JP2022006717A - 医用画像診断装置およびマーカー - Google Patents

Abstract

【課題】被検体の撮影時に使用するマーカーの動き検出精度の低下を抑えることができる技術を提供する。【解決手段】医用画像診断装置は、被検体に配置されるマーカーと、前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、を有し、前記マーカーは、前記検出部によって検出可能な平面状の構造体を複数有し、前記複数の構造体は、互いに所定距離以上離れて配置されている。【選択図】図１

Description

本発明は、医用画像診断装置および画像におけるモーションアーティファクト検出用のマーカーに関するものである。

被検体を撮影する医用画像診断装置として、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置の他、種々のモダリティが用いられている。例えば、ＭＲＩ装置は、静磁場中に置かれた被検体に高周波（Radio Frequency：ＲＦ）磁場を印加して、
被検体から発生した磁気共鳴（Magnetic Resonance：ＭＲ）信号を基に、被検体内の画像を生成する。

また、これらのモダリティでは、撮影時に被検体が動くと、画像にいわゆるモーションアーティファクトが発生することがあり、この場合は再撮影となるため被検体の負担が増大する。

モーションアーティファクトの発生を抑える技術として、特許文献１には、カメラ画像を用いて、被検体に固定したモアレパターンを有するマーカーを追跡し、マーカーの動き情報をＭＲＩ装置にフィードバックしてスキャンを制御することが開示されている。

また、特許文献２には、カメラの撮影範囲に対して大きなマーカーを被検体に固定し、撮影時にカメラの視野内にマーカーに付された識別可能なパターンの一部が必ず入るようにする技術が開示されている。

米国特許第８１２１３６１号明細書 米国特許第８８４８９７７号明細書

しかしながら、カメラの撮影範囲を変更しない場合は、マーカーのサイズが小さくなると、マーカーの動き検出精度が低下する可能性がある。

そこで、上記を鑑みて、本発明は、被検体の撮影時に使用するマーカーの動き検出精度の低下を抑えることができる技術を提供する。

本開示の一態様は、被検体に配置されるマーカーと、
前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
を有し、
前記マーカーは、前記検出部によって検出可能な平面状の構造体を複数有し、
前記複数の構造体は、互いに所定距離以上離れて配置されていることを特徴とする医用画像診断装置である。
また、本開示の一態様は、被検体に配置されるマーカーと、
前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
を有し、
前記マーカーは、前記検出部が前記マーカーの動きを検出するための複数の特徴点を有するパターンが設けられた複数の平面によって形成される立体形状の構造体を有することを特徴とする医用画像診断装置である。
また、本開示の一態様は、被検体に配置されるマーカーと、
前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
を有し、
前記マーカーは、ホログラムによって形成されたパターンを有することを特徴とする医用画像診断装置である。

また、本開示の一態様は、被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
前記医用画像診断装置によって検出可能な平面状の構造体を複数有し、
前記複数の構造体は、互いに所定距離以上離れて配置されていることを特徴とするマーカーである。
また、本開示の一態様は、被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
前記医用画像診断装置が前記マーカーの動きを検出するための複数の特徴点を有するパターンが設けられた複数の平面によって形成される立体形状の構造体を有することを特徴とするマーカーである。
また、本開示の一態様は、被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
ホログラムによって形成されたパターンを有することを特徴とするマーカーである。

本開示の技術によれば、被検体の撮影時に使用するマーカーの動きを精度よく検出することができる。

第１実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置の構成を示す図 第１実施形態に係るマーカーおよびパターンの一例を示す図 第１実施形態に係るパターンの一例を示す図 第１実施形態に係るマーカーおよびパターンの一例を示す図 従来例に係るマーカーの効果の一例を示す図 第１実施形態に係るマーカーの効果の一例を示す図 第１実施形態に係る処理手順の一例を示すフローチャート 第１実施形態に係るマーカーの一適用例を示す図 一変形例に係るマーカーおよびカメラの配置の一例を示す図 一変形例に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示す図 一変形例に係る磁気共鳴イメージング装置の構成の別の例を示す図 一変形例に係るマーカーの一適用例を示す図

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。各図面に示される同一または同等の構成要素、部材、処理には、同一の符号を付するものとし、適宜重複した説明は省略する。また、各図面において構成要素、部材、処理の一部は省略して表示する。

以下、図面を参照しながら、本発明の医用画像診断装置の実施形態について詳細に説明する。なお、医用画像診断装置としては、被検体を撮影可能な任意のモダリティを採用することができる。具体的には、本実施形態に係る医用画像診断装置１０は、ＭＲＩ装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の単一モダリティに適用可能である。さらに、医用画像診断装置１０は、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の単一モダリティにも適用可能である。また、医用画像診断装置１０は、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の単一モダリティにも適用可能である。あるいは、本実施形態に係る医用画像診断装置としては、ＭＲ／ＰＥＴ装置、ＣＴ／ＰＥＴ装置、ＭＲ／ＳＰＥＣＴ装置、ＣＴ／ＳＰＥＣＴ装置等の複合モダリティに適用されてもよい。なお、以下の説明における具体例では、本実施形態に係る医用画像診断装置１０は、磁気共鳴イメージング装置であるとする。ただし、以下の説明は、上記の各種モダリティに適用することができる。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置である磁気共鳴イメージング装置１００の構成を示す図である。磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、ＲＦコイルユニット６ａ、６ｂ、６ｃ、６ｄ、送信部７、切換回路８、受信部９を有する。さらに、磁気共鳴イメージング装置１００は、磁場制御部１０、計算機システム１１、光学式撮影部２１、マーカー２２、動き算出部２３を有する。

静磁場磁石１は、中空の円筒形状の磁石であり、磁気共鳴イメージング装置１００の装置内の空間に一様な静磁場を発生する。静磁場磁石１としては、例えば超電導磁石が使用される。

傾斜磁場コイル２は、中空の円筒形状のコイルであり、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸に対応する３種のコイルが組み合わされて形成されている。傾斜磁場コイル２は、上記の３種のコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸に沿って傾斜する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場方向と同方向とする。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸の各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇｒにそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場Ｇｓは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇｅは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇｒは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。

被検体２００は、寝台４の天板４１に載置された状態で傾斜磁場コイル２の内部の空間（撮像空間）内に移動される。なお、この撮像空間のことをボアと呼ぶ。寝台４は、寝台制御部５の制御の下に、天板４１をその長手方向（図１における左右方向）および上下方向に移動させる。通常、この長手方向と静磁場磁石１の中心軸の延伸方向とが平行になるように寝台４が設置される。

