JP6325267B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、静磁場中に置かれた患者の原子核スピンをラーモア周波数の高周波（ＲＦ：Radio Frequency）信号で励起し、励起に伴って患者から発生する磁気共鳴信号を再構成して画像を生成する撮像装置である。

磁気共鳴イメージングの分野において、心拍の信号を観測して同期撮像を行う技術があり、一般に心電同期法と呼ばれる。また、同じく磁気共鳴イメージングの分野において、複数の心時相で心臓の画像を生成し、心時相に応じた時系列で再生することを可能とするシネ撮像が行われている（例えば、特許文献１等）。

特開２００９−１６０３７８号公報

磁気共鳴イメージングにおける心臓のシネ撮像では、呼吸性の動きによる心臓の位置ずれを低減させるために、息止めでの撮像が行われる。一方、心臓の撮像では、左心室全体をカバーするように複数の短軸像を撮像することが多い。この場合、１０スライス程度の短軸像の収集が必要であり、１つのスライスの短軸像を撮像するために１回の息止め撮像を行い、次のスライスの短軸像を撮像するためにまた息止め撮像を行い、これを１０回繰り返すことになる。このため、全体の撮像に要する時間が長くなり、患者に対する負担も大きくなる。また、息止めが困難な患者の場合は、呼吸性の動きによる画質の低下や、画像間での位置ずれが生じることになる。

この問題に対して、パラレルイメージング法などを用いて１スライスの撮像時間を短縮する方法もあるが、必ずしも十分な解決策とはなっていない。

そこで、息止めを必要としない自由呼吸下においても、画質の低下や位置ずれを低減しつつ連続的にシネ撮像することができる磁気共鳴イメージング装置が要望されている。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、複数の励起パルスを用いて心臓内の所定のスライス断面から診断用信号を収集する本収集シーケンスと、複数のダミーパルスを用いて前記診断用信号を安定化させるダミーシーケンスとを、交互に被検体に印加する撮像条件を設定する撮像条件設定部と、前記本収集シーケンスでは、前記心臓内の所定のスライス断面を前記励起パルスで励起して前記スライス断面のデータを収集し、前記ダミーシーケンスでは、前記本収集シーケンスと同じスライス断面を前記ダミーパルスで励起する一方、前記スライス断面とは異なる断面方向に前記スライス断面を投影した投影断面のデータを収集するデータ収集部と、前記本収集シーケンスで収集されたデータを再構成して前記スライス断面の画像を生成すると共に、前記ダミーシーケンスで収集されたデータを再構成して前記投影断面の画像を生成する再構成部と、前記本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスを第１のダミーシーケンスとし、前記本収集シーケンスの直後のダミーシーケンスを第２のダミーシーケンスとするとき、前記第１のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第１の重心位置を求める一方、前記第２のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第２の重心位置を求め、前記第１及び第２の重心位置から前記スライス断面の動き補正量を算出する補正量算出部と、前記動き補正量を用いて、前記第２のダミーシーケンスの直後に行わる本収集シーケンスのスライス断面の位置を更新するスライス位置更新部と、を備えたことを特徴とする。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成例を示す構成図。 心臓のシネ撮像の処理に関わる構成を示すブロック図。 第１の実施形態の動作を説明するフローチャート。 心臓の短軸断面の概念を説明する図。 実施形態の磁気共鳴イメージング装置で用いられるパルスシーケンスの一例を示す図。 本収集シーケンスとダミーシーケンスで収集するデータの断面を説明する図。 本収集シーケンスとダミーシーケンスにおけるパルスシーケンスの具体例を示す図。 第１の実施形態における動き補正量の算出概念を説明する図。 第１の実施形態におけるスライス位置の更新の概念を説明する第１の図。 第１の実施形態におけるスライス位置の更新の概念を説明する第２の図。 第１の実施形態の変形例（１）のパルスシーケンスを示す図。 第１の実施形態の変形例（２）のパルスシーケンスを示す図。 第１の実施形態の変形例（３）のパルスシーケンスを示す図。 第１の実施形態の変形例（４）の動作概念を説明する図。 第１の実施形態の変形例（５）の動作概念を説明する図。 第２の実施形態の動作を説明するフローチャート。 第２の実施形態の動作を説明する第１の図。 第２の実施形態の動作を説明する第２の図。

以下、本発明の実施形態を添付図面に基づいて説明する。

（１）全体構成
図１は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、寝台２００、制御キャビネット３００、コンソール４００等を備えて構成される。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、ＲＦコイル１２等を有しており、これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台２００は、寝台本体２０と天板２１を有している。

一方、制御キャビネット３００は、静磁場用電源３０、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、シーケンスコントローラ３４等を備えている。また、コンソール４００は、プロセッサ４０、記憶部４１、入力部４２、表示部４３等を有するコンピュータとして構成されている。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体（患者）の撮像領域であるボア（静磁場磁石１０の円筒内部の空間）内に静磁場を発生させる。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源３０から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生し、その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源３０は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、静磁場磁石１０を永久磁石として構成しても良い。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。

寝台２００の寝台本体２０は天板２１を上下方向に移動可能であり、撮像前に天板２１に載った被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮影時には天板２１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＲＦコイル１２は全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を挟んで対向するように固定されている。ＲＦコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する一方、また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号を受信する。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいて、ＲＦコイル１２にＲＦパルスを送信する。一方、ＲＦ受信器３２は、ＲＦコイル１２によって受信された磁気共鳴信号を検出し、検出した磁気共鳴信号をデジタル化して得られる生データをシーケンスコントローラ３４に対して送信する。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３およびＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。そして、シーケンスコントローラ３４は、スキャンを行ってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、その生データをコンソール４００に送信する。

