(57)【要約】      （修正有）【課題】撮影技師の経験や、撮影部位に関わらず、被検体の呼吸信号を簡単に測定できる方法を提供する。【解決手段】クレードルと被検体１３との間に設置可能な体動検出パッド５を用いる。体動検出パッド５の内部には、流体を収容する複数の流体収容部５１〜５ｚが内蔵されている。各流体収容部５１〜５ｚは、被検体１３から受ける圧力を表す圧力信号を出力する。信号生成手段は、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号に基づいて、呼吸信号を生成する。したがって、ベローズなどの呼吸センサを被検体の腹部に巻かなくても簡便に被検体の体動を検出することができる。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体の下に設置され、前記被検体の体動を検出する体動検出パッドであって、
流体を収容する複数の流体収容部であって、前記被検体の体動により生じる圧力の変化を検出するための複数の流体収容部を有する体動検出パッド。
【請求項２】
前記流体収容部は帯状に設けられている、請求項１に記載の体動検出パッド。
【請求項３】
前記流体収容部は櫛状に設けられている、請求項１に記載の体動検出パッド。
【請求項４】
前記複数の流体収容部から出力される圧力信号に基づいて、前記被検体の体動を表す体動信号を生成する信号生成手段を有する、請求項１〜３のうちのいずれか一項に記載の体動検出パッド。
【請求項５】
前記体動信号は、前記被検体の呼吸信号である、請求項４に記載の体動検出パッド。
【請求項６】
各流体収容部の圧力の基準値を表すベースラインを算出するベースライン算出手段と、
前記各流体収容部から出力される圧力信号と、前記ベースラインとの差分を求める差分手段と、
を有する、請求項４又は５に記載の体動検出パッド。
【請求項７】
前記被検体を撮影する医用装置の振動が原因で前記圧力信号に含まれた振動成分を除去するフィルタを有する、請求項４〜６のうちのいずれか一項に記載の体動検出パッド。
【請求項８】
被検体を支持するクレードルと、
前記クレードルと前記被検体との間に配置され、前記被検体の体動を検出する体動検出パッドと、
を有する医用装置であって、
前記体動検出パッドは、
流体を収容する複数の流体収容部であって、前記被検体の体動により生じる圧力の変化を検出するための複数の流体収容部を有する、医用装置。
【請求項９】
前記流体収容部は帯状に設けられている、請求項８に記載の医用装置。
【請求項１０】
前記流体収容部は櫛状に設けられている、請求項８に記載の医用装置。
【請求項１１】
前記複数の流体収容部から出力される圧力信号に基づいて、前記被検体の体動を表す体動信号を生成する信号生成手段、を有する請求項８〜１０のうちのいずれか一項に記載の医用装置。
【請求項１２】
前記体動信号は、前記被検体の呼吸を表す呼吸信号である、請求項１１に記載の医用装置。
【請求項１３】
各流体収容部の圧力の基準値を表すベースラインを算出するベースライン算出手段と、
前記各流体収容部から出力される圧力信号と、前記ベースラインとの差分を求める差分手段と、
を有する請求項８〜１２のうちのいずれか一項に記載の医用装置。
【請求項１４】
前記医用装置の振動が原因で前記圧力信号に含まれた振動成分を除去するフィルタを有する、請求項１１〜１３のうちのいずれか一項に記載の医用装置。
【請求項１５】
前記医用装置は、磁気共鳴装置であり、
前記フィルタは、前記磁気共鳴装置の勾配コイルが原因で前記圧力信号に含まれた振動成分を除去する、請求項１４に記載の医用装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の体動を検出する体動検出パッドおよび医用装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
