JP2009005789A - 核磁気共鳴装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 被検体の動きによる影響を受けない高画質な画像を、患者および操作者への負担なく取得可能な核磁気共鳴装置を提供する。
【解決手段】 被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、信号処理を制御する演算装置とを有し、制御装置および装置は、（１）時系列の複数の磁気共鳴信号を被検体から取得する制御と、（２）複数の磁気共鳴信号に各々対応する複数の画像データを構成する制御と、（３）画像データに基づいて基準画像データを算出する制御と、（４）画像データと基準画像データとの類似度を算出する制御と、（５）前記類似度に応じて画像データの少なくとも一部を抽出して加算する制御とを行う。
【選択図】 図３

Description

本発明は、体動を伴う部位における画像を得るための核磁気共鳴を用いた検査装置に関する。

磁気共鳴イメージング（MRI）装置は、主にプロトンの核磁気共鳴現象を利用した医用画像診断装置である。静磁場に置かれた被検体に高周波磁場を印加して核磁化を励起し磁気共鳴信号を計測する。このとき、傾斜磁場の印加により位置情報を与え画像化する。MRI装置は、撮影部位に制限が無く、非侵襲に任意の断面の撮像が可能である。

一般的には、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をkx、縦軸をkyとするk空間に配置される。一つのエコーは、kx軸に平行な一本のラインを占める。このk空間に対して逆フーリエ変換することによって画像再構成が行われる。

エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。

拡散強調画像は、組織内のプロトンの微小な動きを画像化したものである。一般には、リフォーカス用高周波磁場パルスの前後に、MPG（Motion Probing Gradient）パルスを付加する測定法が用いられる。MPGパルスを印加すると励起されているプロトンの位相が変化する。しかし、リフォーカス用高周波磁場パルスを印加した後、再びMPGパルスを印加すると動きのないプロトンの位相は元にもどる。一方、プロトンが微小な運動を行っている場合はMPGパルスの印加中にランダムな速度に依存して位相が変化するため、位相を元にもどすことができず、信号低下が生じる。このことを利用して、プロトンの微小な運動を検出し、画像化を行う。拡散強調画像は、神経線維の走行に関する情報や癌化組織の検出に用いられる。

一般に、体幹部の撮像を行う際は、呼吸の影響を除去するために腹部の動きをモニタしながら撮像する呼吸同期法が用いられる。呼吸をモニタする方法としては、息止め時の一次元画像を基準として、撮影中の一次元画像との類似度から呼吸の状態を把握し、撮像を行う方法が報告されている（例えば、特許文献1）。

近年、癌化組織の検出のため体幹部において拡散強調画像を撮影する試みが盛んになされている。体幹部の拡散強調画像の撮像については自由呼吸下で撮像し呼吸の影響を無視する方法が報告されている（例えば、非特許文献1）。

特開２００４−２０９０８４号公報 『Diffusion Weighted Whole Body Imaging with Background Body Signal Suppression (DWIBS): Technical Improvement Using Free Breathing, STIR and High Resolution 3D Display』(T. Taro、I. Yutaka、Y. Tomohiro、Y Seiei、N Seiji、V. C. Marc著、Radiation Medicine Vol. 22, No. 4、２００４年)第２７５〜２８２貢

心臓を撮像する場合には、心周期が約１秒と撮影時間よりも短いため、心電図同期を用いて撮影の時間分解を高める方法が広く用いられている。この方法は、心電図同期して位相エンコードを変化させ、１画像の再構成に必要なエコーを複数の心拍にまたがって計測する方法である。心臓の撮像では、心周期中の収縮期から拡張期の動きを動的に見ることができるシネ画像の撮像が頻繁に行われる。

近年では、EPI（Echo Planar Imaging）などの高速撮影法が発達し、非常に短い撮像時間で１枚の画像を取得することが可能になってきた。EPIにおいては呼吸による体動よりも速い撮像が可能となるため、呼吸同期を用いることなく体動の影響の少ない画像を取得することができる。

体動のある部位を撮像する場合、息止めや体動に対する同期撮像が必要となることが多い。しかし、息止めを行うことが困難な場合や、長時間あるいは複数回にわたる息止めは患者にとって大きな負担となる。また、同期撮像を行う際は体動をモニタする機器を装着する必要があり、操作者の負担と撮影効率の低下が問題となる。

一方、体動に影響を受けないEPIなどの高速撮影では、時間分解能が高い代わりに他の撮影に比べSN比が低くなる。SN比を高くするためには、信号計測を複数回行い、結果を加算すればよい。しかし、体動により撮影対象が動く場合は、撮像するタイミングによって位置が変化するため、単純に時系列データを加算することができない。

