(57)【要約】【課題】被検体の呼吸に起因するアーチファクトを高精度に低減すること。【解決手段】実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、収集部と、算出部と、推定部と、撮像部とを備える。収集部は、被検体の第１の範囲を選択励起して、発生した第１のＭＲ信号を収集する。算出部は、第１のＭＲ信号のうち、第１の範囲の一部であり、被検体の肺を含む第２の範囲で発生した第１のＭＲ信号の総和値を算出する。推定部は、総和値の時間変動により被検体の呼吸周期を推定する。撮像部は、推定された呼吸周期に基づくタイミングで、被検体を撮像する。【選択図】図１
2020185070.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の第１の範囲を選択励起して、発生した第１のＭＲ信号を収集する収集部と、
前記第１のＭＲ信号のうち、前記第１の範囲の一部であり、前記被検体の肺を含む第２の範囲で発生した前記第１のＭＲ信号の総和値を算出する算出部と、
前記総和値の時間変動により前記被検体の呼吸周期を推定する推定部と、
推定された前記呼吸周期に基づくタイミングで、前記被検体を撮像する撮像部と、
を備える磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
前記撮像部は、推定された前記呼吸周期における呼気時に、前記被検体を撮像する、
請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
前記収集部は、前記被検体の１回の呼吸周期よりも短いエコー時間で、連続的に前記第１のＭＲ信号を収集する、
請求項１または２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
前記収集部は、グラディエントエコー法によって前記第１のＭＲ信号を収集する、
請求項１から３のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
前記算出部は、前記第１のＭＲ信号をフーリエ変換して周波数エンコード方向の１次元の信号プロファイルを生成し、前記信号プロファイルの結果に基づいて前記第２の範囲を特定する、
請求項１から４のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項６】
前記第１の範囲は、前記被検体の心臓を含まず、前記被検体の体軸方向を長手方向とする範囲である、
請求項１から５のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
前記推定部は、前記総和値が所定の閾値以上である場合に、呼気時であると推定する、
請求項１から６のいずれか１項に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
従来から、磁気共鳴イメージング装置で胸部を撮像する場合に、呼吸に起因するアーチファクトを低減する技術が知られている。例えば、被検体の腹部に固定されたバルーンを用いた圧力変動検出方式の呼吸同期法や、横隔膜の位置を指標として呼吸を確認するＲＭＣ（Ｒｅａｌｔｉｍｅ  Ｍｏｔｉｏｎ  Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ）等の技術が知られている。また、フェーズドアレイコイルを用いて受信したＭＲ信号に基づいて呼吸同期を行う技術も知られている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１７−１２３６３号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明が解決しようとする課題は、被検体の呼吸に起因するアーチファクトを低減することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、収集部と、算出部と、推定部と、撮像部とを備える。収集部は、被検体の第１の範囲を選択励起して、発生した第１のＭＲ信号を収集する。算出部は、第１のＭＲ信号のうち、第１の範囲の一部であり、被検体の肺を含む第２の範囲で発生した第１のＭＲ信号の総和値を算出する。推定部は、総和値の時間変動により被検体の呼吸周期を推定する。撮像部は、推定された呼吸周期に基づくタイミングで、被検体を撮像する。
【図面の簡単な説明】
【０００６】
【図１】図１は、実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置の構成の一例を示すブロック図である。
【図２】図２は、実施形態にかかる選択励起範囲の一例を示す図である。
【図３】図３は、選択励起範囲の撮像イメージの一例である。
【図４】図４は、実施形態にかかる監視対象領域で発生した第１のＭＲ信号の総和値の時系列の推移と、撮像タイミングの一例を示すグラフである。
【図５】図５は、実施形態にかかる撮像処理の流れの一例を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【０００７】
以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング装置の実施形態について詳細に説明する。なお、本願にかかる磁気共鳴イメージング装置は、以下に示す実施形態に限定されるものではない。
【０００８】
（第１の実施形態）
図１は、本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング（Magnetic  Resonance  Imaging：ＭＲＩ）装置１００の構成の一例を示すブロック図である。図１に示すように、磁気共鳴イメージング装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０２と、傾斜磁場電源１０３と、寝台１０４と、寝台制御回路１０５と、送信コイル１０６と、送信回路１０７と、受信コイル１０８と、受信回路１０９と、シーケンス制御回路１１０と、計算機システム１２０と、高周波増幅装置１とを備える。なお、磁気共鳴イメージング装置１００に被検体Ｐ（例えば、人体）は含まれない。
