JP5074211B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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Description

本発明は、磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置という。)に係わり、特に、テーブルを移動させながら被検体の広い部位を撮像する撮像法における画質改善技術に関する。
MRI装置は、均一な静磁場内に置かれた被検体に電磁波を照射したときに、被検体を構成する原子の原子核に生じる核磁気共鳴(以下、NMRという。)現象を利用し、被検体からの核磁気共鳴信号(以下、NMR信号という。)を検出し、このNMR信号を使って画像を再構成することにより、被検体の物理的性質をあらわす磁気共鳴画像(以下、MR画像という。)を得るものである。
MRIにおいて、被検体をテーブルの上に載せて、該テーブルをMRI装置のガントリ内で移動させながら被検体の広い範囲又は全身を撮影する技術が知られている。このような技術では、テーブルの動かし方に次の2つがある。一つは、前記広い範囲又は全身の領域を複数のブロックに分割し、各ブロック毎にテーブルをステップ移動して撮影するマルチステーション撮像方法である(例えば、特許文献1参照。)。もう一つは、テーブルを連続的に動かしながら同時に撮影を行い、被検体の広い範囲又は全身を撮影するムービングテーブル撮像方法である(例えば特許文献2参照。)。
米国特許第6311085号公報 特開2004-611号公報
しかしながら、本発明者らは上記従来技術を検討した結果以下の問題点を見出した。
すなわち、上記従来技術において、テーブルをステップ毎、あるいは連続的に移動させて撮像する場合、テーブルの移動精度が低い場合には、本来意図した位置とは異なる被検体上の位置で取得した信号のデータをフーリエ変換等して被検体の画像を再構成するため、ムービングテーブル撮像方法の場合画像全体に流れ状アーチファクトが生じる問題があり、マルチステーション撮像方法の場合には、テーブルの移動量が多すぎた場合には隣合うステーション間で隙間(磁気共鳴信号を得られなかった空間的領域)が生じるという問題がある。特許文献3では、移動する被検体を撮像する場合に得られる画像のアーチファクトを、ナビゲーターエコーを用いて補正する技術が開示されているが、テーブルの移動精度の低さ(本来意図した場所と異なる被検体上の位置のデータを取得した場合にその誤差)をどのように検出して画質劣化を低減するかに関する技術は開示されていない。
特開平8-173396号公報
本発明の目的は、被検体を載せたテーブルをステップ毎あるいは連続的に移動させながら撮像するMRI装置あるいは方法において、テーブルの移動精度の低さによる画質劣化を低減することにある。
本発明によれば、被検体を搭載して、前記被検体を撮影空間へ配置するための被検体搭載手段と、前記被検体搭載手段を任意の方向へ連続的あるいはステップ毎に移動させることにより、前記被検体を任意の方向へ移動させるための移動手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記撮影空間に静磁場及び傾斜磁場及び高周波磁場を発生させ、前記被検体の所望の位置を励起する磁場発生手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記信号検出手段で検出した磁気共鳴信号に信号処理を行い、前記被検体の磁気共鳴画像を生成する信号処理手段と、前記移動手段と前記磁場発生手段と前記信号検出手段と前記信号処理手段を制御して、前記被検体を予め設定された所定の位置へ所定の速度で連続的にあるいはステップ毎に移動させながら、前記被検体の磁気共鳴画像を得る制御をする制御部とを備えたMRI装置において、
前記位置あるいは速度の設定値に対する誤差を検出する移動誤差検出手段と、前記位置誤差検出手段により検出された誤差を補正する補正手段を備えたことを特徴とするMRI装置が提供される。
本発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。 実施例1におけるMRI装置の具体的構成を示す図である。 実施例1における信号検出系の具体例を示す図である。 実施例1のより詳細な説明を示す図である。 被検体画像取得のための典型的な撮像シーケンスの一例である3Dグラディエントエコーシーケンスを示す図である。 ナビゲーターシーケンスによるシーケンスを説明する図である。 取得した一次元プロファイルの信号強度(振幅)が周期的に変化するようにスケール44を説明する図である。 実施例1のナビゲーターエコーにより取得されたテーブル37の位置と、テーブルの移動誤差がないとした場合にテーブル位置との関係の一例を装置座標系でグラフに示した図である。 テーブルの移動方向(y軸方向)に所定の間隔で、x軸方向に平行にスケールを配置する場合の説明図である。 実施例2のMRI装置を説明する図である。 実施例3のMRI装置を説明する図である。 実施例3のシーケンス図を説明する図である。 通常の撮像シーケンスの一部において画像取得のための位相エンコードを付与しないで、その代わりに、フローエンコードして、エコーを取得し、これをテーブルの移動速度検出のために用いる場合を説明する図である。 実施例4のMRI装置を説明する図である。
図1は、本発明を構成するMRI装置の全体構成を示すブロック図である。図1に示すように、このMRI装置は、主として、静磁場発生系1と、傾斜磁場発生系2と、送信系3と、受信系4と、信号処理系5と、制御系(シーケンサ6とCPU7)とを備えている。
静磁場発生系1は、被検体8の周りの空間(撮影空間)に均一な静磁場を発生させるもので、永久磁石方式、常電導方式或いは超電導方式等の磁石装置からなる。
傾斜磁場発生系2は、例えば静磁場の方向をZ方向とし、それと直交する2方向をX方向，Y方向とするとき、これら3軸方向に傾斜磁場パルスを発生する3つの傾斜磁場コイル9と、それらをそれぞれ駆動する傾斜磁場電源10とからなる。傾斜磁場電源10を駆動することにより、X，Y，Zの3軸あるいはこれらを合成した方向に傾斜磁場パルスを発生することができる。傾斜磁場パルスは、被検体8における撮像位置の特定のために、そして、被検体8から発生するNMR信号に位置情報を付与するために印加される。
送信系3は、高周波発振器11と、変調器12と、高周波増幅器13と、送信用の高周波照射コイル14とから成る。高周波発振器11が発生したRFパルスを変調器12で所定のエンベロープの信号に変調した後、高周波増幅器13で増幅し、高周波照射コイル14に印加することにより、被検体を構成する原子の原子核に核磁気共鳴を起こさせる電磁波(高周波信号、RFパルス)が被検体に照射される。高周波照射コイル14は、通常、被検体に近接して配置されている。
受信系4は、受信用の高周波受信コイル15と、増幅器16と、直交位相検波器17と、A/D変換器18とから成る。送信用の高周波照射コイル14から照射されたRFパルスの応答として被検体が発生したNMR信号は、受信用の高周波受信コイル15により検出され、増幅器16で増幅された後、直交位相検波器を17介してA/D変換器18によりデジタル量に変換され、二系列の収集データとして信号処理系5に送られる。