呼吸同期法で被検体を撮影する方法として、ベローズを用いた方法や、ナビゲータエコーを収集する方法が知られている（特許文献１参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開2011−036428号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかし、ベローズを用いる方法では、撮影技師が被検体の腹部にベローズを巻きつける必要があり、手間が掛かるという問題がある。また、ナビゲータエコーを収集する方法は、撮影技師の経験が必要であり、撮影部位によっては、呼吸を計測することができない場合もある。
【０００５】
したがって、撮影技師の経験や、撮影部位に関わらず、被検体の呼吸を簡単に検出できる方法が望まれている。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の第１の態様は、被検体の下に設置され、前記被検体の体動を検出する体動検出パッドであって、
流体を収容する複数の流体収容部であって、前記被検体の体動により生じる圧力の変化を検出するための複数の流体収容部を有する体動検出パッドである。
【０００７】
本発明の第２の態様は、被検体を支持するクレードルと、
前記クレードルと前記被検体との間に配置され、前記被検体の体動を検出する体動検出パッドと、
を有する医用装置であって、
前記体動検出パッドは、
流体を収容する複数の流体収容部であって、前記被検体の体動により生じる圧力の変化を検出するための複数の流体収容部を有する、医用装置である。
【発明の効果】
【０００８】
被検体の下に体動検出パッドを設置するだけでよいので、被検体の体動を容易に検出することができる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】第１の形態の体動検出パッドを用いた磁気共鳴装置の概略図である。
【図２】体動検出パッド５の内部構造の説明図である。
【図３】体動検出パッド５を用いて被検体１３の呼吸による体動を検出する方法の説明図である。
【図４】第２の形態の体動検出パッド５の内部構造を示す上面図である。
【図５】第２の形態の体動検出パッド５を用いて被検体１３の呼吸による体動を検出する方法の説明図である。
【図６】第３の形態のＭＲ装置２００の概略図である。
【図７】中央処理装置１０の説明図である。
【図８】第３の形態におけるＭＲ装置２００の動作フローを示す図である。
【図９】ベースラインの算出方法の説明図である。
【図１０】被検体１３をスキャンしているときの流体収容部５ｉにおける圧力信号の時間変化を概略的に示す図である。
【図１１】第４の形態のＭＲ装置３００の概略図である。
【図１２】第５の形態における体動検出パッド５を示す斜視図である。
【発明を実施するための形態】
【００１０】
以下、発明を実施するための形態について説明するが、本発明は、以下の形態に限定されることはない。
【００１１】
（１）第１の形態
図１は、第１の形態の体動検出パッドを用いた磁気共鳴装置の概略図である。
磁気共鳴装置（以下、「ＭＲ装置」と呼ぶ。ＭＲ：Magnetic Resonance）１００は、マグネット２、テーブル３、受信コイル４などを有している。
【００１２】
マグネット２は、被検体１３が収容されるボア２１を有している。また、マグネット２には、超伝導コイル、勾配コイル、送信コイル（図示せず）などが内蔵されている。
【００１３】
テーブル３は、クレードル３ａを有している。クレードル３ａは、ボア２１内に移動できるように構成されている。クレードル３ａによって、被検体１３はボア２１に搬送される。
【００１４】
受信コイル４は、被検体１３の腹部に取り付けられている。受信コイル４は、被検体１３からの磁気共鳴信号を受信する。
【００１５】
また、被検体１３とクレードル３ａとの間には、体動検出パッド５が設置されている。被検体１３は、体動検出パッド５上に寝ている。
【００１６】
図２は、体動検出パッド５の内部構造の説明図である。
図２（ａ）は、体動検出パッド５の内部構造を示す斜視図、図２（ｂ）は、上面図である。
【００１７】
