JPWO2004080301A1

JPWO2004080301A1 - Magnetic resonance imaging system

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Publication number: JPWO2004080301A1
Application number: JP2005503502A
Authority: JP
Inventors: 後藤　智宏; 智宏後藤; 高橋　哲彦; 哲彦高橋; 瀧澤　将宏; 将宏瀧澤; 谷井　由美子; 由美子谷井; 永尾　尚子; 尚子永尾
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2003-03-14
Filing date: 2004-03-05
Publication date: 2006-06-08
Also published as: WO2004080301A1

Abstract

少ないナビゲーターエコー取得回数で効果的に体動アーチファクト抑制を行う。被検体（１０１）の呼息期、吸息期を区別した体動アーチファクト抑制画像を作成する。時間間隔をおいて計測した２以上のナビゲーターエコー（２０７、２０８）から、ナビゲーターエコー取得時刻における被検体（１０１）の変位及び変位方向を求め、これら変位及び変位方向から本計測エコーを取得するタイミングを決定する。変位方向は変位の一次微分から求めることができる。また、計測に先立って体動周期を近似する体動予測関数を求めておくことにより、フィッティングにより変位及び変位方向を判定できるとともに本計測エコー取得の時間、間隔を推定する。Effectively suppress body motion artifacts with a small number of navigator echo acquisitions. A body motion artifact suppression image in which the expiration period and the inspiration period of the subject (101) are distinguished is created. Timing of obtaining the measurement echo from the displacement and the displacement direction by obtaining the displacement and displacement direction of the subject (101) at the navigator echo acquisition time from two or more navigator echoes (207, 208) measured at time intervals. To decide. The displacement direction can be obtained from the first derivative of the displacement. In addition, by obtaining a body motion prediction function that approximates the body motion cycle prior to measurement, the displacement and the displacement direction can be determined by fitting, and the time and interval for acquiring this measurement echo can be estimated.

Description

本発明は、核磁気共鳴を利用して被検体を撮像する磁気共鳴イメージング（以下、ＭＲＩという）装置に関し、特に体動アーチファクトを抑制する技術に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus that images a subject using nuclear magnetic resonance, and more particularly to a technique for suppressing body motion artifacts.

ＭＲＩは、静磁場中に配置された被検体に、撮影対象である原子核スピンの共鳴周波数の高周波磁場を印加し、それによって発生する核磁気共鳴信号を計測することによって被検体の断層像を得る装置である。
このＭＲＩでは、１枚のＭＲ画像を作成する間に被検体が動くと、画像に大きなアーチファクトが生じ、画質を劣化させる。体動アーチファクトの原因として、重要なものが被検体の呼吸による体動アーチファクトである。
呼吸動による体動アーチファクトを除去する方法の一つに、付加的なエコーであるナビゲーターエコーを用いて呼吸動をモニターする方法があり、このようなナビゲーターエコーを用いて呼吸動アーチファクトを除去する技術を心臓撮影に適応した撮影方法が提案されている（文献、”ＮａｖｉｇａｔｏｒＥｃｈｏｅｓｉｎＣａｒｄｉａｃＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ，ＪｏｕｒｎａｌｏｆＣａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ”（３），１８３−１９３（２００１））。
この文献では、ナビゲーターエコーから求めた呼吸による体動位置（変位）が、予め指定された所定の範囲内であるときには、それに続いて実行される撮像シーケンスにおいて取得したデータを画像再構成用のデータとして用いる。しかし、体動の変位方向については考慮されていない。MRI obtains a tomographic image of a subject by applying a high-frequency magnetic field having a resonance frequency of a nuclear spin to be imaged to a subject placed in a static magnetic field and measuring a nuclear magnetic resonance signal generated thereby. Device.
In this MRI, if the subject moves while creating one MR image, a large artifact is generated in the image and the image quality is deteriorated. As a cause of the body motion artifact, an important thing is a body motion artifact due to breathing of the subject.
One method of removing body motion artifacts due to respiratory motion is a method of monitoring respiratory motion using navigator echo, which is an additional echo, and technology for removing respiratory motion artifact using such navigator echo An imaging method adapted for cardiac imaging has been proposed (literature, “Navigate Echoes in Cardiac Magnetic Resonance, Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance” (3), 183-193 (2001)).
In this document, when the body movement position (displacement) due to respiration obtained from the navigator echo is within a predetermined range specified in advance, the data acquired in the subsequent imaging sequence is used as data for image reconstruction. Used as However, the displacement direction of body movement is not considered.

本発明の目的は、呼吸動の時相に依らずに、被検体の呼吸動による体動アーチファクトを抑制可能なＭＲＩ装置を実現することである。
上記目的を達成するため、本発明は次のように、構成される。
（１）本発明の磁気共鳴イメージング装置は、所定の撮像シーケンスに基づき、画像再構成に必要なエコー信号を取得して被検体の画像を得る手段と、前記被検体の周期的体動情報を含む核磁気共鳴信号をナビゲーターエコーとして取得するナビゲーターエコー計測手段と、前記被検体の周期的体動に基づく所定部位の変位の許容範囲を設定する許容範囲設定手段と、前記ナビゲーターエコーから前記所定部位の変位を算出して該変位が前記許容範囲内にあるか否かを判定する体動判定手段とを備え、前記画像を得る手段は、前記所定部位の変位が前記許容範囲内にあるときに取得されたエコー信号を用いて画像再構成を行う。
そして、この磁気共鳴イメージング装置において、前記体動判定手段は、時間間隔を置いて計測した２以上のナビゲーターエコーから、前記所定部位の変位方向を算出し、前記所定部位の変位及び変位方向に基づいて、前記画像再構成に必要なエコー信号を取得するタイミングを決定する撮像タイミング決定手段を備える。
（２）好ましくは、上記（１）において、前記ナビゲーターエコー計測手段は、前記被検体の一心周期内に前記２以上のナビゲーターエコーを取得する。
（３）また、好ましくは、上記（２）において、前記ナビゲーターエコー計測手段は、前記一心周期内の前記２以上のナビゲーターの内、１以上を画像再構成用エコー信号の取得期間の前に取得し、他の１以上を該画像再構成用エコー信号の取得期間の後に取得する。
（４）また、好ましくは、上記（１）において、前記ナビゲーターエコー計測手段は、一心周期毎に１以上のナビゲーターエコーを取得する。
（５）また、好ましくは、上記（１）において、３以上のナビゲーターエコーを用いて前記周期的体動を表す体動予測関数を作成する体動予測関数作成手段を備え、前記体動判定手段は、前記２以上のナビゲーターエコーから求めた前記所定部位の変位を前記体動予測関数にフィッティングして、所望の時刻における前記所定部位の変位及び変位方向を算出する。
（６）また、好ましくは、上記（１）において、前記体動判定手段は、前記所定部位の変位の変動に対応して前記許容範囲を調整する。
（７）また、好ましくは、上記（１）において、前記許容範囲設定手段は、前記２以上のナビゲーターエコーの取得タイミングと前記許容範囲を設定する手段を備える。
（８）また、好ましくは、上記（１）において、前記撮像タイミング決定手段は、前記体動判定手段によって求められた前記所定部位の変位が前記許容範囲内であって旦つ前記変位方向が同一方向のときに、前記画像再構成用エコー信号の取得を行うように撮像タイミングを決定する。
（９）また、好ましくは、上記（５）において、前記撮像タイミング決定手段は、前記２以上のナビゲーターエコーの取得時刻及び前記体動予測関数から、前記画像再構成用エコー信号の取得開始時刻及び取得期間を決定する。
（１０）また、好ましくは、上記（９）において、前記撮像タイミング決定手段が、前記画像再構成用エコー信号の取得開始時刻及び取得期間を決定できるまで、前記ナビゲーターエコーの計測を繰り返す。
（１１）また、好ましくは、上記（５）において、前記体動予測関数は、少なくとも、被検体の体動の１／４周期に渡るナビゲーターエコーから求めた変位を用いて、被検体毎に作成される。
（１２）また、好ましくは、上記（５）において、前記体動予測関数作成手段は、体動決定のために逐次取得されるナビゲーターエコーを用いて前記体動予測関数を更新する。
（１３）また、好ましくは、上記（１２）において、前記画像再構成用エコー信号の取得期間終了時から次の前記画像再構成用エコー信号の取得開始時までの間に、１以上のナビゲーターエコーを取得し、該ナビゲーターエコーを用いて前記体動予測関数を更新する。
（１４）また、好ましくは、上記（１３）において、前記体動予測関数作成手段は、前記ナビゲーターエコーを取得する期間と、該体動予測関数の更新に使用するナビゲーターエコーの期間をそれぞれ前記体動予測関数上で指定する手段を備える。
（１５）また、好ましくは、上記（２）において、前記被検体の体動が呼吸動の場合に、前記体動判定手段は、一方の前記変位方向を呼息期とし、他方の前記変位方向を吸息期と判定する。
（１６）また、好ましくは、上記（１）乃至（４）において、前記体動判定手段は、前記２以上のナビゲーターエコーから算出した前記所定部位の変位の一次微分又は差分に基づいて、該所定部位の変位方向を算出する。
（１７）また、好ましくは、上記（１）において、前記画像再構成用エコー信号の取得期間以外はエコー信号の取得を行わずに前記撮像シーケンスを継続する。
（１８）また、好ましくは、上記（１）において、２つのナビゲーターエコーの互いの時間間隔は、約１００ｍｓであり、変位の検出精度は、０．７ｍｍ〜０．８ｍｍの分解能である。An object of the present invention is to realize an MRI apparatus capable of suppressing body motion artifacts due to respiratory motion of a subject without depending on the time phase of respiratory motion.
In order to achieve the above object, the present invention is configured as follows.
(1) A magnetic resonance imaging apparatus according to the present invention obtains an echo signal necessary for image reconstruction based on a predetermined imaging sequence to obtain an image of a subject, and periodic body motion information of the subject. Navigator echo measuring means for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including a navigator echo, an allowable range setting means for setting an allowable range of displacement of a predetermined part based on a periodic body movement of the subject, and the predetermined part from the navigator echo Body movement determining means for determining whether or not the displacement is within the allowable range, and the means for obtaining the image is obtained when the displacement of the predetermined part is within the allowable range. Image reconstruction is performed using the acquired echo signal.
In the magnetic resonance imaging apparatus, the body movement determination unit calculates a displacement direction of the predetermined part from two or more navigator echoes measured at time intervals, and based on the displacement and the displacement direction of the predetermined part. Imaging timing determining means for determining a timing for acquiring an echo signal necessary for the image reconstruction.
(2) Preferably, in the above (1), the navigator echo measuring means acquires the two or more navigator echoes within one cardiac cycle of the subject.
(3) Preferably, in the above (2), the navigator echo measuring means acquires one or more of the two or more navigators in the one cardiac cycle before the acquisition period of the image reconstruction echo signal. The other one or more are acquired after the acquisition period of the image reconstruction echo signal.
(4) Preferably, in the above (1), the navigator echo measuring means acquires one or more navigator echoes for each cardiac cycle.
(5) Preferably, in the above (1), a body motion prediction function creating means for creating a body motion prediction function representing the periodic body motion using three or more navigator echoes is provided, and the body motion determination means Fitting the displacement of the predetermined portion obtained from the two or more navigator echoes to the body motion prediction function, calculates the displacement and the displacement direction of the predetermined portion at a desired time.
(6) Preferably, in the above (1), the body movement determining means adjusts the permissible range in response to a change in displacement of the predetermined part.
(7) Preferably, in the above (1), the allowable range setting means includes means for setting the acquisition timing of the two or more navigator echoes and the allowable range.
(8) Preferably, in the above (1), the imaging timing determination unit is configured such that the displacement of the predetermined part obtained by the body movement determination unit is within the allowable range and the displacement direction is the same every time. The imaging timing is determined so as to acquire the image reconstruction echo signal when the direction is set.
(9) Preferably, in the above (5), the imaging timing determination means determines the acquisition start time of the image reconstruction echo signal from the acquisition time of the two or more navigator echoes and the body motion prediction function, and Determine the acquisition period.
(10) Preferably, in the above (9), the navigator echo measurement is repeated until the imaging timing determination unit can determine the acquisition start time and acquisition period of the image reconstruction echo signal.
(11) Preferably, in the above (5), the body motion prediction function is created for each subject using at least a displacement obtained from navigator echo over a quarter cycle of the subject's body motion. Is done.
(12) Preferably, in the above (5), the body motion prediction function creating means updates the body motion prediction function using navigator echoes sequentially acquired for body motion determination.
(13) Preferably, in the above (12), one or more navigator echoes between the end of the acquisition period of the image reconstruction echo signal and the start of acquisition of the next image reconstruction echo signal. And the body motion prediction function is updated using the navigator echo.
(14) Preferably, in the above (13), the body motion prediction function creating means includes a period for acquiring the navigator echo and a period of navigator echo used for updating the body motion prediction function, respectively. Means for designating on the dynamic prediction function are provided.
(15) Preferably, in (2) above, when the body motion of the subject is a respiratory motion, the body motion determination means sets one of the displacement directions as an expiration period and the other displacement direction. Is determined as the inspiration period.
(16) Preferably, in the above (1) to (4), the body movement determination means is configured to perform the predetermined determination based on a first derivative or a difference of the displacement of the predetermined portion calculated from the two or more navigator echoes. The displacement direction of the part is calculated.
(17) Preferably, in the above (1), the imaging sequence is continued without acquiring the echo signal except during the acquisition period of the echo signal for image reconstruction.
(18) Preferably, in (1) above, the time interval between the two navigator echoes is about 100 ms, and the displacement detection accuracy is a resolution of 0.7 mm to 0.8 mm.

