专利名称：磁共振成像装置及其控制方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及磁共振成像装置及其控制方法。
背景技术：
磁共振成像装置是利用磁共振现象把受检体内部图像化的装置。具体地说， 磁共振成像装置，向被置于静磁场内的受检体施加高频磁场，检测由此从受检体产生的 NMR(Nuclear Magnetic Resonance，核磁共振)信号。然后，磁共振成像装置基于检测到的 NMR信号重建图像。一直以来，用这样的磁共振成像装置对腹部等进行拍摄时，进行憋气拍摄或呼吸 同步拍摄等。憋气拍摄是在作为受检体的患者憋气10秒左右的期间进行拍摄的方法。而 呼吸同步拍摄是通过在患者身上安装波纹管(bellows)等的贴身设备来而监视呼吸状态 而与呼吸同步地进行拍摄的方法。憋气拍摄和呼吸同步拍摄都是为了减少因呼吸而在图像上产生的伪影 (artifact) 0但是，有人指出，憋气拍摄存在由于憋气时间而使空间分辨率大大受限、不能 用于憋气困难的患者等的缺点。此外，有人指出呼吸同步拍摄由于难以使贴身设备的灵敏 度稳定、收集数据的定时仅限于呼吸稳定的阶段(Phase)，所以使得整个拍摄时间变长等的 缺点。于是，近年来有人提出了用NMR信号监视横膈膜的呼吸状态而进行呼吸同 步拍摄的方法(例如，参照 Klessen 等 7 人的"MagneticResonance Imaging of the Upper Abdomen Using a Free-Breathing T2-ffeighted Turbo Spin Echo Sequence with Navigator Triggered Prospective Acquisition Correction，，，JOURNAL OF MAGNET ICRES0NANCE IMAGING 21,2005 年，第 576 582 页)。图12A、12B和13是用来说明使用了 NMR信号的现有的呼吸同步拍摄的图。像图 12A所示的那样，在现有的方法中，磁共振成像装置通过执行2D梯度回波时序(gradient echo sequence)等的导航时序(navigator sequence)(呼吸监视仪用时序)对腹部的冠状 (coronal)像81进行拍摄，取得在拍摄到的冠状像81上设定的包含横膈膜的1行(line) 大小的区域82中的NMR信号作为轮廓(profile)。通过连续地进行该轮廓的收集，可以间 歇性地(通常为150ms的间隔)检测横膈膜的移动。另外，在该方法中，像图12B所示的那样，通常，磁共振成像装置检测横膈膜的移 动的位置84，作为相对于作为基准的轮廓的参照轮廓83的相对移动量。然后，磁共振成像 装置基于检测到的移动量在横膈膜的移动少的阶段生成触发(trigger)信号，以该触发信 号为契机执行成像时序(imaging sequence) 0即，磁共振成像装置仅限于在移动少的呼吸阶段执行成像时序。另外，像图13所示的那样，磁共振成像装置在执行成像时序91后经过几百ms的间隔时间再次开始导航时序92。在此，在成像时序91与导航时序92之间设置间隔时间的 理由是，为了避免成像时序91中的信号激励的影响作为饱和效应而残留在利用导航时序 92拍摄的图像上。这样，在现有的方法中，磁共振成像装置交互执行导航时序和成像时序。另外，在 此说明的方法虽然与呼吸同步拍摄有关，但磁共振成像装置在憋气拍摄中也执行同样的时 序和同样的计算处理。但是，在上述的现有的方法中，像以下说明的那样，存在拍摄时间变长的问题。例如，像前面所述的那样，在现有的方法中，磁共振成像装置仅限于在移动少的呼 吸阶段执行成像时序。因此，在现有的方法中，由于在必需的数据全部被收集之前，需要针 对各移动少的呼吸阶段反复执行成像时序，所以整个拍摄时间变长。在为了缩短拍摄时间 而延长一次数据收集的时间的情况下，由于移动的影响会变大，所以在利用成像时序拍摄 的图像上产生的伪影会增加。而且，在成像时序之后不能立即再次开始导航时序，这也成为拍摄时间变长的原 因。在为了缩短拍摄时间而在成像时序结束之后立即再次开始导航时序的情况下，在利用 导航时序拍摄的图像上产生低信号区域，难以正确地算出横膈膜的位置。
发明内容