体動検出パッド５の内部には、流体を収容する複数の流体収容部５１〜５ｚが内蔵されている。複数の流体収容部５１〜５ｚは帯状に構成されている。流体収容部５１〜５ｚに収容されている流体は、気体でもよいし、液体でもよいし、ジェル状の物質でもよい。気体の場合、例えば、空気や、サセプタビリティ変化の小さい窒素などを使用することが好ましい。また、液体の場合、ＭＲ信号をほとんど出さないマンガン水溶液を使用することが好ましい。更に、気体、液体、ジェル状の物質の混相を使用してもよい。
【００１８】
第１の形態では、体動検出パッド５を用いて被検体の呼吸による体動を検出する。体動検出パッド５を用いて被検体の呼吸による体動を検出する方法については後述する。
図１に戻って説明を続ける。
【００１９】
ＭＲ装置１００は、更に、シーケンサ６、送信器７、勾配磁場電源８、受信器９、中央処理装置１０、操作部１１、および表示部１２を有している。
【００２０】
シーケンサ６は、中央処理装置１０の制御を受けて、パルスシーケンスの情報を送信器７および勾配磁場電源８に送る。
【００２１】
送信器７は、シーケンサ６から送られた情報に基づいて、ＲＦコイルを駆動するための信号を出力する。
【００２２】
勾配磁場電源８は、シーケンサ６から送られた情報に基づいて、勾配コイルを駆動するための信号を出力する。
【００２３】
受信器９は、受信コイル４で受信された磁気共鳴信号を信号処理し、中央処理装置１０に出力する。
【００２４】
中央処理装置１０は、シーケンサ６および表示部１２に必要な情報を伝送したり、受信器９から受け取ったデータに基づいて画像を再構成するなど、ＭＲ装置１００の各種の動作を実現するように、ＭＲ装置１００の各部の動作を制御する。中央処理装置１０は、例えばコンピュータ（computer）によって構成される。中央処理装置１０は、画像データ作成手段１０１および信号生成手段１０２などを有している。
【００２５】
画像データ作成手段１０１は、被検体の画像データを作成する。信号生成手段１０２は、体動検出パッド５の各流体収容部５１〜５ｚからの圧力信号に基づいて、被検体の呼吸信号を生成する。
【００２６】
中央処理装置１０は、画像データ作成手段１０１および信号生成手段１０２を構成する装置の一例であり、所定のプログラムを実行することにより、これらの手段として機能する。
【００２７】
操作部１１は、オペレータにより操作され、種々の情報を中央処理装置１０に入力する。表示部１２は種々の情報を表示する。
ＭＲ装置１００は、上記のように構成されている。
【００２８】
次に、体動検出パッド５を用いて被検体の呼吸による体動を検出する方法について、説明する。
【００２９】
図３は、体動検出パッド５を用いて被検体１３の呼吸による体動を検出する方法の説明図である。尚、図３では、説明の便宜上、流体収容部５１〜５ｚのうち、代表して、流体収容部５１、５２、５ｉ、５ｊ、および５ｚのみを示してある。また、被検体１３が息を吸ったときの横隔膜を実線で示し、息を吐いたときの横隔膜を破線で示してある。
【００３０】
複数の流体収容部５１〜５ｚは、被検体１３が体動検出パッド５に寝たときに、被検体１３の呼吸運動により生じる圧力の変化を検出するために設けられている。被検体の呼吸運動により、腹部の臓器（横隔膜、肺、肝臓など）は動くので、この動きに伴い、複数の流体収容部５１〜５ｚが被検体１３から受ける圧力は、時間とともに変化する。したがって、複数の流体収容部５１〜５ｚの圧力の時間変化に基づいて、被検体の呼吸信号を生成することができるので、被検体の呼吸による体動を検出することができる。尚、隣り合う流体収容部の間隔ΔＧは、例えば、被検体の呼吸運動による横隔膜の移動距離に基づいて決定することができる。例えば、間隔Δｄ＝５ｍｍとすることができる。
【００３１】