コンソール４００は、磁気共鳴イメージング装置１全体を制御する。具体的には、検査技師等のマウスやキーボード等（入力部４２）の操作によって撮像条件その他の各種情報や指示を受け付ける。そして、プロセッサ４０は、入力された撮像条件に基づいてシーケンスコントローラ３４にスキャンを実行させる一方、シーケンスコントローラ３４から送信された生データに基づいて画像を再構成する。再構成された画像は表示部４３に表示され、或いは記憶部４１に保存される。

磁気共鳴イメージング装置１は、心電計（図示せず）等から得られる患者の心電信号（例えば、Ｒ波）に同期させて患者の心臓をシネ撮像することができる。

図２は、心臓のシネ撮像の処理に関わる構成を示すブロック図である。図２に示すように、磁気共鳴イメージング装置１は、撮像条件設定部４１０、再構成部４２０（再構成部（１）４２２、再構成部（２）４２４）、補正量算出部４３０（重心位置算出部４３２、演算部４３４）、スライス位置更新部４４０、シネ画像生成部４５０等のユニットを有している。これらの各ユニットの機能は、所定のプログラムコードを、コンソール４００のプロセッサ４０が実行することによって実現されるが、このようなソフトウェア処理に限らず、例えば、ＡＳＩＣ等を用いたハードウェア処理で実現しても良いし、ソフトウェア処理とハードウェア処理とを組み合わせて実現しても良い。

なお、図２において、図１に示す磁気共鳴イメージング装置１の構成のうち、コンソール４００を除いた構成の総称をデータ収集部５００としている。また、図２における入力部４２及び表示部４３は、図１に示すものと同じであるため、同じ符号を付している。

上記各ユニットのうち、撮像条件設定部４１０は、複数の励起パルスを用いて心臓内の所定のスライス断面から診断用信号を収集する本収集シーケンスと、複数のダミーパルスを用いて前記診断用信号を安定化させるダミーシーケンスとを、交互に被検体に印加する撮像条件を設定する。この撮像条件は、操作者によって入力部４２から入力される情報や、スライス位置更新部４４０が出力するスライス位置の情報等によって設定される。設定された撮像条件は、データ収集部５００のシーケンスコントローラ３４に送られる。本収集シーケンスとダミーシーケンスの具体的な内容については後述する。

データ収集部５００は、本収集シーケンスにおいては、心臓内の所定のスライス断面を複数の励起パルスで励起して前記所定のスライス断面のデータを収集する。また、ダミーシーケンスでは、収集シーケンスと同じスライス断面を複数のダミーパルスで励起する一方、前記スライス断面とは異なる断面方向に前記スライス断面を投影した投影断面のデータを収集する。データ収集部５００のより具体的な動作についても後述する。

再構成部４２０の再構成部（２）４２４は、本収集シーケンスで収集されたデータを再構成して前記スライス断面の画像を生成する。一方、再構成部４２０の再構成部（１）４２２は、ダミーシーケンスで収集されたデータを再構成して前記投影断面の画像を生成する。

補正量算出部４３０の重心位置算出部４３２は、本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスを第１のダミーシーケンスとし、前記本収集シーケンスの直後のダミーシーケンスを第２のダミーシーケンスとするとき、前記第１のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第１の重心位置を求める一方、前記第２のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第２の重心位置を求める。そして、補正量算出部４３０の演算部４３４は、第１及び第２の重心位置から前記スライス断面の動き補正量を算出する。

スライス位置更新部４４０は、算出された動き補正量を用いて、第２のダミーシーケンスの直後に行わる本収集シーケンスのスライス断面の位置を更新する。

前述したように、心臓の位置は呼吸に伴う横隔膜の動きによってその位置が変化するが、上記動き補正量は、このような呼吸性の動きを補正するものである。２次元シネ撮像では、心臓内の所定の同一断面を継続的に撮像することを意図しているが、呼吸性の動きがあると撮像断面が変化するため、所望の断面の画像が得られない。そこで、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、呼吸性の動きを、ダミーシーケンスで収集されたデータから動き補正量としてリアルタイムで算出し、この動き補正量を用いたプロスペクティブな撮像位置の補正によって次に撮像すべきスライス断面の位置を更新している。この結果、呼吸によって心臓の位置が動いたとしても、心臓内の解剖学的に同一な断面を追尾しながら、常に同一スライスの撮像データを本収集シーケンスにおいて収集することができ、自由呼吸下での心臓のシネ撮像が可能となる。

なお、動き補正量は、呼吸性の動きだけでなく、撮像中の被検体の体の動きも含んだ補正量であるため、両方の動きを同時に補正することも可能である。

シネ画像生成部４５０は、本収集シーケンスで収集されたデータに基づいて再構成された２次元画像を心時相に従って時系列に並べてシネ画像を生成する。

（２）動作（第１の実施形態）
図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作を説明するフローチャートである。以下、図３のフローチャートに沿って磁気共鳴イメージング装置１の動作を説明する。

ステップＳＴ１００では、操作者によって入力部４２から入力される撮像条件に関する各種の情報を装置が取り込む。撮像条件には、例えば撮像断面（以下、スライスと呼ぶ場合もある）に関する情報や、パルスシーケンスに関する情報が含まれる。

磁気共鳴イメージング装置１は、心臓の所定の解剖学的断面を撮像するものであるが、心臓を診断する上で、左室短軸断面（以下、単に短軸断面と呼ぶ）の画像（短軸断面像）が非常に重要であることが知られている。図４は、短軸断面の概念を説明する図である。図４に示すように、左室心尖部と僧帽弁の中心を結ぶ軸を左室長軸と呼ぶが、短軸断面は、この左室長軸に直交する左心室内の断面である。短軸断面の撮像においては、１つの所定の短軸断面を撮像する場合もあるが、図４に示すように、左室長軸上の異なる位置において、左心室全体をカバーするように複数の短軸断面で撮像する場合も多い。

