(57)【要約】【課題】核磁気共鳴を利用して、リアルタイムに、かつ、高精度に被測定対象の断層撮影を行うことが可能な磁気共鳴画像化装置を提供する。【解決手段】ｆＭＲＩ装置１０００は、核磁気共鳴に起因する検出信号を検知するために、被験者１０に磁場を印加するための静磁場コイル１００、傾斜磁場コイル１０２およびＲＦコイル１０４と、振動磁場をＲＦコイル１０４に与え、検出信号から断層画像を生成する断層撮影制御部２００とを備える。断層撮影制御部２００は、時系列で得られる断面画像のうち、１フレーム前の断面画像と現在の断面画像とを比較することで、順次、共鳴周波数の周波数シフト量を算出するため周波数シフト算出部３００と、周波数シフト量に基づいて、現在の断面画像の再構成処理を補正する画像再構成部２６０とを含む。【選択図】図１
2007202584.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定対象からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、前記被測定対象の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、
前記被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、
前記被測定対象の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被測定対象に印加するための傾斜磁場印加手段と、
前記被測定対象に対して振動磁場を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための振動磁場送受信手段と、
前記振動磁場を前記振動磁場送受信手段に与え、前記検出信号を受けて時系列として前記断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、
前記断層撮影制御手段は、
前記検出信号に基づいて前記断層画像を再構成するための画像再構成手段と、
前記時系列で得られる前記断面画像のうち、前記画像再構成手段により現時点で再構成された第１の断層画像と、前記第１の断面画像から所定時間前の第２の断面画像とを比較することで、順次、前記共鳴周波数の周波数シフト量に相当する補正値を算出するための補正量算出手段とを含み、
前記画像再構成手段は、前記補正値に基づいて、前記第１の断面画像の再構成処理を補正する、磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
前記補正量算出手段は、前記画像再構成手段から出力される前記第１および第２の断層画像の位置ずれを検出して、前記補正値に換算する、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項３】
前記位置ずれは、前記第１および第２の断層画像の位相方向の画像データの重心位置に相当する中心位置のずれである、請求項２記載の磁気共鳴画像化装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、生体の断層撮影を行なうための核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)装置の構成に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の脳や全身の断面を画像する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した核磁気共鳴映像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
【０００３】
核磁気共鳴映像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。
【０００４】
（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。
【０００５】
（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄など）を観察しやすい。
【０００６】
（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。
このような核磁気共鳴影像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。
【０００７】
以下、本発明の背景の説明のために、この直感的な古典的モデルで、簡単に核磁気共鳴の原理をまとめておく。
【０００８】
上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。