【０００９】
静磁場磁石１０１は、中空の円筒形状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成された磁石であり、内部の空間に一様な静磁場を発生する。
【００１０】
傾斜磁場コイル１０２は、中空の円筒形状（円筒の軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成されたコイルであり、傾斜磁場を発生する。より詳細には、傾斜磁場コイル１０２は、後述する傾斜磁場電源１０３から個別に電流供給を受けて、円筒内の空間に、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸およびＺ軸の各軸に沿った傾斜磁場を発生させる。
【００１１】
ここで、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。例えば、Ｚ軸方向は、傾斜磁場コイル１０２の円筒の軸方向に一致し、静磁場磁石１０１によって発生する静磁場の磁束に沿って設定される。また、Ｚ軸方向は、後述する天板１０４ａの長手方向および被検体Ｐの体軸方向と同方向である。また、Ｘ軸方向は、Ｚ軸方向に直交する水平方向に沿って設定される。Ｙ軸方向は、Ｚ軸方向に直交する鉛直方向に沿って設定される。
【００１２】
傾斜磁場電源１０３は、傾斜磁場コイル１０２に電流を供給する。また、傾斜磁場電源１０３は、後述のシーケンス制御回路１１０による制御の下、傾斜磁場コイル１０２に傾斜磁場を印加させる。
【００１３】
寝台１０４は、被検体Ｐが載置される天板１０４ａを備え、寝台制御回路１０５による制御のもと、天板１０４ａを、被検体Ｐが載置された状態で撮像口内へ挿入する。寝台制御回路１０５は、計算機システム１２０による制御のもと、寝台１０４を駆動して天板１０４ａを長手方向および上下方向へ移動するプロセッサである。
【００１４】
送信コイル１０６は、被検体Ｐに対して高周波を出力する。具体的には、送信コイル１０６は、傾斜磁場コイル１０２の内側に配置され、送信回路１０７からＲＦ（Radio  Frequency、高周波）パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。
【００１５】
また、送信コイル１０６は、被検体Ｐに高周波磁場を印加することで、被検体Ｐの任意の断面を励起する。
【００１６】
送信回路１０７は、対象とする原子核の種類および磁場の強度で決まるラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル１０６に供給する。
【００１７】
受信コイル１０８は、傾斜磁場コイル１０２の内側に配置され、高周波磁場の影響によって被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号（以下、ＭＲ信号と称する）を受信する。受信コイル１０８は、ＭＲ信号を受信すると、受信したＭＲ信号を受信回路１０９へ出力する。
【００１８】
なお、図１では、受信コイル１０８が、送信コイル１０６と別個に設けられる構成としたが、これは一例であり、当該構成に限定されるものではない。例えば、受信コイル１０８が送信コイル１０６と兼用される構成を採用しても良い。また、受信コイル１０８は、架台内に設けられた全身用の受信コイルのみに限定されるものではなく、撮像対象部位に応じた局所コイルでも良い。局所コイルには、例えば、脊椎撮像用のＳｐｉｎｅコイル、頭部撮像用のＨｅａｄコイル等の種類がある。撮像対象部位が複数である場合には、複数の局所コイルが受信コイル１０８として設置されても良い。
【００１９】
受信回路１０９は、受信コイル１０８から出力されるアナログのＭＲ信号をアナログ・デジタル（ＡＤ）変換して、ＭＲデータを生成する。また、受信回路１０９は、生成したＭＲデータをシーケンス制御回路１１０へ送信する。なお、ＡＤ変換に関しては、受信コイル１０８内で行っても構わないし、受信回路１０９はＡＤ変換以外にも任意の信号処理を行うことが可能である。
【００２０】
シーケンス制御回路１１０は、計算機システム１２０から送信されるシーケンス情報に基づいて、高周波増幅装置１、傾斜磁場電源１０３、送信回路１０７、および受信回路１０９を制御することによって、被検体Ｐの撮像を行う。シーケンス制御回路１１０は、プロセッサにより実現されるものとしても良いし、ソフトウェアとハードウェアとの混合によって実現されても良い。
【００２１】
シーケンス情報とは、磁気共鳴イメージング装置１００による検査で実行されるパルスシーケンスを定義する情報である。シーケンス情報には、傾斜磁場電源１０３が傾斜磁場コイル１０２に供給する電流の強さや電流を供給するタイミング、送信回路１０７が送信コイル１０６に送信するＲＦパルスの強さやＲＦパルスを印加するタイミング、受信回路１０９がＭＲ信号を検出するタイミング等が定義される。
【００２２】
また、シーケンス情報は、操作者によって指定された撮像条件、例えば、選択励起位置、ＴＲ（繰り返し時間：Repetition  Time）、ＴＥ（エコー時間：Echo  Time）、スライス枚数、スライス厚、ＦＯＶ（撮像視野：Field  Of  View）等、多数の撮像パラメータに情報に基づいて、計算機システム１２０によって生成されるものとする。
【００２３】
高周波増幅装置１は、計算機システム１２０、シーケンス制御回路１１０および送信回路１０７等に接続され、計算機システム１２０から受信した命令またはシーケンス制御回路１１０から受信したシーケンス情報に基づいて、ＲＦ信号を生成する。このＲＦ信号は、シーケンス制御回路１１０から入力されたＲＦ入力信号を高周波増幅装置１が増幅した増幅信号である。高周波増幅装置１は、生成した増幅信号を送信回路１０７に送信する。