第１の形態では、各流体収容部５１〜５ｚは圧力信号を出力し、この圧力信号は、中央処理装置１０（図１参照）に送信される。圧力信号が送信されると、信号生成手段１０２は、各流体収容部５１〜５ｚからの圧力信号に基づいて、呼吸信号を生成する。呼吸信号の生成方法としては、例えば、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号を加算平均する方法がある。また、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号を重み付けし、重み付けされた圧力信号に基づいて、呼吸信号を生成してもよい。重み付けの方法としては、例えば、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号の振幅を比較し、振幅が大きい圧力信号は重み付けを大きくし、一方、振幅が小さい圧力信号は重み付けを小さくする方法がある。
【００３２】
ＭＲ装置１００は、生成された呼吸信号に同期してパルスシーケンスを実行する。したがって、呼吸による体動アーチファクトが低減された画像データを取得することができる。
【００３３】
本形態では、体動検出パッド５をクレードル３ａに敷いておき、体動検出パッド５の上に被検体１３を寝かせるだけで、被検体１３の呼吸による体動を検出することができる。したがって、体動検出パッド５は、ベローズ（bellows）やパフ（puff）のように、被検体１３の腹部周りに取り付ける必要がないので、オペレータの作業負担を軽減することができる。
【００３４】
尚、第１の形態では、信号生成手段１０２を中央処理装置１０に設けている。しかし、信号生成手段１０２を体動検出パッド５に設けてもよい。
【００３５】
また、第１の形態では、被検体の呼吸信号を求めているが、体動検出パッド５を用いて心臓の動きにより生じる圧力信号の時間変化を求めることによって、心拍信号を求めることも可能である。
【００３６】
（２）第２の形態
図４は、第２の形態の体動検出パッド５の内部構造を示す上面図である。
体動検出パッド５は、２つの流体収容部５１および５２を有している。流体収容部５１は、流体が収容される複数の枝部５１ａ〜５１ｚに分岐された櫛形構造を有している。流体収容部５２も、流体が収容される複数の枝部５２ａ〜５２ｚに分岐された櫛形構造を有している。流体収容部５１の枝部５１ａ〜５１ｚは、流体収容部５２の枝部５２ａ〜５２ｚと交互に配置されている。
【００３７】
図５は、第２の形態の体動検出パッド５を用いて被検体１３の呼吸による体動を検出する方法の説明図である。尚、図５では、説明の便宜上、流体収容部５１および５２の枝部は、一部の枝部のみが示されている。また、被検体１３が息を吸ったときの横隔膜を実線で示し、息を吐いたときの横隔膜を破線で示してある。
【００３８】
被検体の呼吸運動により、腹部の臓器（横隔膜、肺、肝臓など）は動くので、この動きに伴い、流体収容部５１および５２が被検体１３から受ける圧力は、時間とともに変化する。したがって、流体収容部５１および５２の圧力の時間変化に基づいて、被検体の呼吸信号を生成することができるので、被検体の呼吸による体動を検出することができる。尚、流体収容部５１および５２の枝部の間隔ΔＧは、第１の形態と同様に、例えば、被検体の呼吸運動による横隔膜の移動距離に基づいて決定することができる。例えば、間隔Δｄ＝５ｍｍとすることができる。
【００３９】
流体収容部の形状を櫛形にすることによって、第１の形態の体動検出パッド５よりも、流体収容部の数を少なくすることができる。したがって、流体収容部と中央処理装置とを接続するための信号線を少なくすることができるので、体動検出パッド５の構造を簡略化することが可能となる。
【００４０】
（３）第３の形態
図６は、第３の形態のＭＲ装置２００の概略図である。
第３の形態のＭＲ装置２００は、第１の形態のＭＲ装置１００と比較すると、中央処理装置１０が異なるが、その他の構成は、第１の形態のＭＲ装置１００と同じである。したがって、第３の形態のＭＲ装置２００の説明に当たっては、中央処理装置１０について主に説明する。
【００４１】
図７は、中央処理装置１０の説明図である。
中央処理装置１０は、画像データ作成手段１０１、信号生成手段１０２、ベースライン算出手段１０３、および差分手段１０４などを有している。
【００４２】
画像データ作成手段１０１は、被検体の画像データを作成する。
信号生成手段１０２は、各流体収容部５１〜５ｚからの圧力信号に基づいて、被検体の呼吸信号を生成する。