磁気共鳴イメージング装置１が対象とする心臓の撮像断面は、短軸断面に限定されるものではなく、心臓の様々な位置の断面を撮像対象とすることができるが、以下の説明では、短軸断面の撮像を例に挙げて説明する。

また、同一の短軸断面を連続的にシネ撮像する動作を第１の実施形態として説明し、異なる複数の短軸断面を切り換えながら撮像する動作、即ち、１つの短軸断面をシネ撮像した後に次の短軸断面に移動してこれを撮像するといった動作を第２の実施形態として後述する。

ステップＳＴ１００では、撮像断面に関する情報として、例えば上述した短軸断面の位置や向き等の情報が取り込まれる。そして、ステップＳＴ１０２では、撮像条件設定部４１０が、これらの撮像断面に関する情報を装置に設定する。

また、ステップＳＴ１００では、パルスシーケンスに関する情報も取り込まれ、この情報はステップＳＴ１０２において装置に設定される。

図５は、磁気共鳴イメージング装置１で用いられるパルスシーケンスの一例を示す図である。磁気共鳴イメージング装置１は、心臓の断面を、心拍に対応する動きが反映された動画として描出できるように撮像することができる、即ち、シネ撮像することができるように構成される。このため、非常に高速なパルスシーケンスを用いる必要があり、グラディエントエコー系（フィールドエコー系とも呼ぶ）のパルスシーケンスが好適である。

高速のグラディエントエコー（ＧＲＥ：Gradient Echo）系のパルスシーケンスとしては、残留横磁化を積極的に消失させるＳｐｏｉｌｅｄ ＧＲＥ系のパルスシーケンスや、定常状態となる縦磁化と横磁化の両方を利用するｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰ（Steady State Free Precession）シーケンス等が有り、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１ではこれらのパルスシーケンスを使用することができる。

これらのうち、Ｓｐｏｉｌｅｄ ＧＲＥ系のパルスシーケンスには、励起パルスの前に傾斜磁場をかけて強制的に位相分散をはかることによって位相消失を行う方法（gradient spoilingと呼ばれる）用いるパルスシーケンス（代表的には、ＦＬＡＳＨ（Fast low angle shot）シーケンス）や、連続する励起パルスの位相を一定量ずつ変化させて横磁化を消失させる方法（RF spoilingと呼ばれる）を用いるパルスシーケンス（代表的には、ＳＰＧＲ（Spoiled gradient-recalled acquisition in the steady state）等がある。

一方、ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰシーケンスは、１つのＴＲ（Repetition time：隣接する各励起パルスの間隔）内での傾斜磁場の合計をゼロとするパルスシーケンスであり、ＴｒｕｅＳＳＦＰ（True Steady State Free Precession）、ＴｒｕｅＦＩＳＰ（True Fast imaging steady state free precession）、ＦＩＥＳＴＡ（Fast imaging employing steady-state acquisition）、ｂａｌａｎｃｅｄＦＦＥ（balanced Fast field echo）等の名称で呼ばれるパルスシーケンスである。

これらの高速ＧＲＥ系のパルスシーケンスでは、図５（ａ）に例示するように、励起パルスの間隔ＴＲとして非常に短い値（例えば、１０ｍｓ以下）が用いられる。また、通常、本収集シーケンスの前にダミーシーケンスが設けられる。ここで、本収集シーケンスとは、診断用信号（診断用の画像を生成するための磁気共鳴信号）を収集するための複数の励起パルスからなるシーケンスのことである。また、ダミーシーケンスとは、本収集シーケンスにおける縦磁化を定常状態に至らせるために付加されるシーケンスであり、換言すれば、診断用信号を安定化させるためのシーケンスである。ダミーシーケンスにおいても複数の励起パルスが用いられる（ダミーシーケンスの励起パルスをダミーパルスと呼ぶ）。ダミーパルスのＴＲ及びフリップ角は、通常、本収集シーケンスにおける励起パルスのＴＲ及びフリップ角と同じ値に設定される。但し、ダミーシーケンス内のダミーパルスの数は、通常、本収集シーケンス内の励起パルスの数よりも少なく設定される。

ダミーシーケンスは、本収集シーケンスにおける縦磁化を定常状態に至らせることを目的としており、このため、従来、ダミーシーケンスでデータを取得することはほとんど考えられていなかった。これに対して、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、ダミーシーケンスにおいて、動き補正用のデータを取得するものとしている。つまり、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１におけるダミーシーケンスは、診断用信号を安定化させる機能と、動き補正用のデータを取得する機能の２つの機能を同時に実現している。

図５のパルスシーケンスについてさらに説明する。図５のパルスシーケンスでは、心電信号（例えば、Ｒ波）に同期した心電同期シーケンスとなっている。本実施形態における心電同期とは、プロスペクティブな心電同期と、レトロスペクティブな心電同期の両方を含みうる。プロスペクティブな心電同期の場合、装置がＲ波のタイミングを検出し、このＲ波に同期させて励起パルス列を発生させる。図５に示す例の場合、検出したそれぞれのＲ波に同期させて、各Ｒ波の直後の本収集シーケンスの励起パルス列を発生させる。本収集シーケンスの直後のダミーシーケンスの励起パルスは、本収集シーケンスの励起パルス列と連続性を確保するように発生させる。そして、次のＲ波が到来すると、そのＲ波に同期させて本収集シーケンス内の励起パルス列を新たに発生させる。

一方、レトロスペクティブな心電同期の場合、磁気共鳴信号の取得と同時に心電信号を取得して記憶する一方、本収集シーケンスの励起パルス列とダミーシーケンスの励起パルス列はＲ波とは独立して連続的に切れ目なく発生する。そして、磁気共鳴信号と心電信号との対応付けを、記憶した心電信号に基づいて事後的に行うことにより、磁気共鳴信号と心電信号とを同期させる。

