磁気共鳴画像化装置および磁気共鳴画像化方法
【課題】核磁気共鳴を利用して、可聴領域の音の振動数程度に高速に振動する発話器官の断面を動画として画像化することが可能な磁気共鳴画像化装置を提供する。
【解決手段】ＭＲＩ装置１０００は、被測定対象の発話器官の周期的な運動の位相と１対１に対応した音声信号を記憶するデータ記憶部２５８と、振動磁場をＲＦコイル１０４に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動画像を生成するための画像再構成部２６０とを備える。画像再構成部２６０は、発話器官の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得し、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、音声信号に基づいて、発話器官の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する。
【解決手段】ＭＲＩ装置１０００は、被測定対象の発話器官の周期的な運動の位相と１対１に対応した音声信号を記憶するデータ記憶部２５８と、振動磁場をＲＦコイル１０４に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動画像を生成するための画像再構成部２６０とを備える。画像再構成部２６０は、発話器官の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得し、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、音声信号に基づいて、発話器官の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する。
【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磁気共鳴画像化（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)装置の構成および磁気共鳴画像化方法に関し、より特定的には、高いフレームレートで被測定対象の断層の動画撮像が可能な磁気共鳴画像化装置および磁気共鳴画像化方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の脳や全身の断面（断層）を画像化する方法として、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磁気共鳴画像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
【０００３】
磁気共鳴画像法は、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）骨は他の部位と比べて、水素原子の密度が低い。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。
このような磁気共鳴画像法は、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、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。
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。
【０００８】
この状態で、さらに電磁波（ＲＦ（Radio Frequency）パルス）を重畳すると、この電磁場の周波数が、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、電磁波を切ると、歳差運動は、フリップアングルを戻しながら、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。
【０００９】
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。
【００１０】
そして、このような核磁気共鳴を利用したＭＲＩが、以下に説明するように、発話中の人間の調音器官の状態の観察にも使用されている。
【００１１】
ここで、舌や声帯等の動的な運動をする発話器官の動態の可視化についてこれまでさまざまな手法が用いられてきた。
【００１２】
調音運動については、超音波、Ｘ線マイクロビーム、ＭＲＩを用いた動画撮像(以下、”MRI movie”と呼ぶ)（非特許文献１、非特許文献２、非特許文献３を参照）やＥＭＭＡ(ElectroMagnetic Midsagittal Articulometer)などを用いることにより、体外からは視認できない舌や喉頭の動きが分かるようになってきた。
【００１３】
一方、声帯振動や歯茎ふるえ音のような非常に高速で振動する発話器官はこれまでは上記の手法では発話同期や振動部位のサイズ等に制限されて観測することはできなかった。このため、１００Ｈｚ以上で振動する声帯については喉頭ストロボスコピーや高速度カメラを用いた上方からの観測や、摘出した喉頭に人工的な空気流を流すことによる観測がなされている（非特許文献４、非特許文献５を参照）。内視鏡による観測では主に上方からの観測のみにとどまるため、声帯の下唇の様子は上唇の閉鎖により観測できない時間的区間が生じる。摘出喉頭は人体の場合で行うことは困難であり、そのため人間の話声・歌声を特徴付けるような声帯運動の再現は難しくなる。
【００１４】
ＭＲＩの特徴としては、発話器官の断面形状の観測が可能であり、複数の断面での撮像も可能である点がある。さらに侵襲性の心配がないという利点が挙げられる。これらの長所を生かして、さらに発展させたMRI movie撮像法はこれまで調音運動の観測に用いられてきてきた。これにより、１発話あたり１２０フレームの動画が得られ、調音器官の可視化に成功している。
【００１５】
しかしながら、調音運動よりもより高速に変化する器官の画像化はこれまでに提案されているMRI movie撮像法では困難である。スパイラルｋ空間を用いて一度の発話で動画を作成する方法（非特許文献６を参照）では、声帯振動等に対してはフレームレートが足りない問題がある。
【００１６】
また、MRI movie撮像に際して被験者が発話同期を行う手法（非特許文献１を参照）は、声帯振動等では発話者自身が閉鎖-開放を制御できないため、そのままでは適用できない。撮像時の被験者の発話音声を収録し、それをもとにしてｋ空間内のデータを並べ替えることで発話同期を必要としない方法も提案されている（非特許文献２を参照）が、高周波数で振動する発話器官の動画化は、困難であった。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１７】
【非特許文献１】S.Masaki, M.K.Tiede, K.Honda, Y.Shimada, I.Fujimoto, Y.Nakamura and N.Ninomiya:“MRI-based speech pro-duction study using a synchronized sampling method”, J.A coust.Soc. Jpn.(E),20, 5, pp. 375-379 (1999).
【非特許文献２】M.Mohammad, E.Moore, J.N.Carter, C.H.Shadle and S. J.Gunn:“Using MRI to image the moving vocal tract during speech”,Proc.Eurospeech’97,Vol.4,pp.2027-2030 (1997).
【非特許文献３】S.Narayanan, K.Nayak, S.Lee, A.Sethy and D.Byrd:“An approach to real-time magnetic resonance imaging for speech production”, J.Acoust.Soc.Am.,115,4,pp.1771-1776(2004).
【非特許文献４】T.Baer: “Investigation of phonation using excised larynxes”, PhD thesis, Massachusetts Institute of Technology (1975).
【非特許文献５】D.A.Berry, D.W.Montequin and N.Tayama:“High-speed digital imaging of the medial surface of the vocal folds”,J.Acoust.Soc.Am.,110,5,pp.2539-2547(2001).
【非特許文献６】S.Narayanan, K.Nayak, S.Lee, A.Sethy and D.Byrd:“An approach to real-time magnetic resonance imaging for speech production”, J.Acoust.Soc.Am., 115,4,pp.1771-1776(2004).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１８】
以下では、このような従来のMRI movie撮像法の動作とその問題点について、簡単に説明する。
【００１９】
図１３は、ＭＲＩの動作原理を示す概念図である。
ＭＲＩでは、静磁界を生成するための静磁場コイル内に被験者１０が横たえられ、傾斜磁場コイルによる磁場により、被験者１０における観測断面（スライス）の位置の情報が観測信号に付与される。これを「スライス選択」と呼ぶ。さらに、スライス内の位置情報を付加する位相エンコードのための傾斜磁場が所定のタイミングで印加される。さらに、ＲＦコイルにより、観測対象となる原子核に電磁波（ＲＦパルス）が印加されるとともに、スライス内の上記一方向に直交する方向の位置を特定するための周波数エンコードを行なうための読取傾斜磁場が印加される。
【００２０】
このようにして、外部磁場、ＲＦ波、傾斜磁場が所定のシーケンスに従って与えられることで、観測対象の水素原子核からの信号を受信コイルで受信してｋ空間内のリードアウトライン１本分のデータが取得される。一般には、このようなシーケンスを位相エンコードのための傾斜磁場の強度をリードアウトラインごとに変化させながら、所定回数繰り返すことでｋ空間内の全ての点のデータが取得される。
【００２１】
ｋ空間内のデータを高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）することで、画像が再構成される。
【００２２】
図１４は、ｋ空間において、観測される取得データのトラジェクトリを示す図である。
図１４において、縦軸の方向は、位相エンコードによる位相の変化を表しており、縦軸の間隔は、ＲＦパルス印加の繰返し時間間隔ＴＲに対応する。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Ｔｓに対応する。この図において、横軸方向の一列のデータを「リードアウトライン」と呼ぶ。
【００２３】
図１５は、上述した被験者が発話同期を行う手法の構成を示す概念図である。
被験者１０は、同一の発話タスクを発話タイミングの通知音に合わせて繰り返す。ＭＲＩ装置側では、この発話タイミングの通知音生成部からのタイミングに合わせて、外部トリガ生成部から出力されるトリガ信号に合わせてデータ取得を行なう。
