JP5498060B2 - Magnetic resonance imaging system - Google Patents
Magnetic resonance imaging system Download PDFInfo
- Publication number
- JP5498060B2 JP5498060B2 JP2009135179A JP2009135179A JP5498060B2 JP 5498060 B2 JP5498060 B2 JP 5498060B2 JP 2009135179 A JP2009135179 A JP 2009135179A JP 2009135179 A JP2009135179 A JP 2009135179A JP 5498060 B2 JP5498060 B2 JP 5498060B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- subject
- allowable range
- level
- period
- imaging
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Images
Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
本発明は、被検体内から放射される磁気共鳴信号に基づいて前記被検体内の画像を得る磁気共鳴映像装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus that obtains an image in a subject based on a magnetic resonance signal emitted from the subject.
磁気共鳴映像（ＭＲＩ）法で冠動脈を撮像するためには、３次元（３Ｄ）のＳＳＦＰ（steady state free precession）シーケンスを用いて、息止め、もしくは自然呼吸下で撮像する方法が用いられる。特に心臓全体の冠動脈走行を画像化するＷＨ ＭＲＣＡ（whole heart MR coronary angiography）の場合には、呼吸に伴う心臓の位置変化が画質に影響することがある。 In order to image the coronary artery by the magnetic resonance imaging (MRI) method, a method of capturing images under breath holding or natural breathing using a three-dimensional (3D) SSFP (steady state free precession) sequence is used. In particular, in the case of WH MRCA (whole heart MR coronary angiography) which images the coronary artery running of the entire heart, a change in the position of the heart accompanying respiration may affect the image quality.
呼吸に伴う心臓の位置の変化速度は、呼吸レベルがピーク付近であるときに小さくなる。そこで、呼吸レベルに応じてデータ収集を制御する方法が用いられる。すなわち例えば、図２５に示すような領域Ｒについて収集したＮＭＲ信号を１次元フーリエ変換して得られる信号からは、体軸方向に関しての横隔膜の位置が検出できる。体軸方向に関する横隔膜の位置は呼吸に応じて周期的に上下するから、周期的に検出される横隔膜の位置を時系列にプロットすることによって、呼吸動に同期した図２７に示すようなモニタ信号を得ることができる。このモニタ信号のピークが図２６に示すように上限閾値ＵＳＬと下限閾値ＬＳＬとの間の許容範囲外にある場合には、データを収集しないか、もしくは収集したデータを画像再構成に用いないようにし、モニタ信号のピークが許容範囲内にある場合に収集したデータを用いて画像を再構成する。 The rate of change of the position of the heart accompanying respiration is small when the respiration level is near the peak. Therefore, a method of controlling data collection according to the respiratory level is used. That is, for example, the position of the diaphragm in the body axis direction can be detected from the signal obtained by one-dimensional Fourier transform of the NMR signal collected for the region R as shown in FIG. Since the position of the diaphragm in the body axis direction periodically rises and falls according to breathing, the monitor signal as shown in FIG. 27 synchronized with the respiratory motion is plotted by plotting the periodically detected diaphragm position in time series. Can be obtained. If the peak of the monitor signal is outside the allowable range between the upper threshold USL and the lower threshold LSL as shown in FIG. 26, data is not collected or the collected data is not used for image reconstruction. Then, the image is reconstructed using the collected data when the peak of the monitor signal is within the allowable range.
許容範囲は従来、撮像動作の開始前または開始直後における被検体の呼吸状態に応じて設定され、当該撮像動作が終了するまで変更されない。 Conventionally, the allowable range is set according to the breathing state of the subject before or immediately after the start of the imaging operation, and is not changed until the imaging operation ends.
しかしながら、呼吸レベルが一定でなく、次第に下がったり、あるいは次第に上がったりし、呼吸レベルのピークが例えば図２７に示すように許容範囲から外れてしまうと、画像再構成に有効なデータの収集効率が低下することとなり、撮像時間が長くなったり、最悪のケースでは検査を終了できなくなるおそれがあった。 However, if the respiration level is not constant, gradually decreases, or gradually increases, and the respiration level peak falls outside the allowable range as shown in FIG. 27, for example, the data collection efficiency effective for image reconstruction decreases. Therefore, there is a possibility that the imaging time becomes long or the inspection cannot be completed in the worst case.
許容範囲を十分に大きくすれば、データ収集効率が高い状態を維持できる期間を延長可能であるが、心臓の移動に伴う心臓の変形の影響が増大して画質が劣化してしまうおそれがあった。 If the allowable range is sufficiently large, the period during which data collection efficiency can be maintained can be extended, but there is a risk that the image quality will deteriorate due to the influence of heart deformation caused by the movement of the heart. .
そこで本出願人は、呼吸レベルのピークのある期間における平均値（平均ピーク値）に基づいて許容範囲を変更する技術を特願２００８−２６６５６０として提案した。 In view of this, the present applicant has proposed as Japanese Patent Application No. 2008-266560 a technique for changing the permissible range based on an average value (average peak value) during a period in which the breathing level peaks.
しかしながら、平均ピーク値を求めるための期間が固定であったため、この期間が呼吸変動の間隔に対して長すぎると、許容範囲の変更が呼吸変動に追従できない恐れがあった。これは、自動制御系において、制御対象の変動周波数に対して、制御系のフィードバックの周波数特性が不足していることに相当し、結果として一定の遅れを生じたまま、追従できない場合があることを示す。 However, since the period for obtaining the average peak value is fixed, if this period is too long with respect to the interval of respiratory fluctuation, there is a possibility that the change of the allowable range cannot follow the respiratory fluctuation. This corresponds to the fact that the frequency characteristic of the feedback of the control system is insufficient with respect to the fluctuation frequency of the control target in the automatic control system, and as a result, there is a case where it is not possible to follow up with a certain delay. Indicates.
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、被検体の呼吸状態の変動に拘わらずに適正な撮像を継続できる磁気共鳴映像装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of continuing proper imaging regardless of changes in the respiratory state of the subject. is there.
本発明の第１の態様による磁気共鳴映像装置は、検体に一様な静磁場を印加するとともに、高周波磁場および傾斜磁場を所定のパルスシーケンスに従って前記被検体に印加して前記被検体からの磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルについて前記被検体の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出するピーク検出手段と、前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される第１の期間における前記ピーク値の平均値に基づいて前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段と、前記ピーク検出手段によりそれぞれ複数個のピーク値が検出されるように、かつ時間的に互いにずれるように設定された複数の第２の期間のそれぞれに関して、当該第２の期間内に前記ピーク検出手段により検出された複数のピーク値に基づいて前記ピーク値の変動量を算出する算出手段と、前記算出手段により算出された変動量が前記第２の期間よりも長い第３の期間中において基準値を超える頻度に応じて前記第１の期間の長さを設定する期間設定手段とを備える。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect of the present invention applies a uniform static magnetic field to a specimen, and applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence to generate magnetism from the subject. A collecting means for collecting a resonance signal; an imaging means for imaging the subject based on the magnetic resonance signal collected by the collecting means; and a respiration level detecting means for repeatedly detecting a respiration level of the subject. The video is imaged so that the subject is imaged based on the magnetic resonance signal for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. And a control means for controlling the breathing means and the breathing level detected by the breathing level detecting means within one cycle of the breathing motion of the subject. Peak detecting means for repeatedly detecting a peak value, and allowable range setting means for setting the allowable range based on an average value of the peak values in a first period in which a plurality of respiratory levels are detected by the respiratory level detecting means. And each of a plurality of second periods set so that a plurality of peak values are detected by the peak detecting means and are shifted from each other in time, the peaks within the second period. A calculating unit that calculates a fluctuation amount of the peak value based on a plurality of peak values detected by the detecting unit; and a third period in which the fluctuation amount calculated by the calculating unit is longer than the second period. Period setting means for setting the length of the first period according to the frequency exceeding the reference value.
本発明の第２の態様による磁気共鳴映像装置は、被検体に一様な静磁場を印加するとともに、高周波磁場および傾斜磁場を所定のパルスシーケンスに従って前記被検体に印加して前記被検体からの磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、前記映像化手段が前記映像化に使用するための前記磁気共鳴信号を前記収集手段が収集し始めた際またはそれ以前に前記呼吸レベル検出手段により検出された呼吸レベルに基づいて追尾可能範囲を設定する追尾可能範囲設定手段と、前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される期間における前記呼吸レベルのピーク値の平均値に基づいて、前記追尾可能範囲内で前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段とを備える。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the second aspect of the present invention applies a uniform static magnetic field to a subject and applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence. Collecting means for collecting magnetic resonance signals, imaging means for visualizing the subject based on the magnetic resonance signals collected by the collecting means, and breathing level detecting means for repeatedly detecting the breathing level of the subject And imaging the subject based on the magnetic resonance signals for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. Control means for controlling the imaging means; and when the collecting means starts to collect the magnetic resonance signals to be used by the imaging means for the imaging, or later Wherein the tracking range setting means for setting a tracking range based on the detected respiration level by respiration level detection means, a peak of the respiration level in the period in which the respiration level is plural detected by the respiration level detecting means And an allowable range setting means for setting the allowable range within the trackable range based on an average value.
本発明の第３の態様による磁気共鳴映像装置は、被検体に一様な静磁場を印加するとともに、高周波磁場および傾斜磁場を所定のパルスシーケンスに従って前記被検体に印加して前記被検体からの磁気共鳴信号を収集する収集手段と、前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルについて前記被検体の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出するピーク検出手段と、前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される第１の期間における前記ピーク値の平均値に基づいて前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段と、前記被検体の呼吸変動の頻度に応じて、前記許容範囲設定手段が前記許容範囲を設定する設定頻度を設定し、当該設定頻度で前記許容範囲を設定するように前記許容範囲設定手段を制御する手段とを備える。 A magnetic resonance imaging apparatus according to a third aspect of the present invention applies a uniform static magnetic field to a subject and applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence. Collecting means for collecting magnetic resonance signals, imaging means for visualizing the subject based on the magnetic resonance signals collected by the collecting means, and breathing level detecting means for repeatedly detecting the breathing level of the subject And imaging the subject based on the magnetic resonance signals for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. Control means for controlling the imaging means, and the respiration level detected by the respiration level detection means within one cycle of the respiration operation of the subject. Peak detecting means for repeatedly detecting a peak value, and an allowable range setting for setting the allowable range based on an average value of the peak values in a first period in which a plurality of respiratory levels are detected by the respiratory level detecting means. And a setting frequency at which the allowable range setting unit sets the allowable range according to a frequency of respiratory fluctuation of the subject, and the allowable range setting unit so as to set the allowable range at the setting frequency. Means for controlling.
