JP5063039B2

JP5063039B2 - Magnetic resonance imaging system

Info

Publication number: JP5063039B2
Application number: JP2006165985A
Authority: JP
Inventors: 博幸板垣
Original assignee: Hitachi Medical Corp
Current assignee: Hitachi Healthcare Manufacturing Ltd
Priority date: 2006-06-15
Filing date: 2006-06-15
Publication date: 2012-10-31
Anticipated expiration: 2026-06-15
Also published as: JP2007330520A

Description

本発明は、磁気共鳴撮影（以下、ＭＲＩ）装置を用いた心筋パーフュージョン画像の撮影法に関するものである。更に詳しく言えば、呼吸性体動をモニタ、或いは補正しつつ心筋パーフュージョン画像を取得する撮影法と、取得された画像の解析を効率的に行う方法に関するものである。 The present invention relates to a method for photographing a myocardial perfusion image using a magnetic resonance imaging (hereinafter referred to as MRI) apparatus. More specifically, the present invention relates to an imaging method for acquiring a myocardial perfusion image while monitoring or correcting respiratory body movement, and a method for efficiently analyzing the acquired image.

ＭＲＩ装置を用いた心筋パーフュージョン計測は、例えば非特許文献１に示す様に、心筋の虚血部位の同定を目的とし、造影剤の流入に起因する心筋での信号の変化を時系列画像データから検出する。 Myocardial perfusion measurement using an MRI apparatus is aimed at identifying the ischemic site of the myocardium, for example, as shown in Non-Patent Document 1, and the change in the signal in the myocardium due to the inflow of contrast medium is time-series image data. Detect from.

時系列画像の撮影は心電図と同期して行われる。一般的な計測条件の一例としては、所定数のマルチスライス（例えばスライス数６）を２心拍で撮影した画像を時系列画像の１組とし、これを約６０組連続的に撮影する。計測開始後、被検者は可能な限り息を止める。時系列画像を取得するシーケンスは、一般に核磁化を抑圧するためのプリパルスシーケンスと撮影シーケンスで構成される。また、撮影シーケンスは、画像再構成に使用するＭＲ信号の取得を目的とし、心拍による動きの影響を低減するため拡張期に行われる。 Time series images are taken in synchronization with the electrocardiogram. As an example of general measurement conditions, an image obtained by photographing a predetermined number of multi-slices (for example, the number of slices of 6) with two heartbeats is set as one set of time-series images, and about 60 sets are continuously shot. After starting the measurement, the subject holds his / her breath as much as possible. A sequence for acquiring a time-series image is generally composed of a pre-pulse sequence and an imaging sequence for suppressing nuclear magnetization. The imaging sequence is performed in the expansion period in order to obtain MR signals used for image reconstruction and to reduce the influence of motion due to heartbeat.

前述のように６スライスを２心拍で撮影する場合、第１心拍の拡張期において、プリパルスシーケンスと第１スライスに撮影シーケンスを適用する第１スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第２スライスに撮影シーケンスを適用する第２スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第３スライスに撮影シーケンスを適用する第３スライスの撮影手順を順に実施する。次いで、第２心拍の拡張期において、プリパルスシーケンスと第４スライスに撮影シーケンスを適用する第４スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第５スライスに撮影シーケンスを適用する第５スライスの撮影手順、プリパルスシーケンスと第６スライスに撮影シーケンスを適用する第６スライスの撮影手順を順に実施する。以上の計測を６０回（１２０心拍）繰り返すことにより、スライス数６、時系列データ６０組（すなわち第１〜第６スライスのそれぞれについて時系列画像データ６０枚）、全３６０枚の画像を取得する。 As described above, when 6 slices are shot with 2 heartbeats, the first pulse shooting procedure for applying the shooting sequence to the prepulse sequence and the first slice and the shooting sequence for the prepulse sequence and the second slice in the expansion period of the first heartbeat. The imaging procedure of the second slice to which is applied, and the imaging procedure of the third slice that applies the imaging sequence to the pre-pulse sequence and the third slice are sequentially performed. Next, in the diastole of the second heartbeat, the imaging procedure of the fourth slice that applies the imaging sequence to the prepulse sequence and the fourth slice, the imaging procedure of the fifth slice that applies the imaging sequence to the prepulse sequence and the fifth slice, and the prepulse sequence The sixth slice imaging procedure for applying the imaging sequence to the sixth slice is sequentially performed. By repeating the above measurement 60 times (120 heartbeats), 6 slices, 60 sets of time-series data (that is, 60 time-series image data for each of the first to sixth slices), and a total of 360 images are acquired. .

虚血部位の同定に関わる画像処理方法としては、例えば、指定のスライス（例えば第１スライス）の画像６０枚に関して、解析対象である左心室の心壁の輪郭を抽出する方法が知られている。抽出された心壁内にある各画素に関して、信号強度の時間変化をグラフ表示する。或いは指定された心壁を１０〜２０程度の領域に分割し、各領域の信号強度の時間変化をグラフ表示する。 As an image processing method related to identification of an ischemic site, for example, a method of extracting the contour of the heart wall of the left ventricle to be analyzed with respect to 60 images of a specified slice (for example, the first slice) is known. . For each pixel in the extracted heart wall, the time change of the signal intensity is displayed in a graph. Alternatively, the designated heart wall is divided into about 10 to 20 regions, and the time change of the signal intensity in each region is displayed in a graph.

このとき、心壁の輪郭抽出を正確に、かつ、簡便に行うことは、解析時間を短縮するために重要であり、画像処理による自動検出ができれば望ましい。しかし、時系列画像データの収集時間は１２０心拍にも及ぶため、その間完全に息止めすることは難しく、呼吸性体動により心臓の位置がずれた状態で画像化されることが多い。このため、従来の心壁の輪郭抽出処理には、呼吸による心臓の位置ずれをマニュアルで補正している。このため、解析時間の短縮が困難であった。 At this time, it is important to accurately and simply extract the contour of the heart wall in order to shorten the analysis time, and it is desirable if automatic detection by image processing can be performed. However, since the time series image data collection time is as long as 120 heartbeats, it is difficult to completely hold the breath during that time, and the images are often imaged in a state where the position of the heart is shifted due to respiratory body movement. For this reason, in the conventional heart wall contour extraction processing, the positional deviation of the heart due to respiration is manually corrected. For this reason, it was difficult to shorten the analysis time.

一方、呼吸をモニタする方法として、例えば特許文献１に示すように、横隔膜ナビゲートシーケンスが公知である。特許文献１には、ナビゲートシーケンスで呼吸動をモニターし、撮像シーケンスの位相エンコード量を制御する方法が開示されている。一方、非特許文献２には、心外膜の脂肪からNMR信号を取得するナビゲートシーケンスが開示されている。 On the other hand, as a method for monitoring respiration, for example, as shown in Patent Document 1, a diaphragm navigation sequence is known. Patent Document 1 discloses a method of monitoring respiratory motion in a navigation sequence and controlling the phase encoding amount of an imaging sequence. On the other hand, Non-Patent Document 2 discloses a navigation sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat.

また、特許文献２には、脳のパーフュージョン撮像において、被検体の平行移動量および回転移動量を検知し、直後の再構成画像を、検知した平行移動量および回転移動量だけ移動させることにより、同じ部位が同じ位置に表示されるようにする手法が開示されている。また、検知した平行移動量および回転移動量に対応させて、パルスシーケンスを制御することにより、撮像断面の位置を移動させる手法も開示している。
J. Magn. Reson. Imaging, vol 16,num6, p641-652(2002) Magn. Reson. Med., vol 50, num2, p235-241 (2003) 特開２００４−２４６６９号公報特開２００６−１４７５３号公報 Further, in Patent Document 2, in the brain perfusion imaging, the parallel movement amount and the rotation movement amount of the subject are detected, and the reconstructed image immediately after is moved by the detected parallel movement amount and rotation movement amount. A method is disclosed in which the same part is displayed at the same position. Also disclosed is a method of moving the position of the imaging section by controlling the pulse sequence in accordance with the detected parallel movement amount and rotational movement amount.
J. Magn. Reson. Imaging, vol 16, num6, p641-652 (2002) Magn. Reson. Med., Vol 50, num2, p235-241 (2003) JP 2004-24669 A JP 2006-147553 A

上述のように、脳のパーフュージョン撮像の場合には、体動検知を行って、再構成画像の位置を補正または制御することが行われているが、心筋パーフュージョン計測においては、ナビゲートシーケンスを用いた体動検知は適用されていない。その理由の一つは、一般的な横隔膜ナビゲーションは、心筋パーフュージョンに使用される造影剤の影響で肝臓においても信号強度が変化し、横隔膜ナビゲート信号の変化の原因（呼吸、或いは造影剤流入）を判断することが難しくなるためである。一方、非特許文献２に記載の心外膜の脂肪からNMR信号を取得するナビゲートシーケンスは、造影剤の影響を受けにくいが、検出した体動をどのように心筋抽出処理と関連づければ、短時間で心壁抽出ができるかについては提案されていない。 As described above, in the case of brain perfusion imaging, body movement detection is performed to correct or control the position of a reconstructed image. In myocardial perfusion measurement, a navigation sequence is performed. Body motion detection using is not applied. One of the reasons is that in general diaphragm navigation, the signal intensity changes in the liver due to the influence of contrast medium used for myocardial perfusion, and the cause of the change in diaphragm navigation signal (respiration or inflow of contrast medium) ) Is difficult to judge. On the other hand, the navigation sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat described in Non-Patent Document 2 is less susceptible to contrast agents, but how to correlate detected body movement with myocardial extraction processing, It has not been proposed whether the heart wall can be extracted in a short time.

