JP4612000B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。

核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置は、被検体を横切る任意の平面内の水素原子核に核磁気共鳴を起こさせ、発生する核磁気共鳴信号からその平面内における断層像を得る医用画像診断装置である。一般的には、被検体の断層像を得ようとする平面を特定するスライス傾斜磁場を印加すると同時にその平面内の磁化を励起させる励起パルスを与え、これにより励起された磁化が収束する段階で発生する核磁気共鳴信号（エコー）を得る。磁化に位置情報を与えるため、励起からエコーを得るまでの間に、断層面内で互いに垂直な方向の位相エンコード傾斜磁場とリードアウト傾斜磁場を印加する。計測されたエコーは、横軸をｋｘ、縦軸をｋｙとするｋ空間に配置され、逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。

エコーを発生させるためのパルスと各傾斜磁場は、あらかじめ設定されたパルスシーケンスに基づいて印加されるようになっている。このパルスシーケンスは、目的に応じて種々のものが知られている。例えば、グラディエントエコー（ＧｒＥ）タイプの高速撮影法は、そのパルスシーケンスを繰り返して作動させ、繰り返しごとに位相エンコード傾斜磁場を順次変化させることにより、１枚の断層像を得るために必要な数のエコーを順次計測していく方法である。

ラジアル系スキャンの一つであるＧｒＥタイプのハイブリッドラジアルスキャンのパルスシーケンスを、図１に示し、計測されたエコーのｋ空間上配置を、図２に示す。ここでは、ｋ空間に４個のブロックを設定する場合を例として説明する。

このパルスシーケンス７０１の動作は、以下のとおりである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス７０１-１〜７０１-４の印加とディフェーズ用傾斜磁場パルス７０２-１〜７０２-４とともにプロトンの共鳴周波数ｆ0の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス７００-１〜７００-４を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。そして、ディフェーズ用傾斜磁場パルス７０５-１〜７０５-４、７０６-１〜７０６-４を印加した後、リードアウト傾斜磁場パルス７０３-１〜７０３-４、７０４-１〜７０４-４を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）７０７-１〜７０７-４を計測する。パルスシーケンス７０１は、４つのパート７０８-１、７０８-２、７０８-３、７０８-４からなり、それぞれが、ディフェーズ用傾斜磁場パルス７０５-１〜７０５-４と７０６-１〜７０６-４の大きさを変化させながら、Ｃｒ回繰り返される。各パートで計測されるエコー７０７-１、７０７-２、７０７-３、７０７-４は、ぞれぞれ、図２のようにθ方向に等間隔に置かれたブロック１、２、３、４に配置され、各エコーのブロック内の位置は、７０５-１〜７０５-４と７０６-１〜７０６-４の大きさによって決まる。

このｋ空間をグリッディングによって格子状の空間に変換した（例えば、非特許文献１参照）後、２次元逆フーリエ変換によって画像再構成が行われる。１画像当たりの撮影時間は、パート７０８-１〜７０８-４の時間（ＴＲ）とエコー数の積となる。例えば、ＴＲ＝４ｍｓとして１２８エコーで１枚の画像を再構成した場合、５１２ミリ秒である。

この撮影法によると、図２において、画像の空間周波数の低域部分に相当するｋ空間の中心部分を繰り返し撮影している。この領域を参照領域２２２と呼ぶ。この参照領域２２２を用いて各ブロック間に発生した被検体の動きのうち、回転と平行移動を補正する方法が提案されている（例えば、非特許文献２参照）。この方法では、まず回転量を検出して補正した後、平行移動量を検出して補正する。

回転検出では、画像空間の回転がそのままｋ空間の絶対値の回転となることを利用して、ｋ空間上で相関処理を行う。ｋ空間上で各ブロックの参照領域をグリッディングし、その平均を基準データとする。各ブロックの参照領域データを回転させながらグリッディングし、基準データとの相関値が最大となる角度を求める。

平行移動量は、回転補正後にグリッディングした各ブロックの参照データの平均を基準データとし、各ブロックの参照領域データとの積をとってフーリエ変換して得られたデータのピーク位置を用いて検出する。