【００２４】
計算機システム１２０は、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御、データ収集、および画像再構成などを行う。より詳細には、計算機システム１２０は、シーケンス制御回路１１０、高周波増幅装置１、および寝台制御回路１０５を制御する。計算機システム１２０は、インタフェース回路１２１、記憶回路１２２、処理回路１２３、入力インタフェース１２４、およびディスプレイ１２５を有する。計算機システム１２０は、本実施形態における磁気共鳴イメージング装置１００の制御システムの一例である。
【００２５】
インタフェース回路１２１は、シーケンス情報をシーケンス制御回路１１０へ送信し、シーケンス制御回路１１０からＭＲデータを受信する。また、インタフェース回路１２１は、ＭＲデータを受信すると、受信したＭＲデータを記憶回路１２２に格納する。
【００２６】
記憶回路１２２は、各種のプログラムを記憶する。記憶回路１２２は、インタフェース回路１２１によって受信されたＭＲデータや、後述の撮像機能１２３ｄによってｋ空間に配置された時系列データ、後述する画像生成機能１２３ｅによって生成された磁気共鳴画像などを記憶する。また、記憶回路１２２は、各種のプログラムを記憶する。記憶回路１２２は、例えば、ＲＡＭ（Random  Access  Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。なお、記憶回路１２２は、ハードウェアによる非一過性の記憶媒体としても用いられる。
【００２７】
入力インタフェース１２４は、医師または診療放射線技師等の操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける。入力インタフェース１２４は、例えば、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等によって実現される。入力インタフェース１２４は、処理回路１２３に接続されており、操作者から受け取った入力操作を電気信号に変換して処理回路１２３へと出力する。
【００２８】
ディスプレイ１２５は、処理回路１２３による制御のもと、各種ＧＵＩ（Graphical  User  Interface）や、ＭＲ（Magnetic  Resonance）画像等を表示する。
【００２９】
処理回路１２３は、磁気共鳴イメージング装置１００の全体制御を行う。より詳細には、処理回路１２３は、収集機能１２３ａと、算出機能１２３ｂと、推定機能１２３ｃと、撮像機能１２３ｄと、画像生成機能１２３ｅと、表示制御機能１２３ｆとを有する。収集機能１２３ａは、収集部の一例である。また、算出機能１２３ｂは、算出部の一例である。推定機能１２３ｃは、推定部の一例である。撮像機能１２３ｄは、撮像部の一例である。画像生成機能１２３ｅは、画像生成部の一例である。表示制御機能１２３ｆは、表示制御部の一例である。
【００３０】
ここで、例えば、処理回路１２３の構成要素である収集機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、推定機能１２３ｃ、撮像機能１２３ｄ、画像生成機能１２３ｅ、および表示制御機能１２３ｆの各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１２２に記憶されている。処理回路１２３は、各プログラムを記憶回路１２２から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１２３は、図１の処理回路１２３内に示された各機能を有することとなる。なお、図１においては、単一の処理回路１２３にて、収集機能１２３ａ、算出機能１２３ｂ、推定機能１２３ｃ、撮像機能１２３ｄ、画像生成機能１２３ｅ、および表示制御機能１２３ｆの各処理機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１２３を構成し、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。
【００３１】
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central  Processing  Unit）、ＧＰＵ(Graphics  Processing  Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application  Specific  Integrated  Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple  Programmable  Logic  Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex  Programmable  Logic  Device：ＣＰＬＤ）、およびフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field  Programmable  Gate  Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。なお、記憶回路１２２にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。
【００３２】
収集機能１２３ａは、被検体Ｐの身体の一部を選択励起して、発生したＭＲ信号を収集する。より詳細には、収集機能１２３ａは、被検体Ｐの身体の一部を選択励起する撮像シーケンスの実行の指示を、インタフェース回路１２１を介してシーケンス制御回路１１０へ送信する。本実施形態においては、収集機能１２３ａは、被検体Ｐの体軸方向をリードアウト（Read  Out：ＲＯ）傾斜磁場方向として傾斜磁場を印加するシーケンスの実行を指示する。
【００３３】