ＲＦコイルユニット６ａは、高周波信号の送信用のコイルユニットである。ＲＦコイルユニット６ａは、１つまたは複数のコイルを円筒形状のケース内に収容して形成される。ＲＦコイルユニット６ａは、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。ＲＦコイルユニット６ａは、送信部７から高周波信号（ＲＦ信号）の供給を受けて、高周波磁場（ＲＦ磁場）を発生する。ＲＦコイルユニット６ａは、被検体２００の大部分を含む領域にＲＦ磁場を
発生する。すなわち、ＲＦコイルユニット６ａは、いわゆるホールボディ（ＷＢ）コイルを備えたものであるといえる。

ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｄは、高周波信号の受信用のコイルユニットである。ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｄは、天板４１上に載置されたり、天板４１に内蔵されたり、被検体２００に装着されたりする。図に示すように、ＲＦコイルユニット６ｄ上に被検体２００が載置されてもよい。被検体２００の撮影時には、ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｄは被検体２００とともにボア内に移動される。ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｄとしては、様々なタイプのコイルユニットが適宜選択できる。ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｄは、被検体２００で生じる磁気共鳴信号を検出する。特に被検体２００の頭部に装着するタイプのＲＦコイルユニット６ｂを頭部ＲＦコイル６ｂと呼ぶ。

ＲＦコイルユニット６ｃは、高周波信号の送受信用のコイルユニットである。なお、ＲＦコイルユニット６ｃは、高周波信号の送信用のコイルユニットと高周波信号の受信用のコイルユニットとが別体に構成されていてもよい。ＲＦコイルユニット６ｃは、天板４１上に載置されたり、天板４１に内蔵されたり、被検体２００に装着されたりする。被検体２００の撮影時には、ＲＦコイルユニット６ｃは被検体２００とともにボア内に移動される。ＲＦコイルユニット６ｃとしては、様々なタイプのコイルユニットが適宜選択できる。ＲＦコイルユニット６ｃは、送信部７からＲＦ信号の供給を受けて、ＲＦ磁場を発生する。また、ＲＦコイルユニット６ｃは、被検体２００で生じる磁気共鳴信号を検出する。ＲＦコイルユニット６ｃとしては、複数のコイルエレメントが配列されたアレイコイルを利用できる。ＲＦコイルユニット６ｃは、ＲＦコイルユニット６ａに比べて小さく、被検体２００の局所のみを含むようなＲＦ磁場を発生する。すなわち、ＲＦコイルユニット６ｃは、局所コイルを備えたものであるといえる。なお、頭部ＲＦコイルとして、ＲＦ信号の送受信用の局所コイルを用いてもよい。

送信部７は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスをＲＦコイルユニット６ａまたはＲＦコイルユニット６ｃに選択的に供給する。なお、送信部７は、ＲＦコイルユニット６ａに供給するＲＦパルスとＲＦコイルユニット６ｃに供給するＲＦパルスとでは、形成するＲＦ磁場の大きさの違いなどに適応して振幅および位相を異ならせる。
切換回路８は、ＲＦコイルユニット６ｃを、ＲＦ磁場を発生するべき送信期間には送信部７に接続し、磁気共鳴信号を検出するべき受信期間には受信部９に接続する。なお、送信期間および受信期間は、計算機システム１１が送信部７に指示する。

受信部９は、ＲＦコイルユニット６ｂ、６ｃで検出される磁気共鳴信号に対し、増幅、位相検波、アナログディジタル変換などの処理を行って磁気共鳴データを得る。
計算機システム１１は、インタフェース部１１ａ、データ収集部１１ｂ、再構成部１１ｃ、記憶部１１ｄ、表示部１１ｅ、入力部１１ｆ、主制御部１１ｇを有する。

インタフェース部１１ａには、磁場制御部１０、寝台制御部５、送信部７、切換回路８、受信部９が接続されている。インタフェース部１１ａは、これらの接続された各部と計算機システム１１との間で送受信される信号の入出力を行う。

データ収集部１１ｂは、受信部９から出力される磁気共鳴データを収集する。データ収集部１１ｂは、収集した磁気共鳴データを記憶部１１ｄに格納する。

再構成部１１ｃは、記憶部１１ｄに記憶された磁気共鳴データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成処理を実行し、被検体２００内の所望の核スピンのスペクトラムデータあるいはＭＲ画像データを生成する。

記憶部１１ｄは、磁気共鳴データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、被検者毎に記憶する。

表示部１１ｅは、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種データを主制御部１１ｇによる制御に従って表示する。表示部１１ｅとしては、液晶ディスプレイなどの表示装置を利用できる。

入力部１１ｆは、オペレータからの種々の指示や情報の入力を受け付ける。入力部１１ｆとしては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、キーボード等の入力デバイスを適宜利用できる。

主制御部１１ｇは、図示しないＣＰＵやメモリ等を有しており、磁気共鳴装置１００全体の動作を制御する。

磁場制御部１０は、主制御部１１ｇの制御に従って、所要のパルスシーケンスに従って各傾斜磁場を変化させるとともに、所定の周波数のＲＦパルスを送信するように傾斜磁場電源３および送信部７を制御する。また、動き算出部２３から送信される被検体２００の動き情報に基づいて、それぞれの傾斜磁場および周波数を変化させる。なお、磁場制御部１０の機能は、主制御部１１ｇの機能の一部として統合されてもよい。また、ここでは傾斜磁場および周波数を変化させるが、いずれか一方のみを変化させてもよい。

光学式撮影部２１が被検体２００と共にモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカー２２を撮影し、動き算出部２３が、光学式撮影部２１によって撮影された画像から、マーカー２２の動きを検出する。動き算出部２３は、撮影部によって撮影された画像からマーカーの動きを検出する検出部に対応する。動き検出部２３は、検出したマーカー２２の動きを示す動き情報を磁場制御部１０に送信する。磁場制御部１０は、受信した動き情報に基づいて、傾斜磁場および周波数を制御し、被検体２００の撮像面を略一定に維持する。これにより、被検体２００が動いた場合でもモーションアーティファクトの発生が抑えられた画像データが得られる。すなわち、磁気共鳴イメージング装置１００によれば、被検体２００の動きを補正した画像データを得ることができる。なお、動き検出部２３によるマーカー２２の動きの検出を基に、装置内の磁場制御部１０以外の任意の機能部の動作が制御されてよい。

ここで、「動き」とは、３次元空間の剛体の動きであれば、一般的に６自由度の動きを示し、回転３軸、並進３軸で表現される動きを意味する。本明細書の説明でも、６自由度の動きを例にして示すが、被検体２００の動きを表現できれば任意の数の自由度が採用されてよい。