本発明は、上記の問題を鑑み、磁気共鳴イメージング装置での体動のある部位の撮像において、患者および操作者の負担を軽減し、高画質な画像を実現できる方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明では、時系列に取得した信号から基準信号を算出し、基準信号との距離から信号を取得された時相に分け、時相ごとに信号を処理する。

本発明による磁気共鳴装置は一例として、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号処理を制御する演算装置とを有し、前記制御装置および演算装置は、（１）時系列の複数の磁気共鳴信号を前記被検体から取得する制御と、（２）前記複数の磁気共鳴信号に各々対応する複数の画像データを構成する制御と、（３）前記画像データに基づいて基準画像データを算出する制御と、（４）前記画像データと前記基準画像データとの類似度を算出する制御と、（５）前記類似度に応じて前記画像データの少なくとも一部を抽出して加算する制御とを行うことを特徴とする。

ここで、画像データとは取得した磁気共鳴信号から作り出されるデータを示し、複数の磁気共鳴信号から再構成された画素データでもよいし、磁気共鳴信号の一部を用いて作られる一次元画像でもよいし、サンプリングされた磁気共鳴信号そのものでもよい。

本発明によれば、被検体の動きによる影響を受けない高画質な画像を、患者および操作者への負担なく取得可能な核磁気共鳴を用いた検査装置が実現できる。

以下、本発明の第１の実施例について、図面を参照して記述する。図１は、本発明が適用される核磁気共鳴イメージング装置の典型的な構成を示すものである。図１において、１０１は静磁場を発生するマグネット（静磁場印加部）、１０２は傾斜磁場を発生するコイル（傾斜磁場印加部）、１０３は被検体（生体）であり、被検体１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内に設置される。また、シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させるように制御する。高周波磁場は、RFコイル１０７を通じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から発生した信号はRFプローブ１０８によって受波され、受信器１０９で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は信号処理部１１０に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。

その結果は、ディスプレイ１１１に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１２に検波された信号や測定条件、結果を記憶させることもできる。また、静磁場均一度を調節する必要があるときには、シムコイル１１３を使う。シムコイル１１３は複数のチャネルからなり、シム電源１１４により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各シムコイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４は、シム電源１１４に命令を送り、静磁場不均一を補正する付加的な磁場をシムコイル１１３により発生させる。ベッド１１５は被検体１０３が横たわるためのものである。

なお、シーケンサ１０４は通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれる。

図２の(a)に、拡散強調画像の撮像シーケンスの例としてss-DWEPI（single shot Diffusion weighted Echo Planar Imaging）のパルスシーケンス示す。このパルスシーケンスの動作は以下の通りである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ_０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。次に、プロトンの微小な運動を計測するためのMPGパルス２０３を印加する。このとき、MPGパルス２０３を印加する軸は、計測したいプロトンの運動方向によって決定される。次に、ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス２０４の印加とともに共鳴周波数ｆ_０の磁化リフォーカス用高周波磁場パルス２０５を印加し、静磁場の不均一によって分散した磁化の位相を再収束させる。次に、MPGパルス２０６を印加して、MPGパルス２０３によって分散した動きのないプロトンの位相をリフォーカスさせる。次に、磁化の位相に位相エンコード方向（ｙ）の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス２０７、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス２０８を印加した後、リードアウト方向（ｘ）の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス２０９を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）２１０を計測する。その後は、位相エンコード傾斜磁場パルス２１１を印加し位相エンコード量を変化させ、リードアウト傾斜磁場パルス２１２を反転させ、再び核磁気共鳴信号（エコー）２１３を取得することを繰り返し、一枚の画像を得るのに必要なエコーを取得する。各エコーは、図２の（ｂ）のようにｋ空間２１４に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。

処理の流れの例を、図３を参照して詳細に説明する。まず、図１のイメージング装置において通常の呼吸を行っている被検体を図２のシーケンスを用いて連続的に撮影し、複数枚の時系列のデータを取得し画像再構成を行う（ステップ３０１）。次に、撮影によって得られた画像を加算し、基準画像（基準画像データ）を作成する（ステップ３０２）。ここで、画像の加算については、得られた画像全ての加算でもよく、任意に選んだ複数の画像の加算でもよい。

