JP2007330520A - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Abstract

【課題】心筋パーフュージョン計測において、体動による位置ずれを検出することにより、心壁の抽出を容易かつ短時間に行うことができるＭＲＩ装置を提供する。
【解決手段】心周期ごとに、心外膜の脂肪組織等からNMR信号を取得するナビゲートシーケンス５０と、撮像シーケンス５１とを実行する。ナビゲートシーケンス５０から求めたスライス方向についての位置ずれ量については、撮像シーケンスで励起するスライス位置を変更することにより補正する。位相エンコード方向およびリードアウト方向については、撮像シーケンスで取得したNMR信号から、位置ずれ量に対応する位相差成分を除去する。これにより、体動による位置ずれを補正した画像を再構成できるため、心壁の抽出を容易かつ短時間に行うことができる。
【選択図】図２

Description

本発明は、磁気共鳴撮影（以下、ＭＲＩ）装置を用いた心筋パーフュージョン画像の撮影法に関するものである。更に詳しく言えば、呼吸性体動をモニタ、或いは補正しつつ心筋パーフュージョン画像を取得する撮影法と、取得された画像の解析を効率的に行う方法に関するものである。

ＭＲＩ装置を用いた心筋パーフュージョン計測は、例えば非特許文献１に示す様に、心筋の虚血部位の同定を目的とし、造影剤の流入に起因する心筋での信号の変化を時系列画像データから検出する。

時系列画像の撮影は心電図と同期して行われる。一般的な計測条件の一例としては、所定数のマルチスライス（例えばスライス数６）を２心拍で撮影した画像を時系列画像の１組とし、これを約６０組連続的に撮影する。計測開始後、被検者は可能な限り息を止める。時系列画像を取得するシーケンスは、一般に核磁化を抑圧するためのプリパルスシーケンスと撮影シーケンスで構成される。また、撮影シーケンスは、画像再構成に使用するＭＲ信号の取得を目的とし、心拍による動きの影響を低減するため拡張期に行われる。

前述のように６スライスを２心拍で撮影する場合、第１心拍の拡張期において、プリパルスシーケンスと第１スライスに撮影シーケンスを適用する第１スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第２スライスに撮影シーケンスを適用する第２スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第３スライスに撮影シーケンスを適用する第３スライスの撮影手順を順に実施する。次いで、第２心拍の拡張期において、プリパルスシーケンスと第４スライスに撮影シーケンスを適用する第４スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第５スライスに撮影シーケンスを適用する第５スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第６スライスに撮影シーケンスを適用する第６スライスの撮影手順を順に実施する。以上の計測を６０回（１２０心拍）繰り返すことにより、スライス数６、時系列データ６０組（すなわち第１〜第６スライスのそれぞれについて時系列画像データ６０枚）、全３６０枚の画像を取得する。

虚血部位の同定に関わる画像処理方法としては、例えば、指定のスライス（例えば第１スライス）の画像６０枚に関して、解析対象である左心室の心壁の輪郭を抽出する方法が知られている。抽出された心壁内にある各画素に関して、信号強度の時間変化をグラフ表示する。或いは指定された心壁を１０〜２０程度の領域に分割し、各領域の信号強度の時間変化をグラフ表示する。

このとき、心壁の輪郭抽出を正確に、かつ、簡便に行うことは、解析時間を短縮するために重要であり、画像処理による自動検出ができれば望ましい。しかし、時系列画像データの収集時間は１２０心拍にも及ぶため、その間完全に息止めすることは難しく、呼吸性体動により心臓の位置がずれた状態で画像化されることが多い。このため、従来の心壁の輪郭抽出処理には、呼吸による心臓の位置ずれをマニュアルで補正している。このため、解析時間の短縮が困難であった。

一方、呼吸をモニタする方法として、例えば特許文献１に示すように、横隔膜ナビゲートシーケンスが公知である。特許文献１には、ナビゲートシーケンスで呼吸動をモニターし、撮像シーケンスの位相エンコード量を制御する方法が開示されている。一方、非特許文献２には、心外膜の脂肪からNMR信号を取得するナビゲートシーケンスが開示されている。

また、特許文献２には、脳のパーフュージョン撮像において、被検体の平行移動量および回転移動量を検知し、直後の再構成画像を、検知した平行移動量および回転移動量だけ移動させることにより、同じ部位が同じ位置に表示されるようにする手法が開示されている。また、検知した平行移動量および回転移動量に対応させて、パルスシーケンスを制御することにより、撮像断面の位置を移動させる手法も開示している。
J. Magn. Reson. Imaging, vol 16,num6, p641-652(2002) Magn. Reson. Med., vol 50, num2, p235-241 (2003) 特開２００４−２４６６９号公報 特開２００６−１４７５３号公報

