JP5039258B2 - 位置検出システム、医用画像撮影装置、操作器具および超音波プローブ - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、位置検出システム（ｓｙｓｔｅｍ）、医用画像撮影装置、操作器具および超音波プローブ（ｐｒｏｂｅ）に関し、とくに、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で操作される操作器具の位置を検出するシステム、そのような位置検出システムを備えた医用画像撮影装置、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で操作される操作器具および超音波プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴撮影（ＭＲＩ：Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置では、マグネットシステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）の内部空間、すなわち、静磁場を形成した空間に撮影の対象を搬入し、勾配磁場および高周波磁場を印加して対象内のスピン（ｓｐｉｎ）から磁気共鳴信号を発生させ、その受信信号に基づいて画像を再構成する。
【０００３】
超音波撮影装置では、撮影対象の内部を超音波ビーム（ｂｅａｍ）で走査してエコー（ｅｃｈｏ）を受信し、エコーの強度に対応した画像データ（ｄａｔａ）を求め、それによっていわゆるＢモード（ｍｏｄｅ）画像を生成する。また、エコーのドップラシフト（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｓｈｉｆｔ）を求め、それに基づいて血流等の動態を表すカラー（ｃｏｌｏｒ）画像すなわちいわゆるカラードップラ（ｃｏｌｏｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ）画像を生成する。Ｂモード画像もカラードップラ画像もリアルタイム（ｒｅａｌ ｔｉｍｅ）画像であり時間分解能が高い。
【０００４】
カラードップラ画像の代表的な形態としてカラーフローマッピング（ＣＦＭ：Ｃｏｌｏｒ Ｆｌｏｗ Ｍａｐｐｉｎｇ）画像とパワードップラ（ＰＤＩ：Ｐｏｗｅｒ Ｄｏｐｐｌｅｒ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ）画像がある。ＣＦＭ画像は、超音波ビーム方向における速度成分の空間的な分布を表す。超音波ビーム方向は視線方向ともいう。ＰＤＩ画像はドップラ信号強度の空間的な分布を表す。
【０００５】
磁気共鳴撮影中の対象について超音波撮影を並行して行い、磁気共鳴画像に超音波画像を組み合わせて表示することが行われる。その場合、両画像を正しい位置関係で組み合わせるために、磁気共鳴撮影装置の撮影空間における超音波プローブの３次元的位置を検出することが行われる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
超音波プローブの位置等を検出するためには、自在アーム（ａｒｍ）を利用した機械的位置検出装置、光源と光センサ（ｓｅｎｓｏｒ）を利用した光学的位置検出装置、あるいは、ジャイロ（ｇｙｒｏ）を利用した電気・機械的位置検出装置等専用の装置が、磁気共鳴撮影装置および超音波撮影装置の他に必要とされる。
【０００７】
そこで、本発明の課題は、磁気共鳴撮影装置の機能を利用して撮影空間における操作器具の３次元的位置を検出するシステム、そのような位置検出システムを備えた医用画像撮影装置、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で操作される操作器具および超音波プローブを実現することである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
（１）上記の課題を解決するためのひとつの観点での発明は、感度方向が互いに垂直な３つのコイルを有し磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具と、前記撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加する勾配磁場印加手段と、前記勾配磁場の印加によって前記コイルに誘起する電圧に基づいて前記撮影空間における前記操作器具の３次元的位置を計算する計算手段と、を具備することを特徴とする位置検出システムである。
【０００９】
（１）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具に感度方向が互いに垂直な３つのコイルを設け、撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加して３つのコイルの誘起電圧をそれぞれ測定し、それらの測定値に基づいて撮影空間における操作器具の３次元的位置を計算するので、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場印加機能を利用して操作器具についての３次元的位置情報を得ることができる。
【００１０】
（２）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴を利用して撮影空間内の対象について磁気共鳴撮影を行う磁気共鳴撮影装置と、感度方向が互いに垂直な３つのコイルを有し前記撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブと、前記超音波プローブを使用して前記対象について超音波撮影を行う超音波撮影装置と、前記撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加する勾配磁場印加手段と、前記勾配磁場の印加によって前記コイルに誘起する電圧に基づいて前記撮影空間における前記超音波プローブの３次元的位置を計算する計算手段と、前記磁気共鳴撮影装置で撮影した画像および前記超音波撮影装置で撮影した画像を前記計算手段が計算した前記３次元的位置に基づいて前記撮影空間における位置を一致させて合成する画像合成手段と、前記合成した画像を表示する表示手段と、を具備することを特徴とする医用画像撮影装置である。
【００１１】
（２）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブに感度方向が互いに垂直な３つのコイルを設け、撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加して３つのコイルの誘起電圧をそれぞれ測定し、その測定値に基づいて撮影空間における超音波プローブの３次元的位置を計算するので、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場印加機能を利用して超音波プローブについての３次元的位置情報を得ることができる。