【０００９】
この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ０＝γＢ０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ信号を得ることができる。
【００１０】
このような共鳴周波数ｆ０は、静磁界の強度がＢ０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ０（ＭＨｚ）となる。
【００１１】
さらに、核磁気共鳴映像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような核磁気共鳴映像法を、特に、ｆＭＲＩ（functional MRI)と呼ぶ。
【００１２】
ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。
【００１３】
ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激や聴覚による刺激等が用いられる。
【００１４】
図９は、このような核磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図である。
【００１５】
図９を参照して、ＭＲＩ装置は、被験者１０を支持するための台部１２と、上述した静磁界を生成するための静磁場コイル１００と、後に説明するように被験者における観測断面（スライス）の位置およびスライス内の位置の情報を観測信号に付与するための傾斜磁場コイル１０２と、観測対象となる原子核に振動磁場を印加するために電磁波を出力するＲＦコイル１０４と、観測対象となる原子核からの信号を受信するためのＲＦコイル１０６と、コイル１００〜１０４を制御し、かつ、ＲＦコイル１０６で受信された信号を基に、断層画像を生成するための断層撮影制御部２００とを備える。
【００１６】
さらに、断層撮影制御部２００は、使用者からの指示等の入力を行うための入力部２１０と、入力部２１０からの指示に基づいて、たとえば、各被験者１０に対する測定ごとに、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度およびＲＦコイル１０６で検出される信号強度の調整値や測定される共鳴周波数（以下、中心周波数と呼ぶ）の値ｆ０の合わせ込みの結果（較正値）などをチューニング値として保存するためのチューニング値記憶部２２０とを備える。ここで、被験者１０ごとに、このようなチューニングを行うのは、被験者１０によって、コイル内の磁場の環境が微妙に変化するために、これを調整する必要があるからである。
【００１７】
断層撮影制御部２００は、さらに、上述したようなチューニング動作や測定動作の制御を行うための制御部２３０と、制御部２３０に制御されてＲＦコイル１０４に対してＲＦパルスを与えるためのＲＦパルス送信部２４０と、ＲＦコイル１０６からの信号を増幅して検出信号を取得するための信号増幅部２５０と、信号増幅部２５０からの検出信号に対応する測定データを記憶するデータ記憶部２５２と、チューニング値記憶部２２０中に格納されている中心周波数の較正値等の情報とデータ記憶部２５２からの測定データとに基づいて、フーリエ変換処理を行なうことにより、観測する断面の断面画像データを再構成するための画像再構成部２６０と、画像再構成部２６０からの情報をもとに再構成された断面画像を表示するための表示部２７０とを備える。なお、このようにして再構成された断面画像データは、データ記憶部２５２に格納される。
【００１８】
さらに、断層撮影制御部２００は、後に詳しく説明するように、このようにして、測定期間中に得られ、データ記憶部２５２に格納された断面画像データに対して、測定後に画像処理を行ない、測定中の画像のずれを補正するための画像処理部２８０を備える。
【００１９】
なお、ここで「画像のずれ」と呼ぶものには、被験者１０の測定期間中の体動を原因とするものだけでなく、コイル内の温度変化等により、上述した中心周波数が変動することにより生じるものを含む。
【００２０】
ここで、静磁場コイル１００は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者１０の体内の水素原子核のスピンに配向性を与える。
【００２１】
ＲＦコイル１０４は、高周波を発して被験者１０の体内の原子核を励起し、ＲＦコイル１０６は、生じた核磁気共鳴を起因とする検出信号（エコー信号）を検知する。
【００２２】
傾斜磁場コイル１０２は、図示しないＸ, Ｙ, Ｚの３組の傾斜コイルを備え、Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。
【００２３】
すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者１０に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦコイル１０４を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者１０の所定の厚さの断層）にある水素原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、ＲＦコイル１０６には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者１０の体内の、水を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。
【００２４】
制御部２３０は、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、画像再構成部２６０は、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部２７０に対応する画像を表示する。
【００２５】
以上の説明は、通常のＭＲＩ装置の動作と本質的に同じである。
次に、ｆＭＲＩとして動作するときの動作シーケンスについて、さらに、詳しく説明する。
【００２６】
脳機能の画像を撮影するためには、エコープレナーイメージング（ＥＰＩ：echo planar imaging）と呼ばれるシーケンスが採用される。
【００２７】
図１０は、このようなｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【００２８】
被験者１０に、同一の刺激タスクを、所定の期間ごと一定の間隔をおいて繰り返し与える。このとき、脳内の同一断面について断層撮影は時系列的に続行しつつ、その断面内で刺激タスク期間内のＥＰＩ信号の変化を検出する。
【００２９】
このような信号強度の変化は、上述したように、脳内の血流量の変化に起因するものである。ただし、このような信号強度の変化は、数パーセントのオーダーであり、十分なＳＮ比を得るために、同一の刺激タスクを複数回繰り返して、各回のＥＰＩ信号の変化パターンを、タスクの開始時点を揃えて平均する。このような処理により、刺激に対する脳内の応答を視覚化する。つまり、ある特定のタスクを行っているときに、脳内で活動が活性化する部位を特定できる。
【００３０】
なお、このようなエコープレナーイメージングによる画像生成の原理および臨床応用等については、非特許文献１〜２に記載されている。
【００３１】
一方で、このようなＥＰＩのシーケンスを使って観察を行う結果、ＮＭＲで単純に断面形状を撮影するのよりも、ｆＭＲＩでは、長時間のスキャンが必要になる。
【００３２】
ところが、測定前にチューニングを取った後に、１０分や２０分という時間のオーダーで測定を繰り返すと、上述した「画像のずれ」が生じてしまうことになる。
【非特許文献１】押尾晃一，「ＥＰＩ  Ｒｅｖｉｓｉｔｅｄ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．１−５
【非特許文献２】鈴木清隆，「Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎａｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ」，日本磁気共鳴医学会誌，第１９巻１号（１９９９）ｐ．７−１８
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００３３】
図１１は、上述したようなｆＮＭＲ測定の典型的なフローを示す図である。
図１１を参照して、処理が開始されると、被験者１０ごとに装置の初期チューニング処理が行われ（ステップＳ３００）、制御部２３０は、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度およびＲＦコイル１０６で検出される信号強度の調整値や測定される中心波数値ｆ０の合わせ込みの結果（較正値）などをチューニング値として、チューニング値記憶部２２０に保存する（ステップＳ３０２）。
【００３４】
続いて、被験者１０に対する測定が開始されると（ステップＳ３０４）、制御部２３０は、傾斜磁場コイル１０２を制御しつつ、ＲＦパルス送信部２４０からの電磁波をＲＦコイル１０４から出力させる（ステップＳ３０８）。被験者１０からの信号は、ＲＦコイル１０６により受信され、信号増幅部２５０により増幅されて（ステップＳ３１０）、画像再構成部２６０に送られる。
【００３５】