本発明によれば、被検体の呼吸状態の変動に拘わらずに適正な撮像を継続できる。 According to the present invention, appropriate imaging can be continued regardless of the change in the respiratory state of the subject.
以下、図面を参照して本発明の第１乃至第４の実施形態について説明する。 Hereinafter, first to fourth embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
図１は第１乃至第４の実施形態に係る磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置）１００の構成を示す図である。このＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイルユニット２、傾斜磁場電源３、寝台４、寝台制御部５、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、計算機システム１０、映像伝送システム１１および表示システム１２を具備する。
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) 100 according to the first to fourth embodiments. The
静磁場磁石１は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石１としては、例えば永久磁石または超伝導磁石等が使用される。
The static
傾斜磁場コイルユニット２は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット２は、互いに直交するＸ，Ｙ，Ｚの各軸に対応する３種類のコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイルユニット２は、上記の３種類のコイルが傾斜磁場電源３から個別に電流供給を受けて、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚの各軸に沿って変化する傾斜磁場を発生する。なお、Ｚ軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。Ｘ，Ｙ，Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Ｇs、位相エンコード用傾斜磁場Ｇeおよびリードアウト用傾斜磁場Ｇrにそれぞれ任意に使用される。スライス選択用傾斜磁場Ｇsは、任意にイメージング断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Ｇeは、空間的位置に応じてＮＭＲ信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Ｇrは、空間的位置に応じてＮＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。
The gradient magnetic
被検体２００は、寝台４の天板４ａに載置された状態で傾斜磁場コイルユニット２の空洞内に挿入される。寝台４が有する天板４ａは寝台制御部５により駆動され、その長手方向および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように寝台４が設置される。
The subject 200 is inserted into the cavity of the
送信ＲＦコイル６は、傾斜磁場コイルユニット２の内側に配置される。送信ＲＦコイル６は、送信部７から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。
The
送信部７は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信ＲＦコイル６に送信する。
The
受信ＲＦコイル８は、傾斜磁場コイルユニット２の内側に配置される。受信ＲＦコイル８は、上記の高周波磁場の影響により被検体から放射されるＮＭＲ信号を受信する。受信ＲＦコイル８からの出力信号は、受信部９に入力される。
The
受信部９は、受信ＲＦコイル８からの出力信号に基づいてＮＭＲ信号データを生成する。
The receiving
計算機システム１０は、インタフェース部１０ａ、データ収集部１０ｂ、再構成部１０ｃ、記憶部１０ｄ、表示部１０ｅ、入力部１０ｆおよび主制御部１０ｇを有している。
The
インタフェース部１０ａには、傾斜磁場電源３、寝台制御部５、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９、映像伝送システム１１およびＥＣＧユニット３００等が接続される。インタフェース部１０ａは、これらの接続された各部に対応したインタフェース回路を個々に有し、当該各部と計算機システム１０との間で授受される信号の入出力を行う。なおＥＣＧユニット３００は、被検体２００に取り付けられたＥＣＧセンサを介して被検体２００のＥＣＧ信号を入力し、当該ＥＣＧ信号にＲ波が生じたタイミングにてＲ波検出信号を出力する。インタフェース部１０ａはこのＲ波検出信号を入力し、主制御部１０ｇに通知する。
The
データ収集部１０ｂは、受信部９から出力されるデジタル信号をインタフェース部１０ａを介して収集する。データ収集部１０ｂは、収集したデジタル信号、すなわちＮＭＲ信号データを、記憶部１０ｄに格納する。
The
かくしてこのＭＲＩ装置１００では、静磁場磁石１、傾斜磁場コイルユニット２、傾斜磁場電源３、送信ＲＦコイル６、送信部７、受信ＲＦコイル８、受信部９およびデータ収集部１０ｂが、被検体２００からの磁気共鳴信号を収集する収集手段として機能する。
Thus, in the
再構成部１０ｃは、記憶部１０ｄに記憶されたＮＭＲ信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体２００内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。
The
記憶部１０ｄは、ＮＭＲ信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。 The storage unit 10d stores NMR signal data and spectrum data or image data for each patient.
表示部１０ｅは、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を主制御部１０ｇの制御の下に表示する。表示部１０ｅとしては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
The
入力部１０ｆは、オペレータからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力部１０ｆとしては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に利用可能である。また入力部１０ｆは、心臓全体などのイメージング領域、横隔膜などの同期対象部位としての励起スライスあるいは励起スラブのオペレータにより指定を受け付ける。
The
主制御部１０ｇは、図示していないＣＰＵやメモリ等を有しており、ＭＲＩ装置１００を総括的に制御する。また主制御部１０ｇは、呼吸レベルが前記許容範囲内であるか否かを表す映像の映像信号を生成する。この映像信号は、例えばＮＴＳＣ（national television system committee）信号である。
The
映像伝送システム１１は、主制御部１０ｇにより生成された映像信号を光で伝送する。
The
表示システム１２は、映像信号に基づいて映像を、撮影状態に置かれた被検体２００が目視可能なように表示する。
The
（第１の実施形態）
第１の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(First embodiment)
In the first embodiment, the
上記の機能の１つは、被検体２００の呼吸レベルを検出するためのＮＭＲ信号（以下、モニタ用ＮＭＲ信号と称する）をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、画像を再構成するためのＮＭＲ信号（以下、再構成用ＮＭＲ信号と称する）を、検出された呼吸レベルが許容範囲内であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の横隔膜の位置を検出する。上記の機能の１つは、上記の検出した横隔膜の位置の基準位置からのずれ量を測定する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を収集する範囲を、上記の測定したずれ量に応じた移動量だけ移動させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、上記の検出された呼吸レベルの変化に基づいて許容範囲の中心レベルを変更する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第１の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
この第１の実施形態のＭＲＩ装置１００では、ＲＭＣ法を利用したＷＨ ＭＲＣＡを周知のシーケンスに従って実行する。
In the
図２はＲＭＣ法を利用したＷＨ ＭＲＣＡのシーケンスの一例を示す図である。 FIG. 2 is a diagram illustrating an example of a WH MRCA sequence using the RMC method.
ＲＭＣ法は、通常は心電同期を伴って実施される。すなわち、ＥＣＧユニット３００から出力されるＲ波検出信号に同期してシーケンスが実施される。具体的には、心電信号にＲ波が表れてから（Ｒ波検出信号が生じてから）一定の遅延時間が経過したのちに、モニタ用ＮＭＲ信号としてのＭＰＰ（motion probing pulse）を収集する。そしてこの直後に、撮影のためのデータ収集を行うための期間が設定される。
The RMC method is usually performed with electrocardiogram synchronization. That is, the sequence is performed in synchronization with the R wave detection signal output from the
ＭＰＰは、図２５に示すような領域Ｒについて、例えば位相エンコード用傾斜磁場を印加しないで取得される。かくして、このＭＰＰを１次元フーリエ変換することにより得られる信号から、体軸方向に関しての横隔膜の位置が検出できる。体軸方向に関する横隔膜の位置は呼吸に応じて周期的に上下するから、上記のように検出される横隔膜の位置は、呼吸レベルとしてそのまま利用できる。 The MPP is acquired for a region R as shown in FIG. 25 without applying a phase encoding gradient magnetic field, for example. Thus, the position of the diaphragm with respect to the body axis direction can be detected from the signal obtained by one-dimensional Fourier transform of this MPP. Since the position of the diaphragm in the body axis direction periodically rises and falls according to breathing, the position of the diaphragm detected as described above can be used as it is as a breathing level.
そこで主制御部１０ｇは、ＭＰＰに基づいて横隔膜の位置（呼吸レベル）を検出する。そして主制御部１０ｇは、検出した呼吸レベルが所定の許容範囲内である場合にのみ、直後のデータ収集期間にデータ収集を行うように関係各部を制御する。あるいは主制御部１０ｇは、検出した呼吸レベルが許容範囲内であるか否かに拘わらずに、直後のデータ収集期間にデータ収集を行うように関係各部を制御するが、検出した呼吸レベルが許容範囲内である場合にのみ、収集されたデータを有効とする。またデータ収集を行う場合に主制御部１０ｇは、検出した横隔膜の位置の所定の基準位置からのずれ量を測定し、このずれ量を補償するように再構成用ＮＭＲ信号を収集する範囲（撮影範囲）を調整するように関係各部を制御する。ただし、この撮像範囲の調整は省略可能である。
Therefore, the
なお、許容範囲は、撮像開始前における被検体２００の呼吸レベルに基づいて初期設定される。この初期設定は、主制御部１０が操作者からの指示に応じて行っても良いし、主制御部１０ｇが自動的に行っても良い。初期の許容範囲は任意であって良いが、典型的には呼吸レベルのピークの平均値付近を中心レベルとした一定幅として定める。また基準位置も、撮像開始前における横隔膜の位置として初期設定される。基準位置の初期設定は、主制御部１０が操作者からの指示に応じて行っても良いし、主制御部１０ｇが自動的に行っても良い。さらには、撮影範囲も、撮像開始前に初期設定される。撮影範囲の初期設定も、主制御部１０が操作者からの指示に応じて行っても良いし、主制御部１０ｇが自動的に行っても良い。なお、ここでの撮像開始前とは、再構成用ＮＭＲ信号を実際に収集するための動作を開始する前を意味する。撮像開始前における横隔膜の位置を検出するためには、再構成用ＮＭＲ信号を収集するために図２に示したシーケンスを開始するのに先立って、図２に示したシーケンスを数回繰り返せば良い。この場合、データ収集期間に収集されるデータは破棄し、ＭＰＰのみを横隔膜の位置を検出するために用いる。あるいは、図２におけるデータ収集を行わずに、ＭＰＰの収集のみを数回繰り返しても良い。
Note that the allowable range is initially set based on the respiration level of the subject 200 before the start of imaging. This initial setting may be performed by the
以上のような撮像を行うのと並行して主制御部１０ｇは、所定のタイミング毎に図３に示すような処理を行う。この処理を行うタイミングは、任意であって良いが、例えば新たに呼吸レベルが検出される毎、あるいは一定の時間が経過する毎とすることが考えられる。
In parallel with performing the imaging as described above, the
ステップＳａ１において主制御部１０ｇは、その直前に検出された例えば図４に示すようなＮ点の呼吸レベルに基づいて呼吸レベルのピーク値を複数検出する。Ｎは任意の整数であって良いが、複数のピーク値を検出可能とするために、Ｎ点の呼吸レベルを測定するのに要する時間内に複数の呼吸周期を含む必要がある。
In step Sa1, the
呼吸レベルのピーク値は、実際に検出された呼吸レベルの中から、前後の呼吸レベルのいずれよりも大きな呼吸レベルとして検出することができる。すなわち、Ｎ点の呼吸レベルのそれぞれについて、その前後１つずつの呼吸レベルと比較し、前後１つずつの呼吸レベルのいずれよりも高い呼吸レベルをピーク値とする。なお、１呼吸周期内において検出される呼吸レベルの点数が十分に多いならば、前後複数ずつの呼吸レベルとの比較を行うことによって、ピーク値検出の精度を向上することもできる。 The peak value of the respiration level can be detected as a respiration level greater than any of the previous and next respiration levels from the actually detected respiration levels. That is, each of the N breath levels is compared with one breath level before and after the breath level, and a breath level that is higher than any one breath level before and after is used as a peak value. If the number of respiration levels detected within one respiration cycle is sufficiently large, the accuracy of peak value detection can be improved by comparing the respiration levels with a plurality of respiration levels.