図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概要を示す図である。
図２は、本発明の第１の態様による撮像方法の一例を示す図である。
図３は、本発明の第１の態様による撮像方法の効果を説明する図である。
図４は、本発明の第１の態様による撮像方法の他の例を示す図である。
図５は、本発明の第１の態様による撮像方法の他の例を示す図である。
図６は、本発明の第２の態様による撮像方法の手順を示す図である。
図７は、図６に示す撮像方法による体動予測関数の作成を説明する図である。
図８は、図６に示す撮像方法における本計測を説明する図である。
図９は、関数フィッティング（第２のフィッティング）を説明する図である。
図１０は、本発明の第２の態様による撮像方法の一例を示す図である。
図１１は、本発明の第２の態様による撮像方法の他の例を示す図である。
図１２は、本発明の第２の態様が適用される撮像方法を示す図である。
図１３は、図１２に示す撮像方法への本発明の適用を説明する図である。
図１４は、ナビゲーターエコー取得タイミングを指定するためのＵＩの一例を示す図である。FIG. 1 is a diagram showing an overall outline of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of an imaging method according to the first aspect of the present invention.
FIG. 3 is a diagram for explaining the effect of the imaging method according to the first aspect of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing another example of the imaging method according to the first aspect of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing another example of the imaging method according to the first aspect of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing the procedure of the imaging method according to the second aspect of the present invention.
FIG. 7 is a diagram for explaining the creation of a body motion prediction function by the imaging method shown in FIG.
FIG. 8 is a diagram for explaining the main measurement in the imaging method shown in FIG.
FIG. 9 is a diagram for explaining function fitting (second fitting).
FIG. 10 is a diagram illustrating an example of an imaging method according to the second aspect of the present invention.
FIG. 11 is a diagram illustrating another example of the imaging method according to the second aspect of the present invention.
FIG. 12 is a diagram illustrating an imaging method to which the second aspect of the present invention is applied.
FIG. 13 is a diagram for explaining the application of the present invention to the imaging method shown in FIG.
FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a UI for designating navigator echo acquisition timing.