画像再構成部２６０は、フーリエ変換処理を利用して、画像を再構成して、表示部２７０に表示させる（ステップＳ３１２）。測定が終了していなければ、さらに、処理はステップ３０８に復帰して、測定が続行される（ステップＳ３２０）。一方、処理が終了していると判断されれば、処理は、ステップＳ３２２に移行する。
【００３６】
続いて、画像処理部２８０は、再構成された各断面画像について、たとえば、初期の断面画像を基準として、生じた位置ずれ（画像シフト）を検出する（Ｓ３２２）。この画像シフトの検出では、各断面画像が初期の断面画像に対して、アフィン変換されているものと近似し、このアフィン変換の変換パラメータを求める。以下では、この変換パラメータを「リアラインメントパラメータ」と呼ぶ。
【００３７】
続いて、画像処理部２８０は、求められたリアラインメントパラメータに基づいて、各断面画像にアフィン逆変換を施すことで、画像シフトの補正処理を行なう（ステップＳ３２４）。
【００３８】
さらに、画像処理部２８０は、このようにして補正された後の断面画像を表示部２７０に表示して（ステップＳ３２６）、処理は終了する。
【００３９】
以下では、ステップＳ３２２〜Ｓ３２６の処理のことを、「測定後画像処理」と呼ぶことにする。
【００４０】
すなわち、従来の画像補正は、測定がすべて終了してから行なわれるため、被験者の脳の活動をリアルタイムで観測できない、という問題がある。
【００４１】
さらに、上述したような補正処理が、再構成された画像データに対して行なわれることによる問題も存在する。
【００４２】
図１２は、上述したような測定後画像処理を説明するための概念図である。
以上説明したような測定後画像処理では、デジタルデータである再構成された断面画像データに対して補正処理を行なうものであるため、以下のような問題がある。
【００４３】
たとえば、ＥＰＩのシーケンスでは、再構成された断面画像を所定数積算する（画素データを加算する）ことにより信号のＳ／Ｎ比の向上が図られる。
【００４４】
そこで、仮に断面画像が１画素分（１ピクセル分）ずれているのであれば、補正処理により、補正はピクセル単位で行なわれるので、ずれた画像は本来の位置に補正可能である（図１２の下側の図）。ところが、仮に断面画像が整数画素分でなく、たとえば、半画素分（半ピクセル分）ずれているのであれば、補正処理により、ずれた画像は本来の位置には補正できず、ずれた位置にしか補正できないため、これを積算すると、画像の端部がぼやけてしまう（図１２の上側の図）。
【００４５】
つまり、このような画像の端部のぼけは、ｆＮＭＲで脳を観測している場合、脳の断面画像の端部で顕著に生じることになる。ところが、一般に、脳の断面の端部付近は、最も脳の活動が活性な部位に相当するため、このような画像のぼけは、ｆＮＭＲの観測にとっては好ましくない。
【００４６】
本発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、核磁気共鳴を利用して、リアルタイムに、かつ、高精度に被測定対象の断層撮影を行うことが可能な磁気共鳴画像化装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００４７】
このような目的を達成するために、本発明の磁気共鳴画像化装置は、被測定対象からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層画像を生成するための磁気共鳴画像化装置であって、被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加手段と、被測定対象の選択された断面内において、検出信号を発する原子核の位置情報を検出信号が有するように変調した磁場を被測定対象に印加するための傾斜磁場印加手段と、被測定対象に対して振動磁場を印加し、被測定対象からの検出信号を検知するための振動磁場送受信手段と、振動磁場を振動磁場送受信手段に与え、検出信号を受けて時系列として断層画像を生成するための断層撮影制御手段とを備え、断層撮影制御手段は、検出信号に基づいて断層画像を再構成するための画像再構成手段と、時系列で得られる断面画像のうち、画像再構成手段により現時点で再構成された第１の断層画像と、第１の断面画像から所定時間前の第２の断面画像とを比較することで、順次、共鳴周波数の周波数シフト量に相当する補正値を算出するための補正量算出手段とを含み、画像再構成手段は、補正値に基づいて、第１の断面画像の再構成処理を補正する。
【００４８】
好ましくは、補正量算出手段は、画像再構成手段から出力される第１および第２の断層画像の位置ずれを検出して、補正値に換算する。
【００４９】
好ましくは、位置ずれは、第１および第２の断層画像の位相方向の画像データの重心位置に相当する中心位置のずれである。
【００５０】