【００２４】
ここでは、一回のデータ取得期間では、位相エンコードのための傾斜磁場は一定値として、異なる繰返しタイミングでリードアウト方向にデータが取得される。図１５の例では、このようなデータ取得を１２８回繰り返す場合が示されている。
【００２５】
１２８回のデータ取得において、外部トリガから同一のタイミングのリードアウト方向のデータを組合せると、外部トリガから同一のタイミングについて、異なる位相エンコードの大きさに相当するデータが得られ、１つの撮像野ＦＯＶに対応するｋ空間のデータが取得される。このようにして、外部トリガを基準として、各経過時間のタイミングの撮像野ＦＯＶに対応するｋ空間のデータが、撮像野ごとに集められる。このようにして集められたｋ空間のデータを高速フーリエ変換すると、各撮像野ごとの画像データが再構成される。
【００２６】
このような画像データは、外部トリガを基準として、各経過時間のタイミングで得られるので、これが動画の各フレームを構成することになる。
【００２７】
しかしながら、上述したように、このような手法では、声帯振動等では発話者自身が閉鎖-開放を制御できないため、調音運動よりもより高速に変化する器官の動画としての画像化が困難であるという問題があった。
【００２８】
たとえば、歯茎ふるえ音（いわゆる「巻き舌」。Trrrr…音。）、声帯振動、マウスピース装着時の口唇の振動などにおいて、これらの器官の断面の動画としての画像化は困難であった。
【００２９】
言い換えると、より一般には、音声の基本周波数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することは困難であった。
【００３０】
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、たとえば可聴領域の音声の基本周波数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能な磁気共鳴画像化装置および磁気共鳴画像化方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００３１】
この発明の１つの局面に従うと、被測定対象の振動子からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層動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電磁場を印加し、被測定対象からの検出信号を検知するための電磁場送受信手段と、被測定対象の振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した振動子からの出力信号を記憶する記憶手段と、電磁場を電磁場送受信手段に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動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、振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するデータ取得手段と、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、出力信号に基づいて、振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する画像再構成手段とを含む。
【００３２】
好ましくは、リードアウト軸に沿う行ごとの測定タイミングを特定するための情報を取得するタイミング検出手段をさらに備え、記憶手段は、データ取得手段は、測定タイミングを示す情報とともに、断面画像を再構成するためのデータを記憶する。
【００３３】
好ましくは、出力信号は、振動子からの音声信号である。
好ましくは、音声信号を磁気共鳴画像化装置からの騒音と分離するための帯域透過フィルタをさらに備える。
【００３４】
この発明の他の局面に従うと、被測定対象の振動子からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層動画像を生成するための磁気共鳴画像化方法であって、被測定対象に静磁場を印加し、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して、被測定対象に対して電磁場を印加することにより、被測定対象からの検出信号を検知するステップと、被測定対象の振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した振動子からの出力信号を記憶するステップと、電磁場を被測定対象に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動画像を生成するステップとを備え、断層動画像を生成するステップは、振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するステップと、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、出力信号に基づいて、振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成するステップとを含む。
【発明の効果】
【００３５】
本発明によれば、たとえば音声の基本周波数程度の高速で振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【図２】ＭＲＩ装置１０００による画像の再構成処理を説明するための概念図である。
【図３】画像再構成処理を従来の画像再構成処理と比較して説明するための概念図である。
【図４】発声器官として声帯を考えた場合に、声帯の断面形状の時間変化と音声波形と音声信号を帯域透過フィルタを通した後の信号波形とを示す図である。
【図５】ＭＲＩ装置１０００のパルスシーケンスを示す図である。
【図６】ＭＲＩ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７】ファントムを構成する部品を説明する図である。
【図８】ファントムの外観と断面図を示す図である。
【図９】ＭＲＩ装置１０００から発生するノイズと、振動子から生じる音のスペクトログラムを示す図である。
【図１０】収録された傾斜磁場と音声を示す図である。
【図１１】MRI movieと高速度カメラの画像を対比して示す図である。
【図１２】５０フレームのうちの２６〜５０フレーム分のデータを示す図である。
【図１３】ＭＲＩの動作原理を示す概念図である。
【図１４】ｋ空間において、観測される所得データのトラジェクトリを示す図である。
【図１５】発話同期を行う手法の構成を示す概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
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ＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【００３８】
以下に説明するとおり、ＭＲＩ装置１０００では、MRI movie技術を基にして、これを高時間分解能化することが可能である。
【００３９】
図１に示したＭＲＩ装置１０００は、被験者１０を支持するための台部１２と、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電磁波（ＲＦパルス）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受信コイル１０６と、コイル１００〜１０４を制御し、かつ、受信コイル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。
【００４０】
ＲＦコイル１０４と受信コイル１０６とは、別々のコイルであるものとして記載しているが、同一のコイルを送信用と受信用で共用することもできる。
【００４１】
なお、被験者１０の近傍には、被験者の発話音声を取得するための光マイクロフォン１０８が設置され、ＭＲＩ装置のガントリ（gantry）内には、傾斜磁場の変化を検知するためのソレノイド型コイル１１０が設けられている。光マイクロフォンを用いるのは、金属類を使用していないために強磁界環境においても音声をとらえることが可能なためである。
【００４２】
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受信コイル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。
【００４３】
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、受信コイル１０６からの信号を増幅して検出信号を取得するためのＭＲＩ信号増幅部２５０と、光マイクロフォン１０８からの音声信号を受けて増幅するための音声信号増幅部２５２と、制御部２３０の制御によってＭＲＩ信号増幅部２５０からの検出信号に対応する測定データと音声信号増幅部２５２からの音声信号データとをデータ取得タイミングとともに記憶するデータ記憶部２５８と、後に説明するように、データ記憶部２５８に記憶された音声信号のうち、所定の周波数帯域の信号のみを取得するための帯域透過フィルタ２５４と、データ記憶部２５８からの測定データと帯域透過フィルタ２５４を通過した音声信号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２５８に格納される。
【００４４】
ここで、好ましくは、画像再構成部２６０における画像の再構成処理において、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を使用することにより、画質の向上を図ることが可能である。また、図１では、傾斜磁場の変化をソレノイド型コイル１１０により検知する構成となっているが、制御部２３０が傾斜磁場を制御する制御信号により、傾斜磁場が変化するタイミングを取得することとしてもよい。
【００４５】
特に限定されないが、制御部２３０および画像再構成部２６０は、図示しない記憶装置に格納されたソフトウェアに基づいて動作する同一の演算プロセッサ、または、それぞれの処理に対応した個別の演算プロセッサにより実現することが可能である。
【００４６】
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。
【００４７】
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、受信コイル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。
【００４８】
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するためのスライス選択傾斜磁場を生成し、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）。
【００４９】