図５は図４に示すように実際に検出された呼吸レベルのうちからピーク値を検出した様子を示す図である。図５では検出されたピーク値を白丸で表している。 FIG. 5 is a diagram showing a state in which the peak value is detected from the actually detected respiration levels as shown in FIG. In FIG. 5, the detected peak value is represented by a white circle.
ただし、図２に示すようなシーケンスを採用している場合、呼吸レベルの検出は１心拍につき１回しか行われていない。つまり呼吸レベルの検出は、１回の呼吸について数回しか行われておらず、呼吸レベルのピーク値が実際に検出される保証はない。このため上記のような方法は、処理は簡単であるが、検出されたピーク値の誤差が大きくなってしまう恐れがある。 However, when the sequence shown in FIG. 2 is adopted, the detection of the respiration level is performed only once per heartbeat. That is, the detection of the respiration level is performed only several times for each respiration, and there is no guarantee that the peak value of the respiration level is actually detected. For this reason, the method as described above is easy to process, but the error of the detected peak value may increase.
そこで、ピーク値の誤差を小さくするために、多項式近似やスプライン関数などを用いた補間によってピーク値を検出しても良い。 Therefore, in order to reduce the error of the peak value, the peak value may be detected by interpolation using a polynomial approximation or a spline function.
図６は図４に示すように実際に検出された呼吸レベルに基づいて補間によってピーク値を検出した様子を示す図である。図６では検出されたピーク値を白丸で表しており、そのうちの補間によって検出された値は破線で表している。 FIG. 6 is a diagram showing a state where the peak value is detected by interpolation based on the actually detected respiration level as shown in FIG. In FIG. 6, detected peak values are represented by white circles, and values detected by interpolation are represented by broken lines.
なお、図７に示すようなシーケンスを採用することによって呼吸レベルの検出頻度を増大させても良い。このようにして呼吸レベルの検出頻度を増大させれば、上記のいずれの方法によりピーク値を検出する場合であってもピーク値の誤差を減少できる。 In addition, you may increase the detection frequency of a respiration level by employ | adopting a sequence as shown in FIG. If the frequency of detecting the respiratory level is increased in this way, the error of the peak value can be reduced even when the peak value is detected by any of the above methods.
図７に示すシーケンスでは、１心拍内にＭＰＰが複数回収集される。複数のＭＰＰは、イメージング領域のデータ収集期間直前に収集される主ＭＰＰと、データ収集期間を避けかつ主ＭＰＰとは別のタイミングで収集される副ＭＰＰとに分類される。副ＭＰＰは、イメージング領域のデータ収集期間を除く期間であれば、主ＭＰＰの前、後のいずれに収集されても良い。例えば主ＭＰＰの前に複数の副ＭＰＰを収集しても良い。また１心拍内で複数のＭＰＰ（副ＭＰＰだけでなく主ＭＰＰを含む）を等間隔に収集するようにしても良い。この場合、等間隔に設定された複数のＭＰＰのいずれかがイメージング領域のデータ収集期間に含まれる場合は、そのＭＰＰは収集しないようにする。 In the sequence shown in FIG. 7, MPPs are collected a plurality of times within one heartbeat. The plurality of MPPs are classified into a main MPP collected immediately before the data collection period of the imaging region and a sub MPP collected at a timing different from the main MPP while avoiding the data collection period. The sub-MPP may be collected before or after the main MPP as long as it is a period excluding the data collection period of the imaging region. For example, a plurality of sub MPPs may be collected before the main MPP. A plurality of MPPs (including not only the sub MPP but also the main MPP) may be collected at regular intervals within one heartbeat. In this case, if any of the plurality of MPPs set at equal intervals is included in the data collection period of the imaging region, the MPP is not collected.
ステップＳａ２において主制御部１０ｇは、ステップＳａ１で検出した複数のピーク値の平均値（以下、平均ピーク値と称する）を求める。
In step Sa2, the
ステップＳａ３において主制御部１０ｇは、ステップＳａ２で求めた平均ピーク値が許容範囲内であるか否かを確認する。
In step Sa3, the
平均ピーク値が許容範囲内であるならば、主制御部１０ｇはそのまま図３の処理を終了する。したがってこの場合には、許容範囲は変更されない。
If the average peak value is within the allowable range, the
平均ピーク値が許容範囲外であるならば、主制御部１０ｇはステップＳａ３からステップＳａ４へ進む。ステップＳａ４において主制御部１０ｇは、平均ピーク値に基づいて許容範囲を変更する。
If the average peak value is outside the allowable range, the
図８は新たな許容範囲を決定する様子の一例を示す図である。 FIG. 8 is a diagram illustrating an example of how a new allowable range is determined.
この図８に示す例では、平均ピーク値に規定値ａを加えた値を上限閾値ＵＳＬとし、平均ピーク値から規定値ａを減じた値を下限閾値ＬＳＬとする。規定値ａは、初期に設定された許容範囲の幅の１／２である。従ってこの図８に示す例では、許容範囲の幅は変化させずに、中心レベルのみを新たに求められた平均ピーク値に併せるように許容範囲がシフトされる。 In the example shown in FIG. 8, a value obtained by adding the specified value a to the average peak value is set as the upper limit threshold value USL, and a value obtained by subtracting the specified value a from the average peak value is set as the lower limit threshold value LSL. The specified value a is ½ of the width of the allowable range set initially. Therefore, in the example shown in FIG. 8, the allowable range is shifted so that only the center level is combined with the newly obtained average peak value without changing the width of the allowable range.
図９は新たな許容範囲を決定する様子の別の一例を示す図である。 FIG. 9 is a diagram showing another example of how a new allowable range is determined.
この図９に示す例では、平均ピーク値に規定値ｂを加えた値を上限閾値ＵＳＬとし、平均ピーク値から規定値ｂを減じた値を下限閾値ＬＳＬとする。規定値ａ，ｂは、初期に設定された許容範囲に対して係数Ｃａ，Ｃｂを乗じた値である。係数Ｃａ，Ｃｂは、Ｃａ＜Ｃｂとなるように予め定められている。従ってこの図９に示す例では、許容範囲の幅は変化させずに、中心レベルのみを新たに求められた平均ピーク値に併せるように許容範囲がシフトされることは図８に示す例と同様である。ただし図９に示す例では、平均ピーク値から下限閾値ＬＳＬまでのマージンが平均ピーク値から上限閾値ＵＳＬまでのマージンよりも大きくなるように許容範囲が設定される。係数Ｃａ，Ｃｂは、固定値であっても良いし、ユーザが任意に指定した値としても良い。 In the example shown in FIG. 9, a value obtained by adding the specified value b to the average peak value is set as the upper limit threshold value USL, and a value obtained by subtracting the specified value b from the average peak value is set as the lower limit threshold value LSL. The specified values a and b are values obtained by multiplying the initial set allowable range by the coefficients Ca and Cb. The coefficients Ca and Cb are determined in advance so that Ca <Cb. Therefore, in the example shown in FIG. 9, the allowable range is shifted so that only the center level is combined with the newly obtained average peak value without changing the width of the allowable range, as in the example shown in FIG. It is. However, in the example shown in FIG. 9, the allowable range is set so that the margin from the average peak value to the lower limit threshold LSL is larger than the margin from the average peak value to the upper limit threshold USL. The coefficients Ca and Cb may be fixed values or values arbitrarily designated by the user.
この図９に示す方法を採用すると、この後に検出される呼吸レベルが許容範囲内となる確率を図８に示す方法を採用する場合に比べて高めることができ、検査効率を向上できる。 When the method shown in FIG. 9 is adopted, the probability that the respiration level detected thereafter is within the allowable range can be increased as compared with the case where the method shown in FIG. 8 is adopted, and the examination efficiency can be improved.
かくして、許容範囲は呼吸レベルの変化に応じて例えば図１０に示すように変更される。 Thus, the allowable range is changed as shown in FIG. 10, for example, according to the change in the respiratory level.
このように許容範囲を変更することにより、図１０に示すように一旦は許容範囲に入らなくなった呼吸レベルが再度許容範囲に入るようにすることができる。従って、撮像を継続することが可能となる。 By changing the permissible range in this way, it is possible to make the breathing level once not within the permissible range reenter the permissible range as shown in FIG. Therefore, it is possible to continue imaging.
なお、この第１の実施形態は、自然呼吸下での撮像、息止め撮像、あるいはマルチブレスホールド撮像のいずれにおいても適用可能である。 The first embodiment can be applied to any of imaging under natural breathing, breath-holding imaging, or multi-breath hold imaging.