好ましくは、画像再構成手段は、補正値から得られる磁場変動分を差し引いて、フーリエ変換することにより、第１の断面画像の再構成処理を補正する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５１】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
［磁気共鳴画像化装置の構成および動作］
図１は、本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のｆＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【００５２】
図１に示したｆＭＲＩ装置１０００の構成において、図９に示したＭＲＩ装置と同一部分には、同一符号を付してその説明は繰り返さない。
【００５３】
なお、ＲＦコイル１０４とＲＦコイル１０６とは、別個のコイルでも良いし、同一のコイルが送信と受信を兼ねる構成としてもよい。
【００５４】
図１に示したｆＭＲＩ装置１０００の構成が、図９に示したＭＲＩ装置の構成と異なる点は、画像再構成部２６０からの断層画像に基づいて、中心周波数ｆ０の経時的なシフト量を検出するための周波数シフト算出部３００が設けられ、この周波数シフト算出部３００により検出された中心周波数ｆ０のシフト量に基づいて、画像再構成部２６０において、画像の再構成処理自体に補正を行なうことである。
【００５５】
ここで、周波数シフト算出部３００は、このような中心周波数ｆ０のシフト量（周波数シフト）を、所定フレーム前、たとえば、特に限定されないが１フレーム前の断面画像と現在の断面画像とを比較して、算出するものとする。これにより、画像再構成部２６０での補正は、リアルタイムに行なわれることになる。
【００５６】
したがって、本発明の特徴部分の１つは、典型的には、周波数シフト算出部３００による中心周波数ｆ０の経時的なシフト量の検出処理と、上述したような画像再構成部２６０が行なう画像の再構成処理自体に対する補正を制御するソフトウェアに関するものである。ただし、このような処理の一部ないし全部は、処理時間の高速化のためにハードウェアにより行われる構成であってもよい。
【００５７】
図２は、ｆＭＲＩ装置１０００の処理の流れを説明するためのフローチャートである。なお、静磁場は、被験者１０の測定系内での存否にかかわらず、静磁場コイル１００により印加されているものとする。
【００５８】
図２を参照して、処理が開始されると、被験者１０ごとに装置の初期チューニング処理が行われ（ステップＳ１００）、制御部２３０は、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度およびＲＦコイル１０６で検出される信号強度の調整値や測定される中心波数値ｆ０の合わせ込みの結果（較正値）などをチューニング値として、チューニング値記憶部２２０に保存する（ステップＳ１０２）。
【００５９】
続いて、被験者１０に対する測定が開始されると（ステップＳ１０４）、制御部２３０は、傾斜磁場コイル１０２を制御しつつ、ＲＦパルス送信部２４０からの電磁波をＲＦコイル１０４から出力させる（ステップＳ１０８）。被験者１０からの信号は、ＲＦコイル１０６により受信され、信号増幅部２５０により増幅されて（ステップＳ１１０）、画像再構成部２６０に送られる。
【００６０】
なお、ステップＳ１０８においては、傾斜磁場コイル１０２のうちＹコイルによる磁場を等差的に複数回にわたって強度を変化させることで、検出信号に位相変調が加えられ、ステップＳ１１０では、検出信号受信時に、傾斜磁場コイル１０２のうちＸコイルによる磁場を変化させることで、検出信号に周波数変調が加えられる。
【００６１】
画像再構成部２６０は、フーリエ変換処理を利用して、画像を再構成する（ステップＳ１１２）。
【００６２】
画像再構成部２６０において再構成された当該断面画像について周波数シフトの補正が終わっていない場合は（ステップＳ１１６）、続いて、周波数シフト算出部３００は、上述したとおり、周波数シフトを、たとえば、１フレーム前の断面画像と現在の断面画像とを比較して、算出する（ステップＳ１１８）。この算出方法については、後述する。算出された周波数シフトに基づいて、画像再構成部２６０は、補正を行なった上で、再度断面画像を再構成する。
【００６３】
ステップＳ１１６において、周波数シフトの補正が済んでいる場合は、続いて、画像再構成部２６０は、再構成した断面画像を表示部２７０に表示する。
【００６４】
測定が終了していなければ（ステップＳ１２２）、さらに、処理はステップ１０８に復帰して、測定が続行される。一方、処理が終了していると判断されれば、処理は終了する。
【００６５】
［中心周波数シフト量と信号強度変化の関係］
図３は、周波数空間において、観測されるデータのトラジェクトリを示す図である。
