JP2016041384A - 磁気共鳴イメージング装置、時系列画像作成方法及びプログラム - Google Patents

Abstract

【課題】ＭＲＩ装置による時系列に撮像において、より正確な水・脂肪分離画像等の組織コントラスト画像を得る。
【解決手段】時系列で得られるＴＥの異なる複数のエコー信号から静磁場不均一マップを作成し、静磁場不均一マップを用いて水・脂肪分離画像を得る。この際、静磁場不均一マップに、位相又は周波数の空間方向の不連続を補正する処理（空間方向不連続補正処理）を行うとともに、時系列方向の不連続を補正する処理（時系列方向不連続補正処理）を行う。時系列方向の処理を行う際に、その位相または周波数オフセットの大きさを用いて、時系列方向不連続補正処理の要否を判断し、要と判断されたときに、時系列方向の不連続補正処理を部分的或いは全体的に行う。
【選択図】図４

Description

本発明は磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置という）に係り、特にＭＲＩ装置において時系列に連続して水・脂肪分離画像を取得する技術に関する。

ＭＲＩ装置を用いた撮像方法には種々のものが知られており、その一つに、高周波磁場印加後の、水プロトンと脂肪プロトンとの挙動の違いを利用して、水を高コントラストで描出した画像（以下、水画像という）と脂肪を高コントラストで描出した画像（以下、脂肪画像と言う）とに分離した画像を得る技術（以下、水・脂肪分離技術という）がある。水・脂肪分離技術の一つに、エコー時間（ＴＥ：Ｅｃｈｏ Ｔｉｍｅ）を異ならせて計測したエコー信号から得た複数の画像の演算によって水・脂肪分離を行うＤｉｘｏｎ法があり、ＴＥの取り方により、２点Ｄｉｘｏｎ法、３点Ｄｉｘｏｎ法などの手法がある。

Ｄｉｘｏｎ法は、エコー信号を取得する各ＴＥにおける水プロトンと脂肪プロトンの位相回転の差を利用する撮像方法であり、静磁場不均一の影響を受けやすい。このため静磁場不均一に起因する位相回転成分（静磁場不均一マップ）を求め、この静磁場不均一マップを用いて、その影響を除去する補正を行う。ここで静磁場不均一マップを求める際に、水と脂肪の入れ替わりを防ぐために、位相アンラップ処理が行われる。

位相アンラップ処理は、-π〜πの範囲を超えた位相（この状態を、位相ラップを起こしているという）が再び-π〜πの範囲内で表現されるために生じる不連続な飛びを解消して、空間的な位相変化を連続的にし、-π〜πの範囲を超えた位相の値で表現する処理である。

上述した位相ラップは撮像全体で発生することがある。撮像全体で位相ラップが発生した場合には、水と脂肪の全体が入れ替わる。特許文献１には、２点Ｄｉｘｏｎ法において、撮像全体の水と脂肪の入れ替わりを軽減するために正誤判定する処理を行う技術が開示されている。

また、位相と周波数との間には一定の関係(位相＝２π×周波数×時間)があり、位相回転成分ではなく周波数のずれ量で表した静磁場不均一マップを用いて水と脂肪を分離する技術も知られている（特許文献２）。特許文献２には、３点Ｄｉｘｏｎ法或いはマルチポイントＤｉｘｏｎ法において、静磁場不均一マップ（周波数の静磁場不均一マップ）と水・脂肪プロトンからなる信号モデルを利用し、最小二乗推定による反復演算によって水・脂肪を分離することが記載されている。この手法でも、最小二乗推定による反復演算によって求めた静磁場不均一マップが間違った局所的な解へ収束（この状態を、局所収束を起こしているという）することがあるため、位相アンラップ処理と同様に、静磁場不均一マップの解を空間的に連続になるように繋げるための処理を行うことで、この問題を低減している。

一方、ＭＲＩ装置では、造影剤を投与し、時系列に撮像を繰り返し、造影剤の染まり方をモニタリングする方法が実用化されている。このように画像を連続取得する方法はダイナックイメージングとして知られている。このダイナミックイメージングでも水と脂肪を分離したいという要求があり、Ｄｉｘｏｎ法を併用することで脂肪からの信号を分離した水画像を取得する方法が用いられている（特許文献３）。