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、受信コイル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、水素原子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。
【００５０】
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、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、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。
【００５１】
図２は、図１に示したＭＲＩ装置１０００による画像の再構成処理を説明するための概念図である。
【００５２】
図２を参照して、被験者１０は、所定の発話タスクの発話を行なう。このとき、データ取得のタイミングと発話のタイミングとは同期していない。ＭＲＩ装置１０００側では、光マイクロフォン１０８により取得される発話の音声を取得タイミングの情報とともにデータ記憶部２５８に記憶し、ソレノイドコイル１１０で検出される傾斜磁場からデータ取得タイミングを制御部２３０が受けて、ＭＲＩ信号を取得タイミングの情報とともに記憶部２５８に記憶する。
【００５３】
ここで、「取得タイミングの情報」としては、時間情報そのものであってもよいし、後に説明するように、「発話音声」と「ＭＲＩ信号」とを同一の時間軸に沿って記録する媒体の異なるチャンネルに同時記録することとしてもよい。
【００５４】
ＭＲＩ信号の取得は、特に限定されないが、たとえば、いわゆる「グラジエントエコー法」のパルスシーケンスに従い、位相エンコードのための傾斜磁場の大きさを順次変化させつつ、１つの撮像野に対応するｋ空間内のデータを取得する。１つの撮像野に対応するｋ空間内のデータ取得が完了すると、このようなデータ取得を所定回数繰り返す。
【００５５】
その後、取得された音声データに基づき、動画を構成する各フレームのタイミングにおける音声の振動の位相が一致するｋ空間のデータをソーティングして組合せることで、各動画のフレームのタイミングについてのｋ空間データを得る。このようにして得られたｋ空間のデータを撮像野ごとに高速フーリエ変換することで、動画の各フレームの画像データを再構成して得ることができる。
【００５６】
図３は、画像再構成処理を従来の画像再構成処理と比較して説明するための概念図である。
【００５７】
図３を参照して、ＭＲＩ装置１０００における画像再構成の処理は、対象となる振動子を連続スキャンし、ｋ空間上のリードアウトラインを振動タイミングごとに収集し、画像化することである。これにより、発話者自身が位相を制御できない振動をする発話器官を対象とした場合でもMRI movieを撮像することができるようになる。
【００５８】
図３においては、一般的なMRI静止画撮像法(a)と、ＭＲＩ装置１０００の手法(b)とを比較し示している。
【００５９】
ＭＲＩ装置１０００の撮像法は具体的には以下の手順となる。
１）撮像タイミングと、そのときの振動子の位置を同時に計測、記憶する。撮像は連続スキャンとし、発話者は自身のタイミングで発話器官を一定の周波数で振動させる。撮像タイミングの記憶方法として、ＭＲＩ装置１０００のガントリ付近に空芯ソレノイドコイル１１０を設置することで傾斜磁場の計測を行う。このデータをシーケンスチャートと比較することで撮像タイミングを知ることができる。
【００６０】
なお、撮像タイミングの記憶の他の方法として、制御部２３０の回路からＲＦ波（ＲＦパルス）用トリガを分岐させてこのタイミングを記憶することとしてもよい。一方、振動子（この場合は発声器官）の位置は光マイクロホンを用いて、振動により生じる音から推定を行う。
【００６１】
撮像中は大きな騒音がＭＲＩ装置１０００から生じるが、その騒音の周波数と振動子の周波数が重なっていなければ帯域通過フィルタ２５４を用いることで、振動子の基本周波数を含む音波形が検出可能である。スキャナーの騒音により振動子からの音が計測できない場合は、骨伝導型マイクロホンが有効である。
【００６２】
振動子の振動が断続的でない場合は、振動区間の検出も必要となる。
２）１）で得られたデータから、ＲＦパルス照射時の振動子の位置を求める。振動子の１周期を時間的に等分割し、画像再構成演算のために、それに対する空のｋ空間に対応する変数を用意する。これが、処理後の動画の各フレームに相当する。各々の空のｋ空間に対応する振動子の振動の位相に基づいて、このｋ空間に対応した生データのリードアウトラインで空のｋ空間を埋める。振動周波数は一定とはならないことが多く、かつＲＦパルス照射時に振動子の位置が常に同じになるわけではないので、これらの誤差が最小となるリードアウトラインデータを選択して用いる。
【００６３】
３）振動子のそれぞれの位置（位相）ごとに作成されたｋ空間データについて画像の再構築を行い、各フレームのＭＲＩ画像を得る。この画像を連続再生することで、MRI movieとなる。
【００６４】
図３では、連続するｎ個のデータでリードアウトライン（ＲＯ−ｌｉｎｅ）を順に埋めて画像を再構成する一般的な手法ではモーションアーチファクトが現れるのに対して、ＭＲＩ装置１０００の手法ではアーチファクトはなく、振動子の形状が視認できる。
【００６５】
図４は、発声器官として声帯を考えた場合に、声帯の断面形状の時間変化と音声波形と音声信号を帯域透過フィルタを通した後の信号波形とを示す図である。
【００６６】
上述のとおり、ＭＲＩ装置１０００の騒音が存在する場合であっても、所定の透過帯域を有する帯域透過フィルタ２５４を用いると、音声信号のうちから、被験者１０の発話音声の信号を分離することが可能である。
【００６７】
被験者１０の発話音声の信号の１周期が、声帯振動の１周期と対応している。したがって、振動子（この場合は、声帯）からの音声信号を記憶しておくことで、音声信号の振動の位相から、振動子の振動の位相を特定することができる。言い換えると、音声信号の振動の位相が同一であるタイミングで取得されたｋ空間のデータは、振動子の同じ振動位相における断面画像に対応しているといえる。
【００６８】
図５は、ＭＲＩ装置１０００のパルスシーケンスを示す図である。また、図６は、ＭＲＩ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。
【００６９】
図５および図６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、制御部２３０は、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度および受信コイル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Ｓ１００）。
【００７０】
続いて、被験者１０に対する測定が開始されると、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から出力させるとともに、スライス選択傾斜磁場ＧＳＳを印加する（ステップＳ１０２）。
【００７１】
続いて、制御部２３０は、位相エンコード用の傾斜磁場の大きさを設定し（ステップＳ１０４）、傾斜磁場コイル１０２を制御して、位相エンコード用の傾斜磁場ＧＰＥを印加する（ステップＳ１０６）。一方、並行して、ソレノイド型コイル１１０により傾斜磁場変動の受信処理が実行される（ステップＳ１０５）。
【００７２】
制御部２３０は、周波数エンコード用（読取用）の傾斜磁場ＧＲＯを印加するとともに（ステップＳ１０８）、被験者１０からのＭＲＩ信号を、受信コイル１０６により受信し、信号増幅部２５０により増幅させて（ステップＳ１１０）、取得タイミング情報とともにデータ記憶部２５８に記憶させる。
【００７３】
一方、制御部２３０は、光マイクロフォン１０８からの信号を音声信号増幅部２５２で増幅させ、帯域透過フィルタ２５４を透過した音声信号を取得タイミング情報とともにデータ記憶部２５８に記憶させる。
【００７４】
続いて、処理が所定回数終了していない場合は（ステップＳ１１４）、処理はステップＳ１０２に復帰する。一方で、処理が所定回数終了している場合は（ステップＳ１１４）、続いて、画像再構成部２６０は、データ取得のタイミング情報に基づいて、動画の各フレームについて、その時点での振動子の同一の位相に対応するｋ空間内のデータをソートして組合せる（ステップＳ１１８）。
【００７５】
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Ｓ１２０）。
【００７６】
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（ステップＳ１２２）。
【００７７】
測定が終了していなければ（ステップＳ１２４）、さらに、処理はステップ１０２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。
［実証実験］
（振動子付ファントム）
以上説明したようなＭＲＩ装置１０００の画像再構成手法の有効性を確認するために、空気圧により振動する振動子付のファントムでＭＲ撮像を行った。
【００７８】
図７は、ファントムを構成する部品を説明する図である。
また、図８は、ファントムの外観と断面図を示す図である。
【００７９】
このファントムは２枚の低発泡塩化ビニル板（図７（ａ）の右端と左端）と１枚の熱可塑性エラストーマ（図７（ａ）中央）から構成される。なお、ＭＲＩ画像上では低発泡塩化ビニル板は空気と輝度値が同じであるため黒く写り視認できないが、熱可塑性エラストーマは白く写る。
【００８０】
図７（ｂ）は、各部品の寸法を示す。それぞれ部品の厚みは５mmであり、一辺が５０mmの略正方形である。低発泡塩化ビニル板のうち一枚は中央に１０mm角の穴があけられており、そこから空気が供給される。もう一枚の低発泡塩化ビニル板は３０mm×２０mmの切り欠きが設けられている。ファントムの組み立て後の外観は、図８（ａ）のようになる。
【００８１】
図８（ｂ）に示すように、この２枚の板で熱可塑性エラストーマを挟み、ノズルより空気を供給することで熱可塑性エラストーマが振動する。
【００８２】
振動子の位置を計測するためには、光マイクロホン１０８を使用する。静かな部屋で振動子を振動させて音の収録を行い振動周波数を分析したところ、１１２．４Ｈｚであることが確認された。振動子の音は光マイクロホン１０８を用いてサンプリング周波数４４．１ｋＨｚ、量子化数１６ｂｉｔでステレオ音声右側に収録した。
【００８３】
ＭＲＩ装置１０００の傾斜磁場の変化を計測するために、ガントリ入り口に半径５０mmの空芯ソレノイドコイル１１０を設置した。このコイルからの出力は光マイクロホン１０８のステレオ音声左側に同時収録した。
【００８４】
使用した撮像パラメータは、以下のとおりである。
１）シーケンス ： ２Ｄ ＦＬＡＳＨ
２）ＦＯＶ（撮像領域） ： １２８mm×１２８mm
３）マトリックス ： １２８×１２８
４）ＴＲ ： ４．９ms （繰返し時間）
５）ＴＥ ： １．９３ms （エコー時間）
６）フリップ角 ： １０°
７）バンド幅 ： ７３５Hz/pixel
８）スライス厚 ： ４mm
９）繰返し回数 ： ５１２
ＴＥが最小で撮像ノイズの主要成分が振動子の振動周波数と異なるように設定した。
【００８５】