信号処理系5は、CPU7と、記憶装置19と、操作部20とから成り、CPU7において受信系4が受信したデジタル信号にフーリエ変換、補正係数計算、画像再構成等の種々の信号処理を行う。記憶装置19は、ROM21、RAM22、光ディスク23、磁気ディスク24等を備え、例えば、経時的な画像解析処理および計測を行うプロブラムやその実行において用いる不変のパラメータなどをROM21に、全計測で得た計測パラメータや受信系で検出したエコー信号などをRAM22に、再構成された画像データを光ディスク23や磁気ディスク24にそれぞれ格納する。操作部20は、トラックボール又はマウス25、キーボード26などの入力手段と、入力に必要なGUIを表示するとともに信号処理系5における処理結果などを表示するディスプレイ27とを備えている。CPU7が行う各種処理や制御に必要な情報は、操作部20を介して入力される。また撮影により得られた画像はディスプレイ27に表示される。
制御系は、シーケンサ6とCPU7とから成り、上述した傾斜磁場発生系2、送信系3、受信系4および信号処理系5の動作を制御する。特に傾斜磁場発生系2および送信系3が発生する傾斜磁場パルスおよびRFパルスの印加タイミングならびに受信系4によるエコー信号の取得タイミングは、シーケンサ6を介して撮影方法によって決まる所定のパルスシーケンスにより制御される。
次に、実施例1におけるMRI装置の具体的構成について図2を用いて説明する。
図2において、このMRI装置は、被検体8を搭載するベッド28と、被検体8の周囲に静磁場を発生する磁石29と、静磁場空間内の撮像空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル9と、撮像空間に高周波磁場を発生する高周波(RF)照射コイル14と、被検体8が発生するNMR信号を検出する高周波受信コイル(RFプローブ)15とを備えている。
さらに、MRI装置は、傾斜磁場電源10、RF送信部30、信号検出部31、モニタ機器32、ベッド制御部33、信号処理部34、制御部35および表示部36を備えている。
傾斜磁場コイル9は、X，Y，Zの3方向の傾斜磁場コイルを備え、傾斜磁場電源10からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。高周波照射コイル14は、RF送信部30からの信号に応じて高周波磁場を発生する。高周波受信コイル15の出力信号は、信号検出部31で検出され、信号処理部34で信号処理され、また計算により画像信号に変換される。画像は、表示部36に表示される。傾斜磁場電源10、RF送信部30、信号検出部31は、制御部35によって制御される。制御のタイムチャートは一般に撮像パルスシーケンスと呼ばれている。この撮像パルスシーケンスにより、例えば、被検体8の主たる構成物質、プロトンを撮像対象とし、プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢等の形態または、血管(血液、血流)などの機能を2次元もしくは3次元的に撮像することが可能である。
ベッド28は、被検体が横たわるためのテーブル37と、テーブル37の駆動機構38とを備えている。駆動機構38は、ベッド制御部33の制御にしたがって、被検体8の頭頂−足(H−F)方向(図2中矢印39)にテーブル37を移動させる。ベッド制御部33は、制御部35の制御下で撮像パルスシーケンスの実行と整合を取りつつ、被検体8の位置を連続移動させる。これにより、被検体を連続移動させながら撮像を行うムービングベッド撮像法を実現する。典型的なテーブル37の移動速度は、頭頂部から足方向へ向けた移動速度で0.5cm／s〜2.0cm／sである。モニタ機器32は、被検体8の拍動もしくは脈波、心電波、呼吸動をモニタする装置であり、これらの生態情報を電気信号もしくは光信号に変換し、制御部35ヘリアルタイムで送る。
次に、実施例1における信号検出系の具体例を図3に示す。図3において、15は高周波受信コイルである。40は高周波受信コイル15に接続されたプリアンプ(図1における16に相当)である。41はプリアンプ40に接続され、信号検出部31の内部に配置されたAD変換・直交検波回路(図1における17，18に相当)である。42はAD変換・直交検波回路41の出力に接続され、信号処理部34の内部に配置されフーリエ変換により画像を得るためのフーリエ変換部(図1における5や7内に内臓)である。43は信号処理部34内に配置されフーリエ変換部42に接続され、それらにより得られた画像の後処理、合成処理等を行うための演算部(図1における5や7内に内臓)である。
次に、本実施例のより詳細な説明を図4(a)〜(c)を用い説明する。先ず図4(a)は、本実施例における装置構成の概略を横たわされた被検体の横側から見た図である。
図4(a)によれば、実施例1では、テーブル37にスケール44が固定されている。45は被検体を後述する撮影シーケンスにより撮影する際の撮影断面である。スケール44は直方体の形状をしていて、その長手方向がテーブルの移動方向になるように配置されている。スケール44は、NMR信号を発生する非磁性体の物質で形成された棒状部材(一例として4cm×4cm×200cm)に、長手方向に沿って所定の間隔の切り込みを櫛の歯状に入れられ、あるいは共鳴信号を強く出す物質と、共鳴信号を弱く出すあるいは出さない物質とが交互に配置されるようにして構成されたものである。櫛の歯の間隔(もしくはNMR信号を強く発生する物質層の間隔)は、テーブル37の移動速度に合わせて予め設計されている。このスケール44のエコー信号を、テーブル移動方向が読み出し傾斜磁場の印加方向であるナビゲーターシーケンスにより得て、スケール44の櫛の歯の形状を表すNMR信号強度パターンを得る。ここで実行されるナビゲーターエコーシーケンスは、図4(b)の撮影断面画像46上で、領域47と48を励起して、それらの重なった領域49よりナビゲーターエコーを得るシーケンスである。また、得られたナビゲーターエコーをスケール44の長手方向について1次元フーリエ変換することにより、該方向についてのNMR信号強度パターン(一次元プロファイル)を図4(c)のグラフ50のように得る。グラフ50上で得られた一次元プロファイル51は、スケール44を構成するNMR信号を発生する物質の形状に対応されており、例えば図4(c)に示す櫛の歯状になっている。この一次元プロファイルのピーク等を検出することにより、スケール44の位置とともにそれが設定されたテーブルの位置をナビゲーターシーケンスごとに把握することができる。ただし、図4(c)において1つの櫛の歯の形状は尖った三角の形状をしているが、これはパーシャルボリューム効果によりエッジがなまる影響であり、櫛の歯の幅がさらに太い場合には、エッジがなまり信号は台形になると考えられる。
スケール44がテーブル37に取り付けられている位置は、スケール44が被検体8の撮影の妨げにならない位置であって、スケール44のエコーを取得するためのナビゲーターシーケンスを実行することにより、不必要に被検体を励起することのない位置に取り付けられている。例えばテーブル37の左右いずれかの側方に取り付けることが好ましい。
次に、被検体画像取得のための典型的な撮像シーケンスの一例として、一般的によく知られた3Dグラディエントエコーシーケンスを図5を用いて説明する。図5のシーケンスでは、高周波照射コイル14の照射する高周波パルス52と、傾斜磁場コイル9が発生するスライス選択傾斜磁場パルス53とを同時に印加して、所定のスライス(図4(a)における45)の磁化を所定のフリップ角に励起する。次に、所定のエンコード量のスライスエンコード傾斜磁場パルス54および位相エンコード傾斜磁場パルス55を印加した後、読み出し傾斜磁場パルス56を印加しながら、エコー時間TE付近において発生するエコー信号57を高周波受信コイル15により取得する。このシーケンスを繰り返し時間(TR)59で繰り返し行い、1枚の3D画像再構成に必要なエコー信号を取得する。このとき、繰り返し59毎にスライス／位相エンコード傾斜磁場パルス54／55の量を変え、異なるスライス／位相エンコードを与える。
