JP2006116299A - 磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】磁場が不均一となり易い屈曲部等の部位におけるＭＲＡ像を得る場合であっても、脂肪抑制や水励起等の撮影条件に基づくコントラスト改善技術により、特殊なＭＩＰ処理を行なうことなく血管の欠損が少ないＭＲＡ像を得ることが可能なＭＲＩ装置及びＭＲＩデータ処理方法を提供する。
【解決手段】撮影条件設定手段４４は、少なくとも第１の撮影条件および第２の撮影条件を設定する。データ収集手段３１、４０は、第１の撮影条件に対応する第１の磁気共鳴信号データおよび第２の撮影条件に対応する第２の磁気共鳴信号データを収集する。画像再構成手段４１は、第１の磁気共鳴信号データに基づいて、第１の３次元画像データを再構成し、第２の磁気共鳴信号データに基づいて、第２の３次元画像データを再構成する。画像データ生成手段４６は、第１の３次元画像データおよび第２の３次元画像データを組み合わせることにより第３の３次元画像データを生成する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、被検体の原子核スピンをラーモア周波数のＲＦ信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴信号から画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法に係り、特に脂肪抑制等のように特定の部位からの磁気共鳴信号を抑制あるいは励起して画像を再構成する磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法に関する。

磁気共鳴イメージング(MRI:Magnetic Resonance Imaging)は、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをラーモア周波数の高周波(RF:radio frequency)信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生する磁気共鳴(MR:magnetic resonance)信号から画像を再構成する撮像法である。

この磁気共鳴イメージングの分野において、頭部、肺野あるいは腹部等の所望の部位における血流像を得る手法としてＭＲＡ(magnetic resonance angiography)が知られている。ＭＲＡには、被検体に造影剤を投与して撮像を行なう造影ＭＲＡと造影剤を使用しない非造影ＭＲＡとがあるが、いずれにせよ血流像を得るためには、脂肪からのＭＲ信号を抑制する一方、血流の成分である水からのＭＲ信号を励起させることにより、血流部と血流部以外の実質部とのコントラストを十分に得ることが重要となる。

そこで、従来から脂肪のプロトンと水のプロトンとの共鳴周波数の差（化学シフト）を利用して脂肪からのＭＲ信号（脂肪信号）を抑制する脂肪抑制法が利用される。この脂肪抑制法には、プリパルス法と水励起法とがある。このうち、プリパルス法は、実用化が進んでおり、脂肪信号を抑制するための脂肪抑制パルス(Fat saturation pulse)を血流画像撮像に先立って被検体にプリパルスとして印加し、脂肪のみを周波数選択的に励起して脂肪のプロトンを飽和状態にした後に血流画像の撮像を開始する撮影法である。また、水励起法は、水励起パルスを励起パルスとして印加する方法であるが、この水励起パルスの工夫により、脂肪信号をそもそも発生させずに、水からのＭＲ信号（水信号）のみを励起する方法である。

さらに、プリパルス法による脂肪抑制法において、脂肪のプロトンと水のプロトンとの共鳴周波数の差が僅かであることに起因する水信号の低下という弊害を回避するために、脂肪抑制パルスの周波数帯域を工夫することにより水信号の低下を抑制する方法も提案されている（例えば特許文献１参照）。

一方、水のプロトンの共鳴周波数から５００Ｈｚ程度ずれた周波数をＲＦパルスで選択的に励起させると、脂肪の成分である高分子のプロトンからのＭＲ信号レベルおよび水のプロトンからのＭＲ信号レベルがそれぞれ低下し、高分子が存在する割合に応じたコントラストの画像を撮像できるという効果が得られる。また、このとき血流部におけるＭＲ信号のレベルよりも脂肪部におけるＭＲ信号のレベルがより大幅に低減されるという性質がある。

そこで、このようなＭＴ(magnetization transfer)効果を得るために、ＭＴＣ(magnetization transfer contrast)パルスと呼ばれるＲＦパルスを画像撮像に先立って被検体にプリパルスとして印加する技術が提案され、細い血管の抽出を伴うようなＭＲＡに応用されている（例えば特許文献２参照）。

さらに、脂肪抑制パルス、水励起パルス、ＭＴＣパルスの印加といった各種のコントラスト改善技術を伴って撮影された３次元画像データから、最大値投影(MIP : maximum intensity projection)処理等の画像処理によりＭＩＰ画像等の３次元画像データが作成されて診断に供される。
特開２００２−３０６４４７号公報 特開平６−３１９７１５号公報

従来のＭＲＡにおける脂肪抑制あるいは水励起では、脂肪のプロトンと水のプロトンとの共鳴周波数の差（化学シフト）を利用しているため、撮像対象に磁場の不均一性があると脂肪信号の抑制や水信号の励起を適切に行なうことが困難になるという問題がある。特に、被検体の頭部におけるＭＲＡの場合、頚動脈錐体部からサイフォンにかけて骨部を通過する血管が屈曲する屈曲部近傍において、局所的に大きな磁場の不均一性が生じる。このため、脂肪信号の抑制や水信号の励起が良好に行なわれずに、水成分からのＭＲ信号が欠落して血流部分が欠損したＭＲＡ像が作成される場合がある。

このような磁場が不均一である部分において撮像されたＭＲＡ像で生じる血流部分の欠損は、現在のところ撮像条件であるシーケンス波形の改良では解決が困難である。

そこで、磁場の不均一性が無視できず、脂肪信号の抑制や水信号の励起を良好に行なうことが困難な場合には、脂肪抑制や水励起を行なわずに撮像が行なわれる。そして、撮像により得られた画像データに対して領域処理等の画像処理を施すことにより、診断に適した画像データが作成される。

例えば、頭部の血流像を作成する頭部ＭＲＡの場合には、頭皮近傍に存在する脂肪領域が血管抽出の際に邪魔になるため、画像データから脂肪領域を除外する必要がある。そこで、頭部の脂肪抑制を行なわずに撮像して得られた画像データに対し、頭皮の内部領域を関心領域(ROI : region of interest)として設定することにより、頭皮を含む周辺の脂肪領域が画像データから除外される。そして、頭皮の内部領域における画像データのみに対して、部分的なＭＩＰ処理を施すＰａｒｔｉａｌ−ＭＩＰ等の特殊なＭＩＰ処理により、診断に適した画像データが作成される。

この結果、ＲＯＩの設定や脂肪領域における画像データの除外という煩雑な作業が発生し、特に全頭部(Whole Brain)ＭＲＡに至っては、ＲＯＩの設定や脂肪領域における画像データの除外という作業が、より煩雑となり困難である。