ｋ空間へのデータ充填については、periodically rotated overlapping parallel
lines with enhanced reconstruction法において、各励起ごとに収集するエコー信号の束（blade）のデータに対してそれぞれ２次元のフーリエ変換を行った上で、位置補正を行うことの報告がある（例えば、非特許文献３参照）。

Jackson JI, Meyer CH, Nishimura DG： Selection of a Convolution Function for Fourier Inversion Using Gridding, IEEE Trans. Med. Imaging, Vol. 10, No. 3, pp. 473-478, 1991 J. G. Pipe： Motion Correction With PROPELLER MRI： Application to Head Motion and Free-Breathing Cardiac Imaging， Magn. Reson. Med.， pp。963-969， 1999 「PROPELLER法におけるEcho Train LengthとBlade数が動きの補正に与える影響について（コンピュータシュミレーション）」、日本放射線技術学会雑誌、第６０巻第２号、第２６４頁-第２６９頁

しかしながら、上述したような方法では、画像１枚ごとに参照領域を平均したデータを基準データとして用いているため、脳機能計測（ｆＭＲＩ： functional MRI）などの連続撮影に適用できない。また、ｋ空間上での処理は一般にノイズに弱く、拡散強調画像などの低Ｓ/Ｎのデータでは検出精度が低下する。さらに、回転検出の際、基準データを固定して各ブロックの参照領域データを回転させているため、計算効率が悪いといった問題を有する。

本発明の目的は、ラジアル系スキャンにおいて、精度良く、処理時間も短い体動検出・補正が可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。

上記目的を達成するために、本発明は、体動検出処理を画像空間で行なうとともに、画像のｋ空間データの低域部分を用いて再構成した画像を基準データとして、かかる基準データをあらかじめ所定の回転量と平行移動量だけ移動させたテンプレートを作成してから検出処理を行うことを基本構成とする。

以下、本発明による磁気共鳴イメージング装置の代表的な構成例を述べる。

（Ａ）静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号を処理する演算装置とを有し、前記制御装置は、（１）ラジアル系スキャンを実施するパルスシーケンスの制御と、（２）前記パルスシーケンスを実行して第１のエコー群を収集する制御と、（３）前記パルスシーケンスを実行して第ｎ（ｎは、２以上の整数）のエコー群を収集する制御とを行い、前記演算装置は、
（１）前記第１のエコー群のｋ空間データの低域部分を用いて第１の低解像度絶対値画像を再構成する処理と、
（２）前記低解像度絶対値画像をそれぞれ異なる角度で回転させた複数の画像からなる回転テンプレートを作成する処理と、
（３）前記低解像度絶対値画像をそれぞれ異なる距離だけ平行移動させた複数の画像からなる平行移動テンプレートを作成する処理と、
（４）前記第ｎのエコー群ｋ空間データの低域部分を用いて第ｎの低解像度絶対値画像を再構成する処理と、
（５）前記第ｎの低解像度画像と前記回転テンプレートとのマッチングをとってマッチングのとれた回転テンプレートの回転量だけ前記第ｎの低解像度画像を回転させる処理と、（６）前記第ｎの低解像度画像と前記平行移動テンプレートとのマッチングをとってマッチングのとれた平行移動テンプレートの平行移動量だけ前記第ｎの低解像度画像を平行移動させる処理と、
（７）前記（５）、（６）の処理を交互に実行して前記回転量と前記平行移動量がほぼゼロになるかあるいはあらかじめ設定した上限回数まで繰り返す処理と、を行うことを特徴とする。

（Ｂ）前記構成の磁気共鳴イメージング装置において、前記回転テンプレートは、概略回転テンプレートと、前記概略回転テンプレートよりも角度差の小さい詳細回転テンプレートとからなり、前記平行移動テンプレートは、概略平行移動テンプレートと、前記概略平行移動テンプレートよりも平行移動距離の差の小さい詳細平行移動テンプレートとからなり、一回目の前記処理（５）、（６）において前記概略回転テンプレートと概略平行移動テンプレートを用い、２回目以降の前記処理（５）、（６）において前記詳細回転テンプレートと詳細平行移動テンプレートを用いることを特徴とする。