根据实施方式的磁共振成像装置包括时序执行控制部、体层位置检测部、呼吸移 动推定部和时序修正部。时序执行控制部交替连续执行成像时序和导航时序，该成像时序 收集用来生成诊断图像的数据，该导航时序收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图 像的数据。体层位置检测部在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析 根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的 成像时序激励的体层的痕迹的位置。呼吸移动推定部基于由上述体层位置检测部检测到的 上述痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。时序修正部基于由上述呼吸 移动推定部推定的上述部位的移动来修正后续执行的成像时序。如果采用根据实施方式的磁共振成像装置及其控制方法，则可以减少因呼吸而在 图像上产生的伪影，并且缩短拍摄时间。
图1是示出根据实施方式1的MRI装置的整体构成的图。图2是示出根据实施方式1的计算机系统的详细构成的功能框图。图3是示出根据实施方式1的由时序执行控制部执行的时序的执行安排的图。图4是示出实施方式1中的成像时序和导航时序的一例的图。图5是示出实施方式1中的根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像的一例 的图。图6是用来说明实施方式1中的利用模型拟合(model fitting)检测饱和带 (saturation band)的方法的图。
图7是用来说明实施方式1中的利用像素差分处理检测饱和带的方法的图。图8是用来说明根据实施方式1的利用移动预测部推定呼吸移动的图。图9是示出由根据实施方式1的MRI装置执行的移动修正方法的处理步骤的流程 图。图10是示出实施方式2中的成像时序和导航时序的一例的图。图11是用来说明实施方式2中的由虚拟体层(dummy slice)产生的高信号区域 的检测的图。图12A、12B和13是用来说明使用了 NMR信号的现有的呼吸同步拍摄的图。
具体实施例方式下面，参照附图详细说明磁共振成像装置及其控制方法的实施方式。另外，在以下 所示的实施方式中，把磁共振成像装置称为“MRI装置”。首先，说明根据实施方式1的MRI装置的整体构成。图1是示出根据实施方式1 的MRI装置的整体构成的图。像图1所示的那样，根据实施方式1的MRI装置100具有静磁场磁体1、倾斜磁 场线圈2、倾斜磁场电源3、台床4、台床控制部5、信号发送RF线圈6、信号发送部7、信号接 收RF线圈8、信号接收部9、计算机系统10。静磁场磁体1形成为中空的圆筒形状，在内部的空间中产生均勻的静磁场。该静 磁场磁体1用例如永磁体或超导磁体等形成。倾斜磁场线圈2形成为中空的圆筒形状，配置在静磁场磁体1的内侧。该倾斜磁 场线圈2由与相互正交的X、Y、Z各轴对应的三个线圈组合起来形成。这三个线圈分别从后 述的倾斜磁场电源3接收电流供给，产生磁场强度沿Χ、Υ、Ζ各轴变化的倾斜磁场。另外，Z 轴方向是与静磁场相同的方向。在此，由倾斜磁场线圈2产生的Χ、Υ、Ζ各轴的倾斜磁场，分别与例如体层选择用倾 斜磁场Gs、相位编码用倾斜磁场Ge和读出用倾斜磁场Gr对应。为了任意地确定拍摄断面 而利用体层选择用倾斜磁场Gs。为了使NMR信号的相位与空间的位置对应地变化而利用相 位编码用倾斜磁场Ge。为了使NMR信号的频率与空间的位置对应地变化而利用读出用倾斜 磁场Gr。基于后述的利用计算机系统10进行的控制，倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供 给电流。台床4具有承载受检体P的顶板4a，基于后述的利用台床控制部5进行的控制，通 过向上下方向或长度方向移动顶板4a，把受检体向位于倾斜磁场线圈2内侧的拍摄区域的 内外移动。通常，台床4被设置成长度方向与静磁场磁体1的中心轴平行。台床控制部5基于后述的利用计算机系统10进行的控制，驱动台床4以使顶板4a 向长度方向或上下方向移动。信号发送RF线圈6配置在倾斜磁场线圈2的内侧，从信号发送部7接收高频脉冲 的供给而产生高频磁场。信号发送部7基于后述的利用计算机系统10进行的控制，向信号发送RF线圈6 发送与拉莫尔(Larmor)频率对应的高频脉冲。