つまり、従来の脂肪抑制や水励起技術は、特に磁場の不均一性が生じる屈曲部等の部位への適用が困難であり、診断用の画像データを作成するために、特別なＰａｒｔｉａｌＭＩＰ等の画像処理を行なうことが必要となる。換言すれば、従来の脂肪抑制や水励起方法では、屈曲部等の部位におけるＭＲＡ像を撮像する場合に、脂肪抑制や水励起技術が有する本来のメリット、すなわち特殊な画像処理を行なうことなく広い領域において血管領域の欠損が少ないＭＲＡ像を撮像できるというメリットを得ることができないという問題がある。この問題は、ＭＴＣパルスを印加することによるコントラスト改善技術についても同様である。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、磁場が不均一となり易い屈曲部等の部位におけるＭＲＡ像を得る場合であっても、脂肪抑制や水励起等の撮影条件に基づくコントラスト改善技術により、ＰａｒｔｉａｌＭＩＰ等の特殊なＭＩＰ処理を行なうことなく血管の欠損が少ないＭＲＡ像を得ることが可能な磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法を提供することを目的とする。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、少なくとも第１の撮影条件および第２の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件に従って、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件に従って、前記被検体に対して高周波信号を送信する高周波コイルと、前記被検体から前記第１の撮影条件に対応する第１の磁気共鳴信号データおよび前記第２の撮影条件に対応する第２の磁気共鳴信号データを収集するデータ収集手段と、前記第１の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第１の３次元画像データを再構成し、前記第２の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第２の３次元画像データを再構成する画像再構成手段と、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データを組み合わせることにより第３の３次元画像データを生成する画像データ生成手段とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法は、上述の目的を達成するために、請求項１３に記載したように、第１の撮影条件により収集された第１の磁気共鳴信号データに基づいて、被検体に関する第１の３次元画像データを再構成するステップと、第２の撮影条件により収集された第２の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第２の３次元画像データを再構成するステップと、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データを組み合わせることにより第３の３次元画像データを生成するステップとを有することを特徴とするものである。

このような、本発明に係る磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法においては、磁場が不均一となり易い屈曲部等の部位におけるＭＲＡ像を得る場合であっても、脂肪抑制や水励起等の撮影条件に基づくコントラスト改善技術により、ＰａｒｔｉａｌＭＩＰ等の特殊なＭＩＰ処理を行なうことなく血管の欠損が少ないＭＲＡを得ることができる。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置および磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第１の実施形態を示す構成図である。

磁気共鳴イメージング装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２１、この静磁場用磁石２１の内部に設けられたシムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３およびＲＦコイル２４を図示しないガントリに内蔵した構成である。

また、磁気共鳴イメージング装置２０には、制御系２５が備えられる。制御系２５は、静磁場電源２６、傾斜磁場電源２７、シムコイル電源２８、送信器２９、受信器３０、シーケンスコントローラ３１およびコンピュータ３２を具備している。制御系２５の傾斜磁場電源２７は、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚで構成される。また、コンピュータ３２には、入力装置３３、表示装置３４、演算装置３５および記憶装置３６が備えられる。

静磁場用磁石２１は静磁場電源２６と接続され、静磁場電源２６から供給された電流により撮像領域に静磁場を形成させる機能を有する。尚、静磁場用磁石２１は超伝導コイルで構成される場合が多く、励磁の際に静磁場電源２６と接続されて電流が供給されるが、一旦励磁された後は非接続状態とされるのが一般的である。また、静磁場用磁石２１を永久磁石で構成し、静磁場電源２６が設けられない場合もある。

また、静磁場用磁石２１の内側には、同軸上に筒状のシムコイル２２が設けられる。シムコイル２２はシムコイル電源２８と接続され、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて静磁場が均一化されるように構成される。

傾斜磁場コイルユニット２３は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚで構成され、静磁場用磁石２１の内部において筒状に形成される。傾斜磁場コイルユニット２３の内側には寝台３７が設けられて撮像領域とされ、寝台３７には被検体Ｐがセットされる。ＲＦコイル２４はガントリに内蔵されず、寝台３７や被検体Ｐ近傍に設けられる場合もある。

また、傾斜磁場コイルユニット２３は、傾斜磁場電源２７と接続される。傾斜磁場コイルユニット２３のＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚはそれぞれ、傾斜磁場電源２７のＸ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚと接続される。

そして、Ｘ軸傾斜磁場電源２７ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源２７ｙおよびＺ軸傾斜磁場電源２７ｚからそれぞれＸ軸傾斜磁場コイル２３ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２３ｙおよびＺ軸傾斜磁場コイル２３ｚに供給された電流により、撮像領域にそれぞれＸ軸方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸方向の傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸方向の傾斜磁場Ｇｚを形成することができるように構成される。

ＲＦコイル２４は、送信器２９および受信器３０と接続される。ＲＦコイル２４は、送信器２９からＲＦ信号を受けて被検体Ｐに送信する機能と、被検体Ｐ内部の原子核スピンのＲＦ信号による励起に伴って発生したＭＲ信号を受信して受信器３０に与える機能を有する。

一方、制御系２５のシーケンスコントローラ３１は、傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０と接続される。シーケンスコントローラ３１は傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させるために必要な制御情報、例えば傾斜磁場電源２７に印加すべきパルス電流の強度や印加時間、印加タイミング等の動作制御情報を記述したシーケンス情報を記憶する機能と、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることによりＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場ＧｚおよびＲＦ信号を発生させる機能を有する。

また、シーケンスコントローラ３１は、受信器３０におけるＭＲ信号の検波およびＡ／Ｄ変換により得られた複素データである生データ（raw data）を受けてコンピュータ３２に与えるように構成される。

このため、送信器２９には、シーケンスコントローラ３１から受けた制御情報に基づいてＲＦ信号をＲＦコイル２４に与える機能が備えられる一方、受信器３０には、ＲＦコイル２４から受けたＭＲ信号を検波して所要の信号処理を実行するとともにＡ／Ｄ変換することにより、デジタル化された複素データである生データを生成する機能と生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える機能とが備えられる。

すなわち、この例では静磁場用磁石２１、シムコイル２２、傾斜磁場コイルユニット２３、ＲＦコイル２４並びに制御系２５の各構成要素により、磁気共鳴イメージング装置２０には、シーケンスとして設定された各撮影条件に従って、静磁場中の被検体Ｐに対して傾斜磁場の印加およびＲＦ信号の送信を行なう一方、被検体Ｐ内部におけるＲＦ信号による原子核の核磁気共鳴に伴って発生したＭＲ信号を受信し、デジタル化することにより生データを生成する生データ収集手段としての機能が備えられる。

また、コンピュータ３２の記憶装置３６に保存されたプログラムを演算装置３５で実行することにより、コンピュータ３２には各種機能が備えられる。ただし、プログラムによらず、特定の回路を設けてコンピュータ３２を構成してもよい。

図２は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０におけるコンピュータ３２の機能ブロック図である。

コンピュータ３２は、プログラムによりシーケンスコントローラ制御部４０、画像再構成部４１、生データデータベース４２、画像データデータベース４３、撮影条件設定部４４、組合せ領域設定部４５、画像データ編集部４６、編集画像確認部４７、投影画像作成部４８として機能する。

シーケンスコントローラ制御部４０は、入力装置３３またはその他の構成要素からの情報に基づいてシーケンスコントローラ３１に所要のシーケンス情報を与えることにより駆動制御させる機能を有する。特に、シーケンスコントローラ制御部４０は、シーケンスコントローラ３１に通常の脂肪抑制を伴わないシーケンスの他、脂肪抑制を行なうためのシーケンスを任意のタイミングで与えることにより、脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行させることができるようにされる。