また、図５に示すパルスシーケンスは、１つの短軸断面像を生成するための磁気共鳴信号を、複数の心拍に分割して収集する、所謂セグメンティド心電同期法によるシーケンスとなっている。１つの心拍が１つのセグメントに対応する。図５に示す例では、セグメント１からセグメントＭまでのＭ個のセグメントによって、１つの短軸断面像を生成するために必要な磁気共鳴信号を収集する。具体的には、１つの短軸断面像を生成するために必要な位相エンコード方向のｋ空間データを、各セグメントにおいて、１／Ｍずつ分けて収集する。セグメントＭのデータ収集が終了した時点で、画像再構成に必要なすべてのｋ空間データが充足されることになる。

一方、各セグメント（１Ｒ−Ｒ間）内では、複数の心時相（図５の例では、心時相１から心時相ＮまでのＮ心時相）に亘って磁気共鳴撮像装置が収集される。セグメントＭのデータ収集が終了した時点で、同じ心時相のｋ空間データが、セグメント１からセグメントＭまでの夫々のｋ空間データから取り出され、心時相ごとに、１つの短軸断面像を生成するために必要なフルのｋ空間データが集められる。

なお、位相エンコード方向の解像度を低減し、或いはＦＯＶ（Field of view）の大きさを小さくすることによって位相エンコード数を限定し、或いは、心時相の数を限定することにより、セグメンティド法に依らず、１心拍内において、複数心時相の短軸断面像を生成するために必要なデータを収集することもできる。

また、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、本収集シーケンスとダミーシーケンスとを交互に印加するように構成されている。図５に示すパルスシーケンスでは、最も左にあるダミーシーケンスに続いて本収集シーケンス（１）が印加され、これに続いてダミーシーケンスが印加され、その直後に本収集シーケンス（２）が印加される、というように、本収集シーケンスとダミーシーケンスとが交互に印加される。

ここで、本収集シーケンスでは、心臓内の所定のスライス断面（今の例では、短軸断面）を複数の励起パルスで励起して前記所定のスライス断面のデータを収集する。一方、ダミーシーケンスでは、本収集シーケンスと同じスライス断面をダミーパルスで励起するものの、前記スライス断面とは異なる断面方向に前記スライス断面を投影した投影断面のデータを収集する。

図６は、本収集シーケンスとダミーシーケンスで収集するデータの断面を説明する図である。図６の左上の心臓の模式図はコロナル面の図であり、被検体の左右方向をＸ方向、腹背方向をＹ方向、頭足方向をＺ方向とする座標系で示している。以下、この座標系で説明する。

本収集シーケンスでは、心臓模式図上に太い実線で示した短軸断面を、この断面に垂直な方向から見た画像（図６の左下にクロスハッチングで示す短軸断面像）として再構成するためのデータを収集する。このため、短軸断面に対応するスライス面を選択して励起パルスを印加する。そして、位相エンコード方向はＹ方向（腹背方向）とし、リードアウト方向は、短軸断面の傾斜に沿ったＸ／Ｚ合成方向とする。

一方、ダミーシーケンスで収集するデータは、図６の右側に示すように、短軸断面をＸ方向（左右方向）に投影した投影断面像（サジタル断面像となる）として再構成するためのデータを収集する。このサジタル断面像を得るために、選択するスライス面は、本収集と同じ短軸断面に対応するスライス面とし、位相エンコード方向も本収集シーケンスと同じＹ方向（腹背方向）とするものの、リードアウト方向は本収集シーケンスとは異なり、Ｚ方向とする。

図７（ａ）は、本収集シーケンスにおける上述の短軸断面のデータを収集するためのパルスシーケンスの具体例を、また、図７（ｂ）は、ダミーシーケンスにおける上述の投影断面（サジタル面）のデータを収集するためのパルスシーケンスの具体例を示す図である。いずれのパルシーケンスも１ＴＲ分を示しており、ｂａｌａｎｃｅｄ ＳＳＦＰシーケンスに対応するものである。

図７（ａ）に示すように、本収集シーケンスでは、スライス選択用にはＸ方向傾斜磁場ＧｘとＺ方向傾斜磁場Ｇｚが同時に印加されており、Ｘ／Ｚ合成方向に傾斜した短軸断面のスライスを選択する。同様に、リードアウト用にも、傾斜磁場Ｇｘと傾斜磁場Ｇｚが同時に印加されており、Ｘ／Ｚ合成方向に磁気共鳴信号を読み出すことができる。位相エンコード用には、Ｙ方向傾斜磁場Ｇｙのみが用いられる。

一方、ダミーシーケンスでは、スライス選択用と位相エンコード用の傾斜磁場は本収集と同じであるが、リードアウト用の傾斜磁場には、Ｚ方向傾斜磁場Ｇｚのみが用いられている。

前述したように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、ダミーシーケンスで収集したデータから、動き補正用のデータを求める構成としている。より具体的には、ダミーシーケンスで収集したデータから投影画像を再構成し、この投影画像の重心位置の変化から、呼吸等によって変動する心臓位置の変化を求める構成としている。ここで、呼吸による心臓位置の変動は、主に横隔膜の上下方向（頭足方向）の動きに起因しており、Ｚ方向の動きが支配的となる。そこで、ダミーシーケンスにおけるリードアウト方向をＺ方向とし、投影断面をサジタル面とすることにより、呼吸性の動きが投影断面像上に、より顕著に現れるようにしている。