上述のように、脳のパーフュージョン撮像の場合には、体動検知を行って、再構成画像の位置を補正または制御することが行われているが、心筋パーフュージョン計測においては、ナビゲートシーケンスを用いた体動検知は適用されていない。その理由の一つは、一般的な横隔膜ナビゲーションは、心筋パーフュージョンに使用される造影剤の影響で肝臓においても信号強度が変化し、横隔膜ナビゲート信号の変化の原因（呼吸、或いは造影剤流入）を判断することが難しくなるためである。一方、非特許文献２に記載の心外膜の脂肪からNMR信号を取得するナビゲートシーケンスは、造影剤の影響を受けにくいが、検出した体動をどのように心筋抽出処理と関連づければ、短時間で心壁抽出ができるかについては提案されていない。

また、心筋パーフュージョン計測は、一般的にマルチスライスで撮像されるため、心壁の輪郭抽出処理を正確かつ短時間に行うために、マルチスライス撮像シーケンスおよび画像再構成処理との連携が重要である。特許文献２に記載の技術は、計測対象が脳であるため、拍動を考慮する必要がなく、輪郭抽出処理の必要もなく、しかもマルチスライス撮像でもない。このため、特許文献２に記載の脳のパージュージョン計測の体動検知手法を、輪郭抽出処理を考慮した心筋パーフュージョン撮像にそのまま適用しても、心壁の輪郭抽出を正確かつ短時間に行うことはできない。

本発明の目的は、心筋パーフュージョン計測において、体動による位置ずれを検出することにより、心壁の抽出を容易かつ短時間に行うことができるＭＲＩ装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明の第１の態様のＭＲＩ装置では、被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する。演算処理部は、心周期ごとに、心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量に対応する位相差成分を、撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求める。スライス方向についての位置ずれ量については、その心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正する。位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量については、その心周期の撮像シーケンスで取得した核磁気共鳴信号から、位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に対応する位相差成分を除去する。これにより、心筋パーフュージョン計測においても、体動による位置ずれを補正した画像が再構成できるため、心壁の抽出を容易かつ短時間に行うことができる。

上記撮像シーケンスは、一心周期に複数の異なるスライス面を撮像するマルチスライスシーケンスにすることができる。この場合、ナビゲートシーケンスは、心周期に１回のみ実行する。演算処理部は、ナビゲートシーケンスから求めた位置ずれ量に対応する位相差成分を、ナビゲートシーケンスと同一心周期で実行した撮像シーケンスの複数のスライス面のそれぞれについて適用して、スライス位置の補正ならびに、位相エンコード方向およびリードアウト方向の位置ずれ量に対応する位相差成分除去を行う。これにより、マルチスライスの撮像シーケンスにおいて、効率よく体動補正を行うことができる。

また、上記目的を達成するために、本発明の第２の態様のＭＲＩ装置では、被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する。演算処理部は、心周期ごとに、心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から前記心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量を、複数の方向について求め、この位置ずれ量を再構成画像情報の一部として添付して、心壁抽出部に受け渡す。心壁抽出部は、一の再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位置ずれ量に応じてずらすことにより、他の心周期心壁輪郭とすることができる。これにより、画像再構成時には位置ずれ補正処理は行わず、輪郭抽出時に心壁輪郭の位置をずらすことが可能になる。

上記目的を達成するために、本発明の第３の態様では、被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する。演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から心臓の基準位置からの位置ずれ量を、撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求める。スライス方向についての位置ずれ量に応じて、その心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正する。位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量は、再構成画像情報の一部として添付して、心壁抽出部に受け渡す。心壁抽出部は、一の再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に応じてずらすことにより、他の心周期心壁輪郭とする。

（第１の実施の形態）
以下、本発明の実施の形態のＭＲＩ装置について図面を参照し説明する。
まず、本実施の形態のＭＲＩ装置の構成について図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置１０１、患者などの被検体１０２を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド１０３、高周波磁場（ＲＦ）パルスを被検体１０２に印加し、核磁気共鳴（NMR）信号を検出するためのＲＦコイル１０４、ならびに、撮像空間に直交する３軸方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７を有している。

