JP5063039B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
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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。 The present invention relates to a method for photographing a myocardial perfusion image using a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus. More specifically, the present invention relates to an imaging method for acquiring a myocardial perfusion image while monitoring or correcting respiratory body movement, and a method for efficiently analyzing the acquired image.
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。 Myocardial perfusion measurement using an MRI apparatus is aimed at identifying the ischemic site of the myocardium, for example, as shown in Non-Patent Document 1, and the change in the signal in the myocardium due to the inflow of contrast medium is time-series image data. Detect from.
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。 Time series images are taken in synchronization with the electrocardiogram. As an example of general measurement conditions, an image obtained by photographing a predetermined number of multi-slices (for example, the number of slices of 6) with two heartbeats is set as one set of time-series images, and about 60 sets are continuously shot. After starting the measurement, the subject holds his / her breath as much as possible. A sequence for acquiring a time-series image is generally composed of a pre-pulse sequence and an imaging sequence for suppressing nuclear magnetization. The imaging sequence is performed in the expansion period in order to obtain MR signals used for image reconstruction and to reduce the influence of motion due to heartbeat.
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。 As described above, when 6 slices are shot with 2 heartbeats, the first pulse shooting procedure for applying the shooting sequence to the prepulse sequence and the first slice and the shooting sequence for the prepulse sequence and the second slice in the expansion period of the first heartbeat. The imaging procedure of the second slice to which is applied, and the imaging procedure of the third slice that applies the imaging sequence to the pre-pulse sequence and the third slice are sequentially performed. Next, in the diastole of the second heartbeat, the imaging procedure of the fourth slice that applies the imaging sequence to the prepulse sequence and the fourth slice, the imaging procedure of the fifth slice that applies the imaging sequence to the prepulse sequence and the fifth slice, and the prepulse sequence The sixth slice imaging procedure for applying the imaging sequence to the sixth slice is sequentially performed. By repeating the above measurement 60 times (120 heartbeats), 6 slices, 60 sets of time-series data (that is, 60 time-series image data for each of the first to sixth slices), and a total of 360 images are acquired. .
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。 As an image processing method related to identification of an ischemic site, for example, a method of extracting the contour of the heart wall of the left ventricle to be analyzed with respect to 60 images of a specified slice (for example, the first slice) is known. . For each pixel in the extracted heart wall, the time change of the signal intensity is displayed in a graph. Alternatively, the designated heart wall is divided into about 10 to 20 regions, and the time change of the signal intensity in each region is displayed in a graph.
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。 At this time, it is important to accurately and simply extract the contour of the heart wall in order to shorten the analysis time, and it is desirable if automatic detection by image processing can be performed. However, since the time series image data collection time is as long as 120 heartbeats, it is difficult to completely hold the breath during that time, and the images are often imaged in a state where the position of the heart is shifted due to respiratory body movement. For this reason, in the conventional heart wall contour extraction processing, the positional deviation of the heart due to respiration is manually corrected. For this reason, it was difficult to shorten the analysis time.
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。 On the other hand, as a method for monitoring respiration, for example, as shown in Patent Document 1, a diaphragm navigation sequence is known. Patent Document 1 discloses a method of monitoring respiratory motion in a navigation sequence and controlling the phase encoding amount of an imaging sequence. On the other hand, Non-Patent Document 2 discloses a navigation sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat.
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。
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。 As described above, in the case of brain perfusion imaging, body movement detection is performed to correct or control the position of a reconstructed image. In myocardial perfusion measurement, a navigation sequence is performed. Body motion detection using is not applied. One of the reasons is that in general diaphragm navigation, the signal intensity changes in the liver due to the influence of contrast medium used for myocardial perfusion, and the cause of the change in diaphragm navigation signal (respiration or inflow of contrast medium) ) Is difficult to judge. On the other hand, the navigation sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat described in Non-Patent Document 2 is less susceptible to contrast agents, but how to correlate detected body movement with myocardial extraction processing, It has not been proposed whether the heart wall can be extracted in a short time.