スライスエンコードと位相エンコードの数は、通常1枚の3D画像あたり32、64、128、256、512等の値の組み合わせが選ばれる。各エコー信号は、信号検出部31により例えば128、256、512または1024個のサンプリングデータからなる時系列信号に変換される。信号処理部34は、この時系列信号を3次元フーリエ変換して1枚の3DのMR画像を作成する。なお、図5において、スライス方向s、位相エンコード方向p、および読み出し方向rは、任意の方向に設定することができるが、ここでは図4(a)に示したxyz軸(y軸：体軸方向、xおよびz軸はy軸にそれぞれ直交する方向)のいずれかの方向に設定している。
次に、本実施例に係るMRI装置により、ナビゲーターエコーを実行してテーブル37の位置を把握しながら被検体画像を取得するナビゲーターシーケンスを説明する。本撮像方法では、所定のタイミングでナビゲーターシーケンスを実行して、ナビゲーターエコーを取得し、テーブル移動位置を連続的にモニタする。ナビゲーターシーケンスの実行タイミングは、被検体の画像取得のための撮像パルスシーケンスの合間(例えば1枚の画像再構成に必要な数のエコー信号取得後)、もしくは撮像パルスシーケンスのTR(例えば10ms)毎、または所定数(例えば10)のTRごと(セグメントごと)等、予め定めたタイミングである。
ナビゲーターシーケンスによるシーケンス図を図6を用いて説明する。ナビゲーターシーケンスでは、撮像空間内に位置するスケール44(ここでは3cm×3cm×2.5m)の一部を含むように予め設定された角柱のナビゲーターエコー取得領域(図4(b)における49)について、ナビゲーターエコーを取得する。まず、図6のように、90度のRFパルス61とスライス選択のためのx方向の傾斜磁場パルス62、63を、高周波照射コイル14と傾斜磁場コイル9を同時に印加することにより、図4(b)のように予め設定された第1のスライス47の磁化を90度励起する。つぎに、180度のRFパルス64とスライス選択のためのx方向およびz方向の傾斜磁場パルス65、66を同時に印加することにより、予め設定された第2のスライス48の磁化を180度励起する。更に読み出しのためのy軸方向の傾斜磁場パルス67、68を印加することにより、第1のスライス47と第2のスライス48の交差する柱状の領域49からエコー信号69を生じさせ、これを高周波受信コイル15により取得する。
得られたエコー信号69をy軸方向(スケール44の長手方向)に1次元フーリエ変換することにより、図4(c)のグラフ50に示したように、1次元プロファイル51を得る。得られた1次元プロファイル51は、スケール44を構成するNMR信号を発生する物質の形状、ここでは櫛の歯状の形状を示す。この形状のエッジを読み取ることで、スケール44の設定されたテーブル37の位置がナビゲーターエコー信号毎に時々刻々と把握できる。
ここで、典型的なプロファイルデータの分解能は256点／256mm程度である。したがって、データあたりの位置分解能は1mmである。しかも、エッジの端の位置あるいは、端の位置の画素値をグラフ50から読み取ったり、あるいは簡便なデータ処理を行うことにより、1／10の分解能にまで高分解能化できる。したがって、本実施の形態のスケール44による位置モニター方法の典型的な位置精度は、0.1mmである。
一方、テーブル37の移動速度は、典型的には0.5cm／s〜2.0cm／s程度であるから、例えば移動速度を2cm／sとし、速度変動率を約5％と考えると、1sごとのナビゲーターエコーを取得した場合、エコー間で１mm／sの計測すべき位置変動となる。本実施例では、エッジ処理により1／10の分解能で検出すると0.1mmの位置検出精度によりテーブル位置の変動を正確に検出することができるため、本実施の形態のスケール44を用いたテーブル位置計測精度は、テーブル37を連続移動させるムービングベッド撮像方法を実現するために十分な精度があると言える。
ナビゲーターエコーの取得間隔は、撮像パルスシーケンス終了後、もしくはTR(例えば10ms)ごと、または所定数(例えば10)のTRごと(セグメントごと)等任意に設定することができるが、テーブル37の速度変動(あるいは位置変動)の検出という目的から考えると、1s(もしくは0.1s−2s)毎程度で良い。上述したような典型的なナビゲーターシーケンスの実行に必要な時間は、20ms程度であるので、ナビゲーターシーケンスが撮像パルスシーケンスを延長する程度は、2％(もしくは20％−1％)であり、実質的には撮像時間の延長にはつながらず無視できる範囲である。
なお、スケール44の櫛の歯の間隔は、ナビゲーターエコー間にテーブル37が移動する距離よりも長く設定することにより、隣合う櫛の歯の区別がつかなくなりテーブル37の移動量あるいは速度の計算に誤りが生じるのを防ぐことができる。例えば、ナビゲーターエコーの取得間隔当たりのテーブル37の移動量が櫛の歯の間隔と同一であれば、テーブル37が移動しているにもかかわらず一次元プロファイルが同じになるので、そのような櫛の歯の配列間隔は避けた方がよい。ただし、隣合う櫛の歯の形状あるいは幅を変えるようにして、隣合う櫛の歯の混同を防止できるような場合には、櫛の歯の間隔を短くしてもテーブル37の移動量が正確に計算できると考えられる。
例えば、図7(a)に示したように、取得した一次元プロファイルの信号強度(振幅)が周期的に変化するようにスケール44を構成した場合や、図7(b)のように一次元プロファイルの信号強度のピークの間隔が周期的に変化するようにスケール44を構成した場合や、図7(c)のように一次元プロファイルのピーク幅が周期的に変化するようにスケール44を構成した場合には、それぞれ、振幅、ピーク間隔、ピーク幅を検出することにより、隣接するピーク(櫛の歯)を見分けることができるため、櫛の歯の間隔を、1TR当たりのテーブル移動距離より短く任意に設定することができる。例えば、図7(a)〜(c)の振幅、ピーク間隔、ピーク幅の変化の周期は、ナビゲーターエコー取得領域49のy軸方向の長さ(例えば20cm)と同程度に設定すれば良い。なお、図7(a)のように信号強度(振幅)を周期的に変化させたスケール44の構成例としては、櫛の歯の長さを周期的に変化させたものや、NMR信号を発生する物質の濃度を櫛の歯毎に周期的に変化させたものを用いることができる。図7(b)のようにピーク間隔を周期的に変化させたスケール44の構成としては、櫛の歯の間隔(y軸方向)を周期的に変化させたものを用いることができる。図7(c)のようにピーク幅を周期的に変化させたスケール44の構成としては、櫛のy軸方向の厚さを周期的に変化させたものを用いることができる。
また、上記スケール44のモニタのためのナビゲーターシーケンスは、90度RFパルス61と180度RFパルス64を照射するため、撮像シーケンスの直前にナビゲーターシーケンスを実行すると、撮像シーケンスで取得されるエコー信号57は、図4(b)における照射スライス47，48の部位において信号強度が低下する。このため、もしスライス47，48が図4(b)の撮影断面画像46の被検体9が存在する部分と重なるとダークバンドアーチファクトが生じる。そこで、図4(b)の画像表示例46に示すように、スライス47、48を被検体の位置から外し、スケール44のナビゲーターエコー取得領域49を、被検体8からずれた位置に配置すれば良い。このようにすることで、被検体8の断面像には影響を与えることなく、ナビゲーターシーケンスにおいてRFパルスをスライス47、48に照射して、領域49からのエコーデータを取得することができる。