以下、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を、図面を参照して説明する。
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体概略構成図である。このＭＲＩ装置は、被検体１０１が挿入される空間に静磁場を発生する磁石１０２と、この空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と、被検体１０１の撮像領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル１０４と、被検体１０１が発生する核磁気共鳴信号（ＭＲ）信号を検出するＲＦプローブ１０５と、静磁場空間に被検体１０１を挿入するためのベッド１１２とを備えている。
傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交する３方向（Ｘ，Ｙ，Ｚ）の傾斜磁場コイルで構成され、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。これら傾斜磁場の印加の仕方によって、被検体の撮像断面を決定し、またＭＲ信号に位置情報を付与することができる。
ＲＦコイル１０４は、ＲＦ送信部１１０の信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプローブ１０５の信号は、信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理され、画像信号に変換される。また、画像は、表示部１０８で表示される。
傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０、信号検出部１０６は制御部１１１により制御される。制御動作のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれ、撮像方法によって決まる種々のパルスシーケンス（撮像シーケンス）が予めプログラムとして、制御部１１１が有する記憶部（図示せず）に格納されている。
制御部１１１には、このような記憶部のほか、撮像シーケンスの選択や撮像パラメータ等の入力のための入力装置（ユーザーインターフェイス：ＵＩ）が備えられている。
本発明のＭＲＩ装置では、体動モニターとしてのナビゲーターエコーを発生し、取得するためのシーケンス（ナビゲーターシーケンス）を、撮像シーケンスとは独立して或いは選択された撮像シーケンスとを組み合わせて実行することができる。
ナビゲーターシーケンスとは、モニターしたい着目部位（例えば横隔膜など）を高周波磁場及び選択傾斜磁場を用いて局所的に励起し、この局所的な励起領域から位相エンコード傾斜磁場を付加しないエコー（ナビゲーターエコー）を取得するシーケンスである。
ナビゲーターシーケンスは、例えば、撮像シーケンスの選択に合わせて、ユーザーが適宜実行することも可能であるが、撮像シーケンスと組み合わせた所定のシーケンスとして制御部１１１により実行される。
信号処理部１０７（制御部１１１）は、上述した画像再構成等の演算のほか、ナビゲーターシーケンスにより取得したナビゲーターエコーをもとに着目部位の変位を算出するとともに、変位方向を判断し、その結果に基づき、撮像シーケンスにおけるデータ取得のタイミングを決定する。
次に、上記構成のＭＲＩ装置を用いた呼吸動アーチファクト抑制を心電同期撮像に適用した例を説明する。
図２、図４及び図５は、それぞれ本発明の第１の態様によるＭＲＩ装置を用いた撮像方法の実施例を示す図で、図中、２０２は心周期、２０３は体動、２０９はシーケンス、２１０はデータを示し、その下にはデータの処理手順を示している。
この第１の態様においては、異なる時刻に取得した複数のナビゲーターエコーをもとに、各時刻における被検体の所定部位の変位を算出すると共に、そのときの呼吸動が呼息期であるか吸息期であるかを判定し、変位が指定された範囲であって且つ呼息期又は吸息期のいずれか一方であるときに画像用データを取得する。
まず、第１の実施例として図２の撮像方法を説明する。
心電波２０１を検出後、ディレイタイム２０６の経過後、本計測２０９に先行して２つのナビゲーターシーケンス２０７、２０８を続けて実行する。ナビゲーターシーケンス２０７、２０８によって取得された２つのナビゲーターエコーを用いて、続く本計測シーケンス２０９において、データを取得するか否かを判断する。
このため、まず、ナビゲーターエコーを周波数エンコード方向に１次元フーリエ変換して投影像を作成し（ステップ２１２、２１６）、この投影像からモニターする着目部位（例えば横隔膜など）の変位２０４、２０５を求める（ステップ２１３、２１７）。変位の検出方法は各投影像自身の信号強度プロファイルからエッジ（横隔膜の場合であれば、肺（低信号）と肝（高信号）で信号強度が急変する部分）を検出する手段などを用いる。
次に、これら変位２０４、２０５を用いて、変位の方向（二つの変位間の傾き）を求める（ステップ２１４）。具体的には、これら変位２０４、２０５の時間に対する１次微分を求める。或いは単純に、二つの変位２０４、２０５の差分を取ってもよく、これにより、傾きが正か負かを判断する。そして、二つの変位間の傾きが正であれば呼息期、負であれば吸息期と判断する（ステップ２１５）。
２つのナビゲーターエコーから呼息期又は吸息期を判定する場合、２つのナビゲーターシーケンスの時間間隔は変位の検出精度に応じて適宜設定することが望ましい。
実際にナビゲーターエコーを用いて横隔膜の呼吸動をモニターしたところ、１００ｍｓで０．６〜０．７ｍｍの割合で動いていることが分かった。従って、ナビゲーターシーケンス２０７と２０８を１００ｍｓ程度の間隔で実行する場合、検出精度は０．７〜０．８ｍｍの分解能が必要となる。ナビゲーターシーケンス２０７と２０８の間隔を広げれば、分解能もそれに応じて低くしてもよい。
次に、２つの時刻における変位２０４、２０５が、それぞれ予め設定した一定の範囲（ゲートウィンドウ２１１）内にあるか否かを判定する（ステップ２１８）。ゲートウインドウ２１１は、例えばナビゲーターエコーにより得られた着目部位の信号を画像化し、その位置を基準として、適当な範囲を制御部１１１の入力装置から入力することにより設定することができる。
ステップ２１５及びステップ２１８の判定結果より、好ましくは、呼息期で且つ両変位２０４、２０５が２１１内であるとき、または、吸息期で且つ両変位２０４、２０５がゲートウインドウ２１１内であるときの何れか一方の条件でのみ本計測データを取得する。
ただし、変位２０４、２０５がゲートウインドウ２１１内であることを条件に、一周期間で呼息期と吸息期を両方同時、または複数周期間で呼息期と吸息期とを混合して本計測データを取得することにより、全体の撮像時間を短縮することも可能である。
以上のようなナビゲーターシーケンス２０７、２０８と本計測シーケンス２０９を、心周期毎に繰り返し１枚の画像に必要なデータを取得する（ステップ２１９）。
呼吸変動２０３は周期運動をしているので、本計測シーケンス２０９開始直前の変位および呼吸期（呼息期または吸息期）が同じであれば、心周期毎の繰り返しにおいて本計測シーケンス２０９実行時も毎回同変位となり、呼吸動による位置ずれの影響、すなわち、体動アーチファクトの低減された画像を取得することができる。
この様子を図３に示す。図中、図２と同じ要素は同一符号で示した。また、３０１、３０２は異なる一心周期における体動である。一つの心周期で検出した変位２０３と他の心周期で検出した変位がそれぞれ指定範囲にあれば、その向きが同じなので、変位はほぼ同様に変化し（位置変化幅３１０は少なく）、心時相毎にみると位置ずれは一定範囲内に保たれる。
一方、変位の方向を考慮しない場合は、仮に一つの心周期では、変位２０３後にマイナスの方向に位置が変化し（３０１）、他の心周期ではプラスの方向に位置が変化した（３０３）とすると、心周期毎の位置変化幅３１１は図中下方に示したようになる。すなわち、ナビゲーターエコー取得からの経過時間が短い時相では、心周期毎の位置変化幅３１１が小さくてすむが、ナビゲーターエコー取得からの経過時間が長くなると、心周期毎の位置変化幅３１１が増大し、呼吸動アーチファクトの抑制効果を得ることができない。
上記のように変位の方向を考慮した結果、各心時相において、一様に体動アーチファクトの抑制された画像を得ることができる。このような効果に加えて、ナビゲーターシーケンスは一心拍につき２回しか実行されないので、従来技術に比べナビゲーターシーケンスによるデッドタイムが低減し、多くの心時相の画像取得が可能となる。
第２の実施例を図４に示す。図中、４０２、４０３は心周期、４０４は体動、４１５は本計測シーケンス、４１６はデータを示す。図２に示す実施例では各心周期の本計測開始前に２回続けてナビゲーターエコーを取得したが、図４に示す実施例では本計測前後に１回ずつ取得する。心電波４０１を検出後、ディレイタイム４０９が経過した後、本計測シーケンス４１５に先行してナビゲーターシーケンス４１０を実行する。
ナビゲーターシーケンス４１０によって取得されたナビゲーターエコーは周波数エンコード方向に１次元フーリエ変換され投影像が作成され（ステップ４２０）、着目部位の変位４０５が求められる（ステップ４２１）。続いて、本計測シーケンス４１５を実行して本計測データ４１６を取得する（ステップ４２２）。その後、２つ目のナビゲーターシーケンス４１１が実行され、取得されたナビゲーターエコーを再構成し（ステップ４２３）、変位４０６が求められる（ステップ４２４）。
取得されられた２つの変位４０５と４０６の間で一次微分もしくは差分をとり（ステップ４２５）、呼吸動波形４０４の傾きが正か負かを求め、呼息期にあるか吸息期にあるかの判断を行う（ステップ４２６）。
次に、２つのナビゲーターエコーから求めた変位４０５、４０６がゲートウインドウ４１９内にあるか否かを判定する（ステップ４２７）。上記２つの判定ステップ４２６、４２７の判定結果より、呼息期で且つ変位４０５、４０６がいずれもゲートウインドウ４１９内にあるとき、または、吸息期で且つ変位４０５、４０６がいずれもゲートウインドウ４１９内にあるときの何れか一方の条件を満たすときに取得された本計測データを画像再構成に使用する（ステップ４２８）。
図示する例では、呼息期と判定され且つ変位４０５、４０６がいずれもゲートウインドウ４１９内である心周期４０２で本計測データ４１６を画像再構成に使用し、２つの変位４０７と４０８から吸息期であると判定された心周期４０３では本計測データ４１８を画像再構成に使用しない。
しかも、この例では変位４０８がゲートウインドウ４１９の外にある場合を示しているが、ゲートウインドウ内であっても吸息期であるので本計測データ４１８を画像再構成には使用しない。
なお、吸息期と判定され且つ変位４０５、４０６がいずれもゲートウインドウ４１９内である心周期４０２で本計測データ４１６を画像再構成に使用する場合も、変位４０８がゲートウインドウ４１９内であっても呼息期であるときは、本計測データ４１８を画像再構成には使用しない。
また、本実施例においても、変位４０５、４０６がゲートウインドウ４１９内であることを条件に、一周期間で呼息期と吸息期を両方同時、または複数周期間で呼息期と吸息期を混合して本計測データを画像再構成に使用することにより、全体の撮像時間を短縮することも可能である。
また、図４では、４２５→４２６→４２７の順で処理が行われる例を示したが、呼息期と吸息期の判定処理と変位がゲートウィンドウ内に有るか否かの判定の順序を交換しても良い。即ち、４２７→４２５→４２６の順序で処理を進めても良い。
このように、第２の実施例においても、第１の実施例と同様に、呼吸動アーチファクトが無く多くの心時相の画像取得が可能となる。また、呼吸動４０４は周期運動をしていることから、本計測前後で測定した変位および呼吸期が分かれば本計測シーケンスの間の呼吸動変位も推測でき、毎回同変位でデータ取得可能である。
さらに、本実施例では、本計測シーケンスの前後の変位を計測しているので、ゲートウインドウ内での本計測データの取得をより確実にできる。
第３の実施例を図５に示す。５０２、５０３は心周期、５０４は体動、５１２、５１４はシーケンス、５１３、５１５はデータを示す。第１及び第２の実施例では各心周期に２回ナビゲーダーエコーを取得したが、図５に示す例では本計測前に１回のみ取得する。最初の心周期５０２で心電波５０１を検出後、ディレイタイム５０８が経過した後、本計測に先行してナビゲーターシーケンス５０９を実行する。
ナビゲーターシーケンス５０９によって取得されたナビゲーターエコーから、その時点における着目部位の変位５０５が求められることは第１及び第２の実施例と同様である（ステップ５１６、５１７）。ナビゲーターシーケンス５０９に続いて本計測シーケンス５１２が実行された後、本計測データ５１３が取得され（ステップ５１８）、次の心周期５０３に進む。次の心周期５０３においても同様にディレイタイム５０８の後、ナビゲーターシーケンス５１０が実行され、エコーは再構成され（ステップ５１９）、変位５０６が得られる（ステップ５２０）。
心周期５０２で得られた変位５０５と心周期５０３で得られた変位５０６を用いて両者の間で一次微分もしくは差分をとり、呼吸動波形５０４の傾きが正か負かを求め（ステップ５２１）、呼息期にあるか吸息期にあるかの判断を行う（ステップ５２２）。
次に、変位５０５、５０６がゲートウインドウ５１６内にあるか否かを判定し（ステップ５２３）、これらステップ５２２、５２３の判定結果より、呼息期で且つ変位５０５、５０６がゲートウインドウ５１６内にあるとき、又は、吸息期で且つ変位５０５、５０６がゲートウインドウ５１６内にあるときの何れか一方の条件で本計測データ５１３を画像再構成に使用する（ステップ５２４）。
以降、同様に、第２心周期５０３で検出した変位５０６と次の心周期のナビゲーターシーケンスにより得られた変位５０７を用いて、呼息期か吸息期かの判定、ゲートウインドウ内か否かの判定を行い、本計測データの取得を画像再構成に使用するか否かを判断する。
ここで、変位５０６と５０７のような場合は、呼吸波形５０４の傾きが逆で尚且つ変位５０７がゲートウインドウ５１６の外にあることから第２心周期５０３の本計測シーケンス５１４の本計測データ５１５は画像再構成に使用しない。図示する場合とは異なり、吸息期であり、かつ、変位がゲートウインドウ内にあるときのみ、データを取得する場合も同様に、傾きが逆でかつ、一方の変位がゲートウインドウ外にあるときは、その間の本計測シーケンスデータを画像再構成に使用しない。
なお、この実施例でも、変位５０５、５０６がゲートウインドウ５１６内であることを条件に、一周期間で呼息期と吸息期を両方同時、又は複数周期間で呼息期と吸息期とを混合して本計測データを画像再構成に使用することにより、全体の撮像時間を短縮することも可能である。また、図４の場合と同様に、呼息期と吸息期の判定処理と変位がゲートウインドウ内に有るか否かの判定の順序を交換しても良い。即ち、５２３→５２１→５２２の順序で処理を進めても良い。
この実施例においても、前述の実施例の場合と同様に、呼吸動５０４は周期運動をしていることから、変位及び呼吸期が分かれば、本計測シーケンス５１２の間の呼吸動変位も推測でき、毎回同変位でデータ取得可能である。また、実施例１、２と同様に、呼吸動アーチファクトが無く、多くの心時相の画像取得が可能となる。
以上、説明したように、本発明の第１の態様によれば、本計測シーケンスの前或いは前後にナビゲーターシーケンスを実行し、それによって得たナビゲーターエコーから変位と変位の方向を算出し、その結果によって本計測データを取得するか否か又は画像再構成に使用するか否かを判定する。これにより、単に変位のみを用いる場合に比べ本計測データ間の位置ずれを低減し、体動アーチファクトの抑制された画像を得ることができる。
また、変位の方向を検出することにより、呼吸周期の呼息期であるか吸息期であるかを判定できるので、これらの一方のみのデータであって且つ指定された範囲内の変位にある本計測データを用いて画像を再構成することができる。
さらに、一心周期内で複数の心時相の画像データを取得する場合、心時相毎にナビゲーターシーケンスを実行する必要がないので、計測できる心時相数を多くすることができる。
次に、本発明の第２の態様によるＭＲＩ装置を用いた撮像方法を説明する。この第２の態様においても、ＭＲＩ装置の構成は、第１の態様によるＭＲＩ装置と同様であるが、第２の態様では信号処理系及び制御部が、問題とする体動を近似する関数（体動予測関数）を予め格納することが特徴である。
体動予測関数は、例えば本計測に先立って、少なくとも体動の一周期にわたってナビゲーターシーケンスを実行し、ナビゲーターシーケンスによって得られたナビゲーターエコーから求めた変位を用いて被検体毎に作成することができる（第１のフィッティング）。
本計測に際しては、ナビゲーターエコーを取得すると共に、ナビゲーターエコーから求めた変位を体動予測関数でフィッティングし（第２のフィッティング）、本計測データを取得するか否かを判定する。このため、信号処理系及び制御部は、前計測としてのナビゲーターシーケンスを備え、ナビゲーターエコーを用いた関数フィッティング機能を備えている。
第２の態様によるＭＲＩ装置を用いた撮像方法の一実施例を図６〜図８に示す。図６は撮像方法の手順を示すフローチャートである。この撮像方法は、被検体毎に体動予測関数を作成し、本計測データを取得する時間と間隔を求めるまでの手順（ステップ６０１〜６０５）と、本計測のための手順（ステップ６０６〜６１６）とを含み、図７はステップ６０１〜６０５を説明する図、図８はステップ６０６〜６１６を説明する図である。
まず、体動の少なくとも一周期７０２にわたって連続してナビゲーターシーケンス７０１を実行し、複数のナビゲーターエコーを取得する（ステップ６０１）。ナビゲーターエコーを周波数エンコード方向に１次元フーリエ変換して投影像を作成し、この投影像からモニターする着目部位（例えば横隔膜など）の変位７０４、７０５、７０６・・・を、ナビゲーターエコーの取得時刻毎に求める（ステップ６０２）。
位置の検出方法は、各投影像の信号強度プロファイルからエッジを検出するなどの手法を用いることができる。ステップ６０２で求めた変位の時間変位、即ち呼吸周期を多項関数で近似する（第１のフィッティング、ステップ６０３）。呼吸周期を近似する関数（体動予測関数）は、例えば最小二乗法などの手法を用いて算出することができる。例えば、ｓｉｎ、ｃｏｓなどの周期関数を含む多項式である。また、ドリフト成分を反映した１次項または体動周期より長い周期を持つ周期関数を含むことが望ましい。具体的には、次式（１）或いは、次式（２）或いは、次式（３）に示すような関数ｆを用いることができる。
ｆ＝Σｆｎ（ｔ）＝ａ＊ｓｉｎ（ｂｔ＋ｃ）＋ｄ −−−（１）
ｆ＝ａ＊ｓｉｎ（ｂｔ＋ｃ）＋ｄｔ＋ｅ −−−（２）
ｆ＝ａ＊ｓｉｎ（ｂｔ＋ｃ）＋ｄ＊ｓｉｎ（ｅｔ＋ｆ）−−−（３）
ここで、ｎは１から始まる整数、ｔは所望の基準時間からの経過時間、ａ、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆは係数である。
図７に上記ステップ６０１〜６０３で検出された体動変位７０４、７０５・・・７１１と体動予測関数７２０とを示す。呼吸の一周期７０２が約４秒で、ナビゲーターシーケンス７０１を２００ｍｓ毎に実行すると、一周期に２０個のナビゲーターエコーを取得することができる。
このように、体動予測関数が決定したならば、体動予測関数で予測される体動変位が指定範囲７０３である時間及びその間隔を求める（ステップ６０４）。時間は、例えば、第１回目のナビゲーターシーケンス取得時を０としてカウントしてもよいし、１回目のナビゲーターシーケンスを心電（或いは脈波）のＲ波に同期して開始し、Ｒ波検知のときを０としてカウントしてもよい。
次に、指定範囲７０３内にある体動予測関数の一次微分を求め、その値が正であるか負であるかを判定する（ステップ６０５）。これにより、呼吸の呼息期と吸息期とを判定する。
図７の例では、期間７１４は微分値が負の吸息期、期間７１５は微分値が正の呼息期である。これら呼息期と吸息期とについて、それぞれ、期間の開始時７１２、７１３及び期間の間隔７１４、７１５が記憶される。この場合の時間のカウントは前述の通り、１回目のナビゲーターエコー取得時或いはＲ波検知時を基準とする。期間７１４又は期間７１５が本計測データの取得時となる。
次に、本計測を開始する（ステップ６０６）。本計測は、図８（ｂ）に示すように、ナビゲーターシーケンス８０１、８０３・・・と本計測シーケンス８１１、８１３・・・とを含み、まず少なくとも２回のナビゲーターシーケンス８０１、８０３・・・を実行し、２以上のナビゲーターエコーを取得する（ステップ６０７）。
これらナビゲーターエコーを再構成し、取得時における目的部位の変位８０２、８０４・・・を検出する（ステップ６０８）。この変位８０２、８０４・・・を予め求めた体動予測関数７２０（図８（ａ））にフィッティングする（第２のフィッティング、ステップ６０９）。
体動予測関数７２０が、例えば、図９に示すような関数である場合、本計測中に第２のフィッティングを行う方法は次のようになる。
ナビゲーターシーケンスを実行して得られた目的部位の変位Ｐ１を関数７２０に代入する。そこで求まる時間はＴ１、Ｔ１’であり、一意に決定できないが、次のナビゲーターシーケンスを実行して得られた目的部位の変位Ｐ２を関数に代入して時間Ｔ２、Ｔ２’を求め、Ｐ１に対応する時間がＰ２に対応する時間より遅くなるという条件を与える。これにより、時間Ｔ２’の変位にフィットしていると判断する。
このように、第２のフィッティングは、２つの変位を用いることができるが、現実には呼吸振幅は、周期毎に全く同一にはならないので、ある程度幅をもたせるために、図示するように、数回ナビゲーターシーケンスを実行し、第２のフィッティングを行うことが好ましい。
第２のフィッティングによって、ナビゲーターエコー取得時の呼吸周期における位置が確定したならば、それをもとに本計測データ取得の開始時刻及び取得時間を推定する（ステップ６１０）。図８に示す例では、４回のナビゲーターシーケンス８０１、８０３、８０５、８０７の実行によって得られた変位８０２、８０４、８０６、８０７を体動予測関数７２０にフィッティングすることによって、最後のナビゲーターエコー８０７取得時（Ｐｔ）から本計測シーケンスを開始するまでの時間ｄＴとデータ取得時間を推定することができる。
ナビゲーターエコー数が少ない或いは呼吸周期の不規則な乱れなどによって時間ｄＴとデータ取得時間が推定できない場合には、ナビゲーターエコーの取得（ステップ６０７）から推定までを繰り返す（ステップ６１１）。本計測データ取得を開始するまでの時間ｄＴとデータ取得時間が推定できたならば、その時間が経過するまで本計測シーケンスは実行するがデータは取得しない空打ち期間８１２とし（ステップ６１２）、その後、予め推定された取得時間の間、本計測データを取得する（ステップ６１３）。そして、予め推定された取得時間内であるかを判定し（ステップ６１４）、推定取得時間内であれば、ステップ６１３に戻る。ステップ６１４で推定取得時間外になっていれば、ステップ６１５に進み、データ取得終了とし、ステップ６１６にて撮像終了か否かを判断し、終了でなければ、ステップ６１２に戻る。
呼吸周期の変動がなく、ほぼ一定であるとすると、それ以降、呼吸周期Ｔ毎に本計測データの取得を所定時間繰り返すことにより、常に体動が指定範囲７０３内であるときに本計測データを取得することができる。
本計測データ取得と次の本計測データ取得との間は本計測シーケンスは実行するがデータは取得しない空打ちをすることにより、例えば自由歳差運動定常状態の計測において画質を向上することができる。
このように、本実施例によれば、ナビゲーターエコーから得た変位を、予め求めた呼吸周期の近似関数に第２のフィッティングを行うことにより本計測データの取得開始時及び取得時間を推定するようにしたので、呼息期及び吸息期のそれぞれについて体動が指定範囲内であるときの画像を取得することができる。
また、ナビゲーターシーケンスを本計測シーケンス中に実行する必要がないので撮像時間の短縮を図ることができ、心電同期撮影の場合には、より多くの心時相のデータを取得することができる。
上記実施例は、さらに呼吸周期の不規則な変動や段階的な変化などに対応した変更が可能である。そのような変更例として、本計測と本計測との間の期間（図８の実施例では空打ち期間）を利用してナビゲーターシーケンスを行う実施例を図１０及び図１１に示す。
これらの実施例でも、本計測に先立って、ナビゲーターシーケンスで取得したナビゲーターエコーから呼吸周期を近似する体動予測関数を求めることは上記実施例と同じである。また、本計測において、本計測データ取得開始時を決定するために複数のナビゲーターエコーを取得することも同様である。
しかし、図１０に示す実施例では、本計測データ取得から次の本計測データ取得までの間の待ち時間を利用して、ナビゲーターシーケンス９０１、９０３を複数回、実行する。このナビゲーターシーケンスで得られたナビゲーターエコー９０２、９０４はその時点における体動位置の検出に用いられるとともに、前計測によって作成された体動予測関数の更新に利用される。
即ち、まずこれらナビゲーターエコー９０１から検出した変位９０２をその際存在する体動予測関数９００にフィッティング（第２のフィッティング）して（ステップ９１５）、本計測データの取得開始時とデータ取得時間間隔を推定する（ステップ９１６）。必要に応じて本計測データ取得９１１に先立って空打ち期間９１２を設定する。一方、検出した変位９０２を用いて新たな体動予測関数を算出する（ステップ９１７）。ナビゲーターシーケンス９０１により得られる変位９０２は呼吸周期の一部であるので、従前の体動予測関数とこの一部の変位とを用いて新たな体動予測関数を算出する。新たな体動予測関数で従前の体動予測関数を更新し、これを次の回の本計測９１３のデータ取得開始時と取得時間の推定に用いる。
本計測９１１後に実行されたナビゲーターシーケンス９０３のナビゲーターエコーから検出された変位９０４を、変位９０２によって更新された体動予測関数にフィッティングし（第２のフィッティング、ステップ９１８）、本計測９１３のデータ取得開始時と取得時間を推定し、実行する（ステップ９１９）。
以後、同様に本計測前に取得したナビゲーターエコーでその本計測のデータ取得開始時とデータ取得時間を推定するとともに、それ以後に用いる体動予測関数を更新しながら計測を行う。
このように、本実施例では、本計測データ取得を待つ時間を利用してナビゲーターシーケンスを実行し、逐次体動予測関数を更新するので、一時的に呼吸周期が乱れた場合や呼吸周期が変化した場合にも、データ取得時間のずれを補正することができる。
図１１に示す実施例でも、本計測データの取得と次の本計測データ取得との間でナビゲーターシーケンスを実行することは図１０の実施例と同じである。但し、この実施例では、一定の第２のフィッティング区間をあらかじめ設定しておき、第２のフィッティングを行うナビゲーターエコーの数を逐次追加或いは更新する。
第２のフィッティングを行う一定の区間を設定することで、定期的に本計測時間推定のための第２のフィッティングを行うことが可能となり、より実際に近い本計測時間推定ができる。
また、先に実行された本計測時間の推定によって、本計測以外の時間を予測できれば、その時間に第２のフィッティング区間をあらかじめ設定しておくことも可能である。
即ち、区間１０１１で検出された変位に基づき第２のフィッティングを行って本計測１０２１のデータ取得時を推定し、次の区間１０１２では区間１０１１に含まれるナビゲーターエコーと新たに得られたナビゲーターエコーを用いて、第２のフィッティングを行って本計測１０２２のデータ取得時を推定する。
以下、同様に、順次、前の区間に含まれるナビゲーターエコーの一部と新たに得られたナビゲーターエコーとを用いて第２のフィッティングを行う。
この場合、第２のフィッティング区間の間隔は、呼吸周期よりも短く、しかも第２のフィッティング区間は、それぞれオーバーラップしているため、時間の経過に伴い、例えば、第２のフィッティング区間１０１３で本計測１０２３のデータ取得時間を推定した後に、次の第２のフィッティング区間１０１４でも同じ本計測１０２３のデータ取得時間が推定されることになる。この場合には、本計測１０２３に近い時間に実行されたフィッティング結果に基づき本計測１０２３おけるデータ取得を行う。
このように、本実施例によれば、第２のフィッティングに用いるナビゲーターエコーを逐次更新していくことにより、本計測データの取得時間の推定結果をより正確にすることができる。
なお、本実施例においても、図１０の実施例と同様に、フィッティングに用いるナビゲーターエコーを用いて体動予測関数を更新（第１のフィッティング）していくことが好ましい。
即ち、本計測と本計測との間に計測したナビゲーターエコーを用いて第２のフィッティングを行うとともに、体動予測関数を逐次更新（第１のフィッティング）する。これにより、呼吸周期が変化した場合にも、データ取得時間のずれを補正することができる。
以上説明したように、本発明の第２の態様によるＭＲＩ装置によれば、本計測に先立って体動周期を近似する体動予測関数を作成し、この体動予測関数と本計測に付随して取得したナビゲーターエコーとから本計測データを取得する時刻及びデータ取得時間を推測するようにしたので、本計測時における実際の変位と予測した変位とのずれを小さくすることができ、体動のアーチファクトを確実に予測することができる。
特に、呼息期と吸息期とを確実に識別して、それぞれの画像を取得することができる。また、心電同期撮像のように、一心周期内の複数の心時相について画像を得る場合に、各時相の計測毎にナビゲーターシーケンスを実行する必要がないので、実質的な計測時間を増加することができ、これにより計測時間の短縮或いは心時相数の増加を図ることができる。
さらに、本計測と本計測との間の待ち時間を利用してナビゲーターシーケンスを実行することにより、フィッティング結果をより確実にすることができ、またそのナビゲーターシーケンス結果を用いて体動予測関数を更新することにより、体動周期が変化した場合でも、ずれが発生することなく常に変位が指定範囲にあるときに本計測データを取得することができる。
また、各実施例において、体動予測関数として式（２）のような一次項を含む体動予測関数を用いた場合には、一時的な被検体位置の変化にも対応することができる。
図１２は、被検体の位置が動いた場合の体動波形を表した図である。図示するように、時刻ｔ１からｔ２で被検体が動いたために、波形が変形し、計測部位は本来計測しようとする体動範囲１２０１から外れてしまっていて、初期の指定範囲のまま撮像したのでは、有効なデータを得ることができない。