ＲＦコイル１０４には、ＲＦパルスを発生させるための高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したNMR信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、変調器１１３と、高周波信号を発振する発振器１１２が接続されている。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したNMR信号は、計算機１１８に受け渡される。計算機１１８には、心壁輪郭抽出部１２２が接続されている。

傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１が接続されている。傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、発振器１１２、高周波電源１０８、増幅器１１４および受信器１１５は、これらの動作を制御するシーケンサ１１６が接続されている。なお、シーケンサ１１６には、被検体１０２である患者に取り付けられた心電計１２０が接続され、その出力信号を受け取っており、心拍周期に同期させて撮像パルスシーケンスを行うことが可能である。

次に、ＭＲＩ装置を用いて撮影を行なう場合の、動作手順の一例を説明する。
計算機１１８は、入力部１２１を介してオペレータから受け付けた所望の撮像方法を所望の撮像条件で実現するために、所定のタイミングで各部を動作させる撮像パルスシーケンスを作成し、シーケンサ１１６に受け渡す。パルスシーケンスの内容については後で詳しく説明する。シーケンサ１１６は、計算機１１８から受け取った撮像パルスシーケンスに従って、制御信号を出力して各部を動作させる。すなわち、シーケンサ１１６は、傾斜磁場電源１０５から１０７に命令を送信し、所定のタイミングで傾斜磁場コイル１０８から１１０により各方向の傾斜磁場を発生させる。また、シンセサイザ１１１、変調装置１１２に命令を送信して高周波磁場波形を生成し、高周波磁場電源１０８により増幅された高周波磁場を高周波磁場コイル１０４より発生し、検査対象１０２に所定のタイミングで照射する。

検査対象１０２から発生したNMR信号は、高周波磁場コイル１０４により受信された後、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５でＡ／Ｄ変換して検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値を記憶媒体１１７に保持されているので、シーケンサ１１１により読み出し、受信器１１５にセットする。検波されたNMR信号は、計算機１１８に送られてリサンプリング処理された後、記憶媒体１１７に格納されている撮像条件などのデータ等とを参照して画像再構成が行われる。画像再構成データは、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡される。心壁輪郭抽出部１２２は、再構成画像データに対して心壁抽出処理を行うことにより、被検体である心臓の左心室の心壁を抽出する。計算機１１８が再構成した画像および心壁輪郭抽出部１２２が抽出した輪郭は、計算機に接続されているディスプレイ１１９に表示される。

次に、本実施の形態の撮像パルスシーケンスについて説明する。
この撮影パルスシーケンスは、心筋パーフュージョン撮影を行うものであり、図２に示したように体動検出のためのナビゲートシーケンス５０と撮像シーケンス５１とを含む。心電図のＲ波形５２と、ナビゲートシーケンス５０、撮影シーケンス５１の実行タイミング及び撮像スライスの関係を図２に示す。撮像シーケンス５１は、心臓拡張期５４に実行する必要があるため、心臓収縮期５３にナビゲートシーケンス５０を実行する。ナビゲートシーケンス５０および撮影シーケンス５１は、心電図のＲ波５２を検出してから所定の時間経過後に実行することにより、それぞれ心臓収縮期５３および拡張期５４に実行することができる。１心拍中に、ナビゲートシーケンス５０を１回、撮影シーケンス５１を所定スライス数（図２の例では３スライス分）実行し、第１心拍と第２心拍において、全６スライスのデータを取得する。

このように、一つの心拍において、撮影シーケンス５１では３スライス分のＭＲ信号を取得するのに対して、ナビゲートシーケンス５０は一度だけ実施し、ナビゲートシーケンス５０で取得したデータを、その心拍の複数スライス（ここでは３スライス）の撮像シーケンス５１に適用する。

ナビゲートシーケンス５０の一例を図３に示す。本ナビゲートシーケンス５０は、心外膜の脂肪からNMR信号を取得するためのシーケンスであり、ＣＨＥＳＳ(Chemical Shift Suppression)シーケンスを適用した場合の一例である。まず、高周波磁場２００により脂肪に含まれる水素原子を励起状態にする。次いで、直交する３つの座標軸方向の位置ずれ成分を検出するために、３つの座標軸方向にそれぞれ傾斜磁場パルス２０４，２０５，２０６を印加して、３個のナビゲート信号（NMR信号）２０１，２０２，２０３を発生させる。前記３つの座標軸方向とは、後続する撮影シーケンス５１におけるスライス方向（以下Ｇｓ方向）、位相エンコード方向（同Ｇｐ方向）、リードアウト方向（同Ｇｒ方向）である。