本発明によれば、テンプレートを用いることにより、短時間に体動を検出可能であり、また、画像領域で処理するため、低Ｓ/Ｎの画像においても精度良く体動を検出可能である。

以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。

図８は、本発明が適用される磁気共鳴メージング装置の概略構成を示すブロック図である。

図８において、１０１は静磁場を発生するマグネット、１０２は傾斜磁場を発生するコイル、１０３は被検体（例えば、生体）であり、被検体１０３はマグネット１０１の発生する静磁場空間内に設置される。また、シーケンサ１０４は、傾斜磁場電源１０５と高周波磁場発生器１０６に命令を送り、それぞれ傾斜磁場および高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ１０７を通じて被検体１０３に印加される。被検体１０３から発生した信号はプローブ１０７によって受波され、受信器１０８で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（以下、検波基準周波数と記す。）は、シーケンサ１０４によりセットされる。検波された信号は、計算機１０９に送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ１１０に表示される。必要に応じて、記憶媒体１１１に検波された信号や測定条件を記憶させることもできる。

また、静磁場均一度を調整する必要があるときは、シムコイル１１２を使う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整時には各シムコイルに流れる電流をシーケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４は、シム電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するような付加的な磁場をコイル１１２より発生させる。

なお、シーケンサ１０４は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作するように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。

本実施例では、パルスシーケンスとして、図１に示すＧｒＥタイプのハイブリッドラジアルを使用して、一枚の画像を再構成する場合について説明する。

体動検出処理は、ブロック１の参照画像をあらかじめ回転・平行移動させたテンプレートを作成しておき、このテンプレート画像とブロック２からblまでの参照画像のマッチングをとり、回転量theta[k]と平行移動量ｄx[k]、ｄy[k]（k＝1、…、bl）を求める。マッチング処理は、２枚の画像の差異が最小になるものを求める処理とする。検出された回転・平行移動量を用いて再構成用データの回転と平行移動の補正処理を行う。平行移動は、体動検出処理によって求められたｄx、ｄyを用いてｋ空間上で補正する。また、回転補正は後の処理のグリッディングにおけるブロック角度を修正することによって行う。従って、グリッディング処理の入力として、平行移動補正された再構成用データとtheta[k]を渡す。

補正処理は、図７に示すように一つのブロックのデータが計測されるごとに順次行われる。
（１）ブロック１の位相補正されたデータを用いて参照画像を作成し、体動検出用のテンプレートを作成する。
（２）ブロック２の位相補正されたデータから作成した参照画像と、処理（１）のテンプレートを用いて回転量と平行移動量を検出する。
（３）検出が正常に行われたかどうか記録しておく。
（４）検出した回転量は記録しておく。平行移動量を用いてブロック２のデータを補正する。
（５）処理（２）および（３）をブロックblまで繰り返す。
（６）検出が正常に行われなかったブロックについて、処理（１）から（４）を繰り返す。
（７）平行移動補正された各ブロックのデータと記録された回転量を用いてグリッディングにより再構成する。

検出が正常に行われたかどうかの判定は、目的関数の最小値が他のブロックより大きい、テンプレートの範囲で目的関数の極小点がなかったなどにより行う。また、検出が正常に行われなかったブロックの再計測は、処理（６）のように再計測要のブロックを最後にまとめて計測する他に、ブロック２〜ブロックblの計測中に再計測要のブロックを計測してもよい。

以下、処理の流れを、図２の４ブロック計測（bl＝４）の場合を例にして、図３のフローチャートに従って説明する。

まず、図４に示すように、ブロック１の参照領域データ８０５を再構成（３０１）して、参照画像（絶対値画像）（３０２）を作成する（ステップ５０１）。画素数は、１ブロックのエコー数Ｃｒとして、Ｃｒ×Ｃｒとする。ただし、Ｃｒが小さく、動き検出の精度が悪い場合には、ゼロフィルによって３２×３２程度の画素数にすると精度が向上する場合がある。ブロックｉの参照画像は、回転角をtheta[0]＝（０.５＋ｉ−１）π/blとして後に説明する補間画像作成処理によって作成する。これにより、ブロック角度がすべての参照画像でキャンセルされ、後の回転検出の収束性が良くなる。また、０.５π/blだけ角度をシフトさせることによってほぼすべての処理画像が補間画像となり、目的関数の変化がなめらかで最小点の誤差を小さくできる。