信号接收RF线圈8配置在倾斜磁场线圈2的内侧，接收因由信号发送RF线圈6 产生的高频磁场的影响而从受检体发出的NMR信号。然后，信号接收RF线圈8向后述的信 号接收部9输出所接收到的NMR信号。信号接收部9基于后述的利用计算机系统10进行的控制，基于从信号接收RF线 圈8输出的NMR信号生成NMR信号数据。然后，信号接收部9向计算机系统10发送所生成 的NMR信号数据。计算机系统10进行MRI装置100的整体控制、数据收集、图像重建等。该计算机 系统10具有接口部11、数据收集部12、图像重建部13、存储部14、显示部15、输入部16和 控制部17。接口部11与倾斜磁场电源3、台床控制部5、信号发送部7和信号接收部9连接， 控制在这些被连接的各部与计算机系统10之间发送和接收的信号的输入输出。数据收集部12经由接口部11收集从信号接收部9发送的NMR信号数据。然后， 数据收集部12把收集的NMR信号数据存储到存储部14中。图像重建部13通过对存储部14中存储的NMR信号数据进行傅里叶(Fourier)变 换等的重建处理，生成与受检体P的体内相关的图像。然后，图像重建部13把生成的图像 存储到存储部14中。存储部14针对各受检体P存储由数据收集部12收集的NMR信号数据、由图像重 建部13生成的图像等。例如，存储部14是硬盘驱动器、DVD驱动器等。显示部15基于利用控制部17进行的控制，显示在存储部14中存储的图像、用来 从操作员接收拍摄条件的GUI (图形用户界面)等的各种信息。例如，显示部15是CRT (阴 极射线管)监视器、液晶监视器等。输入部16从操作员接收拍摄条件等的各种信息、各种操作的输入。例如，输入部 16是鼠标、键盘、跟踪球、定位器(pointing device)等。控制部17具有未图示的CPU、存储器等，对MRI装置100进行总体控制。例如，控 制部17基于从操作员接收的拍摄条件生成各种脉冲时序，通过利用生成的脉冲时序控制 倾斜磁场电源3、信号发送部7和信号接收部9而进行各种拍摄。另外，在此所说的“脉冲时序”是指倾斜磁场电源3向倾斜磁场线圈2供给的电源 的强度或供给电源的定时、信号发送部7向信号发送RF线圈6发送的RF信号的强度或发 送RF信号的定时、信号接收部9检测NMR信号的定时等确定用来进行拍摄的顺序的信息。以上说明了根据实施方式1的MRI装置100的整体构成。基于这样的构成，在根 据实施方式1的MRI装置100中，计算机系统10交替连续执行收集用来生成诊断图像的数 据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。另外，计算机系统10在每次执行导航时序时，通过分析根据利用导航时序收集的 数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹 的位置。进而，计算机系统10基于检测到的痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的部位的 移动，基于推定的部位的移动来修正后续执行的成像时序。另外，在实施方式1中，对作为表示利用成像时序激励的体层的痕迹而检测饱和 带时的情形进行说明。在此所说的“饱和带”是因成像时序中的体层的激励而在上述导航 图像上产生的低信号区域(信号强度弱的区域)。该饱和带是由于通过体层的激励造成的饱和效应产生的。下面，对根据实施方式1的计算机系统10的细节进行说明。图2是示出根据实施 方式1的计算机系统10的详细构成的功能框图。像图2所示的那样，在计算机系统10中，控制部17具有时序执行控制部17a、体 层位置检测部17b、呼吸移动推定部17c和时序修正部17d。时序执行控制部17a交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和 收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。图3是示出由时序执 行控制部17a执行的时序的执行安排的图。