なお、投影断面像は、Ｚ方向とＹ方向の２次元画像であるため、Ｚ方向の動きだけでなく、Ｙ方向の動きも検出することができる。

また、セグメンティド法を用いる本収集シーケンスでは、複数の心拍に亘ってデータを収集し、１つの短軸断面を複数の心時相で撮像したシネ画像を生成するのに対して、ダミーシーケンスでは、１心拍内の１つのダミーシーケンスで収集されるデータから、１つの投影断面像を生成する。つまり、動き補正量を算出するための投影断面像は、心拍毎に生成され、１つの短軸断面像が生成される時間よりも短い。したがって、１つの短軸断面像を生成する間に変動する心臓の動きを、より細かい周期で補正することができる。

ここまで、図３のステップＳＴ１０２で設定される撮像条件（パルスシーケンスや、撮像断面等）について説明してきたが、次に、このパルスシーケンス等を用いた動き補正の具体的な方法について説明する。

図３のステップＳＴ１０４において撮像開始の指示が入力部４２から入力されると、撮像条件設定部４１０に設定された上記の撮像条件がシーケンスコントローラ３４に送られ、設定されたパルスシーケンスの被検体への印加が開始される。

ステップＳＴ１０６からステップＳＴ１１４は、図５に示すパルスシーケンスのうち、Ｒ波から次のＲ波までの１つのセグメントの処理を示すものであり、セグメント１からセグメントＭまで、ステップＳＴ１０６からステップＳＴ１１４までの処理が繰り返される。なお、セグメントＭの終了後も撮像を継続する場合には、引き続き、セグメント１からセグメントＭまで、ステップＳＴ１０６からステップＳＴ１１４までの処理が繰り返される。そして、ステップＳＴ１１４において撮像終了の指示を受けたことが判定されると、そこで処理を終了する。

なお、図５のパルスシーケンスは、セグメント１からセグメントＭまでのシーケンスが繰り返し行われる場合に、その一部を取り出したものであり、図５の本収集シーケンス（１）の直前には「ダミーＡ」（図５（ｂ）参照）で表記されるダミーシーケンスが既に行われているものとする。つまり、図３のステップＳＴ１０６における本収集シーケンスの実行が、図５（ｂ）の本収集シーケンス（１）の実行であるとすると、その実行の前に既に「ダミーＡ」の実行が終わっている。そして、ステップＳＴ１０８では、本収集シーケンス（１）の直後のダミーシーケンス（「ダミーＢ」、図５（ｂ）参照）が実行される。

ステップＳＴ１１０では、ダミーシーケンスの収集データに基づく動き補正量が算出される。

図８は、ステップＳＴ１１０における動き補正量の算出概念を説明する図である。図８（ａ）に示す実線の楕円は、本収集シーケンス（１）の直前のダミーＡ印加時における心臓の外形位置を模式的に示した図である。また、太い実線の線分は、同じくダミーＡ印加時における短軸断面の位置を示す。

一方、図８（ａ）に示す破線の楕円は、本収集シーケンス（１）の直後のダミーＢ印加時における心臓の外形位置を模式的に示した図であり、太い破線の線分は同じくダミーＢ印加時における短軸断面の位置を示している。実線で示すダミーＡ印加時の短軸断面位置と、破線で示すダミーＢ印加時における短軸断面の位置との差は、本収集シーケンス（１）の開始と終了との間における心臓位置の変化（呼吸等に起因する）に因るものである。

ダミーＡ及びダミーＢで収集されたデータは、図２の再構成部（１）４２２でそれぞれ再構成され、図８（ｂ）に楕円形で例示する、投影断面像Ａ、及び投影断面像Ｂがそれぞれ生成される。

次に、図２に示す補正量算出部４３０の重心位置算出部４３２は、投影断面像Ａ、及び投影断面像Ｂの重心位置α、及び重心位置βを夫々算出する。さらに、補正量算出部４３０の演算部４３４は、重心位置α、及びβから、動き補正量Ｃ_αβを算出する。

動き補正量Ｃ_αβは、例えば、重心位置α及びβの差から、Ｃ_αβ＝β−α、として算出される。

ステップＳＴ１１２では、算出された動き補正量を用いて撮像断面位置の補正を行って、次の本収集シーケンスで収集するスライス位置を更新する。

スライス位置の更新の概念を図９及び図１０に示す。図９の上段の図に示すように、本収集シーケンス（１）の撮像対象である短軸断面１に対応するスライスとして、スライス１−１が設定されているとする。そして、本収集シーケンス（１）の直前のダミーＡの重心位置がαであり、本収集シーケンス（１）の直後のダミーＢの重心位置がβであるとする。このときの動き補正量Ｃ_αβは重心位置の差（β―α）として算出される。この場合、ダミーＢの直後の本収集シーケンス（２）の撮像対象は、本収集シーケンス（１）と同じ短軸断面１であるが、そのスライス位置は、動き補正量Ｃ_αβを用いて、次式、
スライス１−２の設定位置＝スライス１−１の設定位置＋動き補正量Ｃ_αβ
により、スライス１−１からスライス１−２に更新される。

その後、図３の処理は、ステップＳＴ１１４を経てステップＳＴ１０６に戻り、更新されたスライス１−２の位置で本収集シーケンス（２）が実行される。そして、本収集シーケンス（２）の直後にステップＳＴ１０８として実行されるダミーＣから算出される重心位置γと、既に算出されているダミーＢの重心位置βとから、動き補正量Ｃ_βγが算出され、次の本収集シーケンス（３）のスライス１−３の設定位置が、次式、
スライス１−３の設定位置＝スライス１−２の設定位置＋動き補正量Ｃ_βγ
により、スライス１−２からスライス１−３に更新される。以下、このような処理が撮像終了まで繰り返される。

図１０は、上述した処理の概念を、横軸を時間、縦軸を短軸断面の位置とするグラフで説明する図である。図１０の曲線が呼吸等による動きによって変化する短軸断面の位置を表しており、黒丸が、ダミーシーケンスによって求められる投影断面の重心位置である。そして、太い実線が、動き補正量によって更新される本収集シーケンスのスライス設定位置を表している。