【００１２】
また、対象について磁気共鳴撮影および超音波撮影を行って得られた２種類の画像を超音波プローブの３次元的位置情報に基づいて合成して表示するので、位置関係が正確な組み合わせ画像得ることができる。
【００１３】
（３）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を有し磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具と、前記撮影空間について磁気共鳴撮影を行う撮影手段と、前記撮影した画像における前記磁気共鳴物質の像に基づいて前記撮影空間における前記操作器具の３次元的位置を計算する計算手段と、を具備することを特徴とする位置検出システムである。
【００１４】
（３）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具に多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を設け、撮影空間について磁気共鳴撮影を行って得られた画像における磁気共鳴物質の像に基づいて撮影空間における操作器具の３次元的位置を計算するので、磁気共鳴撮影装置の撮影機能を利用して操作器具についての３次元的位置情報を得ることができる。
【００１５】
（４）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴を利用して撮影空間内の対象について磁気共鳴撮影を行う磁気共鳴撮影装置と、多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を有し前記撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブと、前記超音波プローブを使用して前記対象について超音波撮影を行う超音波撮影装置と、磁気共鳴撮影した画像における前記磁気共鳴物質の像に基づき前記撮影空間における前記超音波プローブの３次元的位置を計算する計算手段と、前記磁気共鳴撮影装置で撮影した画像および前記超音波撮影装置で撮影した画像を前記計算手段が計算した前記３次元的位置に基づいて前記撮影空間における位置を一致させて合成する画像合成手段と、前記合成した画像を表示する表示手段と、を具備することを特徴とする医用画像撮影装置である。
【００１６】
（４）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブに多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を設け、撮影空間について磁気共鳴撮影を行って得られた画像における磁気共鳴物質の像に基づいて撮影空間における超音波プローブの３次元的位置を計算するので、磁気共鳴撮影装置の撮影機能を利用して超音波プローブについての３次元的位置情報を得ることができる。
【００１７】
また、対象について磁気共鳴撮影および超音波撮影を行って得られた２種類の画像を超音波プローブの３次元的位置情報に基づいて合成して表示するので、位置関係が正確な組み合わせ画像得ることができる。
【００１８】
（５）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具であって、感度方向が互いに垂直な３つのコイルを具備することを特徴とする操作器具である。
【００１９】
（５）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具に感度方向が互いに垂直な３つのコイルを設けたので、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場印加機能を利用して撮影空間における操作器具の３次元的位置情報を得ることが可能になる。
【００２０】
（６）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブであって、感度方向が互いに垂直な３つのコイルを具備することを特徴とする超音波プローブである。
【００２１】
（６）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブに感度方向が互いに垂直な３つのコイルを設けたので、磁気共鳴撮影装置の勾配磁場印加機能を利用して撮影空間における超音波プローブの３次元的位置情報を得ることが可能になる。
【００２２】
（７）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具であって、多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を具備することを特徴とする操作器具である。
【００２３】
（７）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具に多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を設けたので、磁気共鳴撮影装置の撮影機能を利用して撮影空間における操作器具の３次元的位置情報を得ることが可能になる。
【００２４】
（８）上記の課題を解決するための他の観点での発明は、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブであって、多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を具備することを特徴とする超音波プローブである。
【００２５】
（８）に記載の発明では、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブに多角形の頂点に相当する位置に配置された少なくとも３つの磁気共鳴物質を設けたので、磁気共鳴撮影装置の撮影機能を利用して撮影空間における超音波プローブの３次元的位置情報を得ることが可能になる。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態に限定されるものではない。図１に医用画像撮影装置のブロック（ｂｌｏｃｋ）図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【００２７】
同図に示すように、本装置はＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）信号検出部１０１、ＭＲ信号獲得部１０３およびＭＲ画像生成部１０５を有する。ＭＲ信号検出部１０１、ＭＲ信号獲得部１０３およびＭＲ画像生成部１０５は磁気共鳴撮影装置を構成する。ＭＲ信号検出部１０１は、本発明における勾配磁場印加手段の実施の形態の一例である。