また、心筋パーフュージョン計測は、一般的にマルチスライスで撮像されるため、心壁の輪郭抽出処理を正確かつ短時間に行うために、マルチスライス撮像シーケンスおよび画像再構成処理との連携が重要である。特許文献２に記載の技術は、計測対象が脳であるため、拍動を考慮する必要がなく、輪郭抽出処理の必要もなく、しかもマルチスライス撮像でもない。このため、特許文献２に記載の脳のパージュージョン計測の体動検知手法を、輪郭抽出処理を考慮した心筋パーフュージョン撮像にそのまま適用しても、心壁の輪郭抽出を正確かつ短時間に行うことはできない。 In addition, since myocardial perfusion measurement is generally imaged in multi-slices, it is important to link the multi-slice imaging sequence and image reconstruction processing in order to perform heart wall contour extraction processing accurately and in a short time. is there. In the technique described in Patent Document 2, since the measurement target is the brain, it is not necessary to consider pulsation, there is no need for contour extraction processing, and neither is multi-slice imaging. For this reason, even if the body motion detection method of brain perturbation measurement described in Patent Document 2 is applied as it is to myocardial perfusion imaging considering the contour extraction processing, the contour extraction of the heart wall can be performed accurately and in a short time. Can't do it.

本発明の目的は、心筋パーフュージョン計測において、体動による位置ずれを検出することにより、心壁の抽出を容易かつ短時間に行うことができるＭＲＩ装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an MRI apparatus capable of extracting a heart wall easily and in a short time by detecting a positional shift due to body movement in myocardial perfusion measurement.

上記目的を達成するために、本発明の第１の態様のＭＲＩ装置では、演算処理部が、核磁気共鳴信号から被検体の心周期に同期した時系列の複数の心臓画像を再構成するとともに、心臓画像ごとの心臓の基準位置からの位置ずれ量を核磁気共鳴信号から求める。心壁抽出部は、複数の前記心臓画像のうち一つの心臓画像から心壁輪郭を抽出し、抽出した当該心壁輪郭を、複数の心臓画像のうちの他の心臓画像ごとの位置ずれ量に応じてずらすことにより、他の画像についての心壁輪郭を求める。 In order to achieve the above object, in the MRI apparatus according to the first aspect of the present invention, the arithmetic processing unit reconstructs a plurality of time-series heart images synchronized with the cardiac cycle of the subject from the nuclear magnetic resonance signal. The amount of positional deviation from the heart reference position for each heart image is obtained from the nuclear magnetic resonance signal. The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour from one heart image of the plurality of heart images, and uses the extracted heart wall contour as a positional shift amount for each of the other heart images of the plurality of heart images. The heart wall contours for other images are obtained by shifting accordingly.

上記目的を達成するために、本発明の第２の態様では、被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含むパルスシーケンスを実行する。演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から心臓の基準位置からの位置ずれ量を、撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求める。スライス方向についての位置ずれ量に応じて、その心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正する。位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量は、再構成画像情報の一部として添付して、心壁抽出部に受け渡す。心壁抽出部は、一の再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に応じてずらすことにより、他の心周期心壁輪郭とする。 In order to achieve the above object, in the second aspect of the present invention, a navigation sequence for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including positional variation information of the heart of the subject for each cardiac cycle of the subject, A pulse sequence including an imaging sequence for acquiring images of the heart in time series in synchronization with the cardiac cycle is executed. The arithmetic processing unit obtains the amount of positional deviation from the reference position of the heart from the nuclear magnetic resonance signal including the position variation information of the heart for each cardiac cycle in the slice direction, the phase encoding direction, and the readout direction in the imaging sequence. The slice position to be excited in the imaging sequence executed in the cardiac cycle is corrected according to the positional deviation amount in the slice direction. The positional deviation amount in the phase encoding direction and the readout direction is attached as a part of the reconstructed image information and transferred to the heart wall extraction unit. The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour for one reconstructed image, and determines the position of the determined heart wall contour for each reconstructed image of the other cardiac cycle. By shifting according to the amount of positional deviation about, another cardiac cycle heart wall contour is obtained.

（第１の実施の形態）
以下、本発明の実施の形態のＭＲＩ装置について図面を参照し説明する。
まず、本実施の形態のＭＲＩ装置の構成について図１を用いて説明する。本実施の形態のＭＲＩ装置は、撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生装置１０１、患者などの被検体１０２を搭載し、撮像空間に配置するためのベッド１０３、高周波磁場（ＲＦ）パルスを被検体１０２に印加し、核磁気共鳴（NMR）信号を検出するためのＲＦコイル１０４、ならびに、撮像空間に直交する３軸方向の傾斜磁場をそれぞれ発生させる傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７を有している。 (First embodiment)
Hereinafter, an MRI apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
First, the configuration of the MRI apparatus of the present embodiment will be described with reference to FIG. The MRI apparatus according to the present embodiment includes a static magnetic field generation apparatus 101 that generates a static magnetic field in an imaging space, a subject 102 such as a patient, a bed 103 for placement in the imaging space, and a high-frequency magnetic field (RF) pulse. An RF coil 104 that is applied to the subject 102 and detects a nuclear magnetic resonance (NMR) signal, and gradient magnetic field generation coils 105, 106, and 107 that respectively generate gradient magnetic fields in three axial directions orthogonal to the imaging space. Have.

ＲＦコイル１０４には、ＲＦパルスを発生させるための高周波電流を供給する高周波電源１０８と、受信したNMR信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。高周波電源１０８には、変調器１１３と、高周波信号を発振する発振器１１２が接続されている。増幅器１１４には、増幅後の信号をＡ／Ｄ変換し検波する受信器１１５が接続されている。受信器１１５が検出したNMR信号は、計算機１１８に受け渡される。計算機１１８には、心壁輪郭抽出部１２２が接続されている。 The RF coil 104 is connected to a high frequency power supply 108 that supplies a high frequency current for generating an RF pulse and an amplifier 114 that amplifies the received NMR signal. A modulator 113 and an oscillator 112 that oscillates a high frequency signal are connected to the high frequency power source 108. The amplifier 114 is connected to a receiver 115 for A / D converting and detecting the amplified signal. The NMR signal detected by the receiver 115 is transferred to the computer 118. A heart wall contour extraction unit 122 is connected to the computer 118.

傾斜磁場発生コイル１０５、１０６、１０７には、それぞれ電流を供給するための傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１が接続されている。傾斜磁場電源１０９、１１０、１１１、発振器１１２、高周波電源１０８、増幅器１１４および受信器１１５は、これらの動作を制御するシーケンサ１１６が接続されている。なお、シーケンサ１１６には、被検体１０２である患者に取り付けられた心電計１２０が接続され、その出力信号を受け取っており、心拍周期に同期させて撮像パルスシーケンスを行うことが可能である。 Gradient magnetic field power supplies 109, 110, and 111 for supplying current are connected to the gradient magnetic field generating coils 105, 106, and 107, respectively. The gradient magnetic field power supplies 109, 110, 111, the oscillator 112, the high frequency power supply 108, the amplifier 114, and the receiver 115 are connected to a sequencer 116 that controls these operations. The sequencer 116 is connected to an electrocardiograph 120 attached to a patient who is the subject 102 and receives an output signal thereof, so that an imaging pulse sequence can be performed in synchronization with the cardiac cycle.