上述したように、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスを第１のダミーシーケンスとし、本収集シーケンスの直後のダミーシーケンスを第２のダミーシーケンスとするとき、第１のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第１の重心位置を求める一方、前記第２のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第２の重心位置を求め、前記第１及び第２の重心位置から前記スライス断面の動き補正量を算出するように、補正量算出部４３０を構成している。

また、算出した前記動き補正量を用いて、前記第２のダミーシーケンスの直後に行わる本収集シーケンスのスライス断面の位置を更新するように、スライス位置更新部４４０を構成している。更新された本収集シーケンスのスライス断面の位置は、撮像条件設定部４１０において新たな撮像条件として設定され、次の本収集シーケンスの実行のためにシーケンスコントローラ３４に送出される。

上述したように、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１によれば、呼吸等による心臓の動きを、ダミーシーケンスによって収集されたデータを用いて検出し、撮像断面（例えば、短軸断面）の動きに追随させて、撮像断面に対応するスライス位置を逐次更新している。この結果、撮像時間の長い心臓のシネ撮像においても、位置ずれの少ない良好な画像を自由呼吸化で取得することが可能となる。

また、心臓の動きを検出するためのパルスシーケンスは、診断用信号を安定化するために元々必要であったダミーシーケンスと兼用するものであり、新たに別のパルスシーケンスを付加するものではない。したがって、撮像時間を余分に延長することがない。

また、心臓の動きを検出するためにダミーシーケンスで生成する投影断面像は、本収集シーケンスと同じ解剖学的部位（同じ短軸断面）を励起しているため、ダミーシーケンスで検出する呼吸性の動きと、本収集シーケンスの撮像対象となる解剖学的部位の動きとは概ね一致しており、高い精度の動き補正量を取得することができる。

さらにまた、ダミーシーケンスで生成する投影断面像は、被検体の頭足方向に平行な断面（例えば、サジタル断面）であるため、横隔膜の変動に伴う心臓の呼吸性の動きを良好に検出することができる。また、ダミーシーケンスで生成する投影断面像は２次元画像であるため、頭足方向に加えてこれに直交する方向（腹背方向）の動きも検出することができ、本収集シーケンスの撮像対象部位の変動を２次元で補正することができる。

（３）第１の実施形態の変形例
以下、第１の実施形態の各種変形例について説明する。いずれの変形例も、図１及び図２に示す構成と同じ構成によって実現することができる。

図１１は、第１の実施形態の変形例（１）のパルスシーケンスを示す図である。第１の実施形態では、図５（ｂ）に示すように、Ｒ波の後に本収集シーケンスを印加し、その後、次のＲ波の前にダミーシーケンスを印加している。これに対して、変形例（１）では、Ｒ波の後、先にダミーシーケンスを印加し、その後次のＲ波の前に本収集シーケンスを印加している。このように、ダミーシーケンスと本収集シーケンスの順序をＲ−Ｒ内で入れ替えたとしても、ダミーシーケンスと本収集シーケンスとを交互に実行する点に関しては、第１の実施形態と同じであり、第１の実施形態と同様の効果が得られる。

図１２は、第１の実施形態の変形例（２）のパルスシーケンスを示す図である。隣接するＲ波の間隔は必ずしも一定ではない。特に、不整脈等によってＲ波の間隔が想定値よりも短くなった場合、図５（ｂ）に示す第１の実施形態のパルスシーケンスでは、ダミーシーケンスにおいて当初計画しただけの量のデータを収集することができず、重心位置を正しく算出できなくなる。そこで、変形例（２）では、図１２に示すように、ダミーシーケンスの実行中に、当初計画した量のデータを収集する前に次のＲ波が到来した場合には、計画した量のデータの収集が完了するまでダミーシーケンスを延長できるように構成している。これにより、重心位置を正しく算出することが可能となり、次の本収集シーケンスのスライス位置を正しく補正することが可能となる。

図１３は、第１の実施形態の変形例（３）のパルスシーケンスを示す図である。変形例（３）では、１Ｒ−Ｒ間で複数の本収集シーケンスと複数のダミーシーケンスを実行する。図１３に示す例では、１Ｒ−Ｒ間で２つの本収集シーケンスと２つのダミーシーケンスを実行している。この場合においても、各ダミーシーケンスにおいて夫々重心位置を算出することや、本収集シーケンスの直前と直後のダミーシーケンスで算出された重心位置を用いて次の本収集シーケンスのスライス位置を更新することに関しては、第１の実施形態と同じである。但し、変形例（３）では、本収集シーケンスのスライス位置の更新間隔が短くなるため、動きの補正をより高い精度で実現することができる。

図１４は、第１の実施形態の変形例（４）の動作の概念を示す図である。図１４の横軸は時間、縦軸は短軸断面の位置であり、図１４の曲線が呼吸等による動きによって変化する短軸断面の位置を表している。変形例（４）では、本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスから得られた重心位置と、直後のダミーシーケンスから得られた重心位置との差を演算部４３４が判定し、この差が、所定の閾値範囲内にあるときに限り、次の本収集シーケンスのスライス位置を更新してデータを収集する構成としている。

例えば、図１４に例示するように、スライス１−１の設定位置における本収集シーケンス（１）の直前のダミーシーケンスから得られた重心位置αと、直後のダミーシーケンスから得られた重心位置βとの差（β―α）が所定の閾値Ｔ以上の場合は、次の本収集シーケンス（２）のスライス位置は更新せず、またデータも収集しない。或いは、スライス位置は更新してもデータは収集しない。一方、本収集シーケンス（２）の直前のダミーシーケンスから得られた重心位置βと、直後のダミーシーケンスから得られた重心位置γとの差（γ―β）が所定の閾値Ｔよりも小さい場合は、次の本収集シーケンス（３）のスライス位置を更新してデータを収集する。変形例（４）によれば、動きによる影響の大きいデータを取り除くことができ、画質の向上を図ることが可能となる。

