(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の動きに応じた信号を出力する動き検出手段と、
前記動き検出手段が出力した動きに応じた信号に基づいて前記被検体の診断部位に設定した撮像領域の空間的な動き量を演算する動き量演算手段と、
前記動き量演算手段が演算した動き量に応じて前記撮像領域を追尾して撮像するための撮像シーケンスのパラメータを補正する補正手段と、
を備え、
前記動き量演算手段は、前記動き検出手段で検出するデバイス又はセンサの位置情報から前記デバイス又は前記センサを通る前記診断部位の断面を参照断面として設定する参照断面設定手段を備え、前記参照断面から所定の空間的位置関係にある前記撮像領域の空間的な動き量を求める、
ことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項２】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記動き検出手段は、光信号を出力する光デバイスと、この光デバイスを支持し且つこの光デバイスを前記被検体の診断部位と所定の位置関係にある部位に着脱自在に取り付ける支持手段と、前記光信号を受光して前記動きに応じた信号を出力する受光手段とを有することを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項３】
請求項２記載のＭＲＩ装置において、
前記光デバイスは、光源として前記光信号を出力するセンサであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項４】
請求項２記載のＭＲＩ装置において、
前記光デバイスは、別体で置かれた光源からの光を反射して前記光信号を形成するセンサであることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項５】
請求項１記載のＭＲＩ装置において、
前記動き検出手段は、前記被検体の診断部位と所定の位置関係にある部位に取り付けた位置センサと、この位置センサに信号を発生させる信号発生手段と、前記位置センサが発生した信号からその位置センサの取り付け位置を表す位置情報を前記動きに応じた信号として演算する位置演算手段とを備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項６】
請求項５記載のＭＲＩ装置において、
前記位置センサは、マイクロコイルとＮＭＲ信号源とを一体化させた３個以上の位置検出コイルから成り、前記信号発生手段は撮像用の静磁場磁石、ＲＦコイル、および傾斜磁場コイルを含む手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項７】
請求項５記載のＭＲＩ装置において、
前記位置センサは、３つのコイルを直交配置させた１個以上の受信コイル部から成り、前記信号発生手段は、３つのコイルを直交配置させた送信コイル部と、この送信コイル部を駆動させて振動磁場を発生させる駆動手段とを備え、前記送信コイル部は前記振動磁場の感度領域に前記受信コイル部が位置するように配置したことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項８】
請求項７記載のＭＲＩ装置において、
ＲＦ波の送信中には前記送信コイル部の駆動はオフ状態となるように前記駆動手段を制御する制御手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項９】
請求項６又は７記載のＭＲＩ装置において、
前記補正手段は、前記撮像シーケンスに含まれるＲＦ励起パルスのキャリヤ周波数、前記撮像シーケンスに含まれる傾斜磁場パルスの印加量、受信時における位相検波用の参照信号の周波数、および受信時における位相検波用の参照信号の位相の内の少なくとも１つのファクタを前記パラメータとして前記動き量に応じて補正する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１０】
請求項６又は７記載のＭＲＩ装置において、
前記信号発生手段、前記位置演算手段、前記動き量演算手段、および前記補正手段の駆動を、前記撮像シーケンスを実行する直前または直後に実行させる制御手段を備えることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１１】
請求項１０記載のＭＲＩ装置において、
前記制御手段は、前記撮像シーケンスに含まれるＲＦ励起パルスの印加毎にまたはそのＲＦ励起パルスの複数回分の印加毎に前記信号発生手段、前記位置演算手段、前記動き量演算手段、および前記補正手段の駆動を実行させる手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１２】
請求項６又は７記載のＭＲＩ装置において、
前記撮像領域は２次元撮像断面であることを特徴とするＭＲＩ装置。
【請求項１３】
請求項１２記載のＭＲＩ装置において、
前記２次元撮像断面は複数のスライスから成ることを特徴とするＭＲＩ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、磁気共鳴現象に基づいて被検体内部を撮像するＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に係り、とくに被検体が動くこと等に因る診断部位（例えば頭部）内の撮像領域（２次元の撮像断面または３次元の撮像ボリューム）の位置変化を自動的に追尾しながらその領域を撮像することができるＭＲＩ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成するイメージング法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、例えば同一の撮像断面から発生するＭＲ信号値の時系列的な変化を観測するイメージング法が知られている。脳機能ＭＲＩやダイナミックＭＲＩと呼ばれているイメージング法がそれである。このイメージングを行なう場合、患者が動いてしまうことにより正確な画像データが得られず、画像にモーションアーチファクトなどが出現して画質が低下するという事態が頻発していた。例えば、脳機能ＭＲＩにおいて、フィンガータッピングなどのタスクを順に並べたパラダイムを用いて一次運動野などの検査を行なう場合、頭部を固定していても、アクティブモードおよびレストモードの切換えに同期して頭部が動いてしまう患者が多い。このイメージング法では、アクティブモードの画像からレストモードの画像を、対応する画素毎に画素値の引き算をして観察像を得るが、この場合に、診断部位が動いてしまうと、アーチファクトが生じたり、活性化部位がずれてしまう。したがって、位置的に正確な画像データを得るには、患者頭部の固定法や患者の検査への理解、協力、慣れなど、検査に相当な留意を払う必要があるが、これをもってしても、検査結果にムラがあり、どの患者に対しても正確なデータを容易に得ることができる訳ではなかった。また、脳機能画像と形態画像の重ねあわせは、病変部の解剖学的な位置を知る上で非常に重要な事項であるが、それぞれの画像を収集する撮像時間が隔たっているため、それらの撮像の間における患者の動きも問題になっていた。