撮像面は、図８（ｂ）のように、振動子はMR撮像時の位相方向に対して２０度傾けられている。これはＭＲＩ画像上にモーションアーチファクトが出る場合はＭＲＩ画像の位相方向に現れるため、本実験の場合は振動子自体に重なってしまう。これを避ける目的で、位相方向と平行にならないように角度をつけている。
【００８６】
（収録データの分析とｋ空間の並び替え）
収録された音声データから、ＲＦパルス照射時の振動子の位相を計測する。光マイクにより収録された音はＭＲＩ装置１０００の雑音が混入しているため、スライス励起時における振動子の位相を直接決定することができない。
【００８７】
図９は、ＭＲＩ装置１０００から発生するノイズと、振動子から生じる音のスペクトログラムを示す図である。この図から、ファントムの振動子の基本周波数はスキャナーの振動ノイズと重なっていないことが分かる。よって、振動子が生じる音に対して帯域通過型フィルタをかけることで、振動子の位置を推定できる。帯域透過フィルタとしては、振動子の基本周波数を含み、ＭＲＩ装置１０００の騒音成分を含まないように設定したカットオフ周波数１００Hzと１５０Hzの帯域通過型フィルタを適用して振動子の位置（位相）を決定した。音響データに対して本フィルタを一度前方からフィルタリングした後、さらに後方からフィルタリングをしている。これによりフィルタの位相特性はキャンセルされ、収録波形の時間情報は保持される。
【００８８】
図１０は、収録された傾斜磁場と音声を示す図である。
図１０の上図は、ＭＲＩ装置１０００のガントリ横に設置された空芯ソレノイドコイルから収録された傾斜磁場であり、下図は光マイクロホンで収録された音声波形である。
【００８９】
上図では、傾斜磁場として、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、読取傾斜磁場が検出されている。さらに、クラッシャーパルスも検出されている。
【００９０】
下図で、破線は収録されたもとのデータであり、スキャナーの音響ノイズを含んでいる。実線は１００Hz−１５０Hzの帯域通過型フィルタによる処理後の波形である。
【００９１】
ガントリ中に設置した空芯ソレノイドコイルの信号から、傾斜磁場の変化の様子を確認することができる。このデータの中の一番最初のピークを基準として、撮像周期ＴＲの正確な検出を行い、これらの時間をｋ空間のリードアウトラインの並べ替えのための基準とした。
【００９２】
ＭＲＩ装置１０００の手法を用いて撮像を行い、MRI movieの再構成を行った。スキャンにより得られた生データからｋ空間のリードアウトラインを収集した。このｋ空間のリードアウトラインのうち、特に限定されないが、たとえば、ファントムの基本周波数が１１２Hzに対して±１０%以内の誤差で振動している場合で、かつ動画のフレーム中心に対して±２０%以内の誤差のリードアウトラインを動画再構成に使用した。
【００９３】
また、検証のためにMRI movie撮像後に高速度カメラによる撮影も行った。高速度カメラのフレームレートは１２００FPSに設定した。画像は336×96 pixels、フルカラー24 bitで撮影を行った。高速カメラのフレームレートに合わせるために、MRI movieを振動子１周期辺り１１フレームとなるように作成した。
【００９４】
図１１は、MRI movieと高速度カメラの画像を対比して示す図である。
このような撮像により、MRI movieの振動子の動きは実際の振動子の動きをよく再現していることが分かった。
【００９５】
上述した測定では振動子１周期あたりのフレーム数が最大５７フレームとなるMRI movieが得られた。この場合のｋ空間のリードアウトラインはファントムの基本周波数１１２Hzに対する許容誤差は±１０%の場合のものを使用した。この場合、1フレーム当たり０．１６msの時間幅で運動を捉えていることになる。フレームレートは約６８３４fps (frame per second)となり、時間分解能が非常に高いといえる。
【００９６】
［歯茎ふるえ音のMRI movie］
ＭＲＩ装置１０００の手法を用いた歯茎ふるえ音のMRI movieの作成も行った。被験者は男性１名である。ＭＲＩ撮像パラメータ、および音声、傾斜磁場の収録方法は、ファントムの場合と同じである。ただし、連続スキャンは１００測定(約１分) とし、１分間の休憩を挟みこれを１０回繰り返した。結果として１０００測定分のデータが得られたことになる。
【００９７】
歯茎ふるえ音の基本周波数の平均は２５．８Hzであった。ｋ空間のリードアウトラインは、たとえば、この平均基本周波数に対し±１５%の誤差範囲内のものを採用し、動画の各フレームに対して±１００%の誤差範囲で並べ替えを行ったところ、最大で歯茎ふるえ音一周期あたり５０フレーム分になるMRI movieを得ることができた。
【００９８】
図１２は、このようにして得られた５０フレームのうちの２６〜５０フレーム分のデータを示す図である。舌が硬口蓋に接触しているのは３３フレーム目から４５フレーム目の間であった。これは歯茎ふるえ音一周期３８．８msのうち閉鎖時間は１０．１msとなり、全体の２６%に相当することがわかる。
【００９９】
以上説明したとおり、ＭＲＩ装置１０００の画像再構成の手法によれば、発話期間のうち、声帯や歯茎ふるえ音のような高速で振動する定常振動子を撮像するための超高時間分解能のMRI movie撮像法が実現できる。
【０１００】
したがって、音声の振動数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能となる。
【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。
【符号の説明】
【０１０２】
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 ＭＲＩ信号増幅部、２５２ 音声信号増幅部、２５４ 帯域透過フィルタ、２５８ データ記憶部、２６０ 画像再構成部、２７０ 表示部、１０００ ＭＲＩ装置。
【技術分野】
【０００１】
この発明は、生体の断層撮影を行なうための磁気共鳴画像化（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)装置の構成および磁気共鳴画像化方法に関し、より特定的には、高いフレームレートで被測定対象の断層の動画撮像が可能な磁気共鳴画像化装置および磁気共鳴画像化方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
生体の脳や全身の断面（断層）を画像化する方法として、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磁気共鳴画像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
【０００３】
磁気共鳴画像法は、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）骨は他の部位と比べて、水素原子の密度が低い。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。
このような磁気共鳴画像法は、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、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。
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。
【０００８】
この状態で、さらに電磁波（ＲＦ（Radio Frequency）パルス）を重畳すると、この電磁場の周波数が、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、電磁波を切ると、歳差運動は、フリップアングルを戻しながら、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。
【０００９】
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。
【００１０】
そして、このような核磁気共鳴を利用したＭＲＩが、以下に説明するように、発話中の人間の調音器官の状態の観察にも使用されている。
【００１１】
ここで、舌や声帯等の動的な運動をする発話器官の動態の可視化についてこれまでさまざまな手法が用いられてきた。
【００１２】
調音運動については、超音波、Ｘ線マイクロビーム、ＭＲＩを用いた動画撮像(以下、”MRI movie”と呼ぶ)（非特許文献１、非特許文献２、非特許文献３を参照）やＥＭＭＡ(ElectroMagnetic Midsagittal Articulometer)などを用いることにより、体外からは視認できない舌や喉頭の動きが分かるようになってきた。
【００１３】
一方、声帯振動や歯茎ふるえ音のような非常に高速で振動する発話器官はこれまでは上記の手法では発話同期や振動部位のサイズ等に制限されて観測することはできなかった。このため、１００Ｈｚ以上で振動する声帯については喉頭ストロボスコピーや高速度カメラを用いた上方からの観測や、摘出した喉頭に人工的な空気流を流すことによる観測がなされている（非特許文献４、非特許文献５を参照）。内視鏡による観測では主に上方からの観測のみにとどまるため、声帯の下唇の様子は上唇の閉鎖により観測できない時間的区間が生じる。摘出喉頭は人体の場合で行うことは困難であり、そのため人間の話声・歌声を特徴付けるような声帯運動の再現は難しくなる。
【００１４】
ＭＲＩの特徴としては、発話器官の断面形状の観測が可能であり、複数の断面での撮像も可能である点がある。さらに侵襲性の心配がないという利点が挙げられる。これらの長所を生かして、さらに発展させたMRI movie撮像法はこれまで調音運動の観測に用いられてきてきた。これにより、１発話あたり１２０フレームの動画が得られ、調音器官の可視化に成功している。
【００１５】
しかしながら、調音運動よりもより高速に変化する器官の画像化はこれまでに提案されているMRI movie撮像法では困難である。スパイラルｋ空間を用いて一度の発話で動画を作成する方法（非特許文献６を参照）では、声帯振動等に対してはフレームレートが足りない問題がある。
【００１６】
また、MRI movie撮像に際して被験者が発話同期を行う手法（非特許文献１を参照）は、声帯振動等では発話者自身が閉鎖-開放を制御できないため、そのままでは適用できない。撮像時の被験者の発話音声を収録し、それをもとにしてｋ空間内のデータを並べ替えることで発話同期を必要としない方法も提案されている（非特許文献２を参照）が、高周波数で振動する発話器官の動画化は、困難であった。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１７】
【非特許文献１】S.Masaki, M.K.Tiede, K.Honda, Y.Shimada, I.Fujimoto, Y.Nakamura and N.Ninomiya:“MRI-based speech pro-duction study using a synchronized sampling method”, J.A coust.Soc. Jpn.(E),20, 5, pp. 375-379 (1999).