次に、ＭＲＩ装置を用いて撮影を行なう場合の、動作手順の一例を説明する。
計算機１１８は、入力部１２１を介してオペレータから受け付けた所望の撮像方法を所望の撮像条件で実現するために、所定のタイミングで各部を動作させる撮像パルスシーケンスを作成し、シーケンサ１１６に受け渡す。パルスシーケンスの内容については後で詳しく説明する。シーケンサ１１６は、計算機１１８から受け取った撮像パルスシーケンスに従って、制御信号を出力して各部を動作させる。すなわち、シーケンサ１１６は、傾斜磁場電源１０５から１０７に命令を送信し、所定のタイミングで傾斜磁場コイル１０８から１１０により各方向の傾斜磁場を発生させる。また、シンセサイザ１１１、変調装置１１２に命令を送信して高周波磁場波形を生成し、高周波磁場電源１０８により増幅された高周波磁場を高周波磁場コイル１０４より発生し、検査対象１０２に所定のタイミングで照射する。 Next, an example of an operation procedure when imaging is performed using the MRI apparatus will be described.
The computer 118 creates an imaging pulse sequence that causes each unit to operate at a predetermined timing in order to realize a desired imaging method received from the operator via the input unit 121 under desired imaging conditions, and transfers the imaging pulse sequence to the sequencer 116. The contents of the pulse sequence will be described in detail later. The sequencer 116 operates each unit by outputting a control signal according to the imaging pulse sequence received from the computer 118. That is, the sequencer 116 transmits a command to the gradient magnetic field power supplies 105 to 107, and generates gradient magnetic fields in each direction by the gradient magnetic field coils 108 to 110 at a predetermined timing. In addition, a command is transmitted to the synthesizer 111 and the modulation device 112 to generate a high-frequency magnetic field waveform, a high-frequency magnetic field amplified by the high-frequency magnetic field power supply 108 is generated from the high-frequency magnetic field coil 104, and the inspection object 102 is irradiated at a predetermined timing. .

検査対象１０２から発生したNMR信号は、高周波磁場コイル１０４により受信された後、増幅器１１４で増幅され、受信器１１５でＡ／Ｄ変換して検波が行われる。検波の基準とする中心周波数は、事前に計測した値を記憶媒体１１７に保持されているので、シーケンサ１１１により読み出し、受信器１１５にセットする。検波されたNMR信号は、計算機１１８に送られてリサンプリング処理された後、記憶媒体１１７に格納されている撮像条件などのデータ等とを参照して画像再構成が行われる。画像再構成データは、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡される。心壁輪郭抽出部１２２は、再構成画像データに対して心壁抽出処理を行うことにより、被検体である心臓の左心室の心壁を抽出する。計算機１１８が再構成した画像および心壁輪郭抽出部１２２が抽出した輪郭は、計算機に接続されているディスプレイ１１９に表示される。 The NMR signal generated from the inspection object 102 is received by the high frequency magnetic field coil 104, amplified by the amplifier 114, and A / D converted by the receiver 115 for detection. As the center frequency used as a reference for detection, since a value measured in advance is held in the storage medium 117, it is read out by the sequencer 111 and set in the receiver 115. The detected NMR signal is sent to the computer 118 and subjected to resampling processing, and then image reconstruction is performed with reference to data such as imaging conditions stored in the storage medium 117. The image reconstruction data is transferred to the heart wall contour extraction unit 122. The heart wall contour extraction unit 122 extracts the heart wall of the left ventricle of the heart that is the subject by performing heart wall extraction processing on the reconstructed image data. The image reconstructed by the computer 118 and the contour extracted by the heart wall contour extraction unit 122 are displayed on the display 119 connected to the computer.

次に、本実施の形態の撮像パルスシーケンスについて説明する。
この撮影パルスシーケンスは、心筋パーフュージョン撮影を行うものであり、図２に示したように体動検出のためのナビゲートシーケンス５０と撮像シーケンス５１とを含む。心電図のＲ波形５２と、ナビゲートシーケンス５０、撮影シーケンス５１の実行タイミング及び撮像スライスの関係を図２に示す。撮像シーケンス５１は、心臓拡張期５４に実行する必要があるため、心臓収縮期５３にナビゲートシーケンス５０を実行する。ナビゲートシーケンス５０および撮影シーケンス５１は、心電図のＲ波５２を検出してから所定の時間経過後に実行することにより、それぞれ心臓収縮期５３および拡張期５４に実行することができる。１心拍中に、ナビゲートシーケンス５０を１回、撮影シーケンス５１を所定スライス数（図２の例では３スライス分）実行し、第１心拍と第２心拍において、全６スライスのデータを取得する。 Next, the imaging pulse sequence of this embodiment will be described.
This imaging pulse sequence is for performing myocardial perfusion imaging, and includes a navigation sequence 50 and an imaging sequence 51 for detecting body movement as shown in FIG. The relationship between the R waveform 52 of the electrocardiogram, the execution timing of the navigation sequence 50 and the imaging sequence 51, and the imaging slice is shown in FIG. Since the imaging sequence 51 needs to be executed in the diastole 54, the navigation sequence 50 is executed in the systole 53. The navigation sequence 50 and the imaging sequence 51 can be executed during the systole 53 and the diastole 54, respectively, by executing them after a predetermined time has elapsed after detecting the R wave 52 of the electrocardiogram. During one heartbeat, the navigation sequence 50 is executed once, and the imaging sequence 51 is executed for a predetermined number of slices (three slices in the example of FIG. 2), and data for all six slices are acquired for the first heartbeat and the second heartbeat. .

このように、一つの心拍において、撮影シーケンス５１では３スライス分のＭＲ信号を取得するのに対して、ナビゲートシーケンス５０は一度だけ実施し、ナビゲートシーケンス５０で取得したデータを、その心拍の複数スライス（ここでは３スライス）の撮像シーケンス５１に適用する。 As described above, in one heartbeat, the MR signal for three slices is acquired in the imaging sequence 51, whereas the navigation sequence 50 is performed only once, and the data acquired in the navigation sequence 50 is used for the heartbeat. This is applied to an imaging sequence 51 of a plurality of slices (here, 3 slices).

ナビゲートシーケンス５０の一例を図３に示す。本ナビゲートシーケンス５０は、心外膜の脂肪からNMR信号を取得するためのシーケンスであり、ＣＨＥＳＳ(Chemical Shift Suppression)シーケンスを適用した場合の一例である。まず、高周波磁場２００により脂肪に含まれる水素原子を励起状態にする。次いで、直交する３つの座標軸方向の位置ずれ成分を検出するために、３つの座標軸方向にそれぞれ傾斜磁場パルス２０４，２０５，２０６を印加して、３個のナビゲート信号（NMR信号）２０１，２０２，２０３を発生させる。前記３つの座標軸方向とは、後続する撮影シーケンス５１におけるスライス方向（以下Ｇｓ方向）、位相エンコード方向（同Ｇｐ方向）、リードアウト方向（同Ｇｒ方向）である。 An example of the navigation sequence 50 is shown in FIG. The navigation sequence 50 is a sequence for acquiring NMR signals from epicardial fat, and is an example when a CHESS (Chemical Shift Suppression) sequence is applied. First, hydrogen atoms contained in fat are excited by the high frequency magnetic field 200. Next, in order to detect positional deviation components in the three coordinate axis directions orthogonal to each other, gradient magnetic field pulses 204, 205, and 206 are applied in the three coordinate axis directions, respectively, and three navigation signals (NMR signals) 201 and 202 are applied. , 203 are generated. The three coordinate axis directions are a slice direction (hereinafter referred to as Gs direction), a phase encoding direction (same Gp direction), and a lead-out direction (same Gr direction) in the subsequent imaging sequence 51.

これにより、第１のナビゲート信号２０１によりＧｐ方向の位置ずれを、第２のナビゲート信号２０２によりＧｒ方向の位置ずれを、第３のナビゲート信号２０３によりＧｓ方向の位置ずれを計測することができる。ここで、ナビゲートシーケンス５０における空間分解能と撮影シーケンス５１における空間分解能は、必ずしも一致させる必要はない。例えば、Ｇｒ方向のナビゲートシーケンス５０における空間分解能は、後続する撮影シーケンス５１におけるＧｒ方向空間分解能と比較して、高い空間分解能であることが望ましい。なお、図３において、Ｇｓ，Ｇｐ，Ｇｒ方向の傾斜磁場パルス２０７，２０８、２０９は、磁化を均一化するためのスポイラー磁場である。 Thus, the positional deviation in the Gp direction is measured by the first navigation signal 201, the positional deviation in the Gr direction is measured by the second navigation signal 202, and the positional deviation in the Gs direction is measured by the third navigation signal 203. Can do. Here, the spatial resolution in the navigation sequence 50 and the spatial resolution in the imaging sequence 51 are not necessarily matched. For example, it is desirable that the spatial resolution in the navigation sequence 50 in the Gr direction is higher than that in the subsequent imaging sequence 51. In FIG. 3, gradient magnetic field pulses 207, 208, and 209 in the Gs, Gp, and Gr directions are spoiler magnetic fields for uniformizing magnetization.