尚、脂肪抑制法には、脂肪信号を抑制するための脂肪抑制パルスを血流画像撮像に先立って被検体にプリパルスとして印加し、脂肪のみを周波数選択的に励起して脂肪のプロトンを飽和状態にした後に血流画像の撮像を開始するプリパルス法と、水励起パルスを励起パルスとして印加して脂肪信号をそもそも発生させずに、水からのＭＲ信号（水信号）のみを励起する水励起法とがあるが、いずれの脂肪抑制法であってもよい。

また、シーケンスコントローラ制御部４０は、シーケンスコントローラ３１から生データを受けて生データデータベース４２に形成されたｋ空間（フーリエ空間）に配置する機能を有する。

このため、生データデータベース４２には、受信器３０において生成された各生データが保存され、生データデータベース４２に形成されたｋ空間に生データが配置される。

画像再構成部４１は、生データデータベース４２から生データを取り込んで３次元(3D)フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、被検体Ｐの３次元画像データを再構成して画像データデータベース４３に書き込む機能を有する。ただし、２Ｄフーリエ変換処理等の処理により一旦２Ｄ画像データ等の中間的なデータを作成した後、３Ｄ画像データを再構成するようにしてもよい。

このため、画像データデータベース４３には、被検体Ｐの３Ｄ画像データが保存される。特に、脂肪抑制（水励起を含む）の有無が切り換えられてスキャンが実行された場合には、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データとが画像データデータベース４３に保存される。

撮影条件設定部４４は、脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行するためのシーケンスを作成してシーケンスコントローラ制御部４０に与える機能、すなわち撮影条件を設定する機能を有する。つまり、撮影条件設定部４４は、脂肪抑制を行なってスキャンを実行するためのシーケンスに脂肪抑制を行なわないでスキャン実行するためのシーケンスを組み合わせて全体のシーケンスを作成するようにされる。この際、望ましくは、脂肪抑制を伴うスキャンと脂肪抑制を伴うスキャンにおいて共通する撮影領域については、撮影間隔がより短くなるようにシーケンスが作成される。

ただし、脂肪抑制を行なってスキャンを実行するためのシーケンスと脂肪抑制を行なわないでスキャン実行するためのシーケンスとをそれぞれ独立に作成して、個別にシーケンスコントローラ制御部４０に与えるようにしてもよい。

また、脂肪抑制を行なうか否かの撮影条件の設定の際には、後述する組合せ領域設定部４５から受けた３Ｄ画像データの置換領域が参照される。

画像データ編集部４６は、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データとを組み合わせて新たな３Ｄ画像データを作成する機能と、作成した３Ｄ画像データを投影画像作成部４８および編集画像確認部４７に与える機能とを有する。３Ｄ画像データの組合せ方法としては、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データの一部を脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データに置換する方法や逆に、脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データの一部を脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データに置換する方法の他、単に３Ｄ画像データ同士を加算する方法等の方法が挙げられる。

また、画像データ編集部４６は、必要に応じて、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データとに重み付け処理を行なうことにより、作成される新たな３Ｄ画像がなだらかになるようにする機能を有する。

組合せ領域設定部４５は、画像データ編集部４６が脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データとを組み合わせる際の組合せ領域、例えば脂肪抑制を伴う３Ｄ画像データの一部を脂肪抑制を伴わない３Ｄ画像データに置換する場合には、その置換領域を入力装置３３から受けた置換領域の指定情報等の領域指定情報に基づいて設定する機能を有する。

また、組合せ領域設定部４５は、設定した置換領域等の組合せ領域を画像データ編集部４６および撮影条件設定部４４に通知する機能とを有する。

ただし、３Ｄ画像データに対する閾値処理等の各種処理や他の画像データの参照を行なって、置換領域等の組合せ領域を自動的に行なえるように構成してもよい。また、必要に応じて組合せ領域の指定のために、ＳＶＲ(Shaded volume rendering)画像データやＭＩＰ画像データ等の任意の画像データを参照画像データとして作成し、表示装置３４に与えることにより、３Ｄ画像データ全体の空間的な把握が容易になるようにしてもよい。

編集画像確認部４７は、画像データ編集部４６から受けた３Ｄ画像データに必要な画像処理を行なって画像データを生成した後、表示装置３４に与えて、確認用に画像を表示させる機能を有する。確認用の画像としては、ＭＩＰ画像の他、任意の画像とすることができる。そして、画像データ編集部４６から受けた３Ｄ画像データに対して確認用の画像の形式に応じた処理が編集画像確認部４７により行なわれる。

投影画像作成部４８は、画像データ編集部４６から受けた３Ｄ画像データに対してＭＩＰ処理を施すことによりＭＩＰ画像データを作成する機能と、作成したＭＩＰ画像データを表示装置３４に与えることにより、ＭＩＰ画像を表示させる機能を有する。

そして、コンピュータ３２のこれらの各機能により、脂肪抑制を行なうスキャンと、脂肪抑制を行なわないスキャンとをそれぞれ実行して得られた各画像データを組み合わせて新たな画像データを作成する機能が磁気共鳴イメージング装置２０に設けられる。さらに、磁気共鳴イメージング装置２０これらの機能により、被検体ＰのＭＲＡ像の撮像において、磁場が不均一であり脂肪抑制が適切に行なわれない部位については、脂肪抑制を行なわないスキャンを実行する一方、脂肪抑制が適切に行なわる部位については、脂肪抑制を行なうスキャンを実行し、それぞれ得られた３Ｄ画像データを組み合わせることにより、ＭＲＡ像をより良好なコントラストで得ることができるように構成される。

次に磁気共鳴イメージング装置２０の作用について説明する。

図３は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により、被検体Ｐの頭部におけるＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まずステップＳ１において、予め被検体Ｐの撮影範囲内において、磁場が不均一になると推定される部位、例えば、頚動脈錐体部からサイフォンにかけて血管が骨部を通過する屈曲部が３Ｄ画像データの置換領域として入力装置３３の操作により指定される。すなわち、磁場が不均一となる部位において脂肪抑制を行なうと、脂肪抑制の効果が良好に得られずに、水成分からのＭＲ信号が欠落して血流部分が欠損したＭＲＡ像が作成される恐れがある。

このため、屈曲部のような磁場が不均一な部位においては、脂肪抑制を行なわずにスキャンを実行して３Ｄ画像データを再構成することが望ましく、磁場が均一な部位においては、脂肪抑制を行なって３Ｄ画像データを再構成することが望ましい。

そこで、磁気共鳴イメージング装置２０により、撮影部位ごとに、すなわち撮影スライスごとに脂肪抑制の有無が切り換えられてスキャンが実行され、脂肪抑制を行なって再構成された３Ｄ画像データの一部が脂肪抑制を行なわずに再構成された３Ｄ画像データに置換することとなるが、そのときの置換領域が予め指定される。

図４は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において、３Ｄ画像データの置換領域の一例として指定された頭部の頚動脈サイフォン（Carotid syphone）の位置を示す図である。