具体地说，时序执行控制部17a基于由操作员设定的拍摄条件，分别生成成像时 序21用的脉冲时序和导航时序导航时序22用的脉冲时序。然后，时序执行控制部17a把 生成的各脉冲时序保存到内部存储器等中。然后，像图3所示的那样，时序执行控制部17a基于所生成的脉冲时序，控制倾斜 磁场电源3、信号发送部7和信号接收部9，以便交替连续执行成像时序21和导航时序22。 另外，在该图中，虚线示意性地表示受检体的呼吸水平。另外，虚线上的圆点表示通过处理 利用导航时序22收集的NMR信号而获得呼吸信息的定时。在此，作为成像时序21和导航时序22可以分别使用预定种类的脉冲时序。图4是 示出实施方式1中的成像时序21和导航时序22的一例的图。在该图中，“RF”表示向信号 发送RF线圈6供给的高频脉冲。另外，“Gy”、“Gz”和“Gx”分别表示向倾斜磁场线圈2供 给的倾斜磁场脉冲。“Gy”对应于Y轴方向的倾斜磁场。“Gz”对应于Z轴方向的倾斜磁场。 “Gx”对应于X轴方向的倾斜磁场。像图4所示的那样，例如，作为成像时序21，可以使用扩散加强图像用的2D多体层 EPI (Echo Planar Imaging，回波平面成像)法的脉冲时序。另外，虽然该图所示的例子是 2D多体层EPI法的脉冲时序，但作为成像时序21，可以使用任意的脉冲时序。例如，也可以 使用FSE(Fast Spin Echo，快速自旋回波)法等其它拍摄法的脉冲时序，也可以取代2D法 而使用3D法。另外，像图4所示的那样，例如，作为导航时序22可以使用2D梯度回波法的脉冲 时序。另外，虽然该图所示的例子是以冠状断面实施的，但导航时序22可以以任意的断面 实施。更优选地，希望导航时序22以与实施成像时序21的断面正交的断面实施。例如，在 成像时序21以轴向断面实施时，导航时序22以冠状像或弧矢像实施。另外，在计算机系统10中，每次利用时序执行控制部17a执行导航时序22时，用 图像重建部13生成导航图像。图5是示出根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像 的一例的图。该图示意性地示出执行图2所示的导航时序22和成像时序21时所生成的2D 图像。像图5所示的那样，例如，作为成像时序21，执行2D多体层法的脉冲时序时，在导 航图像31上产生条纹状的多个饱和带32。各饱和带32分别与利用成像时序21激励的体 层对应。在此，饱和带32的饱和度由于纵缓和等而因体层而异。另外，饱和带32的饱和度 和位置随成像时序21的拍摄条件(例如，体层的厚度、体层间的间隙、体层的激励顺序、体 层的方向等)而变化。返回图2，另外，体层位置检测部17b在每次执行导航时序时，通过分析根据利用导航时序收集的数据生成的导航图像，检测因在该导航时序之前执行的成像时序中的体层 的激励而产生的饱和带的位置。在此，作为检测导航图像中的饱和带的位置的方法，可以使 用各种方法。例如，体层位置检测部17b通过执行导航时序而读出存储部14中存储的导航图像 14a，通过对所读出的导航图像14a中的预定方向的轮廓(信号分布)进行模型拟合，检测 饱和带的位置。图6是用来说明利用模型拟合检测饱和带的方法的图。图6中，虚线41示出图5所示的导航图像31中的首尾方向(Z轴方向)的轮廓的 一部分。在此，Z方向的轮廓中成为低信号的部分分别与饱和带32对应。即，在图6所示 的例子中示出4个饱和带。像图6所示的那样，例如，体层位置检测部17b通过对轮廓拟合井形的模型，确定 表示饱和带的模型饱和带42。然后，体层位置检测部17b检测确定了的模型饱和带42的底 部的中心位置Ztl，作为饱和带的位置。另外，例如，体层位置检测部17b通过执行导航时序而读出存储部14中存储的导 航图像14a，通过对在读出的导航图像14a中在预定方向上排列的像素进行差分处理，检测 饱和带的位置。另外，此处所说的“像素差分处理”是指通过对在预定方向上排列的像素的 信号值进行微分处理而算出预定方向上的信号值的变化率的处理。图7是用来说明利用像 素差分处理检测饱和带的方法的图。图7中，虚线51示出通过对在图5所示的导航图像31中的首尾方向(Z轴方向) 上排列的像素进行像素差分处理得到的差分轮廓的一部分。在此，Z方向的差分轮廓中从 负值的峰值向正值的峰值反转的区间分别与饱和带32对应。