このような体動波形は、例えば前記（２）式の様な一次項を含む体動予測関数又は前記（３）式の様な体動周期とそれより長い周期を持つ周期関数の重み付け和によって表される体動予測関数によって近似することができ、図１３に示すように、この一次項又は長周期項による波形の変化に合わせて撮像位置及び指定範囲（ゲートウインドウ）を更新する（１２０１→１２０２→１２０３と変更）ことにより、計測部位が指定範囲内にあるときに本計測データの取得を行うことができる。また、ゲートウインドウの更新は、体動予測関数を用いずに行なうことも可能である。例えば、１呼吸周期毎（図４の例の場合４０５、４０６、４０７、４０８・・・）に位置の平均値を計測し、平均値の変化からゲートウインドウを図１３のように変化させる。あるいは、後述する図１４の様なＵＩを持つ画面上で直接ゲートウインドウを設定してもよい。
なお、撮像位置の更新は、リアルタイムで撮像位置を変化させるインタラクティブスキャンコントロール（ＩＳＣ）技術により実現できる。
本発明のＭＲＩ装置において、ナビゲーターエコーを取得するタイミング指定するためのＵＩの実施形態を図１４に示す。図１４はＵＩとして表示される画面の一例を示すものであり、心電計から得られたＲ波１４０１、１４０２、体動予測関数１４０３、ゲートウィンドウゲートウィンドウ１４０４が表示されるとともに、ナビゲーターエコーの取得タイミングを指定するためのメニュー１４０５が表示される。
メニュー１４０５では、例えば、本計測の前か、本計測の前後かを指定することができるとともに、ナビゲーターエコーの数を指定することができる。例えば、メニューで「Ｈｅａｄ１」を選択すると本計測シーケンスの前で１つのナビゲーターエコーを取得し、「Ｈｅａｄ２」を選択すると、本計測シーケンスの前で２つのナビゲーターエコーを取得することが選択される。
また、「Ｈｅａｄ＆Ｔａｉｌ」を選択すると本計測シーケンスの前後でそれぞれ１つのナビゲーターエコーを取得することが選択される。
また、ナビゲーターシーケンスの実行タイミングの指定は、例えば、体動予測関数１４０３上に表示された点を指定する。指定の内容は、模式的な図形として表示される。図示する例では、本計測シーケンス１４０７の前に２回のナビゲーターシーケンス１４０６の実行が指定されたことが表示されている。
ＵＩは図示するものに限定されないが、このように、Ｒ波、体動予測関数、ナビゲーターシーケンス及び本計測シーケンスを表示すると共に、ナビゲーターシーケンスの数、実行のタイミングを画面上で指定可能にすることにより、本発明の実行を容易にすることができる。Embodiments of the MRI apparatus of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 is an overall schematic configuration diagram of an MRI apparatus to which the present invention is applied. This MRI apparatus includes a magnet 102 that generates a static magnetic field in a space in which the subject 101 is inserted, a gradient magnetic field coil 103 that generates a gradient magnetic field in this space, and an RF that generates a high-frequency magnetic field in the imaging region of the subject 101. A coil 104, an RF probe 105 for detecting a nuclear magnetic resonance signal (MR) signal generated by the subject 101, and a bed 112 for inserting the subject 101 into a static magnetic field space are provided.
The gradient magnetic field coil 103 is composed of gradient magnetic field coils in three directions (X, Y, Z) orthogonal to each other, and each generates a gradient magnetic field in response to a signal from the gradient magnetic field power supply 109. Depending on how the gradient magnetic field is applied, the imaging cross section of the subject can be determined and position information can be given to the MR signal.
The RF coil 104 generates a high-frequency magnetic field in accordance with the signal from the RF transmission unit 110. The signal of the RF probe 105 is detected by the signal detection unit 106, signal processed by the signal processing unit 107, and converted into an image signal. The image is displayed on the display unit 108.
The gradient magnetic field power supply 109, the RF transmission unit 110, and the signal detection unit 106 are controlled by the control unit 111. The time chart of the control operation is generally called a pulse sequence, and various pulse sequences (imaging sequences) determined by the imaging method are stored in advance in a storage unit (not shown) included in the control unit 111 as a program.
In addition to such a storage unit, the control unit 111 includes an input device (user interface: UI) for selecting an imaging sequence and inputting imaging parameters and the like.
In the MRI apparatus of the present invention, it is possible to execute a sequence (navigator sequence) for generating and acquiring a navigator echo as a body motion monitor independently of the imaging sequence or in combination with the selected imaging sequence. it can.
The navigator sequence is an echo (navigator echo) that excites a region of interest (such as the diaphragm) to be monitored locally using a high-frequency magnetic field and a selective gradient magnetic field, and does not add a phase encoding gradient magnetic field from this local excitation region. This is the sequence to get.
The navigator sequence can be appropriately executed by the user in accordance with the selection of the imaging sequence, for example, but is executed by the control unit 111 as a predetermined sequence combined with the imaging sequence.
The signal processing unit 107 (control unit 111) calculates the displacement of the region of interest based on the navigator echo acquired by the navigator sequence in addition to the above-described calculation such as image reconstruction, and determines the displacement direction. Based on the above, the data acquisition timing in the imaging sequence is determined.
Next, an example in which respiratory motion artifact suppression using the MRI apparatus configured as described above is applied to electrocardiographic synchronization imaging will be described.
2, 4 and 5 are diagrams showing examples of imaging methods using the MRI apparatus according to the first aspect of the present invention, in which 202 is a cardiac cycle, 203 is a body motion, and 209 is a sequence. , 210 indicates data, and below that, a data processing procedure is shown.
In this first aspect, based on a plurality of navigator echoes acquired at different times, the displacement of a predetermined part of the subject at each time is calculated, and whether the respiratory motion at that time is in the expiration period or whether It is determined whether it is a breath period, and image data is acquired when the displacement is in a specified range and is in one of an expiration period or an inspiration period.
First, the imaging method of FIG. 2 will be described as a first embodiment.
After detecting the electrocardiogram 201, the two navigator sequences 207 and 208 are continuously executed prior to the main measurement 209 after the delay time 206 has elapsed. Using the two navigator echoes acquired by the navigator sequences 207 and 208, it is determined whether or not to acquire data in the subsequent main measurement sequence 209.
Therefore, first, a navigator echo is subjected to a one-dimensional Fourier transform in the frequency encoding direction to create a projection image (steps 212 and 216), and displacements 204 and 205 of a region of interest (for example, a diaphragm) to be monitored are obtained from the projection image. (Steps 213 and 217). The displacement detection method uses means for detecting an edge (a part where the signal intensity changes suddenly between the lung (low signal) and the liver (high signal) in the case of the diaphragm) from the signal intensity profile of each projection image itself.
Next, using these displacements 204 and 205, the direction of displacement (inclination between two displacements) is obtained (step 214). Specifically, a first derivative with respect to time of these displacements 204 and 205 is obtained. Alternatively, the difference between the two displacements 204 and 205 may be simply taken, and thereby, it is determined whether the inclination is positive or negative. If the slope between the two displacements is positive, it is determined as an expiration period, and if it is negative, it is determined as an inspiration period (step 215).
When determining the expiration period or the inspiration period from the two navigator echoes, it is desirable to appropriately set the time interval between the two navigator sequences in accordance with the displacement detection accuracy.
When the respiratory motion of the diaphragm was actually monitored using navigator echo, it was found that the diaphragm was moving at a rate of 0.6 to 0.7 mm in 100 ms. Accordingly, when the navigator sequences 207 and 208 are executed at intervals of about 100 ms, the detection accuracy requires a resolution of 0.7 to 0.8 mm. If the interval between the navigator sequences 207 and 208 is increased, the resolution may be lowered accordingly.
Next, it is determined whether or not the displacements 204 and 205 at two times are within a predetermined range (gate window 211) (step 218). The gate window 211 can be set by, for example, imaging a signal of a site of interest obtained by navigator echo and inputting an appropriate range from the input device of the control unit 111 with the position as a reference.
From the determination results of step 215 and step 218, preferably, in the expiration period and when both displacements 204 and 205 are within 211, or in the inspiration period and both displacements 204 and 205 are in the gate window 211 The main measurement data is acquired only under one of the conditions.
However, on condition that the displacements 204 and 205 are within the gate window 211, the expiration period and the inspiration period are both simultaneously in one cycle, or the expiration period and the inspiration period are mixed in a plurality of periods. By acquiring measurement data, it is possible to shorten the entire imaging time.
The navigator sequences 207 and 208 and the main measurement sequence 209 as described above are repeated for each cardiac cycle to acquire data necessary for one image (step 219).
Since the respiratory fluctuation 203 is performing a periodic movement, if the displacement immediately before the start of the main measurement sequence 209 and the respiratory period (the expiration period or the inspiration period) are the same, the measurement sequence 209 is executed in repetition for each cardiac cycle. Each time, the same displacement is obtained, so that it is possible to obtain an image in which the influence of the positional deviation due to the respiratory motion, that is, the body motion artifact is reduced.
This is shown in FIG. In the figure, the same elements as those in FIG. Reference numerals 301 and 302 denote body movements in different one cardiac cycles. If the displacement 203 detected in one cardiac cycle and the displacement detected in another cardiac cycle are within the specified ranges, the directions are the same, so the displacement changes almost in the same way (position change width 310 is small). When viewed phase by phase, the misalignment is kept within a certain range.
On the other hand, if the direction of the displacement is not considered, the position changes in the negative direction after the displacement 203 in one cardiac cycle (301), and the position changes in the positive direction in the other cardiac cycles (303). Then, the position change width 311 for each cardiac cycle is as shown in the lower part of the figure. That is, in the time phase when the elapsed time from navigator echo acquisition is short, the position change width 311 for each cardiac cycle may be small, but when the elapsed time from navigator echo acquisition becomes long, the position change width 311 for each cardiac cycle increases. However, the effect of suppressing respiratory motion artifacts cannot be obtained.
As a result of considering the direction of displacement as described above, an image in which body motion artifacts are uniformly suppressed can be obtained in each cardiac time phase. In addition to such effects, the navigator sequence is executed only twice per heartbeat, so that the dead time due to the navigator sequence is reduced as compared with the prior art, and images of many cardiac phases can be acquired.
A second embodiment is shown in FIG. In the figure, 402 and 403 are cardiac cycles, 404 is body movement, 415 is the main measurement sequence, and 416 is data. In the embodiment shown in FIG. 2, navigator echoes are acquired twice before starting the main measurement of each cardiac cycle. However, in the embodiment shown in FIG. 4, the navigator echoes are acquired once before and after the main measurement. After the delay time 409 has elapsed after detecting the electrocardiogram 401, the navigator sequence 410 is executed prior to the main measurement sequence 415.
The navigator echo acquired by the navigator sequence 410 is subjected to a one-dimensional Fourier transform in the frequency encoding direction to create a projection image (step 420), and a displacement 405 of the region of interest is obtained (step 421). Subsequently, the main measurement sequence 415 is executed to acquire the main measurement data 416 (step 422). Thereafter, the second navigator sequence 411 is executed to reconstruct the acquired navigator echo (step 423) and the displacement 406 is determined (step 424).
A first-order differential or difference is obtained between the two obtained displacements 405 and 406 (step 425) to determine whether the slope of the respiratory motion waveform 404 is positive or negative, and whether it is in the exhalation period or the inspiration period (Step 426).
Next, it is determined whether or not the displacements 405 and 406 obtained from the two navigator echoes are within the gate window 419 (step 427). From the determination results of the above two determination steps 426 and 427, when the exhalation period and the displacements 405 and 406 are both within the gate window 419, or during the inspiration period and both the displacements 405 and 406 are both the gate window 419. The main measurement data acquired when one of the conditions is satisfied is used for image reconstruction (step 428).
In the example shown in the figure, the measurement data 416 is used for image reconstruction in the cardiac cycle 402 in which the expiration period is determined and the displacements 405 and 406 are both within the gate window 419, and the inspiration is obtained from the two displacements 407 and 408. In the cardiac cycle 403 determined to be the period, the main measurement data 418 is not used for image reconstruction.
In addition, in this example, the case where the displacement 408 is outside the gate window 419 is shown. However, the measurement data 418 is not used for image reconstruction since it is in the inspiration period even within the gate window.