上述した本実施例のナビゲーターエコーにより取得されたテーブル37の位置と、テーブルの移動誤差がないとした場合にテーブル位置との関係の一例を装置座標系でグラフに示すと図8のようになる。図8の例では、テーブル移動速度の設定値は時間的に一定であり、テーブル位置はグラフ81のように一直線に変化するはずであるが、ナビゲーターエコーにより実測したテーブル位置はグラフ82のように、例えばテーブル37を駆動するモーターの電流の変動等により階段状に変化しており、速度変動が生じていることがわかる。一方、グラフ82を、テーブルの速度誤差や位置誤差がないとした場合のテーブルの移動座標系を表すと83のようになる。これによれば、実際に撮影すべき位置は、テーブルの速度誤差や位置誤差によってモーターの電流の変動等の影響で偏差を持っていることがわかる。ただし、図8において84あるいは85で表したものは、撮影シーケンス及びナビゲーターシーケンスを交互に実行することを示している。
本実施例では、図8で示したテーブルの位置誤差あるいは速度誤差の算出を、具体的に次の方法により行う。その第1の方法は、テーブルが予め設定された位置へ正確に移動された場合に、テーブル所定の位置へ固定されたスケールの櫛の歯の位置がどのように一次元プロファイルとして得られるかを予め記憶装置に記憶し、それと、実際に得られた一次元プロファイルにより検出された位置との差を求める方法である。その第2の方法は、例えば被検体の頭部から脚部へ撮像範囲を移動させながら、ムービングテーブル撮像方法やマルチステーション撮像方法で被検体の全体の画像を撮像する場合、頭部においてスケールの一部の一次元プロファイルを記憶しておき、それを基にテーブルの移動が正確だった場合に下流である腹部や脚部でどのようにスケールの一次元プロファイルが計測されるかを予測し、その予測された一次元プロファイルの櫛の歯の位置と実際の櫛の歯の位置がどの程度異なるかを基に、位置誤差あるいは速度誤差を算出する方法である。
本実施例では、上述した構成のMRI装置とその方法によりナビゲーターエコーを検出してテーブル位置や速度をリアルタイムに計測することができるが、計測結果が本来設定した位置や速度から位置ずれもしくは速度の揺らぎがあった場合、本実施例では直ちにMRI装置のフロントエンドシステム(計測制御システム)にフィードバックもしくはフィードフォワードの補正の処理を行う。例えば、その補正の第1の方法としては、ナビゲーターエコー取得直後の撮像シーケンスにおいて、テーブル37の位置ずれ量を考慮して、RF励起パルスの周波数やRF励起パルスの位相を調整することにより、本来励起するべきスライスを励起することがある。これにより、テーブル37の位置ずれに起因する励起スライスの位置ずれを補償することができる。その第2の方法としては、テーブル37の位置がずれていた場合であってもそのまま撮像シーケンスを行ってエコー信号を取得するが、エコー信号取得の際の参照周波数に特定のオフセットを加算したり、あるいは取得した信号に特定の位相を付加し、読み出し方向または、位相エンコード方向の位置を補正することがある。これにより、取得する際あるいは取得した信号の補正処理により、位置ずれを補償することができる。第2の方法は、第1の方法に比べて撮像パルスシーケンスのRF励起パルスの周波数や位相を撮像シーケンスの途中で変更する必要がなく、取得する際あるいは取得した後の信号処理で位置ずれ補償であるという利点がある。その第3の方法としては、テーブル37の位置にずれが生じていた場合には、ベッド制御部33をフィードバック制御して、テーブル37の位置を補正することにより、テーブル37の位置がそれ以上誤差を持たないようにすることである。
上記3つの補正方法は、位置変動をMRIフロントエンドで計測・処理するので、その結果を直ちに同じフロントエンドシステム内で活用し、リアルタイムで位置・速度の揺らぎを補償する点で、極めて実装が容易であるという特徴を有する。ただし、上記3つの方法による位置変動の補正のどれをどのように用いるかについては、被検体の画像を撮影する際に実行される撮像シーケンスの種類等に注意が必要である。例えば、第2の方法における参照周波数を変更する方法は、撮像シーケンスにおける読み出し傾斜磁場の方向が、テーブルの移動方向である場合に有用な技術と考えられる。また、特定の位相を加える方法は、例えば、スライスエンコードや位相エンコードの方向にテーブルの位置がずれた場合に、スライスエンコード傾斜磁場(あるいは位相エンコード傾斜磁場)の強度が本来より大きすぎたり少なすぎたりして、印加している間に回転する周波数に誤差が出るので、誤差の時間積分の分だけ、エコー全体の位相がシフトするので、その分を補正するような考え方で特定の位相を加えれば良い。このように適宜どの撮影シーケンスを実行するかに応じてどの補正方法を用いるかの考慮が必要なことは言うまでもない。
本実施例のナビゲーターエコーが、従来のナビゲーターエコーと異なる点は、人体の体動を検知するのでなく、テーブル移動速度を検知する点である。また、従来のナビデーターエコーによる技術の一つは、検出した横隔膜の位置に応じて、得られたエコーデータを画像再構成のために用いるかのゲートをかけるという技術であった。一方、本実施例による方法はテーブルの位置速度誤差を検出していくつかの方法により補正する技術であるので、人体の体動(呼吸動等)を検出する従来の方法とは異なる。
なお、上記実施例では、1種類のスケール44のみをテーブル37に固定した例について説明したが、テーブル37に取り付けるスケール44を交換可能な構成にすることも可能である。これにより、例えば、櫛の歯の間隔の異なる複数種類のスケール44や、図7(a)〜(c)のように異なる種類の複数のスケール44を予め用意しておき、オペレータが撮像パルスシーケンスの種類や、テーブル移動速度に合わせて最適なスケール44を選択し、テーブル37に取り付けられる構成にすれば良い。(ここで、シーケンスの種類に応じたスケールの選択する方法とは、例えばテーブルの移動速度が一定でシーケンスのTRが異なり、1TRごとにナビゲータエコーを収集する場合には、TRが長い場合には櫛の歯の間隔の長いものを用い、TRが短い場合には櫛の歯の間隔を短いものを用いる等の方法等である。)また、これら複数種類のスケール44をテーブル37の異なる部位(例えば、上向きに横たわされた被検体の右脇と左脇)に予め固定しておくことも可能である。これにより、撮像パルスシーケンスの種類や、テーブル移動速度に合わせて、最適なスケール44を選択し、その位置にナビゲーターエコー取得領域49を設定することにより、スケールを交換することなく、選択することができる。
また、上記実施例では、テーブル37の移動方向(y軸)に平行にスケール44を配置しているが、必ずしもスケール44を配置する方向(スケール44の長手方向)がテーブル37の移動方向(y軸方向)に平行でなくても良い。例えば、テーブル37の移動方向(y軸方向)に所定の間隔で、図9(a)の91a〜fようにx軸方向に平行にスケールを配置すると、テーブルのx軸方向への位置精度を検出できる。この技術は一対の磁石が対向して配置されたオープン型MRI装置で特に有用である。なぜなら、オープン型MRI装置の場合には図9(b)のように、y軸方向のみならず、x軸方向へもテーブルを移動させながら撮影と伴に手術等を行う場合があるからである。ただし、x軸方向に配置されたスケールによりx軸方向へのテーブルの移動を検出するためには、図9(c)のようなシーケンス図を用いれば良いと考えられる。ここで、読み出し傾斜磁場の印加方向はx軸方向(Gx)であり、その際にエコー信号が収集される領域がスケール91a〜fが配置された領域を含んでいる。また、図9(b) のオープン型MRI装置でテーブルを鉛直方向(z)方向に移動させる場合(あるいはテーブルのz方向の位置精度あるいは移動精度を検出したい場合)には、長手方向がz軸方向になるようにスケールを配置して、z軸方向が読み出し傾斜磁場の印加方向になるようなナビゲータエコーシーケンスを実行すれば良いと考えられる。