【０００４】
そこで、従来、このような患者の動きや体動の影響を低減する手法がいくつか提案されている。１つは、撮像されたＭＲデータ（収集データ）に相互相関法などに依る動き補正処理を施すものである。しかし、この動き補正が２次元のデータ補正処理である場合、その面内の動きしか検出・補正できないという問題あった。また、３次元のデータ補正処理の場合、３次元ＭＲデータの収集そのものに長時間を要し、脳機能イメージングに必要な時間分解能でのデータ収集が困難であること、さらには１組の３次元データを収集している間の患者の動き、体動の影響を無視できないこと、などの問題があった。この３次元のデータ補正処理に関してはマルチスライスＥＰＩ法を用いることで、ある程度の時間分解能を実現できるが、その一方で空間分解能が制限されてしまうという相反する状況にあった。
【０００５】
そこで、高い時間分解能と高い空間分解能とを両立させることが可能な２次元断面の撮像を基礎とし、この断面をほぼリアルタイムに追尾することで患者の動きや体動の影響を排除する手法が想定される。具体的には、撮像断面の位置を識別し、その識別情報をフィードバックして動きを補正するというものである。
【０００６】
この補正では、撮像断面の位置を識別する手法が重要で、これに関していくつかの提案がなされている。
【０００７】
その第１は、ＮＭＲ信号源となり得る物質（水、ＰＶＡ，オイルなど）を含んだマーカーが所望の撮像断面に含まれるように、マーカーを人体または人体に固定した治具に取り付けてマルチスライス撮像する手法である。追尾する撮像断面がアキシャル面、コロナル面、またはサジタル面の場合、マーカーは１個でよく、任意のオブリーク面の場合、３個のマーカーが必要になり、それぞれ、所定の撮像断面の画像にマーカーが写り込むように位置決めする。しかし、このマーカー法では、オペレータが撮像後の画像を見てマーカーが画像内に含まれていたかどうかをその都度確認し、含まれていない場合、セッティングを調整し直して再度、撮像を行なう必要があるなど、操作上の労力が非常に大きく、オペレータの操作の手間と患者スループットの点で難があった。マーカーを自動的に識別させる方法も知られているが、高度で且つ膨大な量の画像処理演算を行なう必要がある等、手術時の位置決め等の特定の場合を除き、リアルタイム性を重視する脳機能イメージングなどの撮像には適さない。
【０００８】
撮像断面の識別に利用可能な第２の手法は、ナビゲーターエコーと呼ばれるエコー信号を発生させるものである。具体的には、撮像のパルスシーケンスの一部にて、傾斜磁場パルスを印加してナビゲーターエコーを発生させ、このナビゲーターエコーの位相変化から診断部位の動きの情報を求め、動きの影響を低減させる手法である。しかしながら、このナビゲーターエコー法の場合、基本的に１ビュー内の並行移動を検出することは可能であるが、エンコードステップ間のスライス方向の動きや、ローテーション（回転）などの動きは検出できない。つまり、動きを検出するための基準点が励起毎に変わり、絶対的な位置の追尾はできなかった。
【０００９】
撮像断面の識別に利用可能な第３の手法は、デュモリンらが提案しているマイクロコイルを利用する手法であり（論文「‘９２  ＳＭＲ  ｐ１０４」参照）、ほぼリアルタイムに動いた断面を追跡することができる。詳しくは、直径数ミリ程度のマイクロコイルの感度領域が周囲の組織の極一部に限られることを利用し、このコイルを信号源として１個または複数個、例えばカテーテルに取り付ける。それぞれのマイクロコイルには独立の受信系とデータ収集系とが接続されている。マイクロコイルの位置の情報は、傾斜磁場を掛けて収集したデータを１次元フーリエ変換することで得られる。３次元空間上の位置は、この傾斜磁場印加および１次元フーリエ変換の操作をＸ，Ｙ，Ｚ軸の３方向に対してそれぞれ行なうことで得られる。基本的に１次元のフーリエ変換を３回行なうだけであるから、ほぼリアルタイム（例えば２０ｍｓに１回程度）にコイルの空間位置を追跡することができる。しかし、この方法はカテーテルの動きを検出することを主眼としているため、各マイクロコイルの位置を空間上の１点の位置として求めるもので、面の検出には対応できていなかった。
【００１０】
さらに、この第３の手法を応用したものも知られている。対象物（部位）に信号源付きの１個のマイクロコイルを取り付け、マイクロコイルがアキシャル断面に常時含まれるように、スライス用傾斜磁場を印加するときのＲＦキャリア周波数をコントロールして同断面を並行移動させるという手法である（論文「‘９７ＳＭＲ  ｐ１９２７」参照）。これにより、対象物（部位）を常に含んだ断面の追尾が可能になる。しかし、この応用法の場合、撮像断面に対象物（部位）が単に含まれるようにその断面を並行追尾することしかできない。脳機能イメージングは、アクティブ状態で収集した画像とレスト状態で収集した画像との間で画素値のサブトラクションをとるので、対象物が単に追尾断面に含まれていればよいというものではなく、撮像断面の傾きや対象物の断面内での位置変化まで考慮した時系列の画像を得るように、３次元的な動きを追尾する必要がある。
【００１１】
以上のように、高い空間分解能を確保できる２次元断面を任意角度の撮像断面（すなわち、アキシャル面、ココロナル面、サジタル面に限定されない）として用い、患者の動きなどに伴う、この撮像断面のアトランダムな空間的位置変化を自動的にほぼリアルタイムに追尾して、イメージング対象物の撮像断面内での位置変化を補正できる手法は確立されていなかった。
【００１２】
かかる現状に鑑み、本出願人は特開平８―８４７１９号公報において、上述した不都合を幾分とも解消すべく、被検体の動きに検知してその動きに所望撮像断面を自動的に追尾させるＭＲＩ装置を開示している。具体的には、微小ＲＦコイルから成る３個のマーカーを診断部位に配置し、この３個のマーカーの位置を検出することで被検体の動きを３次元的に検出し、その検出結果に応じてパルスシーケンスを補正して撮像断面のスライス位置を調整し（この結果、常に所望の同一断面がスライスされる）、加えて、上記検出結果に応じて収集データを補正することで撮像断面におけるイメージング対象物の位置を調整する（この結果、イメージング対象物の撮像断面内での位置変化が補正される）という３次元の追尾法である。３個のマーカーはそれぞれ、イメージング用データ収集系の一部を成す、送信器および受信器に接続され、データ収集系を兼用してマーカー位置を検出する構成になっている。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した特開平８―８４７１９号公報記載の構成の場合、位置検出手段を成す３個のマーカー（微小コイル）がいずれもデータ収集系の送信器および受信器に接続されているため、その接続ケーブルの引き回しが操作時には厄介になる。送信器および受信器にはイメージング用のＲＦコイルも並列に接続されるため、とくに、患者にＲＦコイルをセッティングするときに、細かく気を配りながら引き回わさなければならないケーブル本数が多くなるために厄介になる。
【００１４】