また、収集機能１２３ａは、撮像シーケンスの実行結果としてシーケンス制御回路１１０から送られたＭＲデータを、インタフェース回路１２１を介して取得する。このように、収集機能１２３ａは、ＭＲ信号がＡＤ変換されたＭＲデータを収集するが、本実施形態においては、以下、ＭＲデータについても、便宜的に「ＭＲ信号」と呼ぶ。
【００３４】
また、本実施形態においては、選択励起される被検体Ｐの身体の一部を、選択励起範囲という。選択励起範囲は、第１の範囲の一例である。また、収集機能１２３ａによって収集されるＭＲ信号を、第１のＭＲ信号という。
【００３５】
ここで、選択励起範囲について図２を用いて説明する。図２は、本実施形態にかかる選択励起範囲９００の一例を示す図である。
【００３６】
本実施形態の選択励起範囲９００は、被検体Ｐの心臓を含まず、被検体Ｐの体軸方向を長手方向とする範囲である。換言すれば、選択励起範囲９００は、被検体Ｐの心臓を含まないサジタル面のスライスである。図２の左側に示すように、選択励起範囲９００は、被検体Ｐの体軸方向（Ｚ軸方向）に沿った方向を長手方向としている。選択励起範囲９００には、一例として、被検体Ｐの肩、肺、横隔膜、および肝臓が含まれる。被検体Ｐの心臓を回避するため、例えば、被検体Ｐの胸部を含む右半身のサジタル断面が選択励起範囲９００となる。
【００３７】
なお、選択励起範囲９００は、被検体Ｐの体軸方向（Ｚ軸方向）と完全に並行していなくとも良く、例えば、被検体Ｐの体軸方向に対して斜めの方向に伸びていても良い。
【００３８】
図３は、選択励起範囲９００の撮像イメージの一例である。選択励起範囲９００から収集された第１のＭＲ信号を例えば、逆フーリエ変換によって再構成すると、図３に示すように、心臓を含まない胸部のサジタル断面の磁気共鳴画像となる。なお、図３はあくまで選択励起範囲９００を説明するためのイメージであり、第１のＭＲ信号は画像化されなくとも良い。
【００３９】
また、図３のイメージでは、呼気時において肺が縮んだ状態を示す。また、吸気時においては、横隔膜が画面の下側（すなわち、被検体Ｐの足側）に移動することによって、図３に示す状態よりも肺が膨らむ。
【００４０】
また、収集機能１２３ａは、グラディエントエコー（Gradient  Echo：ＧＥ）法によって選択励起範囲９００を励起してＦＩＤ信号を発生させた後に、傾斜磁場の磁場勾配を反転することによって、第１のＭＲ信号を収集する。なお、グラディエントエコー法は、フィールドエコー（Field  Echo：ＦＥ）法ともいう。また、収集機能１２３ａによる選択励起のＴＥは、被検体Ｐの１回の呼吸周期よりも短い時間とする。例えば、収集機能１２３ａによる選択励起のＴＥは５〜２０ｍｓとするが、これに限定されるものではない。収集機能１２３ａは、連続的に選択励起範囲９００の選択励起およびＭＲ信号の収集を繰り返し実行する。
【００４１】
収集機能１２３ａは、グラディエントエコー法を用いることにより、フリップアングル（ＦＡ：Flip  Angle）を小さくすることができる。一例として、本実施形態においては、収集機能１２３ａによる選択励起のフリップアングルは、３〜１０度とするが、これに限定されるものではない。
【００４２】
また、収集機能１２３ａは、後述の撮像機能１２３ｄによる撮像処理の実行中は、第１のＭＲ信号の収集を停止する。収集機能１２３ａは、例えば、後述の推定機能１２３ｃから、呼気時であることの通知を受けた場合に、撮像機能１２３ｄによる撮像処理が開始したと判断して第１のＭＲ信号の収集を停止し、所定の時間の経過後に、第１のＭＲ信号の収集を再開する。また、収集機能１２３ａは、収集した第１のＭＲ信号を算出機能１２３ｂに送出する。
【００４３】
図１に戻り、算出機能１２３ｂは、第１のＭＲ信号のうち、監視対象領域で発生した第１のＭＲ信号の総和値を算出する。
【００４４】
監視対象領域は、選択励起範囲９００の一部であり、被検体Ｐの肺を含む範囲である。具体的には、本実施形態においては、監視対象領域は、被検体Ｐの肩から少なくとも横隔膜までを含むものとする。監視対象領域は、本実施形態における第２の範囲の一例である。
【００４５】
算出機能１２３ｂは、第１のＭＲ信号をフーリエ変換して周波数エンコード方向（周波数軸方向）の１次元の信号プロファイルを生成し、当該信号プロファイルの結果に基づいて監視対象領域を特定する。このような変換処理は、１次元フーリエ変換ともいう。具体的には、本実施形態の算出機能１２３ｂは、高速フーリエ変換（Fast  Fourier  Transform：ＦＦＴ）を使用するが、変換の手法はこれに限定されるものではない。
【００４６】
ここで、再び図２を用いて、監視対象領域９０１について説明する。図２に示す例では、監視対象領域９０１は、選択励起範囲９００のうち、被検体Ｐの肩から肝臓の一部までを含む範囲である。また、被検体Ｐの呼気時には、選択励起範囲９００に肝臓が含まれなくとも良い。また、監視対象領域９０１は、被検体Ｐの肝臓全体は含まないものとする。
【００４７】
監視対象領域９０１の大きさは被検体Ｐの体格によって異なる。例えば、肺野の体軸方向の長さは身長の１５％程度であると仮定する。この場合、監視対象領域９０１は、肺野よりも大きいため、監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１は、一例として、身長の２０〜２５％程度となる。このため、算出機能１２３ｂは、選択励起範囲９００のうち、被検体Ｐの肩から、身長の２０〜２５％程度の長さを、監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１として算出する。例えば、被検体Ｐの身長が１６０ｃｍの場合、監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１は３５ｃｍとなる。また、被検体Ｐの身長が５０ｃｍの場合、監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１は１２ｃｍとなる。
【００４８】