また、上記実施例では、テーブル37を連続的に移動させる場合について説明したが、撮像すべき部位を複数の領域(ステーション)に分け、各ステーションでテーブル37を停止させて撮像を行うマルチステーション撮像法においても、各ステーションでの位置検出を本実施例のスケールを用いて行うことが可能である。
本発明の実施例2のMRI装置を、図10(a)，(b)，(c)を用いて説明する。
実施例2のMRI装置は、実施例1と同様にナビゲーターエコーによりテーブル37の位置を把握しながら被検体画像を取得する構成であるが、第1の実施の形態と異なりテーブル37に固定されたスケールを用いず、被検体8の構造そのものを位置把握の指標に用いる例である。
先ず、図10(a)は、本実施例における装置構成の概略を横たわされた被検体の横側から見た図である。図10(a)によれば、ナビゲーターエコー取得領域101を図10(a)のように被検体8の内部に設定し、実施例1と同様のナビゲーターシーケンスによりナビゲーターエコー信号を取得する。図10(b)には撮影断面画像102が示されており、被検体8の内部にナビゲーターエコー取得領域101が被検体の内部に配置されている。エコー信号は、信号検出部31により時系列信号にA/D変換され、信号処理部34によりy軸方向(体軸方向)について1次元フーリエ変換して図10(c)のようなグラフ103を得る。得られた一次元プロファイル104は、被検体8内の構造を反映した形状になる。このプロファイルは、テーブル37がy軸方向に移動するのにしたがって、y軸方向に時々刻々とシフトし、次のナビゲーターエコーで取得したプロファイルは、例えば図10 (c)の一次元プロファイル105のようになる。よって、プロファイル104及び105同士のy軸方向についてのシフト量を求めることにより、プロファイル104のエコー信号取得時からプロファイル105のエコー信号取得時までの経過時間において、テーブル37の移動した距離を計算により簡便かつ正確に求めることができる。
より具体的に104及び105で表される1次元プロファイルのシフト量を求める場合には、両プロファイルをシフトさせながら相関を取ることにより容易にシフト量を求めることができる。このとき、1次元プロファイル上に現れる特徴点をシフト量算出の指標にすることもできる。例えば、頭部撮像では、頭頂部の位置を、胸部撮像では、横隔膜を、脊椎撮像では、椎骨によって、シフト量算出の指標とすることもできる。また、四肢では、膝関節や肘関節で得られるエッジを指標とすることもできる。また、予め被検体の位置決め画像をして用いられるスキャノグラムを撮影しておき、それにより被検体の特徴部位が互いにどのような相対的位置関係にあるかを把握して記憶し、その情報を基に、実際にテーブルを移動させて得られた一次元プロファイル上の特徴部位がテーブル移動が正確である場合に対してどの程度異なるかを求めてテーブルの移動誤差を求めるようにしても良いと考えられる。
なお、領域101を被検体8内に設定すること以外は、第1の実施の形態と同様であるのでその他の説明を省略する。
このように実施例2では、実施例1とは異なり、スケールを用いることなくテーブル37の移動距離を高精度でモニターできる。また、スケールを用いないため、撮影断面画像102上に、スケールの断面が表示されないという利点もある。
また、実施例2では、ナビゲーターシーケンスによりナビゲーターエコーを取得してテーブルの位置や速度の把握のために用いても良いが、撮像シーケンスにおいて取得した信号をテーブルの位置や速度の把握のために用いることも可能である。例えば、図5に示した撮像シーケンスにおいて、読み出し傾斜磁場56の方向をテーブル37の移動方向(y軸方向)に一致させるように設定し、位相エンコード用傾斜磁場によるエンコード量が0の時に取得されたエコー信号57をテーブルの位置や速度の把握のために用いる。得られたエコー信号は、信号検出部31により時系列信号に変換し、信号処理部34によりy軸方向(体軸方向)について1次元フーリエ変換することにより、図10(c)の104、105で示したものと同様な一次元プロファイルを取得することができる。
この場合、ナビゲーターシーケンスを実施することなく、被検体8内の構造を反映したプロファイルを取得することができるため、ナビゲーターシーケンスの実行時間により撮像時間を延長することなく、テーブル移動量を取得できるという効果が得られる。
本発明の実施例3のMRI装置を、図11(a)〜(c)および図12を用いて説明する。
実施例3では、実施例1と同様にナビゲーターエコーによりテーブル37の位置を把握しながら被検体画像を取得する構成であるが、実施例1と異なりナビゲーターシーケンスにおいて、フェイズコントラスト(PC)法を使ってテーブル移動位置を連続的にモニタする。
先ず図11(a)は、本実施例における装置構成の概略を横たわされた被検体の横側から見た図である。
図11(a)に示したようにテーブル37には、NMR信号を発生する物質により構成されたスケール111が取り付けられている。ただし、実施例3におけるスケールは、実施例1のように櫛形ではなく、長手方向に一様な角柱形状である。本実施例では、このスケール111について図12に示したような1次元のPCシーケンスによりエコー信号(以後、ナビゲーターPCエコーと呼ぶことにする)を取得することにより、テーブル37の移動量を計測する。ナビゲーターPCエコーの取得領域は、図11(b)の撮影断面画像112の111に示すようにスケール113を含むように設定される。
本実施例におけるシーケンス図を図12に示す。図12によれば、実施例1で説明した図6のナビゲーターシーケンスと類似しているが、y軸方向の読み出し傾斜磁場に負の傾斜磁場パルス121aおよび正の傾斜磁場パルス121bが速度エンコードパルス(1次のディフェイズパルス)121として追加されている点で図5のナビゲーターシーケンスとは異なる。正負の傾斜磁場パルス121a，bは、傾斜磁場パルスの強度と印加時間の積の絶対値が等しくなるように設定されている。すなわち、負の傾斜磁場パルス121aによりスケール113に生じる磁化のy軸方向の位相回転量と正の傾斜磁場パルス121bによりスケール113に生じる位相回転量とは、対象となる物質が静止している場合向きが反対で大きさが等しくなる。
スケール113が静止している場合には、正負の傾斜磁場パルス121で付与された位相回転量が相互に打ち消し合うため、取得されるエコー信号122はy軸方向の位相が0である。しかしながら、テーブル37の移動によりスケール111がy軸方向に移動すると、正負の傾斜磁場パルス121で生じる位相回転量が異なるため、検出されるエコー信号のy軸方向の位相成分が打ち消し合わず、ゼロでなくなる。また、エコー信号の位相回転量は、テーブル37の速度に比例する。よって、ナビゲーターPCエコーにより、検出したエコー信号のy軸方向の位相回転量を検出することによりテーブルの移動速度を計測でき、この値の設定値との差を算出することにより、テーブルの移動誤差を検出し、補正のために用いることができる。