光学式撮影部２１は一般的には光学カメラであるが、マーカー２２の動きを撮影あるいは捕捉できれば任意の撮像装置が採用されてよい。光学式撮影部２１が光学カメラである場合は、少なくとも１台以上の光学カメラ、好ましくは２台以上の光学カメラによって光学式撮影部２１が形成される。光学式撮影部２１の光学カメラの台数が増えるほど、被検体２００について様々な軸の動きの計測精度が高まる。

また、光学式撮影部２１はＭＲ対応であることが望ましい。ここで、「ＭＲ対応」とは、ＭＲ撮影時に画像データに影響を与えるノイズを低減する構成が用いられ、強い磁場環境でも正常に動作することを意味する。例えば、ＭＲ対応の光学式撮影部２１として、非磁性体材料を用い、磁気シールドされたカメラが挙げられる。

また、光学式撮影部２１は、図１のように静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２に囲まれる
空間であるボア内に配置されることが望ましい。これにより、マーカー２２により近接した場所でマーカー２２の撮影を行うことができる。すなわち、光学式撮影部２１において、マーカー２２の撮影用にレンズ構成を複雑にする必要がない。なお、光学式撮影部２１をボア内に配置できない場合は、ボア外に動き撮影部を配置してもよい。この場合は、光学式撮影部２１がカメラであるとすると、焦点距離が長いレンズ等を用いてマーカー２２をある程度の大きさで撮影する必要がある。また、光学式撮影部２１であるカメラで、直接マーカーを撮像してもよいし、反射部材として鏡等を用いてマーカーを撮影してもよい。すなわち、マーカー２２を所定の大きさ（撮像サイズ）で撮像できれば、磁気共鳴イメージング装置１００において光学式撮影部２１を任意の位置に配置することができる。

光学式撮影部２１の撮影範囲は、後述するマーカー２２全体を撮影できる範囲である。例えば、マーカー２２を完全に包含する仮想の最小の立方体を想定した場合、光学式撮影部２１の撮影範囲は、この仮想の立方体の最大の断面積よりも大きい必要がある。言い換えれば、マーカー２２のサイズは、光学式撮影部２１の撮影範囲内に収まるサイズである必要がある。例えば、光学式撮影部２１の撮像範囲が６０×４０ｍｍである場合、マーカー２２全体を取り囲む最小の立方体の最大の断面積は６０×４０ｍｍ以下となる。なお、光学式撮影部２１がカメラである場合の光学式撮影部２１の撮影範囲は、イメージセンサーの大きさと、レンズの焦点距離およびカメラの光学中心から被写体（ここではマーカー２２）までの距離とで決まる。なお、撮影時にマーカー２２が動く範囲も含めて光学式撮影部２１の撮影範囲が決定されてもよい。

なお、光学式撮影部２１がカメラである場合は、マーカー２２に光を照射する照明部（図示せず）を用いてもよい。照明部を用いることで、光学式撮影部２１は、マーカー２２あるいはマーカー２２上に形成された特徴点またはパターンをコントラスト高く撮像できる。なお、照明部もＭＲ対応であることが望ましく、ＭＲ対応のＬＥＤ照明またはファイバ照明などを用いることができる。照明部が照射する光は、白色光、単色光、近赤外光、赤外光など、マーカー２２あるいはマーカー２２上に形成されたパターンをコントラスト高く撮像できれば、任意の波長および波長帯の光を用いてよい。

動き算出部２３は、光学式撮影部２１で撮影された画像を解析し、マーカー２２の動きあるいは被検体２００の動きを算出する。例えば、動き算出部２３は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ、ＧＰＵ、ＭＰＵ等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。なお、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）が動き算出部２３に用いられてよい。また、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ
Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＦＰＧＡ）が動き算出部２３に用いられてよい。また、他の複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）により動き算出部２３が実現されてもよい。また、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ
Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）により動き算出部２３が実現されてもよい。なお、マーカー２２を用いて被検体２００の動きを算出する、光学式撮影部２１、動き算出部２３をまとめて、動き計測システム３００と呼ぶ。なお、一般的には、ＭＲ撮影への影響を避けるため、動き算出部２３は、ボア外、特に検査室外に配置されるが、ＭＲ撮影に影響を与えないのならば、ボア内に配置してもよい。

次に、図２～図４を参照しながら、マーカー２２について説明する。本実施形態において、マーカー２２は、被検体（被写体）２００に装着されるものであり、被検体２００の動きに応じて空間的な位置が変化する。図２に、マーカー２２の形状の一例を示す。図に示すように、マーカー２２は動き算出部２３によって検出可能な平面状の構造体２０１ａ、２０１ｂを複数有している。構造体２０１ａ、２０１ｂは、典型的には平面基板である
が任意の形状を採用できる。構造体２０１ａ、２０１ｂには、マーカー２２の動きを算出するために必要な特徴点をカメラ画像から算出するためのパターン２０２ａ。２０２ｂがそれぞれ付されている。ここでは、構造体２０１ａ、２０１ｂは透明でない平板基板であり、その一面にのみパターン２０２ａ、２０２ｂが付されている。また、マーカー２２は、構造体２０１ａと構造体２０１ｂを互いに連結して、光学式撮影部２１による被検体２００の撮像方向の異なる位置にそれぞれの構造体を位置決めする位置決め部２０３を有する。位置決め部２０３によって、光学式撮影部２１による被検体２００の撮影における構造体２０１ａと構造体２０１ｂの相対的な位置関係が一定に保たれる。

次に、図３を参照しながら、パターン２０２ａ、２０２ｂの特徴点について説明する。例えば、パターン２０２ａ、２０２ｂとしてチェッカーボードパターンを用いる場合、それぞれの白黒の模様の角（図中、丸印で示す部分）が特徴点２９となる。光学式撮影部２１によって撮影されたパターン２０２ａ、２０２ｂの画像を画像解析することで、画像から特徴点２９を検出することができる。また、撮影された画像におけるパターン２０２ａ、２０２ｂの特徴点２９の経時変化を解析することで、マーカー２２、ひいては、マーカー２２が装着された被検体２００の動きを算出することができる。

図２に示すように、光学式撮影部２１側のパターン２０２ａの特徴点と、被検体２００側のパターン２０２ｂの特徴点とは、互いにねじれの位置にある２つの直線上に配置されている。したがって、光学式撮影部２１により生成される画像データは、角度の異なる２直線（あるいは、台形歪みにより若干曲がった２直線）上にある特徴点を含む。これら２直線は、互いに近接する特徴点の座標を結ぶベクトルの方向を基に判別することが可能である。