これにより、第１のナビゲート信号２０１によりＧｐ方向の位置ずれを、第２のナビゲート信号２０２によりＧｒ方向の位置ずれを、第３のナビゲート信号２０３によりＧｓ方向の位置ずれを計測することができる。ここで、ナビゲートシーケンス５０における空間分解能と撮影シーケンス５１における空間分解能は、必ずしも一致させる必要はない。例えば、Ｇｒ方向のナビゲートシーケンス５０における空間分解能は、後続する撮影シーケンス５１におけるＧｒ方向空間分解能と比較して、高い空間分解能であることが望ましい。なお、図３において、Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒ方向の傾斜磁場パルス２０７，２０８、２０９は、磁化を均一化するためのスポイラー磁場である。

ナビゲートシーケンス５０は、上記ＣＨＥＳＳシーケンスに限られるものではなく、体動による心臓の位置の変化に対応する関係にある部位からNMR信号が取得できれば、他のシーケンスを用いることも可能である。例えば、従来技術に記載の非特許文献２に提案されているシーケンスを用いることができる。このシーケンスは、二次元のspatial−spectralシーケンスを適用して心外膜の脂肪を選択的に励起する手法である。他の方法として、ＣＨＥＳＳシーケンスにより皮下の脂肪を励起し、信号取得を胸部側、特に心臓上部に配置された受信コイルのみで実行しても良い。

ナビゲートシーケンス５０を実行したなら後、心臓拡張期５４に撮像シーケンス５１を実行し、３スライスについて撮像を行う。なお、撮像シーケンスとしては、従来の広く知られた心筋パーフュージョン撮像として一般なシーケンスを用いることができるため、ここでは詳しい内容の説明は省略する。

なお、従来の一般的なナビゲートシーケンスの適用例では、ナビゲートシーケンス５０を用いて導出された位置ずれ量が予め定めた値よりも大きければ、直後に行われる撮影シーケンスで取得するNMR信号を破棄し、画像再構成に用いないが、本実施の形態ではナビゲート信号で検出された位置ずれの大きさにかかわらず、NMR信号を破棄しない。

つぎに、ナビゲートシーケンス５０で取得されたナビゲート信号（NMR信号）２０１，２０２，２０３を用いて、体動による位置ずれ量を検出する処理を、図４を用いて説明する。この位置ずれ量検出処理は、計算機１１８が行う。まず、心筋パーフュージョン計測開始直後、例えば第１番目の心拍でナビゲート信号２０１，２０２，２０３を取得する（処理１）。このナビゲート信号２０１，２０２，２０３は、以降の処理でリファレンスとして使用する。ナビゲートシーケンス５０においてはＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向のナビゲート信号２０１，２０２，２０３を取得するので、リファレンス用のナビゲート信号は３つになる。以降の心拍で取得するナビゲート信号２０１、２０２、２０３は、前記リファレンス用のナビゲート信号２０１、２０２、２０３との演算処理により、当該心拍における３方向の位置ずれ量の導出に使用する。なお、位置ずれの導出処理手順はＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向とも同じなので、ここでは、ナビゲート信号２０１に用いて、Ｇｐ方向の位置ずれ量を導出する手順について以下説明する。

処理１で取得したリファレンス用ナビゲート信号２０１についてフーリエ変換を行ない、変換後のデータを用いて公知の位相マップを作成する（処理２）。（位相マップについては、例えば特許公開２００１−１１２７３５公報等に記載されている。）すなわち、横軸をサンプリングポイント番号、縦軸を位相差とするグラフを作成し、これを所定アドレスに格納する（処理３）。この位相マップを基準位相マップとする。この位相マップは、ナビゲート信号２０１のピークが計測空間の中央にあるときには、横軸と一致する直線のグラフ（傾きゼロ）になり、ナビゲート信号のピークが計測空間の中央からずれたときには、ずれ量に応じた傾きをもつ直線となる。