像图7所示的那样，例如，体层位置检测部17b通过对在导航图像31中在Z方向 上排列的像素进行像素差分处理，在通过像素差分处理得到的差分轮廓中确定从负值的峰 值向正值的峰值反转的区间。然后，体层位置检测部17b检测确定了的区间的中心位置Ztl， 作为饱和带的位置。另外，导航图像上作为像素差分处理对象的预定方向优选是沿利用成 像时序得到的诊断图像的断面的方向。返回图2，呼吸移动推定部17c基于由体层位置检测部17b检测到的饱和带的位 置来推定受检体呼吸造成的部位的移动。另外，以下，把受检体呼吸造成的部位的移动称为 “呼吸移动”。图8是用来说明利用呼吸移动推定部17c推定呼吸移动的图。如上所述，在导航图像上产生的饱和带的位置与利用在该导航时序之前执行的成 像时序激励的体层的位置对应。另外，饱和带的位置随成像时序的拍摄条件(例如，体层的 厚度、体层间的间隙、体层的激励顺序、体层的方向等)而变化。然后，呼吸移动推定部17c，像以下说明的那样，基于由体层位置检测部17b检测 到的饱和带的位置以及拍摄条件来推定呼吸移动。以下，具体地说明利用呼吸移动推定部 17c推定呼吸移动的方法。首先，在实施方式1中，用以下所示的式(1)表示呼吸移动V = Z+f (t) ... (1)在此，Z是受检体内的任意部位的平均位置(以下称为“平均位置”)。用装置坐 标表示该平均位置z，Z = O是取决于装置的原点。另外，Z'是该部位在时刻t时的位置。 另外，f()是大致具有周期性的函数，表示呼吸移动。
例如，在时刻t = Tn时得到第η个导航图像。另外，在第η个导航图像上检测到 的多个饱和带中的第i个饱和带的位置是Zn,”在此，在时刻t = TJ < Tn)时执行的成像时序中作为体层被激励的结果而产生的 第i个饱和带与平均位置Zi的部位对应。在成像时序中体层被激励的位置可以利用拍摄 条件和由脉冲时序的排序(schedule)所确定的位置Zrai,i唯一地确定。因此，上述变量的关系用以下所示的式(2)和(3)表示Z^f(Ti) = Zexji ...(2)Z^f(Tn) = Znji ... (3)而且，从式⑵和式(3)得到以下所示的式⑷f (Ti)-MTn) =Zexa-Zn,, …⑷在此，在式(4)中，由于右边是已经确定的变量，所以可以求出左边的 f (Ti)-f (Tn)。另外，由于在2D多体层拍摄时i有多个，所以如果可以检测的饱和带数为NS， 则可以分别针对时刻t = Ti (i = 1........NS)求f(t)。呼吸移动推定部17c通过把由体层位置检测部17b检测到的饱和带的位置Zn,i和 根据拍摄条件得到的位置Zrai, i代入式(4)，针对各时刻t = Ti求f(Ti)-f (Tn)。由此，呼吸 移动推定部17c可以求出f (Ti),作为相对于f (Tn)的相对值。例如，像图8所示的那样，呼 吸移动推定部17c求出f(I\)、f (T3)、f (T5)，作为相对于f (Tn)的相对值。而且，在第(n+1)个导航图像中也可以检测第i个饱和带时，与式(4)同样地，得 到以下所示的式(5)f (TiH(Tlri) =ZexJ-Z1^i …(5)而且，由于f(Ti)-f(Tn)已经求出，所以得到以下所示的式(6)f(Tn+1)-f(Tn) =Zn+ul~Zwl …(6)即，通过用式(6)，像图8所示的那样，可以求出f(Ti)，作为相对于f(Tn)的相对 值。而且，通过从第(n+1)个导航图像检测第j个饱和带的位置，同样地可以推定f (Tj) (Tn < Tj < Tn+1)。因此，通过设定可以在多个导航图像上观测由同一体层的激励造成的饱和带的拍 摄条件，可以依次确定f(t)。通过在激励几片或十几片体层的间隙插入导航时序，可以容易 地设定这样的拍摄条件。另外，虽然f(Tn)不是唯一确定的，但通过选择作为基准的任意的 导航图像，可以推定呼吸移动，作为相对值f (t)-f (Tn, 。呼吸移动推定部17c，像上述说明的那样，通过用式(5)和(6)依次确定f (t)而推 定呼吸移动。返回图2，时序修正部17d基于由呼吸移动推定部17c推定的呼吸移动来修正后续 执行的成像时序。具体地说，在由呼吸移动推定部17c推定了呼吸移动时，时序修正部17d 基于推定的呼吸移动来修正在时序执行控制部17a的内部存储器中保存的成像时序用的 脉冲时序。