ナビゲートシーケンス５０は、上記ＣＨＥＳＳシーケンスに限られるものではなく、体動による心臓の位置の変化に対応する関係にある部位からNMR信号が取得できれば、他のシーケンスを用いることも可能である。例えば、従来技術に記載の非特許文献２に提案されているシーケンスを用いることができる。このシーケンスは、二次元のspatial−spectralシーケンスを適用して心外膜の脂肪を選択的に励起する手法である。他の方法として、ＣＨＥＳＳシーケンスにより皮下の脂肪を励起し、信号取得を胸部側、特に心臓上部に配置された受信コイルのみで実行しても良い。 The navigation sequence 50 is not limited to the CHESS sequence, and other sequences can be used as long as the NMR signal can be acquired from a site corresponding to a change in the position of the heart due to body movement. For example, the sequence proposed in Non-Patent Document 2 described in the prior art can be used. This sequence is a technique for selectively exciting epicardial fat by applying a two-dimensional spatial-spectral sequence. As another method, subcutaneous fat may be excited by a CHESS sequence, and signal acquisition may be performed only by a receiving coil disposed on the chest side, particularly the upper heart.

ナビゲートシーケンス５０を実行したなら後、心臓拡張期５４に撮像シーケンス５１を実行し、３スライスについて撮像を行う。なお、撮像シーケンスとしては、従来の広く知られた心筋パーフュージョン撮像として一般なシーケンスを用いることができるため、ここでは詳しい内容の説明は省略する。 After the navigation sequence 50 is executed, the imaging sequence 51 is executed in the diastole 54, and imaging is performed for three slices. As the imaging sequence, a general sequence can be used as a conventionally well-known myocardial perfusion imaging, and thus detailed description thereof is omitted here.

なお、従来の一般的なナビゲートシーケンスの適用例では、ナビゲートシーケンス５０を用いて導出された位置ずれ量が予め定めた値よりも大きければ、直後に行われる撮影シーケンスで取得するNMR信号を破棄し、画像再構成に用いないが、本実施の形態ではナビゲート信号で検出された位置ずれの大きさにかかわらず、NMR信号を破棄しない。 In addition, in the application example of the conventional general navigation sequence, if the positional deviation amount derived using the navigation sequence 50 is larger than a predetermined value, the NMR signal acquired in the imaging sequence performed immediately after is acquired. Discarded and not used for image reconstruction, but in this embodiment, the NMR signal is not discarded regardless of the magnitude of the displacement detected by the navigation signal.

つぎに、ナビゲートシーケンス５０で取得されたナビゲート信号（NMR信号）２０１，２０２，２０３を用いて、体動による位置ずれ量を検出する処理を、図４を用いて説明する。この位置ずれ量検出処理は、計算機１１８が行う。まず、心筋パーフュージョン計測開始直後、例えば第１番目の心拍でナビゲート信号２０１，２０２，２０３を取得する（処理１）。このナビゲート信号２０１，２０２，２０３は、以降の処理でリファレンスとして使用する。ナビゲートシーケンス５０においてはＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向のナビゲート信号２０１，２０２，２０３を取得するので、リファレンス用のナビゲート信号は３つになる。以降の心拍で取得するナビゲート信号２０１、２０２、２０３は、前記リファレンス用のナビゲート信号２０１、２０２、２０３との演算処理により、当該心拍における３方向の位置ずれ量の導出に使用する。なお、位置ずれの導出処理手順はＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向とも同じなので、ここでは、ナビゲート信号２０１に用いて、Ｇｐ方向の位置ずれ量を導出する手順について以下説明する。 Next, processing for detecting the amount of displacement due to body movement using the navigation signals (NMR signals) 201, 202, and 203 acquired in the navigation sequence 50 will be described with reference to FIG. This misalignment detection process is performed by the computer 118. First, immediately after the start of myocardial perfusion measurement, for example, the navigation signals 201, 202, and 203 are acquired with the first heartbeat (processing 1). The navigation signals 201, 202, and 203 are used as a reference in subsequent processing. In the navigation sequence 50, the navigation signals 201, 202, and 203 in the Gs, Gp, and Gr directions are acquired, so that there are three reference navigation signals. The navigation signals 201, 202, and 203 acquired at subsequent heartbeats are used for deriving the amount of positional deviation in the three directions in the heartbeat by arithmetic processing with the reference navigation signals 201, 202, and 203. The procedure for deriving the positional deviation is the same for the Gs, Gp, and Gr directions, and here, the procedure for deriving the positional deviation amount in the Gp direction using the navigation signal 201 will be described below.

処理１で取得したリファレンス用ナビゲート信号２０１についてフーリエ変換を行ない、変換後のデータを用いて公知の位相マップを作成する（処理２）。（位相マップについては、例えば特許公開２００１−１１２７３５公報等に記載されている。）すなわち、横軸をサンプリングポイント番号、縦軸を位相差とするグラフを作成し、これを所定アドレスに格納する（処理３）。この位相マップを基準位相マップとする。この位相マップは、ナビゲート信号２０１のピークが計測空間の中央にあるときには、横軸と一致する直線のグラフ（傾きゼロ）になり、ナビゲート信号のピークが計測空間の中央からずれたときには、ずれ量に応じた傾きをもつ直線となる。 A Fourier transform is performed on the reference navigation signal 201 acquired in the process 1, and a known phase map is created using the converted data (process 2). (The phase map is described in, for example, Japanese Patent Publication No. 2001-112735, etc.) That is, a graph having the horizontal axis as the sampling point number and the vertical axis as the phase difference is created and stored in a predetermined address ( Process 3). This phase map is set as a reference phase map. When the peak of the navigation signal 201 is at the center of the measurement space, this phase map is a straight line graph (zero slope) coinciding with the horizontal axis, and when the peak of the navigation signal is shifted from the center of the measurement space, It becomes a straight line having an inclination according to the amount of deviation.

次いで、第２心拍においてナビゲート信号２０１を取得する（処理４）。本信号も同様に、フーリエ変換を施して位相マップを作成する（処理５）。その後、作成した位相マップと、処理２，３で作成した基準位相マップとの差分を導出する。すなわち、横軸をサンプリングポイントの番号、縦軸を位相差とする位相差マップを作成し、グラフの直線の傾きを求める（処理６）。グラフの直線の傾きは、第１心拍でナビゲート信号２０１の取得時と第２心拍でのナビゲート信号２０１の取得時との位置ずれ量の大きさと比例関係になる。よって、Ｇｐ方向の位置ずれの大きさを検出することができる。上記処理１〜６を他のナビゲート信号２０２、２０３についてもそれぞれ行うことにより、Ｇｓ、Ｇｒ方向の位置ずれの大きさを検出することができる。同様の処理を第３心拍以降も実施すれば、各心拍における３方向の位置ずれを求めることができる。 Next, the navigation signal 201 is acquired in the second heartbeat (process 4). Similarly, this signal is subjected to Fourier transform to create a phase map (process 5). Thereafter, a difference between the created phase map and the reference phase map created in processes 2 and 3 is derived. That is, a phase difference map is created with the sampling point number on the horizontal axis and the phase difference on the vertical axis, and the slope of the straight line of the graph is obtained (Process 6). The slope of the straight line in the graph is proportional to the amount of positional deviation between the acquisition of the navigation signal 201 at the first heartbeat and the acquisition of the navigation signal 201 at the second heartbeat. Therefore, the magnitude of the positional deviation in the Gp direction can be detected. By performing the above processes 1 to 6 for the other navigation signals 202 and 203, respectively, it is possible to detect the magnitude of the positional deviation in the Gs and Gr directions. If the same processing is performed after the third heart beat, it is possible to obtain a positional deviation in three directions at each heart beat.

ナビゲートシーケンス５０により求めた位置ずれ量を用いて、（１）そのナビゲートシーケンス５０と同一心拍の撮像シーケンス５１の実行時に位置ずれ補正をする第１の実施の形態、（２）撮像シーケンス５１の再構成画像から心壁輪郭抽出する際に輪郭位置を補正する第２の実施の形態、（３）第１の実施の形態と第２の実施の形態とを併用する第３の実施の形態が考えられる。以下、各実施の形態について説明する。 (1) A first embodiment in which a positional deviation is corrected when an imaging sequence 51 having the same heartbeat as that of the navigation sequence 50 is executed, using the positional deviation amount obtained by the navigation sequence 50, and (2) an imaging sequence 51 Second Embodiment for Correcting Contour Position when Extracting Heart Wall Contour from Two Reconstructed Images, (3) Third Embodiment Combining First and Second Embodiments Can be considered. Each embodiment will be described below.