また、送信器および受信器にイメージング用ＲＦコイルとマーカー用微小コイルが並列に接続されるので、インピーダンスマッチング、ＲＦ信号の回り込み防止、イメージング用およびマーキング用の駆動切換えスイッチング手段の付加など、並列接続に伴う設計が増え、かつ機構も複雑化する。
【００１５】
さらに、マーカー用微小コイルとして、マイクロコイルを単純に配置するだけであり、マイクロコイルは感度領域が非常に小さいことから、位置検出信号の強度を十分に確保できないという問題もある。
【００１６】
本発明は、このような従来技術が直面する現状を打破するためになされたもので、高い空間分解能を確保できる２次元断面を任意角度の撮像断面として用い、患者の動きなどに伴う、この撮像断面のアトランダムな空間的位置変化を自動的にほぼリアルタイムに且つ高精度に追尾でき、その一方で、ＲＦコイルの配線引き回しなどに起因した操作性の低下を防止することを、その目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体の動きに応じた信号を出力する動き検出手段と、前記動き検出手段が出力した動きに応じた信号に基づいて前記被検体の診断部位に設定した撮像領域の空間的な動き量を演算する動き量演算手段と、前記動き量演算手段が演算した動き量に応じて前記撮像領域を追尾して撮像するための撮像シーケンスのパラメータを補正する補正手段と、を備え、前記動き量演算手段は、前記動き検出手段で検出するデバイス又はセンサの位置情報から前記デバイス又は前記センサを通る前記診断部位の断面を参照断面として設定する参照断面設定手段を備え、前記参照断面から所定の空間的位置関係にある前記撮像領域の空間的な動き量を求める、ことを特徴とする。
【００１８】
好適な一例として、前記動き検出手段は、光信号を出力する光デバイスと、この光デバイスを支持し且つこの光デバイスを前記被検体の診断部位又はこれと所定の位置関係にある部位に着脱自在に取り付ける支持手段と、前記光信号を受光して前記動きに応じた信号を出力する受光手段とを有する、ことができる。この場合、光デバイスは、例えば、光源として前記光信号を出力するセンサであるか、又は、別体で置かれた光源からの光を反射して前記光信号を形成するセンサである。
【００１９】
好適な他の例として、前記動き検出手段は、前記被検体の診断部位又はこれと所定の位置関係にある部位に取り付けた位置センサと、この位置センサに信号を発生させる信号発生手段と、前記位置センサが発生した信号からその位置センサの取り付け位置を表す位置情報を前記動きに応じた信号として演算する位置演算手段とを備える、ことができる。例えば、位置センサは、マイクロコイルとＮＭＲ信号源とを一体化させた３個以上の位置検出コイルから成り、前記信号発生手段は撮像用の静磁場磁石、ＲＦコイル、および傾斜磁場コイルを含む手段である。
【００２０】
また例えば、位置センサは、３つのコイルを直交配置させた１個以上の受信コイル部から成り、前記信号発生手段は、３つのコイルを直交配置させた送信コイル部と、この送信コイル部を駆動させて振動磁場を発生させる駆動手段とを備え、前記送信コイル部は前記振動磁場の感度領域に前記受信コイル部が位置するように配置したことを特徴としていてもよい。とくに、ＲＦ波の送信中には前記送信コイル部の駆動はオフ状態となるように前記駆動手段を制御する制御手段を備えることが望ましい。
【００２１】
さらに、好適な例として、前記動き量演算手段は、前記位置情報から前記位置センサを通る前記診断部位の断面を参照断面として設定する参照断面設定手段を備え、この参照断面から所望の空間的位置関係にある前記撮像領域の空間的な動き量を求める手段とすることである。
【００２２】
また、好適には、前記補正手段は、前記撮像シーケンスに含まれるＲＦ励起パルスのキャリヤ周波数、前記撮像シーケンスに含まれる傾斜磁場パルスの印加量、受信時における位相検波用の参照信号の周波数、および受信時における位相検波用の参照信号の位相の内の少なくとも１つのファクタを前記パラメータとして前記動き量に応じて補正する手段である。
【００２３】
さらに、前記信号発生手段、前記位置演算手段、前記動き量演算手段、および前記補正手段の駆動を、前記撮像シーケンスを実行する直前または直後に実行させる制御手段を備えることも望ましい。この場合、制御手段は、例えば、前記撮像シーケンスに含まれるＲＦ励起パルスの印加毎にまたはそのＲＦ励起パルスの複数回分の印加毎に前記信号発生手段、前記位置演算手段、前記動き量演算手段、および前記補正手段の駆動を実行させる手段である。
【００２４】
さらに、好適な一例によれば、前記撮像領域は２次元撮像断面である。この２次元撮像断面は例えば、複数のスライスから成る。
【００２６】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。なお、本発明において、用語「診断部位」は頭部、腹部などの患者の局所的部位を指し、用語「撮像領域」は実際にスピン励起（磁気共鳴）させる診断部位内のスキャン領域（具体的には２次元断面または３次元ボリューム）を指すこととする。また、用語「撮像対象」は撮像領域の画像化する対象（例えば脳）を指すことにする。
【００２７】
（第１の実施形態）
第１の実施の形態を図１〜図１０に基づき説明する。
【００２８】
この実施形態に係るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００２９】
このＭＲＩ装置は、被検体としての患者を静磁場中に置くためのガントリ１１を備える。このガントリ１１は、例えば超伝導磁石で構成される静磁場磁石１２を有する。この磁石１２の内側には均一な静磁場強度を持つ診断用空間が形成され、この診断用空間に患者の診断部位が置かれる。磁石１２が略円筒状のタイプの場合、患者は図示しない寝台に寝かされた状態で磁石内に位置し、その診断部位が診断用空間に置かれる。また、磁石１２がオープンタイプの場合、患者は例えば座位または立位で磁石内に位置し、その診断部位が診断用空間に置かれる。
【００３０】
磁石１２には、その壁体の一部に、傾斜磁場コイル１３および撮像用のＲＦコイル１４が設置されている。傾斜磁場コイル１３は、与えられたパルスシーケンスに基づいて静磁場に重畳するスライス方向、位相エンコード方向、および読み出し方向の傾斜磁場パルスを発生させるｘ、ｙ、およびｚコイルから成る。この傾斜磁場コイル１３のユニットは傾斜磁場アンプ１５に接続されている。傾斜磁場アンプ１５はシーケンサ１６から与えられるＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸（ガントリ１２に設定される物理軸）方向の傾斜磁場に対する制御信号ＳＧｘ、ＳＧｙ、ＳＧｚを受けてｘ，ｙ，ｚコイルに供給するパルス電流の印加を制御する。これにより、スライス方向、位相エンコード方向、および読み出し方向の傾斜磁場が制御される。
【００３１】