この処理の後に、参照画像には後の回転検出の収束性を良くするためにあらかじめセンタリング処理をしておく。すなわち、参照画像のｘ、ｙ方向それぞれの投影像を作成し、最大輝度値ｘ（しきい値）以上の領域が視野中心となるよう平行移動させる。この平行移動量をｄx[1]、ｄy[1]とする。（しきい値）は画質に依存するが、通常は０.４程度である。

次に、ブロック１の参照画像を用いてテンプレートを作成する（ステップ５０２）。テンプレートは、回転検出用の回転テンプレートと平行移動検出用の平行移動テンプレートの２種類である。回転テンプレートは、−(概略回転検出レンジ)から＋(概略回転検出レンジ)の範囲で回転角度のステップを（概略回転検出ステップ）として参照画像を回転させた画像の集合Ａと、−(詳細回転検出レンジ)から＋(詳細回転検出レンジ)の範囲で回転角度のステップを（詳細回転検出ステップ）として参照画像を回転させた画像の集合Ｂの和集合である。参照画像の回転は、例えば、後に説明する補間画像作成処理によって作成する。図４では、集合Ａの回転角度は、集合Ｂよりも大きい回転角度を示している。

図２は、簡単のため、（概略回転検出レンジ）/（概略回転検出ステップ）＝１、（詳細回転検出レンジ）/（詳細回転検出ステップ）＝１、（概略平行移動検出レンジ）/（概略平行移動検出ステップ）＝１、（詳細平行移動検出レンジ）/（詳細平行移動検出ステップ）＝１の場合を図示している。

概略回転検出レンジは、被検体の回転運動の予想される範囲をカバーするように設定する。通常の撮影では、例えば、概略回転検出レンジ＝１６度とする。詳細回転検出ステップは、小さくすればするほど回転検出の精度が向上するが、処理時間が長くなる。通常は、１度程度とする。概略回転検出ステップは、詳細回転検出ステップの数倍程度とし、通常は２度程度である。詳細回転検出レンジは、概略回転検出ステップの２倍程度以上とし、通常は８度程度とする。

一方、平行移動テンプレートは、−(概略平行移動検出レンジ)から＋(概略平行移動検出レンジ)の範囲で平行移動のステップを（概略平行移動検出ステップ）として参照画像をｘ、ｙ両方向に平行移動させた画像の集合Ｃと、−(詳細平行移動検出レンジ)から＋(詳細平行移動検出レンジ)の範囲で平行移動のステップを（詳細平行移動検出ステップ）として参照画像をｘ、ｙ両方向に平行移動させた画像の集合Ｄの和集合である。平行移動は、参照画像をｋ空間に変換して位相を変化させて行う。図４では、集合Ｃの平行移動量は、集合Ｄよりも大きい平行移動量を示している。

概略平行移動検出レンジは、被検体の平行移動の予想される範囲をカバーするように設定する。通常の撮影（１２８画素）では、例えば、概略平行移動検出レンジ＝６ピクセルとする。詳細平行移動検出ステップは、小さくすればするほど平行移動検出の精度が向上するが、処理時間が長くなる。通常は、１ピクセル程度とする。概略平行移動検出ステップは、 詳細平行移動検出ステップの数倍程度とし、通常は３ピクセル程度である。詳細平行移動検出レンジは、概略平行移動検出ステップの２倍程度以上とし、通常は２ピクセルとする。

このテンプレートを変更することによって、検出精度と処理速度を調整することが可能である。十分な精度を得るためには、検出レンジを広く検出ステップを小さくし、処理時間を短縮するためには、検出レンジを狹く検出ステップを大きくする。