図１５（ａ）、（ｂ）は、第１の実施形態の変形例（５）の動作の概念を示す図である。変形例（５）では、本収集シーケンスのスライス断面の位置を、その直前のダミーシーケンスと直後のダミーシーケンスとの間において、動き補正量を用いて、段階的に滑らかに更新する構成とするものである。

例えば、図１５（ａ）、（ｂ）に示すように、ダミーＢの収集によってその重心位置βが得られ、動き補正量（β―α）（＝Ｃ_αβ）が算出されると、ダミーＢからダミーＣまでの間において、本収集シーケンス（２）のスライス位置を、スライス位置Ｚ_{１−２−１}、スライス位置Ｚ_{１−２−２}、スライス位置Ｚ_{１−２−３、}のように、段階的に（図１５の例では、３段階に）滑らかに更新する構成とするものである。このとき、例えば、各スライス位置は、
Ｚ_{１−２−１}＝Ｚ_１−１＋ｋ１（β―α）、
Ｚ_{１−２−２}＝Ｚ_１−１＋ｋ２（β―α）、
Ｚ_{１−２−３}＝Ｚ_１−１＋ｋ３（β―α）、
のように、動き補正量（β―α）と、所定の係数ｋ１、ｋ２、ｋ３を用いて算出される。係数ｋ１、ｋ２、ｋ３は、例えば、１よりも小さい係数であり、心臓の動きを計測したデータベース等から適宜決定することができる。本収集シーケンス（２）に続く次の本収集シーケンス（３）においても、同様に、動き補正量（γ―β）（＝Ｃ_βγ）を用いて、本収集シーケンス（３）のスライス位置が、スライス位置Ｚ_{１−３−１}、スライス位置Ｚ_{１−３−２}、スライス位置Ｚ_{１−３−３、}のように、段階的に滑らかに更新される。

変形例（５）によれば、補正によるスライス位置が第１の実施形態に比べて滑らかに連続的に変化することになるため、画像間の連続性の低下を抑制することが可能となる。

（４）第２の実施形態
第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１では、異なる複数の短軸断面を切り換えながら撮像する動作、即ち、１つの短軸断面をシネ撮像した後に次の短軸断面に移動してこれをシネ撮像するといった動作を、計画した短軸断面（スライス）の数だけ繰り返し行う。

第１の実施形態においては、スライス位置更新部４４０は、第１の本収集シーケンスが対象とするスライス断面と、その後の第２の本収集シーケンスが対象とするスライス断面とが同じ断面として計画されている場合であり、この場合、第１の本収集シーケンスの直後の第２のダミーシーケンスでは、第１の本収集シーケンスに対して設定したスライス断面を投影した投影断面のデータを収集する。

これに対して、第２の実施形態においては、第１の本収集シーケンスが対象とするスライス断面と、その後の第２の本収集シーケンスが対象とするスライス断面とが、所定の変位量だけ異なる断面として計画されている。この場合、第１の本収集シーケンスの直後の第２のダミーシーケンスでは、第１の本収集シーケンスで収集したスライス断面を前記所定の変位量だけ変位させ、変位後のスライス断面を投影した投影断面のデータを収集する。つまり、第２の実施形態では、短軸断面の位置を切り換えて本収集シーケンスを実行しようとするとき、その本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスでの収集対象のスライス断面の位置が、第１の実施形態と異なっている。

図１６は、第２の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の動作例を示すフローチャートである。第１の実施形態のフローチャート（図３）との相違点は、撮像断面の変更の有無を判定するステップＳＴ２００と、ステップＳＴ２０２乃至ステップＳＴ２０６を新たに追加している点である。その他は同じ処理であり図３と同じ符号を付している。

図１６のステップＳＴ２００では、撮像断面を変更するか否かが判定される。例えば、左心室内を複数の短軸断面で撮像する場合において（図４参照）、ある１つの短軸断面のセグメント１からセグメントＭまでのデータ収集が終了し、次の短軸断面に変更するとき、ステップ２００の判定はＹＥＳとなる。

この判定がＹＥＳの場合、現在の短軸断面の最後の本収集シーケンス（セグメントＭの本収集シーケンス）の直後のダミーシーケンスを、現在の短軸断面ではなく、変更予定の短軸断面に対して実行する。

図１７及び図１８は、撮像断面を短軸断面１から短軸断面２に計画的に変更する場合における第２の実施形態の動作を説明する図である。図１７及び図１８では、短軸断面１の最後の本収集シーケンス（セグメントＭの本収集シーケンス）がスライス１−Ｍに対して実行されており、その後、短軸断面２の本収集シーケンス（セグメント１の本収集シーケンス）がスライス２−１に対して実行される例を示している。

この場合、スライス１−Ｍ（短軸断面１）の本収集シーケンスの直前のダミーＢの収集データから、投影断面像１−Ｍの重心位置βが算出される。一方、スライス１−Ｍ（短軸断面１）の本収集シーケンスの直後のダミーＣは、スライス２−１（短軸断面２）の投影断面像２−１からその重心位置γが算出される。ここで、図１７の右側、及び図１８の中段に示すように、投影断面像２−１の重心位置γと、先の求めた重心位置βとの差（γ―β）は、呼吸等の動きによる移動量Ｓと、短軸断面１から短軸断面２に変更するときの計画的な変位量Δとの和になっている。したがって、ダミーＢの重心位置βと、ダミーＣの重心位置γを差分することによって、計画的位置変更を考慮した動き補正量Ｃ_βγ（＝（γ―β））が算出される（図１６のステップＳＴ２０４）。