一般に、パターンが立体的に配置されたマーカーのカメラによる撮影では、カメラ側のパターンの特徴点の移動速度が被検体側のパターンの特徴点の移動速度よりも速くなる。このため、これらの特徴点は、互いに重なった状態（オクルージョン）で検出されやすい。オクルージョンの発生を避けるには、カメラの台数を増やす、あるいは、重なった特徴点を識別するための負荷の高い計算を行う必要がある。本実施形態では、図２のマーカー２２を用いることにより、計算速度を落とさずに上記２直線を判別可能であり、オクルージョンが発生する可能性を抑えることができる。

なお、図２に示すマーカー２２の構造体上に描かれるパターン２０２ａ、２０２ｂは、同じ種類のパターンであるが、光学式撮影部２１による撮像画像から特徴点を算出できれば任意のパターンが採用されてよい。図２の例では、チェッカーボードパターンの例が示されているが、円形パターン、矩形パターン等の種々のパターンを用いることができる。なお、チェッカーボードパターンや矩形パターンを用いる場合は、上記の特徴点２９と同様に、パターンの白または黒の各矩形の角部分を特徴点とする。また、円形パターンを用いる場合は、円の重心部分を特徴点とする。ただし、パターンの画像から精度よく特徴点が算出できれば、特徴点を決定する任意の方法が採用されてよい。

なお、図４に示すように、各構造体上に形成されるパターンあるいは特徴点の個数はそれぞれ異なっていてもよい。図４に示すマーカー２２は、図２に示すマーカー２２と異なり、構造体２０１ａが２つに分割されており、それぞれの構造体２０１ａにパターン２０２ａが付されている。分割された２つの構造体２０１ａは長さが同じ位置決め部２０３によって構造体２０１ｂとそれぞれ連結されている。なお、位置決め部２０３の長さは互いに異ならせてもよい。また、図４に示すように、１つの構造体２０１ａに付されるパターン２０２ａを２列の点線模様にし、別の構造体２０１ａに付されるパターン２０２ａを３列の点線模様としてもよい。これにより、パターン２０２ａの構成がそれぞれ異なることで、撮像画像においてマーカー２２の配置向きなどが特定しやすくなる。

図４に示すように、パターン２０２ａとパターン２０２ｂとは、光学式撮影部２１から被検体までの距離に応じて異なるパターンとする。また、パターン２０２ａ、２０２ｂは複数の特徴点からなる特徴点群を有し、パターン２０２ａ、２０２ｂが有する特徴点群は互いに異なっている。また、光学式撮影部２１側のパターン２０２ａの特徴点と、被検体２００側のパターン２０２ｂの特徴点とは、互いにねじれの位置にある。すなわち、パターン２０２ａが有する特徴点群に含まれる特徴点と、パターン２０２ｂが有する特徴点群に含まれる特徴点とは、互いに平行ではない直線上にそれぞれ配置されている。これにより、光学式撮影部２１は、パターン２０２ａ、２０２ｂからそれぞれ異なる特徴点を抽出して、画像において構造体ごとに形成されたパターンを識別可能となるため、特徴点の算出精度が高まる。また、パターン２０２ａとパターン２０２ｂの種類を同じにして（例えばチェッカーボード）、パターン２０２ａとパターン２０２ｂの各パターンの対称性を異ならせてもよい。このようにパターンを形成しても、光学式撮影部２１から被検体までの距離に応じて異なるパターン２０２ａ、２０２ｂが識別可能となる。

また、図２、図４に示す例では、本実施形態のマーカー２２は、構造体２０１ａと構造体２０１ｂとの間が光学式撮影部２１の撮像方向（カメラ撮像方向）に対して、所定距離以上離れて配置されていることを特徴とする。なお、構造体２０１ａ、２０１ｂが互いに平行でない場合の構造体２０１ａ、２０１ｂの距離は、構造体２０１ａ、２０１ｂの互いに対向する面の最大距離、最小距離、各面の任意の代表点間の（平均）距離など任意の計測方法で特定される距離が採用されてよい。また、ここでは、構造体２０１ａと構造体２０１ｂが、光学式撮影部２１による被験体の撮像方向の異なる位置に配置されていることを想定する。ただし、以下の説明は、構造体２０１ａと構造体２０１ｂが光学式撮影部２１から見て同一平面内で所定距離以上離れて配置されている場合にも適用できる。

ここで、光学式撮影部２１の撮像方向の一例としてのカメラ撮像方向を定義する。カメラ撮像方向は、カメラが撮影している向きにおいて、カメラの光軸ＣＸとパターンが描かれている構造体２０１ａ、２０１ｂの平面の法線Ｎとのなす角度Φが、カメラの画角に対して、以下の式（１）を満たすΦの範囲に入るいずれかの方向と定義する。カメラの画角は、イメージセンサーと焦点距離で決まる角度であり、ここでは２θとする。
Φ＜θ・・・（１）

図４の場合は、構造体２０１ａ、２０１ｂが平面基板であり、互いに略平行であるため、構造体２０１ａ、２０１ｂの平面基板の法線をＮとする。なお、法線Ｎの延伸方向はカメラの光軸ＣＸの延伸方向とは異なるが、Φがθよりも小さいため、平面基板の法線Ｎの方向は光学式撮影部２１の撮像方向（カメラ撮像方向）となる。

ここで、構造体２０１ａと構造体２０１ｂとの間の最大距離あるいは光学式撮影部２１の撮像方向における構造体２０１ａと構造体２０１ｂとの間の最大距離をｄ_ｍａｘとする。また、光学式撮影部２１の撮像方向と垂直な方向において、任意の構造体２０１ａ、２０１ｂの長さのうち最大の長さ（最大幅）をｗ_ｍａｘとする。このとき、以下の式（２）が成り立つことが望ましい。
（１／２）ｗ_ｍａｘ＜ｄ_ｍａｘ・・・（２）
これにより、後述するが法線に垂直方向の軸の周りの回転の計測精度が向上する。さらには、以下の式（３）も成り立つことが望ましい
ｄ_ｍａｘ＜ｗ_ｍａｘ・・・（３）
式（３）は、計測精度には関係しないが、マーカー２２全体のサイズ、したがってマーカー２２を包含する最小の立方体のサイズを制限する基準となる。

以上より、マーカー２２の具体的なサイズの例としては、被検体２００を人間として人
間への装着を考えると、カメラ撮像方向に垂直な方向の１辺の最大サイズ（ｗ_ｍａｘ）は、好ましくは３０ｍｍ以下であり、より好ましくは１５ｍｍ以下である。また、頭部の動きを計測する場合は、マーカー２２が頭部ＲＦコイルと干渉しないようにするために、マーカー２２のカメラ撮像方向のサイズを７．５ｍｍ以上３０ｍｍ以下とすることが好ましい。