Even when the measurement data 416 is used for image reconstruction in the cardiac cycle 402 in which the inspiration period is determined and the displacements 405 and 406 are both within the gate window 419, the displacement 408 is within the gate window 419. In the exhalation period, the main measurement data 418 is not used for image reconstruction.
Also in this embodiment, on the condition that the displacements 405 and 406 are within the gate window 419, both the expiration period and the inspiration period are simultaneous in one period, or the expiration period and the inspiration period in a plurality of periods. It is also possible to shorten the entire imaging time by using the main measurement data for image reconstruction by mixing the two.
FIG. 4 shows an example in which the processing is performed in the order of 425 → 426 → 427. However, the order of the determination of the expiration period and the inspiration period and the determination of whether or not the displacement is in the gate window are as follows. It may be exchanged. That is, the processing may proceed in the order of 427 → 425 → 426.
Thus, also in the second embodiment, as in the first embodiment, there are no respiratory motion artifacts, and it is possible to acquire images of many cardiac phases. In addition, since the respiratory motion 404 performs a periodic motion, if the displacement and the respiratory period measured before and after the main measurement are known, the respiratory motion displacement during the main measurement sequence can be estimated, and data can be acquired with the same displacement every time. .
Furthermore, in this embodiment, since the displacement before and after the main measurement sequence is measured, it is possible to more reliably acquire the main measurement data in the gate window.
A third embodiment is shown in FIG. 502 and 503 are cardiac cycles, 504 is body movement, 512 and 514 are sequences, and 513 and 515 are data. In the first and second embodiments, navigator echoes are acquired twice in each cardiac cycle, but in the example shown in FIG. 5, they are acquired only once before the main measurement. After detection of the cardiac radio wave 501 in the first cardiac cycle 502, after the delay time 508 has elapsed, the navigator sequence 509 is executed prior to the main measurement.
Similar to the first and second embodiments, the displacement 505 of the region of interest at that time is obtained from the navigator echo acquired by the navigator sequence 509 (steps 516 and 517). After the main measurement sequence 512 is executed following the navigator sequence 509, the main measurement data 513 is acquired (step 518), and the processing proceeds to the next cardiac cycle 503. Similarly, in the next cardiac cycle 503, after the delay time 508, the navigator sequence 510 is executed, the echo is reconstructed (step 519), and the displacement 506 is obtained (step 520).
Using the displacement 505 obtained in the cardiac cycle 502 and the displacement 506 obtained in the cardiac cycle 503, a first-order differential or difference is taken between them to determine whether the slope of the respiratory motion waveform 504 is positive or negative (step 521). Then, it is determined whether the patient is in the expiration period or inhalation period (step 522).
Next, it is determined whether or not the displacements 505 and 506 are within the gate window 516 (step 523). From the determination results of these steps 522 and 523, the displacement 505 and 506 are within the gate window 516 in the expiration period. The measurement data 513 is used for image reconstruction under certain conditions, either during the inspiration period and when the displacements 505 and 506 are within the gate window 516 (step 524).
Thereafter, similarly, using the displacement 506 detected in the second cardiac cycle 503 and the displacement 507 obtained by the navigator sequence of the next cardiac cycle, it is determined whether it is an expiration period or an inspiration period, whether or not it is within the gate window To determine whether to use the acquisition of the main measurement data for image reconstruction.
Here, in the case of displacements 506 and 507, since the inclination of the respiration waveform 504 is opposite and the displacement 507 is outside the gate window 516, the main measurement data 515 of the main measurement sequence 514 in the second cardiac cycle 503 is obtained. Is not used for image reconstruction. Unlike the case shown in the figure, only when the inspiration period is in place and the displacement is within the gate window, when the data is acquired, the slope is reversed and one displacement is outside the gate window. Does not use the actual measurement sequence data in the meantime for image reconstruction.
Also in this embodiment, on the condition that the displacements 505 and 506 are within the gate window 516, both the exhalation period and the inspiration period are simultaneously performed in one cycle, or the exhalation period and the inspiration period in a plurality of cycles. It is also possible to shorten the entire imaging time by using the main measurement data for image reconstruction by mixing the two. Further, as in the case of FIG. 4, the order of the expiration period and inspiration period determination processing and the determination of whether or not the displacement is within the gate window may be exchanged. That is, the processing may proceed in the order of 523 → 521 → 522.
Also in this embodiment, as in the case of the above-described embodiment, since the respiratory motion 504 performs a periodic motion, if the displacement and the respiratory period are known, the respiratory motion displacement during the measurement sequence 512 can also be estimated. Data can be acquired with the same displacement each time. In addition, as in the first and second embodiments, there are no respiratory motion artifacts, and it is possible to acquire images of many cardiac phases.
As described above, according to the first aspect of the present invention, the navigator sequence is executed before or after the main measurement sequence, the displacement and the direction of the displacement are calculated from the navigator echo obtained thereby, and the result To determine whether to acquire the main measurement data or to use it for image reconstruction. As a result, it is possible to reduce the positional deviation between the main measurement data and to obtain an image in which body motion artifacts are suppressed as compared with the case where only the displacement is used.
Also, by detecting the direction of the displacement, it is possible to determine whether the breathing period is the expiration period or the inspiration period, so only one of these data is within the specified range. An image can be reconstructed using this measurement data.
Furthermore, when acquiring image data of a plurality of cardiac phases within one cardiac cycle, it is not necessary to execute a navigator sequence for each cardiac phase, so that the number of cardiac phases that can be measured can be increased.
Next, an imaging method using the MRI apparatus according to the second aspect of the present invention will be described. In the second aspect, the configuration of the MRI apparatus is the same as that of the MRI apparatus according to the first aspect. However, in the second aspect, the signal processing system and the control unit approximate the body motion in question ( A feature is that a body motion prediction function) is stored in advance.
For example, prior to the main measurement, the body motion prediction function can be generated for each subject using a displacement obtained from a navigator echo obtained by executing the navigator sequence over at least one cycle of body motion. (First fitting).
In the actual measurement, the navigator echo is acquired, and the displacement obtained from the navigator echo is fitted with a body motion prediction function (second fitting) to determine whether to acquire the main measurement data. For this reason, the signal processing system and the control unit include a navigator sequence as a pre-measurement, and a function fitting function using navigator echo.
An embodiment of an imaging method using the MRI apparatus according to the second aspect is shown in FIGS. FIG. 6 is a flowchart showing the procedure of the imaging method. In this imaging method, a procedure (steps 601 to 605) for creating a body motion prediction function for each subject and obtaining the time and interval for acquiring the main measurement data, and a procedure for the main measurement (steps 606 to 616). 7 is a diagram for explaining steps 601 to 605, and FIG. 8 is a diagram for explaining steps 606 to 616.
First, the navigator sequence 701 is continuously executed over at least one cycle 702 of body motion to acquire a plurality of navigator echoes (step 601). A navigator echo is subjected to a one-dimensional Fourier transform in the frequency encoding direction to create a projection image, and displacements 704, 705, 706,... (Step 602).
As the position detection method, a method of detecting an edge from the signal intensity profile of each projection image can be used. The time displacement of the displacement obtained in step 602, that is, the respiratory cycle is approximated by a polynomial function (first fitting, step 603). A function (body motion prediction function) that approximates the respiratory cycle can be calculated using a method such as a least square method. For example, a polynomial including a periodic function such as sin and cos. In addition, it is desirable to include a periodic function having a period longer than the primary term or body motion period reflecting the drift component. Specifically, a function f as shown in the following equation (1), the following equation (2), or the following equation (3) can be used.
f = Σfn (t) = a * sin (bt + c) + d −−− (1)
f = a * sin (bt + c) + dt + e −−− (2)
f = a * sin (bt + c) + d * sin (et + f) --- (3)
Here, n is an integer starting from 1, t is an elapsed time from a desired reference time, and a, b, c, d, e, and f are coefficients.
FIG. 7 shows the body motion displacements 704, 705... 711 and the body motion prediction function 720 detected in steps 601 to 603. When one cycle 702 of respiration is about 4 seconds and the navigator sequence 701 is executed every 200 ms, 20 navigator echoes can be acquired in one cycle.
As described above, when the body motion prediction function is determined, the time during which the body motion displacement predicted by the body motion prediction function is within the specified range 703 and its interval are obtained (step 604). For example, the time may be counted as 0 when the first navigator sequence is acquired, or the first navigator sequence is started in synchronization with the R wave of the electrocardiogram (or pulse wave). The time may be counted as zero.
Next, a first derivative of the body motion prediction function within the specified range 703 is obtained, and it is determined whether the value is positive or negative (step 605). Thereby, the expiration period and the inspiration period of respiration are determined.
In the example of FIG. 7, the period 714 is an inspiration period with a negative differential value, and the period 715 is an expiration period with a positive differential value. For the exhalation period and the inspiration period, period start times 712 and 713 and period intervals 714 and 715 are stored, respectively. As described above, the time count in this case is based on the first navigator echo acquisition time or the R wave detection time. A period 714 or a period 715 is the time when the main measurement data is acquired.
Next, the main measurement is started (step 606). As shown in FIG. 8B, the main measurement includes navigator sequences 801, 803,... And main measurement sequences 811, 813, etc. First, at least two navigator sequences 801, 803,. And two or more navigator echoes are acquired (step 607).
These navigator echoes are reconstructed to detect the displacements 802, 804... Of the target part at the time of acquisition (step 608). The displacements 802, 804,... Are fitted to a body motion prediction function 720 (FIG. 8A) obtained in advance (second fitting, step 609).
For example, when the body motion prediction function 720 is a function as shown in FIG. 9, the method of performing the second fitting during the main measurement is as follows.
The displacement P1 of the target part obtained by executing the navigator sequence is substituted into the function 720. The times found there are T1 and T1 ′, and cannot be determined uniquely, but the displacement P2 of the target part obtained by executing the next navigator sequence is substituted into the function to obtain the times T2 and T2 ′, which correspond to P1 The condition that the time to perform becomes later than the time corresponding to P2 is given. Thereby, it is determined that the displacement at time T2 ′ is fitted.
In this way, the second fitting can use two displacements. However, in reality, the respiration amplitude is not exactly the same every cycle. It is preferable to execute the second navigator sequence and perform the second fitting.