ＲＦコイル１４は、例えば送信コイルおよび受信コイルを兼用した構造を成し、送信器１７および受信器１８に接続されている。この送信器１７および受信器１８もまたシーケンサ１６に接続されている。送信器１７はシーケンサから送られてきた制御信号Ｓｆを受け、これに応答して送信電流パルスをＲＦコイル１４に送る。これにより、ＲＦコイル１４からＲＦ磁場パルスが発生し、患者の診断部位（例えば頭部）に印加される。この印加と並行してスライス用傾斜磁場も印加されるので、診断部位の所望スライスが選択励起され、このスライスから磁気共鳴現象に因るＭＲ信号が発生する。
【００３２】
発生したＭＲ信号はＲＦコイル１４により受信され、対応するＲＦ電流信号として受信器１８に送られる。受信器１８は、受信したＲＦ電流信号に増幅、検波、デジタル化などの所定の受信処理を施し、デジタル量のＭＲデータとしてシーケンサ１４を介してホスト計算機１７に送る。
【００３３】
シーケンサ１６はＣＰＵおよびメモリを備えており、スキャン時には、ホスト計算機１７から渡されるパルスシーケンス情報に基づいて傾斜磁場アンプ１５および送信器１７に与える制御信号ＳＧｘ，ＳＧｙ，ＳＧｚ，Ｓｆを出力する。またシーケンサ１６は、スキャン時、すなわち撮像用パルスシーケンスの実行前または実行後の適宜なタイミングで実行される補正時には、ホスト計算機１７から渡される、後述する補正情報に基づいて、パルスシーケンスで規定しているスライス方向、位相エンコード方向、および読み出し方向に対応したＸ軸、Ｙ軸、およびＺ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを傾斜磁場アンプ１５にΔＧｘ，ΔＧｙ，ΔＧｚだけ調整させ、送信ＲＦ信号の周波数ｆを送信器１７にΔｆだけ調整させ、さらに受信器１８に制御信号Ｓφを送り、受信器内の位相検波用の参照信号の位相φをΔφだけ調整させる。
【００３４】
ホスト計算機１９はＣＰＵとメモリを備えて構成され、装置全体の駆動タイミング制御、撮像のためのスキャン制御、画像再構成処理、撮像領域を追尾するための制御・処理などを行なう。なお、画像再構成処理は専用のプロセッサに任せる構成も採りうる。ホスト計算機１９には入力器２０、表示装置２１、および記憶装置２２が接続されている。ホスト計算機１９は、スキャン制御として、パルスシーケンス情報を演算してシーケンサ１９に渡す。また、画像再構成処理として、受信したＭＲデータを一度、２次元または３次元のｋ空間（フーリエ空間または周波数空間）に配置した後、２次元または３次元のフーリエ変換を施して実空間の画像データに再構成する。さらに、追尾の制御・処理を後述する図６〜図９に示すように実行する。
【００３５】
さらに、図１のブロック構成における、撮像対象を含む撮像領域（２次元断面又は３次元ボリューム）を自動追尾するためのユニット部を説明する。
【００３６】
静磁場磁石１２の診断用空間に入れられた又は寝かされた患者Ｐには、３個の位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃが装着される。このコイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃのそれぞれは、ＮＭＲ信号源（水、ＰＶＡ、オイルなど）とマイクロコイルを一体化した受信素子から成る。この受信素子のＮＭＲ信号源の磁化スピンがＲＦ信号により励起されると、ＭＲ信号が発生し、この信号がマイクロコイルにより電流パルス（位置検出信号）として検出される。マイクロコイル自体の感度領域は非常に狭小に設定されているが、その感度領域内にＮＭＲ信号源が必ず位置しているため、マイクロコイルだけを用いる従来の位置検出コイルに比べて、格段に高強度の位置検出信号を得ることができる。また、かかる一体化によりマイクロコイルの感度領域は依然として狭小に設定できるので、高い位置検出能が保持される。
【００３７】
３個の位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃは具体的には図２〜図５の内のいずれかの方法で取り付ける。なお、この取り付け法は脳機能イメージングを前提にしたものであり、患者Ｐは、一例として、仰向け状態、座位状態、または立位状態で撮像される。
【００３８】
図２に示す取り付け法は、３個の位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃを頭部（診断部位）の適宜な位置にテープ３２で直接、個別に取り付けたものである。位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃは同軸ケーブル３３を介して独立に引き出され、後述する受信回路に個別に接続されている。図３に示す取り付け法はヘッドギヤ状の固定治具３４を用いたもので、この固定治具３４を頭部に取り付け、それに位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃをそれぞれ取り付ける構造になっている。また、図４に示す取り付け法は、マジックテープなどのヘアバンド状の取り付け具３５を用いたものである。さらに、図５に示す取り付け法は眼鏡３６を用い、この眼鏡の所定３箇所の位置に位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃをそれぞれ取り付けたものである。なお、眼鏡のレンズ部分に液晶表示装置を取り付け、その表示装置による表示像を視覚刺激に使用してもよい。
【００３９】
位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃの位置検出信号はそれぞれ同軸ケーブル３３を介して受信回路３７ａ，３７ｂ，３７ｃに送られる。各受信回路はプリアンプ、Ａ／Ｄ変換器などを備え、それぞれの位置検出コイル３１ａ（３１ｂ，３１ｃ）で検出された位置検出信号を位置検出データとして独立に且つ並行して処理する。このデジタル量の位置検出データは検出チャンネル毎にその後段の位置情報演算回路３８ａ，３８ｂ，３８ｃに送られる。各位置情報演算回路は、一例として専用のＣＰＵを有し、その入力した位置検出データにＸ軸方向、Ｙ軸方向、およびＺ軸方向に関して別々に１次元フーリエ変換を３回施し、位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃの位置情報（ｘ１，ｙ１，ｚ１），（ｘ２，ｙ２，ｚ２），（ｘ３，ｙ３，ｚ３）を演算する。これらの位置情報はホスト計算機１９に送られ、患者の診断部位の動き、すなわち撮像領域の動きの情報として追尾処理に用いられる。
【００４０】
ホスト計算機１９は、撮像領域（ここでは２次元断面を扱う）の追尾を伴うスキャン制御として、図６に示す処理を行なうようになっている。以下、これを詳細に説明する。
【００４１】
同図に示す処理は、前半に実施される任意の初期参照断面の識別処理（ステップＳ１〜Ｓ４）および後半に実施される撮像断面の識別および自動追尾を伴うスキャン制御（ステップＳ５〜Ｓ１３）から成る。この後半処理において、撮像断面及び追尾の処理は撮像パルスシーケンスの印加直前に行なうように設定してあるが、反対に、撮像パルスシーケンスの印加直後に行なうように設定してもよい。
【００４２】
患者を寝かせる（所定の撮像体位をとらせる）作業、患者の位置決めなどのセッティングが完了すると、ホスト計算機１９はオペレータからの指示に基づいて図６に示す各ステップの処理を順次実行する。ホスト計算機１９は最初に、シーケンサ１６にコイル位置検出シーケンスに関する情報を送り、コイル位置検出シーケンスを実行させる（ステップＳ１）。このシーケンスで用いられるパルスシーケンスの一例を図７に示す。