次に、図５を参照しながら、上記のマーカー２２を用いた場合に得られる効果について従来例を交えて説明する。図５Ａ～図５Ｄは、従来のマーカーを用いる例であり、構造体１２０１である平面基板上に特徴点を算出するためのパターン１２０２が付されたものである。構造体１２０１は上記の構造体２０１ａまたは構造体２０１ｂに、パターン１２０２は上記のパターン２０２ａまたは２０２ｂにそれぞれ対応する。カメラ撮像方向（カメラ光軸の延伸方向）に垂直な軸を中心として構造体１２０１が回転した場合（図５Ａ、５Ｃ）と、カメラ撮像方向に垂直な軸の延伸方向に構造体１２０１が並進移動した場合（図５Ｂ、５Ｄ）とで、カメラ画像上のパターンの変化を比較する。なお、図５Ａ～図５Ｄでは、カメラ画像上におけるマーカー１２０２の移動を矩形内に模式的に示す。

図５Ａ、図５Ｂに示す例の場合、平面基板に描かれたパターン１２０２のカメラ画像上での変化は、構造体１２０１の回転と並進とではほとんど区別がつかない。すなわち、従来のマーカーを使用する方法では、カメラ画像を用いて上記のような構造体１２０１の回転と並進を区別することが難しいため、計測精度の向上が期待できない。

また、図５Ｃ、図５Ｄの例では、平面基板のサイズが図５Ａ、図５Ｂの例よりも大きく、パターン１２０２の描かれている領域も大きい。図５Ｃの例では、図５Ａと同様の回転において構造体１２０１のパターンのカメラ画像における変化が、図５Ａの例よりも大きくなる。したがって、マーカーをカメラ撮像方向に垂直な軸方向に大きくすることで、図５Ｃ、図５Ｄの例における構造体１２０１の回転と並進は、図５Ａ、図５Ｂの例よりも区別しやすくなる。すなわち、図５Ｃ、図５Ｄの例の方が図５Ａ、図５Ｂの例に比べて、動き計測精度が向上するといえる。しかしながら、マーカーがカメラ撮像方向に垂直な軸方向に大きくなると、構造体１２０１のサイズも大きくなり被検体の負担が大きくなることが想定される。

次に、図６Ａ、図６Ｂを参照しながら、本実施形態におけるマーカー２２を使用する例について説明する。カメラ撮像方向に垂直な軸方向におけるマーカー２２のサイズは、図５のマーカーと同じとする。ただし、マーカー２２では、カメラ撮像方向に複数の構造体２０１ａ、２０１ｂが互いに離間して配置されている。このような構造体２０１ａ、２０１ｂを有するマーカー２２を、図５Ａ、図５Ｃの例と同様に回転する。このとき、カメラ画像において、回転中心からより離れた構造体２０１ａに上のパターン２０２ａと回転中心により近い構造体２０１ｂ上のパターン２０２ｂとの変位の差が従来例よりも大きく現れる。一方、マーカー２２が並進する場合では、回転軸から各構造体２０１ａ、２０１ｂまでの距離に関係なく、カメラ画像におけるパターン２０２ａとパターン２０２ｂの変位は同じとなる。

したがって、マーカー２２を用いることで、カメラ画像において、構造体の回転と並進におけるパターンの変位の差に大きな違いが現れるため、画像解析によってマーカー２２の動きより正確に区別できるといえる。すなわち、カメラ撮像方向に対して略垂直な方向に対してマーカーのサイズを大きくしなくても、マーカーの動きの計測精度を高めることができる。

次に、以上のように構成された磁気共鳴イメージング装置１００の動作について説明する。図７は、磁気共鳴イメージング装置１００において、被検体２００を撮像する際に主
に動き計測システム３００に関連して実行される処理を示すフローチャートである。

ステップＳ１において、作業者がマーカー２２を被検体２００に装着する。例えば、頭部を撮影する場合は、頭部の動きのみを測定するため、皮膚の動きと共にマーカーが動かないようにマーカー２２を被検体２００に固定することが望ましい。一例として、図８Ａの例では、眼鏡やゴーグルなど、被検体２００の頭部に装着される装着具であるマーカー固定具５１にマーカー２２が付されている。マーカー固定具５１は、皮膚の動きの影響を受けにくい。そして、マーカー２２はマーカー固定具５１と共に被検体２００に取り付けられる。

なお、計測したい動きにマーカー２２が追従する限り、被検体２００に対するマーカー２２の装着は任意の方法が採用されてよい。装着方法として、マーカー固定具５１を用いる方法の他に、例えば、皮膚の動きの影響を受けにくい額や鼻などの部位にマーカーを直接張り付ける方法が用いられてよい。

また、図８Ｂに示す例のように、頭部計測の場合は、頭部検査用のＲＦコイル６ｂを用いて被検体２００を撮影する場合も想定される。そのため、マーカー２２は頭部ＲＦコイル６ｂの開口５２を通して、光学式撮影部２１によって撮影される。したがって、開口５２のサイズが小さい場合は、開口５２を通してマーカー２２のパターン２０２ａ、２０２ｂ全体が撮影できることが求められる。このことから、マーカー２２のサイズとしては、開口５２のサイズにもよるが、カメラ撮像方向に略垂直な方向におけるマーカー２２の１辺の長さが３０ｍｍ以下であることが望ましい。

被検体２００への負担の観点から、マーカー２２の１辺の長さは、好ましくは１５ｍｍ以下である。また、マーカー２２が頭部ＲＦコイルと干渉しないためには、マーカー２２のカメラ撮像方向における長さは、７．５ｍｍ以上３０ｍｍ以下であることが好ましい。このことから、光学式撮影部２１の撮影範囲は、３０ｍｍ×３０ｍｍ以上である。

一方、頭部ＲＦコイル等を用いない場合、すなわちマーカー２２のサイズに制限がない場合は、被検体２００への負担ができるだけ小さくなるサイズとすることができる。このような場合は、光学式撮影部２１の撮影範囲もマーカー２２のサイズに応じて変更される。

ステップＳ２において、動き計測システム３００の光学式撮影部２１が、被検体２００に装着されたマーカー２２を動画（各時刻における撮像画像の集合）撮影する。各時刻における撮像画像は、動き算出部２３に転送される。なお、画像の転送に使用されるケーブルは、ノイズの混入を防ぐために、光ケーブルなどであることが好ましい。上記の通り、頭部の場合は、頭部ＲＦコイル６ｂの開口５２を通して撮影される。撮影のフレームレートは撮影シーケンスにもよるが、通常は２０フレーム／秒以上であり、好ましくは５０フレーム／秒以上である。画像のピクセルサイズは６４０×４８０ピクセル、あるいは１０２４×９６０ピクセルであるが、転送速度に影響を与えない限り任意のピクセルサイズが採用されてよい。