If the position in the respiratory cycle at the time of navigator echo acquisition is determined by the second fitting, the start time and acquisition time of the main measurement data acquisition are estimated based on the position (step 610). In the example shown in FIG. 8, the final navigator echo 807 is obtained by fitting displacements 802, 804, 806, and 807 obtained by executing the four navigator sequences 801, 803, 805, and 807 to the body motion prediction function 720. The time dT and the data acquisition time from the acquisition (Pt) to the start of the measurement sequence can be estimated.
If the time dT and the data acquisition time cannot be estimated due to a small number of navigator echoes or irregular disorder of the respiratory cycle, the process from the acquisition of the navigator echo (step 607) to the estimation is repeated (step 611). If the time dT until the start of actual measurement data acquisition and the data acquisition time can be estimated, the idle measurement period 812 in which the present measurement sequence is executed but no data is acquired until the time elapses (step 612). The main measurement data is acquired during the acquisition time estimated in advance (step 613). Then, it is determined whether it is within the estimated acquisition time (step 614), and if it is within the estimated acquisition time, the process returns to step 613. If it is outside the estimated acquisition time in step 614, the process proceeds to step 615 to end data acquisition. In step 616, it is determined whether or not the imaging is completed. If not, the process returns to step 612.
If there is no change in the respiratory cycle and it is almost constant, the main measurement data is obtained when the body movement is always within the specified range 703 by repeating the acquisition of the main measurement data for each respiratory cycle T for a predetermined time. Can be acquired.
For example, in the measurement of the free precession steady state, it is possible to improve the image quality by performing the blanking operation in which the main measurement sequence is executed but the data is not acquired between the main measurement data acquisition and the next main measurement data acquisition. .
As described above, according to the present embodiment, the displacement obtained from the navigator echo is subjected to the second fitting to the approximate function of the respiratory cycle obtained in advance to estimate the acquisition start time and the acquisition time of the main measurement data. Therefore, it is possible to acquire an image when the body movement is within the specified range for each of the expiration period and the inspiration period.
In addition, since it is not necessary to execute the navigator sequence during the main measurement sequence, the imaging time can be shortened, and more cardiac time phase data can be acquired in the case of electrocardiographic synchronization imaging.
In the above-described embodiment, it is possible to make a change corresponding to irregular fluctuation or stepwise change of the respiratory cycle. As an example of such a change, an embodiment in which a navigator sequence is performed using a period between the main measurements (in the embodiment shown in FIG. 8, a blanking period) is shown in FIGS.
In these embodiments, the body motion prediction function that approximates the respiratory cycle is obtained from the navigator echo acquired by the navigator sequence prior to the main measurement, as in the above embodiment. In the main measurement, a plurality of navigator echoes are acquired in order to determine the start time of the main measurement data acquisition.
However, in the embodiment shown in FIG. 10, the navigator sequences 901 and 903 are executed a plurality of times using the waiting time from the acquisition of the main measurement data to the acquisition of the next main measurement data. The navigator echoes 902 and 904 obtained by this navigator sequence are used to detect the body motion position at that time, and are used to update the body motion prediction function created by the previous measurement.
That is, first, the displacement 902 detected from the navigator echo 901 is fitted to the body motion prediction function 900 existing at that time (second fitting) (step 915), and the measurement data acquisition start time interval and the data acquisition time interval are set. Estimate (step 916). If necessary, an idle period 912 is set prior to the actual measurement data acquisition 911. On the other hand, a new body motion prediction function is calculated using the detected displacement 902 (step 917). Since the displacement 902 obtained by the navigator sequence 901 is a part of the respiratory cycle, a new body motion prediction function is calculated using the previous body motion prediction function and this partial displacement. The previous body motion prediction function is updated with a new body motion prediction function, and this is used for the start of data acquisition and acquisition time estimation for the next measurement 913.
The displacement 904 detected from the navigator echo of the navigator sequence 903 executed after the main measurement 911 is fitted to the body motion prediction function updated by the displacement 902 (second fitting, step 918), and data acquisition of the main measurement 913 is performed. The start time and acquisition time are estimated and executed (step 919).
Thereafter, similarly, the navigator echo acquired before the main measurement estimates the data acquisition start time and data acquisition time of the main measurement, and performs measurement while updating the body motion prediction function used thereafter.
In this way, in this embodiment, the navigator sequence is executed using the time to wait for the main measurement data acquisition, and the body motion prediction function is updated sequentially, so that when the respiratory cycle is temporarily disturbed or the respiratory cycle changes Even in this case, it is possible to correct the shift in data acquisition time.
In the embodiment shown in FIG. 11, the navigator sequence is executed between the acquisition of the main measurement data and the acquisition of the next main measurement data as in the embodiment of FIG. However, in this embodiment, a fixed second fitting section is set in advance, and the number of navigator echoes for performing the second fitting is sequentially added or updated.
By setting a certain section in which the second fitting is performed, it is possible to perform the second fitting for estimating the main measurement time periodically, and it is possible to estimate the main measurement time that is closer to the actual time.
Further, if a time other than the main measurement can be predicted based on the estimation of the main measurement time executed previously, the second fitting section can be set in advance at that time.
That is, the second fitting is performed based on the displacement detected in the section 1011 to estimate the data acquisition time of the main measurement 1021, and in the next section 1012, the navigator echo included in the section 1011 and the newly obtained navigator echo are obtained. By using the second fitting, the data acquisition time of the main measurement 1022 is estimated.
Hereinafter, similarly, the second fitting is performed sequentially using a part of the navigator echo included in the previous section and the newly obtained navigator echo.
In this case, since the interval between the second fitting sections is shorter than the respiratory cycle and the second fitting sections overlap each other, for example, in the second fitting section 1013 with the passage of time. After estimating the data acquisition time of the measurement 1023, the same data acquisition time of the main measurement 1023 is also estimated in the next second fitting section 1014. In this case, data acquisition in the main measurement 1023 is performed based on a fitting result executed at a time close to the main measurement 1023.
Thus, according to the present embodiment, the estimated result of the acquisition time of the main measurement data can be made more accurate by sequentially updating the navigator echo used for the second fitting.
In this embodiment as well, it is preferable to update the body motion prediction function (first fitting) using navigator echoes used for fitting as in the embodiment of FIG.
That is, the second fitting is performed using the navigator echo measured between the main measurements, and the body motion prediction function is sequentially updated (first fitting). Thereby, even when the breathing cycle changes, it is possible to correct a shift in data acquisition time.
As described above, according to the MRI apparatus according to the second aspect of the present invention, the body motion prediction function that approximates the body motion cycle is created prior to the main measurement, and the body motion prediction function and the main measurement are attached. Since the time and data acquisition time to acquire the main measurement data are estimated from the navigator echo acquired in this way, the deviation between the actual displacement and the predicted displacement at the main measurement can be reduced, and the body movement Artifacts can be reliably predicted.
In particular, it is possible to reliably identify the expiration period and the inspiration period and acquire each image. Also, when acquiring images for multiple cardiac time phases within one cardiac cycle, as in ECG-synchronized imaging, there is no need to execute a navigator sequence for each time phase measurement. As a result, the measurement time can be shortened or the number of cardiac phases can be increased.
Furthermore, by executing the navigator sequence using the waiting time between the main measurements, the fitting result can be made more reliable, and the body motion prediction function is updated using the navigator sequence result. As a result, even when the body movement cycle changes, the measurement data can be acquired when the displacement is always within the specified range without any deviation.
Further, in each embodiment, when a body motion prediction function including a first-order term such as Expression (2) is used as the body motion prediction function, it is possible to cope with a temporary change in the subject position.
FIG. 12 is a diagram showing a body movement waveform when the position of the subject moves. As shown in the figure, since the subject moved from time t1 to t2, the waveform was deformed, and the measurement site was out of the body movement range 1201 to be originally measured, and imaging was performed in the initial designated range. Then, it is not possible to obtain valid data.
Such a body motion waveform is obtained, for example, by a weighted sum of a body motion prediction function including a first-order term as in the above equation (2) or a body motion cycle as in the above equation (3) and a periodic function having a longer period. As shown in FIG. 13, the imaging position and the specified range (gate window) are updated in accordance with the change of the waveform due to the primary term or the long period term (1201 → By changing from 1202 to 1203), the measurement data can be acquired when the measurement site is within the specified range. The gate window can be updated without using the body motion prediction function. For example, the average value of the position is measured for each breathing cycle (405, 406, 407, 408... In the example of FIG. 4), and the gate window is changed as shown in FIG. Alternatively, the gate window may be set directly on a screen having a UI as shown in FIG.
The update of the imaging position can be realized by an interactive scan control (ISC) technique that changes the imaging position in real time.
FIG. 14 shows an embodiment of a UI for designating timing for acquiring navigator echoes in the MRI apparatus of the present invention. FIG. 14 shows an example of a screen displayed as a UI. R waves 1401 and 1402 obtained from an electrocardiograph, a body motion prediction function 1403, a gate window gate window 1404 are displayed, and a navigator echo is displayed. A menu 1405 for designating acquisition timing is displayed.
In the menu 1405, for example, before the main measurement or before and after the main measurement, the number of navigator echoes can be specified. For example, when “Head 1” is selected from the menu, one navigator echo is acquired before the main measurement sequence, and when “Head 2” is selected, it is selected that two navigator echoes are acquired before the main measurement sequence.
When “Head & Tail” is selected, one navigator echo is acquired before and after this measurement sequence.
For specifying the execution timing of the navigator sequence, for example, a point displayed on the body motion prediction function 1403 is specified. The specified content is displayed as a schematic figure. In the example shown in the drawing, it is displayed that execution of the navigator sequence 1406 twice is designated before the main measurement sequence 1407.
Although the UI is not limited to that shown in the figure, the R wave, the body motion prediction function, the navigator sequence, and the main measurement sequence are displayed in this way, and the number of navigator sequences and the execution timing can be designated on the screen. Thus, the execution of the present invention can be facilitated.