【非特許文献２】M.Mohammad, E.Moore, J.N.Carter, C.H.Shadle and S. J.Gunn:“Using MRI to image the moving vocal tract during speech”,Proc.Eurospeech’97,Vol.4,pp.2027-2030 (1997).
【非特許文献３】S.Narayanan, K.Nayak, S.Lee, A.Sethy and D.Byrd:“An approach to real-time magnetic resonance imaging for speech production”, J.Acoust.Soc.Am.,115,4,pp.1771-1776(2004).
【非特許文献４】T.Baer: “Investigation of phonation using excised larynxes”, PhD thesis, Massachusetts Institute of Technology (1975).
【非特許文献５】D.A.Berry, D.W.Montequin and N.Tayama:“High-speed digital imaging of the medial surface of the vocal folds”,J.Acoust.Soc.Am.,110,5,pp.2539-2547(2001).
【非特許文献６】S.Narayanan, K.Nayak, S.Lee, A.Sethy and D.Byrd:“An approach to real-time magnetic resonance imaging for speech production”, J.Acoust.Soc.Am., 115,4,pp.1771-1776(2004).
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１８】
以下では、このような従来のMRI movie撮像法の動作とその問題点について、簡単に説明する。
【００１９】
図１３は、ＭＲＩの動作原理を示す概念図である。
ＭＲＩでは、静磁界を生成するための静磁場コイル内に被験者１０が横たえられ、傾斜磁場コイルによる磁場により、被験者１０における観測断面（スライス）の位置の情報が観測信号に付与される。これを「スライス選択」と呼ぶ。さらに、スライス内の位置情報を付加する位相エンコードのための傾斜磁場が所定のタイミングで印加される。さらに、ＲＦコイルにより、観測対象となる原子核に電磁波（ＲＦパルス）が印加されるとともに、スライス内の上記一方向に直交する方向の位置を特定するための周波数エンコードを行なうための読取傾斜磁場が印加される。
【００２０】
このようにして、外部磁場、ＲＦ波、傾斜磁場が所定のシーケンスに従って与えられることで、観測対象の水素原子核からの信号を受信コイルで受信してｋ空間内のリードアウトライン１本分のデータが取得される。一般には、このようなシーケンスを位相エンコードのための傾斜磁場の強度をリードアウトラインごとに変化させながら、所定回数繰り返すことでｋ空間内の全ての点のデータが取得される。
【００２１】
ｋ空間内のデータを高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Transform）することで、画像が再構成される。
【００２２】
図１４は、ｋ空間において、観測される取得データのトラジェクトリを示す図である。
図１４において、縦軸の方向は、位相エンコードによる位相の変化を表しており、縦軸の間隔は、ＲＦパルス印加の繰返し時間間隔ＴＲに対応する。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Ｔｓに対応する。この図において、横軸方向の一列のデータを「リードアウトライン」と呼ぶ。
【００２３】
図１５は、上述した被験者が発話同期を行う手法の構成を示す概念図である。
被験者１０は、同一の発話タスクを発話タイミングの通知音に合わせて繰り返す。ＭＲＩ装置側では、この発話タイミングの通知音生成部からのタイミングに合わせて、外部トリガ生成部から出力されるトリガ信号に合わせてデータ取得を行なう。
【００２４】
ここでは、一回のデータ取得期間では、位相エンコードのための傾斜磁場は一定値として、異なる繰返しタイミングでリードアウト方向にデータが取得される。図１５の例では、このようなデータ取得を１２８回繰り返す場合が示されている。
【００２５】
１２８回のデータ取得において、外部トリガから同一のタイミングのリードアウト方向のデータを組合せると、外部トリガから同一のタイミングについて、異なる位相エンコードの大きさに相当するデータが得られ、１つの撮像野ＦＯＶに対応するｋ空間のデータが取得される。このようにして、外部トリガを基準として、各経過時間のタイミングの撮像野ＦＯＶに対応するｋ空間のデータが、撮像野ごとに集められる。このようにして集められたｋ空間のデータを高速フーリエ変換すると、各撮像野ごとの画像データが再構成される。
【００２６】
このような画像データは、外部トリガを基準として、各経過時間のタイミングで得られるので、これが動画の各フレームを構成することになる。
【００２７】
しかしながら、上述したように、このような手法では、声帯振動等では発話者自身が閉鎖-開放を制御できないため、調音運動よりもより高速に変化する器官の動画としての画像化が困難であるという問題があった。
【００２８】
たとえば、歯茎ふるえ音（いわゆる「巻き舌」。Trrrr…音。）、声帯振動、マウスピース装着時の口唇の振動などにおいて、これらの器官の断面の動画としての画像化は困難であった。
【００２９】
言い換えると、より一般には、音声の基本周波数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することは困難であった。
【００３０】
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、たとえば可聴領域の音声の基本周波数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能な磁気共鳴画像化装置および磁気共鳴画像化方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００３１】
この発明の１つの局面に従うと、被測定対象の振動子からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層動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電磁場を印加し、被測定対象からの検出信号を検知するための電磁場送受信手段と、被測定対象の振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した振動子からの出力信号を記憶する記憶手段と、電磁場を電磁場送受信手段に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動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、振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するデータ取得手段と、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、出力信号に基づいて、振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する画像再構成手段とを含む。
【００３２】
好ましくは、リードアウト軸に沿う行ごとの測定タイミングを特定するための情報を取得するタイミング検出手段をさらに備え、記憶手段は、データ取得手段は、測定タイミングを示す情報とともに、断面画像を再構成するためのデータを記憶する。
【００３３】
好ましくは、出力信号は、振動子からの音声信号である。
好ましくは、音声信号を磁気共鳴画像化装置からの騒音と分離するための帯域透過フィルタをさらに備える。
【００３４】
この発明の他の局面に従うと、被測定対象の振動子からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層動画像を生成するための磁気共鳴画像化方法であって、被測定対象に静磁場を印加し、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して、被測定対象に対して電磁場を印加することにより、被測定対象からの検出信号を検知するステップと、被測定対象の振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した振動子からの出力信号を記憶するステップと、電磁場を被測定対象に与え、検出信号を受けて時系列のフレームとして断層動画像を生成するステップとを備え、断層動画像を生成するステップは、振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するステップと、複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、出力信号に基づいて、振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成するステップとを含む。
【発明の効果】
【００３５】
本発明によれば、たとえば音声の基本周波数程度の高速で振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００３６】
【図１】本発明に係る磁気共鳴画像化装置の一例のＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【図２】ＭＲＩ装置１０００による画像の再構成処理を説明するための概念図である。
【図３】画像再構成処理を従来の画像再構成処理と比較して説明するための概念図である。
【図４】発声器官として声帯を考えた場合に、声帯の断面形状の時間変化と音声波形と音声信号を帯域透過フィルタを通した後の信号波形とを示す図である。
【図５】ＭＲＩ装置１０００のパルスシーケンスを示す図である。
【図６】ＭＲＩ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７】ファントムを構成する部品を説明する図である。