（第１の実施の形態）
第１の実施の形態は、ナビゲートシーケンス５０の実行により求めた３方向の位置ずれ量を用いて、撮影シーケンス５１のＧｓ方向の位置ずれを補正し、他の２方向については、計算機１１８による画像再構成処理において位置ずれを補正する。なお、ナビゲートシーケンス５０における空間分解能と撮影シーケンス５１における空間分解能は、ここでは一致しているとする。本実施の形態に関わる処理手順のフローチャートを図５に示す。なお、処理１から処理６の詳細は、図４において既に説明した処理と同じであるので説明を省略する。 (First embodiment)
In the first embodiment, the misalignment amount in the Gs direction of the imaging sequence 51 is corrected using the misalignment amounts in the three directions obtained by executing the navigation sequence 50, and the other two directions are calculated by the computer 118. The positional deviation is corrected in the image reconstruction process. Here, it is assumed that the spatial resolution in the navigation sequence 50 and the spatial resolution in the imaging sequence 51 are the same. FIG. 5 shows a flowchart of a processing procedure relating to the present embodiment. The details of processing 1 to processing 6 are the same as those already described in FIG.

本実施の形態では、Ｇｓ（スライス）方向の位置ずれを、撮影シーケンス５１で撮影シーケンスのスライス位置によって補正する。即ち、撮影シーケンス５１において、磁化の励起のためにＲＦコイル１０４から印加する高周波磁場の励起周波数をＧｓ方向の位置ずれ量に応じて変更する。 In the present embodiment, the positional deviation in the Gs (slice) direction is corrected by the imaging sequence 51 based on the slice position of the imaging sequence. That is, in the imaging sequence 51, the excitation frequency of the high-frequency magnetic field applied from the RF coil 104 for excitation of magnetization is changed according to the amount of positional deviation in the Gs direction.

まず、計算機１１８は、ナビゲート信号からＧｓ方向の位置ずれ量を求め（処理７）、下記式１により励起周波数の変更量△fdを算出し、撮影シーケンスの撮影条件に適用する（処理８）。Δfdは、下記式１のように、検出されたＧｓ方向の位置ずれの大きさΔｓ、スライス選択傾斜磁場の強度Gs1、及び磁気回転比γを用いて、（式１）の様に表すことができる。
Δfd＝γ・Gs1・Δｓ・・・（式１） First, the computer 118 obtains a displacement amount in the Gs direction from the navigation signal (processing 7), calculates the change amount Δfd of the excitation frequency by the following equation 1, and applies it to the imaging conditions of the imaging sequence (processing 8). . Δfd can be expressed as in (Equation 1) using the detected amount of displacement Δs in the Gs direction Δs, the intensity Gs1 of the slice selective gradient magnetic field, and the magnetic rotation ratio γ, as shown in Equation 1 below. it can.
Δfd = γ · Gs1 · Δs (Formula 1)

計算機１１８は、（式１）から算出された△fdを、位置ずれが０である場合の励起周波数に加えて撮影シーケンス５０に適用するよう、シーケンサ１１６に指示する。これまで述べた１心拍で３スライスを取得する条件を例に用いると、位置ずれが０である場合の励起周波数がそれぞれf1、f2、f3であり、Ｇｓ方向の位置ずれの大きさ△ｓの場合、撮影シーケンスの励起周波数はf1＋△fd、f2＋Δfd、f3＋Δfdとなる。 The computer 118 instructs the sequencer 116 to apply Δfd calculated from (Equation 1) to the imaging sequence 50 in addition to the excitation frequency when the positional deviation is zero. Using the conditions for acquiring three slices with one heartbeat as described above as an example, the excitation frequencies when the positional deviation is 0 are f1, f2, and f3, respectively, and the magnitude of the positional deviation Δs in the Gs direction is In this case, the excitation frequency of the imaging sequence is f1 + Δfd, f2 + Δfd, f3 + Δfd.

Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれに対しては、撮像シーケンス５１では補正を行わず、そのまま第２心拍の撮影シーケンス５１を実行し、画像再構成に使用するNMR信号を３スライス分取得する（処理９）。取得したNMR信号に対して、以下のようにＧｐ、Ｇｒ方向の位置ずれを補正する処理を行う。まず、計算機１１８は、処理９で取得した３スライス分のNMR信号から、所定１スライス分のNMR信号を抽出する（処理１０）。抽出された信号に対しＧｒ方向にフーリエ変換を施し、同変換後のデータを用いて位相マップを作成し、作成した位相マップの直線の傾きから、処理６により求めておいた第２心拍のＧｒ方向の位相差の傾き（位置ずれ量）を除去する（処理１１）。除去後、Ｇｒ方向にフーリエ逆変換する（処理１２）。これにより、Ｇｒ方向の位置ずれが補正された撮影シーケンス５１のデータが得られる。 For the positional deviations in the Gp and Gr directions, the imaging sequence 51 is not corrected, the second heartbeat imaging sequence 51 is executed as it is, and NMR slices used for image reconstruction are acquired for three slices (processing 9). ). The acquired NMR signal is subjected to a process for correcting the positional deviation in the Gp and Gr directions as follows. First, the computer 118 extracts an NMR signal for one predetermined slice from the NMR signal for three slices acquired in the process 9 (process 10). The extracted signal is subjected to Fourier transformation in the Gr direction, a phase map is created using the data after the transformation, and the Gr of the second heart rate obtained by the processing 6 from the slope of the straight line of the created phase map. The inclination (position shift amount) of the direction phase difference is removed (processing 11). After the removal, inverse Fourier transform is performed in the Gr direction (process 12). Thereby, the data of the imaging sequence 51 in which the positional deviation in the Gr direction is corrected is obtained.

同様に、Ｇｐ方向にフーリエ変換を施し、位相マップを作成し、作成した位相マップから処理６で求めておいた第２心拍のＧｐ方向に関する位相差の傾き（位置ずれ量）を除去する（処理１３）。除去後、Ｇｐ方向にフーリエ逆変換する（処理１４）。これにより、Ｇｐ方向の位置ずれが補正された撮影シーケンスのデータが得られる。最後にＧｒ、Ｇｐ方向に二次元のフーリエ変換を適用し（処理１５）、再構成画像を得る。 Similarly, a Fourier transform is performed in the Gp direction to create a phase map, and the slope (positional deviation amount) of the phase difference in the Gp direction of the second heart beat determined in process 6 is removed from the created phase map (processing) 13). After the removal, inverse Fourier transform is performed in the Gp direction (process 14). Thereby, the data of the imaging sequence in which the positional deviation in the Gp direction is corrected is obtained. Finally, a two-dimensional Fourier transform is applied in the Gr and Gp directions (process 15) to obtain a reconstructed image.

なお、第２心拍のナビゲートシーケンス５０によって取得した３方向の位置ず量は、第２心拍の撮像シーケンス５１で取得する３スライスについてのNMR信号にそれぞれ適用される（処理１６）。また、同様の処理を第３心拍以降も適用する（処理１７）。 Note that the three-directional positional amounts acquired by the second heartbeat navigation sequence 50 are respectively applied to the NMR signals for the three slices acquired by the second heartbeat imaging sequence 51 (process 16). A similar process is applied after the third heartbeat (process 17).

処理後の再構成画像は、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡され、左心室の心壁の抽出が行われる。抽出された心壁に設定した複数の領域について、信号強度の変化等が検出される。 The reconstructed image after processing is transferred to the heart wall contour extraction unit 122, and the heart wall of the left ventricle is extracted. A change in signal intensity or the like is detected for a plurality of regions set on the extracted heart wall.

以上に説明した第１の実施の形態により、Ｇｓ・Ｇｐ・Ｇｒ方向の位置ずれを補正することができる。すなわち、Ｇｓ方向の位置ずれは、撮影シーケンス５１の励起周波数の変更処理で補正し、Ｇｐ方向とＧｒ方向の位置ずれは、撮像シーケンス５１で取得したNMR信号から、位置ずれ量に対応する位相差の傾きを除去する処理によって補正する。なお、同一心拍で取得した各方向の位置ずれ量は、同一心拍で取得する全スライスデータに対して、同じ値が適用される。 According to the first embodiment described above, it is possible to correct misalignment in the Gs, Gp, and Gr directions. That is, the positional deviation in the Gs direction is corrected by changing the excitation frequency of the imaging sequence 51, and the positional deviation in the Gp direction and the Gr direction is a phase difference corresponding to the positional deviation amount from the NMR signal acquired in the imaging sequence 51. It is corrected by the process of removing the inclination of the. Note that the same value is applied to all slice data acquired at the same heart rate as the positional deviation amount in each direction acquired at the same heart rate.