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。 In addition, since myocardial perfusion measurement is generally imaged in multi-slices, it is important to link the multi-slice imaging sequence and image reconstruction processing in order to perform heart wall contour extraction processing accurately and in a short time. is there. In the technique described in Patent Document 2, since the measurement target is the brain, it is not necessary to consider pulsation, there is no need for contour extraction processing, and neither is multi-slice imaging. For this reason, even if the body motion detection method of brain perturbation measurement described in Patent Document 2 is applied as it is to myocardial perfusion imaging considering the contour extraction processing, the contour extraction of the heart wall can be performed accurately and in a short time. Can't do it.
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。 An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of extracting a heart wall easily and in a short time by detecting a positional shift due to body movement in myocardial perfusion measurement.
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、演算処理部が、核磁気共鳴信号から被検体の心周期に同期した時系列の複数の心臓画像を再構成するとともに、心臓画像ごとの心臓の基準位置からの位置ずれ量を核磁気共鳴信号から求める。心壁抽出部は、複数の前記心臓画像のうち一つの心臓画像から心壁輪郭を抽出し、抽出した当該心壁輪郭を、複数の心臓画像のうちの他の心臓画像ごとの位置ずれ量に応じてずらすことにより、他の画像についての心壁輪郭を求める。 In order to achieve the above object, in the MRI apparatus according to the first aspect of the present invention, the arithmetic processing unit reconstructs a plurality of time-series heart images synchronized with the cardiac cycle of the subject from the nuclear magnetic resonance signal. The amount of positional deviation from the heart reference position for each heart image is obtained from the nuclear magnetic resonance signal. The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour from one heart image of the plurality of heart images, and uses the extracted heart wall contour as a positional shift amount for each of the other heart images of the plurality of heart images. The heart wall contours for other images are obtained by shifting accordingly.
上記目的を達成するために、本発明の第2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。 In order to achieve the above object, in the second aspect of the present invention, a navigation sequence for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including positional variation information of the heart of the subject for each cardiac cycle of the subject, A pulse sequence including an imaging sequence for acquiring images of the heart in time series in synchronization with the cardiac cycle is executed. The arithmetic processing unit obtains the amount of positional deviation from the reference position of the heart from the nuclear magnetic resonance signal including the position variation information of the heart for each cardiac cycle in the slice direction, the phase encoding direction, and the readout direction in the imaging sequence. The slice position to be excited in the imaging sequence executed in the cardiac cycle is corrected according to the positional deviation amount in the slice direction. The positional deviation amount in the phase encoding direction and the readout direction is attached as a part of the reconstructed image information and transferred to the heart wall extraction unit. The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour for one reconstructed image, and determines the position of the determined heart wall contour for each reconstructed image of the other cardiac cycle. By shifting according to the amount of positional deviation about, another cardiac cycle heart wall contour is obtained.
(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。
(First embodiment)
Hereinafter, an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
First, the configuration of the MRI apparatus of the present embodiment will be described with reference to FIG. The MRI apparatus according to the present embodiment includes a static magnetic
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。
The
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。
Gradient magnetic
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。
Next, an example of an operation procedure when imaging is performed using the MRI apparatus will be described.
The
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。
The NMR signal generated from the
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。
Next, the imaging pulse sequence of this embodiment will be described.
This imaging pulse sequence is for performing myocardial perfusion imaging, and includes a navigation sequence 50 and an imaging sequence 51 for detecting body movement as shown in FIG. The relationship between the
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。 As described above, in one heartbeat, the MR signal for three slices is acquired in the imaging sequence 51, whereas the navigation sequence 50 is performed only once, and the data acquired in the navigation sequence 50 is used for the heartbeat. This is applied to an imaging sequence 51 of a plurality of slices (here, 3 slices).
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。
An example of the navigation sequence 50 is shown in FIG. The navigation sequence 50 is a sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat, and is an example when a CHESS (Chemical Shift Suppression) sequence is applied. First, hydrogen atoms contained in fat are excited by the high frequency
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。
Thus, the positional deviation in the Gp direction is measured by the
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。 The navigation sequence 50 is not limited to the CHESS sequence, and other sequences can be used as long as the NMR signal can be acquired from a site corresponding to a change in the position of the heart due to body movement. For example, the sequence proposed in Non-Patent Document 2 described in the prior art can be used. This sequence is a technique for selectively exciting epicardial fat by applying a two-dimensional spatial-spectral sequence. As another method, subcutaneous fat may be excited by a CHESS sequence, and signal acquisition may be performed only by a receiving coil disposed on the chest side, particularly the upper heart.