【００２８】
ＭＲ画像生成部１０５は、ＭＲ信号獲得部１０３がＭＲ信号検出部１０１を通じて獲得した磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を生成する。ＭＲ画像は例えば３次元画像である。磁気共鳴撮影装置については後にあらためて説明する。
【００２９】
本装置は、また、超音波プローブ（ｐｒｏｂｅ）２、ＵＬ（Ｕｌｔｒａｓｏｕｎｄ）信号獲得部３およびＵＬ画像生成部５を有する。超音波プローブ２、ＵＬ信号獲得部３およびＵＬ画像生成部５は超音波撮影装置を構成する。超音波プローブ２は磁場センサ（ｓｅｎｓｏｒ）１１１を有する。磁場センサ１１１については後にあらためて説明する。
【００３０】
超音波プローブ２は、本発明の操作器具の実施の形態の一例である。また、本発明の超音波プローブの実施の形態の一例である。超音波プローブ２は、また、本発明における操作器具の実施の形態の一例である。また、本発明における超音波プローブの実施の形態の一例である。
【００３１】
ＵＬ画像生成部５は、ＵＬ信号獲得部３が超音波プローブ２を通じて獲得した超音波エコー信号に基づいて超音波画像を生成する。超音波撮影装置については後にあらためて説明する。
【００３２】
本装置は、さらに、プローブ位置検出部１１、画像合成部１３および表示部１５を有する。プローブ位置検出部１１は、磁場センサ１１１から入力される信号に基づいて、超音波プローブ２の３次元的な位置および方向を検出する。プローブ位置検出部１１としては例えばコンピュータ（ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等が用いられる。プローブ位置検出部１１は、本発明における計算手段の実施の形態の一例である。プローブ位置検出部１１による位置検出の詳細については後にあらためて説明する。
【００３３】
ＭＲ信号検出部１０１、超音波プローブ２およびプローブ位置検出部１１からなる部分は、本発明の位置検出システムの実施の形態の一例である。本システムの構成によって、本発明の装置（システム）に関する実施の形態の一例が示される。
【００３４】
超音波プローブ２の３次元的位置情報は画像合成部１３に入力される。画像合成部１３は、ＭＲ画像生成部１０５から入力されたＭＲ画像とＵＬ画像生成部５から入力された超音波画像を、プローブ位置検出部１１が検出した超音波プローブ２の３次元的位置情報に基づいて位置合わせをして合成する。
【００３５】
画像合成部１３としては例えばコンピュータ等が用いられる。画像合成部１３、本発明における画像合成手段の実施の形態の一例である。合成された画像は表示部１５で表示される。表示部１５は、本発明における表示手段の実施の形態の一例である。
【００３６】
超音波撮影は、図２に示すように、周期的信号検出部９がセンサ７を通じて対象１から検出した例えば心拍信号等の周期的信号に同期して、例えば心臓の収縮期や拡張期等、周期的信号の所定の位相における超音波画像を撮影するようにしてもよい。
【００３７】
周期的信号検出部９としては例えば心電計等が用いられる。周期的信号は心拍信号に限らず呼吸信号等であってよい。その場合は周期的信号検出部９として呼吸検出器が用いられる。
【００３８】
図３に磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。同図に示す磁気共鳴撮影装置は、本発明における磁気共鳴撮影装置の実施の形態の一例である。同図に示すように、磁気共鳴撮影装置はマグネットシステム（ｍａｇｎｅｔ ｓｙｓｔｅｍ）１００を有する。マグネットシステム１００は図１におけるＭＲ信号検出部１０１に相当する。マグネットシステム１００は主磁場コイル（ｃｏｉｌ）部１０２、勾配コイル部１０６およびＲＦ（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイル部１０８を有する。これら各コイル部は概ね円筒状の形状を有し、互いに同軸的に配置されている。マグネットシステム１００の概ね円柱状の内部空間（ボア：ｂｏｒｅ）に、撮影の対象１がクレードル（ｃｒａｄｌｅ）５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００３９】
主磁場コイル部１０２はマグネットシステム１００の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸の方向に平行である。すなわちいわゆる水平磁場を形成する。主磁場コイル部１０２は例えば超伝導コイルを用いて構成される。なお、超伝導コイルに限らず常伝導コイル等を用いて構成してもよいのはもちろんである。
【００４０】
勾配コイル部１０６は、互いに垂直な３軸すなわちスライス（ｓｌｉｃｅ）軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００４１】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。
【００４２】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード（ｐｈａｓｅ ｅｎｃｏｄｅ）勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト（ｒｅａｄ ｏｕｔ）勾配磁場ともいう。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６は図示しない３系統の勾配コイルを有する。以下、勾配磁場を単に勾配ともいう。
【００４３】
ＲＦコイル部１０８は静磁場空間に対象１の体内のスピン（ｓｐｉｎ）を励起するための高周波磁場を形成する。以下、高周波磁場を形成することをＲＦ励起信号の送信ともいう。ＲＦコイル部１０８は、また、励起されたスピンが生じる電磁波すなわち磁気共鳴信号を受信する。
【００４４】
ＲＦコイル部１０８は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００４５】
勾配コイル部１０６には勾配駆動部１３０が接続されている。勾配駆動部１３０は勾配コイル部１０６に駆動信号を与えて勾配磁場を発生させる。勾配駆動部１３０は、勾配コイル部１０６における３系統の勾配コイルに対応して、図示しない３系統の駆動回路を有する。
【００４６】
ＲＦコイル部１０８にはＲＦ駆動部１４０が接続されている。ＲＦ駆動部１４０はＲＦコイル部１０８に駆動信号を与えてＲＦ励起信号を送信し、対象１の体内のスピンを励起する。
【００４７】
ＲＦコイル部１０８にはデータ収集部１５０が接続されている。データ収集部１５０は、ＲＦコイル部１０８が受信した受信信号をサンプリング（ｓａｍｐｌｉｎｇ）によって取り込み、それをディジタルデータ（ｄｉｇｉｔａｌ ｄａｔａ）として収集する。
【００４８】
勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０には制御部１６０が接続されている。制御部１６０は、勾配駆動部１３０ないしデータ収集部１５０をそれぞれ制御して撮影を遂行する。勾配駆動部１３０、ＲＦ駆動部１４０およびデータ収集部１５０からなる部分は、図１におけるＭＲ信号獲得部１０３に相当する。
【００４９】
制御部１６０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。制御部１６０は図示しないメモリ（ｍｅｍｏｒｙ）を有する。メモリは制御部１６０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。制御部１６０の機能は、コンピュータがメモリに記憶されたプログラムを実行することにより実現される。
【００５０】
データ収集部１５０の出力側はデータ処理部１７０に接続されている。データ収集部１５０が収集したデータがデータ処理部１７０に入力される。データ処理部１７０は、例えばコンピュータ等を用いて構成される。データ処理部１７０は図示しないメモリを有する。メモリはデータ処理部１７０用のプログラムおよび各種のデータを記憶している。
【００５１】
データ処理部１７０には制御部１６０が接続されている。データ処理部１７０は制御部１６０の上位にあってそれを統括する。磁気共鳴撮影装置の機能は、データ処理部１７０がメモリに記憶されたプログラムを実行することによりを実現される。
【００５２】
データ処理部１７０は、データ収集部１５０が収集したデータをメモリに記憶する。メモリ内にはデータ空間が形成される。このデータ空間は３次元フーリエ（Ｆｏｕｒｉｅｒ）空間を構成する。以下、フーリエ空間をｋスペース（ｋ−ｓｐａｃｅ）ともいう。データ処理部１７０は、ｋスペースのデータを３次元逆フ−リエ変換することにより対象１の画像を再構成する。データ処理部１７０は図１におけるＭＲ画像生成部１０５に相当する。
【００５３】
データ処理部１７０には表示部１８０および操作部１９０が接続されている。表示部１８０は、グラフィックディスプレー（ｇｒａｐｈｉｃ ｄｉｓｐｌａｙ）等で構成される。操作部１９０はポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ
ｄｅｖｉｃｅ）を備えたキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）等で構成される。
【００５４】
表示部１８０は、データ処理部１７０から出力される再構成画像および各種の情報を表示する。操作部１９０は、使用者によって操作され、各種の指令や情報等をデータ処理部１７０に入力する。使用者は表示部１８０および操作部１９０を通じてインタラクティブ（ｉｎｔｅｒａｃｔｉｖｅ）に磁気共鳴撮影装置を操作する。
【００５５】
図４に、他の方式の磁気共鳴撮影装置のブロック図を示す。同図に示す磁気共鳴撮影装置は、本発明における磁気共鳴撮影装置の実施の形態の一例である。同図に示す装置は、図３に示した装置とは方式を異にするマグネットシステム１００’を有する。マグネットシステム１００’以外は図１に示した装置と同様な構成になっており、同様な部分に同一の符号を付して説明を省略する。マグネットシステム１００’は図１におけるＭＲ信号検出部１０１に相当する。
【００５６】
マグネットシステム１００’は主磁場マグネット部１０２’、勾配コイル部１０６’およびＲＦコイル部１０８’を有する。これら主磁場マグネット部１０２’および各コイル部は、いずれも空間を挟んで互いに対向する１対のものからなる。また、いずれも概ね円盤状の形状を有し中心軸を共有して配置されている。マグネットシステム１００’の内部空間（ボア）に、対象１がクレードル５００に搭載されて図示しない搬送手段により搬入および搬出される。
【００５７】
主磁場マグネット部１０２’はマグネットシステム１００’の内部空間に静磁場を形成する。静磁場の方向は概ね対象１の体軸方向と直交する。すなわちいわゆる垂直磁場を形成する。主磁場マグネット部１０２’は例えば永久磁石等を用いて構成される。なお、永久磁石に限らず超伝導電磁石あるいは常伝導電磁石等を用いて構成してもよいのはもちろんである。
【００５８】
勾配コイル部１０６’は、互いに垂直な３軸すなわちスライス軸、位相軸および周波数軸の方向において、それぞれ静磁場強度に勾配を持たせるための３つの勾配磁場を生じる。
【００５９】
静磁場空間における互いに垂直な座標軸をｘ，ｙ，ｚとしたとき、いずれの軸もスライス軸とすることができる。その場合、残り２軸のうちの一方を位相軸とし、他方を周波数軸とする。また、スライス軸、位相軸および周波数軸は、相互間の垂直性を保ったままｘ，ｙ，ｚ軸に関して任意の傾きを持たせることも可能である。
【００６０】
スライス軸方向の勾配磁場をスライス勾配磁場ともいう。位相軸方向の勾配磁場を位相エンコード勾配磁場ともいう。周波数軸方向の勾配磁場をリードアウト勾配磁場ともいう。このような勾配磁場の発生を可能にするために、勾配コイル部１０６’は図示しない３系統の勾配コイルを有する。勾配コイル部１０６’および勾配駆動部１３０からなる部分は、本発明における勾配磁場印加手段の実施の形態の一例である。
【００６１】
ＲＦコイル部１０８’は静磁場空間に対象１の体内のスピンを励起するためのＲＦ励起信号を送信する。ＲＦコイル部１０８’は、また、励起されたスピンが生じる磁気共鳴信号を受信する。
【００６２】
ＲＦコイル部１０８’は図示しない送信用のコイルおよび受信用のコイルを有する。送信用のコイルおよび受信用のコイルは、同じコイルを兼用するかあるいはそれぞれ専用のコイルを用いる。
【００６３】
磁気共鳴撮影装置の撮影動作を説明する。図５に、図３または図４に示した装置が実行する磁気共鳴信号獲得用のパルスシーケンス（ｐｕｌｓｅ ｓｅｑｕｅｎｃｅ）の一例を示す。このパルスシーケンスは、３Ｄスキャン（３−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｓｃａｎ）によりスピンエコー（ｓｐｉｎ ｅｃｈｏ）を獲得するためのパルスシーケンスである。
【００６４】
すなわち、（１）はＲＦ励起用の９０°パルスおよび１８０°パルスのシーケンスであり、（２）、（３）、（４）および（５）は、それぞれ、スライス勾配Ｇｓ、位相エンコード勾配Ｇｐ、リードアウト勾配ＧｒおよびスピンエコーＭＲのシーケンスである。なお、９０°パルスおよび１８０°パルスは中心値で代表する。パルスシーケンスは時間軸ｔに沿って左から右に進行する。
【００６５】
同図に示すように、９０°パルスおよび１８０°パルスにより、それぞれスピンの９０°励起および１８０°励起が行われる。９０°励起および１８０°励起のとき、それぞれスライス勾配Ｇｓ１およびＧｓ３が印加され、所定のスラブ（ｓｌａｂ）についての選択励起が行われる。
【００６６】