以下の体動検出処理は、ブロック２からblのそれぞれについて行う（ステップ５０３）。まず、ブロックｋの参照画像を作成する（ステップ５０４）。次に、１回目の回転検出と平行移動検出を行う（ステップ５０６、５０７）。この処理は、テンプレートとのマッチング処理により、回転量と平行移動量を検出する処理である。検出は、回転１回目→平行移動１回目→回転２回目→平行移動２回目→回転３回目→平行移動３回目…と順次行い、回転量(あるいは平行移動量)と直前の回転量（あるいは、平行移動量）が回転検出収束判定値と平行移動検出収束判定値をともに満たした場合（ステップ５０８、５１１、５１３）か、あるいは、繰返し回数が最大値（ステップ５１５）に達した場合に終了する。例えば、回転検出収束判定値と平行移動検出収束判定値は、それぞれ０.０５度と０.０１画素、繰り返し回数の最大値は１０程度である。

１回目の回転検出（ステップ５０６）は、ブロックｋの参照画像と概略回転テンプレートに含まれる各画像について目的関数が最小となる回転角度を解とする。ここで目的関数は２枚の画像の差異を表す関数であれば良い。例えば、２枚の画像の差の自乗和とする。また、テンプレートに用意した画像の回転角が離散的であるため、目的関数のサンプル点も離散的となる。そこで、最小値を求める際には補間（通常は、３次関数であれば十分である）を用いる。

図５は、目的関数の値をプロットしたグラフの例である。これから最小値をとる回転角は−５.１２度と求められる。求められた角度をtheta[k、1]とする。

ここで、検出された回転角theta[k、1]だけ元の参照画像を回転させておく。この処理は、後に説明する補間画像作成処理によって行う。

次に、概略平行移動テンプレートとのマッチングにより、１回目の平行移動検出を行う（ステップ５０７）。平行移動検出では、目的関数が２次元となる。そこで、最小値を求める際には同様に２次元の補間を用いる。補間の次数は、通常は３次関数で十分である。

図６は、目的関数の値を濃淡画像として表示したグラフの例である。これから最小値をとる平行移動量は（−１.４３、０.２７）ピクセルと求められる。求められた平行移動量を（ｄx[k、2]、ｄy[k、2]）とする。

ここで、これまで検出された回転量と平行移動量だけ元の参照画像を移動させておく。この処理は、後に説明する補間画像作成処理によって行う。

次に、回転検出と平行移動検出の収束判定を行う（ステップ５０８）。収束判定は、直前の回転移動量あるいは平行移動量があらかじめ指定した値（収束判定値）よりも小さくなった場合に収束したものとし、ステップ５１６へジャンプする。収束判定値は、例えば、平行移動は０.０１ピクセル、回転移動は０.０５度とすれば十分な検出精度が得られる。

収束判定（ステップ５０８）で収束していない場合は２回目以降の回転検出と平行移動検出を続ける。

まず、体動検出回数kkを２とする（ステップ５０９）。次に、ステップ５０６と同様に回転検出と回転を行う（ステップ５１０）。次に、ステップ５０８と同様に収束判定を行う（ステップ５１１）。ここで収束した場合はステップ５１６へジャンプし、そうでない場合はステップ５０７と同様の平行移動検出と平行移動を行う（ステップ５１２）。次に、ステップ５０８と同様に収束判定を行い（ステップ５１３）、収束した場合はステップ５１６へジャンプし、そうでない場合はkkを１だけ増加させる（ステップ５１４）。ステップ５１０からステップ５１４までの処理をkk＝nkとなるまで繰り返す（ステップ５１５）。ここで、nkはあらかじめ指定された体動検出の最大回数であり、通常１０程度としておけば十分な検出精度が得られる。この値を１０程度以上としても、通常の撮影では計算時間が延長するだけでより検出精度が向上することは少ない。

以上の処理が終了したら、回転量と平行移動量を計算した後（ステップ５１６）、kを１だけ増加させ（ステップ５１７）、すべてのブロックを処理するまでステップ５０４からステップ５１７を繰り返す（ステップ５１８）。