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。 After the navigation sequence 50 is executed, the imaging sequence 51 is executed in the diastole 54, and imaging is performed for three slices. As the imaging sequence, a general sequence can be used as a conventionally well-known myocardial perfusion imaging, and thus detailed description thereof is omitted here.
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。 In addition, in the application example of the conventional general navigation sequence, if the positional deviation amount derived using the navigation sequence 50 is larger than a predetermined value, the NMR signal acquired in the imaging sequence performed immediately after is acquired. Discarded and not used for image reconstruction, but in this embodiment, the NMR signal is not discarded regardless of the magnitude of the displacement detected by the navigation signal.
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。
Next, processing for detecting the amount of displacement due to body movement using the navigation signals (NMR signals) 201, 202, and 203 acquired in the navigation sequence 50 will be described with reference to FIG. This misalignment detection process is performed by the
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。
A Fourier transform is performed on the
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。
Next, the
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。 (1) A first embodiment in which a positional deviation is corrected when an imaging sequence 51 having the same heartbeat as that of the navigation sequence 50 is executed, using the positional deviation amount obtained by the navigation sequence 50, and (2) an imaging sequence 51 Second Embodiment for Correcting Contour Position when Extracting Heart Wall Contour from Two Reconstructed Images, (3) Third Embodiment Combining First and Second Embodiments Can be considered. Each embodiment will be described below.
(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。
(First embodiment)
In the first embodiment, the misalignment amount in the Gs direction of the imaging sequence 51 is corrected using the misalignment amounts in the three directions obtained by executing the navigation sequence 50, and the other two directions are calculated by the
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。
In the present embodiment, the positional deviation in the Gs (slice) direction is corrected by the imaging sequence 51 based on the slice position of the imaging sequence. That is, in the imaging sequence 51, the excitation frequency of the high-frequency magnetic field applied from the
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)
First, the
Δfd = γ · Gs1 · Δs (Formula 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。
The
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。
For the positional deviations in the Gp and Gr directions, the imaging sequence 51 is not corrected, the second heartbeat imaging sequence 51 is executed as it is, and NMR slices used for image reconstruction are acquired for three slices (processing 9). ). The acquired NMR signal is subjected to a process for correcting the positional deviation in the Gp and Gr directions as follows. First, the
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。 Similarly, a Fourier transform is performed in the Gp direction to create a phase map, and the slope (positional deviation amount) of the phase difference in the Gp direction of the second heart beat determined in process 6 is removed from the created phase map (processing) 13). After the removal, inverse Fourier transform is performed in the Gp direction (process 14). Thereby, the data of the imaging sequence in which the positional deviation in the Gp direction is corrected is obtained. Finally, a two-dimensional Fourier transform is applied in the Gr and Gp directions (process 15) to obtain a reconstructed image.
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)。 Note that the three-directional positional amounts acquired by the second heartbeat navigation sequence 50 are respectively applied to the NMR signals for the three slices acquired by the second heartbeat imaging sequence 51 (process 16). A similar process is applied after the third heartbeat (process 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。
The reconstructed image after processing is transferred to the heart wall
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。 According to the first embodiment described above, it is possible to correct misalignment in the Gs, Gp, and Gr directions. That is, the positional deviation in the Gs direction is corrected by changing the excitation frequency of the imaging sequence 51, and the positional deviation in the Gp direction and the Gr direction is a phase difference corresponding to the positional deviation amount from the NMR signal acquired in the imaging sequence 51. It is corrected by the process of removing the inclination of the. Note that the same value is applied to all slice data acquired at the same heart rate as the positional deviation amount in each direction acquired at the same heart rate.