【図８】ファントムの外観と断面図を示す図である。
【図９】ＭＲＩ装置１０００から発生するノイズと、振動子から生じる音のスペクトログラムを示す図である。
【図１０】収録された傾斜磁場と音声を示す図である。
【図１１】MRI movieと高速度カメラの画像を対比して示す図である。
【図１２】５０フレームのうちの２６〜５０フレーム分のデータを示す図である。
【図１３】ＭＲＩの動作原理を示す概念図である。
【図１４】ｋ空間において、観測される所得データのトラジェクトリを示す図である。
【図１５】発話同期を行う手法の構成を示す概念図である。
【発明を実施するための形態】
【００３７】
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ＭＲＩ装置１０００の構成を示す機能ブロック図である。
【００３８】
以下に説明するとおり、ＭＲＩ装置１０００では、MRI movie技術を基にして、これを高時間分解能化することが可能である。
【００３９】
図１に示したＭＲＩ装置１０００は、被験者１０を支持するための台部１２と、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電磁波（ＲＦパルス）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受信コイル１０６と、コイル１００〜１０４を制御し、かつ、受信コイル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。
【００４０】
ＲＦコイル１０４と受信コイル１０６とは、別々のコイルであるものとして記載しているが、同一のコイルを送信用と受信用で共用することもできる。
【００４１】
なお、被験者１０の近傍には、被験者の発話音声を取得するための光マイクロフォン１０８が設置され、ＭＲＩ装置のガントリ（gantry）内には、傾斜磁場の変化を検知するためのソレノイド型コイル１１０が設けられている。光マイクロフォンを用いるのは、金属類を使用していないために強磁界環境においても音声をとらえることが可能なためである。
【００４２】
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受信コイル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。
【００４３】
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、受信コイル１０６からの信号を増幅して検出信号を取得するためのＭＲＩ信号増幅部２５０と、光マイクロフォン１０８からの音声信号を受けて増幅するための音声信号増幅部２５２と、制御部２３０の制御によってＭＲＩ信号増幅部２５０からの検出信号に対応する測定データと音声信号増幅部２５２からの音声信号データとをデータ取得タイミングとともに記憶するデータ記憶部２５８と、後に説明するように、データ記憶部２５８に記憶された音声信号のうち、所定の周波数帯域の信号のみを取得するための帯域透過フィルタ２５４と、データ記憶部２５８からの測定データと帯域透過フィルタ２５４を通過した音声信号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２５８に格納される。
【００４４】
ここで、好ましくは、画像再構成部２６０における画像の再構成処理において、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を使用することにより、画質の向上を図ることが可能である。また、図１では、傾斜磁場の変化をソレノイド型コイル１１０により検知する構成となっているが、制御部２３０が傾斜磁場を制御する制御信号により、傾斜磁場が変化するタイミングを取得することとしてもよい。
【００４５】
特に限定されないが、制御部２３０および画像再構成部２６０は、図示しない記憶装置に格納されたソフトウェアに基づいて動作する同一の演算プロセッサ、または、それぞれの処理に対応した個別の演算プロセッサにより実現することが可能である。
【００４６】
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。
【００４７】
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、受信コイル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。
【００４８】
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するためのスライス選択傾斜磁場を生成し、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）。
【００４９】
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、受信コイル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、水素原子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。
【００５０】
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、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、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。
【００５１】
図２は、図１に示したＭＲＩ装置１０００による画像の再構成処理を説明するための概念図である。
【００５２】
図２を参照して、被験者１０は、所定の発話タスクの発話を行なう。このとき、データ取得のタイミングと発話のタイミングとは同期していない。ＭＲＩ装置１０００側では、光マイクロフォン１０８により取得される発話の音声を取得タイミングの情報とともにデータ記憶部２５８に記憶し、ソレノイドコイル１１０で検出される傾斜磁場からデータ取得タイミングを制御部２３０が受けて、ＭＲＩ信号を取得タイミングの情報とともに記憶部２５８に記憶する。
【００５３】
ここで、「取得タイミングの情報」としては、時間情報そのものであってもよいし、後に説明するように、「発話音声」と「ＭＲＩ信号」とを同一の時間軸に沿って記録する媒体の異なるチャンネルに同時記録することとしてもよい。
【００５４】
ＭＲＩ信号の取得は、特に限定されないが、たとえば、いわゆる「グラジエントエコー法」のパルスシーケンスに従い、位相エンコードのための傾斜磁場の大きさを順次変化させつつ、１つの撮像野に対応するｋ空間内のデータを取得する。１つの撮像野に対応するｋ空間内のデータ取得が完了すると、このようなデータ取得を所定回数繰り返す。
【００５５】
その後、取得された音声データに基づき、動画を構成する各フレームのタイミングにおける音声の振動の位相が一致するｋ空間のデータをソーティングして組合せることで、各動画のフレームのタイミングについてのｋ空間データを得る。このようにして得られたｋ空間のデータを撮像野ごとに高速フーリエ変換することで、動画の各フレームの画像データを再構成して得ることができる。
【００５６】
図３は、画像再構成処理を従来の画像再構成処理と比較して説明するための概念図である。
【００５７】
図３を参照して、ＭＲＩ装置１０００における画像再構成の処理は、対象となる振動子を連続スキャンし、ｋ空間上のリードアウトラインを振動タイミングごとに収集し、画像化することである。これにより、発話者自身が位相を制御できない振動をする発話器官を対象とした場合でもMRI movieを撮像することができるようになる。
【００５８】
図３においては、一般的なMRI静止画撮像法(a)と、ＭＲＩ装置１０００の手法(b)とを比較し示している。
【００５９】
ＭＲＩ装置１０００の撮像法は具体的には以下の手順となる。
１）撮像タイミングと、そのときの振動子の位置を同時に計測、記憶する。撮像は連続スキャンとし、発話者は自身のタイミングで発話器官を一定の周波数で振動させる。撮像タイミングの記憶方法として、ＭＲＩ装置１０００のガントリ付近に空芯ソレノイドコイル１１０を設置することで傾斜磁場の計測を行う。このデータをシーケンスチャートと比較することで撮像タイミングを知ることができる。
【００６０】
なお、撮像タイミングの記憶の他の方法として、制御部２３０の回路からＲＦ波（ＲＦパルス）用トリガを分岐させてこのタイミングを記憶することとしてもよい。一方、振動子（この場合は発声器官）の位置は光マイクロホンを用いて、振動により生じる音から推定を行う。
【００６１】
撮像中は大きな騒音がＭＲＩ装置１０００から生じるが、その騒音の周波数と振動子の周波数が重なっていなければ帯域通過フィルタ２５４を用いることで、振動子の基本周波数を含む音波形が検出可能である。スキャナーの騒音により振動子からの音が計測できない場合は、骨伝導型マイクロホンが有効である。
【００６２】
振動子の振動が断続的でない場合は、振動区間の検出も必要となる。
２）１）で得られたデータから、ＲＦパルス照射時の振動子の位置を求める。振動子の１周期を時間的に等分割し、画像再構成演算のために、それに対する空のｋ空間に対応する変数を用意する。これが、処理後の動画の各フレームに相当する。各々の空のｋ空間に対応する振動子の振動の位相に基づいて、このｋ空間に対応した生データのリードアウトラインで空のｋ空間を埋める。振動周波数は一定とはならないことが多く、かつＲＦパルス照射時に振動子の位置が常に同じになるわけではないので、これらの誤差が最小となるリードアウトラインデータを選択して用いる。
【００６３】
３）振動子のそれぞれの位置（位相）ごとに作成されたｋ空間データについて画像の再構築を行い、各フレームのＭＲＩ画像を得る。この画像を連続再生することで、MRI movieとなる。
【００６４】
図３では、連続するｎ個のデータでリードアウトライン（ＲＯ−ｌｉｎｅ）を順に埋めて画像を再構成する一般的な手法ではモーションアーチファクトが現れるのに対して、ＭＲＩ装置１０００の手法ではアーチファクトはなく、振動子の形状が視認できる。
【００６５】