このように、第１の実施の形態では、心筋パーフュージョン撮像が一心拍内にマルチスライスを撮像することを考慮し、スライス方向の位置ずれについては、撮像シーケンス５１での励起時に補正しているため、体動が生じても同一スライスについて精度よく信号を取得できる。しかも、他の２方向は、データ取得後に補正することにより、撮像シーケンス５１の傾斜磁場パルス印加条件を他の２方向について変更する必要がないため、効率よくNMR信号を取得できる。取得後、信号処理によって２方向について位置ずれを補正しながら画像再構成をすることができる。 As described above, in the first embodiment, considering that myocardial perfusion imaging captures multiple slices within one heartbeat, the positional deviation in the slice direction is corrected at the time of excitation in the imaging sequence 51. Therefore, even if body movement occurs, signals can be acquired with high accuracy for the same slice. In addition, by correcting the other two directions after data acquisition, it is not necessary to change the gradient magnetic field pulse application conditions of the imaging sequence 51 for the other two directions, so that NMR signals can be acquired efficiently. After acquisition, it is possible to reconstruct an image while correcting misregistration in two directions by signal processing.

本実施の形態において、計算機１１８から心壁輪郭抽出部１２２に受け渡される再構成画像は、体動による位置ずれを補正後のデータであるため、心壁輪郭抽出部１２２は、体動による位置ずれをマニュアル等で補正する必要がほとんどない。よって、画像処理等により高精度に心壁を自動抽出することができ、その心壁位置は、同一心時相の他の再構成画像に適用することができる。よって、解析に要する時間を短縮することができる。 In the present embodiment, since the reconstructed image transferred from the computer 118 to the heart wall contour extraction unit 122 is data after correcting the positional shift due to body movement, the heart wall contour extraction unit 122 is positioned according to body movement. There is almost no need to correct the deviation manually. Therefore, the heart wall can be automatically extracted with high accuracy by image processing or the like, and the heart wall position can be applied to other reconstructed images of the same cardiac time phase. Therefore, the time required for analysis can be shortened.

なお、図５において、第１心拍における撮影シーケンス５１の実行および画像再構成処理に関しては、本発明の主眼である位置ずれ補正を適用しないので、詳しい記載を省略しているが、従来の撮像シーケンスおよび画像再構成方法と同様である。 In FIG. 5, the positional deviation correction that is the main point of the present invention is not applied to the execution of the imaging sequence 51 and the image reconstruction process in the first heartbeat, and thus detailed description is omitted, but the conventional imaging sequence is omitted. This is the same as the image reconstruction method.

また、処理１４では、Ｇｐ方向の位置ずれ補正がＧｒ方向の位置ずれ補正と同様の手順で実行できることを明確にするため、Ｇｐ方向の位相差マップの直線の傾きを除去した後、Ｇｐ方向にフーリエ逆変換を施すと説明したが、実際には、Ｇｐ方向位相差マップの直線の傾きを除去した後、Ｇｒ方向にフーリエ変換を施すことにより、再構成画像を得ることができる。 Further, in the process 14, in order to clarify that the positional deviation correction in the Gp direction can be executed in the same procedure as the positional deviation correction in the Gr direction, after removing the slope of the straight line of the phase difference map in the Gp direction, Although it has been described that inverse Fourier transform is performed, in practice, a reconstructed image can be obtained by performing Fourier transform in the Gr direction after removing the slope of the straight line in the Gp direction phase difference map.

第１の実施の形態では、Ｇｓ方向の位置ずれのみを撮影シーケンス５１の励起周波数の変更によって補正したが、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれについても、撮像シーケンス５１の傾斜磁場発生コイルの発生する傾斜磁場パルスＧｐ、Ｇｒの印加条件を変更することにより、補正することも可能である。 In the first embodiment, only the positional deviation in the Gs direction is corrected by changing the excitation frequency of the imaging sequence 51. However, the positional deviation in the Gp and Gr directions is also generated by the gradient magnetic field generating coil of the imaging sequence 51. Correction is also possible by changing the application conditions of the magnetic field pulses Gp and Gr.

（第２の実施の形態）
第２の実施の形態では、ナビゲートシーケンスを用いて導出された位置ずれ量を、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡し、時系列画像の心壁抽出処理時に位置ずれを考慮して心壁抽出処理を行う。これを実現するために、本実施の形態では、各方向の位置ずれ量を、画像情報の一部として保存する。具体的には、再構成画像データは、一般にＤＩＣＯＭ規格で格納されるので、そのプライベート・タグに位置ずれ量を保存し、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡す。以下、具体的に説明する。 (Second Embodiment)
In the second embodiment, the displacement amount derived using the navigation sequence is transferred to the heart wall contour extraction unit 122, and the heart wall extraction processing is performed in consideration of the displacement during the heart wall extraction processing of the time-series image. I do. In order to realize this, in the present embodiment, the amount of positional deviation in each direction is stored as part of the image information. Specifically, since the reconstructed image data is generally stored according to the DICOM standard, the amount of positional deviation is stored in the private tag and transferred to the heart wall contour extraction unit 122. This will be specifically described below.

本実施の形態のナビゲートシーケンス５０および撮像シーケンス５１により取得した信号の処理手順の一例を図６に示す。なお、図４及び図５と処理番号が重複する処理は、既に説明した処理であるので説明を省略する。本実施の形態の図６において、処理１〜処理６を実行することにより、ナビゲーション信号からＧｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向について位相差の傾きを導出した後、Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれ量を算出する（処理１８）。次いで、撮影シーケンス５１を実行して所定スライス分のNMR信号を取得し（処理９）、画像再構成を行う（処理１５）。再構成画像を保存する際に、同一心拍で撮像したスライスの画像に対して、算出した位置ずれ量を画像情報として保存する（処理１９）。この処理を全ｍスライスの画像データに適用し（処理２０）、更には全時系列画像の撮影終了まで実施する（処理１７）。以上の処理により、全画像データにおいて、位置ずれ量を画像情報として保存することが可能である。 An example of a processing procedure of signals acquired by the navigation sequence 50 and the imaging sequence 51 of the present embodiment is shown in FIG. Note that the processing having the same processing number as that in FIG. 4 and FIG. In FIG. 6 of the present embodiment, the process 1 to process 6 are executed to derive the gradient of the phase difference in the Gs, Gp, and Gr directions from the navigation signal, and then the positional deviation amount in the Gs, Gp, and Gr directions is calculated. Calculate (process 18). Next, the imaging sequence 51 is executed to acquire NMR signals for a predetermined slice (process 9), and image reconstruction is performed (process 15). When the reconstructed image is stored, the calculated displacement amount is stored as image information for the slice image captured at the same heartbeat (process 19). This process is applied to the image data of all m slices (process 20), and is further performed until the end of photographing of all time series images (process 17). Through the above processing, it is possible to save the positional deviation amount as image information in all image data.

心壁輪郭抽出部１２２が、上記時系列画像データを用いて、輪郭位置を自動的に補正する手順を図７を用いて説明する。なお、以下の説明では、画像情報の一部として保存した位置ずれ量を、配列（Δｓ(m,n)、Δｐ(m,n)、Δｒ(m,n)）の様に表現する。Δｓ、Δｐ、ΔｒはそれぞれＧｓ方向、Ｇｐ方向、Ｇｒ方向の位置ずれ量である。また、括弧内の記号ｍはマルチスライスの番号を、ｎは時系列画像番号を表している。 A procedure in which the heart wall contour extraction unit 122 automatically corrects the contour position using the time-series image data will be described with reference to FIG. In the following description, the misregistration amount stored as a part of the image information is expressed as an array (Δs (m, n), Δp (m, n), Δr (m, n)). Δs, Δp, and Δr are displacement amounts in the Gs direction, the Gp direction, and the Gr direction, respectively. A symbol m in parentheses represents a multi-slice number, and n represents a time-series image number.