通常の呼吸を行っている被検体を図２のシーケンスで連続的に撮影した際の、呼吸による体動と撮影のタイミングの関係を図４に示す。背面から前面までの高さを体の位置とすると、体の位置は呼吸に合わせて経時的に変化する（８０１で図示）。撮影開始のタイミング８０２は時間に対して実質的に等間隔であり、一枚の画像を取得するまでの時間８０３は一定とする。呼吸の周期は吸気８０４と呼気８０５からなり、呼吸の深さ（息を吸い込む量）は安静時においても変動する。吸気終了時の体の位置は呼吸の深さに左右され、息を大きく吸うとそれに伴い体の位置が大きくなる。一方、呼気時において息を吐ききった場合の体の位置は呼吸の深さに関係なくほぼ一定の値となる。また、安静時において息を吸い込んだ時点と吐ききった時点で体の動きが停止する時間があるが、後者の方が動きの停止期間が長い。このような自由呼吸下で連続的に撮像を行うと、呼気時の停止期間８０６のタイミングで撮像を行った画像が全画像に占める割合が多く、また、このタイミングで撮像される画像は体の位置が等しい。したがって、得られた全画像を加算すると呼気時の安定期に撮像された画像に近い画像が得られる。しかし、この時点で得られた加算画像には、呼気時の安定期に撮像された画像だけではなく吸気時などの他のタイミングで撮像された画像も加算されているため、細部に画像のボケが生じている。

次に、全画像を加算した画像を基準画像として、取得した各画像との距離を算出する（ステップ３０３）。ここで画像（画像間）の距離とはそれぞれの画像の基準画像との類似度を表す係数であるとする。画像間の距離は基準画像との差異が小さければ短くなり、大きければ長くなる。画像間の距離としては、例えば画像間の線形相関係数を用いて定義することができる。画像のマトリックスをNr×Npとし、各再構成画像の画素値をS_ij、基準画像の画素値をS_ij’としたとき、線形相関係数C₁は次式で与えられる。

ここで、

はS_ｉｊの平均値、

はS_ｉｊ’の平均値を表す。この場合、画像間の距離は線形相関係数が１に近いほど短くなり、１より小さくなるにつれて長くなる。
あるいは、画素を多次元ベクトルと考えた場合、ベクトルの向きが近いかどうかで画像間の距離を表すことができる。多次元ベクトルのなす角度C₂は次式で与えられる。

ここで

と

はそれぞれx_i、y_iを成分とするベクトル、でありθはこれらのなす角度を表す。
この場合も、値が１に近づくほど画像間の距離が短くなる。

あるいは、画像間の差分値から画像の距離を表すのもよい。画像のマトリックスをNr×Npとし、各再構成画像の画素値をS_ij、基準画像の画素値をＳｉｊ’としたとき、画像間の差分値C₃は次式で与えられる。

この場合は値が小さいほど画像の距離が短くなる。

C₁とC₂はどちらも、画像の信号を多次元ベクトルとしたとき、ベクトルの向きが近いかどうかをあらわす式であり、原理的には同じ意味を持つ変数となる。ただし、C₁では画像の信号の平均値との差をとっている分の計算量が増えるが、ノイズ成分の影響が小さくなる。C₃は最も単純な式であるが、ノイズや、撮像間の信号強度のばらつきに影響を受ける。

いずれの係数を用いても、基準画像との距離が短いほど基準画像との類似性が高い。すなわち、画像距離の短い画像は呼気の安定期に撮像された画像となる。

次に、画像距離についての閾値を設定し、閾値との大小を判定して画像の選定、抽出を行う（ステップ３０４）。閾値よりも画像距離が大きい画像は、呼気時の安定期以外のタイミングで撮像された画像とし、画像を排除する（ステップ３０５）。閾値よりも距離が小さい画像は呼気時の安定期に撮像された画像であると判断し、閾値よりも小さな画像群の画像データのみを加算処理する（ステップ３０６）。閾値を設定して画像を選定することで、呼気時の安定期に撮像された画像のみを抽出し加算することが可能となる。

閾値の決め方としては、操作者が画像を確認しながら、所望のSN比が得られるまで任意に閾値を設定できる方法がある。この場合、操作者の入力を受ける入力部をイメージング装置に設け、操作者が入力部から閾値を入力設定できるようにしてもよい。あるいは、呼気の安定期が呼吸サイクルに対して約１／４であることから、閾値を設定せずに、時系列に取得した全画像のうち画像の距離の近いものから１／４の画像を抽出し加算するものよい。または、時系列に取得した全画像のうち基準画像との距離の近い画像から１／mの画像を抽出したのち加算するとし、mを任意に与える方法がある。