図４に示すように頭部５０の頚動脈サイフォン５０Ａ近傍においては、磁場が不均一であるため、脂肪抑制を行なうと、脂肪抑制の効果が良好に得られずに、水成分からのＭＲ信号が欠落する恐れがある。このため、頭部５０の頚動脈サイフォン５０Ａ近傍においては、脂肪抑制を行なわずにスキャンを実行して３Ｄ画像データを再構成することが望ましい。

しかし、頭部５０の頚動脈サイフォン５０Ａ以外の部分５０Ｂ、特に頭皮近傍に存在する脂肪領域からのＭＲ信号は、血管抽出の際に邪魔になるため、脂肪抑制を行なって３Ｄ画像データを再構成することが望ましい。

そこで、例えば予め撮像された参照用の頭部のＭＩＰ画像データや断面画像データ等の３Ｄ画像データが参照用の画像データとして組合せ領域設定部４５により作成されて表示装置３４に与えられる。そして、例えば図４に示すような参照画像が組合せ領域の設定用に表示装置３４に表示される。

このため、ユーザは、頭部のＭＩＰ画像等の参照用画像を確認しつつ、入力装置３３の操作により、例えば頚動脈サイフォン５０Ａ近傍の屈曲部５１を３Ｄ画像データの置換領域として指定することができる。そして、入力装置３３から３Ｄ画像データの置換領域が組合せ領域設定部４５に与えられることにより設定される。組合せ領域設定部４５は、３Ｄ画像データの置換領域を画像データ編集部４６および撮影条件設定部４４に与える。

次に、ステップＳ２において、撮影条件設定部４４は、組合せ領域設定部４５から受けた３Ｄ画像データの置換領域を参照し、脂肪抑制を行なって被検体Ｐの頭部全体におけるスキャンを実行するためのシーケンスと、脂肪抑制を行なわないで頭部の置換領域のみのスキャンを実行するためのシーケンスとをそれぞれ組み合わせたシーケンスを作成する。

尚、脂肪抑制に寄与しない部分の撮影条件については、脂肪抑制を伴うスキャンの撮影条件と脂肪抑制を伴わないスキャンの撮影条件とが同一であっても異なるものであってもよく、診断の目的や撮影方法によって適宜設定される。

図５は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において、基本的な撮影条件を一致させつつプリパルス法により脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行する場合に用いられるシーケンスの一例を示す図である。

図５に示すように、例えば、被検体Ｐの頭部全体に亘る各スライスの撮影用には脂肪抑制を伴ってＭＲ信号を収集するためのプリパルス法によるシーケンスが作成され、３Ｄ画像データの置換領域を含むスライスにおける撮影用には脂肪抑制を伴わずにＭＲ信号を収集するためのシーケンスが作成される。

すなわち、脂肪抑制を伴うシーケンスは、図５のＡ）に示すように脂肪抑制パルスが励起パルス（excitation pulse）に先立って印加されるように構成され、ＭＲ信号(echo)のデータ収集までのエコー時間(TE : echo time)は、例えばＴＥ＝３ｍｓとされる。スライスについては、図４に示すように、アキシャル面方向の複数のｎ個のスライス(s1,s2,…,sn)が任意の厚さで適宜設定される。従って、スライスｓｉの一部には、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍の屈曲部５１が含まれることとなる。そして、全ての全頭部のスライスがスキャン対象となるようにスライス(SL:slice)方向の傾斜磁場パルスが設定される。

また、脂肪抑制を伴わないシーケンスは、図５のＢ）に示すように図５のＡ）に示すシーケンスに対して脂肪抑制パルスが削除されている点のみ撮影条件が異なるシーケンスとされる。そして、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍の屈曲部５１を含むスライスｓｉがスキャン対象となるようにスライス方向の傾斜磁場パルスが設定される。さらに、例えば撮影視野(FOV : field of view)等のシーケンス以外の一般的な撮影条件のパラメータも脂肪抑制の有無に関わらず同一に設定される。

つまり、図５は、脂肪抑制に寄与する脂肪抑制パルス以外の撮影条件を脂肪抑制の有無に関わらず同一にした例である。このように撮影条件を同一とすることにより、後の３Ｄ画像データの組合せの際に撮影条件が一貫した画像データを得ることができる。そして、同等なＭＲＡ像を得ることが可能となる。

尚、水励起法により脂肪抑制を行なう場合において、水励起に寄与する撮影条件以外の撮影条件を同一としてもよい。逆に、水励起に寄与する撮影条件とともに、水励起に寄与する撮影条件以外の撮影条件をも適切となるように異なる撮影条件とすることもできる。

図６は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０において、基本的な撮影条件を一致させずに水励起法により脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行する場合に用いられるシーケンスの一例を示す図である。

図６に示すように、例えば、被検体Ｐの頭部全体に亘る各スライスの撮影用には水励起を伴ってＭＲ信号を収集するためのシーケンスが作成され、３Ｄ画像データの置換領域を含むスライスにおける撮影用には水と脂肪の双方を励起してＭＲ信号を収集するためのシーケンスが作成される。すなわち、頭部全体撮影用の水励起を伴うシーケンスは、図６のＡ）に示すように水励起用の複数の励起パルスで構成される水励起パルスが印加され、ＭＲ信号のデータ収集までのエコー時間ＴＥ１が比較的長く設定される。

また、脂肪抑制を伴わないシーケンスは、図６のＢ）に示すように水および脂肪の双方が励起される通常の励起パルスが設定され、図６のＡ）に示す水励起を伴うシーケンスのエコー時間ＴＥ１よりも短いエコー時間ＴＥ２でＭＲ信号が収集されるようにシーケンスが作成される。

図６のＢ）に示すシーケンスを用いてスキャンを実行すれば、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍のような屈曲部５１のスキャンであっても、静磁場の不均一性に強く、屈曲部５１における血流の乱流による血流信号値の低下を低減させることができるため、血流描出能を向上させることができる。

このように、脂肪抑制に寄与しないエコー時間等の撮影条件を適切に設定することもできる。また、脂肪抑制法による脂肪抑制の場合にも、撮影目的等の条件に応じて脂肪抑制パルス以外の撮影条件を異なるものとしてもよい。

さらに、脂肪抑制を伴うシーケンスと、脂肪抑制を伴わないシーケンスとが組み合わされて全頭部撮影用の全体のシーケンスが作成される。全頭部撮影用の全体のシーケンスは、図５や図６に示すような各スライスに対するシーケンスを任意の順序で並べて構成することができるが、望ましくは脂肪抑制を伴うスキャンと脂肪抑制を伴わないスキャンとにおいて共通するスライスの撮影間隔がより短くなるようにシーケンスが作成される。

図７は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により撮影対象となるスラブの一例を示す図、図８は、図７に示す各スラブの撮影順序および脂肪抑制の有無を示す図である。