ステップＳ３において、動き算出部２３が、撮影により得られた動画の各フレーム画像から、マーカー２２の動きを算出する。なお、カメラの内部パラメータを示す内部行列Ａ（３×３行列）は、キャリブレーションにより事前に取得済みとする。

ここで、画像におけるマーカー２２の動きの算出方法について具体的に説明する。各時刻のカメラ画像におけるマーカー２２のパターン２０２ａ、２０２ｂから特徴点の画素位置（ｕ_ｉ，ｖ_ｉ）を算出する。なお、ｉは、画素位置が複数ある場合に付される添え字で
あり、場合によっては省略されてよい。パターン２０２ａ、２０２ｂがチェッカーボードパターンである場合は、各白黒の矩形の角部分を特徴点とする。また、マーカー２２のパターン２０２ａ、２０２ｂの各特徴点の相対位置関係は既知であり、マーカー２２の座標系における各特徴点の３次元座標は（ｍ_ｘｉ，ｍ_ｙｉ，ｍ_ｚｉ）となる。なお、光学式撮影部２１のカメラ座標系における画素位置（ｕ_ｉ，ｖ_ｉ）とマーカー座標系において対応する特徴点の座標（ｍ_ｘｉ，ｍ_ｙｉ，ｍ_ｚｉ）は、以下の式（１）で表現することができる。

ここで、Ａはカメラの内部行列（３×３行列）であり、Ｐは射影行列（３×４行列）であり回転行列と並進行列とからなる。なお、Ｐは以下の式で表現される。

ここで、Ｒとｔは、それぞれ以下の式（３）、（４）で表現される。

ここでα、β、γは回転３自由度を表現するｘ、ｙ、ｚ軸周りの回転角度、ｔ_ｘ、ｔ_ｙ、ｔ_ｚは並進３自由度を表現するｘ、ｙ、ｚ方向の移動量である。これらの変数により、画像におけるマーカー２２の動きを表現することができる。

射影行列Ｐは、対応する特徴点に関して、マーカー座標系からカメラ座標系への変換行列を示している。Ｐの変数は１２個（自由度は６）である。したがって、少なくとも３つの特徴点のマーカー座標系における３次元座標が既知で、それに対応するカメラ画素が分かれば、Ｐを上記の式（２）によって算出できる。

例えば、ある時刻ｔ_０で取得したカメラ画像から得られる射影行列をＰ_ｔ０とし、次のフレームの時刻ｔ_１で取得したカメラ画像から得られる射影行列をＰ_ｔ１とする。このとき、時刻ｔ_０からｔ_１間でのマーカー２２の動き（Ｐ_{ｃａｍｅｒａ}，_{ｔ０→ｔ1}）は、以
下の式（５）で表される。
Ｐ_{ｃａｍｅｒａ、ｔ０→ｔ1}＝Ｐ_ｔ1Ｐ^－１ _ｔ０・・・（５）

これにより、マーカー２２の６自由度（α、β、γ、ｔ_ｘ、ｔ_ｙ、ｔ_ｚ）での動きを算
出することができる。なお、ここで説明した算出方法は一例にすぎず、各時刻におけるマーカー２２の６自由度の動きが算出できれば、他の算出方法が採用されてもよい。また、ここでは１台のカメラによる撮影から得られる画像からマーカー２２の動きを算出する場合を想定しているが、２台以上のカメラによる撮影から得られる画像から上記の式を用いてマーカー２２の動きを算出してもよい。さらに、マーカー２２の特徴点間の相対位置が不明である場合は、ステレオカメラを用いて、各特徴点の３次元座標を得てもよい。この場合は、各特徴点の３次元座標（ｍ_ｘｉ、ｍ_ｙｉ、ｍ_ｚｉ）は、ステレオカメラを用いて算出される３次元座標に対応する。

ステップＳ４において、動き算出部２３が、各時刻で算出されるカメラ座標系でのマーカー２２の６自由度の動き（Ｐ_{ｃａｍｅｒａ，ｔ０→ｔ1}）をＭＲＩ装置座標系に変換す
る。なお、ＭＲＩ装置座標系とは、ＭＲＩ装置固有の座標系である。カメラの設置位置とＭＲＩ装置の位置との関係に変更がなければ、カメラ座標系からＭＲＩ装置座標系への変換行列Ｐ_{ｃａｍｅｒａ→ＭＲＩ}は事前に得られる。例えば、ＭＲＩ装置とカメラによって、同じ特徴点あるいは位置関係が分かっている特徴点を複数個有するファントムを撮影することで、ステップＳ３で説明した同様の計算により、マーカー２２の動きを算出できる。なお、カメラ座標系からＭＲＩ装置座標系への変換行列Ｐ_{ｃａｍｅｒａ→ＭＲＩ}が算出できれば、他の算出方法が採用されてもよい。あらかじめＰ_{ｃａｍｅｒａ→ＭＲＩ}が算出されている場合は、ＭＲＩ装置座標系でのマーカー（被検体）の動き（Ｐ_ＭＲＩ，_{ｔ０→ｔ1}）は、以下の式（６）により算出できる。
Ｐ_ＭＲＩ，_{ｔ０→ｔ1}＝Ｐ_{ｃａｍｅｒａ}，_{ｔ０→ｔ1}Ｐ_{ｃａｍｅｒａ→ＭＲＩ}・・・（６）

ステップＳ５において、動き算出部２３が、各時刻で算出されるＭＲＩ装置座標系でのマーカー２２（被検体）の動き（Ｐ_ＭＲＩ，_{ｔ０→ｔ1}）を磁場制御部１０に送信する。
なお、カメラで撮影された画像から算出される動き情報を磁場制御部に伝送する時間をレイテンシと定義すると、レイテンシは５０ミリ秒以下であり、好ましくは２０ミリ秒以下である。これにより、マーカー２２の動きの算出精度をより高めることができる。

ステップＳ６において、磁場制御部１０は、被検体の動きを補正するために、傾斜磁場および周波数を動きに応じて修正する。次に、ステップＳ７において、光学式撮影部２１は、被検体の撮影が完了したか否かを判定する。撮影が完了していない場合は（Ｓ７：ＮＯ）、処理はステップＳ２に戻る。また、撮影が完了している場合は（Ｓ７：ＹＥＳ）、処理はステップＳ８に進む。