上記の実施例において、図３のステップ３０５により捨てる画像は、呼気の安定期以外に撮像された画像であるが、部分的に比較すれば背中などの呼吸の影響を受けない部位は呼気の安定期に撮像された画像とほぼ変わりない。そこで、ステップ３０５で処理する画像を任意数に分割し、分割した画像について図３の処理を行うと、最終的に得られる画像の部分的な分解能を向上させることができる。分割方法の例としては、呼吸による主な体動の方向は前後方向であり、後側の背中は呼吸による体動が少ないため、画像を前後方向にm分割し、mを任意に与える方法がある。

実際に本発明を適用した結果の例を示す。図５に図３のステップ３０１〜３０３の処理により決定した基準画像と撮像で取得した全画像との線形相関係数を示す。係数は画像の画素値を多次元ベクトルとし、基準画像と撮影画像のなす角度を〔式4〕より算出することで簡易的に計算した。線形相関係数が１に近いほど画像の距離は近く、１から遠いほど画像の距離が大きくなる。１に近い画像は呼気時の安定期の画像であり、上限値が安定していることがわかる。また、１から遠い画像は吸気時の画像であり、線形相関係数のバラツキが大きいことがわかる。したがって、呼気時の安定期に撮像される画像は再現性が高いのに対して、吸気時に撮像される画像は再現性が低いことがわかる。図６に(a)ss-DWEPIのパルスシーケンスで撮像した画像と、(b)基準画像（撮影した画像をすべて加算した画像）、(c)本発明により加算処理を施した画像を示す。(d)画像は撮影を行った断面を示している。ここでは、図５と同様の処理を行った後に、図３のステップ３０４〜３０６の処理を実行した。このとき、ステップ３０４の閾値は取得した全画像の約四分の一の画像を抽出するように任意に調節した。すべての画像には脂肪によるアーチファクトが発生している。画像(a)はSN比が非常に低く、(b)はSN比が高いものの画像にボケが見られる。一方、(c)はSN比が高く、画像のエッジがよく見えており、画質が向上していることがわかる。

上記の実施例では、呼吸に伴う体動の例を示したが、腸の運動に対しても本発明を適用できる。腸は常に不規則に運動しているため、一般には鮮明な画像を取得することが難しいとされる。体動に影響を受けないEPIなどの高速撮像を行えば、動きの影響を抑えることはできるがSN比が非常に低くなる。これを補うために、加算処理を行おうとしても、腸は常に不規則に運動するため組織状態の違う画像を加算してしまい、画像のボケが発生する。そこで、EPIなどの高速シーケンスにて連続的に撮像を行い、得られた画像を加算平均して基準画像を作成する。腸の運動は必ずしも周期的ではないが、平均的な組織状態は存在しており、基準画像にはその状態に近い画像が得られる。後は図３と同様の手法を用いれば、平均的な組織状態に近い画像のみを収集することができ、加算処理を行っても画像のボケがなくSN比の高い高画質な画像が得られる。

上記の実施例の基準画像について、以下の作成方法を用いることもできる。一つの方法としては、まず、図３のステップ３０１より通常の呼吸を行っている被検体を図２のシーケンスを用いて連続的に撮影し、複数枚の時系列のデータを取得し画像再構成を行う。次の処理の流れは図７を参照しながら説明する。任意に抽出した画像（例えば、はじめの画像）を第１基準画像とする（ステップ１００１）。次に、基準画像と取得された画像との距離を算出し（ステップ１００２）、算出した画像の距離をヒストグラムにする（ステップ１００３）。一般に、呼吸のサイクルは吸気より呼気が長く、また呼気の停止期間が長いため、自由呼吸下で撮像を行うと、撮像された全画像の中で呼気の安定期に撮像された画像の枚数が多くなる。したがって、ヒストグラムの中では、基準画像と呼気の安定期に撮像された画像との距離の出現頻度が高くなる。次に、出現頻度の高い距離が算出された画像群から任意に画像を抽出し（ステップ１００４）、これを第２基準画像とする（ステップ１００５）。ここでは、基準画像としては呼気の安定期に撮像された画像を選択したい。ところがステップ１００４で抽出した画像群の中には呼気安定期以外に撮像された画像も含まれるため、第２基準画像として呼気の安定期以外に撮像した画像を抽出する可能性がある。そのため、１００４で抽出した画像群を用いて再び上記処理を回数繰り返す。この繰り返しの回数は任意回数行うとする（ステップ１００６）。この処理によって、画像群の中に呼気の安定期以外に撮像された画像を含んでしまう可能性を除去し、最終的に得られた基準画像として呼気の安定期に撮像された画像を抽出することができる。あるいは、ステップ１００４で得られた画像をすべて加算した画像を基準画像とするのもよい。この場合、ステップ１００４で得られた画像群の中に呼気安定期以外に撮像された画像があっても、絶対数としては呼気の安定期に撮像された画像が多くなるため、加算処理により作成した基準画像は安定期に撮像された画像にほぼ等しくなる。