心壁輪郭抽出部１２２は、例えばマルチスライス数６、時系列画像６０組の全３６０枚の画像で構成される時系列画像データを読み込み、所定のスライス位置（以下スライス位置m1）を指定し、当該スライス位置の時系列画像をディスプレイ上に縮小して表示する。次いで、縮小表示された時系列画像を用いて任意の１枚（以下時系列番号n1）を選択し、当該画像をディスプレイ上に拡大表示する。拡大表示された画像を用いて心臓左心室の輪郭を画像処理等により自動抽出し（処理３１）、抽出結果である輪郭情報を座標データ（R,P）として保存する（処理３２）。なお、本座標データを構成するRとPは、何れも輪郭を構成する画素数を要素数とするデータ配列である。 For example, the heart wall contour extraction unit 122 reads time-series image data composed of a total of 360 images of six multi-slices and 60 sets of time-series images, specifies a predetermined slice position (hereinafter, slice position m1), The time-series image at the slice position is reduced and displayed on the display. Next, an arbitrary one (hereinafter, time series number n1) is selected using the reduced time series image, and the image is enlarged and displayed on the display. The contour of the left ventricle of the heart is automatically extracted by image processing or the like using the enlarged image (processing 31), and the contour information as the extraction result is stored as coordinate data (R, P) (processing 32). Note that R and P constituting the coordinate data are data arrays in which the number of pixels constituting the contour is the number of elements.

次に、時系列番号n1における輪郭座標データ（R,P）をデフォルトの座標値として、スライスm1における残りの時系列画像の輪郭を導出する（処理３３）。例えば時系列番号n2の輪郭を導出する場合、スライス位置m1、時系列画像番号n1の位置ずれは（Δｓ(m1,n1)、Δｐ(m1,n1)、Δｒ(m1,n1)）、同時系列画像番号ｎ２の位置ずれは（Δｓ(m1,n2)、Δｐ(m1,n2)、Δｒ(m1,n2)）と表されるので、時系列画像番号ｎ２における輪郭座標データは（Ｒ+Δｒ(m1,n2)−Δｒ(m1,n1)、Ｐ＋Δｐ(m1,n2)−Δｐ(m1,n1))となる。前記縮小表示された時系列画像を用いて時系列番号ｎ２が選択された場合、当該画像をディスプレイ上に拡大表示するとともに、前記導出結果により得られる時系列番号n2における輪郭を同時に表示する。解析者は、時系列番号n2における輪郭を目視により確認し、必要であればマウスなどを用いて修正する（処理３４）。 Next, the contours of the remaining time-series images in the slice m1 are derived using the contour coordinate data (R, P) at the time-series number n1 as default coordinate values (process 33). For example, when deriving the contour of the time series number n2, the positional deviations of the slice position m1 and the time series image number n1 are (Δs (m1, n1), Δp (m1, n1), Δr (m1, n1)), simultaneous series Since the positional shift of the image number n2 is expressed as (Δs (m1, n2), Δp (m1, n2), Δr (m1, n2)), the contour coordinate data in the time series image number n2 is (R + Δr ( m1, n2) −Δr (m1, n1), P + Δp (m1, n2) −Δp (m1, n1)). When the time series number n2 is selected using the reduced time series image, the image is enlarged and displayed on the display, and the contour at the time series number n2 obtained from the derivation result is simultaneously displayed. The analyst visually confirms the contour at the time series number n2, and corrects it using a mouse or the like if necessary (process 34).

以上の処理を、スライス位置m1における全時系列画像で輪郭の指定が完了するまで行い（処理３５）、更には全スライス位置に対して輪郭指定を完了するまで実施する（処理３６）。 The above processing is performed until the contour designation is completed for all time-series images at the slice position m1 (processing 35), and further, until the contour designation is completed for all slice positions (processing 36).

なお、本実施の形態では時系列画像データをマルチスライスで撮影しているため、解析時の輪郭移動はスライス面内に限定されるが、時系列画像データを三次元撮影で取得した場合は、上記説明をスライス方向にも拡張し、三次元的に輪郭位置をずらすことが可能である。 In this embodiment, since time-series image data is captured in multiple slices, contour movement during analysis is limited to the slice plane, but when time-series image data is acquired by three-dimensional imaging, It is possible to extend the above description also in the slice direction and shift the contour position three-dimensionally.

このように、第２の実施の形態では、再構成画像データに、撮像時に検出された位置ずれ量データを添付して、心壁輪郭抽出部１２２に受け渡す構成であるため、輪郭データの位置を位置ずれ量データを用いて自動的に補正することができる。よって、心壁の抽出が容易で、解析に要する時間を短縮することができる。 As described above, in the second embodiment, since the positional deviation amount data detected at the time of imaging is attached to the reconstructed image data and transferred to the heart wall contour extraction unit 122, the position of the contour data Can be automatically corrected using the positional deviation amount data. Therefore, the heart wall can be easily extracted and the time required for the analysis can be shortened.

（第３の実施の形態）
第３の実施の形態では、第１の実施の形態と第２の実施の形態とを組み合わせ、３方向の位置ずれのうちの１方向については第１の実施の形態を適用して撮像シーケンス５１の実行時に補正し、他の２方向については、第２の形態を適用して再構成画像データに位置ずれ量を添付して心壁輪郭抽出部１２２に受け渡し、輪郭位置を移動させる構成とする。例えば、Ｇｓ方向の位置ずれ△ｓは、撮影シーケンス５１の実行時にスライス位置をずらすことにより補正し、Ｇｐ、Ｇｒ方向の位置ずれ△ｐとΔｒは、解析時の輪郭位置を移動することにより対応することができる。 (Third embodiment)
In the third embodiment, the first embodiment is combined with the second embodiment, and the imaging sequence 51 is applied by applying the first embodiment to one of the three directions of displacement. In the other two directions, the second form is applied, the amount of positional deviation is attached to the reconstructed image data, transferred to the heart wall contour extracting unit 122, and the contour position is moved. . For example, the positional deviation Δs in the Gs direction is corrected by shifting the slice position when the imaging sequence 51 is executed, and the positional deviations Δp and Δr in the Gp and Gr directions are dealt with by moving the contour position at the time of analysis. can do.

また、第２および第３の実施の形態においてＤＩＣＯＭ規格の再構成画像データの一部としてプライベート・タグに保存した位置ずれ情報を、例えば時系列画像データの信頼性を反映する指標として用いることも可能である。すなわち、位置ずれ量が予め定めた値より大きい等、信頼性が低いと判断される画像データについては、心壁に設定した複数の領域の信号強度の時間変化をグラフ表示する際に、この画像データの値を除外することが可能である。 In addition, the misregistration information stored in the private tag as part of the DICOM standard reconstructed image data in the second and third embodiments may be used as an index reflecting the reliability of time-series image data, for example. Is possible. That is, for image data that is determined to be low in reliability, such as when the amount of positional deviation is greater than a predetermined value, this image is displayed when the change over time in the signal intensity of a plurality of regions set on the heart wall is displayed in a graph. It is possible to exclude data values.

上述してきた第１〜第３の実施の形態のように、本発明によれば、心筋パーフュージョン計測において、心壁抽出を短時間にかつ容易に行うことができ、解析に要する時間を短縮できるＭＲＩ装置を提供することができる。 As in the first to third embodiments described above, according to the present invention, heart wall extraction can be easily performed in a short time in myocardial perfusion measurement, and the time required for analysis can be shortened. An MRI apparatus can be provided.

本実施の形態のＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。The block diagram which shows the whole structure of the MRI apparatus of this Embodiment. 本実施の形態の心筋パーフュージョンのパルスシーケンスを示す説明図。Explanatory drawing which shows the pulse sequence of the myocardial perfusion of this Embodiment. 図２のパルスシーケンスに用いる、脂肪の信号を用いて位置ずれを検出するナビゲートシーケンス５０を示す説明図。FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a navigation sequence 50 used for the pulse sequence of FIG. 2 to detect misalignment using fat signals. 本実施の形態の位置ずれ検出に関する処理手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the process sequence regarding the position shift detection of this Embodiment. 第１の実施の形態の撮影シーケンス実施時に位置ずれを補正する処理手順を示すフローチャート。6 is a flowchart illustrating a processing procedure for correcting a positional deviation when the imaging sequence according to the first embodiment is performed. 第２の実施の形態の位置ずれを検出し、検出結果を画像情報の一部として保存する処理手順を示すフローチャート。9 is a flowchart showing a processing procedure for detecting a misalignment according to the second embodiment and storing a detection result as part of image information. 第２の実施の形態において、画像情報の一部として保存された位置ずれ量を用いて、輪郭情報の位置を変更する処理手順に関するフローチャート。10 is a flowchart relating to a processing procedure for changing the position of contour information using a positional deviation amount stored as part of image information in the second embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