９０°励起と１８０°励起の間で、スライス勾配Ｇｓ２によってスライス軸方向の位相エンコードが行われる。同じ期間に、位相エンコード勾配Ｇｐによる位相軸方向の位相エンコードがおよびリードアウト勾配Ｇｒ１による周波数軸方向のディフェーズ（ｄｅｐｈａｓｅ）がそれぞれ行われる。
【００６７】
１８０°励起後、リードアウト勾配Ｇｒ２によるリフェーズ（ｒｅｐｈａｓｅ）によってスピンエコーＭＲが発生する。スピンエコーＭＲは、エコー中心に関して対称的な波形を持つＲＦ信号となる。エコー中心は９０°励起からＴＥ（ｅｃｈｏ ｔｉｍｅ）後に生じる。スピンエコーＭＲは、データ収集部１５０によりビューデータ（ｖｉｅｗ ｄａｔａ）として収集される。
【００６８】
このようなパスルシーケンスが、スライス勾配Ｇｓ２を逐次変更しながら、周期ＴＲ（ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ ｔｉｍｅ）で例えば６４〜２５６回繰り返される。破線はスライス勾配Ｇｓ２の逐次変化を概念的に表す。このような繰り返しの間、位相軸方向の位相エンコード勾配Ｇｐは毎回同じ勾配が与えられる。これによって、ｋスペースには、位相軸方向の位相エンコードが同一でスライス軸方向の位相エンコードを異にする６４〜２５６ビューのビューデータが得られる。
【００６９】
以上の動作が例えば６４〜２５６回繰り返される。繰り返しのたびに位相軸方向の位相エンコード勾配Ｇｐを変更する。破線はスライス勾配Ｇｐの逐次変化を概念的に表す。これによって、位相軸方向の位相エンコードが異なる６４〜２５６セット（ｓｅｔ）のビューデータが得られる。各データセットはスライス軸方向の位相エンコードを異にする６４〜２５６ビューのデータからなる。このようにして得られたビューデータが、データ処理部１７０のメモリに収集される。
【００７０】
図６に、メモリ内に構成されるｋスペースの概念図を示す。同図に示すように、ｋスペースは、互いに垂直な３つの座標軸ｋｘ，ｋｙ，ｋｚを有する３次元のフーリエ空間である。
【００７１】
ｋｘは周波数軸に相当する。ｋｙは位相軸に相当する。ｋｚはスライス軸に相当する。位相軸方向の位相エンコードが異なるビューデータは、ｋｙ軸上の位置が異なる。スライス軸方向の位相エンコードが異なるビューデータは、ｋｚ軸上の位置が異なる。
【００７２】
このようなｋスペースのデータを３次元逆フーリエ変換することにより、図７に示すような実空間における３次元画像データすなわち３次元の再構成画像が得られる。この画像が表示部１８０で表示され、また、画像合成部１３に入力される。
【００７３】
断層像を撮影するときは、３Ｄスキャンではなく２Ｄスキャンが行われる。図８に、２Ｄスキャンのパルスシーケンスを示す。同図に示すように、２Ｄスキャンのパルスシーケンスは、図５に示したライス勾配Ｇｓのシーケンスから位相エンコード勾配Ｇｓ２を除いたものに相当する。なお、スライス勾配Ｇｓ１と９０°パルスによる選択励起は、スラブはなくスライスについて行われる。
【００７４】
このパルスシーケンスは、スライス軸方向の位相エンコードを行わないこと以外は前述の３Ｄスキャンと同様にして実行される。これによって、２次元のｋスペースにビューデータが収集され、それを２次元逆フーリエ変換することにより断層像が再構成される。
【００７５】
図９に超音波撮影装置のブロック図を示す。同図に示す超音波撮影装置は、本発明における超音波撮影装置の実施の形態の一例である。同図に示すように、超音波撮影装置は、超音波プローブ２を有する。超音波プローブ２は、図示しない複数の超音波トランスデューサ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）のアレイ（ａｒｒａｙ）を有する。個々の超音波トランスデューサは例えばＰＺＴ（チタン（Ｔｉ）酸ジルコン（Ｚｒ）酸鉛）セラミックス（ｃｅｒａｍｉｃｓ）等の圧電材料によって構成される。超音波プローブ２は、使用者により対象１に当接して使用される。
【００７６】
超音波プローブ２は送受信部６に接続されている。送受信部６は、超音波プローブ２に駆動信号を与えて超音波を送波させる。送受信部６は、また、超音波プローブ２が受波したエコー信号を受信する。
【００７７】
超音波プローブ２は、例えば、図１０に示すような超音波トランスデューサアレイ（ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ａｒｒａｙ）３００を有する。超音波トランスデューサアレイ３００は２次元アレイであり、例えば、３２ｘ３２の正方マトリクスをなす１０２４個の超音波振動子３０２からなる。なお、２次元アレイは正方マトリクスに限るものではなく、例えば３２ｘ１６等の異方マトリクスであってよい。超音波振動子３０２は例えばＰＺＴ（チタン（Ｔｉ）酸ジルコン（Ｚｒ）酸鉛）セラミックス（ｃｅｒａｍｉｃｓ）等の圧電材料によって構成される。
【００７８】
超音波プローブ２は送受信部６に接続されている。送受信部６は、超音波プローブ２に駆動信号を与えて超音波を送波させる。送受信部６は、また、超音波プローブ２が受波したエコー信号を受信する。送受信部６は、図１におけるＵＬ信号獲得部３に相当する。
【００７９】
送受信部６は、例えば図１１に示すような走査を行う。すなわち、超音波トランスデューサアレイ３００の中央を頂点とするコーン（ｃｏｎｅ）状の撮影範囲を超音波ビーム３０３により角度θ方向および角度φ方向に走査して３次元走査を行う。なお、超音波ビーム３０３の長さ方向をｚ方向とする。θ方向およびφ方向は互いに垂直な２方向である。このような３次元走査はピラミッドスキャン（Ｐｙｒａｍｉｄａｌ ｓｃａｎ）とも呼ばれる。
【００８０】
超音波プローブ２における超音波トランスデューサアレイが１次元アレイであるときは、送受信部６は、例えば図１２に示すような走査を行う。すなわち、放射点２００からｚ方向に延びる音線２０２で扇状の２次元領域２０６をθ方向に走査し、いわゆるセクタスキャン（ｓｅｃｔｏｒ ｓｃａｎ）を行う。
【００８１】
送波および受波のアパーチャ（ａｐｅｒｔｕｒｅ）を超音波トランスデューサアレイの一部を用いて形成するときは、このアパーチャをアレイに沿って順次移動させることにより、例えば図１３に示すような走査を行うことができる。すなわち、放射点２００からｚ方向に発する音線２０２を直線状の軌跡２０４に沿って平行移動させることにより、矩形状の２次元領域２０６をｘ方向に走査し、いわゆるリニアスキャン（ｌｉｎｅａｒ ｓｃａｎ）を行う。
【００８２】
なお、超音波トランスデューサアレイが、超音波送波方向に張り出した円弧に沿って形成されたいわゆるコンベックスアレイ（ｃｏｎｖｅｘ ａｒｒａｙ）である場合は、リニアスキャンと同様な音線走査により、例えば図１４に示すように、音線２０２の放射点２００を円弧状の軌跡２０４に沿って移動させ、扇面状の２次元領域２０６をθ方向に走査して、いわゆるコンベックススキャンが行えるのはいうまでもない。