本発明のＭＲＩ装置によれば、時間間隔を置いて計測した２以上のナビゲーターエコー信号を用いて求めた被検体の変位及び変位方向から、画像再構成用のエコー信号を取得するタイミングを決定するので、少ないナビゲーターエコー信号で指定する体動範囲内での画像再構成用エコー信号の取得を実現できる。
これにより、確実に体動アーチファクトを抑制することができる。また、ナビゲーターシーケンスに要する時間を低減することができるので、心電同期撮像などにおいて本計測時間が圧縮されるのを防止するとともに、より多くの心時相数の画像を取得することができる。
また、本発明によれば、変位方向を求め、変位方向が正又は負であるかに応じて撮像タイミングを決定することにより、呼吸周期における呼息期及び吸息期を識別することができ、これらの画像をそれぞれ撮像することができる。
さらに、本発明によれば、体動周期を近似する体動予測関数を予め求めておくことができ、この体動予測関数を用いることにより、より確実に本計測データを取得することができる。また、体動予測関数の周期性を利用して、本計測データを取得すべき時刻、取得する間隔を推定することができる。
また、本計測データを取得すべき時刻、取得する間隔の推定に基づき、それ以外の時間をナビゲーターシーケンスの実行やデータは取得しない撮像シーケンス（空打ち）の実行に当てることができ、ナビゲーターシーケンスを実行した場合は、それで得られたナビゲーターエコーを用いて、変位算出に用いるナビゲーターエコー信号の更新や体動予測関数の更新を行うことができる。これにより、体動予測関数を用いた撮像タイミングの推定をより正確にすることができ、また体動の変化があった場合のずれを最小にすることができる。According to the MRI apparatus of the present invention, the timing for acquiring an echo signal for image reconstruction is determined from the displacement and the displacement direction of the subject obtained using two or more navigator echo signals measured at time intervals. Therefore, it is possible to achieve acquisition of an image reconstruction echo signal within a body movement range designated by a small number of navigator echo signals.
Thereby, a body movement artifact can be suppressed reliably. In addition, since the time required for the navigator sequence can be reduced, it is possible to prevent the main measurement time from being compressed in electrocardiographic synchronization imaging and the like, and to acquire images having a larger number of cardiac phases.
In addition, according to the present invention, by determining the displacement direction and determining the imaging timing according to whether the displacement direction is positive or negative, the expiration period and the inspiration period in the respiratory cycle can be identified, Each of these images can be taken.
Furthermore, according to the present invention, a body motion prediction function that approximates the body motion cycle can be obtained in advance, and the measurement data can be acquired more reliably by using this body motion prediction function. Moreover, the time which should acquire this measurement data, and the acquisition space | interval can be estimated using the periodicity of a body motion prediction function.
Also, based on the estimation of the time at which this measurement data should be acquired and the interval at which it is acquired, other times can be allocated to the execution of the navigator sequence and the execution of the imaging sequence (empty shot) that does not acquire data. When executed, the navigator echo obtained thereby can be used to update the navigator echo signal used for displacement calculation and the body motion prediction function. Thereby, the estimation of the imaging timing using the body motion prediction function can be made more accurate, and the deviation when there is a change in body motion can be minimized.