ナビゲーターPCエコーのy軸方向の位相回転量は、信号処理部34により検出する。検出された位相回転量は、例えば図11(c)のグラフ114のようになる。縦軸は、位相回転量であり、これはテーブル移動速度に比例する量である。横軸は、y軸方向位置であるが、スケール113は全体で1つの速度を持つので、平坦なプロファイルとなる。また、後に行ったナビゲーターPCエコーから検出した位相回転量が、グラフ114のように時間とともに115から116へ増加を示している場合には、このときの速度は変動した(増した)ことが検出できる。ここで、検出すべきテーブルの移動速度は、通常1−5cm／s程度である。PCシーケンスのフローエンコードはこれを目安に決定する。例えば、検出すべきテーブルの移動速度がvであり、その移動速度を位相量φ(φ＜180°)で検出したい場合には、次式で表されるような傾斜磁場強度Gと傾斜磁場印加時間ｔを満たすようなフローエンコードの傾斜磁場を印加すれば良い。
Figure 0005074211
 ただし、式1においてωは各周波数、γは磁気回転数、Gは傾斜磁場強度、vはテーブ ル移動速度、tは正負の傾斜磁場の印加時間である。
なお、撮影シーケンスで取得される断層像は、例えば図11(b)の撮像断面画像112で示したように被検体8の断層とともに画像の右下にスケール111の断面が表示される。
実施例3では、図12のシーケンスによりナビゲーターPCエコーを取得しているが、通常の撮像シーケンスの一部において画像取得のための位相エンコードを付与しないで、その代わりに、フローエンコードして、エコーを取得し、これをテーブルの移動速度検出のために用いてもよい。例えば、そのようなシーケンスを図で表すと図13のようになる。より具体的に、図13の例は、左から順に5つのRF照射パルス131a〜eを印加しながらシーケンスを実行する例である。そして、左から1、2、4番目のシーケンスは、磁気共鳴画像撮影のために位相エンコード傾斜磁場を印加して磁気共鳴画像作成のためのエコー信号を取得しているが、左から3、5番目のシーケンスでは、位相エンコード傾斜磁場の代わりに、フェイズコントラスト(PC)法のための傾斜磁場、すなわち正負に極性が異なり、強度と印加時間の積の絶対値が等しい2つの傾斜磁場パルスが印加されている。図13の例では通常の撮影シーケンスの合間に、位相エンコード方向の傾斜磁場の印加方法を少し変更するだけで、ナビゲーターPCエコーを組み込むことができるという利点がある。
本発明の実施例4のMRI装置を、図14(a)〜(c)を用いて説明する。
実施例4では、実施例3と同様にフェイズコントラスト(PC)法を使ってテーブル移動位置を連続的にモニタする構成であるが、実施例3と異なり、スケールの代わりに被検体8の構造そのものを位相量把握に用いることである。より具体的には脳実質や、骨格筋、など被検体として呼吸心拍等により動きがない部位を位相量計測のために利用し、得られた結果からテーブル移動速度を得る例である。
先ず図14(a)は、本実施例における装置構成の概略を横たわされた被検体の横側から見た図である。本実施例では、ナビゲーターPCエコー取得領域141を図14(a)のように被検体8内に設定して、図12のシーケンスによりナビゲーターPCエコーを取得する。図14(b)には撮影断面画像142が示されており、被検体8の内部にナビゲーターエコー取得領域141が配置されている。ナビゲーターPCエコーで取得した位相量のプロファイルは、図14(c)のグラフ143の144のようになる。縦軸は、位相量(すなわち被検体の一部分を構成する物質の速度)であり、動きがない被検体の一部分ではテーブル37の移動速度に等しくなっている。横軸は、y軸方向の位置である。実際の生体を被検体として用いる場合には、血管内の血流や呼吸により臓器が動き、それが計測すべきテーブル移動速度に付加されるので、プロファイル144に示される位相量(速度)は必ずしも平坦ではない。しかし、所定の時間の後に計測されたたナビゲーターPCエコーによって得た位相量のプロファイルがグラフ145のようであれば、2回のナビゲーターPCエコー間に生じた位置の変動(横方向のシフト)とともに速度も変動した(縦方向のシフト)ことが検出できる。この縦方向のシフト量は、動きがない部位の値を指標として求めるができる。もしくは、例えば、信号処理部34により計測ごとの位相量(速度)の平均値(値144a，値145ａ)を求め、その差をとることにより、容易に速度変化量を検出することもできる。本実施例ではスケールを用いなくても、ナビゲーターPCエコーでテーブル37の移動誤差を計測でき、補正のために用いることができる。
なお、撮像シーケンスで取得される断層像は、例えば図14(b)の撮像断面画像142を示したように被検体8の断層画像のみが表示され、スケールの断面が表示されない。
実施例4においても、実施例3と同様に、図13のように通常の撮像シーケンスにおいて画像取得のための位相エンコードを付与しないで、その代わりに、フローエンコードして、エコーを取得し、これをテーブルの移動速度検出のために用いてもよい。
本発明は上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々に変形して実施できる。
例えば、上記実施例においては、ナビゲーターシーケンスあるいはナビゲーターPCエコーシーケンスで検出した磁気共鳴信号を用いてテーブルの位置あるいは速度を測定したが、本発明はこれに限定されない。例えば、エンコーダを用いてテーブルの位置あるいは速度を測定するようにしても良いと考えられる。しかしながらエンコーダを用いる方法は、装置が複雑になり高価になると考えられるので、上記磁気共鳴信号を用いる方法は、廉価にMRI装置を提供できるという利点がある。また、エンコーダを用いる方法により装置を構成すると、パルスシーケンス制御用とエンコーダ制御用に2つの制御手段(CPU等)が必要となるが、上述した実施例の磁気共鳴信号による方法では制御手段がパルスシーケンス制御用とエンコーダ制御用の共用とできるので、その意味ではコンピュータの実装を簡易化できるというメリットがある。また、エンコーダを用いる方法はエンコーダ自体がノイズ源となるおそれがあるが、磁気共鳴信号による方法では不必要なノイズ源が生じるおそれがないという利点もある。
また、上記実施例では、ナビゲーターエコーにより得たテーブルの位置や速度のずれを補償する方法として、照射するRF励起パルスの周波数や位相を調整する方法(第1の方法)、高周波受信コイル15により検出した磁気共鳴信号を検出する際に、参照周波数にオフセットを加えたり、取得した信号に特定の位相を付加する方法(第2の方法)、テーブルの位置や速度のずれをベッド制御部33にフィードバックする方法(第3の方法)が示されていたが、本発明はこれに限定されない。例えば撮影のために得られた磁気共鳴信号をフーリエ変換してハイブリッド空間に配置する際に、テーブルの位置や速度のずれの影響を考慮して配置の位置をずらす方法でも良いと考えられる。
また、上記実施例ではナビゲータシーケンスあるいはナビゲータPCシーケンスにおいて、最初に90°パルスと180°パルスを印加するスピンエコー法を用いていたが、2次元選択励起法を用い、グラジエントエコー法を用いることも可能である。
また、上記実施例は、1つの撮影において1つのスケールによりテーブルの位置あるいは速度のずれを検出する場合のみを示したが、1つの撮影において同時に設置された2つのスケール(両者が平行でも、垂直でも良い。)を用いる等の手法を用いれば、隣り合う歯が混同して検出されてしまうといった上述の問題に、好適に対応できると考えられる。