【００４３】
このコイル位置検出シーケンスは、送信器１７および傾斜磁場アンプ１５を介してＲＦ磁場および傾斜磁場パルスをそれぞれ印加する処理（ステップＳ１ａ）、位置情報演算回路３８ａ，３８ｂ，３８ｃのそれぞれにＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向の３回の１次元フーリエ変換を指令する処理（ステップＳ１ｂ）、位置情報演算回路３８ａ，３８ｂ，３８ｃのそれぞれからフーリエ変換によって得た位置情報（ｘ１，ｙ１，ｚ１），（ｘ２，ｙ２，ｚ２），（ｘ３，ｙ３，ｚ３）を入力する処理（ステップＳ１ｃ）、および、その３点のコイル位置（ｘ１，ｙ１，ｚ１），（ｘ２，ｙ２，ｚ２），（ｘ３，ｙ３，ｚ３）を同時に通る断面を演算する処理（ステップＳ１ｄ）を含む。
【００４４】
ＲＦ磁場パルス及び傾斜磁場パルスを図７に示す如く各軸方向毎に順次印加すると、位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃのＮＭＲ信号源のスピンが順に励起し、ＭＲ信号を発生する。このＭＲ信号は各位置検出コイルのマイクロコイルで検出され、受信回路にそれぞれ送られる。各受信回路で所定の受信処理がなされたＭＲデータは、各位置情報演算回路３８ａ（３８ｂ，３８ｃ）に送られる。
【００４５】
次いで、ステップＳ１ｃで演算した断面を初期参照断面として、その断面位置を規定する情報を記憶する（ステップＳ２）。さらに、ホスト計算機１９は、オペレータが入力器２０を介してロケータ機能を起動させて指令する任意の撮像断面の情報を受け、追尾する撮像断面を決める（ステップＳ３）。ここでは、シングルスライス撮像を行なうこととし、したがって、追尾する撮像断面は１枚であるとする。この撮像断面は診断部位内のどの位置にあってもよく、当然に、初期参照断面から空間的に離れていてもよいし、その角度も異なっていてもよい。このように初期参照断面と撮像断面の位置が決まると、それらの断面間の空間的な相対位置関係（並行移動量、回転量など）を演算する（ステップＳ４）。
【００４６】
ここまでの操作および処理は、診断部位としての頭部を固定した状態で行なう。一旦、このように相対位置関係が決まれば、その後は頭部を固定する必要がなく、所定空間領域において自由に動かせる。この動きは頭部に取り付けた位置検出コイルによって以下に説明するように自動的に追跡され、これと並行して、脳機能イメージングのデータ収集がなされる。このため、日常生活の如く極めて自然な状態でのデータ収集が可能になる。
【００４７】
このように初期参照断面の識別処理が終わると、ホスト計算機１９はスキャンを行なうかどうかを入力器２０から与えられる情報に基づいて判断する（ステップＳ５）。この判断がＹＥＳになると、スキャン条件を入力器２０から入力又は予め記憶させている記憶装置２２から読み出し（ステップＳ６）、そのスキャン条件の中から指定パルスシーケンスの種類を特定する（ステップＳ７）。このパルスシーケンスの情報はシーケンサ１６に渡される。
【００４８】
そして、スキャン開始がオペレータからの指示に応答して判断されると（ステップＳ８）、再び、上述したコイル位置検出シーケンスが実行される（ステップＳ９）。このシーケンスにより、位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃの新しい３個の位置を通る断面が追尾撮像断面の更新位置として演算されるので（ステップＳ１ｄ参照）、この断面と初期参照断面との空間的な相対位置関係の変化量を演算する（ステップＳ１０）。
【００４９】
次いで、ホスト計算機１９は、追尾撮像断面の変化量に応じて、その後の撮像用スキャンにおいてスライスする断面の方向および位置のずれを補正し、かつ、その断面内の撮像対象の空間位置を補正する（ステップＳ１１）。
【００５０】
具体的には、スライス断面の位置のずれはＲＦ励起パルスのキャリア周波数ｆを調整する（Δｆ）ことで補正し、また、スライス断面の方向（すなわちオブリーク角など）はＸ軸、Ｙ軸、およびＺ軸のスライス用傾斜磁場成分を調整する（ΔＧｘ，ΔＧｙ，ΔＧｚ）ことで補正される。
【００５１】
さらに、スライス断面内での撮像対象の位置ずれに対する補正は、画像間のサブトラクションを行なう脳機能イメージングでは特に重要である。この補正も３個の位置検出コイルの絶対位置のずれを求めて、このずれ量に応じて各種のパラメータを補正すればよい。例えば、読み出し方向の位置ずれについては、受信時の位相検波用の参照信号の周波数を調整してオフセンタを移動させる。また、位相エンコード方向の位置ずれは、受信時の位相検波用の参照信号の位相コントロールまたは次回データ収集までの間で行なわれるソフトウエア的処理で補正される。
【００５２】
この一連のステップＳ９〜Ｓ１１によるコイル位置検出、追尾断面の位置変化量の演算、およびパルスシーケンスの撮像パラメータの補正処理により、この後に実行されるスキャン時に撮像断面が自動追尾されることになる。
【００５３】
この後、ホスト計算機１９はシーケンサ１６に撮像パルスシーケンスの１励起分を順に実行するように指令する（ステップＳ１２）。これにより、例えばＳＥ法に基づくパルスシーケンスに応答し（図８参照）、追尾した撮像断面からある位相エンコード量に対するエコーデータが収集される。このパルスシーケンスの傾斜磁場パルス、ＲＦ励起パルスのキャリア周波数などの補正パラメータは、図８および図９に示す如く、励起毎かつ励起直前に、追尾撮像断面の前回のＲＦ励起時からの位置変化量に対応した分だけ補正されている。
【００５４】
この後、未だ位相エンコードすべき量が残っているときは（ステップＳ１３、ＮＯ）、全部の励起が完了して全位相エンコード量に対するデータ収集が終わるまでステップＳ９〜Ｓ１２の処理が繰り返し実行される。
【００５５】
以上の追尾制御および撮像により、患者が例えば図１０（ａ）の静止状態から顎を引いて頭部が同図（ｂ）に示す如く傾いても、撮像中の撮像断面ＣＳｉｍａがリアルタイムに自動追尾されるので、脳機能イメージングなどの撮像には何ら影響を及ぼさない。なお、図１０において、断面ＣＳｒｅｆはコイル位置を通る参照断面を示す。この両断面ＣＳｉｍａおよびＣＳｒｅｆ間の相対的位置関係は常に一定である。
【００５６】
また、前述した特開平８―８４７１９号公報記載の装置に比べても、位置検出手段を成す位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃはデータ収集系とは物理的に接続されていないので、患者セッティング時などにおいて、その接続ケーブルの引き回しの面倒さは大幅に軽減されている。また、この位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃとイメージング用ＲＦコイル１４とは電気的に別系統であるので、イメージング用ＲＦコイル１４のインピーダンスマッチング、ＲＦ信号の回り込み防止などへの影響もない。さらに、位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃはＮＭＲ信号源を一体に有するので、マイクロコイルの感度領域が非常に小さいくても、高い強度の位置検出信号を収集でき、追尾精度も向上する。