好適な実施例としては、３Ｄのスラブの位置を順次移動させながら撮像するシーケンシャルマルチスラブ法（ＭＯＳＴＡ法とも呼ばれる）が挙げられる。

図７に示すように、ｎ個のスラブ(s1,s2,…,sn)のうちｉ番目のスラブｓｉに３Ｄ画像データの置換領域として設定された屈曲部５１が含まれる場合には、脂肪抑制を伴う全てのｎ個のスラブ(s1,s2,…,sn)に対するスキャンが例えば体軸Ｚに沿う順に進行するようにシーケンスが作成される。

また、ｉ番目のスラブｓｉに対しては、脂肪抑制を伴うスキャンに加えて脂肪抑制を伴わないスキャンも実行される。ｉ番目のスラブｓｉに対する脂肪抑制を伴わないスキャンの実行タイミングは、任意の他のスキャンの前後に行なうことができるが、望ましくはｉ番目のスラブｓｉに対する脂肪抑制を伴うスキャンの前あるいは後に実行される。

例えば、ｉ番目のスラブｓｉに対する脂肪抑制を伴うスキャンの後にｉ番目のスラブｓｉに対する脂肪抑制を伴わないスキャンを実行する場合には、図８に示す順序でスキャンが行なわれることとなる。

このように、スキャンの順序を設定することで、共通するスラブの撮影間隔がより短くなり、被検体Ｐの動きの影響を低減させることができる。

尚、屈曲部５１が含まれるスラブが複数枚存在する場合にも、同様にそれぞれのスラブに対する脂肪抑制を伴うスキャンの前あるいは後に脂肪抑制を伴わないスキャンを実行するようにすることができる。あるいは、複数枚ごとに脂肪抑制の有無を切り換えてなるべく撮影間隔が短くなるようにスキャンを実行してもよい。

そして、撮影条件設定部４４は、作成したシーケンスをシーケンスコントローラ制御部４０に与える。

次に、ステップＳ３において、撮影条件設定部４４により設定された撮影条件に従って脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンが実行される。そして、脂肪抑制を伴うスキャンによる３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わないスキャンによる３Ｄ画像データとがそれぞれ再構成される。

すなわち、寝台３７には被検体Ｐがセットされ、静磁場電源２６により励磁された静磁場用磁石２１（超伝導磁石）の撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源２８からシムコイル２２に電流が供給されて撮像領域に形成された静磁場が均一化される。

そして、入力装置３３からシーケンスコントローラ制御部４０に動作指令が与えられると、シーケンスコントローラ制御部４０は撮影条件設定部４４から受けたシーケンスをシーケンスコントローラ３１に与えることにより駆動制御させる。このため、シーケンスコントローラ３１は、シーケンスコントローラ制御部４０から受けたシーケンスに従って傾斜磁場電源２７、送信器２９および受信器３０を駆動させることにより被検体Ｐがセットされた撮像領域にＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを形成させるとともに、ＲＦ信号を発生させる。

この際、傾斜磁場コイルにより形成されたＸ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ，Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは主として、位相エンコード（PE: phase encode）用傾斜磁場、読出し(RO: read out)用傾斜磁場、スライス(SL: slice)用傾斜磁場としてそれぞれ使用される。このため、被検体Ｐ内部における原子核のスピンの回転方向に規則性が現れ、SL用傾斜磁場により体軸でもあるＺ軸方向に形成された各スライスにおける二次元的な位置情報であるＸ座標およびＹ座標は、PE用傾斜磁場およびRO用傾斜磁場によりそれぞれ被検体Ｐ内部における原子核のスピンの位相変化量および周波数変化量に変換される。

そして、送信器２９からシーケンスに応じてＲＦコイル２４に順次ＲＦ信号が与えられ、ＲＦコイル２４から被検体ＰにＲＦ信号が送信される。

ここで、撮影条件設定部４４により設定されたシーケンスは、頭部等の部位における血流のＭＲＡ像を得ることを目的として設定されているため、血流部と血流部以外の実質部とのコントラストを十分に得るために脂肪からのＭＲ信号を抑制する一方、血流の成分である水からのＭＲ信号を励起させる脂肪抑制が撮像領域全体に亘る全てのスラブについて行なわれる。

脂肪抑制法には、図５および図６に示すようにプリパルス法と水励起法とがあるが、例えばプリパルス法が採用され、血流像作成の元データとするためのＭＲ信号のデータ収集に先立って脂肪抑制パルスが被検体Ｐにプリパルスとして印加される。このため、撮像領域が全頭部である場合には、全頭部における各スラブのデータ収集に先立って、脂肪抑制パルスにより周波数選択的に脂肪のプロトンが励起されて飽和状態となる。

そして、脂肪のプロトンが飽和状態となると、血流像作成用のＭＲ信号のデータ収集が開始される。すなわち、ＲＦ信号である励起パルスが被検体Ｐに送信され、被検体Ｐの内部において原子核の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号が、ＲＦコイル２４により受信されて順次受信器３０に与えられる。このとき、脂肪のプロトンは、飽和状態となっているため、脂肪からのＭＲ信号は抑制される。

このように、脂肪抑制を行なうことにより、血流部と血流部以外の実質部とのコントラストを向上させることが可能となるが、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍等の屈曲部５１では、静磁場が不均一となる結果、脂肪抑制が良好に行なわれずに、血流の成分である水からのＭＲ信号が欠損されてしまうことがある。

そこで、撮影条件設定部４４により設定されたシーケンスに従って、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍等の屈曲部５１を含むスラブに対しては、脂肪抑制パルスを伴うＭＲ信号のデータ収集とともに、脂肪抑制パルスを伴わないＭＲ信号のデータ収集が行なわれる。例えば脂肪抑制パルスを伴わないＭＲ信号のデータ収集は、脂肪抑制パルスを伴うＭＲ信号のデータ収集に続いて行なわれ、同一スラブからのＭＲ信号のデータ収集間隔がより短くなるようにされる。このため、被検体Ｐの動きによる位置のシフト量を低減させることができる。

そして、ＲＦコイル２４により各スラブからのＭＲ信号が受信されると、受信器３０は、ＲＦコイル２４からＭＲ信号を受けて、前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリング等の各種信号処理を実行する。さらに受信器３０は、ＭＲ信号をＡ／Ｄ変換することにより、デジタルデータのＭＲ信号である生データを生成する。受信器３０は、生成した生データをシーケンスコントローラ３１に与える。

シーケンスコントローラ３１は、受信器３０から受けた生データをシーケンスコントローラ制御部４０に与え、シーケンスコントローラ制御部４０は生データデータベース４２に形成されたｋ空間に生データを配置する。そして、生データデータベース４２には、被検体Ｐの各スラブにおける生データが蓄積される。

さらに、画像再構成部４１は、生データデータベース４２から生データを取り込んで３次元フーリエ変換処理等の所定の画像再構成処理を施すことにより、被検体Ｐの３Ｄ画像データを再構成して画像データデータベース４３に書き込む。この結果、画像データデータベース４３には、脂肪抑制を伴って得られた全頭部における３Ｄ画像データと、脂肪抑制を伴わずに得られた頚動脈サイフォン５０Ａ近傍等の屈曲部５１を含むスラブにおける３Ｄ画像データとが保存される。