【００８３】
このような２次元領域２０６のスキャンを、超音波プローブ２の位置または傾きを操作者が手動で連続的に変化させながら行うことにより、３次元領域をスキャンすることができる。以下、手動による超音波プローブ２の位置や傾きの変更を副走査ともいう。
【００８４】
送受信部６はＢモード処理部１０およびドップラ処理部１２に接続されている。送受信部６から出力される音線ごとのエコー受信信号は、Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２に入力される。
【００８５】
Ｂモード処理部１０はＢモード画像データを形成するものである。Ｂモード処理部１０は、エコー受信信号を対数増幅した後に包絡線検波して音線上の個々の反射点でのエコーの強度を表す信号すなわちＡスコープ（ｓｃｏｐｅ）信号を得て、このＡスコープ信号の各瞬時の振幅をそれぞれ輝度値として、Ｂモード画像データを形成する。
【００８６】
ドップラ処理部１２はドップラ画像データを形成するものである。ドップラ処理部１２は、エコー受信信号を直交検波した後にＭＴＩ（Ｍｏｖｉｎｇ Ｔａｒｇｅｔ Ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎ）処理してエコー信号のドップラシフトを求め、ドップラシフトについての自己相関演算により平均流速、流速の分散およびドップラ信号のパワー等を求める。以下、平均流速を単に流速ともいう。また、流速の分散を単に分散ともいい、ドップラ信号のパワーを単にパワーともいう。
【００８７】
ドップラ処理部１２によって、対象１内で移動するエコー源の流速、分散およびパワーを表すそれぞれのデータが音線ごとに得られる。これらデータは、音線上の各点（ピクセル：ｐｉｘｅｌ）の流速、分散およびパワーを示す。なお、流速は音線方向の成分として得られる。また、超音波プローブ２に近づく方向と遠ざかる方向とが区別される。
【００８８】
Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２は画像処理部１４に接続されている。画像処理部１４は、Ｂモード処理部１０およびドップラ処理部１２からそれぞれ入力されるデータに基づいて、それぞれＢモード画像およびカラードップラ画像を生成する。Ｂモード処理部１０、ドップラ処理部１２および画像処理部１４からなる部分は、図１におけるＵＬ画像生成部５に相当する。
【００８９】
画像処理部１４には表示部１６が接続され、画像処理部１４が生成したＢモード画像およびカラードップラ画像を表示するようになっている。
以上の送受信部６、Ｂモード処理部１０、ドップラ処理部１２、画像処理部１４および表示部１６には制御部１８が接続されている。制御部１８は、それら各部に制御信号を与えてその動作を制御する。制御部１８には、被制御の各部から各種の報知信号が入力される。周期的信号検出部９を用いる場合は、周期的信号検出部９から心拍信号等の周期的信号が制御部１８に入力される。制御部１８の制御の下で、Ｂモード動作およびドップラモード動作が実行される。
【００９０】
制御部１８には操作部２０が接続されている。操作部２０は使用者によって操作され、制御部１８に適宜の指令や情報を入力するようになっている。操作部２０は、例えばキーボード（ｋｅｙｂｏａｒｄ）やポインティングデバイス（ｐｏｉｎｔｉｎｇ ｄｅｖｉｃｅ）およびその他の操作器具を備えている。
【００９１】
超音波撮影装置の撮影動作を説明する。使用者は超音波プローブ２を対象１の所望の箇所に当接し、操作部２０を操作して、Ｂモードまたはドップラモード、あるいは、Ｂモードとドップラモードを併用した撮影を遂行する。撮影は制御部１８による制御の下で行われる。
【００９２】
送受信部６は、超音波プローブ２を通じて音線順次で対象１の内部を図１１に示したように３次元スキャンして逐一そのエコーを受信する。あるいは、図１２ないし図１４に示すようなスキャンを手動の副走査と組み合わせて行う。その場合は、送受信部６は、制御部１８による制御の下で、周期的信号に同期して例えば心臓の収縮期や拡張期等所定の位相においてスキャンを行う。位相は調節可能になっており、使用者は所望の位相を指定してスキャンを行わせることができる。
【００９３】
Ｂモードにおいては、Ｂモード処理部１０が送受信部６から入力されるエコー受信信号に基づいてＢモード画像データを形成する。ドップラモードにおいては、１音線あた複数回の超音波の送波とエコーの受信が行われる。ドップラ処理部１２は、エコー受信信号に基づいて流速、分散およびパワーを求める。これらの算出値は、それぞれ、エコー源の速度、分散およびパワーを、音線ごとかつピクセルごとに表すデータとなる。
【００９４】
画像処理部１４は、Ｂモード処理部１０から入力される音線ごとのＢモード画像データに基づいてＢモード画像を生成する。Ｂモード画像は、音線走査領域における体内組織の３次元画像を示すものとなる。
【００９５】
画像処理部１４は、また、ドップラ処理部１２から入力される音線ごとかつピクセルごとの各ドップラ画像データに基づいてカラードップラ画像を生成する。カラードップラ画像は、流速と分散を組み合わせた流速分布画像、または、パワーを用いたパワードップラ画像等として生成される。
【００９６】
流速分布画像は音線走査領域におけるエコー源の流速分布を示す画像となる。この画像では流れの方向に応じて表示色を異ならせ、流速に応じて表示色の輝度を異ならせ、分散に応じて所定の色の混色量を高めて表示色の純度を変える。この画像はカラーフローマッピング（ＣＦＭ）画像とも呼ばれる。
【００９７】
パワードップラ（ＰＤＩ）画像は音線走査領域におけるドップラ信号のパワー分布を示す画像となる。この画像によって運動するエコー源の所在が示される。画像の表示色の輝度がパワーに対応する。
【００９８】
画像処理部１４は、Ｂモード画像またはカラードップラ画像、あるいは、両画像の組み合わせ画像を画像合成部１３に入力し、また、表示部１６に表示する。超音波画像は、例えば図１５に示すように、血流像４０２を含む３次元のＢモード画像またはカラードップラ画像、あるいは両者の組み合わせ画像となる。３次元スキャンを手動の副走査によって行う場合でも、周期的信号に同期してスキャンが行われるので３次元画像に矛盾は生じない。
【００９９】
上記のようにして撮影される磁気共鳴画像と超音波画像が画像合成部１３によって合成される。図１６に画像合成部１３の動作のフロー図を示す。同図に示すように、ステップ（ｓｔｅｐ）９０２で、磁気共鳴撮影の座標系と超音波撮影の座標系を整合させる。座標系の整合はプローブ位置検出部１１から入力される超音波プローブ２の位置情報に基づいて行われる。これによって、磁気共鳴撮影の３次元のＦＯＶ（Ｆｉｅｌｄ ｏｆ Ｖｉｅｗ）における音線走査領域の３次元的位置が明確化される。
【０１００】