図４は、発声器官として声帯を考えた場合に、声帯の断面形状の時間変化と音声波形と音声信号を帯域透過フィルタを通した後の信号波形とを示す図である。
【００６６】
上述のとおり、ＭＲＩ装置１０００の騒音が存在する場合であっても、所定の透過帯域を有する帯域透過フィルタ２５４を用いると、音声信号のうちから、被験者１０の発話音声の信号を分離することが可能である。
【００６７】
被験者１０の発話音声の信号の１周期が、声帯振動の１周期と対応している。したがって、振動子（この場合は、声帯）からの音声信号を記憶しておくことで、音声信号の振動の位相から、振動子の振動の位相を特定することができる。言い換えると、音声信号の振動の位相が同一であるタイミングで取得されたｋ空間のデータは、振動子の同じ振動位相における断面画像に対応しているといえる。
【００６８】
図５は、ＭＲＩ装置１０００のパルスシーケンスを示す図である。また、図６は、ＭＲＩ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。
【００６９】
図５および図６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、制御部２３０は、ＲＦコイル１０４から与える電磁場の強度および受信コイル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Ｓ１００）。
【００７０】
続いて、被験者１０に対する測定が開始されると、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から出力させるとともに、スライス選択傾斜磁場ＧＳＳを印加する（ステップＳ１０２）。
【００７１】
続いて、制御部２３０は、位相エンコード用の傾斜磁場の大きさを設定し（ステップＳ１０４）、傾斜磁場コイル１０２を制御して、位相エンコード用の傾斜磁場ＧＰＥを印加する（ステップＳ１０６）。一方、並行して、ソレノイド型コイル１１０により傾斜磁場変動の受信処理が実行される（ステップＳ１０５）。
【００７２】
制御部２３０は、周波数エンコード用（読取用）の傾斜磁場ＧＲＯを印加するとともに（ステップＳ１０８）、被験者１０からのＭＲＩ信号を、受信コイル１０６により受信し、信号増幅部２５０により増幅させて（ステップＳ１１０）、取得タイミング情報とともにデータ記憶部２５８に記憶させる。
【００７３】
一方、制御部２３０は、光マイクロフォン１０８からの信号を音声信号増幅部２５２で増幅させ、帯域透過フィルタ２５４を透過した音声信号を取得タイミング情報とともにデータ記憶部２５８に記憶させる。
【００７４】
続いて、処理が所定回数終了していない場合は（ステップＳ１１４）、処理はステップＳ１０２に復帰する。一方で、処理が所定回数終了している場合は（ステップＳ１１４）、続いて、画像再構成部２６０は、データ取得のタイミング情報に基づいて、動画の各フレームについて、その時点での振動子の同一の位相に対応するｋ空間内のデータをソートして組合せる（ステップＳ１１８）。
【００７５】
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Ｓ１２０）。
【００７６】
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（ステップＳ１２２）。
【００７７】
測定が終了していなければ（ステップＳ１２４）、さらに、処理はステップ１０２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。
［実証実験］
（振動子付ファントム）
以上説明したようなＭＲＩ装置１０００の画像再構成手法の有効性を確認するために、空気圧により振動する振動子付のファントムでＭＲ撮像を行った。
【００７８】
図７は、ファントムを構成する部品を説明する図である。
また、図８は、ファントムの外観と断面図を示す図である。
【００７９】
このファントムは２枚の低発泡塩化ビニル板（図７（ａ）の右端と左端）と１枚の熱可塑性エラストーマ（図７（ａ）中央）から構成される。なお、ＭＲＩ画像上では低発泡塩化ビニル板は空気と輝度値が同じであるため黒く写り視認できないが、熱可塑性エラストーマは白く写る。
【００８０】
図７（ｂ）は、各部品の寸法を示す。それぞれ部品の厚みは５mmであり、一辺が５０mmの略正方形である。低発泡塩化ビニル板のうち一枚は中央に１０mm角の穴があけられており、そこから空気が供給される。もう一枚の低発泡塩化ビニル板は３０mm×２０mmの切り欠きが設けられている。ファントムの組み立て後の外観は、図８（ａ）のようになる。
【００８１】
図８（ｂ）に示すように、この２枚の板で熱可塑性エラストーマを挟み、ノズルより空気を供給することで熱可塑性エラストーマが振動する。
【００８２】
振動子の位置を計測するためには、光マイクロホン１０８を使用する。静かな部屋で振動子を振動させて音の収録を行い振動周波数を分析したところ、１１２．４Ｈｚであることが確認された。振動子の音は光マイクロホン１０８を用いてサンプリング周波数４４．１ｋＨｚ、量子化数１６ｂｉｔでステレオ音声右側に収録した。
【００８３】
ＭＲＩ装置１０００の傾斜磁場の変化を計測するために、ガントリ入り口に半径５０mmの空芯ソレノイドコイル１１０を設置した。このコイルからの出力は光マイクロホン１０８のステレオ音声左側に同時収録した。
【００８４】
使用した撮像パラメータは、以下のとおりである。
１）シーケンス ： ２Ｄ ＦＬＡＳＨ
２）ＦＯＶ（撮像領域） ： １２８mm×１２８mm
３）マトリックス ： １２８×１２８
４）ＴＲ ： ４．９ms （繰返し時間）
５）ＴＥ ： １．９３ms （エコー時間）
６）フリップ角 ： １０°
７）バンド幅 ： ７３５Hz/pixel
８）スライス厚 ： ４mm
９）繰返し回数 ： ５１２
ＴＥが最小で撮像ノイズの主要成分が振動子の振動周波数と異なるように設定した。
【００８５】
撮像面は、図８（ｂ）のように、振動子はMR撮像時の位相方向に対して２０度傾けられている。これはＭＲＩ画像上にモーションアーチファクトが出る場合はＭＲＩ画像の位相方向に現れるため、本実験の場合は振動子自体に重なってしまう。これを避ける目的で、位相方向と平行にならないように角度をつけている。
【００８６】
（収録データの分析とｋ空間の並び替え）
収録された音声データから、ＲＦパルス照射時の振動子の位相を計測する。光マイクにより収録された音はＭＲＩ装置１０００の雑音が混入しているため、スライス励起時における振動子の位相を直接決定することができない。
【００８７】
図９は、ＭＲＩ装置１０００から発生するノイズと、振動子から生じる音のスペクトログラムを示す図である。この図から、ファントムの振動子の基本周波数はスキャナーの振動ノイズと重なっていないことが分かる。よって、振動子が生じる音に対して帯域通過型フィルタをかけることで、振動子の位置を推定できる。帯域透過フィルタとしては、振動子の基本周波数を含み、ＭＲＩ装置１０００の騒音成分を含まないように設定したカットオフ周波数１００Hzと１５０Hzの帯域通過型フィルタを適用して振動子の位置（位相）を決定した。音響データに対して本フィルタを一度前方からフィルタリングした後、さらに後方からフィルタリングをしている。これによりフィルタの位相特性はキャンセルされ、収録波形の時間情報は保持される。
【００８８】
図１０は、収録された傾斜磁場と音声を示す図である。
図１０の上図は、ＭＲＩ装置１０００のガントリ横に設置された空芯ソレノイドコイルから収録された傾斜磁場であり、下図は光マイクロホンで収録された音声波形である。
【００８９】
上図では、傾斜磁場として、スライス選択傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、読取傾斜磁場が検出されている。さらに、クラッシャーパルスも検出されている。
【００９０】
下図で、破線は収録されたもとのデータであり、スキャナーの音響ノイズを含んでいる。実線は１００Hz−１５０Hzの帯域通過型フィルタによる処理後の波形である。
【００９１】
ガントリ中に設置した空芯ソレノイドコイルの信号から、傾斜磁場の変化の様子を確認することができる。このデータの中の一番最初のピークを基準として、撮像周期ＴＲの正確な検出を行い、これらの時間をｋ空間のリードアウトラインの並べ替えのための基準とした。
【００９２】
ＭＲＩ装置１０００の手法を用いて撮像を行い、MRI movieの再構成を行った。スキャンにより得られた生データからｋ空間のリードアウトラインを収集した。このｋ空間のリードアウトラインのうち、特に限定されないが、たとえば、ファントムの基本周波数が１１２Hzに対して±１０%以内の誤差で振動している場合で、かつ動画のフレーム中心に対して±２０%以内の誤差のリードアウトラインを動画再構成に使用した。
【００９３】
また、検証のためにMRI movie撮像後に高速度カメラによる撮影も行った。高速度カメラのフレームレートは１２００FPSに設定した。画像は336×96 pixels、フルカラー24 bitで撮影を行った。高速カメラのフレームレートに合わせるために、MRI movieを振動子１周期辺り１１フレームとなるように作成した。
【００９４】
図１１は、MRI movieと高速度カメラの画像を対比して示す図である。
このような撮像により、MRI movieの振動子の動きは実際の振動子の動きをよく再現していることが分かった。
【００９５】
上述した測定では振動子１周期あたりのフレーム数が最大５７フレームとなるMRI movieが得られた。この場合のｋ空間のリードアウトラインはファントムの基本周波数１１２Hzに対する許容誤差は±１０%の場合のものを使用した。この場合、1フレーム当たり０．１６msの時間幅で運動を捉えていることになる。フレームレートは約６８３４fps (frame per second)となり、時間分解能が非常に高いといえる。
【００９６】
［歯茎ふるえ音のMRI movie］
ＭＲＩ装置１０００の手法を用いた歯茎ふるえ音のMRI movieの作成も行った。被験者は男性１名である。ＭＲＩ撮像パラメータ、および音声、傾斜磁場の収録方法は、ファントムの場合と同じである。ただし、連続スキャンは１００測定(約１分) とし、１分間の休憩を挟みこれを１０回繰り返した。結果として１０００測定分のデータが得られたことになる。
【００９７】