【００５７】
上述した第１の実施形態の変形形態を以下に説明する。
【００５８】
図１１に第１の変形形態を示す。この変形形態は、パルスシーケンスとしては高速ＳＥ（ＦＳＥ）法を用いてマルチスライス法で撮像する形態を示す。この場合にも励起単位毎に、上述したようにコイル位置検出シーケンスを起動し、このシーケンスの起動によって得たコイル位置、すなわち参照断面位置の変化量に応じて撮像パラメータを補正するようになっており、これにより、励起単位毎に診断部位の動きを検出でき、高精度な追尾動作を行なうことができる。
【００５９】
図１２に示す第２の変形形態は、略直交する２枚のスライス断面をＥＰＩ法により撮像する場合を示す。このときにも、各スライス断面に対して励起前にコイル位置シーケンスを起動し、コイル位置の検出結果を動きの情報として撮像パラメータに反映させる補正を行なうようになっている。
【００６０】
図１３に示す第３の変形形態は、撮像領域として３次元ボリューム領域を設定し、これをＥＰＩ法で撮像するときの追尾動作と撮像動作の時間関係を示す。この場合も、コイル位置検出シーケンスおよび補正処理を励起単位毎、すなわち１スライスエンコード毎に実行するようになっている。断面追尾する領域はこのように３次元であってもよく、時間分解能の制約が緩やかな場合には有効である。
【００６１】
なお、上述した実施形態およびその変形形態にあっては、コイル位置検出シーケンスおよび補正処理をＲＦ励起毎に行なうように設定しているが、必ずしも毎回の励起毎でなくてもよく、追尾精度が許容範囲内で適宜に間引いて実行してもよい。
【００６２】
また、３個の位置検出コイル３１ａ，３１ｂ，３１ｃに個別に接続された３個の受信回路は高速なＡ／Ｄ変換器を搭載した１個にし、この１個の受信回路と３個の位置検出コイルをマルチプレクサを介して接続するという構成も可能である。この受信回路の後段に置く位置情報演算回路についても、各検出コイルに独立に設置する必要はなく、実質的に次のコイル信号検出までに演算を終了できる処理速度を有している回路であれば３回路に共通の１個の演算回路で済み、これを時分割で駆動するように構成してもよい。
【００６３】
さらに、本発明の追尾法（コイル位置検出シーケンスおよび補正処理）を、時系列の変化を特段、問題にしない通常の撮像に適用することもできる。とくに、高齢者や子供、重傷患者など、撮像中にどうしても動き易い患者には有効で、アーチファクトの軽減された高画質の形態画像を撮像することができる。
【００６４】
（第２の実施形態）
本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を図１４〜図１６を参照して説明する。この実施形態において、第１の実施形態のＭＲＩ装置における構成要素と同一または同等の構成要素には同一符号を付してその説明を省略または簡略化する。
【００６５】
第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成は、大略、前述したものと同じであるが、患者の動きを検出する検出手段の信号形態が相違する。第１の実施形態の場合、診断部位に取り付けた検出コイルでＭＲ信号を収集するようにしていたが、本実施形態の場合、磁気変換技術を用いている。
【００６６】
この磁気変換技術に基づく動き検出手段は、直交する３つのコイルを備えた１組の送信コイル部４１と、同じく直交する３つのコイルを備えた１組の受信コイル部４２と、送信コイル部４１に約１０ｋＨｚの振動磁場を発生させるドライバ４３とを有する。送信コイル部４１から送信された振動磁場は受信コイル部４２の３つの直交コイル４２ｘ，４２ｙ，４２ｚにより検出され（図１５参照）、この直交コイルそれぞれの検出信号が位置情報演算器４４に格別に送られる。
【００６７】
受信コイル部４２は診断部位が頭部であれば、図１６に示すように頭部の任意の位置に取り付ける。送信コイル部４１は図１６に示すように、例えば、ＲＦコイル１４のカバー内壁位置（ｉ）または寝台の所定位置（ｉｉ）に取り付けるが、このコイル部４１が発生する振動磁場の感度領域内に受信コイル部４２が位置するように取り付け位置を決める。
【００６８】
位置情報演算器４４は、３つの直交コイル４２ｘ，４２ｙ，４２ｚの検出信号を時分割に受けて受信コイル部４２のｘ，ｙ，ｚの３次元絶対座標値とピッチ、ヨー、ロールから成るオイラー角の合計６個の自由度を演算して、この演算値をホスト計算機１９に出力する。ホスト計算機１９は６個の演算値から受信コイル部４２を通る断面を一義的に決める。したがって、第１の実施形態のときと同様に、受信コイル部４２を通る断面を参照断面とし、この参照断面を基に任意の撮像断面を追尾できる。
【００６９】
ドライバ４３はホスト計算機１９からの駆動制御信号に応じて動作するようになっている。そこで、撮像を行なうときには、ホスト計算機１９はドライバ４３にゲートを掛けて、送信コイル部４１からの磁場に因って撮像画像が劣化しないように駆動タイミングを制御している。
【００７０】
したがって、本実施形態の動き検出手段であっても、患者の診断部位の動きを正確に検出することができ、第１の実施形態のときと同様に、撮像領域を高精度に追尾することができるとともに、撮像系との送受信系の共用が無いから、独立した自由度の高い設計ができ、また、第１の実施形態の構成よりも同時計測性が高まる。
【００７１】
なお、この第２の実施形態では受信コイル部４２を１個だけ診断部位に取り付ける構成としたが、これに代えて、例えば３個の受信コイル部を取り付けて位置検出の一層の正確化を図ることもできる。また、送信コイル部の代わりに、傾斜磁場を用い、受信コイル部の位置識別のためにＸ，Ｙ，Ｚ軸方向の傾斜磁場パルスを順に印加して各軸方向の位置情報を得るという構成も可能である。
【００７２】
（動き検出手段の変形形態）
また、上述した第１および第２の実施形態に適用可能な被検体の診断部位の動きを検出する手段は、以下のように、光信号を利用した種々の形態に変形して実施することもできる。
【００７３】
まず、３個以上の発光器（例えばＬＥＤ）を診断部位に取り付け、この発光器を少なくとも３台のカメラで撮影し、この撮影画像から発光器の取付け位置を求め、この取付け位置の変化から診断部位の動き量を演算するようにしてもよい。
【００７４】
さらに、光信号を利用した別の動き検出手段として、図１７〜２６に示す構造の手段が提供される。
【００７５】