息止め撮像およびマルチブレスホールド撮像においては、従来は被検体が呼吸レベルが許容範囲内に納まるように息止めをする必要がある。そして、呼吸レベルが許容範囲外にある状態で息止めがなされると、その息止め期間には有効なデータを収集することができない。しかしながら第１の実施形態とマルチブレスホールド撮像を併用すれば、息止めがなされた呼吸レベルに応じて許容範囲が変更されるために、息止めが行われさえすればデータ収集を行うことが可能となる。これにより、撮像時間の短縮を図ることが可能である。また被検者は許容範囲を気にせずに息止めを行うことが可能になる。さらには、このような撮像時間の短縮と息止めの自由度向上との結果として、被検者の負担を大幅に軽減できる。 In breath holding imaging and multi-breath hold imaging, conventionally, it is necessary to hold a breath so that the subject's breathing level is within an allowable range. If breath holding is performed in a state where the breathing level is outside the allowable range, valid data cannot be collected during the breath holding period. However, if the first embodiment and multi-breath hold imaging are used in combination, the allowable range is changed according to the breathing level at which the breath is held. Therefore, data can be collected as long as the breath is held. It becomes. Thereby, it is possible to shorten the imaging time. In addition, the subject can hold his / her breath without worrying about the allowable range. Furthermore, as a result of such shortening of the imaging time and improvement in the degree of freedom of breath holding, the burden on the subject can be greatly reduced.
ただしこの場合、Ｎの値が大きい程に息止めされてから許容範囲が変更されるまでのタイムラグが大きくなってしまう。すなわち、息止め期間におけるデータ収集を行えない無駄時間の割合が大きくなってしまう。このため、Ｎの値は、自然呼吸下での撮像を行う場合に比べて息止め撮像またはマルチブレスホールド撮像を行う場合には小さく設定することが好ましい。 In this case, however, the larger the value of N, the greater the time lag from when the breath is held until the allowable range is changed. That is, the proportion of dead time during which data cannot be collected during the breath holding period increases. For this reason, it is preferable to set the value of N smaller when performing breath-holding imaging or multi-breath hold imaging than when performing imaging under natural breathing.
息止め撮像またはマルチブレスホールド撮像を採用すれば、呼吸に伴う心臓の位置変化がほとんど生じない状態でデータ収集を行うことができるので、このように収集されたデータからは精度の高い画像を再構成できる。 If breath-hold imaging or multi-breath hold imaging is used, data can be collected in a state in which there is almost no change in the position of the heart due to breathing. Can be configured.
またマルチブレスホールド撮像の場合には、間欠的な息止め期間のみにデータ収集のための動作を行い、自然呼吸期間にはデータ収集のための動作を行わないようにしても良いし、呼吸状態に拘わらずにデータ収集のための動作を継続しても良い。ただし、後者によれば、ＲＦ励起が連続的に行われるので、再構成画像のコントラストが安定する。 In the case of multi-breath hold imaging, the data collection operation may be performed only during intermittent breath holding periods, and the data collection operation may not be performed during the natural breathing period. Regardless of this, the operation for collecting data may be continued. However, according to the latter, since the RF excitation is continuously performed, the contrast of the reconstructed image is stabilized.
また、息止め期間内で呼吸レベルが許容範囲内にある場合に収集されたデータのみを画像再構成に有効なデータとしても良いし、息止め期間であるか否かに拘わらずに呼吸レベルが許容範囲内にある場合に収集されたデータを画像再構成に有効なデータとしても良い。ただし後者によれば、息止め期間どうしの間の自然呼吸期間にも画像再構成に有効なデータを収集することができることになり、撮像時間を短縮可能である。 In addition, only data collected when the breathing level is within an allowable range within the breath holding period may be effective data for image reconstruction, and the breathing level may be set regardless of whether or not the breath holding period. Data collected when it is within the allowable range may be effective data for image reconstruction. However, according to the latter, data effective for image reconstruction can be collected even during a natural breathing period between breath holding periods, and the imaging time can be shortened.
ところで、息止め撮像またはマルチブレスホールド撮像においては、音声発生装置を用いて息止め開始を被検者に指示することがある。この場合には、音声発生装置の動作に連動して許容範囲の変更のための処理を実行することにより、許容範囲の変更を速やかに行うことが可能となる。 By the way, in breath holding imaging or multi-breath hold imaging, a subject may be instructed to start holding his / her breath using a sound generator. In this case, it is possible to quickly change the allowable range by executing processing for changing the allowable range in conjunction with the operation of the sound generator.
続いて、第１の実施形態におけるいくつかの工夫について説明する。 Subsequently, some ideas in the first embodiment will be described.
(1) 撮像範囲の調整は前述したように、検出した横隔膜の位置の所定の基準位置からのずれ量を測定し、このずれ量を補償するように行われる。上記のずれ量の測定は例えば、基準撮像範囲が設定された際に呼吸レベルを検出するために得られたフーリエ変換信号を基準信号として保持しておき、データ収集を行う毎にその際に呼吸レベルを検出するために得られたフーリエ変換信号と上記の基準信号とを図１１に示すように比較することにより上記のずれ量を算出することが行われる。なお図１１においては、基準信号を実線により、データ収集を行う際のフーリエ変換信号を一点鎖線により表している。またずれ量を測定するために具体的には、エッジ検出法やクロスコリレーション法などの周知の方法が利用される。 (1) As described above, the imaging range is adjusted by measuring the amount of deviation of the detected diaphragm position from a predetermined reference position and compensating for the amount of deviation. For example, the above-described measurement of the amount of deviation is performed by holding a Fourier transform signal obtained for detecting a respiration level when a reference imaging range is set as a reference signal, and each time data is collected, The shift amount is calculated by comparing the Fourier transform signal obtained for detecting the level with the reference signal as shown in FIG. In FIG. 11, the reference signal is represented by a solid line, and the Fourier transform signal when data is collected is represented by a one-dot chain line. In addition, specifically, a known method such as an edge detection method or a cross-correlation method is used to measure the deviation amount.
具体的には例えば、初期設定された撮像範囲を、ずれ量に応じた移動量だけ移動させた範囲として調整後の撮像範囲を設定すれば良い。この場合、許容範囲を変更しても、上記の基準位置は変更しない。つまり、許容範囲を変更しても、基準信号の再取得は行わない。しかし、許容範囲を変更する毎に、基準信号の再取得を行って、基準位置を更新しても良い。ただしこの場合には、基準位置の更新の前後において、基準位置と初期設定された撮像範囲との位置関係が変わってしまう。そこで基準位置を更新した場合には、ずれ量と移動量との対応関係を変更する。 Specifically, for example, the adjusted imaging range may be set as a range in which the initially set imaging range is moved by a movement amount corresponding to the shift amount. In this case, even if the allowable range is changed, the reference position is not changed. That is, even if the allowable range is changed, the reference signal is not reacquired. However, each time the allowable range is changed, the reference signal may be reacquired to update the reference position. However, in this case, the positional relationship between the reference position and the initially set imaging range changes before and after the update of the reference position. Therefore, when the reference position is updated, the correspondence relationship between the deviation amount and the movement amount is changed.
なお、横隔膜の移動に同期して心臓の位置が変化するが、横隔膜の移動量と心臓位置の変化量とは必ずしも一致しない。従って、移動量は、ずれ量に係数を乗じて求められる。すなわち、基準位置が変更されていない初期状態における移動量は例えば、求められたずれ量に予め定められた係数を乗じることによって求められる。しかし、基準位置を変更した後には、最新の基準位置の初期の基準位置からの移動量を求められたずれ量に加算して求まる値に予め定められた係数を乗じることによって求められる。 In addition, although the position of the heart changes in synchronization with the movement of the diaphragm, the moving amount of the diaphragm and the changing amount of the heart position do not necessarily match. Therefore, the movement amount is obtained by multiplying the deviation amount by the coefficient. That is, the movement amount in the initial state in which the reference position is not changed is obtained by, for example, multiplying the obtained deviation amount by a predetermined coefficient. However, after changing the reference position, it is obtained by multiplying the value obtained by adding the amount of movement of the latest reference position from the initial reference position to the obtained deviation amount and a predetermined coefficient.
ちなみにここでの係数は、呼吸レベルに応じて変更しても良い。具体的には、呼吸レベルが中程度である場合に比べて、呼吸レベルが高い場合および低い場合には、周囲の臓器の影響により心臓の位置の変化量が小さくなるので、このような関係を考慮して呼吸レベルに応じて係数を変更するのである。 Incidentally, the coefficient here may be changed according to the respiration level. Specifically, when the respiration level is high and low compared to when the respiration level is medium, the amount of change in the position of the heart is reduced due to the influence of surrounding organs. Considering this, the coefficient is changed according to the respiration level.
(2) 心臓などの一部の撮像対象部位は、呼吸レベルに応じて位置が変化するのみならず、その形状も変化する。例えば心臓は、横隔膜がより下方に位置するほど大きくなる。このため、許容範囲の変更前後では、それぞれ異なる形状の撮像対象部位に関するデータ収集が行われることになる。これは、撮像対象部位の形状の変化率が小さい場合や、画質を重視しない場合には何ら対策しなくても良い。しかしながら撮像対象部位の形状の変化率が大きい場合や、画質を重視する場合には、対策を講じることが望ましい。 (2) Some imaging target parts such as the heart change not only in position but also in shape according to the respiration level. For example, the heart becomes larger as the diaphragm is located below. For this reason, before and after the change of the permissible range, data collection relating to imaging target parts having different shapes is performed. This does not require any countermeasure when the rate of change in the shape of the imaging target region is small or when the image quality is not important. However, it is desirable to take measures when the rate of change of the shape of the region to be imaged is large or when image quality is important.