被検体Ｐの身長は、例えば、操作者によって入力インタフェース１２４に入力され、記憶回路１２２に保存されるものとする。また、予め算出された監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１が記憶回路１２２に保存されるものとしても良い。なお、上述した監視対象領域９０１の大きさ、および監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１の算出手法、および体軸方向の長さＬ１の値は一例であり、これらに限定されるものではない。また、他の手法として、算出機能１２３ｂは、“成人男性”、“成人女性”、“小児”、“乳児”等の被検体Ｐの分類に応じて、監視対象領域９０１の体軸方向の長さＬ１を決定しても良い。
【００４９】
また、図２の右側に、高速フーリエ変換された第１のＭＲ信号の信号プロファイルを示す。算出機能１２３ｂは、高速フーリエ変換により、第１のＭＲ信号の周波数エンコード方向の発生位置を特定する。選択励起範囲９００は被検体Ｐのサジタル方向のスライスであるため、周波数エンコード方向はＺ軸方向および被検体Ｐの体軸方向と並行になる。
【００５０】
通常、磁気共鳴画像を生成する場合には、ＭＲ信号の発生位置は、周波数エンコード方向と位相エンコード方向の２次元の空間上で特定されるが、本実施形態の収集機能１２３ａは、位相エンコードを付与せずにＭＲ信号の収集を行うため、第１のＭＲ信号の位相エンコード方向の発生位置は特定しない。このため、本実施形態の第１のＭＲ信号の発生位置は、被検体Ｐの体軸方向の１次元上の位置で特定される。なお、図２に示す例では、位相エンコード方向はＹ軸方向に相当する。
【００５１】
図２に示すように、選択励起範囲９００には、被検体Ｐが含まれない部分がある。第１のＭＲ信号の信号値は、励起の対象となる被検体Ｐが存在しない領域ではノイズレベルのゼロに近い値となる。算出機能１２３ｂは、第１のＭＲ信号の信号値がほぼゼロとみなせる周波数軸上の位置ａ１を、監視対象領域９０１の開始位置として特定する。また、算出機能１２３ｂは、位置ａ１から被検体Ｐの足の方に向かって長さＬ１分移動した周波数軸上の位置ａ２を、監視対象領域９０１の終了位置として特定する。
【００５２】
また、選択励起範囲９００のうち、監視対象領域９０１以外は、フィルタ対象領域９０２ａ，９０２ｂという。以下、フィルタ対象領域９０２ａとフィルタ対象領域９０２ｂとを特に区別しない場合は、単にフィルタ対象領域９０２という。
【００５３】
算出機能１２３ｂは、フィルタ対象領域９０２から発生した第１のＭＲ信号の信号値をゼロ値化するフィルタ処理をする。また、算出機能１２３ｂは、フィルタ処理後の第１のＭＲ信号の信号値を積分する。本実施形態においては、フィルタ処理後の第１のＭＲ信号の信号値の積分値を、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値という。
【００５４】
また、肺は空気を多く含むため、肺から発生する第１のＭＲ信号は、他の臓器（横隔膜、または肝臓等）から発生する第１のＭＲ信号よりも少ない。吸気時には肺が膨らむため、監視対象領域９０１に占める肺の割合が大きくなり、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値が低下する。また、呼気時には、肺が縮むため、他の臓器（肝臓等）が監視対象領域９０１に占める割合が大きくなる。このため、呼気時には、監視対象領域９０１に占める肺の割合が吸気時よりも小さくなり、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値が増大する。
【００５５】
算出機能１２３ｂは、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値を、収集機能１２３ａによる第１のＭＲ信号の収集ごとに、連続的に算出する。算出機能１２３ｂは、算出した総和値を推定機能１２３ｃに送出する。
【００５６】
図１に戻り、推定機能１２３ｃは、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値の時間変動により被検体Ｐの呼吸周期を推定する。
【００５７】
ここで、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値と、被検体Ｐの呼吸周期との関係について、図４を用いて説明する。図４は、本実施形態にかかる監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓの時系列の推移と、撮像タイミングの一例を示すグラフである。図４の縦軸は総和値Ｓの値、横軸は時間である。
【００５８】
図４に示す曲線のグラフＧは、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓを示す。グラフＧは、被検体Ｐの呼吸周期に応じて変動する。推定機能１２３ｃは、総和値Ｓが所定の閾値以上である場合に、呼気時であると推定する。ここで、本実施形態における呼気時とは、被検体Ｐが息を吐き始めたタイミングではなく、肺が収縮状態になったタイミングとする。
【００５９】
所定の閾値は、例えば、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓの最大値の９８％とするが、これに限定されるものではない。所定の閾値は、例えば、操作者によって入力インタフェース１２４に入力され、記憶回路１２２に保存される。あるいは、推定機能１２３ｃまたは算出機能１２３ｂが、被検体Ｐの身長等に基づいて所定の閾値を決定しても良い。また、推定機能１２３ｃまたは算出機能１２３ｂが、１回以上の呼吸に相当する時間における総和値Ｓの最大値から、所定の閾値を算出しても良い。
【００６０】
例えば、図３に示したイメージにおいては、横隔膜が白線８０の位置よりも画面上側に位置する場合に、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓが所定の閾値以上になるものとする。