上記の実施例において、全取得画像を階層的クラスタリングすることで呼気の安定期の画像を抽出することも可能である。階層的クラスタリングでは画像の距離を計算し、クラスタを作り、新たに画像の距離を計算する処理を繰り返すことで、距離に応じたデンドログラムを作成する手法であり、取得した画像枚数をNとすると、計算すべき画像の距離の数はN²となり、計算量が膨大になる。計算処理では、Ｎ個の要素があった場合、総当りでそれぞれの値（ここでは距離）を求めなければならない。したがって計算量はN²となる。そこで、基準画像を作成するために、取得した画像の一部を用いて階層的クラスタリングを行う方法を以下に説明する。

基準画像の作成手順を図８を参照して説明する。まず、クラスタリングを行う画像数を任意に設定し画像を抽出する（ステップ２００１）。次に、抽出した画像同士で画像の距離を算出し（ステップ２００２）、階層的なクラスタ分析を行い抽出した画像群から距離に応じたデンドログラムを作成する（ステップ２００３）。このとき画像群は画像の距離の短いもの同士でクラスタを形成する。ここで、呼気の安定期に撮像された画像は画像の距離が短く、また全画像に占める割合も高いため、構成数の多いクラスタを形成する。次に、画像の距離に閾値を設定し、閾値より小さい距離を有するクラスタを抽出する（ステップ２００４）。閾値の決め方は、例えば、ステップ２００２で求めた画像距離のヒストグラムを作成し、最も出現率の高い画像距離を閾値とする方法がある。ステップ２００４は、全体の１/ｍ（ｍは任意）の数を有するクラスタを抽出するとしてもよい。その後、抽出したクラスタの中から任意に画像を抽出するか、あるいは、クラスタを形成する画像を加算平均処理して基準画像を作成する（ステップ２００５）。クラスタによる基準画像決定は、画像群全体から類似画像を抽出できるため、呼気安定期の画像を精度よく抽出できる。また、使用する画像は一部であるため、画像全体でクラスタリングを行うよりも早い処理が可能となる。なお、クラスタの作成方法およびクラスタからの基準画像の作成方法はこれに限るものではない。例えば、k-means法を用いてクラスタリングした後、最大要素数のクラスタの重心を求めても良い。

上記の実施例の処理は図１のイメージング装置の信号処理部１１０で行われる。または、装置とは独立に新たな計算機を追加して行ってもよい。処理後に得られた加算画像は、呼気時の安定期に撮像された画像のみを加算した画像であるため、基準画像に比べて画像のボケが少なく、SN比の高い画像が得られる。また、息止めの必要がないため患者への負担が軽減でき、呼吸同期装置の装着の手間がないため検査者の労力を軽減することができる。

第２の実施例として、心臓の動きに応用した例を挙げる。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。心臓を撮像する撮影シーケンスとしては位相補償型SSFP（steady state free precession）を用いる。

図９の(a)に、位相補償型SSFPのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスの動作は以下の通りである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス４０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ_０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス４０２を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。そして、磁化の位相に位相エンコード方向（ｙ）の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス４０３、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス４０４を印加した後、リードアウト方向（ｘ）の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス４０５を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）４０６を計測する。エコー計測後、リフェーズ用位相エンコード傾斜磁場パルス４０７およびリフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス４０８を印加して磁化の位相を戻し、次の励起に備える。

以上のスライス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を、繰り返し時間TRで繰り返し、１枚の画像を得るのに必要なエコーを計測する。各エコーは、図９の(b)のようにk空間上４０９に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。なお、このシーケンスはTRが短いため、磁化が定常状態になってエコーが安定するまで、シーケンス実行することが望ましい。

通常は、TRごとに位相エンコードを変化させるが、本実施例では、一心拍以上（例えば２心拍分）の時間あるいは任意回数を同じ位相エンコード量で撮像した後に、次の位相エンコードステップのシーケンスを実行する。心臓の動きとシーケンスの動作関係を図１０に示す。