この対策の１つは、各データが収集された際の許容範囲のずれ量に応じた比率で、各データに拡大・縮小、あるいはアフィン変換などを施したのちに、これら処理後のデータに基づいて画像を再構成する。拡大・縮小、あるいはアフィン変換などは、例えば再構成部１０ｃまたは主制御部１０ｇで行うことができる。
One of the countermeasures is based on the post-processing data after each data has been scaled, reduced, or affine transformed at a ratio corresponding to the amount of deviation of the allowable range when each data was collected. To reconstruct the image. Enlargement / reduction, affine transformation, or the like can be performed by, for example, the
(3) 呼吸変動の状態が途中で早くなった場合等にも対応できるように、平均ピーク値を求めるために参照する呼吸レベルの数Ｎは、呼吸変動の程度に応じて変化させても良い。すなわち、平均ピーク値を求めるために参照する呼吸レベルの数を、例えば図１２に示すような呼吸変動が小さいときをＮａ、例えば図１３に示すような呼吸変動が大きいときをＮｂと表すならば、Ｎａ＞Ｎｂとする。これを実現するためには、主制御部１０ｇは呼吸変動の程度を表す指標値を求める。そしてこの指標値とあらかじめ定めた閾値との比較により、ＮａおよびＮｂのいずれかを採用することとする。Ｎａ、Ｎｂおよび閾値は、ＭＲＩ装置１００の設計者または使用者によって任意に定められて良い。呼吸変動は具体的には、呼吸の深さの変化、呼吸の平均レベルの変化、あるいは呼吸数の変化などが含まれる。呼吸の深さの変化の指標値としては、例えば予め定められた期間に検出される呼吸レベルの分散を用いることができる。呼吸の平均レベルの変化の指標値としては、例えば予め定められた２つの期間のそれぞれにおける呼吸レベルの平均値または分散の差分値を用いることができる。呼吸数の変化の指標値としては、例えば単位時間内に検出されるピークの数を用いることができる。もちろん、平均ピーク値を求めるために参照する呼吸レベルの数の候補をＭ個（Ｍは３以上の整数）と、閾値をＭ−１個定めておき、平均ピーク値を求めるために参照する呼吸レベルの数を３段階以上に変更することも可能である。あるいは、指標値に応じてＮの値を決定する式に基づいてＮの値を求めるようにしても良い。
(3) The number N of breathing levels that are referred to in order to obtain the average peak value may be changed according to the degree of breathing fluctuations so that it can cope with the case where the state of breathing fluctuations becomes earlier in the middle. . That is, if the number of respiration levels to be referred to obtain the average peak value is expressed as Na when the respiration variation is small as shown in FIG. 12, for example, Nb when the respiration variation is large as shown in FIG. Na> Nb. In order to realize this, the
（第２の実施形態）
第２の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(Second Embodiment)
In the second embodiment, the
上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を、検出された呼吸レベルが許容範囲内であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の横隔膜の位置を検出する。上記の機能の１つは、上記の検出した横隔膜の位置の基準位置からのずれ量を測定する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を収集する範囲を、上記の測定したずれ量に応じた移動量だけ移動させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、上記の検出された呼吸変動に基づいて許容範囲の幅を変更する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第２の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
第２の実施形態における動作は、多くの点で第１の実施形態と同様である。そして第２の実施形態における動作が第１の実施形態と異なるのは、許容範囲の変更法である。 The operation in the second embodiment is the same as that of the first embodiment in many respects. The operation of the second embodiment is different from that of the first embodiment in the allowable range changing method.
第１の実施形態にて説明したような撮像を行うのと並行して主制御部１０ｇは、図３に示すような処理を行うのに代えて、呼吸変動の程度を表す指標を求める。この指標としては、予め定められた期間に検出される呼吸レベルの分散や、予め定められた２つの期間のそれぞれにおける呼吸レベルの平均値または分散の差分値などを用いることができる。
In parallel with performing the imaging as described in the first embodiment, the
そして主制御部１０ｇは、求めた指標の大きさに応じて許容範囲の幅を変化させる。具体的には、図１４および図１５に示すように、呼吸変動が小さいときの許容範囲に比べて呼吸変動が大きいときの許容範囲の幅を大きくする。
The
この第２の実施形態によれば、呼吸変動が小さいときには撮像範囲の調整精度を高めつつ、呼吸変動が大きくなったときにもデータ収集を継続することが可能となる。 According to the second embodiment, it is possible to improve the adjustment accuracy of the imaging range when the respiratory fluctuation is small, and to continue data collection even when the respiratory fluctuation becomes large.
この第２の実施形態は、画質よりも検査効率を重視する場合に有用である。 This second embodiment is useful when the inspection efficiency is more important than the image quality.
（第３の実施形態）
第３の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(Third embodiment)
In the third embodiment, the
上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を、検出された呼吸レベルが許容範囲内であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の横隔膜の位置を検出する。上記の機能の１つは、上記の検出した横隔膜の位置の基準位置からのずれ量を測定する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を収集する範囲を、上記の測定したずれ量に応じた移動量だけ移動させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、上記の検出された呼吸変動に基づいて許容範囲の幅を変更する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第３の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
第３の実施形態における動作は、多くの点で第１および第２の実施形態と同様である。そして第３の実施形態における動作が第１および第２の実施形態と異なるのは、許容範囲の変更法である。 The operation in the third embodiment is similar to the first and second embodiments in many respects. The operation in the third embodiment is different from that in the first and second embodiments in the method of changing the allowable range.
第３の実施形態において主制御部１０ｇは、求めた指標の大きさに応じて許容範囲の幅を変化させる。具体的には、図１６および図１７に示すように、呼吸変動が小さいときの許容範囲に比べて呼吸変動が大きいときの許容範囲の幅を小さくする。
In the third embodiment, the
この第３の実施形態によれば、呼吸変動が大きくなったときに、呼吸レベルが大幅に異なる状態のそれぞれでのデータ収集が行われることを防ぐことができる。 According to the third embodiment, it is possible to prevent the data collection in each of the states in which the breathing levels are significantly different when the breathing fluctuation becomes large.
この第３の実施形態は、検査効率よりも画質を重視する場合に有用である。 The third embodiment is useful when the image quality is more important than the inspection efficiency.
（第４の実施形態）
第４の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(Fourth embodiment)
In the fourth embodiment, the
上記の機能の１つは、モニタ用ＮＭＲ信号をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、再構成用ＮＭＲ信号を、検出された呼吸レベルの変化速度が所定以下であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第４の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
第４の実施形態においても、第１の実施形態と同様に例えば図２に示すシーケンスが適用される。 In the fourth embodiment, for example, the sequence shown in FIG. 2 is applied as in the first embodiment.
そして主制御部１０ｇは、ＭＰＰが取得される毎に、図１８に示す処理を実行する。
Then, the
ステップＳｂ１において主制御部１０ｇは、横隔膜の速度を計測する。具体的には、まず新たに取得されたＭＰＰに基づいて現在の呼吸レベルを検出する。そして主制御部１０ｇは、ここで検出した呼吸レベルの過去に検出した呼吸レベルからの変化の様子に基づいて現在の横隔膜の速度を計測する。具体的には、連続して検出された２つの呼吸レベルをＬi，Ｌi+1と表し、かつこれら２つの呼吸レベルＬi，Ｌi+1が検出されたタイミングの時間差をΔｔと表す場合、横隔膜の速度Ｖは次式により算出できる。
In step Sb1, the
Ｖ＝（Ｌi+1−Ｌi）／Δｔ
なお、図２に示すシーケンスを採用している場合には、Δｔは心電図におけるＲ−Ｒ間隔に相当する。
V = (L i + 1 −L i ) / Δt
In the case where the sequence shown in FIG. 2 is adopted, Δt corresponds to the RR interval in the electrocardiogram.
ステップＳｂ２において主制御部１０ｇは、ステップＳｂ１で計測した速度が規定速度以下であるか否かを確認する。規定速度は、横隔膜の最大速度よりも十分小さな任意な値で予め定められる。
In step Sb2, the
横隔膜速度が規定速度以下であったならば、主制御部１０ｇはステップＳｂ２からステップＳｂ３へ進む。そしてステップＳｂ３において主制御部１０ｇは、再構成用ＮＭＲ信号をデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。
If the diaphragm speed is equal to or less than the specified speed, the
しかしながら、横隔膜速度が規定速度以下ではなかったならば、主制御部１０ｇは再構成用ＮＭＲ信号の収集を行うことなく図１８の処理を終了する。
However, if the diaphragm speed is not less than the specified speed, the
かくして、ＭＰＰから求まる現在の横隔膜速度が十分に小さい場合にのみ、その直後のデータ収集期間におけるデータ収集が行われることになる。ここで横隔膜の速度は、呼吸レベルがピークとなるときに０になる。従って、呼吸レベルがピーク近辺にあるときにのみデータ収集が行われることになる。このような動作は、図１９に示すように呼吸レベルの変化に応じて閾値ＳＬが変更されつつ、この閾値ＳＬを呼吸レベルが上回る場合にのみデータ収集が行われるのと等価である。 Thus, only when the current diaphragm velocity obtained from the MPP is sufficiently small, data collection is performed in the immediately subsequent data collection period. Here, the velocity of the diaphragm becomes zero when the respiration level reaches a peak. Therefore, data collection is performed only when the respiration level is near the peak. Such an operation is equivalent to the fact that, as shown in FIG. 19, the threshold value SL is changed according to the change in the breathing level, and data collection is performed only when the breathing level exceeds the threshold value SL.
このように第４の実施形態によれば、呼吸レベルが変化しても撮像を継続することが可能である。 As described above, according to the fourth embodiment, it is possible to continue imaging even if the respiratory level changes.
（第５の実施形態）
第５の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(Fifth embodiment)
In the fifth embodiment, the
上記の機能の１つは、被検体２００の呼吸レベルを検出するためのＮＭＲ信号（以下、モニタ用ＮＭＲ信号と称する）をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、画像を再構成するためのＮＭＲ信号（以下、再構成用ＮＭＲ信号と称する）を、検出した呼吸レベルが許容範囲内であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、検出した呼吸レベルについて被検体２００の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出する。上記の機能の１つは、第１の期間（後述するＮ２心拍期間）に検出したピーク値の平均値に基づいて許容範囲を設定する。上記の機能の１つは、複数の第２の期間（例えば、連続した２つのピーク値が検出される期間）のそれぞれに関して、当該第２の期間内に検出した複数のピーク値に基づいてピーク値の変動量を算出する。上記の機能のもう１つは、算出した変動量が第３の期間（後述するＮ３心拍期間）中において基準値を超える頻度に応じて第１の期間の長さを設定する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第５の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
第５の実施形態においても、撮像には第１の実施形態と同様に例えば図２に示すシーケンスが適用される。 Also in the fifth embodiment, for example, the sequence shown in FIG. 2 is applied to the imaging, as in the first embodiment.