また、上記実施例3及び実施例4では、ナビゲータPCシーケンスにおいて、テーブルの移動速度検出のため、傾斜磁場パルスの強度と印加時間の積の絶対値が等しい正負の傾斜磁場パルスを印加する例を示したが、本発明はこれに限られない。例えば、180°パルスを挟んで同じ方向に強度と印加時間の積の絶対値が等しい傾斜磁場を印加することにより、例えば拡散強調画像を生成するようにテーブルの移動速度を検出することも可能である。
また、上記スケールの形状は直方体でなくてもよいことは言うまでもない。

Claims (17)

  1. 被検体を搭載して、前記被検体を撮影空間へ配置するための被検体搭載手段と、前記被検体搭載手段を任意の方向へ連続的あるいはステップ毎に移動させることにより、前記被検体を任意の方向へ移動させるための移動手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記撮影空間に静磁場及び傾斜磁場及び高周波磁場を発生させ、前記被検体の所望の位置を励起する磁場発生手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記信号検出手段で検出した磁気共鳴信号に信号処理を行い、前記被検体の磁気共鳴画像を生成する信号処理手段と、前記移動手段と前記磁場発生手段と前記信号検出手段と前記信号処理手段を制御して、前記被検体を予め設定された所定の位置へ所定の速度で連続的にあるいはステップ毎に移動させながら、前記被検体の磁気共鳴画像を得る制御をする制御手段とを備え、
    前記位置あるいは速度の設定値に対する誤差を検出する移動誤差検出手段と、前記移動誤差検出手段により検出された誤差を補正する補正手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記移動誤差検出手段は、前記信号検出手段により検出した磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記被検体搭載手段には、前記被検体搭載手段の位置情報を持つ磁気共鳴信号を発信する少なくとも一つの被検体搭載手段位置情報発信手段が備えられ、前記移動誤差検出手段は、前記被検体搭載手段位置情報発信手段の発生する磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記被検体搭載手段位置情報発信手段は、前記磁気共鳴信号を所定の一次元的な空間的強度パターンで発生するスケールより構成され、前記移動誤差検出手段は、前記磁気共鳴信号を一次元フーリエ変換したデータを基に、前記空間的強度パターンの位置を認識する認識手段と、前記認識手段により認識された位置を基に前記設定値との差を求め、前記被検体搭載手段の前記位置あるいは速度の誤差を算出する算出手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  2. 前記スケールは、前記核磁気共鳴信号を出す物質と、前記核磁気共鳴信号を弱く出すあるいは出さない物質を、一定間隔で交互に前記一次元的な方向に配置したものであることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  3. 前記移動誤差検出手段は、所定の時間間隔で、複数個の磁気共鳴信号を検出し、各磁気共鳴信号により求められた前記スケールの前記所定の一次元的な空間的強度パターンの位置を基に、前記被検体搭載手段の位置を求め、その位置の設定値との差を基に、前記誤差を検出することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  4. 被検体を搭載して、前記被検体を撮影空間へ配置するための被検体搭載手段と、前記被検体搭載手段を任意の方向へ連続的あるいはステップ毎に移動させることにより、前記被検体を任意の方向へ移動させるための移動手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記撮影空間に静磁場及び傾斜磁場及び高周波磁場を発生させ、前記被検体の所望の位置を励起する磁場発生手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記信号検出手段で検出した磁気共鳴信号に信号処理を行い、前記被検体の磁気共鳴画像を生成する信号処理手段と、前記移動手段と前記磁場発生手段と前記信号検出手段と前記信号処理手段を制御して、前記被検体を予め設定された所定の位置へ所定の速度で連続的にあるいはステップ毎に移動させながら、前記被検体の磁気共鳴画像を得る制御をする制御手段とを備え、
    前記位置あるいは速度の設定値に対する誤差を検出する移動誤差検出手段と、前記移動誤差検出手段により検出された誤差を補正する補正手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記移動誤差検出手段は、前記信号検出手段により検出した前記被検体の内部より発生する磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  5. 前記移動誤差検出手段は、前記被検体の内部より発生する磁気共鳴信号を基に前記誤差を検出し、時間的に所定の間隔をおいて得られた複数個の前記磁気共鳴信号を１次元フーリエ変換して複数個の１次元プロファイルを得る手段と、
    前記複数個の磁気共鳴信号に対応して得られた１次元プロファイルが前記所定の時間間隔とともにどの程度前記被検体搭載手段の移動方向にシフトしているかのシフト量を計算する手段と、前記シフト量をもとに前記誤差を検出する手段を備えたことを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  6. 被検体を搭載して、前記被検体を撮影空間へ配置するための被検体搭載手段と、前記被検体搭載手段を任意の方向へ連続的あるいはステップ毎に移動させることにより、前記被検体を任意の方向へ移動させるための移動手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記撮影空間に静磁場及び傾斜磁場及び高周波磁場を発生させ、前記被検体の所望の位置を励起する磁場発生手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記信号検出手段で検出した磁気共鳴信号に信号処理を行い、前記被検体の磁気共鳴画像を生成する信号処理手段と、前記移動手段と前記磁場発生手段と前記信号検出手段と前記信号処理手段を制御して、前記被検体を予め設定された所定の位置へ所定の速度で連続的にあるいはステップ毎に移動させながら、前記被検体の磁気共鳴画像を得る制御をする制御手段とを備え、