以下に処理の流れを図１１を参照しながら詳細に説明する。まず、位相エンコード量Yiでシーケンスを実行し（ステップ５０１）、任意の回数N_iterこれを繰り返し、k空間上の同じ領域の信号をN_iter個取得する（ステップ５０２）。このときはN_iter一心周期以上にわたってシーケンスを実行できるように操作者が任意に設定する。あるいは通常心周期は約1秒であるため、x秒間（２秒間など）撮影を連続的に行うように回数を設定する。その後、位相エンコード量を変えて同様の動作を行うことを、１画像を得るのに必要なエコー数Np回操作を繰り返す（ステップ５０３）。次に、計測したエコーを一次元逆フーリエ変換して一次元画像を計算し、同じ位相エンコード量を持つ一次元画像をすべて加算平均し基準一次元画像を作成する（ステップ５０４）。

心周期は、収縮期および拡張期からなり、通常は拡張期のほうが長い。また、左心室は拡張期ではほとんど形態が変化しないことから、ステップ５０４で計算される基準一次元画像は拡張期の一次元画像に近いものになる。したがって、基準一次元画像と各一次元画像で距離を求める（ステップ５０５）ことで、拡張期に撮像されたエコーを選別することができる（ステップ５０６）。距離の求め方は、上記の第１の実施例の線形相関係数や多次元ベクトルのなす角度などから算出できる。

拡張期に計測したエコーを選別した場合、データが時系列に撮像されていることから他のエコーが心周期のどの時相で撮像されたものかを予測できる（ステップ５０７）。より詳しい説明を図１２を用いて説明する。時系列に並んだエコーから上記のステップにて拡張期のエコーを選別すると、時系列の関係から他のエコーの時相が予測できる。一つの方法は拡張期のエコーにはさまれたエコーに着目し、新たに番号をつけて収縮期の時相の番号を決定する。その後、他の収縮期に撮像されたエコーに番号を割り振る。あるいは予め、収縮期の時相のセグメント数を決定し、その数に均等に割り振るのもよい。拡張期に撮像されたエコーにも時相の番号を割り振る。同じ位相エンコードのエコーで時相番号の重なるものは加算平均し、時相のエコーセットを作成する。

この処理は各位相エンコード量のエコーごとに行う（ステップ５０８）。位相エンコード量によって時相番号が変化する場合は、全体の中で最大の時相番号を使用し、その時相番号のエコーがない位相エンコード量のエコーはゼロとする。最後に各時相でエコーをk空間に配置し、画像再構成を行う（ステップ５０９）。

以上の処理によって、心電図同期を使用することなく、心臓のシネ画像を取得することができる。これにより、心電図を計測する機器を装着する手間が省かれるため、操作者の負担の軽減が可能である。
以上の実施例では、カーテジアン系の信号取得方法を有するシーケンスを使用したが、ラジアル系やスパイラル系のシーケンスにも同様に適用できる。

以上の実施例ではシーケンスを位相補償型SSFPとしたが、ss-EPIなど一枚の撮像を１００ｍｓ以下で撮像できる高速シーケンスを使用することもできる。先にも述べたとおり、ss-EPIなどの高速撮像では時間分解能が高い代わりに画像のSN比が低いため、加算処理が必要となる。

第３の実施例として、第２の実施例においてss-EPIなどの高速シーケンスを使用する例を挙げる。イメージング装置としては図１と同様のものを使用する。

図１３の(a)に、ss-EPIのパルスシーケンスを示す。このパルスシーケンスの動作は以下の通りである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス６０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ_０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス６０２を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。次に、磁化の位相に位相エンコード方向（ｙ）の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス６０３、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場パルス６０４を印加した後、リードアウト方向（ｘ）の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス６０５を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）６０６を計測する。その後は、位相エンコード傾斜磁場パルス６０７を印加し位相エンコード量を変化させ、リードアウト傾斜磁場パルス６０８を反転させ、再び核磁気共鳴信号（エコー）６０９を取得することを繰り返し、一回の励起パルスで一枚の画像を得るのに必要なエコーをすべて取得する。各エコーは、図１３の（ｂ）のようにｋ空間６１０に配置され、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成される。