そして撮像を行うのと並行して主制御部１０ｇは、図２０に示すような処理を行う。
In parallel with imaging, the
ステップＳｃ１において主制御部１０ｇは、変数Ｎ２を予め定められた初期値に初期化するとともに、ピーク値の検出を開始する。変数Ｎ２は、ここではＮ２fast、Ｎ２middleおよびＮ２slowの３つの値を取り得ることとする。ただし、Ｎ２fast＜Ｎ２middle＜Ｎ２slowなる関係にある。この場合に変数Ｎ２の初期値は、例えばＮ２fast、Ｎ２middleおよびＮ２slowのいずれとしても良い。ピーク値の検出のための処理は、第１の実施形態と同様であるので、その説明は省略する。なお、ピーク値検出のために参照する呼吸レベルの点数をＮ１と表すとき、Ｎ１＜Ｎ２の関係が常に成り立つように変数Ｎ２を定める。
In step Sc1, the
そしてピーク値の検出を行いながら、これと並行して主制御部１０ｇは以下の処理を行う。
While detecting the peak value, the
ステップＳｃ２において主制御部１０ｇは、変数Ｎｃと変数Ｎｒをともに０にクリアする。
In step Sc2, the
ステップＳｃ３において主制御部１０ｇは、このステップＳｃ３に移行してから最初にＲ波検出信号が入力された時刻を記憶部１０ｄまたは内部メモリに記録するとともに、Ｒ波検出回数のカウントを開始する。Ｒ波検出回数のカウントは、次からのＲ波検出信号が入力される毎に、変数Ｎｒを１つずつカウントアップする処理である。この処理は、上記のピーク値検出の処理および以下に説明する処理に並行して行われる。
In step Sc3, the
ステップＳｃ４およびステップＳｃ５において主制御部１０ｇは、ステップＳｃ１においてピーク値検出を開始してから２回目以降のピーク値を検出するか、あるいは変数Ｎｒが予め定められた値Ｎ３以上になるのを待ち受ける。
In Step Sc4 and Step Sc5, the
２回目以降のピーク値を検出した場合に主制御部１０ｇは、ステップＳｃ４からステップＳｃ６へ進む。そしてステップＳｃ６において主制御部１０ｇは、新たに検出したピーク値とそれよりも１つ前に検出したピーク値との差として求まるピーク値の変動量が予め定められた基準量よりも大きいか否かを確認する。
When the second and subsequent peak values are detected, the
変動量が基準量よりも大きければ、主制御部１０ｇはステップＳｃ６からステップＳｃ７へ進む。そしてステップＳｃ７において主制御部１０ｇは、変数Ｎｃを１つカウントアップする。こののちに主制御部１０ｇは、ステップＳｃ７からステップＳｃ８へ進む。なお、変動量が基準量未満であれば、主制御部１０ｇはステップＳｃ７をパスしてステップＳｃ６からステップＳｃ８に直接進む。かくして変数Ｎｃは図２１に示すように、連続して検出された２つのピーク値の差が基準値よりも大きくなるような大幅なピーク値変動、すなわち呼吸変動が生じた回数のカウント値となる。
If the fluctuation amount is larger than the reference amount, the
ステップＳｃ８において主制御部１０ｇは、直近のＮ２心拍の間に検出したピーク値の平均値（以下、平均ピーク値と称する）を算出する。
In step Sc8, the
ステップＳｃ９において主制御部１０ｇは、上記の平均ピーク値が許容範囲内であるか否かを確認する。
In step Sc9, the
平均ピーク値が許容範囲外であるならば、主制御部１０ｇはステップＳｃ９からステップＳｃ１０へ進む。ステップＳｃ１０において主制御部１０ｇは、平均ピーク値に基づいて許容範囲を変更する。このときの変更後の許容範囲の決定は、例えば第１の実施形態と同様に行って良い。そして主制御部１０ｇは、ステップＳｃ４およびステップＳｃ５の待ち受け状態に戻る。
If the average peak value is outside the allowable range, the
なお、平均ピーク値が許容範囲内であるならば、主制御部１０ｇはステップＳｃ１０を行わずに、そのままステップＳｃ４およびステップＳｃ５の待ち受け状態に戻る。したがってこの場合には、許容範囲は変更されない。
If the average peak value is within the allowable range,
さて、変数Ｎｒが値Ｎ３以上になると、主制御部１０ｇはステップＳｃ５からステップＳｃ１１へ進む。そしてステップＳｃ１１において主制御部１０ｇは、変動周波数Ｆｂを次の式により算出する。
When the variable Nr becomes equal to or greater than the value N3, the
Ｆｂ＝Ｎｃ／（Ｔend−Ｔstart）
なおここで、ＴendはＮｒがＮ３にカウントアップされるトリガとなったＲ波検出の時刻であり、ＴstartはステップＳｃ３において記録しておいた時刻である。すなわち、Ｒ波がＮ３回だけ検出されるのに要する期間中において変動量が基準量を超えるようなピーク値の変動が生じた割合として変動周波数Ｆｂが算出される。
Fb = Nc / (Tend−Tstart)
Here, Tend is the R-wave detection time that triggers Nr to be counted up to N3, and Tstart is the time recorded in step Sc3. That is, the fluctuation frequency Fb is calculated as the ratio of the fluctuation of the peak value such that the fluctuation amount exceeds the reference amount during the period required for detecting the R wave only N3 times.
ステップＳｃ１２において主制御部１０ｇは、上記のように算出した変動周波数Ｆｂに応じて変数Ｎ２を設定する。変動周波数Ｆｂと変数Ｎ２との関係は、ＭＲＩ装置１００の設計者による設定値として、設置作業者や保守作業者による設定値として、あるいはユーザによる設定値としてなどのように任意に定められて良いが、基本的には変動周波数Ｆｂが小さい程に変数Ｎ２が小さく設定されるようにする。例えば、ＴＨ１＞ＴＨ２なる関係の２つの閾値ＴＨ１，ＴＨ２を定めておき、Ｆｂ＞ＴＨ１ならばＮ２をＮ２fastとし、ＴＨ１≧Ｆｂ＞ＴＨ２ならばＮ２をＮ２middleとし、ＦＢ≦ＴＨ２ならばＮ２をＮ２slowとする。なお、十分な制御特性が得られるように、Ｎ２fast、Ｎ２middleおよびＮ２slowのそれぞれの値は、閾値ＴＨ１，ＴＨ２との関係から、Ｆｃ＝１／（ＴＨｉ×ＲＲ）＞Ｆｂなる関係を満たすように定めることが望ましい。ただし、ｉは１または２であり、ＲＲはＲ波の検出間隔である。なお、呼吸レベルの変動周波数Ｆｂが低い場合は、制御系としては高いＦｃのままでも良いが、一方で動き補正として理想的には、閾値の変動は無い方が良い。このため、制御系の応答特性Ｆｃとしては十分な値を保ちつつ、許容範囲の変更頻度は必要最低限に留めることで、より最適な動き補正精度の確保が期待できる。
In step Sc12, the
このように値Ｎ２を設定し終えたならば、主制御部１０ｇはステップＳｃ２に戻り、それ以降の処理を前述したのと同様に繰り返す。この結果、Ｒ波がＮ３回だけ検出されるのに要する期間毎に、その期間中における呼吸変動の頻度に応じて値Ｎ２が設定される。そしてステップＳｃ８において主制御部１０ｇは、最も新しく設定された値Ｎ２を適用する。この結果、呼吸変動の頻度に応じて平均ピーク値を算出するために参照されるピーク値の点数が変更される。
After setting the value N2 in this way, the
かくして第５の実施形態によれば、呼吸変動の頻度が高い程、より短い期間で算出した平均ピーク値に基づいて頻繁に許容範囲が変更される。このため、呼吸変動が頻繁であっても許容範囲の変更が呼吸変動に追従して行われることになり、許容範囲をより適切な範囲に維持することが可能となる。一方、呼吸が安定している場合には、いたずらに許容範囲を変更するのではなく、必要最低限の許容範囲変更頻度に留めることが可能となり、最適な動き補正精度を確保できる様になる。 Thus, according to the fifth embodiment, the higher the respiratory fluctuation frequency, the more frequently the allowable range is changed based on the average peak value calculated in a shorter period. For this reason, even if respiratory fluctuations are frequent, the allowable range is changed following the respiratory fluctuations, and the allowable range can be maintained in a more appropriate range. On the other hand, when breathing is stable, the permissible range is not changed unnecessarily, but it is possible to keep the minimum permissible range change frequency, and to ensure optimum motion correction accuracy.
（第６の実施形態）
第６の実施形態において主制御部１０ｇは、次のような複数の機能を備える。なおこれら複数の機能は、主制御部１０ｇが備えるプロセッサにプログラムを実行させることによって実現できる。
(Sixth embodiment)
In the sixth embodiment, the
上記の機能の１つは、被検体２００の呼吸レベルを検出するためのＮＭＲ信号（以下、モニタ用ＮＭＲ信号と称する）をデータ収集部１０ｂに取得させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、データ収集部１０ｂにより取得されたモニタ用ＮＭＲ信号に基づいて被検体２００の呼吸レベルを検出する。上記の機能の１つは、画像を再構成するためのＮＭＲ信号（以下、再構成用ＮＭＲ信号と称する）を、検出した呼吸レベルが許容範囲内であるときにデータ収集部１０ｂに収集させるように関係各部を制御する。上記の機能の１つは、検出した呼吸レベルについて被検体２００の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出する。上記の機能の１つは、上記の再構成用ＮＭＲ信号を収集し始めた際またはそれ以前に検出された呼吸レベルに基づいて追尾可能範囲を設定する。上記の機能のもう１つは、呼吸レベルが複数個検出される期間におけるピーク値の平均値に基づいて、追尾可能範囲内で許容範囲を設定する。
One of the functions is to control each related unit so that the
次に第６の実施形態のＭＲＩ装置１００の動作について説明する。
Next, the operation of the
第６の実施形態においては、許容範囲を初期設定するためにプレスキャンを行う。このプレスキャンは、再構成用ＮＭＲ信号を収集するためのメインスキャンを開始するのに先立って、モニタ用ＮＭＲ信号を収集するために行われる。このプレスキャンについても、図２に示したシーケンスが、そのままで、あるいはデータ収集を省略して適用できる。なおこのプレスキャンを行う期間は、平均ピーク値を検出するために十分な点数の呼吸レベルを検出できる期間であれば任意であって良い。このプレスキャンは、既存のＭＲＩ装置にて他の目的で既に実施されているプレスキャンを流用しても良い。 In the sixth embodiment, pre-scanning is performed to initially set the allowable range. This pre-scan is performed to collect a monitoring NMR signal prior to starting a main scan for collecting a reconstruction NMR signal. Also for this pre-scan, the sequence shown in FIG. 2 can be applied as it is or without data collection. The period for performing the pre-scan may be arbitrary as long as it is a period in which a sufficient number of respiration levels can be detected to detect the average peak value. For this pre-scan, a pre-scan already performed for another purpose in the existing MRI apparatus may be used.