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。 As described above, in the first embodiment, considering that myocardial perfusion imaging captures multiple slices within one heartbeat, the positional deviation in the slice direction is corrected at the time of excitation in the imaging sequence 51. Therefore, even if body movement occurs, signals can be acquired with high accuracy for the same slice. In addition, by correcting the other two directions after data acquisition, it is not necessary to change the gradient magnetic field pulse application conditions of the imaging sequence 51 for the other two directions, so that NMR signals can be acquired efficiently. After acquisition, it is possible to reconstruct an image while correcting misregistration in two directions by signal processing.
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。
In the present embodiment, since the reconstructed image transferred from the
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。 In FIG. 5, the positional deviation correction that is the main point of the present invention is not applied to the execution of the imaging sequence 51 and the image reconstruction process in the first heartbeat, and thus detailed description is omitted, but the conventional imaging sequence is omitted. This is the same as the image reconstruction method.
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。 Further, in the process 14, in order to clarify that the positional deviation correction in the Gp direction can be executed in the same procedure as the positional deviation correction in the Gr direction, after removing the slope of the straight line of the phase difference map in the Gp direction, Although it has been described that inverse Fourier transform is performed, in practice, a reconstructed image can be obtained by performing Fourier transform in the Gr direction after removing the slope of the straight line in the Gp direction phase difference map.
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。 In the first embodiment, only the positional deviation in the Gs direction is corrected by changing the excitation frequency of the imaging sequence 51. However, the positional deviation in the Gp and Gr directions is also generated by the gradient magnetic field generating coil of the imaging sequence 51. Correction is also possible by changing the application conditions of the magnetic field pulses Gp and Gr.
(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。
(Second Embodiment)
In the second embodiment, the displacement amount derived using the navigation sequence is transferred to the heart wall
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。 An example of a processing procedure of signals acquired by the navigation sequence 50 and the imaging sequence 51 of the present embodiment is shown in FIG. Note that the processing having the same processing number as that in FIG. 4 and FIG. In FIG. 6 of the present embodiment, the process 1 to process 6 are executed to derive the gradient of the phase difference in the Gs, Gp, and Gr directions from the navigation signal, and then the positional deviation amount in the Gs, Gp, and Gr directions is calculated. Calculate (process 18). Next, the imaging sequence 51 is executed to acquire NMR signals for a predetermined slice (process 9), and image reconstruction is performed (process 15). When the reconstructed image is stored, the calculated displacement amount is stored as image information for the slice image captured at the same heartbeat (process 19). This process is applied to the image data of all m slices (process 20), and is further performed until the end of photographing of all time series images (process 17). Through the above processing, it is possible to save the positional deviation amount as image information in all image data.
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。
A procedure in which the heart wall
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。
For example, the heart wall
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)。 Next, the contours of the remaining time-series images in the slice m1 are derived using the contour coordinate data (R, P) at the time-series number n1 as default coordinate values (process 33). For example, when deriving the contour of the time series number n2, the positional deviations of the slice position m1 and the time series image number n1 are (Δs (m1, n1), Δp (m1, n1), Δr (m1, n1)), simultaneous series Since the positional shift of the image number n2 is expressed as (Δs (m1, n2), Δp (m1, n2), Δr (m1, n2)), the contour coordinate data in the time series image number n2 is (R + Δr ( m1, n2) −Δr (m1, n1), P + Δp (m1, n2) −Δp (m1, n1)). When the time series number n2 is selected using the reduced time series image, the image is enlarged and displayed on the display, and the contour at the time series number n2 obtained from the derivation result is simultaneously displayed. The analyst visually confirms the contour at the time series number n2, and corrects it using a mouse or the like if necessary (process 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)。 The above processing is performed until the contour designation is completed for all time-series images at the slice position m1 (processing 35), and further, until the contour designation is completed for all slice positions (processing 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。 In this embodiment, since time-series image data is captured in multiple slices, contour movement during analysis is limited to the slice plane, but when time-series image data is acquired by three-dimensional imaging, It is possible to extend the above description also in the slice direction and shift the contour position three-dimensionally.