【００６６】
図３において、縦軸の方向は、位相の変化を表しており、縦軸の間隔は、エコー間時間（Inter echo time）を示す。横軸は、周波数を示し、間隔はリードアウトサンプリング時間を示す。
【００６７】
図４は、図３に対応して再構成された画像空間を示す図である。
画像空間では、縦軸方向は、位相差として観測される。
【００６８】
見かけの横緩和時間Ｔ２＊を無視した場合、ＥＰＩの画像信号は次の式で示される。
【００６９】
【数１】
2007202584.tif 000003
【００７０】
ここで、ρ（ｘ、ｙ）は、観測断面（スライス）内の水素（プロトン）密度である。
磁場強度に変動(△Ｂ)が生じた場合、式（１）は次のように表現され、変動量に応じた画像シフトが発生する。
【００７１】
【数２】
2007202584.tif 000004
【００７２】
ここでγは磁気回転比、△ｔはリードアウトのデータサンプリング間隔、Ｔは位相方向のデータサンプリング時間であり傾斜磁場が理想的な形状を示す場合、
Ｔ＝Δｔ・Ｎｘ  （Ｎｘ：リードアウトマトリックス数）
の関係にある。
【００７３】
従って、ΔＢの影響を受けた再構成画像の位置（ｘn、ｙn）とオリジナル画像位置（ｘ、ｙ）の差(画像シフトΔｘn、Δｙn)は、以下のようになる。
【００７４】
【数３】
2007202584.tif 000005
【００７５】
ここで、式（３）の各記号の意味は、以下の通りである。
【００７６】
【数４】
2007202584.tif 000006
【００７７】
また、以下の関係が成り立つ。
【００７８】
【数５】
2007202584.tif 000007
【００７９】
したがって、式（３）は、次の式（５）のようにも表現できる。
【００８０】
【数６】
2007202584.tif 000008
【００８１】
ここで明らかなように磁場変動(周波数変動)の影響は位相方向に顕著に現れ、この項で用いたシーケンス(インターエコー時間:８８０μsec)の場合、約１７．７５Ｈｚの周波数変動が１ピクセルの画像シフトをもたらすことになる。
【００８２】
したがって、周波数シフト算出部３００が周波数シフトを算出する方法としては、たとえば、画像データから以下のようにして算出することが可能である。
【００８３】
なお、上述のとおり、画像のずれは、位相方向で顕著であるから、以下では、近似的に位相方向のみを考慮することとする。
【００８４】
位相方向の画像中心を以下に示されるような式（６）により算出する。
【００８５】
【数７】
2007202584.tif 000009
【００８６】
ここで、Ｍｉは、ｉ番目の画像の信号値であり、ｘ、ｙは画像中の座標を示す。すなわち、「位相方向の画像中心」は、画像信号値の位相方向の重心を表す。
【００８７】
さらに、数式内の他のノーテーションは、以下のとおりである。
Ｎｙ：位相エンコードマトリックス数
Δｔ：リードアウトのデータサンプリング間隔
Ｔ：位相方向のデータサンプリング間隔
Ｎｘ：リードアウトマトリックス数
式（６）で示される画像中心のずれを、たとえば、１フレーム前の断面画像と現在の断面画像とを比較して算出し、これを式（５）の関係を使って、周波数シフトΔｆに換算できる。
【００８８】
周波数シフトがわかれば、磁場変動ΔＢがわかることに相当するので（あるいは、画像シフトがわかれば、磁場変動ΔＢがわかることに相当するので）、式（２）でのフーリエ変換の演算において、今度は、この磁場変動分ΔＢを差し引いて、フーリエ変換を行なえば、得られる画像信号は、周波数シフトの影響を補正した後のものが得られることになる。
【００８９】
図５は、このようなリアルタイムでの周波数シフトを行なう画像再構成部２６０と周波数シフト算出部３００の行なう処理を機能ブロック図で示すものである。
【００９０】
データ記憶部２５２から読み出された測定信号データは、画像再構成部２６０において、フーリエ変換されて、画像データが生成される。画像データに基づいて、周波数シフト算出部３００が算出した周波数シフトに基づき、画像再構成部２６０では、磁場変動を差し引いて、測定信号データに対してフーリエ変換を行ない、画像再構成を行なう。
【００９１】
［周波数シフトの補正の効果］
以下では、上述したような方式１）周波数シフトを測定中にリアルタイムに補正した結果得られる画像信号と、方式２）測定後に従来の画像処理により得られるリアラインパラメータから見積もられる周波数シフトにより、各断面画像について事後的に上述したフーリエ変換への補正を行なった画像信号と、方式３）従来どおり画像データに対するアフィン変換を用いた画像処理により、画像シフトを修正した画像信号とを比較する。
【００９２】