Claims

Means for obtaining an image of the subject (101) by acquiring an echo signal necessary for image reconstruction based on a predetermined imaging sequence;
Navigator echo measurement means (105, 106) for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including periodic body motion information of the subject as navigator echoes (207, 208, 410, 509);
An allowable range setting means (108, 111) for setting an allowable range of displacement of a predetermined part based on the periodic body movement of the subject;
Body movement determining means (107) for calculating the displacement of the predetermined part from the navigator echo and determining whether the displacement is within the allowable range;
In the magnetic resonance imaging apparatus that performs image reconstruction using an echo signal acquired when the displacement of the predetermined portion is within the allowable range,
The body movement determination means calculates a displacement direction of the predetermined part from two or more navigator echoes measured at intervals.
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: an imaging timing determination unit (111) that determines a timing for acquiring an echo signal necessary for the image reconstruction based on a displacement and a displacement direction of the predetermined part.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the navigator echo measuring means acquires the two or more navigator echoes within one cardiac cycle of the subject.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the navigator echo measurement unit acquires one or more of the two or more navigators in the one cardiac cycle before an image reconstruction echo signal acquisition period; 1 or more after the acquisition period of the image reconstruction echo signal.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the navigator echo measuring means acquires one or more navigator echoes for each cardiac cycle.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, further comprising body motion prediction function creating means (107, 111) for creating a body motion prediction function representing the periodic body motion using three or more navigator echoes. The motion determination means fits the displacement of the predetermined part obtained from the two or more navigator echoes to the body motion prediction function, and calculates the displacement and the displacement direction of the predetermined part at a desired time. Magnetic resonance imaging device.

The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the body movement determination unit adjusts the allowable range in response to a change in displacement of the predetermined part.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the allowable range setting means includes means for setting the acquisition timing of the two or more navigator echoes and the allowable range.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the imaging timing determination unit is configured such that when the displacement of the predetermined part obtained by the body movement determination unit is within the allowable range and the displacement direction is the same direction each time. In addition, an imaging timing is determined so as to acquire the echo signal for image reconstruction.

6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein the imaging timing determination means calculates an acquisition start time and an acquisition period of the image reconstruction echo signal from the acquisition time of the two or more navigator echoes and the body motion prediction function. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by determining.

10. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 9, wherein the imaging timing determination unit repeats the measurement of the navigator echo until the acquisition start time and acquisition period of the image reconstruction echo signal can be determined. Resonance imaging device.

6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein the body motion prediction function is created for each subject using at least a displacement obtained from a navigator echo over a quarter cycle of the subject's body motion. A magnetic resonance imaging apparatus.

6. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 5, wherein the body motion prediction function creating means updates the body motion prediction function using navigator echoes sequentially acquired for body motion determination. Imaging device.

13. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 12, wherein one or more navigator echoes are acquired between the end of the acquisition period of the image reconstruction echo signal and the start of acquisition of the next image reconstruction echo signal. A magnetic resonance imaging apparatus, wherein the body motion prediction function is updated using the navigator echo.

14. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 13, wherein the body motion prediction function creating unit includes a period for acquiring the navigator echo and a period of navigator echo used for updating the body motion prediction function, respectively. A magnetic resonance imaging apparatus comprising the means specified above.

3. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein when the body motion of the subject is a respiratory motion, the body motion determination means sets one of the displacement directions as an expiration period and inhales the other displacement direction as the breathing motion. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by determining a period.

5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the body movement determination unit is configured to perform a first derivative or a difference of the displacement of the predetermined part calculated from the two or more navigator echoes. A magnetic resonance imaging apparatus characterized by calculating a displacement direction of a predetermined part.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the imaging sequence is continued without acquiring an echo signal except during an acquisition period of the echo signal for image reconstruction. 3.

2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the time interval between the two navigator echoes is about 100 ms, and the displacement detection accuracy is a resolution of 0.7 mm to 0.8 mm. Resonance imaging device.