【００６１】
推定機能１２３ｃは、総和値Ｓが所定の閾値以上であると判断した場合に、撮像機能１２３ｄおよび収集機能１２３ａに、呼気時であることを通知する。
【００６２】
図１に戻り、撮像機能１２３ｄは、推定された呼吸周期に基づくタイミングで、被検体Ｐを撮像する。より詳細には、撮像機能１２３ｄは、推定された呼吸周期における呼気時に、被検体Ｐを撮像する。撮像機能１２３ｄは、例えば、呼吸周期に基づく撮像タイミングと、入力インタフェース１２４を介して操作者から入力される撮像条件とに基づいてシーケンス情報を生成し、生成したシーケンス情報をシーケンス制御回路１１０に送信することによって撮像を制御する。
【００６３】
撮像機能１２３ｄは、撮像結果としてシーケンス制御回路１１０から送られたＭＲデータを、インタフェース回路１２１を介して取得する。本実施形態においては、撮像機能１２３ｄによる撮像処理によって収集されたＭＲデータ（ＡＤ変換済みのＭＲ信号）を、第２のＭＲ信号という。また、撮像機能１２３ｄによる撮像処理は、第２のＭＲ信号の収集処理ともいう。
【００６４】
撮像機能１２３ｄによる撮像範囲は、本来の目的の撮像範囲である。以下、撮像機能１２３ｄによる撮像範囲を、収集機能１２３ａによる選択励起範囲９００等と区別するため、「診断撮像範囲」という。本実施形態においては、診断撮像範囲は、例えば、被検体Ｐの胸部、肝臓、または腹部内のその他の臓器等とするが、これらに限定されるものではない。また、撮像の際のスライス方向、およびスライス位置についても、特に限定されるものではない。診断撮像範囲は、選択励起範囲９００と重複する範囲であっても良い。
【００６５】
再び図４を用いて、撮像機能１２３ｄによる第２のＭＲ信号の収集のタイミングについて説明する。図４に示すバー７０ａ〜７０ｃは、撮像機能１２３ｄによる第２のＭＲ信号の収集の処理が行われている期間を示す。
【００６６】
図４に示す例では、総和値Ｓは、時間Ｔａ１の時点で所定の閾値に達する。この場合、撮像機能１２３ｄは、撮像シーケンスを実行し、撮像結果として発生した第２のＭＲ信号を収集する。また、時間Ｔｂ１は、撮像機能１２３ｄによる撮像処理の終了のタイミングである。時間Ｔａ１から時間Ｔｂ１までの期間が撮像時間である。
【００６７】
本実施形態においては、撮像機能１２３ｄによる撮像時間の長さは、例えば、１回の呼吸周期の２分の１以下とし、長くとも１回の呼吸周期の３分の２以下とする。撮像時間の長さを１回の呼吸周期の３分の２以下とすることで、収集機能１２３ａによる第１のＭＲ信号の収集を早期に再開し、次の呼気時を推定することが可能になる。なお、本実施形態における撮像時間の長さは一例であり、これに限定されるものではない。
【００６８】
また、撮像機能１２３ｄは、撮像条件に応じて、撮像処理を繰り返す。図４では、撮像機能１２３ｄは、時間Ｔａ１から時間Ｔｂ１、時間Ｔａ２から時間Ｔｂ２、時間Ｔａ３から時間Ｔｂ３において、合計３回の撮像処理を実行しているが、撮像処理の回数はこれに限定されるものではない。
【００６９】
また、撮像機能１２３ｄは、第２のＭＲ信号を、上述した傾斜磁場により付与された位相エンコード量や周波数エンコード量に従って配列させる。配列されたＭＲデータは、ｋ空間データと称される。ｋ空間データは、記憶回路１２２に保存される。また、撮像機能１２３ｄは、全ての撮像処理の終了後、処理の終了を画像生成機能１２３ｅに通知する。
【００７０】
図１に戻り、画像生成機能１２３ｅは、第２のＭＲ信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する。画像生成機能１２３ｅは、ｋ空間データに例えばフーリエ変換などの再構成処理を行って磁気共鳴画像を生成する。画像生成機能１２３ｅは、生成した磁気共鳴画像を、例えば、記憶回路１２２に保存する。また、画像生成機能１２３ｅは、磁気共鳴画像の生成の完了を表示制御機能１２３ｆに通知しても良い。
【００７１】
表示制御機能１２３ｆは、生成された磁気共鳴画像をディスプレイ１２５に表示させる。
【００７２】
次に、本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置１００で実行される撮像処理の流れを説明する。図５は、本実施形態にかかる撮像処理の流れの一例を示すフローチャートである。このフローチャートの処理は、例えば、例えば、操作者により入力された撮像開始要求を契機として開始される。
【００７３】
まず、収集機能１２３ａは、被検体Ｐの選択励起範囲９００を選択励起し、選択励起範囲９００から発生した第１のＭＲ信号の収集を実行する（Ｓ１）。
【００７４】
次に、算出機能１２３ｂは、収集された第１のＭＲ信号を周波数方向に高速フーリエ変換する（Ｓ２）。
【００７５】
そして、算出機能１２３ｂは、高速フーリエ変換によって算出した信号プロファイルに基づいて、監視対象領域９０１を特定する（Ｓ３）。より詳細には、算出機能１２３ｂは、第１のＭＲ信号の信号値が“０”になる周波数軸上の位置ａ１を、監視対象領域９０１の開始位置として特定する。また、算出機能１２３ｂは位置ａ１から被検体Ｐの足の方に向かって長さＬ１分移動した周波数軸上の位置ａ２を、監視対象領域９０１の終了位置として特定する。
【００７６】
次に、算出機能１２３ｂは、フィルタ対象領域９０２から発生した第１のＭＲ信号の信号値をゼロ値化するフィルタ処理を実行する（Ｓ４）。より詳細には、算出機能１２３ｂは、周波数軸上で位置ａ１から位置ａ２の間に含まれない第１のＭＲ信号の信号値を、全て“０”に変換する。
【００７７】
そして、算出機能１２３ｂは、フィルタ処理後の第１のＭＲ信号の総和値Ｓを算出する（Ｓ５）。Ｓ４のフィルタ処理によって、監視対象領域９０１以外（すなわち、フィルタ対象領域９０２）から発生した第１のＭＲ信号の信号値は除外されるため、算出機能１２３ｂは、フィルタ処理後の第１のＭＲ信号の総和値Ｓを算出することにより、監視対象領域９０１から発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓが求められる。