ステップＳ８において、ＭＲＩ装置は、画像再構成によって画像データを生成する。データ収集部１１ｂは、各時刻において受信部９から出力される動き補正された磁気共鳴データを収集する。データ収集部１１ｂは、収集した磁気共鳴データを、記憶部１１ｄに格納する。そして、再構成部１１ｃは、記憶部１１ｄに記憶された磁気共鳴データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体２００内の所望の核スピンのスペクトラムデータあるいはＭＲ画像データを生成する。これにより、撮影時に被検体２００が動いても、撮像面を一定に維持することができるため、モーションアーティファクトを低減した画像データを生成することができる。

以上のように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置によれば、被検体にマーカーを装着して撮影を行う際に、マーカーの動きを精度よく検出して画像生成を行うことができる。これにより、撮像画像において、被検体の動きに起因するモーションアーティファクトなどの不要な現象の発生を抑え、ひいては、再撮影など被検体の撮影に伴う負担を軽減することができる。また、モダリティとしてＭＲＩ装置を用いる場合、他のモダリティに比べて１枚の画像を得るために必要な情報を収集するのに時間がかかる。したがって、ＭＲＩ装置をモダリティとして採用した場合の上記のマーカーを用いることによって得られ
る効果が特に高いことが期待できる。

（その他の実施形態）
上述した実施形態は本発明の具体例を示すものにすぎない。本発明の範囲は上述した実施形態の構成に限られることはなく、その要旨を変更しない範囲のさまざまな実施形態を採ることができる。以下に上記の実施形態のいくつかの変形例について説明する。なお、以下に説明する変形例において、上記の実施形態と同様の構成要素については同一の符号を付し、詳細な説明は省略する。

（第１の変形例）
第１の変形例について説明する。上記の実施形態と第１の変形例との違いは、マーカーの形状と光学式撮影部が有するカメラの台数である。図９Ａは、第１の変形例におけるマーカー１０２２の形状を示す。マーカー１０２２は、多角錐の立体形状を有し、複数の構造体である三角形の平板基板１２０１からなる。また、平板基板１２０１のそれぞれの表面には特徴点を有するパターン１２０２が付されている。なお、マーカー１０２２は、平板基板１２０１の法線とカメラの光軸とのなす角度Φがカメラの画角θよりも小さくなるように構成されている。また、図９Ａに示すように、本変形例において、マーカー１０２２の幅ｗ_ｍａｘは１５ｍｍであり、マーカー１０２２の高さｄ_ｍａｘは１５ｍｍである。

また、図９Ｂに示すように、光学式撮影部２１によって撮影される被検体２００に、２つのマーカー１０２２がマーカー固定具５１によって装着されている。このため、２つのマーカー１０２２は、相対位置関係が一定となるようにマーカー固定具５１によって固定されている。また、マーカー１０２２は、マーカー固定具５１によって被検体２００の鼻に装着される。マーカー１０２２を鼻に装着することで、被検体２００の皮膚の動きに起因するマーカー１０２２の動きの検出精度への影響を最小限に抑えることができる。なお、マーカー１０２２は、被検体２００の額に貼り付けられたりしてもよい。

さらに、本変形例では、光学式撮影部２１は少なくとも２台のカメラを有する。また、各カメラの撮像範囲は、それぞれのカメラがそれぞれ異なるマーカーを撮像するように設定される。なお、図９Ｂには光学式撮影部としてのカメラ２１を２台使用する場合を示すが、マーカー１０２２の動きの計測精度を向上させるため、１つのマーカー１０２２を２台以上のカメラ２１を用いて撮像してもよい。このようにカメラ２１を構成することで、マーカー１０２２自体は小さくても、マーカー１０２２どうしの相対位置関係が一定、かつ、既知であれば、複数のマーカー１０２２を一体型のマーカーとみなせる。これにより、磁気共鳴イメージング装置１００において、マーカーの動きの計測精度をさらに向上させることができる。

（第２の変形例）
次に、第２の変形例について説明する。上記の実施形態と第２の変形例との違いは、光学式撮影部の構成である。本変形例では、被検体２００の頭部の動きを計測することを想定する。図１０に示すように、被検体２００を撮影するカメラ２１が天板４１に固定されている。カメラ２１は、鏡などの反射板７１を用いて、被検体２００に固定されたマーカー２２を頭部ＲＦコイル６ｂの開口を通じて撮影する。反射板７１により、被検体２００に対するカメラ撮像方向（カメラ２１の光軸方向）が変更される。反射板７１は、非磁性材料により形成され、被検体２００を光学的に反射可能であれば任意の素材により形成することができる。例えば、反射板７１として、アクリルにアルミ蒸着処理を施した鏡や誘電体膜を付着させたハーフミラー等が挙げられる。反射板７１は、反射板７１の角度を手動で調整できるように、支持アーム７３に回転可能に設けられている。

このような構成により、被検体２００の視野内に、カメラ２１を配置しなくてよいため
、被検体２００の視野を広く確保でき、撮影時に装置１００内の各部が被検体２００に与える圧迫感を抑える効果が期待できる。また、カメラ２１と反射板７１とは、支持部７２や支持アーム７３によって一体化されており、支持部７２は、寝台の天板４１上で移動させることができる。すなわち、本変形例では、カメラ２１、反射板７１、支持部７２、支持アーム７３が移動式の光学式撮影部２０２１となる。

移動式の光学式撮影部２０２１は、ボアの中心軸に沿って移動可能である。例えば、支持部７２は、天板４１に設けられたレール（図示せず）に沿って移動する構造体（移動台車）である。支持部７２には、レール上の走行性を高めるための車輪（図示せず）が取り付けられている。なお、支持部７２がレールを走行可能であれば、車輪を用いる代わりに、レールに接触する面を、レールに対して低摩擦係数を有する材料で形成してもよい。また、レールは、磁気共鳴イメージング装置１００における磁気共鳴撮像に使用する磁場に作用しない非磁性材料により形成される。

本変形例では、上記の光学式撮影部２０２１により、カメラ２１の位置を被検体２００に応じて調整できるため、被検体２００に装着されたマーカー２２をより精度よくカメラ２１で撮影することができる。これにより、被検体２００の動きの計測精度をさらに高めることができる。

（第３の変形例）
次に、第３の変形例について説明する。上記の実施形態と第３の変形例との違いは、光学式撮影部の構成である。本変形例では、被検体２００の頭部の動きを計測することを想定する。図１１に示すように、被検体２００を撮影するカメラ２１は、ボアの外に配置されている。なお、ボアの外であれば、カメラを天板４１等の装置に固定してもよい。
図１１では、１台のカメラ２１を使用する例を示すが、動き計測精度を向上させるために複数のカメラを使用するのが好ましい。また、反射板７１を用いて、被検体２００に固定されたマーカー２２を頭部ＲＦコイル６ｂの開口を通じて撮影する。反射板７１により、被検体２００に対するカメラ撮像方向（カメラ２１の光軸方向）が変更される。