特開２０１４−９０９４９号公報 米国特許第７，１７６，６８３号明細書 特開２００２−５２００５号公報

ダイナミックイメージングにＤｉｘｏｎ法を併用した場合には、時系列に繰り返した撮像の間で静磁場不均一マップが変化し、結果として最終的に構成された組織を表す画像の正確性が低下するという課題がある。この静磁場不均一マップの変化は部分的に発生することもあれば、撮像全体に発生することもある。静磁場不均一マップが発生する原因について、肝臓のダイナミックイメージングを例に説明する。

肝臓のダイナミックイメージングでは呼吸の動きによるアーチファクトを抑制するために呼吸を停止した状態で撮像する。この呼吸停止と撮像を数回繰り返して造影剤の染まり方をモニタリングする。そのため、撮像間で呼吸停止した位置がずれたり、造影剤の流入状態が変化することによって、静磁場不均一マップが部分的に変化する。この静磁場不均一マップの部分的な変化により、部分的な位相ラップが発生する可能性がある。

また造影剤が完全に染まるまで１５分程度の時間を必要とする。造影剤が完全に染まるまで撮像をするときには、撮像開始からの温度変化による共鳴周波数のずれによって静磁場不均一マップにオフセットが発生する。この場合も、時系列間で位相ラップが発生し、この位相ラップは撮像全体に発生するものである。

これら時系列画像間で、部分的或いは撮像全体として発生する位相ラップは、従来の空間的な位相アンラップ処理では取り除くことができない場合がある。特許文献１に記載されている正誤を判定する処理を用いたとしても、誤判定によって時系列間で水と脂肪の全体が入れ替わることがある。また、特許文献２に示された手法を用いても、局所収束が発生して同様に水と脂肪の入れ替わりが発生する。

本発明の目的は、ＭＲＩ装置において、時系列に繰り返し撮像して時系列の組織コントラスト画像を取得する際に、より正確に組織の状態を表す画像を得ることである。

上記課題を解決するため、本発明のＭＲＩ装置は、時系列で得られるＴＥの異なる複数のエコー信号から静磁場不均一マップを作成する際に、位相ラップ又は局所収束による位相又は周波数の空間方向の不連続を補正する処理（空間方向不連続補正処理）に加え、時系列方向の不連続を補正する処理（時系列方向不連続補正処理）を行う手段を備える。また本発明のＭＲＩ装置は、時系列方向不連続補正処理の要否を判断し、要と判断されたときに、時系列方向の不連続補正処理を部分的或いは全体的に行う。

また本発明の時系列画像作成方法は、ＭＲＩ装置により時系列の撮像でそれぞれ取得した、エコー時間の異なるエコー信号から再構成した複数の原画像を用いて、原画像間の演算により、複数種の組織コントラスト画像を時系列画像として形成する時系列画像作成方法であって、時系列の撮像毎に、前記複数の原画像から、静磁場不均一に起因する位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップを作成する処理と、時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の空間方向の不連続を補正する処理と、時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の時系列方向のオフセットの大きさを所定の閾値と比較する処理と、前記時系列方向のオフセットが所定の閾値範囲であるときに、前記時系列方向の不連続を補正する処理と、補正された前記静磁場不均一マップと前記複数の原画像とを用いて、複数種の組織コントラスト画像を作成する処理と、を含む。