体動検出の途中段階では、検出の履歴を反映させた参照画像を線形補間によって作成する（補間画像作成処理）。検出の履歴の展開には、回転・平行移動履歴展開関数を用いる。これは回転・平行移動の履歴を展開して座標変換を行う関数である。回転履歴がtheta[kk]、平行移動履歴がｄx[kk]、ｄy[kk]（k＝1、…、nk）で与えられた場合、（x、y）は、（式１）のように変換される。ここで、nkは最大回数であり、theta[k、kk]、（ｄx[k、kk+1]、ｄy[k、kk＋1]）は、それぞれkk回目の回転量と平行移動量である。

・・・・・・・・・（式１）

体動検出が終了した後、グリッディング処理に渡すデータを作成する。解としての最終的な回転量θは、(a、b)＝xy(1、0)−xy(0、0)として、（式２）で求められる。

・・・・・・・・・・〈式２〉

これをグリッディングルーチンに渡す。また、平行移動補正は、グリッディングルーチンに渡す前に行う。補正する平行移動量は、履歴展開関数の定数項であるため、(c、d)＝xy(0、0)である。この移動量だけ元のブロックデータの位相を補正する。ここで求めた回転量と平行移動したブロックデータをグリッディングして画像を得る。

以上の処理により、 短時間に体動を検出することができ、アーチファクトのない画像を再構成することができる。また、画像領域で処理するため、低Ｓ/Ｎの画像においても精度良く体動を検出可能である。

次に、複数の画像を連続して撮影する場合について説明する。このような場合の例として脳機能イメージングが挙げられる。脳機能イメージングでは、例えば、１秒間隔で５分間連続に撮影を行い、合計３００枚の画像を再構成する。撮影の間に被検者は何もしていない状態（レスト状態）と手指を動かすなどの活動状態（タスク状態）を１分毎にくりかえす。撮影終了後最初のレスト状態で撮影された画像の平均をそれ以降の画像から差し引き、統計処理によって脳の活動領域を抽出する。撮影中に被検者が動くと画像間にずれが生じ、画像の差分をとる際に部位の対応がとれなくなってしまうため、すべての画像が同じ位置にそろっている必要がある。ここで、本実施例の方法を適用すると、１枚の画像の補正はできるが、画像間で異なる位置で補正されてしまう。そこで、画像間の位置ずれをなくすため、全画像の各ブロックの体動検出・補正を１個のブロックから作成したテンプレートで行う。

これにより、連続撮影において全画像の位置が同じにそろえることが可能となる。

次に、パルスシーケンスとして、図９に示すＧｒＥタイプのラジアルスキャンを使用して、一枚の画像を再構成する場合について説明する。

このパルスシーケンスの動作は、以下のとおりである。ｚ方向のスライス傾斜磁場パルス２０１の印加とともにプロトンの共鳴周波数ｆ０の磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス２０２を印加し、対象物体内のあるスライスのプロトンに核磁気共鳴現象を誘起する。そして、ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０３、２０４、２０５を印加した後、リードアウト傾斜磁場パルス２０６、２０７を印加しながら核磁気共鳴信号（エコー）２０８を計測する。エコー計測後、リフェーズ傾斜磁場パルス２０９、２１０、２１１を印加して磁化の位相を戻し、次の励起に備える。以上の手順を、繰返し時間ＴＲでＮe回繰り返し、
Ｎｅ個のエコーを計測する。エコーはｋ空間上に配置される。

ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０４とリフェーズ傾斜磁場パルス２０９は−Ｎe/２からＮe/２−１まで、ディフェーズ用傾斜磁場パルス２０５とリフェーズ傾斜磁場パルス２０９は０から−Ｎe/２を経て−１まで、リードアウト傾斜磁場パルス２０６はＮe/２から−Ｎe/２−１まで、リードアウト傾斜磁場パルス２０７は０からＮe/２を経て１までそれぞれ変化する。変化順序は、エコーがｋ空間上で４つのブロック（１１７-１〜１１７-４）に配置されるようにする。

このときのｋ空間を、図１０に示す。各ブロックのエコー配置は、エコーの回転角８０２が４×１８０/Ｎe度、回転角のオフセット１１８-１〜１１８-４が、それぞれ、０度（図１０（ａ））、１８０/Ｎe度（図１０（ｂ））、２×１８０/Ｎe度（図１０（ｃ））、３×１８０/Ｎe度（図１０（ｄ））となっている。