次いで、第２心拍においてナビゲート信号２０１を取得する（処理４）。本信号も同様に、フーリエ変換を施して位相マップを作成する（処理５）。その後、作成した位相マップと、処理２，３で作成した基準位相マップとの差分を導出する。すなわち、横軸をサンプリングポイントの番号、縦軸を位相差とする位相差マップを作成し、グラフの直線の傾きを求める（処理６）。グラフの直線の傾きは、第１心拍でナビゲート信号２０１の取得時と第２心拍でのナビゲート信号２０１の取得時との位置ずれ量の大きさと比例関係になる。よって、Ｇｐ方向の位置ずれの大きさを検出することができる。上記処理１〜６を他のナビゲート信号２０２、２０３についてもそれぞれ行うことにより、Ｇｓ、Ｇｒ方向の位置ずれの大きさを検出することができる。同様の処理を第３心拍以降も実施すれば、各心拍における３方向の位置ずれを求めることができる。

ナビゲートシーケンス５０により求めた位置ずれ量を用いて、（１）そのナビゲートシーケンス５０と同一心拍の撮像シーケンス５１の実行時に位置ずれ補正をする第１の実施の形態、（２）撮像シーケンス５１の再構成画像から心壁輪郭抽出する際に輪郭位置を補正する第２の実施の形態、（３）第１の実施の形態と第２の実施の形態とを併用する第３の実施の形態が考えられる。以下、各実施の形態について説明する。

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態は、ナビゲートシーケンス５０の実行により求めた３方向の位置ずれ量を用いて、撮影シーケンス５１のＧｓ方向の位置ずれを補正し、他の２方向については、計算機１１８による画像再構成処理において位置ずれを補正する。なお、ナビゲートシーケンス５０における空間分解能と撮影シーケンス５１における空間分解能は、ここでは一致しているとする。本実施の形態に関わる処理手順のフローチャートを図５に示す。なお、処理１から処理６の詳細は、図４において既に説明した処理と同じであるので説明を省略する。

本実施の形態では、Ｇｓ（スライス）方向の位置ずれを、撮影シーケンス５１で撮影シーケンスのスライス位置によって補正する。即ち、撮影シーケンス５１において、磁化の励起のためにＲＦコイル１０４から印加する高周波磁場の励起周波数をＧｓ方向の位置ずれ量に応じて変更する。

まず、計算機１１８は、ナビゲート信号からＧｓ方向の位置ずれ量を求め（処理７）、下記式１により励起周波数の変更量△fdを算出し、撮影シーケンスの撮影条件に適用する（処理８）。Δfdは、下記式１のように、検出されたＧｓ方向の位置ずれの大きさΔｓ、スライス選択傾斜磁場の強度Gs1、及び磁気回転比γを用いて、（式１）の様に表すことができる。
Δfd＝γ・Gs1・Δｓ ・・・（式１）

計算機１１８は、（式１）から算出された△fdを、位置ずれが０である場合の励起周波数に加えて撮影シーケンス５０に適用するよう、シーケンサ１１６に指示する。これまで述べた１心拍で３スライスを取得する条件を例に用いると、位置ずれが０である場合の励起周波数がそれぞれf1、f2、f3であり、Ｇｓ方向の位置ずれの大きさ△ｓの場合、撮影シーケンスの励起周波数はf1＋△fd、f2＋Δfd、f3＋Δfdとなる。

Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれに対しては、撮像シーケンス５１では補正を行わず、そのまま第２心拍の撮影シーケンス５１を実行し、画像再構成に使用するNMR信号を３スライス分取得する（処理９）。取得したNMR信号に対して、以下のようにＧｐ、Ｇｒ方向の位置ずれを補正する処理を行う。まず、計算機１１８は、処理９で取得した３スライス分のNMR信号から、所定１スライス分のNMR信号を抽出する（処理１０）。抽出された信号に対しＧｒ方向にフーリエ変換を施し、同変換後のデータを用いて位相マップを作成し、作成した位相マップの直線の傾きから、処理６により求めておいた第２心拍のＧｒ方向の位相差の傾き（位置ずれ量）を除去する（処理１１）。除去後、Ｇｒ方向にフーリエ逆変換する（処理１２）。これにより、Ｇｒ方向の位置ずれが補正された撮影シーケンス５１のデータが得られる。

同様に、Ｇｐ方向にフーリエ変換を施し、位相マップを作成し、作成した位相マップから処理６で求めておいた第２心拍のＧｐ方向に関する位相差の傾き（位置ずれ量）を除去する（処理１３）。除去後、Ｇｐ方向にフーリエ逆変換する（処理１４）。これにより、Ｇｐ方向の位置ずれが補正された撮影シーケンスのデータが得られる。最後にＧｒ、Ｇｐ方向に二次元のフーリエ変換を適用し（処理１５）、再構成画像を得る。