そして、短軸断面２の本収集シーケンスのスライス２−１の位置は、図１８の下段に示すように、次式、
スライス２−１の位置＝スライス１−Ｍの位置＋動き補正量Ｃ_βγ（＝（γ―β））、
によって補正及び更新される（ステップＳＴ２０６）。

なお、短軸断面１から短軸断面２に変更した後、変更後の短軸断面２を続けて撮像する動作は、第１の実施形態と同じである。

左室全体を複数の短軸断面でカバーするように撮像する場合（マルチスライス２Ｄシネ撮像する場合）、撮像時間が長くなるが、第２の実施形態による磁気共鳴イメージング装置１によれば、スライス変更時においても、呼吸等による動きを補正することができるため、自由呼吸化での連続撮像が可能となる。この他、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１で得られる技術的効果は、第２の実施形態においても同様に得られる。

また、第１の実施形態の変形例（１）乃至変形例（５）は、第２の実施形態にも適用可能であり、この場合、変形例（１）乃至変形例（５）で得られる技術的効果は、第２の実施形態においても享受できる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ 磁気共鳴イメージング装置
４０ プロセッサ
４２ 入力部
４３ 表示部
４００ コンソール
４１０ 撮像条件設定部
４２０ 再構成部
４３０ 補正量算出部
４４０ スライス位置更新部
５００ データ収集部

Claims (11)

1. 複数の励起パルスを用いて心臓内の所定のスライス断面から診断用信号を収集する本収集シーケンスと、複数のダミーパルスを用いて前記診断用信号を安定化させるダミーシーケンスとを、交互に被検体に印加する撮像条件を設定する撮像条件設定部と、
   前記本収集シーケンスでは、前記心臓内の所定のスライス断面を前記励起パルスで励起して前記スライス断面のデータを収集し、前記ダミーシーケンスでは、前記本収集シーケンスと同じスライス断面を前記ダミーパルスで励起する一方、前記スライス断面とは異なる断面方向に前記スライス断面を投影した投影断面のデータを収集するデータ収集部と、
   前記本収集シーケンスで収集されたデータを再構成して前記スライス断面の画像を生成すると共に、前記ダミーシーケンスで収集されたデータを再構成して前記投影断面の画像を生成する再構成部と、
   前記本収集シーケンスの直前のダミーシーケンスを第１のダミーシーケンスとし、前記本収集シーケンスの直後のダミーシーケンスを第２のダミーシーケンスとするとき、前記第１のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第１の重心位置を求める一方、前記第２のダミーシーケンスによって生成される投影断面画像から第２の重心位置を求め、前記第１及び第２の重心位置から前記スライス断面の動き補正量を算出する補正量算出部と、
   前記動き補正量を用いて、前記第２のダミーシーケンスの直後に行わる本収集シーケンスのスライス断面の位置を更新するスライス位置更新部と、を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記本収集シーケンスは、心電同期下で、前記スライス断面を複数の心時相に対して２次元でシネ撮像するシーケンスであり、
   前記ダミーシーケンスは、前記投影断面のデータを心拍ごとに収集するシーケンスである、ことを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記データ収集部は、前記スライス断面の画像を再構成するために必要なデータを、セグメント法を用いて複数の心拍に分割して収集する、ことを特徴とする請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記第１のダミーシーケンスと第２のダミーシーケンスとの間の本収集シーケンスを第１の本収集シーケンスとし、前記第２のダミーシーケンスの直後の本収集シーケンスを第２の本収集シーケンスとするとき、前記データ収集部は、前記スライス位置更新部によって更新されたスライス位置に対して前記第２の本収集シーケンスのデータを収集する、ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記第１の本収集シーケンスが対象とするスライス断面と、前記第２の本収集シーケンスが対象とするスライス断面とが同じ断面として計画されている場合、前記第２のダミーシーケンスでは、前記データ収集部は、前記第１の本収集シーケンスに対して設定したスライス断面を投影した投影断面のデータを収集する、ことを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記第１の本収集シーケンスが対象とするスライス断面と、前記第２の本収集シーケンスが対象とするスライス断面とが、所定の変位量だけ異なる断面として計画されている場合、前記第２のダミーシーケンスでは、前記データ収集部は、前記第１の本収集シーケンスで収集したスライス断面を前記所定の変位量だけ変位させたスライス断面を投影した投影断面のデータを収集する、ことを特徴とする請求項４に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記ダミーシーケンスの投影断面は、前記被検体の頭足方向に平行な断面であり、前記ダミーシーケンスのリードアウト方向は前記頭足方向である、ことを特徴とする請求項１乃至６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記データ収集部は、前記動き補正量が所定の閾値範囲内にあるときに限り、前記本収集シーケンスのスライス断面のデータを収集する、ことを特徴とする請求項１乃至７のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記スライス位置更新部は、本収集シーケンスのスライス断面の位置を、その直前のダミーシーケンスと直後のダミーシーケンスとの間において、前記動き補正量を用いて、段階的に滑らかに更新する、ことを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記本収集シーケンスは、心電同期信号の後から開始されて所定の継続期間後に終了し、前記ダミーシーケンスは、前記本収集シーケンスの終了後に開始され、次の心電同期信号の到来前に所定のデータ量が収集されていればその時点で前記ダミーシーケンスを終了し、次の心電同期信号の到来時においても前記所定のデータ量が収集されていなければ、前記所定のデータ量が収集されるまで前記ダミーシーケンスを継続する、ことを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記ダミーシーケンスは、心電同期信号の後から開始されて所定のデータ量を収集後に終了し、前記本収集シーケンスは、前記ダミーシーケンス終了後に開始され、次の心電同期信号の到来時に終了する、ことを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。

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