図１７に示す動き検出手段は、診断時に被検体Ｐの診断部位である頭部に巻くバンド５１と、このバンド５１の周りの相互に異なる所定３箇所の位置に装着された光源としてのレーザポインタ５２Ａ〜５２Ｃと、このレーザポインタ５２Ａ〜５２Ｃの出射ビームを受けるＣＣＤパネル５３とを備える。３個のレーザポインタ５２Ａ〜５２ＣはＺ軸方向（寝台天板の長手方向）に略並行なビームを出射し、各ビームがＣＣＤパネル５３の異なる位置に入射する。ＣＣＤパネル５３はＣＣＤ素子を２次元状に配列して成る受光素子である。ＣＣＤパネル５３が３本のビームを受光して得た受光信号は図示しない処理装置に送られ、受光ビームの位置情報として求められ、この位置情報がホスト計算機１９に送られる。このため、被検体Ｐの頭部が動くと、その動きに応じてＣＣＤパネル５３に入射するビーム位置が変化し、この位置変化に対応して求めた位置情報がホスト計算機１９に送られる。これにより、被検体頭部の動きを検出することができ、前述した実施形態と同様の撮像用パルスシーケンスの補正制御を行なうことができる。この検出手段の場合、Ｚ軸方向の検出感度は低いが、とくに頭部の場合の動きは、Ｚ軸方向の動きよりもＸＹ面での動きの方が顕著であるから、この動き検出手段は有効に機能することができる。
【００７６】
また、図１８に示す動き検出手段は、上述と同様のバンド５１の相互に異なる所定３箇所の位置に、光源としての３個のレーザポインタ５４Ａ〜５４Ｃを立設させている。ただし、このレーザポインタ５４Ａ〜５４Ｃの先端の光出射口は図示の如く、屈曲させてある。この屈曲角度は、出射されたビームがＺ軸方向よりも深い角度で伝搬するように設定されている。このため、３本の出射ビームはレンズ系５５で絞られ、さらにＣＣＤ撮像装置５６で撮像される。これにより、図１７の動き検出手段と同様に、被検体頭部の動きを検出することができ、この検出情報により撮像用パルスシーケンスのパラメータを変更することができる。
【００７７】
なお、図１７及び１８の動き検出手段では、別体として設置された３個のビームポインタ５２Ａ〜５２Ｃ又は５４Ａ〜５４Ｃを設置するようにしているが、これらのビームポインタは図１９に示すように１つのポインタ５７として一体化することができる。これにより、ポインタ５７のベルト５１への取付けが容易になる。
【００７８】
このビームポインタ５７の内部には、レーザ光源を３個別々に設けるようにしているが、光源を１個とし、この光源からの光をビームスプリッタを用いて分割し、最終的に３個のビームを生成するようにしてもよい。
【００７９】
このポインタ５７はまた、単にビーム出射口のみで構成し、図示しない光ファイバを通して別体装備の光源から光を導くようにしてもよい。
【００８０】
さらに、図２０に示す動き検出手段は、上述と同様に患者頭部に巻装されるバンド５１の相互に異なる所定３箇所の位置に立設させた、光源としての３個のレーザポインタ５８Ａ〜５８Ｃを有している。このレーザポインタ５８Ａ〜５８Ｃは、前述した各種の検出手段とは異なり、Ｚ軸方向に直行するＸＹ面にほぼ沿って放射状にレーザビームを出射する。これを受光すべく、かかる動き検出手段の一部を成す構成として、ガントリ内壁面にＣＣＤパネル５９Ａ〜５９Ｃが各レーザポインタに対応して配設されている。このため、とくにＺ軸方向を中心に、被検体頭部ＰＨＥＡＤの動きを高感度に検出することができる。
【００８１】
さらに、図２１に示す動き検出手段は、図１７及び図２０に示す構成を組み合わせて、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸全ての方向について動き成分を高感度に検出できるようにしたものである。具体的には、この検出手段は、患者頭部に巻装されるバンド５１の相互に異なる所定３箇所の位置に立設させた、光源としての３個のレーザポインタ６０Ａ〜６０Ｃを有する。このレーザポインタ６０Ａ〜６０Ｃの夫々は、Ｚ軸方向及びＸＹ面に沿った放射状の方向に、レーザビームを出射するように構成されている。Ｚ軸方向の３本のレーザビームはＣＣＤパネル５３で受光される一方で、ＸＹ面に沿った放射状方向の３本のレーザビームはガントリ内壁に沿って取り付けたＣＣＤパネル６１で受光される。この両方のＣＣＤパネル５３，６１の検出信号に応じて、Ｘ，Ｙ，Ｚ軸３方向について高感度に動き成分を検出することができる。
【００８２】
さらに、上述したレーザポインタ６０Ａ〜６０Ｃの夫々は、図２２に示す如く、Ｚ軸方向のビーム出射を担うレーザポインタ６２Ａ〜６２Ｃと、ＸＹ面に沿った放射状方向のビーム出射を担うレーザポインタ６３Ａ〜６３Ｃとからなるように、夫々、別体として構成してもよい。
【００８３】
また、前述してきたレーザポインタはそれ自体でレーザビームを出射する光源であったが、図２３に示す如く、レーザ光源６４を別体で設け、このレーザ光源６４から光ファイバ６５でレーザポインタ６２Ａ〜６２Ｃ、６３Ａ〜６３Ｃに光を案内するようにしてもよい。
【００８４】
さらに、別の動き検出手段の構成を、図２４〜２６を用いて説明する。図２４に、この検出手段が概要を示す。これによれば、寝台天板ＴＰ上にヘッドレストＲＴが設置され、このヘッドレストＲＴに被検体頭部ＰＨＥＡＤが位置する。頭部ＰＨＥＡＤにはバンド５１が巻かれる。バンド５１には、その周囲の互いに異なる所定３箇所の位置からピラー６６Ａ〜６６Ｃが固定状態で立設されている。このピラー６６Ａ〜６６Ｃはバンド５１に固定されているので、従って、頭部ＰＨＥＡＤが動くと、これに応じてピラー６６Ａ〜６６Ｃの先端位置も空間的に動くことになる。
【００８５】
このバンド５１及びピラー６６Ａ〜６６Ｃと共に動き検出手段を構成する要素として、フレーム６７及び検出ボックス６８Ａ〜６８Ｃが備えられている。フレーム６７は、頭部ＰＨＥＡＤのバンド５１の周囲に所定距離を置いてアーチ形に配設され、その両端部は天板ＴＰ上に固設されている。検出ボックス６８Ａ〜６８Ｃは、夫々、その底部が開放され且つ内部が空洞になっており、その内部空間に、下方から立ち上がってくるピラー６６Ａ（〜６６Ｃ）の先端部を受け入れている。つまり、被検体頭部ＰＨＥＡＤが動くと、ピラー６６Ａ（〜６６Ｃ）の先端部が検出ボックス内部空間を移動することになる。
【００８６】
検出ボックス６８Ａ〜６８Ｃの一例を図２５に示す。つまり、各検出ボックスは、底部開放の箱状のハウジング６９と、このハウジング６９内の直交する３側面に取り付けたＣＣＤパネル７０〜７２を備えている。
【００８７】
各ピラー６６Ａ（〜６６Ｃ）はその内部に光源としてレーザポインタの構成を備えている。しかも、その先端部には、ハーフミラーなどを用いた光学系６６ＯＰが設置され、この光学系６６ＯＰによって、１本のレーザビームが直交３方向に出射されるようになっている。このため、ハウジング６９の内部空間にその底部から挿入されたピラー６６Ａ（〜６６Ｃ）の先端部から、３方向のＣＣＤパネル７０〜７２に向かってレーザビームが夫々出射される。
【００８８】
ゆえに、被検体頭部ＰＨＥＡＤが動くと、検出ボックス６８Ａ〜６８Ｃそれぞれの内部空間でピラー６６Ａ〜６６Ｃの先端部も移動する。この移動量は、３枚のＣＣＤパネル７０〜７２の出力信号の変化量として捉えられ、頭部ＰＨＥＡＤの動きを３次元的に検出することができる。
【００８９】
さらに、図２６に検出ボックス６８Ａ〜６８Ｃの別の構成例を示す。この構成の場合、ピラー６６Ａ（〜６６Ｃ）は遮光手段として機能するもので、同図（ｃ）に示す如く、ピラー軸方向に沿った遮光体６６αと、この軸方向から直交横方向に突出した遮光体６６βとを備える。各検出ボックス６８Ａ（〜６８Ｃ）内には、３対のライン状光源及びライン状受光素子、即ち、７３Ａ，７３Ｂの対、７４Ａ，７４Ｂの対、及び７５Ａ，７５Ｂの対が互いに直交するように設置されている。
【００９０】