次に、ステップ９０４で、磁気共鳴画像データの取り込みを行う。次に、ステップ９０６で、超音波画像データの取り込みを行う。次に、ステップ９０８で、画像の合成を行う。
【０１０１】
次に、ステップ９１０で、画像の表示を行う。これによって、例えば図１７に示すように、磁気共鳴画像と超音波画像がいずれも３次元画像として表示される。超音波画像は対象１の内部の３次元領域の状態をリアルタイムないし高分解能で示す画像となる。ドップラモードで撮影した場合は血流像４０２は３次元のカラードップラ画像となる。カラードップラ画像はカラーフローマッピング画像あるいはパワードップラ画像である。
【０１０２】
超音波撮影を手動の副走査で行った場合は、超音波画像を３次元画像に代えて断層像として表示することもできる。断層像はＢモード画像またはカラードップラ画像、あるいは両者の組み合わせのいずれでも表示することができる。
【０１０３】
このようにして、磁気共鳴画像が示す対象の内部構造の所望の部分についての超音波画像を得ることができる。超音波画像は例えばカラードップラ画像によって示される血流動態等、磁気共鳴撮影では得られない独特の情報を有するので、磁気共鳴画像と合わせて利用することによりより的確な診断等を行うことが可能となる。
【０１０４】
図１８に、超音波プローブ２に設けられる磁場センサ１１１の模式的構成を示す。同図に示すように、センサは３つのコイル３１，３３，３５の組み合わせによって構成される。コイル３１，３３，３５は、それぞれ信号出力端子３１１，３３１，３５１を有する。コイル３１，３３，３５は、本発明におけるコイルの実施の形態の一例である。
【０１０５】
破線の矢印３１ａ，３３ａ，３５ａは、それぞれ、コイル３１，３３，３５の中心軸の方向すなわちコイル軸の方向を示す。コイル軸の方向はコイルの感度方向でもある。コイル３１，３３，３５は感度方向が互いに垂直になるように組み合わされている。
【０１０６】
このようなコイルの組み合わせが、例えばコイル軸３１ａを超音波プローブ２の中心軸に一致させて超音波プローブ２に組み込まれている。なお、超音波プローブ２の中心軸に一致させるものはコイル軸３１ａに限るものではなく、コイル軸３３ａまたはコイル軸３５ａのいずれであってもよい。
【０１０７】
あるいは、いずれのコイル軸も超音波プローブ２の中心軸に不一致であってよく、要するに超音波プローブ２の中心軸に対してコイル３１，３３，３５の位置関係が一定であればよい。以下、コイル軸３１ａを超音波プローブ２の中心軸に一致させた例で説明する。
【０１０８】
コイル３１，３３，３５は、鎖交磁束の変化に基づく電磁誘導により信号出力端子３１１，３３１，３５１にそれぞれ誘起電圧を生じるので、磁束センサないし磁場センサとして用いることができる。
【０１０９】
図１８に示すように、信号出力端子３１１，３３１，３５１からそれぞれ出力される３つの検出信号ｖ３１，ｖ３３，ｖ３５は、鎖交磁束Ｖの互いに垂直な３つの成分を表す。各成分は感度方向３１ａ，３３ａ，３５ａにそれぞれ平行な成分である。これら検出信号がプローブ位置検出部１１に入力される。
【０１１０】
プローブ位置検出部１１は３つの検出信号のベクトル（ｖｅｃｔｏｒ）和を求める。合成ベクトルの大きさは鎖交磁束Ｖの量すなわち磁場強度を表す。また、合成ベクトルＶの方向は磁場の方向を表す。磁場方向Ｖを基準とするコイル軸３１ａ，３３ａ，３５ａの角度が超音波プローブ２の方向を表す情報となる。
【０１１１】
このような磁場センサ１１１を有する超音波プローブ２について、撮影空間における３次元的位置情報を求めるために、磁気共鳴撮影装置が発生する勾配磁場を利用する。勾配磁場はｘ，ｙ，ｚ方向の磁場がそれぞれ利用される。
【０１１２】
撮影空間の各方向に勾配磁場を印加するたびに、磁場センサ１１１は電磁誘導により前述のように３つの検出信号を出力する。プローブ位置検出部１１はそれら検出信号のベクトル和から磁場強度を求める。
【０１１３】
ｘ方向の勾配磁場の強度は、マグネットセンタ（ｍａｇｎｅｔ ｃｅｎｔｅｒ）からのｘ軸上の距離に比例する。このため、ｘ勾配磁場印加時の磁場強度測定値は撮影空間におけるｘ軸上の超音波プローブ２の位置を表す。同様に、ｙ勾配磁場およびｚ勾配磁場を印加したときの磁場強度はｙ軸上およびｚ軸上の超音波プローブ２の位置をそれぞれ表す。また、磁場方向に対するコイル軸３１ａの方向は、撮影空間における超音波プローブ２の方向を表す。
【０１１４】
図２０に、超音波プローブ２の３次元位置情報を求めるときの本装置の動作のフロー図を示す。同図に示すように、ステップ９２２でｘ勾配磁場を印加する。これによって、磁場センサ１１１でｘ勾配磁場検出信号が得られる。次に、ステップ９２４で、ｘ勾配磁場検出信号に基づいて超音波プローブ２のｘ座標を計算する。
【０１１５】
次に、ステップ９２６で、ｙ勾配磁場を印加する。これによって、磁場センサ１１１でｙ勾配磁場検出信号が得られる。次に、ステップ９２８で、ｙ勾配磁場の検出信号に基づいて超音波プローブ２のｙ座標を計算する。
【０１１６】
次に、ステップ９３０で、ｚ勾配磁場を印加する。これによって、磁場センサ１１１でｚ勾配磁場検出信号が得られる。次に、ステップ９３２で、ｚ勾配磁場の検出信号に基づいて超音波プローブ２のｚ座標を計算する。
【０１１７】
次に、ステップ９３４で、超音波プローブ２の方向を計算する。超音波プローブ２の方向は、磁場方向に対するコイル軸３１ａ，３３ａ，３５ａから計算される。
【０１１８】
このように、３種類の勾配磁場を利用して超音波プローブ２の３次元座標および方向を表す３次元的位置情報を得ることができる。このような３次元位置情報を使用することにより、磁気共鳴画像と超音波画像を正しい位置関係で合成することができる。
【０１１９】
超音波プローブ２の３次元位置情報は、超音波プローブ２に付した磁気共鳴撮影可能な標識を利用して得るようにしてもよい。図２１および図２２に、そのような標識を持つ超音波プローブを使用する医用画像撮影装置のブロック図をそれぞれ示す。
【０１２０】
両図に示すように、本装置はＭＲ標識４００が設けられた超音波プローブ２’を有する。本装置は本発明の実施の形態の一例である。本装置の構成によって、本発明の装置に関する実施の形態の一例が示される。
【０１２１】
本装置は、超音波プローブ２’以外は図１および図２にそれぞれ示した構成とほぼ同様になっており、同様の部分に同一の符号を付して説明を省略する。ただし、超音波プローブ２’の位置検出は、ＭＲ画像生成部１０５から画像が入力されるプローブ位置検出部１１’によって行われる。プローブ位置検出部１１’としては例えばコンピュータ等が用いられる。
【０１２２】
超音波プローブ２’は、本発明の操作器具の実施の形態の一例である。また、本発明の超音波プローブの実施の形態の一例である。超音波プローブ２’は、また、本発明における操作器具の実施の形態の一例である。また、本発明における超音波プローブの実施の形態の一例である。ＭＲ信号検出部１０１、ＭＲ信号獲得部１０３およびＭＲ画像生成部１０５からなる部分は、本発明における撮影手段の実施の形態の一例である。プローブ位置検出部１１’は、本発明における計算手段の実施の形態の一例である。