以上の４個のブロックを用いて、図３のフローチャートに従って体動検出補正処理を行う。ハイブリッドラジアルの場合と異なるのは、参照画像の作成方法のみである。ラジアルスキャンの場合、参照領域は、図示のように１１５の円形領域にとる。参照領域１１５の直径は１ブロックのエコー数Ｃｒと同程度とする。例えば、Ｎe＝１２８で４ブロックの場合には、Ｃｒ＝３２である。参照画像は、この領域のデータをグリッディングして作成する。参照画像のマトリックスサイズはＣｒ×Ｃｒとし、ただし、Ｃｒが小さく、動き検出の精度が悪い場合には、グリッディング後にゼロフィルによって３２×３２程度の画素数にすると精度が向上する場合がある。ブロックｉの参照画像は、回転角をtheta[0]＝0とする。

また、参照画像には後の回転検出の収束性を良くするためにあらかじめセンタリング処理をしておく。すなわち、参照画像のｘ、ｙ方向それぞれの投影像を作成し、最大輝度値ｘ（しきい値)以上の領域が視野中心となるよう平行移動させる。この平行移動量をｄx[1]、ｄy[1]とする。ｘ（しきい値)は画質に依存するが、通常は０.４程度である。以後の体動検出と補正の処理は、ハイブリッドラジアルの場合と同様である。補正されたデータは、図１０（ｅ）に示すように、ｋ空間１１６に配置されグリッディングによって再構成される。

以上の方法により、ラジアルスキャンにおいても、体動を検出・補正することができ、位置ずれやアーチファクトのない画像が得られる。

本発明による磁気共鳴イメージング技術は、テンプレートを用いることにより、短時間に体動を検出可能であり、また、画像領域で処理するため、低Ｓ/Ｎの画像においても精度良く体動を検出可能である。従って、本発明の医療ならびに工業における意義は大きいということができる。

従来のＧｒＥ系ハイブリッドラジアルスキャンのパルスシーケンスを説明する図。 従来のＧｒＥ系ハイブリッドラジアルスキャンのｋ空間を説明する図。 本発明の一実施例における体動検出のためのフローチャートを示す図。 本発明の一実施例におけるテンプレートを説明する図。 本発明の一実施例における回転検出時における目的関数の変化を示す図。 本発明の一実施例における平行移動検出時における目的関数の変化を示す図。 本発明の一実施例における計測と処理のタイミングを説明する図。 本発明が適用される核磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。 本発明の一実施例におけるＧｒＥ系ラジアルスキャンのパルスシーケンスを説明する図。 本発明の一実施例におけるラジアルスキャンのブロックを説明する図。

符号の説明

１０１…静磁場を発生するマグネット、１０２…傾斜磁場コイル、１０３…被検体、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁場電源、１０６…高周波磁場発生器、１０７…プローブ、１０８…受信器、１０９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源、１１５…参照領域、１１６…ｋ空間、２０１…スライス傾斜磁場パルス、２０２…磁化励起用高周波磁場（ＲＦ）パルス、２０３〜２０５…ディフェーズ用傾斜磁場パルス、２０６、２０７…リードアウト傾斜磁場パルス、２０８…エコー、２０９〜２１１…リフェーズ傾斜磁場パルス、２２２…参照領域、３０１…再構成、３０２…参照画像（絶対値画像）、８０５…参照領域データ。

Claims (10)