    前記位置あるいは速度の設定値に対する誤差を検出する移動誤差検出手段と、前記移動誤差検出手段により検出された誤差を補正する補正手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記移動誤差検出手段は、前記信号検出手段により検出した磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記被検体搭載手段には、前記被検体搭載手段の位置情報を持つ磁気共鳴信号を発信する少なくとも一つの被検体搭載手段位置情報発信手段が備えられ、前記移動誤差検出手段は、前記被検体搭載手段位置情報発信手段の発生する磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記制御手段は、前記移動誤差検出手段による誤差検出のための磁気共鳴信号を前記被検体搭載手段位置情報発信手段より発生させて検出するためのナビゲーターシーケンスを実行する手段を備え、前記制御手段により実行されるナビゲーターシーケンスでは、第１の高周波パルスにより励起される第１のスライス面と、第２の高周波パルスにより励起される第２のスライス面は交差し、前記第１のスライス面と前記第２のスライス面が交わる部分は、前記被検体搭載手段位置情報発信手段が設置された位置であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  7. 前記制御手段は、前記移動誤差検出手段による誤差検出のための磁気共鳴信号を前記被検体の内部より発生させて検出するためのナビゲーターシーケンスを実行する手段を備え、前記制御手段により実行されるナビゲーターシーケンスでは、第１の高周波パルスにより励起される第１のスライス面と、第２の高周波パルスにより励起される第２のスライス面は交差し、前記第１のスライス面と前記第２のスライス面が交わる部分は、被検体の内部であることを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  8. 前記被検体搭載手段位置情報発信手段は、前記磁気共鳴信号を空間的に一様の強度で発生する一様な物質から成ることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  9. 前記制御手段は、前記移動誤差検出手段による誤差検出のための磁気共鳴信号を生成するためのナビゲーターシーケンスに速度エンコードパルスを付加したナビゲートＰＣシーケンスを実行する手段を備え、前記制御手段により実行されるナビゲーターシーケンスでは、第１の高周波パルスにより励起される第１のスライス面と、第２の高周波パルスにより励起される第２のスライス面は交差し、前記第１のスライス面と前記第２のスライス面が交わる部分は、前記被検体搭載手段位置情報発信手段が設置された位置であることを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴イメージング装置。
  10. 前記制御手段は、前記移動誤差検出手段による誤差検出のための磁気共鳴信号を生成するためのナビゲーターシーケンスに速度エンコードパルスを付加したナビゲートPCシーケンスを実行する手段を備え、前記制御手段により実行されるナビゲーターシーケンスでは、第１の高周波パルスにより励起される第１のスライス面と、第２の高周波パルスにより励起される第２のスライス面は交差し、前記第１のスライス面と前記第２のスライス面が交わる部分は、前記被検体の内部であることを特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
  11. 前記ナビゲーターシーケンスに付加される速度エンコードパルスは、極性が反対で、強度と印加時間の積の絶対値が等しい２つの傾斜磁場パルスより成り、前記２つの傾斜磁場パルスによる磁場の傾斜の方向は、前記被検体搭載手段の移動の方向であることを特徴とする請求項９又は１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
  12. 速度エンコードパルスの付加されたナビゲーターエコーにより得られた磁気共鳴信号を基にその位相量のプロファイルを求める手段と、その位相量の大きさを基に前記被検体搭載手段の速度を検出する手段を備えたことを特徴とする請求項９又は１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
  13. 速度エンコードパルスの付加されたナビゲーターエコーにより得られた磁気共鳴信号を基にその位相量のプロファイルを求める手段と、前記プロファイルが時間とともにどの程度前記被検体搭載手段の移動の方向にシフトするかのシフト量を求める手段と、前記シフト量を基に前記被検体搭載手段の速度を検出する手段を備えたことを特徴とする請求項９又は１０記載の磁気共鳴イメージング装置。
  14. 前記少なくとも一つ以上の被検体搭載手段位置情報発信手段は、直方体の形状をしていて、その長手方向が、前記被検体搭載手段の長手方向と平行であるものを含むことを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  15. 被検体を搭載して、前記被検体を撮影空間へ配置するための被検体搭載手段と、前記被検体搭載手段を任意の方向へ連続的あるいはステップ毎に移動させることにより、前記被検体を任意の方向へ移動させるための移動手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記撮影空間に静磁場及び傾斜磁場及び高周波磁場を発生させ、前記被検体の所望の位置を励起する磁場発生手段と、前記撮影空間の周囲に配置され、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記信号検出手段で検出した磁気共鳴信号に信号処理を行い、前記被検体の磁気共鳴画像を生成する信号処理手段と、前記移動手段と前記磁場発生手段と前記信号検出手段と前記信号処理手段を制御して、前記被検体を予め設定された所定の位置へ所定の速度で連続的にあるいはステップ毎に移動させながら、前記被検体の磁気共鳴画像を得る制御をする制御手段とを備え、
    前記位置あるいは速度の設定値に対する誤差を検出する移動誤差検出手段と、前記移動誤差検出手段により検出された誤差を補正する補正手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
    前記移動誤差検出手段は、前記信号検出手段により検出した磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記被検体搭載手段には、前記被検体搭載手段の位置情報を持つ磁気共鳴信号を発信する少なくとも一つの被検体搭載手段位置情報発信手段が備えられ、前記移動誤差検出手段は、前記被検体搭載手段位置情報発信手段の発生する磁気共鳴信号を基に、前記誤差を検出し、
    前記磁場発生手段は、前記撮影空間を挟んで対向して配置され、前記被検体搭載手段はその長手方向のみならず、その長手方向に垂直な水平方向にも移動可能であり、前記少なくとも一つ以上の被検体搭載手段位置情報発信手段は、直方体の形状をしていて、その長手方向が、前記被検体搭載手段の長手方向のみならず、前記被検体搭載手段の長手方向に垂直で水平な方向にも配置されているものを含む、あるいは鉛直方向に配置されているものも含むことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
  16. 前記補正手段は、発生する高周波磁場の周波数や位相を調整して前記誤差の補正をする、あるいは前記信号検出手段により磁気共鳴信号を検出する際に、参照周波数にオフセットを加えたり、検出した磁気共鳴信号に特定の位相を加えることにより、前記誤差を補正することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
  17. 前記補正手段は、前記移動手段による前記被検体搭載手段の移動に補正を加えることにより、前記誤差を補正することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
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