例如，时序修正部17d基于表示呼吸移动的相对值f(Ti)-f (Tn) (t = < Tn))的 平均或变化倾向，算出呼吸移动造成的偏离量。或者，也可以是，时序修正部17d根据通过 预先进行的预扫描得到的呼吸移动的模式(pattern)算出偏离量。然后，时序修正部17d基于算出的偏离量来修正后续执行的成像时序。例如，在算出的偏离量是体层方向上的偏离时，时序修正部17d通过改变用来选择性地激励体层的频 率偏移量(offset)来修正成像时序。另外，如果激励第j个体层的时刻的偏离量为ClZj,则通过成像时序的修正，上述的 式(5)变成以下那样。f (Tj) -f (Tn+1) = Zex, j+dZrZn+Uj ... (7)这样，即使在由时序修正部17d进行成像时序的修正时，也一如既往地可以像上 述那样依次检测呼吸移动。下面，说明由根据实施方式1的MRI装置100执行的移动修正方法的处理顺序。图 9是示出由根据实施方式1的MRI装置100执行的移动修正方法的处理顺序的流程图。像图9所示的那样，在实施方式1中，首先，每次执行导航时序时，图像重建部13 生成导航图像(步骤S01)。接着，体层位置检测部17b通过分析由图像重建部13生成的导航图像，检测表示 利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的饱和带的位置(步骤S02)。接着，呼吸移动推定部17c基于由体层位置检测部17b检测到的饱和带的位置来 推定呼吸移动(步骤S03)。然后，时序修正部17d基于由呼吸移动推定部17c推定的呼吸移动来修正后续执 行的成像时序(步骤S04)。在实施方式1中，在腹部等的拍摄中，在拍摄中反复执行上述步骤SOl S04的处理。像上述那样，在实施方式1中，时序执行控制部17a交替连续执行收集用来生成诊 断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导 航时序。另外，体层位置检测部17b在每次执行导航时序时，通过分析根据利用导航时序收 集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的 饱和带的位置。进而，呼吸移动推定部17c基于检测到的饱和带的位置来推定呼吸移动。然 后，时序修正部17d，基于推定的呼吸移动来修正后续执行的成像时序。由此，在实施方式1中，对于在现有技术中仅仅限于在呼吸停止的期间执行的成 像时序，可以在大致整个呼吸周期上执行。另外，由于在成像时序和导航时序之间不设置空 隙时间，所以可以连续执行两个时序。因此，根据实施方式1，可以减少因呼吸而在图像上产 生的伪影，并且缩短拍摄时间。另外，在实施方式1中，体层位置检测部17b通过对导航图像中的预定方向的轮廓 进行模型拟合而检测饱和带的位置。因此，根据实施方式1，由于可以用简单的处理从导航图像检测饱和带，所以可以 高效率地推定呼吸移动。由此，缩短与呼吸移动的推定有关的处理时间，所以可以进一步缩 短拍摄时间。另外，在实施方式1中，体层位置检测部17b，通过对在导航图像中在预定方向上 排列的像素进行像素差分处理而检测饱和带的位置。因此，根据实施方式1，由于可以高精度地从导航图像检测饱和带，所以可以更正 确地推定呼吸移动。由此，可以进一步减少因呼吸移动产生的伪影。另外，在实施方式1中，对基于饱和带的位置来推定呼吸移动的情形进行了说明，但磁共振成像装置及其控制方法的实施方式不仅限于此。例如，也可以基于因成像时序中 的虚拟体层的激励而在导航图像上产生的高信号区域(信号强度大的区域)的位置来推定 呼吸移动。于是，下面，作为实施方式2，说明基于虚拟体层的激励而产生的高信号区域来推 定呼吸移动的情形。另外，根据实施方式2的MRI装置具有基本上与图1所示的MRI装置 100相同的构成。但是，导航时序的种类以及由体层位置检测部17b进行的处理不同。具体地说，在实施方式2中，作为导航时序，时序执行控制部17a执行用来从在与 诊断图像的体层不同的位置上设定的虚拟体层收集数据的脉冲时序。图10是示出实施方 式2中的成像时序和导航时序的一例的图。像图10所示的那样，在实施方式2中，作为导航时序62，时序执行控制部17a执行 与成像时序61大致相同的脉冲时序。