次に、ステップＳ４において、画像データ編集部４６は、画像データデータベース４３から脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データと脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データとを読み込んで、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データのうち、組合せ領域設定部４５から受けた置換領域の部分を脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データに置換することにより、新たな３Ｄ画像データを作成する。

以上、シーケンシャルマルチスライス法を例にとって、１つのスラブＳｉが頚動脈サイフォン５０Ａを含むことを想定して記述したが、複数のスラブ、例えばスラブＳｉとスラブＳｉ＋１が必要であれば、この２つのスラブについて脂肪抑制あり・なしの両データを取得することができる。また、スラブを連続的に移動(slide)しながら撮影する”ｓｌｉｄｉｎｇ．ＭＲ撮像”による撮像においても、その一部について脂肪抑制あり・なしの両データを取得することができる。この場合、望ましくは脂肪抑制あり・なしのデータのそれぞれについてｓｌｉｄｉｎｇ３Ｄ再構成を行う。

このようにして、一部のみ２通りのデータをもつ３Ｄの画像データを得る。以下では、収集時のスラブの概念を使う必要がないので「スライス」と表現して記述する。

図９は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０による３Ｄ画像データの置換方法を説明する図である。

図９に示すように、脂肪抑制を伴って撮像された全頭部における３Ｄ画像データＤ１と、脂肪抑制を伴わずに撮像された屈曲部５１を含むスライスの３Ｄ画像データＤ２とが画像データデータベース４３から画像データ編集部４６により読み込まれる。ここで、置換領域は、組合せ領域設定部４５により設定された領域であり、全頭部におけるＭＲＡ像作成の場合には、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍等の屈曲部５１が置換領域とされる。

そして、画像データ編集部４６は脂肪抑制を伴う全頭部における３Ｄ画像データＤ１のうち、点線で示す置換領域の部分を、脂肪抑制を伴わずに撮像されたスライスの３Ｄ画像データＤ２における置換領域（斜線部）とした新たな３Ｄ画像データＤ３を作成する。

この結果、脂肪抑制が不良となり血流からのＭＲ信号が欠損する恐れのある屈曲部５１については、脂肪抑制を伴わずに得られた３Ｄ画像データＤ２で、その他の頭皮近傍等の血管の描出のために脂肪領域を抑制する必要がある部分については、脂肪抑制を伴って得られた３Ｄ画像データＤ１でそれぞれ構成される３Ｄ画像データＤ３が作成される。

ただし、単に脂肪抑制を伴う３Ｄ画像データＤ１の一部を、脂肪抑制を伴わない３Ｄ画像データＤ２に置換するのみとすると、新たに作成される３Ｄ画像データＤ３中の置換領域（斜線部分）の境界部分がなだらかにならない場合があり得る。

そこで、画像データ編集部４６は、必要に応じて、脂肪抑制を伴って撮像された３Ｄ画像データＤ１と脂肪抑制を伴わずに撮像された３Ｄ画像データＤ２とに重み付け処理を行なった上で組み合わせることにより、作成される新たな３Ｄ画像データＤ３がなだらかになるようにする。

図１０は、図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０により、脂肪抑制の有無を切り換えてそれぞれ得られた各３Ｄ画像データから単一の３Ｄ画像データを作成する際に行なわれる重み付け処理の一例を説明する図である。

図１０におけるＤ１は、脂肪抑制を伴って撮像された全頭部における３Ｄ画像データを示す。図１０のＤ１に示すように磁場が不均一であった点線内の置換領域では、脂肪抑制不良の結果、血管の画像が抑制されている。一方、図１０のＤ２は、図１０のＤ１の置換領域に組み合わさる３Ｄ画像データであり、脂肪抑制を伴わずに撮像された置換領域の３Ｄ画像データである。図１０のＤ２に示すように、置換領域は、磁場が不均一であるが脂肪抑制が行なわれないため、血管の画像が良好に描出されている。

そして、図１０に示す３Ｄ画像データＤ１の置換領域を３Ｄ画像データＤ２に置換するために、それぞれの画素値が加算されることとなるが、単純に加算すると置換領域の境界部分の画像がなだらかにならない場合がある。

そこで、図１０のＤ１、Ｄ２のそれぞれの左側の各グラフのような、置換領域の境界部分からの距離に応じた重み付け係数をそれぞれの３Ｄ画像データＤ１、Ｄ２の加算の際に用いて重み付け加算する。尚、図１０のグラフにおける各軸は重み付け係数の値を示し、標準的な値として０から１の間の値とされる。

すなわち、血管の画像が抑制された置換領域の３Ｄ画像データＤ１の重み付け係数Ｋ１は、置換領域外部において１であり、置換領域の境界部分から離れるにつれて次第に減少し０となるように設定される。一方、血管の画像が良好に描出された置換領域の３Ｄ画像データＤ２の重み付け係数Ｋ２は、置換領域外部において０であり、置換領域の境界部分からから離れるにつれて次第に増加し１となるように設定される。そして、このようにそれぞれ設定された重み付け係数Ｋ１、Ｋ２により各３Ｄ画像データＤ１、Ｄ２を重み付け加算すれば、置換領域の境界部分近傍においてなだらかで、かつ磁場が均一である領域であるか否かに依らず、血管の画像を良好に描出することが可能となる。

そして、画像データ編集部４６は、作成した３Ｄ画像データを投影画像作成部４８および編集画像確認部４７に与える。

次に、ステップＳ５において、編集画像確認部４７は、画像データ編集部４６から受けた３Ｄ画像データを元データとして、置換領域が適切に設定されて良好なＭＲＡ像が作成されたか否かを確認するための確認用の画像データを作成する。この確認用の画像データは、ユーザが置換領域の設定位置や範囲の適否を確認できるものであれば、形式や範囲は任意であり、ＭＩＰ画像データの他、ＳＶＲ画像データ等の任意の画像データとすることができる。編集画像確認部４７は、例えば、確認用の画像データとして置換領域近傍のみのＭＩＰ画像データをＭＩＰ処理により作成し、表示装置３４に与える。

このため、表示装置３４に置換領域近傍のＭＩＰ画像が表示され、ユーザは置換領域の範囲や位置にずれがないか等の置換領域の設定の適否を判断することができる。そして、置換領域の設定が不適切である場合には、ステップＳ６において、置換領域の再設定指令が入力装置３３から入力され、再びステップＳ１において置換領域の設定が開始される。

また、置換領域の設定が適切であり、置換領域の再設定指令が入力装置３３から入力されない場合には、ステップＳ７において、３Ｄ画像データのＭＩＰ画像データが作成されて、ＭＲＡ像として表示装置３４に表示される。すなわち、投影画像作成部４８は、画像データ編集部４６から受けた３Ｄ画像データに対してＭＩＰ処理を施すことによりＭＩＰ画像データを作成し、作成したＭＩＰ画像データを表示装置３４に与える。このため表示装置３４には、磁場が均一である領域であるか否かに依らず、血管が良好に描出されたＭＩＰ画像がＭＲＡ像として表示される。つまり、頚動脈サイフォン５０Ａ近傍等の屈曲部５１については、脂肪抑制のないＭＲＡ像とする一方、その他の磁場が均一な領域については脂肪抑制の効果を得たＭＲＡ像とすることができる。