【０１２３】
超音波プローブ２’、ＭＲ信号検出部１０１、ＭＲ信号獲得部１０３、ＭＲ画像生成部１０５およびプローブ位置検出部１１’からなる部分は、本発明の位置検出システムの実施の形態の一例である。本システムの構成によって、本発明の装置（システム）に関する実施の形態の一例が示される。
【０１２４】
図２３に、ＭＲ標識４００の模式的構成を示す。同図の（ａ）は平面図、（ｂ）はＡ−Ａ断面図である。同図に示すように、ＭＲ標識４００は、平板状のベース（ｂａｓｅ）４１の上に設けられた３つの標識５１，５３，５５を有する。標識５１，５３，５５は例えば二等辺三角形の頂点に相当する位置にそれぞれ設けられる。標識の数は３以上とし三角形以上の多角形の頂点に相当する位置にそれぞれ配置するようにしてもよい。
【０１２５】
標識５１は、（ｂ）に断面図で示すように、二層構造を有するベース４１の下層４１１と上層４１３の間に封入された磁気共鳴物質５１１によって構成される。磁気共鳴物質５１１としては例えば水が用いられるがそれに限るものではなく、磁気共鳴可能な核子（ｎｕｃｌｅｏｎ）を含有する適宜の物質であってよい。標識５３および５５も同様である。標識５１，５３，５５を構成する磁気共鳴物質は、互いに信号強度を異にするものを用いるのが、標識５１，５３，５５を個々に識別可能にする点で好ましい。
【０１２６】
このようなＭＲ標識４００を、超音波プローブ２の側面等に例えば接着等によって取り付ける。その際、例えば標識５１，５３，５５が形成する三角形の標識５５側の頂点が超音波ビームの方向を向くように取り付ける。これによって、標識３１，３３，３５と超音波ビームとの空間的位置関係が確定する。なお、標識３１，３３，３５と超音波ビームとの関係はこのような関係に限るものではなく、予め定めた適宜の位置関係としてよい。
【０１２７】
このようなＭＲ標識４００を有する超音波プローブ２が撮影空間に存在する状態で３Ｄの磁気共鳴撮影を行うと、撮影した画像には標識５１，５３，５５の像が含まれる。
【０１２８】
したがって、プローブ位置検出部１１’により３次元画像における標識５１，５３，５５の位置から超音波プローブ２の３次元的位置を求めることができる。また、３つの標識５１，５３，５５が同時に全部存在する面の方向から３次元空間における超音波プローブ２の方向を求めることができる。
【０１２９】
このようにして求めた３次元的位置情報を使用して、画像合成部１３により磁気共鳴画像と超音波画像を正しい位置関係で合成され、合成画像が表示部１５によって表示される。
【０１３０】
以上、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用される操作器具が超音波プローブである例を示したが、操作器具は超音波プローブに限るものではなく、例えば穿刺針等所定の施術に使用する器具であってよいのはもちろんである。
【０１３１】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、磁気共鳴撮影装置の機能を利用して撮影空間における操作器具の３次元的位置を検出するシステム、そのような位置検出システムを備えた医用画像撮影装置、磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で操作される操作器具および超音波プローブを実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図３】磁気共鳴撮影装置のブロック図である。
【図４】磁気共鳴撮影装置のブロック図である。
【図５】磁気共鳴撮影のパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図６】３次元フーリエ空間の概念図である。
【図７】３次元実空間の概念図である。
【図８】磁気共鳴撮影のパルスシーケンスの一例を示す図である。
【図９】超音波撮影装置のブロック図である。
【図１０】超音波トランスデューサアレイの模式図である。
【図１１】音線走査の概念図である。
【図１２】音線走査の概念図である。
【図１３】音線走査の概念図である。
【図１４】音線走査の概念図である。
【図１５】３次元画像の概念図である。
【図１６】画像合成部の動作のフロー図である。
【図１７】３次元画像の概念図である。
【図１８】磁場センサの模式的構成図である。
【図１９】磁場センサの検出信号ベクトル図である。
【図２０】３次元的位置情報を検出する動作のフロー図である。
【図２１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２２】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図である。
【図２３】超音波プローブ２に取り付ける標識の模式的構成図である。
【符号の説明】
１０１ ＭＲ信号検出部
１０３ ＭＲ信号獲得部
１０５ ＭＲ画像生成部
２，２’ 超音波プローブ
３ ＵＬ信号検出部
５ ＵＬ画像生成部
１１，１１’ プローブ位置検出部
１３ 画像合成部
１５ 表示部
１１１ 磁場センサ
３１，３３，３５ コイル
４００ ＭＲ標識
５１，５３，５５ 標識

Claims (2)

1. 感度方向が互いに垂直な３つのコイルを有し磁気共鳴撮影装置の撮影空間内で使用者によって操作される操作器具と、
   前記撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加する勾配磁場印加手段と、
   前記勾配磁場の印加によって前記コイルに誘起する電圧に基づいて前記撮影空間における前記操作器具の３次元的位置を計算する計算手段と、
   を具備することを特徴とする位置検出システム。
2. 磁気共鳴を利用して撮影空間内の対象について磁気共鳴撮影を行う磁気共鳴撮影装置と、
   感度方向が互いに垂直な３つのコイルを有し前記撮影空間内で使用者によって操作される超音波プローブと、
   前記超音波プローブを使用して前記対象について超音波撮影を行う超音波撮影装置と、
   前記撮影空間の互いに垂直な３方向に勾配磁場を逐次に印加する勾配磁場印加手段と、
   前記勾配磁場の印加によって前記コイルに誘起する電圧に基づいて前記撮影空間における前記超音波プローブの３次元的位置を計算する計算手段と、
   前記磁気共鳴撮影装置で撮影した画像および前記超音波撮影装置で撮影した画像を前記計算手段が計算した前記３次元的位置に基づいて前記撮影空間における位置を一致させて合成する画像合成手段と、
   前記合成した画像を表示する表示手段と、
   を具備することを特徴とする医用画像撮影装置。

Images