但是，导航时序62从在与诊断图像不同的位置上设 定的虚拟体层收集NMR信号数据(参照图10所示的导航时序中的“ACQ”)。另外，导航时 序62设为不施加MPG脉冲。然后，在实施方式2中，体层位置检测部17b检测因成像时序61中的虚拟体层的 激励而在导航图像上产生的高信号区域的位置。图11是用来说明实施方式2中的由虚拟 体层产生的高信号区域的检测的图。像图11所示的那样，具体地说，体层位置检测部17b分析通过对从虚拟体层收集 的NMR信号数据实施FFT (快速傅里叶变换)得到的Z轴方向的轮廓71。在该轮廓71上， 虚拟体层被激励的位置被表示为高信号区域。体层位置检测部17b通过对轮廓71进行例如在实施方式1中说明过的模型拟合、 像素差分处理，检测由虚拟体层产生的高信号区域的位置。例如，像图11所示的那样，体层位置检测部17b通过拟合与实施方式1上下方向 相反的井形的模型72，确定高信号区域的位置。然后，体层位置检测部17b把检测到的高信 号区域的Z轴上的中心位置Ztl作为该高信号区域的位置而进行检测。这样，在实施方式2中，通过取代检测饱和带的位置而检测由虚拟体层产生的高 信号区域的位置，可以获得与实施方式1同样的效果。另外，在实施方式1和2中，对基于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移 动来修正成像时序的情形进行了说明，但磁共振成像装置及其控制方法的实施方式不仅限 于此。例如，也可以基于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移动，进行利用成 像时序收集的数据的取舍选择。此时，例如，控制部在每次执行导航时序时，基于由呼吸移 动推定部推定的部位的移动来判断部位的移动是否稳定。此时，进而，再在另一时刻执行下 一个要执行的成像时序。例如，控制部在推定的部位的移动量超过预定的阈值时判断为部位的移动是稳定 的。另外，控制部在推定的部位的移动量为预定的阈值以下时判断为部位的移动是稳定的。 或者，也可以是，控制部在推定的部位的移动量落入预定的范围内时判断为部位的移动是 稳定的，在推定的部位的移动量未落入预定的范围内时，判断为部位的移动是不稳定的。另外，在控制部判断为部位的移动是稳定的时，控制部控制成把利用接下来要执 行的成像时序收集的数据作为图像重建用的数据使用。另一方面，控制部控制成，在推定的部位的移动量为阈值以下时，在图像重建中不使用利用接下来要执行的成像时序收集的数 据。另外，也可以基于由呼吸移动推定部推定的呼吸造成的部位的移动，用在实施方 式1和2中说明过的方法修正成像时序，且进行利用修正后的成像时序收集的数据的取舍 选择。以上，说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式仅仅是例示，不用来限定发 明的范围。这些实施方式可以以其它的各种方式实施，在不脱离发明的主要发明构思的前 提下，可以做出各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形都包含在发明的范围和主要 构思中，同样地，也包含在权利要求书记载的发明及其等同物的范围内。
权利要求
1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括时序执行控制部，交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来 生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；体层位置检测部，在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据 利用该导航时序收集到的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成 像时序激励的体层的痕迹的位置；呼吸移动推定部，基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体 的呼吸造成的上述部位的移动；以及时序修正部，基于由上述呼吸移动推定部推定的上述部位的移动来修正后续执行的成 像时序。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部检测因上述成像时序中的上述体层的激励而在上述导航图像上 产生的低信号区域的位置，作为上述痕迹的位置。