このプレスキャンが行われている状態において主制御部１０ｇは、図２２に示す処理を実行する。
In a state where the pre-scan is being performed, the
ステップＳｄ１において主制御部１０ｇは、プレスキャン中に検出された呼吸レベルの中から複数のピーク値を検出する。ピーク値の検出の手法は、第１の実施形態と同様であって良い。
In step Sd1, the
そしてプレスキャンが終了したならば、主制御部１０ｇはステップＳｄ１からステップＳｄ２へ進む。そしてステップＳｄ２において主制御部１０ｇは、プレスキャンの期間内に検出した複数のピーク値についての平均ピーク値を求める。
When the pre-scan is finished, the
ステップＳｄ３において主制御部１０ｇは、上記の求めた平均ピーク値に基づいて許容範囲を設定する。この許容範囲の設定は、予め定めたルールに従って行えば良く、そのルールは任意で合って良い。例えば、平均ピーク値を中心レベルとした一定幅として許容範囲を定めることができる。すなわち、図３中のステップＳａ４の処理に関して前述した処理を適用できる。
In step Sd3, the
ステップＳｄ４において主制御部１０ｇは、上記のように設定した許容範囲に基づいて追尾可能範囲を設定する。この追尾可能範囲の設定は、予め定めたルールに従って行えば良く、そのルールは任意で合って良い。例えば図２４に示すように、許容範囲の上下に一定幅ずつのマージンを加えた範囲として追尾可能範囲を設定することができる。
In step Sd4, the
さて、プレスキャンが終了して上記のように許容範囲および追尾可能範囲を設定し終えたならば、メインスキャンが開始される。メインスキャンは、ＲＭＣ法を利用したＷＨ ＭＲＣＡにより行われ、例えば図２に示したシーケンスが適用される。 When the pre-scan is finished and the allowable range and the trackable range are set as described above, the main scan is started. The main scan is performed by WH MRCA using the RMC method, and for example, the sequence shown in FIG. 2 is applied.
そしてメインスキャンが実行されるのと並行して主制御部１０ｇは、所定のタイミング毎に図２３に示すような処理を行う。この処理を行うタイミングは、任意であって良いが、例えば新たに呼吸レベルが検出される毎、あるいは一定の時間が経過する毎とすることが考えられる。なお図２３において図３に示されるのと同一のステップには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。
In parallel with the execution of the main scan, the
主制御部１０ｇは、ステップＳａ１乃至ステップＳａ３を第１の実施形態と同様に行う。そして平均ピーク値が許容範囲外であるならば、主制御部１０ｇはステップＳａ３からステップＳｅ１へ進む。
The
ステップＳｅ１において主制御部１０ｇは、ステップＳａ２で求めた平均ピーク値が図２２中のステップＳｄ４にて設定した追尾可能範囲内であるか否かを確認する。
In step Se1, the
平均ピーク値が追尾可能範囲内であるならば、主制御部１０ｇはステップＳｅ１からステップＳａ４へ進み、第１の実施形態と同様にして許容範囲を変更する。しかしながら平均ピーク値が追尾可能範囲外であるならば、主制御部１０ｇはステップＳｅ１からステップＳａ４を実行することなく図２３の処理を終了する。
If the average peak value is within the trackable range, the
このように第６の実施形態においては、メインスキャンの開始直前の呼吸レベルに基づいて許容範囲および追尾可能範囲がそれぞれ設定される。そして許容範囲は、平均ピーク値が追尾可能範囲内である場合にのみその平均ピーク値に応じて変更され、平均ピーク値が追尾可能範囲外である場合には例えば図２４に示すように許容範囲は変更されない。従って、メインスキャンの開始直前に対する呼吸レベルの変動量が平均ピーク値が追尾可能範囲外となるほどに大きくなった場合には、そのような平均ピーク値に応じての許容範囲の変更はなされない。このため、呼吸レベルのピーク値が許容範囲内とならない状態が継続されることとなって画像再構成に有効なＮＭＲ信号を収集できなくなる。しかしながら、上記のような呼吸レベルの大幅な変動が生じた状態にあっては心臓の形状がメインスキャンの開始当初と異なってしまう恐れがあるために、そのような状態で収集されるＮＭＲ信号は画像再構成に使用しないようにする。 As described above, in the sixth embodiment, the allowable range and the trackable range are set based on the respiratory level immediately before the start of the main scan. The allowable range is changed according to the average peak value only when the average peak value is within the trackable range. When the average peak value is outside the trackable range, for example, as shown in FIG. Is not changed. Accordingly, when the amount of fluctuation in the breathing level immediately before the start of the main scan becomes so large that the average peak value is outside the trackable range, the allowable range is not changed according to such average peak value. For this reason, the state where the peak value of the respiration level does not fall within the allowable range is continued, and it becomes impossible to collect NMR signals effective for image reconstruction. However, since the heart shape may be different from that at the beginning of the main scan in the state where the significant fluctuation of the respiration level as described above occurs, the NMR signal collected in such a state is Do not use for image reconstruction.
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。 This embodiment can be variously modified as follows.
呼吸レベルの検出は、別手段により行っても良い。例えば、呼吸同期センサや呼気量計などを用いることができる。ただし呼吸同期センサは、被検体２００の腹部に取り付けられ、当該腹部の物理的な動きに基づいて呼吸レベルを検出するものである。 The respiration level may be detected by another means. For example, a respiratory synchronization sensor or an expiration meter can be used. However, the respiratory synchronization sensor is attached to the abdomen of the subject 200 and detects a respiratory level based on the physical movement of the abdomen.
第１の実施形態におけるステップＳａ３では、許容範囲とは異なる範囲を定めておき、この範囲内に平均ピーク値が入っているか否かを確認しても良い。 In step Sa3 in the first embodiment, a range different from the allowable range may be determined, and it may be confirmed whether or not the average peak value is included in this range.
第１の実施形態におけるステップＳａ３は省略しても良い。すなわち、新たに求められた平均ピーク値がどのような値であろうとも、当該平均ピーク値に基づいて許容範囲を設定し直しても良い。 Step Sa3 in the first embodiment may be omitted. That is, regardless of the newly obtained average peak value, the allowable range may be reset based on the average peak value.
第１乃至第６の実施形態では、許容範囲が変更された様子を被検体２００が認識可能とする画像を表示システム１２に表示させても良い。このようにすれば、被検体２００は変更されたのちの許容範囲に呼吸レベルのピークを合わせるように呼吸を調整することが可能となる。なお、このような表示を行わないのであれば、映像伝送システム１１および表示システム１２は設けなくても良い。
In the first to sixth embodiments, an image that allows the subject 200 to recognize the change in the allowable range may be displayed on the
第２または第３の実施形態は、第１の実施形態と組み合わせて実施することが可能である。 The second or third embodiment can be implemented in combination with the first embodiment.
第２および第３の実施形態をユーザの希望に応じて選択的に実施すれば、検査効率重視の動作と画質重視の動作とをユーザニーズに応じて使い分けることができて便利となる。 If the second and third embodiments are selectively performed according to the user's wishes, it is possible to use an operation that emphasizes inspection efficiency and an operation that emphasizes image quality according to user needs, which is convenient.
第５の実施形態は、完全に自動で値Ｎ２を選択するのでなく、操作者が予め決めたＮ２の基準点数を、被検体２００の呼吸の変動状態に応じて選択する様にしても良い。このようにすることにより、被検体２００の呼吸レベル変動の頻度が変化しても、良好に呼吸レベルの追尾が可能となる。また、いたずらに許容範囲を変化させるのではなく、必要最低限の許容範囲変更頻度に留めることが可能となり、最適な動き補正精度を確保できる様になる。 In the fifth embodiment, instead of selecting the value N2 completely automatically, the reference number N2 determined in advance by the operator may be selected in accordance with the respiration variation state of the subject 200. By doing in this way, even if the frequency of the respiratory level fluctuation of the subject 200 changes, it becomes possible to track the respiratory level well. In addition, the permissible range is not changed unnecessarily, but the minimum permissible range change frequency can be kept, and the optimum motion correction accuracy can be ensured.
第５の実施形態では、値Ｎ２として設定され得る値は、２つまたは４つ以上としても良い。あるいは、値Ｎ２を変動周波数Ｆｂの連続関数として設定しても良い。具体的には例えば、制御対象の周波数変化に対し、十分な制御系としてのｆ特を持つようにＦｃ＝１／（Ｎ２×ＲＲ）＞Ｆｂを設定する。 In the fifth embodiment, the value that can be set as the value N2 may be two or four or more. Alternatively, the value N2 may be set as a continuous function of the fluctuation frequency Fb. Specifically, for example, Fc = 1 / (N2 × RR)> Fb is set so as to have an f characteristic as a sufficient control system with respect to the frequency change of the control target.
第６の実施形態において、追尾可能範囲はユーザの指定に応じて設定されても良い。または、ユーザの指定に応じて設定された許容範囲に基づいて主制御部１０ｇが追尾可能範囲を自動設定しても良い。
In the sixth embodiment, the trackable range may be set according to the user's designation. Alternatively, the
第５および第６の実施形態においては、２つのピーク値が検出される期間を第２の期間としている。そして当該期間に検出された２つのピーク値の差として変動量を算出している。しかしながら第２の期間と変動量の算出方法は、適宜に変更が可能である。例えば、第２の期間を３つ以上のピーク値が検出される期間とし、当該期間に検出された３つ以上のピーク値のうちの最小値と最大値との差として変動量を算出しても良い。あるいは、第２の期間を２つの平均ピーク値が検出される期間とし、当該期間に検出された２つの平均ピーク値どうしの差として変動量を算出しても良い。 In the fifth and sixth embodiments, the period in which two peak values are detected is the second period. The fluctuation amount is calculated as the difference between the two peak values detected during the period. However, the second period and the fluctuation amount calculation method can be changed as appropriate. For example, the second period is a period in which three or more peak values are detected, and the fluctuation amount is calculated as the difference between the minimum value and the maximum value among the three or more peak values detected in the period. Also good. Alternatively, the second period may be a period in which two average peak values are detected, and the variation amount may be calculated as a difference between the two average peak values detected in the period.