図６は、リアルタイムに周波数シフトを修正する手続きと、測定後にリアラインパラメータから各断面画像について事後的にフーリエ変換への補正を行なう手続きとを模式的に示す図である。
【００９３】
上述したとおり、リアルタイムに周波数シフトを修正する手続きでは、位相方向の画像中心の移動量を、たとえば、隣接するフレーム間で比較し、これを式（２）のフーリエ変換へ補正として反映させる。
【００９４】
これに対して、測定後にリアラインパラメータから各断面画像について事後的にフーリエ変換への補正を行なう手続では、測定終了後に、オリジナルの画像（データ記憶部２５２から読み出された測定信号データに基づき直接再構成された画像）に基づいて、たとえば、初期の断面画像を基準として、順次求められるリアラインパラメータにより、周波数シフトを見積もって、これを式（２）のフーリエ変換へ補正として反映させることになる。
【００９５】
図７は、約８分間の連続スキャンを４回（第１セッション〜第４セッション）連続して実施した際に経時的に得られるＥＰＩ画像について、Ｘ方向、Ｙ方向（位相方向）、Ｚ方向への画像シフト量を事後的にリアラインパラメータとして見積もった結果を示す図である。
【００９６】
図７に示すとおり、第１セッションから第４セッションにかけて、Ｙ軸画像シフト量は、２．１５ｍｍ、２．１８ｍｍ、２．６５ｍｍ、１．５７ｍｍとなる。
【００９７】
図８は、方式１〜方式３による補正の効果を示す図である。図８は、被験者に何らタスクを与えることがない状態で、被験者の脳の断面を上から見た図に相当する。したがって、本来は、特に脳内に活性部位は観測されないはずである。
【００９８】
図８に示すように、オリジナル画像には、脳の周辺部分に多くのノイズが見られるのがわかる。これに対して、従来の画像処理による方式３によれば、かなり画像のノイズの改善効果が見られるものの、脳の周辺部には若干のノイズが残存している。
【００９９】
これに対して、本発明の方式１や、測定後にリアラインパラメータによりフーリエ変換を補正する方式２では、ほぼ完全にノイズが抑制されているのがわかる。
【０１００】
以上のように、本発明の磁気共鳴画像化装置では、核磁気共鳴を利用して、リアルタイムに、かつ、高精度に被測定対象の断層撮影を行うことが可能となる。
【０１０１】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【０１０２】
【図１】本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のｆＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【図２】ｆＭＲＩ装置１０００の処理の流れを説明するためのフローチャートである。
【図３】周波数空間において、観測されるデータのトラジェクトリを示す図である。
【図４】図３に対応して再構成された画像空間を示す図である。
【図５】リアルタイムでの周波数シフトを行なう画像再構成部２６０と周波数シフト算出部３００の行なう処理を機能ブロック図で示すものである。
【図６】リアルタイムに周波数シフトを修正する手続きと、測定後にリアラインパラメータから各断面画像について事後的にフーリエ変換への補正を行なう手続きとを模式的に示す図である。
【図７】経時的に得られるＥＰＩ画像について、Ｘ方向、Ｙ方向（位相方向）、Ｚ方向への画像シフト量を事後的にリアラインパラメータとして見積もった結果を示す図である。
【図８】方式１〜方式３による補正の効果を示す図である。
【図９】核磁気共鳴現象を利用したＭＲＩ装置の構成を示す機能ブロック図である。
【図１０】ｆＭＲＩの測定シーケンスの概要を示すタイミングチャートである。
【図１１】ｆＮＭＲ測定の典型的なフローを示す図である。
【図１２】測定後画像処理を説明するための概念図である。
【符号の説明】
【０１０３】
１０  被験者、１２  台部、１００  静磁場コイル、１０２  傾斜磁場コイル、１０４，１０６  ＲＦコイル、２００  断層撮影制御部、２１０  入力部、２２０  チューニング値記憶部、２３０  制御部、２４０  ＲＦパルス送信部、２５０  信号増幅部、２５２  データ記憶部、２６０  画像再構成部、２７０  表示部、２８０  画像処理部、３００  周波数シフト算出部、１０００  ｆＭＲＩ装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図４】
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【図８】
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【図１２】
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