ベースライン算出手段１０３は、各流体収容部５１〜５ｚの圧力の基準値を表すベースラインを算出する。
差分手段１０４は、各流体収容部５１〜５ｚからの圧力信号と、ベースラインとの差分を求める。
【００４３】
以下に、第３の形態のＭＲ装置２００の動作について説明する。
図８は、第３の形態におけるＭＲ装置２００の動作フローを示す図である。
【００４４】
ステッＳＴ１では、各流体収容部ごとに、圧力の基準値を表すベースラインを算出する。
【００４５】
図９は、ベースラインの算出方法の説明図である。
ベースラインの算出方法は、どの流体収容部でも同じであるので、ここでは、流体収容部５ｉを取り上げて、ベースラインの算出方法を説明する。
【００４６】
先ず、一定時間に渡って、流体収容部５ｉの圧力を検出する。図９には、流体収容部５ｉの圧力信号の時間変化を表す曲線Ｃが概略的に示されている。ベースライン算出手段１０３は、曲線Ｃに基づいて、圧力の基準値を表すベースラインＢＬを設定する。ここでは、曲線Ｃに基づいて、被検体が息を吐いたときの圧力値の平均値を求め、この平均値をベースラインＢＬとして設定する。他の流体収容部のベースラインも、同じ方法で設定する。ベースラインを設定した後、ステップＳＴ２に進む。
【００４７】
ステップＳＴ２では、被検体１３をスキャンする。
図１０は、被検体１３をスキャンしているときの流体収容部５ｉにおける圧力信号の時間変化を概略的に示す図である。
【００４８】
差分手段１０４は、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号とベースラインＢＬとの差分を求める。スキャン中に被検体１３に不規則な動き（例えば、くしゃみ、咳、シャックリ、嚥下）が生じた場合、いずれかの流体収容部の圧力に急峻な変化が見られるので、各流体収容部５１〜５ｚの圧力信号とベースラインＢＬとの差分を求めることによって、被検体１３に不規則な動きが生じたか否かを判断することができる。第３の形態では、圧力信号とベースラインＢＬとの差分ΔＤが閾値ΔＴＨよりも小さい場合は、被検体１３に不規則な動きが生じていないと判断する。一方、差分ΔＤが閾値ΔＴＨを超えた場合は、被検体１３に不規則な動きが生じたと判断する。したがって、差分ΔＤが閾値ΔＴＨを超えたときに収集したデータは、画像再構成のデータとして使用しないようにすることができるので、体動アーチファクトが低減された画像データを作成することができ、画質の改善を期待することができる。図１０では、不規則な動きが発生したときの差分ΔＤ＝ｄが、閾値ΔＴＨを超えているので、このときに収集されたデータは画像再構成のデータとしては使用されない。したがって、画像データの体動アーチファクトを低減することができる。尚、閾値ΔＴＨの設定方法としては、例えば、ステップＳＴ１で得られた圧力信号の振幅を求め、振幅＋α（αは正の値）を、閾値ΔＴＨとして設定する方法がある。この場合、差分ΔＤが振幅＋αに収まっている限りは、被検体１３が不規則な動きをしているとは判断されないので、不規則な動きが発生したか否かの判断結果の信頼性を高めることができる。閾値ΔＴＨは、流体収容部ごとに異なる値に設定してもよいし、同じ値に設定してもよい。
【００４９】
第３の形態では、被検体１３が息を吐いた状態の圧力値に基づいてベースラインＢＬを設定しているが、被検体１３の別の呼吸状態（例えば、被検体１３が息を吸ってから吐くまでの途中の状態）の圧力値に基づいてベースラインを設定してもよい。
【００５０】
また、体動検出パッド５は、被検体１３の頭部から大腿部までの範囲をカバーしているので、被検体１３の呼吸による体動だけでなく、被検体１３の頭部から大腿部までの範囲で生じる体動を検出することが可能である。しかし、頭部のみ、腹部のみなど、特定の部位で生じる体動を検出するように構成してもよい。例えば、頭部の動きを検出する体動検出パッド５を用いることによって、オペレータは、被検体１３をスキャンする前に、この被検体１３は頭部が動いてしまう身体的傾向があるかどうかを知ることができる。したがって、オペレータは、被検体１３をスキャンする前に、頭部の動きのアーチファクトに強い手法（例えば、Propeller、PROMO）で撮影すべきかどうかを判断することができる。