本発明によれば、ダイナミックイメージングにおいて、より正確に組織の状態を表す画像（組織コントラスト画像）を取得することができる。

ＭＲＩ装置の一実施形態を示す構成図である。 信号処理部の機能ブロック図である。 信号処理部の要部の機能ブロック図である。 実施形態の信号処理部の処理フローを示す図である。 空間方向の不連続補正処理と時系列方向の不連続補正処理の概念を示す図であり、（ａ）は時系列の原画像、（ｂ）は静磁場不均一マップ、（ｃ）は空間方向の不連続補正処理、（ｄ）は時系列方向の不連続補正処理を示す。 ２点Ｄｉｘｏｎ法のグラジエントエコーシーケンスの一例を示す図である。 ２点Ｄｉｘｏｎ法のグラジエントエコーシーケンスの他の例を示す図である。 ダイナミックイメージングの概念を示す図である。 第１の実施形態の処理フローを示す図である。 時系列方向の位相アンラップ処理の概念を示す図である。 ３点Ｄｉｘｏｎ法のグラジエントエコーシーケンスの一例を示す説明図である。 第２の実施形態の処理フローを示す図である。 時系列方向の領域拡張処理の概念を示す図である。 第３の実施形態のユーザーインターフェイスの一例を示す図である。 第３の実施形態の処理フローを示す図である。 第４の実施形態のダイナミックイメージングのシーケンス図である。 第４の実施形態のユーザーインターフェイスの一例を示す図である。

以下、本発明の実施形態を、図面を参照して説明する。なお本発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置１の一実施例の全体構成を示す図である。このＭＲＩ装置１は、撮像部として、静磁場を発生する静磁場発生用磁石１０２と傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル１０３と被検体に高周波磁場パルス（以下ＲＦパルスと記す）を照射する照射コイル１０４と被検体からのＮＭＲ信号を検出する受信コイル１０５とを被検体１０１の周囲に備える。またＭＲＩ装置１は、被検体１０１を載置するベッド１０６を備える。照射コイル１０４は、ＲＦ送信部１０８に接続され、受信コイル１０５は信号検出部１０９に接続されている。また傾斜磁場コイル１０３は傾斜磁場電源１０７に接続されている。

さらにＭＲＩ装置１は、受信コイル１０５が受信したＮＭＲ信号を処理する信号処理部１１０、上述した撮像部の傾斜磁場電源１０７、ＲＦ送信部１０８、及び信号検出部１０９を含む装置全体の制御を行う制御部１１２、信号処理部１１０の処理結果である画像などを表示する表示部１１１、操作者が撮像条件などを設定するための操作部１１３を備える。表示部１１１と操作部１１３とは、互いに近接して配置され、これらを通じて操作者と装置とがインタラクティブに動作するようにしてもよい。

静磁場発生用磁石１０２は、被検体１０１の周りのある広がりをもった空間に配置され、永久磁石、あるいは超伝導磁石、あるいは常伝導磁石により構成され、被検体１０１の体軸と平行または垂直な方向に均一な静磁場を発生させる。

傾斜磁場コイル１０３は、傾斜磁場電源１０７からの信号に基づいて、Ｘ軸とＹ軸とＺ軸の３軸方向の傾斜磁場を被検体１０１に印加する。この傾斜磁場の加え方によって被検体の撮像断面が設定される。

照射コイル１０４は、ＲＦ送信部１０８からの信号に応じてＲＦパルスを発生する。このＲＦパルスにより、傾斜磁場コイル１０３によって設定された被検体１０１の撮像断面の生体組織を構成する原子の原子核が励起されて、ＮＭＲ現象が誘起される。通常のＭＲＩ装置において測定の対象とする原子核は、水素の原子核即ちプロトンである。

照射コイル１０４から照射されたＲＦパルスにより誘起された被検体１０１の生体組織を構成する原子の原子核のＮＭＲ現象によってＮＭＲ信号であるエコー信号が発生し、このエコー信号は、被検体１０１に接近して配置された受信コイル１０５を通して信号検出部１０９で検出される。検出されたエコー信号が信号処理部１１０で信号処理されて画像に変換される。変換された画像は表示部１１１で表示される。

制御部１１２は、スライスエンコードや位相エンコードや周波数エンコードの各傾斜磁場とＲＦパルスをある所定のパルスシーケンスで繰り返し発生するために、傾斜磁場電源１０７やＲＦ送信部１０８を制御し、さらに信号処理部１１０を制御する。パルスシーケンスは、撮像方法によって異なる種々のものが予めプログラムとして制御部１１２に格納されており、操作部１１３を介して、操作者が所定のパルスシーケンスと撮像パラメータを設定することで、制御部１１２により読出され実行される。

本実施形態のＭＲＩ装置１は、パルスシーケンスとして、Ｄｉｘｏｎ法のパルスシーケンスを備える。Ｄｉｘｏｎ法は、照射コイル１０４によるＲＦパルスの印加からエコー信号を取得するまでのエコー時間（ＴＥ）を異ならせて、複数のエコー信号を取得する。それぞれのＴＥは、測定対象がプロトンであるとき、ＲＦ照射後の水プロトンの位相回転と脂肪プロトンの位相回転の差が所定の値となるように選択される。パルスシーケンスを繰り返すことで、異なるエコー時間毎にエコー信号のセット（エコーデータ）を収集する。

Ｄｉｘｏｎ法には、取得する原画像の数やＴＥの設定の仕方で、２点Ｄｉｘｏｎ法、３点Ｄｉｘｏｎ、マルチポイントＤｉｘｏｎ法などがあり、本実施形態はいずれも採用できる。３点Ｄｉｘｏｎ法では、ＴＥを変えて３回の撮影を行ない、２点Ｄｉｘｏｎ法では、ＴＥを変えて２回の撮影を行う。３点Ｄｉｘｏｎ法は、ＴＥを変えて３回の撮影を行うため、２点Ｄｉｘｏｎ法よりも時間がかかるが、より精度の高い画像が得られる。また、マルチポイントＤｉｘｏｎ法では、ＴＥを変えて３回以上の撮影を行う。撮影の回数を増やすほど時間がかかるが、精度の高い画像が得られる。またパルスシーケンスには２次元データを得る２Ｄパルスシーケンス、３次元データを得る３Ｄパルスシーケンスがあるが、そのいずれでもよい。

制御部１１２は、このようなＤｉｘｏｎ法のパルスシーケンスを用いた撮像を複数回、所定の間隔で実行し、時系列のエコーデータを取得する。撮像の間隔や回数は、対象とする部位や撮像の目的によって異なり、予め設定されていてもよいし、操作者が操作部１１３を介して設定してもよい。

信号処理部１１０は、このようなＤｉｘｏｎ法のパルスシーケンスの実行により、異なるエコー時間毎に収集したエコーデータを画像再構成し、エコー時間毎の画像（原画像という）を得る。複数の原画像間の演算により、水プロトンを高コントラストで描出する画像（以下、水画像という）と、脂肪プロトンを高コントラストで描出する画像（以下、脂肪画像）とを得る。以下、水画像及び脂肪画像をまとめて水・脂肪画像ともいう。信号処理部１１０は、また、異なるエコー信号毎に収集したエコー信号を用いて、これらエコー信号に含まれる静磁場不均一に起因する位相回転或いは周波数のずれを静磁場不均一マップとして作成し、この静磁場不均一マップを複数の原画像間の演算に用いる。信号処理部１１０は、これらの処理を、時系列で実行される複数回の撮像毎に行う。

静磁場不均一マップは、ピクセル毎の位相回転量或いは周波数のずれを表すもので、いずれを作成するかは、その後の原画像間の演算の手法に応じて適宜選択される。

なお静磁場発生用磁石１０２により、被検体１０１が載置された空間に発生する静磁場には、磁石構造に起因する静磁場そのものの空間的不均一と、静磁場空間に載置された被検体の部位ごとに磁気感受性が異なることに起因する静磁場の空間的不均一とが生じる。静磁場不均一マップで得られる静磁場不均一は、両者が合算されたものである。

さらに信号処理部１１０は、作成した静磁場不均一マップに発生する位相や周波数の不連続（位相ラップ或いは局所収束）を補正する処理を行う。この処理を不連続補正処理と呼ぶ。信号処理部１１０は、この不連続補正処理を空間方向に行うのみならず、時系列方向についても行う。空間方向の処理とは、一つの静磁場不均一マップについて隣接するピクセル間で位相ラップ又は局所収束を検出し補正する処理であり、時系列方向の処理とは、時系列方向に隣接する静磁場不均一マップについて、対応するピクセル（同一座標のピクセル）どうしの位相ラップ又は局所収束を検出し補正する処理である。

上述で上述した処理を行う信号処理部１１０の構成を説明する。図２は信号処理部１１０の処理機能を説明するための機能ブロック図である。

信号処理部１１０は、信号受信部１１０１、画像再構成部１１０３、画像処理部１１０５、画像送信部１１０７、及び、メモリとしてのｋ空間データベース１１０２、画像データベース１１０４及びパラメータ格納部１１０６を備える。パラメータ格納部１１０６は、信号受信部１１０１が必要とするパルスシーケンスのスライスエンコード、周波数エンコード、位相エンコード、ダイナミックイメージングの撮像番号の情報や、画像再構成部１１０３、画像処理部１１０５、画像送信部１１０７が必要とする画像マトリクスやフィルタリングなどのパラメータ、制御情報を制御部１１２から取得し格納している。

信号受信部１１０１は、信号検出部１０９からのエコー信号を、パラメータ格納部１１０６に格納されたパラメータ、例えばスライスエンコード、周波数エンコード、位相エンコード、ダイナミックイメージングの撮像番号からなるｋ空間への配置情報に基づき、ｋ空間データベース１１０２に格納する。画像再構成部１１０３は、ｋ空間データベース１１０２に格納されたｋ空間データをフーリエ変換して画像に変換し、画像データベース１１０４に格納する。画像処理部１１０５は、画像データベース１１０４に格納された画像に、画像処理を施し、画像送信部１１０７に渡す。画像処理には、例えば、水画像と脂肪画像を作成する処理や、受信コイル１０５の感度のムラを補正する処理などがある。画像送信部１１０７は、画像処理した画像を表示部１１１に送信する。

さらに信号処理部１１０の画像再構成及び画像処理の演算に関わる機能のブロック図を、図３に示す。図示するように、信号処理部１１０は、画像再構成部１１０３及びメモリ１１０９の他に、画像処理部１１０５として、静磁場不均一マップ作成部１１１１、不連続補正処理部１１１３、及び、分離画像演算部１１１７を備える。不連続補正処理部１１１３は、さらに空間方向の不連続補正処理を行う空間不連続補正部１１１４、及び、時系列方向の不連続補正処理を行う時系列不連続補正部１１１５を備える。また、不連続補正処理部１１１３は、時系列方向の不連続補正処理を行うか否かを判定する判定部１１１６、時系列方向の画像合わせを行うか否かなどを判定する画像比較部１１１８を備えていてもよい。判定する対象に応じて複数の判定部を備えてもよく、また判定部１１１６や画像比較部１１１８の機能を、操作者が操作部１１３を介して行ってもよい。その場合、判定部１１１６や画像比較部１１１８は省略することが可能である。メモリ１１０９には、画像再構成部１１０３が再構成した原画像データの他に、静磁場不均一マップ作成部１１１１が作成した静磁場不均一マップや計算途中のデータなどが格納される。

なお図３に示す信号処理部１１０の各機能部は、例えば、ＣＰＵ上に構築してもよいし、その一部或いは全部の機能を、ＣＰＵ８１以外のハードウェア、例えば、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）などで実現することも可能である。

次に、上述した構成の信号処理部１１０の動作を、図４に示す動作手順と図５を参照して説明する。

まず画像再構成部１１０３が、時系列の撮像でそれぞれ取得した、エコー時間の異なるエコー信号（エコーデータ）から複数の原画像を再構成する（Ｓ４１）。図５の（ａ）に、一例として、２Ｄパルスシーケンスで２枚の原画像５０１，５０２を示す。図中の各符号の後の括弧内の数字は、撮像の順番を示し、ここではＮ回の撮像が実行されたことを示している。

次に静磁場不均一マップ作成部１１１１が、時系列の撮像毎に、複数の原画像５０１、５０２から、静磁場不均一に起因する位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップ５０３（図５（ｂ））を作成する（Ｓ４２）。静磁場不均一マップ５０３を算出する具体的な手法は、後述する実施形態において詳述する。静磁場不均一マップ５０３は、原画像の各ピクセルに対応するピクセルからなり、ピクセルの値は位相又は周波数である。

次いで不連続補正処理部１１１３は、時系列間の静磁場不均一マップのオフセットを求め、オフセットが小さい時系列間では、時系列間の不連続補正処理（位相アンラップ処理もしくは領域拡張処理）を実施し位相ラップもしくは局所収束を解消する。一方、オフセットが大きい時系列間では、時系列間の画像を比較し、一致の度合いの高い画像を揃えて出力する。

具体的には、まず時系列の撮像毎に得られる静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の時系列方向のオフセットの大きさを所定の閾値と比較し（Ｓ４３）、時系列方向のオフセットが所定の閾値範囲であるときに、時系列方向の不連続を補正する（Ｓ４４）。

時系列方向の不連続補正処理は、図５の（ｄ）に示すように、時系列方向に隣接する静磁場不均一マップ５０３（ｎ）（ｎは１〜Ｎの整数）、５０３（ｎ＋１）の同位置のピクセルの値を比較し、その位相ラップもしくは局所収束を解消した差分が所定の範囲内であれば不連続補正処理を行う。時系列方向の不連続補正処理は、静磁場不均一マップのすべてのピクセルについて行ってもよいが、例えば物体の存在するピクセルのみ行うことによってノイズのピクセルの影響を除外し、より正確な結果を得ることができる。静磁場不均一マップの時系列方向のオフセットが所定の範囲外となるときは、不連続補正処理を行っても正確な結果が得られない可能性が高いため時系列方向の不連続補正処理は行わない。

不連続補正処理部１１１３は、時系列方向の不連続補正処理を行ったピクセルについて、或いは、時系列方向の不連続補正処理を行わない場合に、時系列の撮像毎に得られる静磁場不均一マップ５０３に対し、位相又は周波数の空間方向の不連続を補正する（Ｓ４５）。空間方向の不連続補正処理の概念を図５の（ｃ）に示す。空間方向の不連続補正処理は、例えば静磁場不均一マップ５０３が位相マップである場合、位相ラップを補正する処理であり、隣接するピクセル間における位相の変化がπを超えたときに、一方に２πを加える或いは引くという処理を行い、位相変化を連続的にする。この処理は所定のピクセルを基準として、上下方向及び左右方向に順次走査しながら、不連続を検出し、補正することで進められる。

空間方向の不連続補正処理（Ｓ４５）と時系列方向の不連続補正処理（Ｓ４４）を実行する順序は限定されない。例えば、各回の撮像で得た静磁場不均一マップ５０３を空間方向で不連続補正処理した後、時系列方向の不連続補正処理を行ってもよいし、時系列方向の不連続補正処理を行ったピクセルについて、空間方向の不連続補正処理を行うというように、一方の処理を行ったピクセルについて他方の処理を行って、順次補正処理を進めてもよい。すなわち本実施形態で行う不連続補正処理は、空間（３次元）に時間軸を加えた４次元の不連続補正処理である。ステップＳ４４〜Ｓ４５は、ピクセル毎に行う。

最後に分離画像演算部１１１７が、補正された静磁場不均一マップと複数の原画像とを用いて、複数種の組織コントラスト画像を作成する（Ｓ４６）。分離画像演算部１１１７が行う演算は、公知のＤｉｘｏｎ法の演算と同様であるが、後述する実施形態において詳述する。

ステップＳ４３の比較結果により時系列方向の不連続補正処理を行わなかった場合（静磁場不均一マップの時系列方向のオフセットが所定の範囲外の場合）には、ステップＳ４６で得られた複数種の画像について、時系列方向に隣接する画像間の比較により複数種の画像間の入れ替わりを補正する。画像の入れ替わりは、２つの静磁場不均一マップ間で位相ラップもしくは局所収束が発生した結果、それをもとに作成した複数種の画像、例えば水画像と脂肪画像とが一部入れ替わって、連続する水画像の中に脂肪画像が含まれてしまうという形で生じる。隣接する画像どうしの一致度を評価することで画像の入れ替わりを検出することができる。入れ替わった画像を再度入れ替えることで同種の画像が揃った時系列画像を得る。