５０・・・ナビゲートシーケンス、５１・・・撮像シーケンス、５２・・・心電図のＲ波、５３・・・収縮期、５４・・・拡張期、１０１・・・静磁場発生装置、１０２・・・被検体、１０３・・・ベッド、１０４・・・高周波磁場（ＲＦ）コイル、１０５・・・Ｇｓ方向傾斜磁場コイル、１０６・・・Ｇｐ方向傾斜磁場コイル、１０７・・・Ｇｒ方向傾斜磁場コイル、１０８・・・高周波磁場電源、１０９・・・Ｇｓ方向傾斜磁場電源、１１０・・・Ｇｐ方向傾斜磁場電源、１１１・・・Ｇｒ方向傾斜磁場電源、１１２・・・発振器、１１３・‥変調器、１１４・・・増幅器、１１５・・・受信器、１１６・・・シーケンサ、１１７・・・記憶媒体、１１８・・・計算機、１１９・・・ディスプレイ、１２１・・・入力部、１２２・・・心壁輪郭抽出部、２００・‥脂肪の水素原子核を励起状態にする高周波磁場、２０１・・・Ｇｐ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号、２０２・・・Ｇｒ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号、２０３・・・Ｇｓ方向の位置ずれを検出するナビゲート信号 50 ... navigation sequence 51 ... imaging sequence 52 ... electrocardiogram R wave 53 ... systole 54 ... diastolic 101 ... static magnetic field generator 102 ... -Subject, 103 ... Bed, 104 ... High frequency magnetic field (RF) coil, 105 ... Gs direction gradient coil, 106 ... Gp direction gradient coil, 107 ... Gr direction gradient coil , 108... High-frequency magnetic field power supply, 109... Gs direction gradient magnetic field power supply, 110... Gp direction gradient magnetic field power supply, 111. 114 ... Amplifier 115 ... Receiver 116 ... Sequencer 117 ... Storage medium 118 ... Computer 119 ... Display 121 ... Input unit 122 ... heart Contour extraction unit, 200... High frequency magnetic field that brings fat hydrogen nuclei into an excited state, 201... Navigation signal for detecting displacement in Gp direction, 202... Navigation signal for detecting displacement in Gr direction , 203... Navigation signal for detecting displacement in the Gs direction

Claims

被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波発生部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波発生部と前記信号検出部との動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部と、前記信号検出部により検出された核磁気共鳴信号を演算処理して画像再構成を行う演算処理部と、心壁抽出部とを有する磁気共鳴イメージング装置において、  A static magnetic field generation source that generates a static magnetic field in an imaging space in which the subject is disposed, a gradient magnetic field generation unit that applies a gradient magnetic field to the imaging space, a high-frequency generation unit that applies a high-frequency magnetic field to the subject, and A signal detection unit that detects a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject, a control unit that controls operations of the gradient magnetic field generation unit, the high-frequency generation unit, and the signal detection unit to execute a predetermined pulse sequence; In a magnetic resonance imaging apparatus having an arithmetic processing unit that performs arithmetic processing on the nuclear magnetic resonance signal detected by the signal detection unit to perform image reconstruction, and a heart wall extraction unit,
前記演算処理部は、前記核磁気共鳴信号から前記被検体の心周期に同期した時系列の複数の心臓画像を再構成するとともに、前記心臓画像ごとの心臓の基準位置からの位置ずれ量を前記核磁気共鳴信号から求め、  The arithmetic processing unit reconstructs a plurality of time-series heart images synchronized with the cardiac cycle of the subject from the nuclear magnetic resonance signal, and calculates a positional deviation amount from a reference position of the heart for each heart image. Obtained from nuclear magnetic resonance signals,
前記心壁抽出部は、複数の前記心臓画像のうち一つの心臓画像から心壁輪郭を抽出し、抽出した当該心壁輪郭を、複数の前記心臓画像のうちの他の心臓画像ごとの前記位置ずれ量に応じてずらすことにより、前記他の画像についての心壁輪郭を求めることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。  The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour from one heart image of the plurality of heart images, and extracts the extracted heart wall contour for each of the other heart images of the plurality of heart images. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that a heart wall contour for the other image is obtained by shifting according to a shift amount.

請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記パルスシーケンスは、前記被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置ずれ情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、前記被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含み、 2. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the pulse sequence includes a navigation sequence for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including positional displacement information of a heart of the subject for each cardiac cycle of the subject, and the subject. An imaging sequence for acquiring images of the heart in time series in synchronization with the cardiac cycle of the specimen,
前記演算処理部は、前記位置ずれ量を複数の方向について求め、前記複数の方向について求めた前記位置ずれ量を前記再構成した心臓画像の情報の一部として添付して、前記心壁抽出部に受け渡すことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 The arithmetic processing unit obtains the positional deviation amount for a plurality of directions, attaches the positional deviation amount obtained for the plurality of directions as a part of information of the reconstructed heart image, and extracts the cardiac wall extraction unit. A magnetic resonance imaging apparatus,

被検体が配置される撮像空間に静磁場を発生する静磁場発生源と、前記撮像空間に傾斜磁場を印加する傾斜磁場発生部と、前記被検体に高周波磁場を印加する高周波発生部と、前記被検体から発生する核磁気共鳴信号を検出する信号検出部と、前記傾斜磁場発生部と前記高周波発生部と前記信号検出部との動作を制御して所定のパルスシーケンスを実行させる制御部と、前記信号検出部により検出された核磁気共鳴信号を演算処理して画像再構成を行う演算処理部と、該演算処理部が再構成した画像から心臓壁面の抽出を行う心壁抽出部とを有する磁気共鳴イメージング装置において、
前記パルスシーケンスは、前記被検体の心周期ごとに、被検体の心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号を取得するナビゲートシーケンスと、前記被検体の心周期に同期して心臓の画像を時系列に取得する撮像シーケンスとを含み、
前記演算処理部は、心周期ごとに、前記心臓の位置変動情報を含む核磁気共鳴信号から前記心臓の予め定めた基準位置からの位置ずれ量を、前記撮像シーケンスにおけるスライス方向、位相エンコード方向、リードアウト方向について求め、前記スライス方向についての位置ずれ量に応じて、当該心周期に実行する撮像シーケンスで励起するスライス位置を補正するよう前記制御部に指示するとともに、該位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量を前記再構成画像情報の一部として添付して、前記心壁抽出部に受け渡し、
前記心壁抽出部は、一つの前記再構成画像について心壁輪郭を抽出し、求めた心壁輪郭の位置を、他の心周期の再構成画像ごとに、添付されている位相エンコード方向およびリードアウト方向についての位置ずれ量に応じてずらすことにより、当該他の心周期心壁輪郭とすることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 A static magnetic field generation source that generates a static magnetic field in an imaging space in which the subject is disposed, a gradient magnetic field generation unit that applies a gradient magnetic field to the imaging space, a high-frequency generation unit that applies a high-frequency magnetic field to the subject, and A signal detection unit that detects a nuclear magnetic resonance signal generated from a subject, a control unit that controls operations of the gradient magnetic field generation unit, the high-frequency generation unit, and the signal detection unit to execute a predetermined pulse sequence; An arithmetic processing unit for performing image reconstruction by performing arithmetic processing on the nuclear magnetic resonance signal detected by the signal detection unit; and a heart wall extracting unit for extracting a heart wall surface from the image reconstructed by the arithmetic processing unit. In a magnetic resonance imaging apparatus,
The pulse sequence includes a navigation sequence for acquiring a nuclear magnetic resonance signal including positional variation information of the subject's heart for each cardiac cycle of the subject, and an image of the heart in synchronization with the cardiac cycle of the subject. Including an imaging sequence acquired in time series,
The arithmetic processing unit, for each cardiac cycle, calculates a positional deviation amount from a predetermined reference position of the heart from a nuclear magnetic resonance signal including position variation information of the heart, a slice direction in the imaging sequence, a phase encoding direction, The readout direction is obtained, and the control unit is instructed to correct the slice position to be excited in the imaging sequence executed in the cardiac cycle according to the positional deviation amount in the slice direction, and the phase encoding direction and readout Attached as a part of the reconstructed image information the amount of misregistration about the direction, passed to the heart wall extraction unit,
The heart wall extraction unit extracts a heart wall contour for one of the reconstructed images, and determines the position of the determined heart wall contour for each reconstructed image of the other cardiac cycle. A magnetic resonance imaging apparatus characterized in that the other cardiac cycle heart wall contour is obtained by shifting in accordance with the positional deviation amount in the out direction.

請求項２または３のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記ナビゲートシーケンスは、心外膜の脂肪組織から核磁気共鳴信号を取得するものであることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 4. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 , wherein the navigation sequence acquires a nuclear magnetic resonance signal from an epicardial adipose tissue. 5. Resonance imaging device.

請求項２ないし４のうちのいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記心臓の予め定めた基準位置として、前記パルスシーケンスの第１心拍における心臓位置を用いることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 5. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2 , wherein a heart position in the first heartbeat of the pulse sequence is used as a predetermined reference position of the heart. Imaging device.