処理の流れを図１４を参考にしながら説明する。まず、図１のイメージング装置において図１３のシーケンスを用いて連続的に撮影し、複数枚の時系列のデータを取得し画像再構成を行う（ステップ７０１）。次に、撮影によって得られた全画像を加算し、基準画像を作成する（ステップ７０２）。このとき、基準画像は拡張期に撮像された画像に近づく。次に、時系列に撮像された複数枚の画像と基準画像との画像の距離を算出する（ステップ７０３）。画像距離の算出方法は、例えば、上記の第１の実施例の線形相関係数や多次元ベクトルのなす角度などを用いることができる。次に、画像距離と閾値から拡張期に撮像された画像を選別する（ステップ７０４）。次に、画像が時系列に撮像されていることに着目し、拡張期に取得された画像から、他の画像が心周期のどの時相で撮像された画像であるかを予測する（ステップ７０５）。

時相の予測方法については図１５を参照しながら詳細な説明を行う。時系列に並んだ画像データから上記のステップにて拡張期に撮像された画像データを選別すると、時系列の関係から他の画像データの時相が予測できる。次に、収縮期、拡張期と繰り返す画像データにそれぞれ順番に時相の番号を割り振る。あるいは、心周期のセグメント数を予め決定し、その数に均等に割り振るのもよい。このとき、はじめの画像は番号を割り振らずに捨てるか、予想されるセグメント数から時相番号を決定する。

上記の方法にて画像を時相に割り振った後、時相番号を参照して同時相の画像を加算平均する（ステップ７０６）。このとき、各時相の中で算出した基準画像との画像の距離を算出し、閾値を用いて画像を選別する処理を加えてもよい。この処理が加わることで、定常ではない不規則な要素を含む画像を排除することができる。

以上の実施例のステップ７０２以降の処理については、次の方法を用いることもできる。一つの方法は、一部の時系列画像を基準画像とする方法である。これについては、図１６を参照しながら説明する。周期的な体動９０１を有する被検体に対して、等間隔の撮影のタイミング９０２にて連続撮像を行う。次に、体動の周期９０３より長い時間９０４を任意で設定し、設定した時間内に撮像された画像を抽出し、それぞれ基準画像とする。その後の処理は、基準画像ごとに図３のステップ３０３〜３０６までの処理を行う。

本実施例に記載の構成により、高速撮像シーケンスを用いて心電図同期を用いることなく、高いSN比のシネ画像を取得することができる。
以上の実施例では、高速撮像による心臓のシネ画像に関する撮影を説明したが、同じ手法を呼吸の体動のシネ画像撮像に用いることができる。

第4の実施例として、呼吸サイクルのシネ画像を取得する例を挙げる。イメージング装置としては図１を使用し、撮影シーケンスは図２あるいは図１３を使用する。処理の流れは図１４と同様である。まず、複数枚の時系列のデータを取得し画像再構成を行う（ステップ７０１）。次に、撮影によって得られた全画像を加算し、基準画像を作成する（ステップ７０２）。このとき、基準画像は呼気の安定期に撮像された画像に近づく。次に、時系列に撮像された複数枚の画像と基準画像との画像の距離を算出する（ステップ７０３）。画像距離の算出方法は、例えば、上記の第１の実施例の線形相関係数や多次元ベクトルのなす角度などを用いることができる。次に、画像距離と閾値から呼気の安定期の画像を選別する（ステップ７０４）。次に、画像が時系列に撮像されていることに着目し、呼気の安定期に取得された画像から、他の画像が呼吸サイクルのどのタイミングで撮像された画像であるかを予測する（ステップ７０５）。これは図１４にて示した心周期における撮像タイミングの予測方法を、呼吸サイクルに撮像された画像に置き換えることで説明できる。次に、同時相の画像を加算平均処理する（ステップ７０６）。このとき、各時相の中で算出した基準画像との画像の距離を算出し、閾値を用いて画像を選別する処理を加えてもよい。この処理が加わることで、定常ではない不規則な要素を含む画像を排除することができる。
本発明により、高速撮像シーケンスを用いて同期法を用いることなく、呼吸における体動の各時相で高いSN比の画像を取得することができる。

本発明が適用される核磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図。 本発明の一実施例のパルスシーケンスの基本構成を示す図。 本発明の一実施例の基本的な処理の流れを示す図。 本発明の一実施例の呼吸と撮影のタイミングを示す図。 本発明の一実施例の画像の距離の例を示す図。 本発明の一実施例の撮影結果を示す図。 本発明の一実施例の処理の流れを示す図。 本発明の一実施例の処理の流れを示す図。 本発明の一実施例のパルスシーケンスの基本構成を示す図。 本発明の一実施例のシーケンスの動作を示す図。 本発明の一実施例の処理の流れを示す図。 本発明の一実施例の処理の概要を示す図。 本発明の一実施例のパルスシーケンスの基本構成を示す図。 本発明の一実施例の処理の流れを示す図。 本発明の一実施例の処理の概要を示す図。 本発明の一実施例の処理の概要を示す図。