尚、編集画像確認部４７により全頭部におけるＭＩＰ画像データが確認用に作成されて表示されるようにした場合には、あらためてＭＩＰ画像データを作成する必要はなく、この場合には、編集画像確認部４７が投影画像作成部４８としての機能を兼ねることとなる。

すなわち、以上のような磁気共鳴イメージング装置２０は、ＭＲＡ像の撮影において、脂肪抑制の不良が起こるような領域については、脂肪抑制あり／なしの両方の撮影を行い、脂肪抑制を伴って得られた３Ｄ画像データを局所的に脂肪抑制を伴わずに得られた３Ｄ画像データに置換してからＭＩＰ処理を施す機能を備えた装置である。

このため、磁気共鳴イメージング装置２０によれば、従来脂肪抑制が困難であった頭部のサイフォン部等の屈曲部５１であっても、ＰａｒｔｉａｌＭＩＰ等の煩雑な画像処理を行なうことなく、脂肪抑制が良好に行なわれる部位のみに対して選択的に脂肪抑制を行なって、より広い領域のＭＲＡ像を良好なコントラストで得ることができる。すなわち、若干のスキャン時間の延長というペナルティが課されるものの、脂肪成分からのＭＲ信号が抑制され、かつ、血流からのＭＲ信号の欠損が無いＭＲＡ像を得ることができる。

図１１は本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態を説明するシーケンスの一例を示す図である。

第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、撮影条件設定部４４により作成されるシーケンスおよび脂肪抑制を行なわない点が図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と相違する。他の構成および作用については図１に示す磁気共鳴イメージング装置２０と実質的に異ならないためシーケンスの構成例のみ図示し、同一の構成および作用については説明を省略する。

磁気共鳴イメージング装置２０Ａでは、脂肪抑制が行なわれる代わりに、ＭＲＡ像のコントラスト改善手法としてＭＴ効果が利用される。そして、図１１のＡ）に示すように、ＭＴＣパルスＰ１が血流画像のデータ収集に先立ってプリパルスとして被検体Ｐに印加されるように第１のシーケンスが設定される。そして、この第１のシーケンスに続いて、例えばＦＥ（field echo）法による画像用のデータ収集用の第２のシーケンスが設定される。

尚、図１１のＡ）に示す第１のシーケンスは、正確には、ＭＴＣパルスＰ１と実質的に同じタイミングでＭＴＣ励起面の選択励起のためのスライス傾斜磁場パルスＰ２が印加されるようにしたＳＯＲＳパルス（slice-selective off-resonance sinc pulse）である。

図１２は図１１のＡ）に示すシーケンスのＭＴＣパルスにより得られるＭＴ効果を説明するために、水および高分子に含まれるプロトンのスペクトルを比較した図である。

図１２において、実線は、水に含まれるプロトンのスペクトルであり、一点鎖線は、高分子に含まれるプロトンのスペクトルである。ここで、水のプロトンの共鳴周波数である６４ＭＨｚから５００Ｈｚ程度ずれた周波数をＲＦパルスで選択的に励起させると、高分子のプロトンからのＭＲ信号レベルおよび水のプロトンからのＭＲ信号レベルがそれぞれ低下するというＭＴ効果が得られる。

図１２において、鎖線は、ＭＴ効果により水に含まれるプロトンのＭＲ信号レベルが低下した後のスペクトルであり、二点鎖線は、ＭＴ効果により高分子に含まれるプロトンのＭＲ信号レベルが低下した後のスペクトルである。このような、ＭＴ効果を利用して高分子（脂肪）が存在する割合に応じたコントラストのＭＲＡ像等の画像を撮像することができる。

また、図１２に示すように、ＭＴ効果には、水を成分とする血流部におけるＭＲ信号のレベルよりも高分子を成分とする脂肪部におけるＭＲ信号のレベルがより大幅に低減されるという性質が知られている。そこで、ＭＴ効果を得るために、ＭＴＣパルスＰ１を被検体Ｐにプリパルスとして印加するようなＳＯＲＳパルスが第１のシーケンスとして作成される。

このような、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンによれば、ＭＴ効果に応じたコントラストのＭＲＡ像の撮像が可能となり、特に細い血管の抽出を伴うようなＭＲＡ像を撮像する場合に有効である。

しかし、脂肪の割合によっては、逆にＭＴ効果を得ずに、本来のコントラストのＭＲＡ像等の画像を撮影した方が診断用の画像として好ましい場合もあり得る。ところが、ＭＴ効果を得るためにＭＴＣパルスＰ１の印加が望ましい領域とＭＴ効果を得ずにＭＲ信号を収集することが望ましい領域とが混在するような場合には、いずれか一方の撮影条件を甘受せざるを得ないこととなる。

そこで、そのような場合に、ＭＴＣパルスＰ１の印加が望ましくない領域を置換領域として設定し、置換領域を含むスライスについてはＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンと、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴わないスキャンの双方のスキャンを実行する一方、撮像領域全体については、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンを実行することができる。すなわち、置換領域を含むスライスのスキャン用に、図１１のＢ）に示すようなＭＴＣパルスＰ１の印加を含まないシーケンスが撮影条件設定部４４により作成され、図１１のＡ）、Ｂ）に示すそれぞれのシーケンスがスライスごとに選択的に用いられてスキャンが実行される。

そして、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンにより得られた３Ｄ画像データの置換領域をＭＴＣパルスＰ１の印加を伴わないスキャンにより得られた３Ｄ画像データに置換すれば、適切な領域のみＭＴ効果を利用したＭＲＡ像等の画像の撮像を行なうことが可能となる。

ただし、撮影条件によっては、撮像領域全体について、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴わないスキャンを実行する一方、置換領域を含むスライスについてはＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンと、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴わないスキャンの双方のスキャンを実行し、ＭＴＣパルスＰ１の印加を伴わないスキャンにより得られた３Ｄ画像データの置換領域をＭＴＣパルスＰ１の印加を伴うスキャンにより得られた３Ｄ画像データに置換するようにしてもよい。

すなわち、第２の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０Ａは、図１に示す第１の実施形態における磁気共鳴イメージング装置２０の撮影条件の相違点である脂肪抑制の有無に代えて、ＭＴＣパルスＰ１の印加の有無とした装置である。

このように置換領域における撮影条件の相異は、脂肪抑制の有無やＭＴＣパルスＰ１の印加の有無に代表されるように、様々な撮影条件とすることができる。例えば、脂肪抑制とＭＴＣパルスＰ１の印加を組み合わせて、これらの撮影条件を変えて置換領域のスキャンを実行するようにしてもよい。

さらに、３つ以上の異なる撮影条件によりスキャンを実行し、任意の２以上の撮影条件により得られた３Ｄ画像データを組み合わせるようにしてもよい。例えば、脂肪抑制を伴う撮影条件、脂肪抑制を伴わない撮影条件、ＭＴＣパルスの印加を伴う撮影条件、ＭＴＣパルスの印加を伴わない撮影条件が含まれるようにｎ通りの撮影条件を設定し、ＭＴＣパルスの有無を切り換えて得られた３Ｄ画像データの組合せと、脂肪抑制の有無を切り換えて得られた３Ｄ画像データの組合せとをそれぞれ作成すれば、様々なコントラストの画像を得ることができる。

また、各実施形態の磁気共鳴イメージング装置２０、２０Ａにおいて、ある撮影条件により得られた３Ｄ画像データの一部を別の異なる撮影条件により得られた３Ｄ画像データに置換する例を示したが、例えば、スライス全体を異なる撮影条件としたいような場合には、置換に限らず単に各撮影条件により得られたスライスの３Ｄ画像データを組み合わせて新たな３Ｄ画像データを作成するようにしてもよい。

本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第１の実施形態を示す構成図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置におけるコンピュータの機能ブロック図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により、被検体の頭部におけるＭＲＡ像を撮像する際の流れの一例を示すフローチャート。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置において、３Ｄ画像データの置換領域の一例として指定された頭部の頚動脈サイフォン（Carotid syphone）の位置を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置において、基本的な撮影条件を一致させつつプリパルス法により脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行する場合に用いられるシーケンスの一例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置において、基本的な撮影条件を一致させずに水励起法により脂肪抑制の有無を切り換えてスキャンを実行する場合に用いられるシーケンスの一例を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により撮影対象となるスラブの一例を示す図。 図７に示す各スラブの撮影順序および脂肪抑制の有無を示す図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置による３Ｄ画像データの置換方法を説明する図。 図１に示す磁気共鳴イメージング装置により、脂肪抑制の有無を切り換えてそれぞれ得られた各３Ｄ画像データから単一の３Ｄ画像データを作成する際に行なわれる重み付け処理の一例を説明する図。 本発明に係る磁気共鳴イメージング装置の第２の実施形態を説明するシーケンスの一例を示す図。 図１１のＡ）に示すシーケンスのＭＴＣパルスにより得られるＭＴ効果を説明するために、水および高分子に含まれるプロトンのスペクトルを比較した図。

符号の説明

２０ 磁気共鳴イメージング装置
２１ 静磁場用磁石
２２ シムコイル
２３ 傾斜磁場コイルユニット
２４ ＲＦコイル
２５ 制御系
２６ 静磁場電源
２７ 傾斜磁場電源
２８ シムコイル電源
２９ 送信器
３０ 受信器
３１ シーケンスコントローラ
３２ コンピュータ
３３ 入力装置
３４ 表示装置
３５ 演算装置
３６ 記憶装置
３７ 寝台
４０ シーケンスコントローラ制御部
４１ 画像再構成部
４２ 生データデータベース
４３ 画像データデータベース
４４ 撮影条件設定部
４５ 組合せ領域設定部
４６ 画像データ編集部
４７ 編集画像確認部
４８ 投影画像作成部
５０ 頭部
５１ 屈曲部
Ｐ 被検体

Claims (13)

1. 少なくとも第１の撮影条件および第２の撮影条件を設定する撮影条件設定手段と、
   前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件に従って、静磁場中の被検体に対して傾斜磁場を印加する傾斜磁場コイルと、
   前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件に従って、前記被検体に対して高周波信号を送信する高周波コイルと、
   前記被検体から前記第１の撮影条件に対応する第１の磁気共鳴信号データおよび前記第２の撮影条件に対応する第２の磁気共鳴信号データを収集するデータ収集手段と、
   前記第１の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第１の３次元画像データを再構成し、前記第２の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第２の３次元画像データを再構成する画像再構成手段と、
   前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データを組み合わせることにより第３の３次元画像データを生成する画像データ生成手段と、
   を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 前記第３の３次元画像データに対して最大値投影処理を施すことにより最大値投影画像データを作成する投影画像作成手段を有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記撮影条件設定手段は、前記第１の撮影条件として脂肪抑制を伴う撮影条件を、前記第２の撮影条件として前記脂肪抑制を伴わない撮影条件を設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記撮影条件設定手段は、前記第１の撮影条件としてＭＴＣパルスの印加を伴う撮影条件を、前記第２の撮影条件として前記ＭＴＣパルスの印加を伴わない撮影条件を設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装。
5. 前記画像データ生成手段は、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データの一方側の一部を他方側の対応する一部に置換することにより前記第３の３次元画像データを作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記画像データ生成手段は、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データの一方側におけるスライス中の一部を他方側において対応するスライス中の対応する一部に置換することにより前記第３の３次元画像データを作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 任意の画像データを参照画像データとして作成し、生成した前記参照画像データを表示装置に与えて参照用の画像を前記表示装置に表示させる一方、前記画像データ生成手段が前記第３の３次元画像データを作成するための組合せ領域を入力装置から受けた領域指定情報に基づいて設定する組合せ領域設定手段を有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記第３の３次元画像データに対して画像処理を施すことにより確認用画像データを生成し、表示装置に与えて確認用の画像を表示させる画像確認手段を有することを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記撮影条件設定手段は、脂肪抑制を伴う前記第１の撮影条件と前記脂肪抑制を伴わない前記第２の撮影条件とを設定し、かつ前記第１の撮影条件のうち前記脂肪抑制に寄与しない第１の下位撮影条件と前記第２の撮影条件のうち前記第１の下位撮影条件に対応する第２の下位撮影条件とが互いに同等となるように前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件を設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
10. 前記撮影条件設定手段は、脂肪抑制を伴う前記第１の撮影条件と前記脂肪抑制を伴わない前記第２の撮影条件とを設定し、かつ前記第１の撮影条件のうち前記脂肪抑制に寄与しない第１の下位撮影条件と前記第２の撮影条件のうち前記第１の下位撮影条件に対応する第２の下位撮影条件とがそれぞれ互いに異なる適切な条件となるように前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件を設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
11. 前記画像データ生成手段は、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データを互いに重み付け加算することにより、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データの一方側の一部を他方側の対応する一部に置換し、かつ境界部分がスムーズな置換領域を有する前記第３の３次元画像データを作成するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
12. 前記画像データ生成手段は、前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データの一方側におけるスライス中の一部を他方側の対応するスライス中の対応する一部に置換することにより前記第３の３次元画像データを作成するように構成され、
    前記撮影条件設定手段は、特定のスライスから前記第１の撮影条件を用いて得られる第１の特定の磁気共鳴信号データと前記特定のスライスから前記第２の撮影条件を用いて得られる第２の特定の磁気共鳴信号データとの間における収集間隔が、より短くなるように前記第１の撮影条件および前記第２の撮影条件を設定するように構成されることを特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
13. 第１の撮影条件により収集された第１の磁気共鳴信号データに基づいて、被検体に関する第１の３次元画像データを再構成するステップと、
    第２の撮影条件により収集された第２の磁気共鳴信号データに基づいて、前記被検体に関する第２の３次元画像データを再構成するステップと、
    前記第１の３次元画像データおよび前記第２の３次元画像データを組み合わせることにより第３の３次元画像データを生成するステップと、
    を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置のデータ処理方法。

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