歯茎ふるえ音の基本周波数の平均は２５．８Hzであった。ｋ空間のリードアウトラインは、たとえば、この平均基本周波数に対し±１５%の誤差範囲内のものを採用し、動画の各フレームに対して±１００%の誤差範囲で並べ替えを行ったところ、最大で歯茎ふるえ音一周期あたり５０フレーム分になるMRI movieを得ることができた。
【００９８】
図１２は、このようにして得られた５０フレームのうちの２６〜５０フレーム分のデータを示す図である。舌が硬口蓋に接触しているのは３３フレーム目から４５フレーム目の間であった。これは歯茎ふるえ音一周期３８．８msのうち閉鎖時間は１０．１msとなり、全体の２６%に相当することがわかる。
【００９９】
以上説明したとおり、ＭＲＩ装置１０００の画像再構成の手法によれば、発話期間のうち、声帯や歯茎ふるえ音のような高速で振動する定常振動子を撮像するための超高時間分解能のMRI movie撮像法が実現できる。
【０１００】
したがって、音声の振動数程度に高速に振動する振動子の断面を動画として画像化することが可能となる。
【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。
【符号の説明】
【０１０２】
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 ＭＲＩ信号増幅部、２５２ 音声信号増幅部、２５４ 帯域透過フィルタ、２５８ データ記憶部、２６０ 画像再構成部、２７０ 表示部、１０００ ＭＲＩ装置。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被測定対象の振動子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動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電磁波を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための電磁波送受信手段と、
前記被測定対象の前記振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した前記振動子からの出力信号を記憶する記憶手段と、
前記電磁波を前記電磁波送受信手段に与え、前記検出信号を受けて時系列のフレームとして前記断層動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、
前記振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するデータ取得手段と、
前記複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、前記出力信号に基づいて、前記振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する画像再構成手段とを含む、磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
前記リードアウト軸に沿う行ごとの測定タイミングを特定するための情報を取得するタイミング検出手段をさらに備え、
前記記憶手段は、前記データ取得手段は、前記測定タイミングを示す情報とともに、前記断面画像を再構成するためのデータを記憶する、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項３】
前記出力信号は、前記振動子からの音声信号である、請求項１または２記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項４】
前記音声信号を前記磁気共鳴画像化装置からの騒音と分離するための帯域透過フィルタをさらに備える、請求項１から３のいずれか１項に記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項５】
被測定対象の振動子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動画像を生成するための磁気共鳴画像化方法であって、
前記被測定対象に静磁場を印加し、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して、前記被測定対象に対して電磁波を印加することにより、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するステップと、
前記被測定対象の前記振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した前記振動子からの出力信号を記憶するステップと、
前記電磁波を前記被測定対象に与え、前記検出信号を受けて時系列のフレームとして前記断層動画像を生成するステップとを備え、
前記断層動画像を生成するステップは、
前記振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するステップと、
前記複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、前記出力信号に基づいて、前記振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成するステップとを含む、磁気共鳴画像化方法。
【請求項１】
被測定対象の振動子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動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電磁波を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための電磁波送受信手段と、
前記被測定対象の前記振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した前記振動子からの出力信号を記憶する記憶手段と、
前記電磁波を前記電磁波送受信手段に与え、前記検出信号を受けて時系列のフレームとして前記断層動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、
前記振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するデータ取得手段と、
前記複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、前記出力信号に基づいて、前記振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成する画像再構成手段とを含む、磁気共鳴画像化装置。
【請求項２】
前記リードアウト軸に沿う行ごとの測定タイミングを特定するための情報を取得するタイミング検出手段をさらに備え、
前記記憶手段は、前記データ取得手段は、前記測定タイミングを示す情報とともに、前記断面画像を再構成するためのデータを記憶する、請求項１記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項３】
前記出力信号は、前記振動子からの音声信号である、請求項１または２記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項４】
前記音声信号を前記磁気共鳴画像化装置からの騒音と分離するための帯域透過フィルタをさらに備える、請求項１から３のいずれか１項に記載の磁気共鳴画像化装置。
【請求項５】
被測定対象の振動子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動画像を生成するための磁気共鳴画像化方法であって、
前記被測定対象に静磁場を印加し、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して、前記被測定対象に対して電磁波を印加することにより、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するステップと、
前記被測定対象の前記振動子の周期的な運動の位相と１対１に対応した前記振動子からの出力信号を記憶するステップと、
前記電磁波を前記被測定対象に与え、前記検出信号を受けて時系列のフレームとして前記断層動画像を生成するステップとを備え、
前記断層動画像を生成するステップは、
前記振動子の運動とは非同期に、断面画像を再構成するためのデータをｋ空間のリードアウト軸に沿う行ごとに複数回にわたって取得するステップと、
前記複数回の測定中の断面画像を再構成する動画像の各フレームのタイミングで、前記出力信号に基づいて、前記振動子の運動の同一の位相に相当する行を選択することで、当該位相の画像を再構成するステップとを含む、磁気共鳴画像化方法。
【図１】
【図５】
【図６】
【図１４】
【図２】
【図３】
【図４】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１５】
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【図１４】
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【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１５】
【公開番号】特開２０１１−１８４（Ｐ２０１１−１８４Ａ）
【公開日】平成２３年１月６日（２０１１．１．６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−１４３５１０（Ｐ２００９−１４３５１０）
【出願日】平成２１年６月１６日（２００９．６．１６）
【出願人】（３９３０３１５８６）株式会社国際電気通信基礎技術研究所 (905)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２３年１月６日（２０１１．１．６）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年６月１６日（２００９．６．１６）
【出願人】（３９３０３１５８６）株式会社国際電気通信基礎技術研究所 (905)
【Ｆターム（参考）】
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