なお、第２心拍のナビゲートシーケンス５０によって取得した３方向の位置ず量は、第２心拍の撮像シーケンス５１で取得する３スライスについてのNMR信号にそれぞれ適用される（処理１６）。また、同様の処理を第３心拍以降も適用する（処理１７）。

処理後の再構成画像は、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡され、左心室の心壁の抽出が行われる。抽出された心壁に設定した複数の領域について、信号強度の変化等が検出される。

以上に説明した第１の実施の形態により、Ｇｓ・Ｇｐ・Ｇｒ方向の位置ずれを補正することができる。すなわち、Ｇｓ方向の位置ずれは、撮影シーケンス５１の励起周波数の変更処理で補正し、Ｇｐ方向とＧｒ方向の位置ずれは、撮像シーケンス５１で取得したNMR信号から、位置ずれ量に対応する位相差の傾きを除去する処理によって補正する。なお、同一心拍で取得した各方向の位置ずれ量は、同一心拍で取得する全スライスデータに対して、同じ値が適用される。

このように、第１の実施の形態では、心筋パーフュージョン撮像が一心拍内にマルチスライスを撮像することを考慮し、スライス方向の位置ずれについては、撮像シーケンス５１での励起時に補正しているため、体動が生じても同一スライスについて精度よく信号を取得できる。しかも、他の２方向は、データ取得後に補正することにより、撮像シーケンス５１の傾斜磁場パルス印加条件を他の２方向について変更する必要がないため、効率よくNMR信号を取得できる。取得後、信号処理によって２方向について位置ずれを補正しながら画像再構成をすることができる。

本実施の形態において、計算機１１８から心壁輪郭抽出部１２２に受け渡される再構成画像は、体動による位置ずれを補正後のデータであるため、心壁輪郭抽出部１２２は、体動による位置ずれをマニュアル等で補正する必要がほとんどない。よって、画像処理等により高精度に心壁を自動抽出することができ、その心壁位置は、同一心時相の他の再構成画像に適用することができる。よって、解析に要する時間を短縮することができる。

なお、図５において、第１心拍における撮影シーケンス５１の実行および画像再構成処理に関しては、本発明の主眼である位置ずれ補正を適用しないので、詳しい記載を省略しているが、従来の撮像シーケンスおよび画像再構成方法と同様である。

また、処理１４では、Ｇｐ方向の位置ずれ補正がＧｒ方向の位置ずれ補正と同様の手順で実行できることを明確にするため、Ｇｐ方向の位相差マップの直線の傾きを除去した後、Ｇｐ方向にフーリエ逆変換を施すと説明したが、実際には、Ｇｐ方向位相差マップの直線の傾きを除去した後、Ｇｒ方向にフーリエ変換を施すことにより、再構成画像を得ることができる。

第１の実施の形態では、Ｇｓ方向の位置ずれのみを撮影シーケンス５１の励起周波数の変更によって補正したが、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれについても、撮像シーケンス５１の傾斜磁場発生コイルの発生する傾斜磁場パルスＧｐ、Ｇｒの印加条件を変更することにより、補正することも可能である。

（第２の実施の形態）
第２の実施の形態では、ナビゲートシーケンスを用いて導出された位置ずれ量を、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡し、時系列画像の心壁抽出処理時に位置ずれを考慮して心壁抽出処理を行う。これを実現するために、本実施の形態では、各方向の位置ずれ量を、画像情報の一部として保存する。具体的には、再構成画像データは、一般にＤＩＣＯＭ規格で格納されるので、そのプライベート・タグに位置ずれ量を保存し、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡す。以下、具体的に説明する。

本実施の形態のナビゲートシーケンス５０および撮像シーケンス５１により取得した信号の処理手順の一例を図６に示す。なお、図４及び図５と処理番号が重複する処理は、既に説明した処理であるので説明を省略する。本実施の形態の図６において、処理１〜処理６を実行することにより、ナビゲーション信号からＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向について位相差の傾きを導出した後、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれ量を算出する（処理１８）。次いで、撮影シーケンス５１を実行して所定スライス分のNMR信号を取得し（処理９）、画像再構成を行う（処理１５）。再構成画像を保存する際に、同一心拍で撮像したスライスの画像に対して、算出した位置ずれ量を画像情報として保存する（処理１９）。この処理を全ｍスライスの画像データに適用し（処理２０）、更には全時系列画像の撮影終了まで実施する（処理１７）。以上の処理により、全画像データにおいて、位置ずれ量を画像情報として保存することが可能である。

