，(c)に対応する計測軌跡を示す図。

符号の説明

１…被検体
２…磁場発生装置
３…磁場勾配発生系
４…送信系
５…受信系
６…信号処理系
７…シーケンサー
８…CPU
９…傾斜磁場コイル
１０…傾斜磁場電源
１４ａ…送信側の高周波コイル
１４ｂ…受信側の高周波コイル

Claims (2)

1. 静磁場中に配置された被検体における所望の部位に対して、所定のパルスシーケンスに基づいて高周波磁場パルスと傾斜磁場を印加して、前記部位からのエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記エコー信号から前記部位の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段を備え、
   前記計測制御手段と前記信号処理手段は、前記部位を所定の時間間隔で繰り返し撮影して時系列画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記パルスシーケンスは、前記被検体の体動量を検出するための体動モニター用エコー信号を計測するブロックを有し、
   前記体動モニター用エコー信号は、前記部位を励起するために印加された前記高周波磁場パルスによって発生されるものであり、
   前記信号処理手段は、前記体動モニター用エコー信号から前記体動量を導出し、該体動量に対応して、前記時系列画像のそれぞれが前記表示手段において同じ位置に表示されるように、該画像の位置ずれを補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 静磁場中に配置された被検体における所望の部位に対して、所定のパルスシーケンスに基づいて高周波磁場パルスと傾斜磁場を印加して、前記部位からのエコー信号の受信を制御する計測制御手段と、前記エコー信号から前記部位の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段を備え、
   前記計測制御手段と前記信号処理手段は、前記部位を所定の時間間隔で繰り返し撮影して時系列画像を取得する磁気共鳴イメージング装置において、
   前記部位の位置を検出する撮影位置検出手段を備え、
   前記計測制御手段は、前記撮影位置検出手段によって検出された前記部位の位置に対応して、常に該部位を撮影するように前記高周波磁場パルスと前記傾斜磁場の印加を制御すると共に、前記時系列画像のそれぞれが前記表示手段において同じ位置に表示されるように、前記高周波磁場パルスの印加と前記エコー信号の受信を制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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