このような構成により、被検体２００の視野内に、カメラ２１を配置しなくてよいため、被検体２００の視野を広く確保でき、撮影時に装置１００内の各部が被検体２００に与える圧迫感を抑える効果が期待できる。また、画像ノイズの原因となりうる電子機器であるカメラをＭＲＩ装置からできるだけ離すことができるため、撮像画像におけるノイズの発生がより低減される効果が期待できる。なお、反射板７１は、第２の変形例と同様、支持部７２によって天板４１に固定され、かつ、移動可能に構成されていてもよい。

（第４の変形例）
次に、第４の変形例について説明する。上記の実施形態と第４の変形例との違いは、マーカーの構成である。図１２を用いて相違を説明する。図２に示すように、上記の実施形態におけるマーカー２２は、カメラ２１の撮像方向において互いに高さ（位置）が異なるパターン２０２ａ、２０２ｂを有する。このため、撮像画像では、１つの平面基板のみを有するマーカーを使用する場合に比べて、少なくともカメラ２１の撮像方向においてカメラ２１に近い側のパターン２０２ａのサイズが大きくなる。ここで、マーカー２２のパターンは、撮像画像において、カメラ２１の撮像方向に互いに高さが異なるパターンとして表現されていればよい。

そこで、本変形例におけるマーカー４０２２は、図１２の例に示すように、平面基板４２０１上にホログラムによって３次元的なパターン４２０２を記録した構造体を採用する。したがって、マーカー４２０２自体は平面に付されているが、カメラ２１による撮像画像においては立体的な仮想像４２０２ａ、４２０２ｂが再現される。この結果、撮像画像
では、カメラ２１の撮像方向において異なる高さのパターンが現れ、光学式撮影部２１による被検体２００の撮像方向において、カメラ２１からの距離が互いに異なる位置に構造体が再現されることとなる。パターン４２０２に用いられるホログラムとしては、特にリップマンホログラムを用いることで、画像においてより高精細な空間的な構造体あるいはパターンを再現できる。

したがって、本変形例によれば、カメラの撮像方向に対してマーカーのサイズを小さくして装置内の各部との干渉を抑えつつ、上記のようにマーカーを立体的に形成した場合と同様にマーカーの動きの計測精度を高めることができる。

１３０、３３０ 情報処理装置
１３１ 取得部
１３２、３３２ 選択部
１３３ 推論部

Claims (20)

1. 被検体に配置されるマーカーと、
   前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
   前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
   を有し、
   前記マーカーは、前記検出部によって検出可能な平面状の構造体を複数有し、
   前記複数の構造体は、互いに所定距離以上離れて配置されていることを特徴とする医用画像診断装置。
2. 前記複数の構造体は、互いに連結され、前記撮影部による前記被検体の撮像方向の異なる位置に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記複数の構造体には、前記検出部が前記マーカーの動きを検出するための特徴点を有するパターンが設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記特徴点を有する前記パターンは、前記被検体までの距離に基づく複数の特徴点群を抽出するための複数のパターンからなり、
   前記特徴点群に含まれる特徴点は、前記特徴点群ごとに異なる直線上にあり、
   前記特徴点群ごとに異なる直線は平行ではない、
   ことを特徴とする、請求項３に記載の医用画像診断装置。
5. 前記複数の特徴点群を抽出するための前記複数のパターンのうち少なくとも２つのパターンは、同じ種類のパターンであることを特徴とする請求項４に記載の医用画像診断装置。
6. 前記パターンは、前記構造体の一面にのみ設けられていることを特徴とする請求項３から５のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
7. 被検体に配置されるマーカーと、
   前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
   前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
   を有し、
   前記マーカーは、前記検出部が前記マーカーの動きを検出するための複数の特徴点を有するパターンが設けられた複数の平面によって形成される立体形状の構造体を有することを特徴とする医用画像診断装置。
8. 前記マーカーのサイズは、前記マーカーを包含する仮想の立方体の断面積が前記撮影部の撮影範囲内に収まるサイズであることを特徴とする請求項１から７のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
9. 前記撮影部による前記被検体の撮像方向における前記複数の構造体の間の最大距離をｄ_ｍａｘとし、前記撮像方向に垂直な方向における前記マーカーの最大幅をｗ_ｍａｘとすると、以下の式（１）が成り立つことを特徴とする請求項１から８のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
   （１／２）ｗ_ｍａｘ＜ｄ_ｍａｘ・・・（１）
10. さらに、以下の式（２）が成り立つことを特徴とする請求項９に記載の医用画像診断装置。
    ｄ_ｍａｘ＜ｗ_ｍａｘ・・・（２）
11. 前記最大距離は、７．５ｍｍ以上３０ｍｍ以下であることを特徴とする請求項９または１０に記載の医用画像診断装置。
12. 被検体に配置されるマーカーと、
    前記被検体および前記マーカーを撮影する少なくとも１つの撮影部と、
    前記撮影部によって撮影された画像から前記マーカーの動きを検出する検出部と、
    を有し、
    前記マーカーは、ホログラムによって形成されたパターンを有することを特徴とする医用画像診断装置。
13. 前記ホログラムは、前記撮影部による前記被検体の撮像方向において、前記撮影部からの距離が互いに異なる位置に構造体を再現することを特徴とする請求項１２に記載の医用画像診断装置。
14. 前記撮影部は、光学カメラであることを特徴とする請求項１から１３のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
15. 前記医用画像診断装置は磁気共鳴イメージング装置であることを特徴とする請求項１から１４のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
16. 前記マーカーは、前記被検体の頭部に装着される装着具に付されていることを特徴とする請求項１から１５のいずれか１項に記載の医用画像診断装置。
17. 前記マーカーは、前記装着具の開口を通して、前記撮影部によって撮影されることを特徴とする請求項１６に記載の医用画像診断装置。
18. 被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
    前記医用画像診断装置によって検出可能な平面状の構造体を複数有し、
    前記複数の構造体は、互いに所定距離以上離れて配置されていることを特徴とするマーカー。
19. 被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
    前記医用画像診断装置が前記マーカーの動きを検出するための複数の特徴点を有するパターンが設けられた複数の平面によって形成される立体形状の構造体を有することを特徴とするマーカー。
20. 被検体に配置されて前記被検体とともに医用画像診断装置によって撮影され、前記医用画像診断装置によって撮影された医用画像におけるモーションアーティファクトを低減するための被検体の動き検出用のマーカーであって、
    ホログラムによって形成されたパターンを有することを特徴とするマーカー。

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