3.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述导航时序是从在与上述诊断图像的体层不同的位置上设定的虚拟体层收集数据 的时序；上述体层位置检测部检测因上述成像时序中的上述虚拟体层的激励而在上述导航图 像上产生的高信号区域的位置，作为上述痕迹的位置。
4.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测 上述痕迹的位置。
5.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测 上述痕迹的位置。
6.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对上述导航图像中的预定方向的轮廓进行模型拟合而检测 上述痕迹的位置。
7.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差 分处理而检测上述痕迹的位置。
8.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差 分处理而检测上述痕迹的位置。
9.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于上述体层位置检测部通过对在上述导航图像中在预定方向上排列的像素进行像素差 分处理而检测上述痕迹的位置。
10.一种磁共振成像装置，其特征在于包括时序执行控制部，交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来 生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；体层位置检测部，在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过分析根据 利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像 时序激励的体层的痕迹的位置；以及呼吸移动推定部，基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推定受检体 的呼吸造成的上述部位的移动。
11. 一种磁共振成像装置的控制方法，其特征在于包括控制时序执行控制部，以便交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和 收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序；控制体层位置检测部，以便在每次由上述时序执行控制部执行上述导航时序时，通过 分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执 行的成像时序激励的体层的痕迹的位置；以及控制呼吸移动推定部，以便基于由上述体层位置检测部检测到的上述痕迹的位置来推 定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。
全文摘要
本发明提供一种磁共振成像装置及其控制方法。在根据实施方式的磁共振成像装置中，时序执行控制部交替连续执行收集用来生成诊断图像的数据的成像时序和收集用来生成作为移动检测用的图像的导航图像的数据的导航时序。体层位置检测部在每次执行导航时序时，通过分析根据利用该导航时序收集的数据生成的导航图像，检测表示利用在该导航时序之前执行的成像时序激励的体层的痕迹的位置。呼吸移动推定部基于检测到的痕迹的位置来推定受检体的呼吸造成的上述部位的移动。
文档编号A61B5/055GK101991417SQ20101025458
公开日2011年3月30日 申请日期2010年8月11日 优先权日2009年8月11日
发明者油井正生 申请人:株式会社东芝;东芝医疗系统株式会社