符号の説明

１０１・・・静磁場を発生するマグネット、１０２・・・傾斜磁場コイル、１０３・・・被検体、１０４・・・シーケンサ、１０５・・・傾斜磁場電源、１０６・・・高周波磁場発生器、１０７・・・RFプローブ、１０８・・・RFプローブ、１０９・・・受信器、１１０・・・信号処理部、１１１・・・ディスプレイ、１１２・・・記憶媒体、１１３・・・シムコイル、１１４・・・シム電源、１１５・・・ベッド、２０１、２０４、４０１、６０１・・・スライス傾斜磁場パルス、２０２、４０２、６０２・・・磁化励起用高周波磁場パルス、２０３、２０６・・・双極傾斜磁場パルス、２０５・・・磁化再収束用高周波磁場パルス、２０７、２１１、４０３、６０３、６０７、・・・位相エンコード傾斜磁場パルス、２０８、２０９、２１２、４０４、４０５、４０７、６０４、６０５、６０８・・・リードアウト傾斜磁場パルス、２１０、２１３、４０６、６０５、６０９・・・エコー、２１４、４０９、６１０・・・ｋ空間、８０１・・・時間による体の位置の変化、８０２、９０２・・・撮影開始のタイミング、８０３・・・一枚の画像を撮像する時間、８０４・・・吸気、８０５・・・呼気、８０６・・・体動の安定期、９０１・・・周期的な体動、９０３・・・体動の周期、９０４・・・任意に設定した体動の周期より長い時間。

Claims (16)

1. 静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号処理を制御する演算装置とを有し、前記制御装置および演算装置は、
   （１）時系列の複数の磁気共鳴信号を前記被検体から取得する制御と、
   （２）前記複数の磁気共鳴信号に各々対応する複数の画像データを構成する制御と、
   （３）前記画像データに基づいて基準画像データを算出する制御と、
   （４）前記画像データと前記基準画像データとの類似度を算出する制御と、
   （５）前記類似度に応じて前記画像データの少なくとも一部を抽出して加算する制御とを行うことを特徴とする磁気共鳴装置。
2. 前記制御装置は、前記（１）について前記磁気共鳴信号の取得を繰り返す制御を行うことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
3. 前記演算装置は、前記（３）について前記画像データを加算平均処理して前記基準画像データを算出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
4. 前記演算装置は、前記（３）について前記複数の画像データのうち一部を加算平均処理して前記基準画像データを算出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
5. 前記演算装置は、前記（３）について前記複数の画像データのうち一部をクラスターとし、前記クラスターについて加算平均処理して前記基準画像データを算出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
6. 前記演算装置は、前記（３）について前記基準画像データとして前記複数の画像データから一つの信号を抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
7. 前記類似度は、前記画像データと前記基準画像データの線形相関係数であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
8. 前記類似度は、前記画像データの信号強度と前記基準画像データの信号強度とが各々多次元ベクトルとしたときになす角度であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
9. 前記類似度は、前記画像データと前記基準画像データとの信号強度の差であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
10. 前記演算装置は、前記（５）について、前記複数の画像データから、前記被検体の体動の安定期に対応する画像データを前記類似度に応じて抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
11. 前記演算装置は、前記（５）について、前記複数の画像データから、前記被検体の体動の安定期に対応しない画像データを前記類似度に応じて抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
12. 前記演算装置は、前記（５）について、前記複数の画像データを前記被検体の体動の時相に応じて複数のグループに分割し、１の前記グループに属する画像データを抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
13. 前記演算装置は、前記（５）について、前記類似度のヒストグラムを作成し、前記ヒストグラムで出現頻度の高い前記類似度に対応する前記画像データを抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
14. 前記演算装置は、前記（５）について、同じ位相エンコードの前記画像データを抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
15. 前記演算装置は、前記（５）について、前記類似度の所定の閾値に基づいて前記画像データを抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。
16. 前記演算装置は、前記（３）について、前記複数の画像データから抽出した１の画像データを第１基準画像データとし、前記（４）について、前記画像データと前記第１基準画像データとの類似度を算出し、前記（５）について、前記類似度のヒストグラムを作成し、前記ヒストグラムで出現頻度の高い前記類似度に対応する前記画像データから抽出した１の画像データを第２基準画像データとし、前記第２基準画像データとの類似度に応じて前記画像データの少なくとも一部を抽出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴装置。