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。
As described above, in the second embodiment, since the positional deviation amount data detected at the time of imaging is attached to the reconstructed image data and transferred to the heart wall
(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。
(Third embodiment)
In the third embodiment, the first embodiment is combined with the second embodiment, and the imaging sequence 51 is applied by applying the first embodiment to one of the three directions of displacement. In the other two directions, the second form is applied, the amount of positional deviation is attached to the reconstructed image data, transferred to the heart wall
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。 In addition, the misregistration information stored in the private tag as part of the DICOM standard reconstructed image data in the second and third embodiments may be used as an index reflecting the reliability of time-series image data, for example. Is possible. That is, for image data that is determined to be low in reliability, such as when the amount of positional deviation is greater than a predetermined value, this image is displayed when the change over time in the signal intensity of a plurality of regions set on the heart wall is displayed in a graph. It is possible to exclude data values.
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。 As in the first to third embodiments described above, according to the present invention, heart wall extraction can be easily performed in a short time in myocardial perfusion measurement, and the time required for analysis can be shortened. An MRI apparatus can be provided.
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
50 ... navigation sequence 51 ...
Claims (5)
前記演算処理部は、前記核磁気共鳴信号から前記被検体の心周期に同期した時系列の複数の心臓画像を再構成するとともに、前記心臓画像ごとの心臓の基準位置からの位置ずれ量を前記核磁気共鳴信号から求め、 The arithmetic processing unit reconstructs a plurality of time-series heart images synchronized with the cardiac cycle of the subject from the nuclear magnetic resonance signal, and calculates a positional deviation amount from a reference position of the heart for each heart image. Obtained from nuclear magnetic resonance signals,
前記心壁抽出部は、複数の前記心臓画像のうち一つの心臓画像から心壁輪郭を抽出し、抽出した当該心壁輪郭を、複数の前記心臓画像のうちの他の心臓画像ごとの前記位置ずれ量に応じてずらすことにより、前記他の画像についての心壁輪郭を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour from one heart image of the plurality of heart images, and extracts the extracted heart wall contour for each of the other heart images of the plurality of heart images. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a heart wall contour for the other image is obtained by shifting according to a shift amount.
前記演算処理部は、前記位置ずれ量を複数の方向について求め、前記複数の方向について求めた前記位置ずれ量を前記再構成した心臓画像の情報の一部として添付して、前記心壁抽出部に受け渡すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The arithmetic processing unit obtains the positional deviation amount for a plurality of directions, attaches the positional deviation amount obtained for the plurality of directions as a part of information of the reconstructed heart image, and extracts the cardiac wall extraction unit. A magnetic resonance imaging apparatus,
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。 A static magnetic field generation source that generates a static magnetic field in an imaging space in which the subject is disposed, a gradient magnetic field generation unit that applies a gradient magnetic field to the imaging space, a high-frequency generation unit that applies a high-frequency magnetic field to the subject, and A signal detection unit that detects a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject, a control unit that controls operations of the gradient magnetic field generation unit, the high-frequency generation unit, and the signal detection unit to execute a predetermined pulse sequence; An arithmetic processing unit for performing image reconstruction by performing arithmetic processing on the nuclear magnetic resonance signal detected by the signal detection unit; and a heart wall extracting unit for extracting a heart wall surface from the image reconstructed by the arithmetic processing unit. In a magnetic resonance imaging apparatus,
The pulse sequence includes a navigation sequence for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including positional variation information of the subject's heart for each cardiac cycle of the subject, and an image of the heart in synchronization with the cardiac cycle of the subject. Including an imaging sequence acquired in time series,
The arithmetic processing unit, for each cardiac cycle, calculates a positional deviation amount from a predetermined reference position of the heart from a nuclear magnetic resonance signal including position variation information of the heart, a slice direction in the imaging sequence, a phase encoding direction, The readout direction is obtained, and the control unit is instructed to correct the slice position to be excited in the imaging sequence executed in the cardiac cycle according to the positional deviation amount in the slice direction, and the phase encoding direction and readout Attached as a part of the reconstructed image information the amount of misregistration about the direction, passed to the heart wall extraction unit,
The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour for one of the reconstructed images, and determines the position of the determined heart wall contour for each reconstructed image of the other cardiac cycle. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the other cardiac cycle heart wall contour is obtained by shifting in accordance with the positional deviation amount in the out direction.
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