【００５１】
尚、第３の形態では、信号生成手段１０２〜差分手段１０４を中央処理装置１０に設けている。しかし、信号生成手段１０２〜差分手段１０４の一部又は全部を体動検出パッド５に設けてもよい。
【００５２】
（４）第４の形態
図１１は、第４の形態のＭＲ装置３００の概略図である。
被検体１３をスキャンすると、マグネット２に内蔵されている勾配コイル２２が振動するので、勾配コイル２２の振動が原因でクレードル３ａが振動し、体動検出パッド５の各流体収容部に振動が伝わる可能性がある。体動検出パッド５にこのような振動が伝わると、各流体収容部の圧力信号に、勾配コイル２２の振動が原因で生じる振動成分が含まれてしまい、呼吸による体動の検出精度が悪くなる恐れがある。したがって、このような振動成分は除去することが望ましい。そこで、第４の形態では、中央処理装置１０に、各流体収容部からの圧力信号に含まれる振動成分を除去するためのフィルタ１０５が備えられている。
【００５３】
勾配コイルの振動が原因で体動検出パッド５の流体に伝わる振動の周波数は、数１０Ｈｚ〜１００００Ｈｚ程度であると考えられるが、一方、呼吸は３〜４秒周期（０．３３Ｈｚ〜０．２５Ｈｚ程度）である。したがって、１０Ｈｚ以下の周波数を通過させるようにフィルタ１０５を構成することによって、勾配コイルの振動が原因で流体収容部の圧力信号に含まれた振動成分を除去することができるので、呼吸による体動の検出精度を向上させることができる。
尚、フィルタ１０５は、体動検出パッド５に設けてもよい。
【００５４】
（５）第５の形態
図１２は、第５の形態における体動検出パッド５を示す斜視図である。
体動検出パッド５は、体動検出パッド５の内部を複数の空間に仕切るための仕切り部５０が設けられている。これらの仕切り部５０によって、体動検出パッド５の内部に複数の流体収容部５１〜５ｚが形成される。第５の形態では、仕切り部５０の厚さを薄くすることにより、隣接する流体収容部の間隔を狭めることができるので、被検体の体動の検出精度を高めることが可能となる。
【００５５】
尚、流体収容部の構造は、第１〜第５の形態に限定されることはなく、種々の変形が可能である。例えば、複数の流体収容部をマトリックス状に設けてもよいし、放射状に広がるように設けてもよい。また、流体収容部の形状をらせん状に構成してもよい。更に、被検体の体動を検出することができるのであれば、複数の流体収容部は部分的に重なるように構成してもよい。
【００５６】
また、本発明の体動検出パッドは、被検体の下に敷くだけで被検体の体動を検出することができるので、被検体が仰向けになれず横向きにしかなれない場合でも、体動を検出することが可能となる。
【符号の説明】
【００５７】
２  マグネット
３  テーブル
３ａ  クレードル
６  シーケンサ
７  送信器
８  勾配磁場電源
９  受信器
１０  中央処理装置
１１  操作部
１２  表示部
１３  被検体
１００、２００、３００  ＭＲ装置
１０１  画像データ作成手段
１０２  信号生成手段
１０３  ベースライン算出手段
１０４  差分手段
１０５  フィルタ
【図１】
2013111347.tif 000003
【図２】
2013111347.tif 000004
【図３】
2013111347.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
2013111347.tif 000008
【図７】
2013111347.tif 000009
【図８】
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【図９】
2013111347.tif 000011
【図１０】
2013111347.tif 000012
【図１１】
2013111347.tif 000013
【図１２】
2013111347.tif 000014