具体的には、ライン状光源７３Ａから出射されたライン状の光線ＯＰ１はライン状受光素子７３Ｂに伝搬するとともに、その途中に一方の遮光体６６αが介在する。また、別のライン状光源７４Ａから出射されたライン状の光線ＯＰ２はライン状受光素子７４Ｂに伝搬するとともに、その途中に上述の遮光体６６αが同様に介在する。さらに、残りのライン状光源７５Ａから出射されたライン状の光線ＯＰ３はライン状受光素子７５Ｂに伝搬するとともに、その途中にもう一方の遮光体６６βが介在する。
【００９１】
このため、被検体Ｐの頭部ＰＨＥＡＤが動くと、遮光体６６α、６６βも一体に動くため、ライン状受光素子７３Ｂ，７４Ｂ，７５Ｂの受光信号における遮光位置も変化する。この変化量に基づき被検体頭部ＰＨＥＡＤの動き量が演算され、この動き量に応じて撮像パルスシーケンスが補正される。
【００９２】
さらに、とくに図示はしないが、上述した変形形態において、被検体の診断部位に巻装するバンドの３箇所に反射ミラーを取り付け、この反射ミラーそれぞれにレーザポインタからレーザビームを照射し、その反射ビームを受光パネルで受光するようにしてもよい。このレーザビーム及び受光パネルは例えばガントリ内壁に取り付けられる。この構成の場合、バンドに取り付ける治具はミラーだけで済むので、被検体に付ける装備は簡単化される。
【００９３】
さらにまた、本発明を適用可能な対象部位は頭部に限らず、任意の部位であってもよい。
【００９４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、患者の診断部位が動いても、撮像中の撮像断面をリアルタイムに自動追尾でき、動きの影響を回避して例えば脳機能イメージングを行なうことができ、アーチファクトの少ない高画質の画像を提供できるとともに、時間分解能、空間分解能、および解剖学的な位置精度に優れた画像を提供できる。
【００９５】
また、とくに脳機能検査を行なう場合、本来的には頭部など、身体部位を自由に動かせる状態が行なうことが望ましいが、従来では、かかる動きの影響を軽減するため、頭部をリジッドに固定する必要があったが、本発明の手法を使えば、自由に頭部を動かしながらでも検査を行なうことができる。つまり、患者が本来あるべき自然な状態で検査することができるので、検査の信頼性向上、高精度化にも寄与可能になる。例えば、座位や立位での検査が可能なオープン型ＭＲＩ装置と併用することにより、これまでのイメージングでは殆ど困難であった、自然な活動を行いながら脳機能検査を行なうことが可能になるなど、従来の脳機能検査の問題を大幅に改善した撮像法を提供できる。
【００９６】
さらに、本発明の撮像法を形態情報を得る通常の撮像に適用することもでき、高齢や子供、重傷患者など、動き易い患者に対してアーチファクトの少ない高画質の形態画像を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図。
【図２】位置検出コイルの配置の一例を説明する図。
【図３】位置検出コイルの配置の別の例を説明する図。
【図４】位置検出コイルの配置の更に別の例を説明する図。
【図５】位置検出コイルの配置の更に別の例を説明する図。
【図６】ホスト計算機により実行される撮像断面の自動追尾に関わる処理の概要を説明するフローチャート。
【図７】コイル位置検出シーケンスに用いられるパルスシーケンス。
【図８】撮像断面が１枚の場合のコイル位置検出シーケンスおよび補正処理の実行タイミングと撮像パルスシーケンスを説明する図。
【図９】コイル位置検出シーケンスおよび補正処理の実行タイミングと撮像パルスシーケンスの実行タイミングの時間関係を説明する図。
【図１０】初期参照断面と自動追尾する撮像断面とを模式的に説明する図。
【図１１】変形形態に係る、撮像断面が複数枚（マルチスライス法）の場合のコイル位置検出シーケンスおよび補正処理の実行タイミングと撮像パルスシーケンスとを説明する図。
【図１２】別の変形形態に係る、撮像断面が２枚（マルチスライス法）の場合のコイル位置検出シーケンスおよび補正処理の実行タイミングと撮像パルスシーケンスとを説明する図。
【図１３】別の変形形態に係る、３次元の撮像ボリュームの場合のコイル位置検出シーケンスおよび補正処理の実行タイミングと撮像パルスシーケンスとを説明する図。
【図１４】本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成を示すブロック図。
【図１５】位置検出手段としての３次元磁気センサの概要を示す模式図。
【図１６】３次元磁気センサの配置例を示す図。
【図１７】動き検出手段の変形形態に係る一例を説明する図。
【図１８】動き検出手段の変形形態に係る他の例を説明する図。
【図１９】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２０】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２１】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２２】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２３】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２４】動き検出手段の変形形態に係る更に他の例を説明する図。
【図２５】検出ボックスの例を示す概略図。
【図２６】検出ボックスの他の例を示す概略平面図、概略断面図、及びピラー外観図。
【符号の説明】
１１  ガントリ
１２  静磁場磁石（動き検出手段／信号発生手段）
１３  傾斜磁場コイル（動き検出手段／信号発生手段）
１４  ＲＦコイル（動き検出手段／信号発生手段）
１５  傾斜磁場アンプ（動き検出手段／信号発生手段）
１６  シーケンサ（動き検出手段／信号発生手段／補正手段）
１７  送信器（動き検出手段／信号発生手段／補正手段）
１８  受信器（補正手段）
１９  ホスト計算機（動き量演算手段／補正手段）
３１ａ〜３１ｃ  位置検出コイル（動き検出手段／位置センサ）
３７ａ〜３７ｃ  受信回路（動き検出手段／位置演算手段）
３８ａ〜３８ｃ  位置情報演算回路（動き検出手段／位置演算手段）
４１  送信コイル部（動き検出手段／信号発生手段）
４２  受信コイル部（動き検出手段／位置センサ）
４３  ドライバ
４４  位置情報演算器（動き検出手段／位置演算手段）
５１  バンド（動き検出手段）
５２Ａ〜５２Ｃ、５４Ａ〜５４Ｃ、５７、５８Ａ〜５８Ｃ、６０Ａ〜６０Ｃ、６２Ａ〜６２Ｃ、６３Ａ〜６３Ｃ  レーザポインタ（動き検出手段）
５３、５９Ａ〜５９Ｃ、６１  ＣＣＤパネル（動き検出手段）
５５  レンズ系（動き検出手段）
５６  ＣＣＤ撮像装置（動き検出手段）
６４  レーザ光源（動き検出手段）
６５  光ファイバ（動き検出手段）
６６Ａ〜６６Ｃ  ピラー（動き検出手段）
６７  フレーム（動き検出手段）
６８Ａ〜６８Ｃ  検出ボックス（動き検出手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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