1. 被検体が配置される空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、
   前記空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場発生手段と、
   前記被検体内の原子核スピンに核磁気共鳴を誘起する高周波磁場パルスを照射する高周波磁場発生手段と、
   核磁気共鳴により放出されるエコー信号を検出するエコー信号受信手段と、
   前記エコー信号のデータが配置されるｋ空間を、その原点を通る計測軌跡を含むブロックであって前記ｋ空間の座標軸に対する前記計測軌跡の角度が互いに異なる複数のブロックに分割して計測するように、前記傾斜磁場発生手段、高周波磁場発生手段及びエコー信号受信手段を制御する計測制御手段と、
   前記複数のブロックから基準ブロックを選択し、該基準ブロックと他のブロックの計測の間に生じた前記被検体の体動を検出して、前記体動が画像に及ぼす影響を除去するように、前記他のブロックデータを体動補正する体動補正手段と、
   各ブロックのデータを共通ｋ空間に再配置して合成する合成手段と、
   前記共通ｋ空間データを用いて画像を再構成する画像再構成手段と、
   を備えた磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記体動補正手段は、前記基準ブロックの少なくとも一部のデータを用いて再構成した基準画像を移動させて作成した複数の異なるテンプレートと、前記他のブロックの少なくとも一部のデータを用いて再構成した参照画像との差に基づいて、前記他のブロックデータの体動補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、前記複数の異なるテンプレートとして、前記基準画像を平行移動させる方向と平行移動させる距離の少なくとも一方を異ならせた複数の画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、前記複数の異なるテンプレートとして、前記基準画像を回転させる方向と回転させる角度の少なくとも一方を異ならせた複数の画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、前記複数のテンプレートと前記参照画像との差に基づいて、前記体動の内の平行移動成分を検出し、該平行移動成分に基づいて、前記他のブロックデータを位相補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、前記複数のテンプレートと前記参照画像との差に基づいて、前記体動の内の回転成分を検出し、該回転成分に基づいて、前記合成手段による前記他のブロックデータの前記共通ｋ空間への再配置の角度を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記ブロックとして、前記ｋ空間の低空間周波数領域から高空間周波数領域に亘って所定の幅を有する単位領域であって、複数の平行な計測軌跡からなる単位領域のｋ空間データを計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記計測制御手段は、前記ブロックとして、前記ｋ空間の原点を通る複数の放射線状軌跡からなる単位領域のｋ空間データを計測することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、前記ブロックの原点を含む低域部分のデータを用いて、前記基準画像と前記参照画像とをそれぞれ再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記体動補正手段は、同一の画像の同一のブロックを前記基準ブロックとして選択して、複数の異なる画像における前記体動補正を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. （ａ） 被検体からのエコー信号を計測するステップであって、ｋ空間の原点を通る計測軌跡を含むブロックデータを取得する単位計測ステップと、
    （ｂ） 前記ｋ空間の座標軸に対する前記計測軌跡の角度を変えて前記単位計測ステップを繰り返すことによって、前記被検体の画像の再構成に必要な全ｋ空間データを取得する単位計測繰り返しステップと、
    （ｃ） 複数のブロックデータの中から基準とする基準ブロックデータを選択する基準選択ステップと、
    （ｄ） 前記基準ブロックデータの取得時と他のブロックデータの取得時との間における前記被検体の体動を検出するステップと、
    （ｅ） 前記体動に基づいて、前記体動が画像に及ぼす影響を除去するように、前記他のブロックデータを体動補正する体動補正ステップと、
    （ｆ） 前記体動検出ステップ（ｄ）と前記体動補正ステップ（ｅ）とを繰り返して、全ての前記他のブロックデータに対して前記体動補正を行う体動補正繰り返しステップと、
    （ｇ） 前記基準ｋ空間データ及び前記体動補正後の他のブロックデータを共通ｋ空間上に再配置するステップと、
    （ｈ） 共通ｋ空間データを用いて画像を再構成する画像再構成ステップと、
    を含む磁気共鳴イメージング方法において、
    前記基準選択ステップ（ｃ）は、
    （ｉ） 前記基準ブロックデータの少なくとも一部のデータを用いて基準画像を再構成するステップと、
    （ｊ） 前記基準画像を移動させて複数の異なるテンプレートを作成するステップと、
    を有し、
    前記体動補正ステップ（ｄ）は、
    （ｋ） 前記他のブロックデータの少なくとも一部のデータを用いて参照画像を再構成するステップと、
    （ｌ） 前記複数の異なるテンプレートと前記参照画像との間の体動移動量を求めるステップと、
    （ｍ） 前記体動移動量に基づいて、前記他のブロックデータの体動補正を行うステップと、
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング方法。

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