【００７８】
次に、推定機能１２３ｃは、第１のＭＲ信号の総和値Ｓが、所定の閾値以上であるか否かを判断する（Ｓ６）。推定機能１２３ｃは、第１のＭＲ信号の総和値Ｓが所定の閾値未満であると判断した場合は（Ｓ６“Ｎｏ”）、呼気時ではないと判定し、Ｓ１の処理に戻る。
【００７９】
また、推定機能１２３ｃは、第１のＭＲ信号の総和値Ｓが所定の閾値以上であると判断した場合は（Ｓ６“Ｙｅｓ”）、呼気時であると判定する。この場合、撮像機能１２３ｄは、診断撮像範囲の撮像処理を開始する（Ｓ７）。撮像機能１２３ｄは、撮像処理の結果として第２のＭＲ信号を収集する。
【００８０】
次に、収集機能１２３ａは、撮像条件に応じて定められた全ての撮像処理が終了したか否かを判断する（Ｓ８）。収集機能１２３ａが、全ての撮像処理が終了していないと判断した場合は（Ｓ８“Ｎｏ”）、Ｓ１の処理に戻り、第１のＭＲ信号の収集が継続する。
【００８１】
また、収集機能１２３ａが、全ての撮像処理が終了したと判断した場合は（Ｓ８“Ｙｅｓ”）、画像生成機能１２３ｅは、第２のＭＲ信号に基づいて磁気共鳴画像を生成する（Ｓ９）。
【００８２】
そして、表示制御機能１２３ｆは、生成された磁気共鳴画像をディスプレイ１２５に表示させる（Ｓ１０）。ここで、このフローチャートの処理は終了する。
【００８３】
このように、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、被検体Ｐの選択励起範囲９００を選択励起して、発生した第１のＭＲ信号を収集し、第１のＭＲ信号のうち、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓを算出する。また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、総和値Ｓの時間変動により被検体Ｐの呼吸周期を推定し、呼吸周期に基づくタイミングで被検体Ｐを撮像する。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号の総和値Ｓの時間変動により被検体Ｐの呼吸周期を算出しているため、画像上では判別が困難な微小な第１のＭＲ信号の信号値の変動も踏まえて、被検体Ｐの呼吸周期を高精度に推定することができる。また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、高精度に推定した呼吸周期に合わせたタイミングで撮像処理を実行することにより、呼吸による肺の伸縮途中に撮像が実施されることを低減することができる。
【００８４】
このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、被検体Ｐの呼吸に起因するアーチファクトを高精度に低減することができる。
【００８５】
例えば、比較例として、磁気共鳴画像上の横隔膜の動きに基づいて、被検体の呼吸周期を推定する技術がある。このような技術では、横隔膜の上下運動を磁気共鳴画像上の画素単位で検出する。当該比較例においては、被検体の身体が小さい場合、例えば、被検体が乳児である場合は、呼吸による磁気共鳴画像上における横隔膜の位置の変動が微小であるため、背景のノイズと判別することが困難な場合がある。また、分解能を向上させるために画素のサイズを大きくすると、１画素あたりのＭＲ信号が減少し、全体のＳ／Ｎ比の低下によって画質が低下する。このため、このような技術では、被検体の身体が小さい場合や、被検体の呼吸が浅い場合に、吸気と呼気の境界を高精度に判別することが困難な場合があった。
【００８６】
ここで、比較例と本実施形態の手法とを具体的に比較する。一般的な磁気共鳴画像の１画素に相当する撮像対象の被検体の部位の大きさは、縦１ｍｍ×横１ｍｍ×幅３ｍｍ＝３ｍｍ３程度である。また、一般に、被検体が成人の場合は呼吸によって横隔膜の位置は数ｃｍ変動する。また、被検体が乳児の場合は、呼吸による横隔膜の位置の変動は数ｍｍ程度である。仮に、呼吸による成人の横隔膜の変動を１ｃｍとした場合、磁気共鳴画像上で１０画素程度の変動が生じる。また、被検体が乳児の場合、横隔膜の動きが数ｍｍであると仮定すると、磁気共鳴画像上の変動量は数画素程度となる。
【００８７】
これに対して、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００では、画素ではなく、第１のＭＲ信号の総和値Ｓの変動によって被検体Ｐの呼吸周期を推定している。例えば、仮に、被検体Ｐが成人である場合、選択励起範囲９００の厚みが１０ｍｍ、呼吸による横隔膜の変動が１ｃｍ、被検体Ｐの胸板の厚さを１０ｃｍとした場合、選択励起範囲９００内の監視対象領域９０１の呼吸による変動量は、１０ｍｍ×１ｃｍ×１０ｃｍ＝１０，０００ｍｍ３となる。これは、１画素に相当する撮像対象の被検体の部位の大きさ３ｍｍ３の約３３００倍となる。このため、上述の比較例における変動量の１０画素と比較すると、１００倍の感度に相当する。また、被検体Ｐが乳児等である場合にも、本実施形態では、被検体Ｐが成人である場合と同様に、呼吸による変動を高精度に検出することができる。なお、上述した比較例または本実施形態における画素の粒度、選択励起範囲、被検体の変動量等の値は一例であり、これらに限定されるものではない。
【００８８】
また、他の比較例としてバルーンを用いた圧力変動検出方式（バルーン方式）があるが、当該比較例においても、被検体の身体が小さい場合や、被検体の呼吸が浅い場合には、呼吸による圧力変動が微小になり、高精度に検出することが困難な場合がある。
【００８９】
また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、被検体Ｐの選択励起範囲９００を選択励起して、発生した第１のＭＲ信号を収集しているため、フェーズドアレイコイルを被検体Ｐに設置しなくとも、監視対象領域９０１で発生した第１のＭＲ信号を収集することができる。このため、本来の目的の撮像（撮像機能１２３ｄによる撮像）以外に、呼吸同期用のコイルを追加で設置しなくとも良く、撮像準備の負荷を低減することができる。