また第２の期間は、第５および第６の実施形態のように異なる第２の期間にの一部が時間的に重複するように設定されても良いが、異なる第２の期間が時間的に重複しないように設定されても良い。例えば第５および第６の実施形態では、ｎ番目のピーク値とｎ＋１番目のピーク値とが検出される期間と、ｎ＋１番目のピーク値とｎ＋２番目のピーク値とが検出される期間とがそれぞれ第２の期間となり、それらの第２の期間は一部が時間的に重複する。しかしながら例えば、ｎ番目のピーク値とｎ＋１番目のピーク値とが検出される期間を先行する第２の期間とするならば、その次の第２の期間をｎ＋２番目のピーク値とｎ＋３番目のピーク値とが検出される期間として、それらの第２の期間が時間的に重複しないようにしても良い。 Further, the second period may be set so that a part of the different second period overlaps in time as in the fifth and sixth embodiments, but the different second period is temporal. It may be set not to overlap. For example, in the fifth and sixth embodiments, the period in which the n-th peak value and the n + 1-th peak value are detected, and the period in which the n + 1-th peak value and the n + 2-th peak value are detected, respectively. It becomes a 2nd period, and those 2nd periods partially overlap in time. However, for example, if the period in which the n-th peak value and the (n + 1) -th peak value are detected is the preceding second period, the next second period is the (n + 2) -th peak value and the (n + 3) -th peak. As a period during which the value is detected, the second periods may not overlap in time.
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.
１…静磁場磁石、２…傾斜磁場コイルユニット、３…傾斜磁場電源、４…寝台、５…寝台制御部、６…送信ＲＦコイル、７…送信部、８…受信ＲＦコイル、９…受信部、１０ａ…インタフェース部、１０ｂ…データ収集部、１０ｄ…記憶部、１０…計算機システム、１０ｃ…再構成部、１０ｇ…主制御部、１０ｆ…入力部、１０ｅ…表示部、１１…映像伝送システム、１２…表示システム、１００…磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置）、２００…被検体。
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、
前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、
前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、
前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルについて前記被検体の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出するピーク検出手段と、
前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される第１の期間における前記ピーク値の平均値に基づいて前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段と、
前記ピーク検出手段によりそれぞれ複数個のピーク値が検出されるように、かつ時間的に互いにずれるように設定された複数の第２の期間のそれぞれに関して、当該第２の期間内に前記ピーク検出手段により検出された複数のピーク値に基づいて前記ピーク値の変動量を算出する算出手段と、
前記算出手段により算出された変動量が前記第２の期間よりも長い第３の期間中において基準値を超える頻度に応じて前記第１の期間の長さを設定する期間設定手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴映像装置。 A collecting means for applying a uniform static magnetic field to the subject and applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence to collect magnetic resonance signals from the subject;
Imaging means for imaging the subject based on the magnetic resonance signals collected by the collecting means;
Respiration level detection means for repeatedly detecting the respiration level of the subject;
The imaging is performed so that the subject is imaged based on the magnetic resonance signal for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. Control means for controlling the means;
Peak detection means for repeatedly detecting a peak value within one cycle in the respiratory action of the subject with respect to the respiratory level detected by the respiratory level detection means;
An allowable range setting means for setting the allowable range based on an average value of the peak values in a first period in which a plurality of the respiratory levels are detected by the respiratory level detecting means;
With respect to each of a plurality of second periods set so that a plurality of peak values are detected by the peak detection means and shifted from each other in time, the peak detection means is within the second period. Calculating means for calculating the fluctuation amount of the peak value based on a plurality of peak values detected by
Period setting means for setting the length of the first period according to the frequency at which the fluctuation amount calculated by the calculation means exceeds a reference value during a third period longer than the second period. A magnetic resonance imaging apparatus.
前記呼吸レベル検出手段は、前記入力手段により入力された前記検出信号に同期して前記呼吸レベルを検出し、
前記期間設定手段は、前記呼吸レベル検出手段が所定数の呼吸レベルを検出する期間を前記第３の期間とするとともに、前記第３の期間中に前記検出信号が入力される間隔に基づいて前記第３の期間の長さを測定し、当該長さと前記算出手段により算出された変動量が前記第３の期間中において前記基準値を超える回数との比として前記頻度を算出することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴映像装置。 An electrocardiograph for detecting a predetermined time phase of a heartbeat cycle related to the subject further includes an input means for inputting a detection signal output for each predetermined time phase,
The respiration level detection means detects the respiration level in synchronization with the detection signal input by the input means,
The period setting means sets the period during which the respiration level detection means detects a predetermined number of respiration levels as the third period, and based on the interval at which the detection signal is input during the third period. The length of the third period is measured, and the frequency is calculated as a ratio between the length and the amount of fluctuation calculated by the calculation means exceeding the reference value during the third period. The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1.
前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、
前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、
前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、
前記映像化手段が前記映像化に使用するための前記磁気共鳴信号を前記収集手段が収集し始めた際またはそれ以前に前記呼吸レベル検出手段により検出された呼吸レベルに基づいて追尾可能範囲を設定する追尾可能範囲設定手段と、
前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される期間における前記呼吸レベルのピーク値の平均値に基づいて、前記追尾可能範囲内で前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴映像装置。 A collecting means for applying a uniform static magnetic field to the subject and applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence to collect magnetic resonance signals from the subject;
Imaging means for imaging the subject based on the magnetic resonance signals collected by the collecting means;
Respiration level detection means for repeatedly detecting the respiration level of the subject;
The imaging is performed so that the subject is imaged based on the magnetic resonance signal for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. Control means for controlling the means;
The tracking range is set based on the respiration level detected by the respiration level detection means when the acquisition means starts collecting the magnetic resonance signal to be used by the imaging means for the imaging. Tracking possible range setting means,
And an allowable range setting means for setting the allowable range within the trackable range based on an average value of the peak values of the respiratory levels during a period in which a plurality of the respiratory levels are detected by the respiratory level detecting means. A magnetic resonance imaging apparatus.
前記収集手段により収集された前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化する映像化手段と、
前記被検体の呼吸レベルを繰り返し検出する呼吸レベル検出手段と、
前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルが許容範囲内である状態で前記収集手段により収集された映像化用の前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体を映像化するように前記映像化手段を制御する制御手段と、
前記呼吸レベル検出手段により検出された前記呼吸レベルについて前記被検体の呼吸動作における１周期内でのピーク値を繰り返し検出するピーク検出手段と、
前記呼吸レベル検出手段により前記呼吸レベルが複数個検出される第１の期間における前記ピーク値の平均値に基づいて前記許容範囲を設定する許容範囲設定手段と、
前記被検体の呼吸変動の頻度に応じて、前記許容範囲設定手段が前記許容範囲を設定する設定頻度を設定し、当該設定頻度で前記許容範囲を設定するように前記許容範囲設定手段を制御する手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴映像装置。 A collecting means for applying a uniform static magnetic field to the subject and applying a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to the subject according to a predetermined pulse sequence to collect magnetic resonance signals from the subject;
Imaging means for imaging the subject based on the magnetic resonance signals collected by the collecting means;
Respiration level detection means for repeatedly detecting the respiration level of the subject;
The imaging is performed so that the subject is imaged based on the magnetic resonance signal for imaging collected by the collecting means in a state where the respiratory level detected by the breathing level detecting means is within an allowable range. Control means for controlling the means;
Peak detection means for repeatedly detecting a peak value within one cycle in the respiratory action of the subject with respect to the respiratory level detected by the respiratory level detection means;
An allowable range setting means for setting the allowable range based on an average value of the peak values in a first period in which a plurality of the respiratory levels are detected by the respiratory level detecting means;
In accordance with the frequency of respiratory variation of the subject, the allowable range setting means sets a setting frequency for setting the allowable range, and controls the allowable range setting means to set the allowable range at the setting frequency. And a magnetic resonance imaging apparatus.
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2009135179A JP5498060B2 (en) | 2009-06-04 | 2009-06-04 | Magnetic resonance imaging system |
| CN201110341933.3A CN102349832B (en) | 2008-10-15 | 2009-10-15 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US12/579,500 US8818487B2 (en) | 2008-10-15 | 2009-10-15 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
| CN200910206344.7A CN101721210B (en) | 2008-10-15 | 2009-10-15 | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2009135179A JP5498060B2 (en) | 2009-06-04 | 2009-06-04 | Magnetic resonance imaging system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2010279543A JP2010279543A (en) | 2010-12-16 |
| JP5498060B2 true JP5498060B2 (en) | 2014-05-21 |
Family
ID=43536888
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2009135179A Active JP5498060B2 (en) | 2008-10-15 | 2009-06-04 | Magnetic resonance imaging system |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP5498060B2 (en) |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3993799B2 (en) * | 2002-07-24 | 2007-10-17 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
| JP3836424B2 (en) * | 2002-12-26 | 2006-10-25 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Magnetic resonance imaging device |
| JPWO2004080301A1 (en) * | 2003-03-14 | 2006-06-08 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
| JP4807825B2 (en) * | 2005-07-25 | 2011-11-02 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging system |
| JP4896526B2 (en) * | 2006-01-11 | 2012-03-14 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
| JP5454846B2 (en) * | 2008-10-15 | 2014-03-26 | 株式会社東芝 | Magnetic resonance imaging system |
-
2009
- 2009-06-04 JP JP2009135179A patent/JP5498060B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2010279543A (en) | 2010-12-16 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7570050B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method | |
| US8818487B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance imaging method | |
| JP5591545B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP4912154B2 (en) | Nuclear magnetic resonance imaging system | |
| JP2009533128A (en) | MRI of continuously moving objects including motion compensation | |
| JP4789244B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2006198407A (en) | Method and system for compensation of motion in magnetic resonance (mr) imaging | |
| JP2005305151A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and method for collecting magnetic resonance signal | |
| JP3992973B2 (en) | Acquisition of freely breathing MR images with high temporal resolution | |
| KR20030062335A (en) | Magnetic resonance imaging needing a long waiting time between pre-pulse and imaging pulse train | |
| JP5454846B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP6602631B2 (en) | Magnetic resonance imaging equipment | |
| JP5337385B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2005040416A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| US8706191B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus and magnetic resonance angiography method | |
| JP5889841B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5498060B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5881793B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| KR102232606B1 (en) | Device and method for dynamic tagged magnet resonance imaging | |
| JP4454268B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP2013198795A (en) | Magnetic resonance imaging apparatus | |
| JP5851283B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5902259B2 (en) | Magnetic resonance imaging system | |
| JP5371620B2 (en) | Nuclear magnetic resonance imaging system | |
| JP7489949B2 (en) | Magnetic resonance imaging apparatus, control method thereof, and control program |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20120530 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20130718 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20130723 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20130924 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131205 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131212 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131219 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20131226 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20140109 |
|
| RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20140116 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140212 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20140307 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5498060 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |