(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるｋ空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しＭＲＩ画像を作成する計算機と、前記ＭＲＩ画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するＭＲＩトラッキング手段とを有し、かつ、
（１）前記器具の位置または移動速度のデータに対する閾値を、前記メモリ上に保持すること、
（２）前記器具の位置または移動速度のデータを受信し、前記閾値との大小を比較して、前記器具の位置または移動速度のデータが、前記閾値より大きい場合に取得する、前記磁気共鳴信号の前記データ配列上のアドレスをメモリ上に保持すること、
（３）前記器具の位置または移動速度のデータが前記閾値より大きい場合、前記アドレスの位相変調の大きさを実現する傾斜磁場印加量を導出し、前記傾斜磁場発生手段から出力すること、
（４）前記器具の移動前に取得された前記配列データの一部を、前記磁気共鳴信号を前記信号検出手段により検出して取得した配列データで更新することにより、前記器具の移動前に取得された前記配列データとデータ数の等しい新たな配列データを作成すること、
（５）作成された前記配列データに対して、所定の演算処理を施しＭＲＩ画像を作成すること、を特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【請求項２】
前記アドレスにおける位相変調は、低次の位相変調であることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴撮影装置。
【請求項３】
前記手術用器具は、カテーテルであり、かつ、前記カテーテルを制御する制御機構を備えてなることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、特に、低侵襲手術の分野において、カテーテル等の手術用器具の先端位置を撮影条件にフィードバックしＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）画像を取得するＭＲＩトラッキング技術を用いたＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来技術の問題点を明らかにするため、まずＭＲＩ画像とその元データ、及び撮影シーケンス（磁場印加手順を示すタイムチャート）と前記元データとの対応について説明する。
【０００３】
図７に、ＭＲＩ画像の元データを格納するデータ配列を示す。図中、○印の配置はデータのサンプリングポイントを示す。このデータ配列は、ＭＲＩ技術分野ではｋ空間（周波数空間）と呼ばれている。ｋ空間とＭＲＩ画像とはフーリエ変換／逆変換により関連付けられており、図７のｋｘ軸、ｋｙ軸は、空間座標軸のｘ軸、ｙ軸にそれぞれ対応する。ｋ空間上のデータを用いてＭＲＩ画像を作成する処理は画像再構成と呼ばれる。画像再構成には、フーリエ変換の他に、様々な信号処理が含まれる。以下、配列数１２８×１２８（ｋｘ方向×ｋｙ方向）の場合を例に用いて、説明する。
【０００４】
図８は、（ａ）撮影シーケンスと（ｂ）ｋ空間へのデータ配列を示す。本図に示した様に、ｋ空間上の座標と傾斜磁場印加量とは一対一に対応する。一般に、１個のＭＲ信号のサンプリングによりｋｘ方向に１２８個のデータが充填される。繰り返し時間ＴＲ毎にＧｙの振幅を変更しＭＲ信号を取得するプロセスを、１２８回繰り返して１２８個のＭＲ信号を取得し、１２８×１２８の全配列データを取得する。
【０００５】
ＭＲＩトラッキング技術では、例えばカテーテル等の手術用器具の先端の位置を含み、カテーテル進行方向に直交するスライス面を画像化する。カテーテルを操作する術者にストレスを感じさせずにトラッキングを実行するには、画像を短時間で更新する必要がある。ここで、画像の更新間隔は繰り返し時間ＴＲに依存するため、ＴＲ短縮は画像の更新間隔短縮を実現する上で最も有効な方法である。ＴＲ短縮を実現する方法として、傾斜磁場の高強度化・低フリップ角化が挙げられるが、ＳＮ比やハードウェア上の制約があり、著しいＴＲ短縮は実現困難である。
【０００６】
画像の更新間隔を短縮する別の方法として、ｋ空間上のデータを重複利用する方法が知られている。データ重複利用の概略を図９に示す。なお、本図、及び以後に示す図において、ハッチングを施したｋ空間領域は、新規にデータ取得したことを表している。Ｓｃａｎ１からＳｃａｎ４までのデータを用いて再構成したものを画像１とし、また、Ｓｃａｎ５からＳｃａｎ８までのデータを用いて再構成したものを画像２と表す。データ重複利用では、画像１のｋ空間データ１２８×１２８の一部（Ｓｃａｎ３、Ｓｃａｎ４）と、画像２のｋ空間データ１２８×１２８の一部（Ｓｃａｎ５、Ｓｃａｎ６）とを組み合わせ、画像再構成を行う。すなわち、画像１と画像２との中間画像（Ｓｃａｎ３〜Ｓｃａｎ６）を生成することで、ＭＲＩ画像の更新間隔を短縮する。これがデータ重複利用の基本的な適用例である。
【０００７】
実際には、ｋ空間上の中央付近（以下、低周波領域）のデータは画像のコントラストに寄与し、周辺部分（以下、高周波領域）は分解能に寄与すること、およびｋ空間全体の信号量の多くは低周波領域に集中していることから、低周波領域のデータを重点的に更新する。この代表的な公知例として、特開平５−１９２３１３号公報（従来例１）、特開平６−３４３６２１号公報（従来例２）が挙げられる。
【０００８】
これらの従来例は、上述した様に、低周波領域のデータを重点的に更新する走査を行い、データ重複利用で再構成されるＭＲＩ画像の画質向上を実現している。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、上記従来技術を、ＭＲＩトラッキング技術に適用すると、次のような長所・短所がある。
【００１０】
（１）画像の更新間隔を短縮可能である。
【００１１】
（２）カテーテルの移動速度が速い場合、偽像が発生する。
【００１２】
なお、（２）の移動速度とは、ＭＲＩ画像間におけるカテーテル位置の差異であるので、移動量と置き換えても差し支えない。
【００１３】
ＭＲＩトラッキング技術において、カテーテルの移動速度が速いと、ＭＲＩ画像上に偽像が発生する。カテーテルの移動速度が速い場合、図９に示した画像１と画像２とで、スライス面が異なる場合と同等であり、これが偽像発生の原因となる。偽像が発生している間は、手術中の事故を防止するため、カテーテルを静止する。その結果、手術時間が延長され、患者の負担が増大する。
【００１４】
以上の理由により、トラッキング時の偽像の量を小さくすること、及び偽像の発生している時間を短縮することが求められていた。
【００１５】
そこで、本発明の目的は、偽像の大きさを小さく、かつその発生している時間を短縮することを可能にするＭＲＩ装置を提供することにある。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明では、カテーテル先端の移動速度に対応して走査するｋ空間領域を変更する。すなわち、カテーテル先端の移動速度に対し閾値を定め、移動速度が閾値より大きい場合、ｋ空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得する。これにより、偽像の大きさが小さくなり、かつその発生している時間を短縮することが可能になる。
【００１７】
なお、一般に、低周波領域という用語は、頻繁に使用されているが、明確な定義はなされていない。上述した従来例１と従来例２も同様である。そこで、本発明においては、前記偽像を十分小さくするのに必要なｋ空間の原点付近の領域を、低周波領域と定義する。
【００１８】
以下に、本発明の代表的な構成例を列挙する。
【００１９】
本発明の磁気共鳴撮影装置は、カテーテル等の手術用器具の先端位置を撮影条件にフィードバックし、ＭＲＩ画像を取得するトラッキング手段を備えた磁気共鳴撮影装置において、前記器具の先端の移動速度に対し閾値を定め、前記移動速度が閾値より大きい場合、ｋ空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得するよう構成したことを特徴とする。
【００２０】
また、本発明の磁気共鳴撮影装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるｋ空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しＭＲＩ画像を作成する計算機と、前記ＭＲＩ画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、カテーテル等の手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するトラッキング手段とを有し、かつ、前記器具の移動速度に対し閾値を定め、前記移動速度が閾値より大きい場合、前記ｋ空間上のデータ取得開始位置を変更し、低周波領域のデータを優先的に取得するよう構成したことを特徴とする。
【００２１】
また、本発明の磁気共鳴撮影装置は、静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記静磁場内に置かれた検査対象に高周波磁場を照射し磁気共鳴信号を発生させる高周波磁場発生手段と、前記検査対象から発生される前記磁気共鳴信号を検出する信号検出手段と、前記磁気共鳴信号に対して空間的な傾斜を有する磁場を印加することにより、前記磁気共鳴信号の位相を変調する傾斜磁場発生手段と、前記位相変調の大きさにしたがって前記磁気共鳴信号が格納されるｋ空間上のデータ配列を保持するメモリと、前記メモリ上のデータに所定の演算処理を施しＭＲＩ画像を作成する計算機と、前記ＭＲＩ画像を表示する画像表示手段と、前記静磁場内に設置された、カテーテル等の手術用器具の位置または移動速度のデータを受信し、そのデータ値に対応して前記傾斜磁場の印加量および前記高周波磁場の共鳴周波数を変更するＭＲＩトラッキング手段とを有し、かつ、
（１）前記器具の位置または移動速度のデータに対する閾値を、前記メモリ上に保持すること、
（２）前記器具の位置または移動速度のデータを受信し、前記閾値との大小を比較して、前記器具の位置または移動速度のデータが、前記閾値より大きい場合に取得する、前記磁気共鳴信号の前記データ配列上のアドレスをメモリ上に保持すること、
（３）前記器具の位置または移動速度のデータが前記閾値より大きい場合、前記アドレスの位相変調の大きさを実現する傾斜磁場印加量を導出し、前記傾斜磁場発生手段から出力すること、
（４）前記器具の移動前に取得された前記配列データの一部を、前記磁気共鳴信号を前記信号検出手段により検出して取得した配列データで更新すること、
（５）作成された前記配列データに対して、所定の演算処理を施しＭＲＩ画像を作成すること、を特徴とする。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施例について、図面を参照して説明する。
【００２３】
まず、本発明の実施例を説明するにあたり、ｋ空間の座標軸を変更する。これは、次の理由による。
【００２４】
先述の従来技術を示した図７から図９においては、ｋｘを信号読み出し方向の座標軸、ｋｙを位相エンコード方向の座標軸に設定した。しかし、ＭＲＩトラッキング技術においては、カテーテルの動きに同期してスライス面を逐次変化させる。スライス面の変化と同時に、信号読み出し方向および位相エンコード方向も変化させて信号を取得するため、ｋ空間の座標軸をｘｙｚの空間座標系で扱うことは困難になる。
【００２５】
そこで、信号読み出し方向を表すｋ空間座標軸をｋｒ、位相エンコード方向を表すｋ空間座標軸をｋｐとし、本発明の実施例に関して説明する。
【００２６】
図１０は、本発明に用いられるＭＲＩ装置の構成例を示す。１０１は静磁場を発生する磁石、１０２は被験者などの検査対象、１０３は検査対象１０２を載せるベッド、１０４は高周波磁場を発生させるとともに検査対象１０２から生じるエコー信号を検出するための高周波磁場コイル、１０８、１０９、１１０はそれぞれｘ方向、ｙ方向、ｚ方向の傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場発生コイルである。１０５、１０６、１０７はそれぞれ上記各傾斜磁場発生コイル１０８、１０９、１１０に電流を供給するためのコイル駆動装置である。１１５は計測されたＭＲ信号を処理し、画像再構成を行うための計算機、１１６は計算機１１５の再構成画像を表示するためのＣＲＴディスプレイ、１１７は処理途中のデータや最終結果を格納するメモリである。
【００２７】
ＭＲＩ装置を用いた手術では、ＭＲＩ装置付近にロボットアームなどカテーテル制御機構１１８が、周辺装置として設置される。カテーテル先端の移動速度に関する情報は、計算機１５に入力・処理される。
【００２８】
次に、ＭＲＩ装置の動作の概要を説明する。まず、シンセサイザ１１１により発生させた高周波を、変調装置１１２で波形整形、増幅器１１３により電力増幅し、高周波磁場コイル１０４に電流を供給する。これにより、高周波磁場コイル１０４から高周波磁場が出力され、検査対象１０２の核磁化を励起する。検査対象１０２からのエコー信号は、高周波磁場コイル１０４により受信され、増幅器１１３で増幅、検波装置１１４で検波された後、計算機１１５に入力され、メモリ１１７上にｋ空間データの形式で保存される。その後、計算機１１５は画像再構成を行い、結果をＣＲＴディスプレイ１１６上に表示する。
【００２９】
本発明によるトラッキング技術の実施例として、下記の（１）から（３）の計測パラメータを使用する場合を想定して説明する。
【００３０】
（１）撮影シーケンスの繰り返し時間は１０ｍｓであり、ｋ空間が１２８×１２８の配列で構成される場合の撮影時間は１２８０ｍｓである。
【００３１】
（２）カテーテル制御機構１１８からＭＲＩ装置へは、カテーテル移動速度に関するデータが、１６０ｍｓ間隔で送信される。
【００３２】
（３）カテーテル速度データの送信間隔が１６０ｍｓ毎であるので、１回のカテーテル速度データを送信する度に１６個のＭＲ信号が取得される。これを１ブロックとする。２ブロック分のデータ（３２個のＭＲ信号）を収集する毎に、ＭＲＩ画像を更新する。
【００３３】
以下、本発明において、カテーテルの移動速度が速い場合にも、偽像の大きさを小さく、かつ偽像の発生している時間を短縮するための手順の概要を、図１を用いて説明する。
【００３４】
まず、カテーテル移動速度に対する閾値を設定し（工程１）、同様に、カテーテル移動速度が閾値を越えた場合の、ｋ空間の走査開始座標を指定する（工程２）。次いで、カテーテル制御機構１１８からＭＲＩ装置への入力データ（以下、入力データ）と、工程１で設定した閾値との大小比較を行う（工程３）。ここで、前記入力データがカテーテルの位置座標に関するデータである場合は、最新の位置座標データの値と直前の位置座標データの値とで差分を計算する。この計算結果を移動速度と見なし、閾値との大小比較を、工程３において行う。
【００３５】
大小比較の結果、閾値を上回る場合、指定されたｋ空間走査の開始位置からＭＲ信号の取得を開始する（工程６）。前記ｋ空間走査の開始座標は、図８（ａ）におけるＧｙ方向傾斜磁場の振幅値を指定することにより実現される。工程６で取得されたデータにより、カテーテル移動前に取得したｋ空間データの低周波領域を更新し（工程７）、画像再構成を実行しＭＲＩ画像を作成する（工程８）。
【００３６】
工程３の結果、閾値を上回らない場合、所定の位相エンコード傾斜磁場を印加して予め定められたｋ空間領域のＭＲ信号を取得する（工程４）。その後、カテーテル移動前に取得したｋ空間データを工程４で取得されたデータにより更新し（工程５）、画像再構成を実行しＭＲＩ画像を作成する（工程８）。
【００３７】
図１の手順によるｋ空間上の走査の一例を、図２に示す。ハッチングを施した領域は、新規に取得された２ブロック分のｋ空間領域である。通常はｋp座標の値が大きいブロックから、領域１、領域２、領域３、領域４の順序でｋ空間を走査し、ｋp座標値が最小である領域４を走査後、再度、ｋp座標の値が最大である領域１からの走査を開始する。
【００３８】
図２（ａ）は、カテーテル移動速度が閾値を超えない場合の、ｋ空間走査を示す図である。ＭＲＩ画像は、データ重複利用によりＳｃａｎ毎に更新され、全ｋ空間のデータは、Ｓｃａｎ１からＳｃａｎ４までのｋ空間走査により更新される。ここで、Ｓｃａｎ５を開始する直前にカテーテル制御機構１１８から入力されたデータが、閾値より大きいとする。従来技術をＭＲＩトラッキング技術に用いた場合は、カテーテルの情報を判断してｋ空間の走査を変更する処理が存在しないため、図２（ｂ）に示すように、領域１からの走査となる。一方、本発明においては、閾値より大きい場合は低周波領域の走査を実行するので、図２（ｃ）に示すように、領域２の走査を開始し、次いで領域３の走査を行う。
【００３９】
ここで、偽像を小さくするのに要する時間、すなわち、低周波領域の走査完了に要する時間を比較すると、図２（ｂ）の場合、Ｓｃａｎ５からＳｃａｎ７までの３スキャン分の時間を要するのに対し、図２（ｃ）の場合は、Ｓｃａｎ５からＳｃａｎ６までの２スキャン分の時間のみである。
【００４０】
図２では、偽像を小さくするのに十分な低周波領域を、ｋ空間の原点を中心とする全体の５０％の領域として、本発明の実施例を説明した。実際には、ｋ空間全体に占める低周波領域の大きさは、撮影対象の大きさ、および撮影条件により異なる。そこで、図３に示すように、ｋ空間の原点を中心とする全体の２５％の領域が低周波領域である場合、すなわち、図２における領域２の半分と領域３の半分との領域で構成される場合の実施例について説明する。
【００４１】
図４（ａ）は、入力データが閾値を超えない場合の、ｋ空間走査を示す図である。Ｓｃａｎ５を開始する直前に、カテーテル制御機構１１８からＭＲＩ装置へ入力された入力データが、閾値より大きいとする。従来技術をＭＲＩトラッキング技術に用いた場合は、カテーテルの情報を判断してｋ空間の走査を変更する処理が存在しないため、図４（ｂ）に示すように、領域１からの走査となる。一方、本発明においては、閾値より大きい場合は低周波領域の走査を実行するので、図４（ｃ）に示す低周波領域の走査を開始する。
【００４２】
ここで、偽像を小さくするのに要する時間を比較すると、図４（ｂ）の場合、Ｓｃａｎ５からＳｃａｎ７までの３スキャン分の時間を要するのに対し、図４（ｃ）の場合は、Ｓｃａｎ５のみで低周波領域の取得を完了するため、画質劣化が生じない。したがって、術者は、偽像の低減を待つことなく、カテーテル操作を継続することが可能である。
【００４３】
なお、カテーテル移動速度のデータが、閾値より大きい場合、直後のＳｃａｎ５において低周波領域を走査する例を図４（ｃ）に示したが、Ｓｃａｎ６以後のｋ空間走査は、図４（ｃ）の例に限定されない。例えば、図５（ａ）の様に、低周波領域を含む領域２と領域３を優先的に走査しても良い（Ｓｃａｎ６、Ｓｃａｎ７）。或いは、図５（ｂ）の様に、スキャン開始時の領域区分を変更し、データ取得を継続しても良い。また、図５（ｂ）を更に発展させ、各スキャンで走査するｋ空間領域を図６に示すように設定することも可能である。
【００４４】
以上説明したように、本発明は、カテーテル制御機構１１８からＭＲＩ装置への入力データと予め設定した閾値との大小を逐次比較し、入力データが閾値を上回る場合は、ｋ空間の低周波領域を取得することを、特長としている。
【００４５】
また、低周波領域取得以降のｋ空間走査順序は、図２、および図４から図６を実施例として示したが、これらの例に限定されるものではない。
【００４６】
【発明の効果】
以上の様に、本発明の磁気共鳴撮影装置によれば、カテーテル等の手術用器具の先端の移動速度が速い場合でも、偽像の量を小さくし、かつその発生している時間を短縮することが可能になる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明において、カテーテル移動速度に対応したｋ空間の走査開始位置変更に関する動作手順を説明する図。
【図２】図１の手順によるｋ空間上の走査の一例を示し、（ａ）入力データが閾値より小さい場合のｋ空間走査順序、（ｂ）入力データが閾値より大きい場合の従来技術によるｋ空間走査順序、（ｃ）入力データが閾値より大きい場合の本発明によるｋ空間走査順序の一例を説明する図。
【図３】ｋ空間の原点を中心とする全体の２５％の領域が、低周波領域の場合を示す図。
【図４】低周波領域が図３に示す領域である場合において、（ａ）入力データが閾値より小さい場合のｋ空間走査順序、（ｂ）入力データが閾値より大きい場合の従来技術によるｋ空間走査順序、（ｃ）入力データが閾値より大きい場合の本発明によるｋ空間走査順序の一例を説明する図。
【図５】低周波領域が図３に示す領域であり、入力データが閾値より大きい場合のｋ空間走査順序の別の例（ａ）、（ｂ）を示す図。
【図６】低周波領域が図３に示す領域であり、入力データが閾値より大きい場合のｋ空間走査順序のさらに別の例を示す図。
【図７】ｋ空間上のデータ配列を示す図。
【図８】（ａ）ＭＲＩシーケンスと（ｂ）ｋ空間座標との対応を説明する図。
【図９】従来技術をＭＲＩトラッキング技術に用いた場合のｋ空間走査順序を示す図。
【図１０】本発明に用いられるＭＲＩ装置の構成例を示す図。
【符号の説明】
１…工程１、２…工程２、３…工程３、４…工程４、５…工程５、６…工程６、７…工程７、８…工程８、１０１…静磁場発生磁石、１０２…検査対象、１０３…ベッド、１０４…高周波磁場コイル、１０５…ｘ方向傾斜磁場用電源、１０６…ｙ方向傾斜磁場用電源、１０７…ｚ方向傾斜磁場用電源、１０８…ｘ方向傾斜磁場コイル、１０９…ｙ方向傾斜磁場コイル、１１０…ｚ方向傾斜磁場コイル、１１１…シンセサイザ、１１２…変調装置、１１３…増幅器、１１４…検波装置、１１５…計算機、１１６…ディスプレイ、１１７…メモリ、１１８…カテーテル制御装置。
【図１】
0003669976.tif 000002
【図２】
0003669976.tif 000003
【図３】
0003669976.tif 000004
【図４】
0003669976.tif 000005
【図５】
0003669976.tif 000006
【図６】
0003669976.tif 000007
【図７】
0003669976.tif 000008
【図８】
0003669976.tif 000009
【図９】
0003669976.tif 000010
【図１０】
0003669976.tif 000011