心壁輪郭抽出部１２２が、上記時系列画像データを用いて、輪郭位置を自動的に補正する手順を図７を用いて説明する。なお、以下の説明では、画像情報の一部として保存した位置ずれ量を、配列（Δｓ(m,n)、Δｐ(m,n)、Δｒ(m,n)）の様に表現する。Δｓ、Δｐ、ΔｒはそれぞれＧｓ方向、Ｇｐ方向、Ｇｒ方向の位置ずれ量である。また、括弧内の記号ｍはマルチスライスの番号を、ｎは時系列画像番号を表している。

心壁輪郭抽出部１２２は、例えばマルチスライス数６、時系列画像６０組の全３６０枚の画像で構成される時系列画像データを読み込み、所定のスライス位置（以下スライス位置m1）を指定し、当該スライス位置の時系列画像をディスプレイ上に縮小して表示する。次いで、縮小表示された時系列画像を用いて任意の１枚（以下時系列番号n1）を選択し、当該画像をディスプレイ上に拡大表示する。拡大表示された画像を用いて心臓左心室の輪郭を画像処理等により自動抽出し（処理３１）、抽出結果である輪郭情報を座標データ（R,P）として保存する（処理３２）。なお、本座標データを構成するRとPは、何れも輪郭を構成する画素数を要素数とするデータ配列である。

次に、時系列番号n1における輪郭座標データ（R,P）をデフォルトの座標値として、スライスm1における残りの時系列画像の輪郭を導出する（処理３３）。例えば時系列番号n2の輪郭を導出する場合、スライス位置m1、時系列画像番号n1の位置ずれは（Δｓ(m1,n1)、Δｐ(m1,n1)、Δｒ(m1,n1)）、同時系列画像番号ｎ２の位置ずれは（Δｓ(m1,n2)、Δｐ(m1,n2)、Δｒ(m1,n2)）と表されるので、時系列画像番号ｎ２における輪郭座標データは（Ｒ+Δｒ(m1,n2)−Δｒ(m1,n1)、Ｐ＋Δｐ(m1,n2)−Δｐ(m1,n1))となる。前記縮小表示された時系列画像を用いて時系列番号ｎ２が選択された場合、当該画像をディスプレイ上に拡大表示するとともに、前記導出結果により得られる時系列番号n2における輪郭を同時に表示する。解析者は、時系列番号n2における輪郭を目視により確認し、必要であればマウスなどを用いて修正する（処理３４）。

以上の処理を、スライス位置m1における全時系列画像で輪郭の指定が完了するまで行い（処理３５）、更には全スライス位置に対して輪郭指定を完了するまで実施する（処理３６）。

なお、本実施の形態では時系列画像データをマルチスライスで撮影しているため、解析時の輪郭移動はスライス面内に限定されるが、時系列画像データを三次元撮影で取得した場合は、上記説明をスライス方向にも拡張し、三次元的に輪郭位置をずらすことが可能である。

このように、第２の実施の形態では、再構成画像データに、撮像時に検出された位置ずれ量データを添付して、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡す構成であるため、輪郭データの位置を位置ずれ量データを用いて自動的に補正することができる。よって、心壁の抽出が容易で、解析に要する時間を短縮することができる。

（第３の実施の形態）
第３の実施の形態では、第１の実施の形態と第２の実施の形態とを組み合わせ、３方向の位置ずれのうちの１方向については第１の実施の形態を適用して撮像シーケンス５１の実行時に補正し、他の２方向については、第２の形態を適用して再構成画像データに位置ずれ量を添付して心壁輪郭抽出部１２２に受け渡し、輪郭位置を移動させる構成とする。例えば、Ｇｓ方向の位置ずれ△ｓは、撮影シーケンス５１の実行時にスライス位置をずらすことにより補正し、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれ△ｐとΔｒは、解析時の輪郭位置を移動することにより対応することができる。

また、第２および第３の実施の形態においてＤＩＣＯＭ規格の再構成画像データの一部としてプライベート・タグに保存した位置ずれ情報を、例えば時系列画像データの信頼性を反映する指標として用いることも可能である。すなわち、位置ずれ量が予め定めた値より大きい等、信頼性が低いと判断される画像データについては、心壁に設定した複数の領域の信号強度の時間変化をグラフ表示する際に、この画像データの値を除外することが可能である。

上述してきた第１〜第３の実施の形態のように、本発明によれば、心筋パーフュージョン計測において、心壁抽出を短時間にかつ容易に行うことができ、解析に要する時間を短縮できるＭＲＩ装置を提供することができる。

本実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 本実施の形態の心筋パーフュージョンのパルスシーケンスを示す説明図。 図２のパルスシーケンスに用いる、脂肪の信号を用いて位置ずれを検出するナビゲートシーケンス５０を示す説明図。 本実施の形態の位置ずれ検出に関する処理手順を示すフローチャート。 第１の実施の形態の撮影シーケンス実施時に位置ずれを補正する処理手順を示すフローチャート。 第２の実施の形態の位置ずれを検出し、検出結果を画像情報の一部として保存する処理手順を示すフローチャート。 第２の実施の形態において、画像情報の一部として保存された位置ずれ量を用いて、輪郭情報の位置を変更する処理手順に関するフローチャート。

符号の説明

５０・・・ナビゲートシーケンス、５１・・・撮像シーケンス、５２・・・心電図のＲ波、５３・・・収縮期、５４・・・拡張期、１０１・・・静磁場発生装置、１０２・・・被検体、１０３・・・ベッド、１０４・・・高周波磁場（ＲＦ）コイル、１０５・・・Ｇｓ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｇｐ方向傾斜磁場コイル、１０７・・・Ｇｒ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｇｓ方向傾斜磁場電源、１１０・・・Ｇｐ方向傾斜磁場電源、１１１・・・Ｇｒ方向傾斜磁場電源、１１２・・・発振器、１１３・‥変調器、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・シーケンサ、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ、１２１・・・入力部、１２２・・・心壁輪郭抽出部、２００・‥脂肪の水素原子核を励起状態にする高周波磁場、２０１・・・Ｇｐ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号、２０２・・・Ｇｒ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号、２０３・・・Ｇｓ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号

Claims (6)

1. 被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波発生部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波発生部と前記信号検出部との動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部と、前記信号検出部により検出された核磁気共鳴信号を演算処理して画像再構成を行う演算処理部とを有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、前記被検体の心周期ごとに、前記被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、前記被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含み、
   前記演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から前記心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量に対応する位相差成分を、前記撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求め、前記スライス方向についての位置ずれ量に応じて、当該心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正するよう前記制御部に指示するとともに、該心周期の撮像シーケンスで取得した核磁気共鳴信号から、前記位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に対応する位相差成分を除去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１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記撮像シーケンスは、一心周期に複数の異なるスライス面を撮像するマルチスライスシーケンスであり、前記ナビゲートシーケンスは、前記心周期に１回のみ実行され、
   前記演算処理部は、前記ナビゲートシーケンスから求めた前記位置ずれ量に対応する位相差成分を、前記ナビゲートシーケンスと同一心周期で実行した前記撮像シーケンスの前記複数のスライス面のそれぞれについて適用して、前記スライス位置の補正、ならびに、前記位相エンコード方向およびリードアウト方向の位置ずれ量に対応する位相差成分除去を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波発生部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波発生部と前記信号検出部との動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部と、前記信号検出部により検出された核磁気共鳴信号を演算処理して画像再構成を行う演算処理部と、該演算処理部が再構成した画像から心臓壁面の抽出を行う心壁抽出部とを有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、前記被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、前記被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含み、
   前記演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から前記心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量を、複数の方向について求め、該位置ずれ量を前記再構成画像情報の一部として添付して、前記心壁抽出部に受け渡し、
   前記心壁抽出部は、一つの前記再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位置ずれ量に応じてずらすことにより、当該他の心周期心壁輪郭とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波発生部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波発生部と前記信号検出部との動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部と、前記信号検出部により検出された核磁気共鳴信号を演算処理して画像再構成を行う演算処理部と、該演算処理部が再構成した画像から心臓壁面の抽出を行う心壁抽出部とを有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、前記被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、前記被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含み、
   前記演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から前記心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量を、前記撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求め、前記スライス方向についての位置ずれ量に応じて、当該心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正するよう前記制御部に指示するとともに、該位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量を前記再構成画像情報の一部として添付して、前記心壁抽出部に受け渡し、
   前記心壁抽出部は、一つの前記再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に応じてずらすことにより、当該他の心周期心壁輪郭とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１ないし４のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記ナビゲートシーケンスは、心外膜の脂肪組織から核磁気共鳴信号を取得するものであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１ないし５のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記心臓の予め定めた基準位置として、前記パルスシーケンスの第１心拍における心臓位置を用い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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