【００９０】
また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、推定された呼吸周期における呼気時に、被検体Ｐを撮像する。図４に示したように、呼気時においては、第１のＭＲ信号の総和値Ｓの変動が少ない期間が、吸気時よりも長く続いている。これは、肺の伸縮による変動が呼気時の方が吸気時よりも少ないためである。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、呼気時に被検体Ｐを撮像することにより、撮像時間を確保し、高精度に撮像をすることができる。
【００９１】
また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、被検体Ｐの１回の呼吸周期よりも短いエコー時間（ＴＥ）で、連続的に第１のＭＲ信号を収集する。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、第１のＭＲ信号の総和値Ｓの変動を短い間隔で取得できるため、被検体Ｐの呼気時を高精度に特定することができる。
【００９２】
また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、グラディエントエコー法によって第１のＭＲ信号を収集する。グラディエントエコー法では、例えばスピン・エコー（Spin  Echo：ＳＥ）法よりも、フリップアングルを小さくすることができる。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００では、選択励起範囲９００のプロトンの緩和に要する時間が短くなる。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、選択励起範囲９００と診断撮像範囲とが重複する場合でも、撮像機能１２３ｄにおける撮像の際に、選択励起範囲９００内に含まれるプロトンからの第２のＭＲ信号の出力の低下を低減することができる。つまり、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、呼吸同期のための第１のＭＲ信号の収集によって診断のための撮像の精度が低下することを、低減することができる。
【００９３】
また、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、第１のＭＲ信号をフーリエ変換して周波数エンコード方向の１次元の信号プロファイルを生成し、信号プロファイルの結果に基づいて監視対象領域９０１を特定する。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、選択励起範囲９００のうち呼吸による第１のＭＲ信号の信号値の変動が大きくなる範囲、つまり監視対象領域９０１を、容易に特定することができる。例えば、選択励起範囲９００は、被検体Ｐのサジタル方向の範囲であるため、呼吸による変動が生じにくい部位、あるいは、被検体Ｐの呼吸以外の動作による変動が生じやすい部位を含む場合がある。このような部位から発生した第１のＭＲ信号を総和値Ｓに含めると、呼吸周期の検出精度を向上させることが困難な場合がある。これに対して、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００は、周波数エンコード方向の１次元の信号プロファイルに基づいて、被検体Ｐの身体と、第１のＭＲ信号の発生位置とを対応付けられるため、第１のＭＲ信号の総和値Ｓの算出対象である監視対象領域９０１を限定し、呼吸周期の検出精度を向上させることができる。
【００９４】
また、本実施形態における選択励起範囲９００は、被検体Ｐの心臓を含まず、被検体Ｐの体軸方向を長手方向とする範囲である。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、被検体Ｐの心臓の拍動によるＭＲ信号の変動の影響を低減し、高精度に呼吸周期を推定することができる。また、例えば、選択励起範囲９００がコロナル断面である場合は、呼吸による変動のある横隔膜等を含む範囲を選択励起対象とすると、選択励起範囲から心臓を除外することが困難である。これに対して、本実施形態における選択励起範囲９００は、被検体Ｐの体軸方向を長手方向とするサジタル断面であるため、選択励起範囲９００に心臓が含まれることを回避しつつ、呼吸による変動のある横隔膜等を選択励起範囲９００に含めることができる。
【００９５】
また、本実施形態における監視対象領域９０１は、総和値Ｓが所定の閾値以上である場合に、呼気時であると推定する。このため、本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１００によれば、被検体Ｐの呼吸周期における呼気時の開始タイミングを高精度に推定することができる。
【００９６】
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。
【符号の説明】
【００９７】
１００  磁気共鳴イメージング装置
１２２  記憶回路
１２３  処理回路
１２３ａ  収集機能
１２３ｂ  算出機能
１２３ｃ  推定機能
１２３ｄ  撮像機能
１２３ｅ  画像生成機能
１２３ｆ  表示制御機能
１２４  入力インタフェース
１２５  ディスプレイ
９００  選択励起範囲
９０１  監視対象領域
９０２，９０２ａ，９０２ｂ  フィルタ対象領域
Ｐ  被検体
Ｓ  総和値
【図１】
2020185070.tif 000003
【図２】
2020185070.tif 000004
【図３】
2020185070.tif 000005
【図４】
2020185070.tif 000006
【図５】
2020185070.tif 000007