最終的に得られた時系列の複数種の組織コントラスト画像は、適宜、表示部１１１に表示される。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、静磁場におかれた被検体に対し高周波磁場及び傾斜磁場を印加し、１回の撮像においてエコー時間を異ならせた複数のエコー信号を収集する撮像部と、前記エコー時間が異なる複数のエコー信号を用いて、前記エコー時間が異なる複数の画像を作成する信号処理部と、を備える。信号処理部は、前記複数の画像を用いて、静磁場不均一に起因して前記画像に生じる位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップを作成する静磁場不均一マップ作成部と、前記１回の撮像で取得した静磁場不均一マップに対し、空間方向に位相又は周波数の不連続を補正する不連続補正処理を行う空間方向不連続補正部と、時系列の撮像で取得した複数の静磁場不均一マップに対し、時系列方向に位相又は周波数の不連続を補正する不連続補正処理を行う時系列不連続補正部と、を備え、前記エコー時間が異なる複数の画像と、空間方向及び／又は時系列方向に不連続補正処理された前記静磁場不均一マップとを用いて、異なる組織コントラストを持つ複数種の時系列画像を作成する。

また信号処理部は、前記複数種の時系列画像を、時系列方向に隣接する画像間で比較し、画像の一致度を判定する画像比較部をさらに備え、前記画像比較部の判定結果に従い、同種の画像が揃った時系列画像を作成する。

本実施形態のＭＲＩ装置によれば、ダイナミックイメージングにおいて、より正確に組織の状態を表す画像（組織コントラスト画像）を取得することができる。また本実施形態によれば、時系列に繰り返し撮像したときの静磁場不均一マップの部分的な位相ラップ（または局所収束）を低減し、より安定して正確な静磁場不均一マップを作成することができる。正確な静磁場不均一マップを作成することによって水と脂肪の入れ替わりを低減した水画像および脂肪画像を得ることができる。また、ある時系列の静磁場不均一マップ全体が位相ラップ（または局所収束）したときも、水画像と脂肪画像の入れ替わりを低減することができる。

以上説明した本実施形態のＭＲＩ装置の構成を基本として、さらに本発明を２点Ｄｉｘｏｎ法と３点Ｄｉｘｏｎ法に適用した実施形態を以下説明する。以下の実施形態では、主として、位相アンラップ処理による静磁場補正付２点Ｄｉｘｏｎ法と、最小二乗推定による反復演算を用いた静磁場補正付３点Ｄｉｘｏｎ法を説明するが、本発明がこれらに限定されることなく、３点Ｄｉｘｏｎ法やマルチポイントＤｉｘｏｎ法にも同様に適用でき、同様の効果を奏することができる。

＜第１の実施形態＞
第１の実施形態は、２点Ｄｉｘｏｎ法を用いた実施形態である。なお本実施形態の装置の構成は、上述した実施形態と同様であり、以下、適宜図１〜図３を参照する。

まず本実施形態で使用する２点Ｄｉｘｏｎ法で用いられるパルスシーケンスについて説明する。図６にその一例を示す。このパルスシーケンスは定常自由歳差運動型の３次元グラジエントエコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）シーケンスであり、ＴＥの異なる２つの種類の画像データを得るシーケンスである。制御部１１２は以下の制御を行ってこのパルスシーケンスを、ＲＦ送信部１０８を介して送信する。即ち、ＲＦパルス２０１の照射と同時に傾斜磁場コイル１０３によりスライスエンコード傾斜磁場２０２を印加し、目的とする断層ボリュームのみを励起し、スライス方向の位置情報をエンコードするためのスライスエンコード傾斜磁場２０３を印加する。

そして、位置情報をエンコードするための位相エンコード傾斜磁場２０４を印加し、負方向の周波数エンコード傾斜磁場（プリパルス）２０５を印加したあと、正方向の周波数エンコード傾斜磁場２０６を印加してＲＦパルスからＴＥ１経過後に第１のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の周波数エンコード傾斜磁場（リワインドパルス）２０７、正方向の周波数エンコード傾斜磁場２０８を印加してＲＦパルスからＴＥ２経過後に第２のエコー信号を発生させる。水と脂肪とを分離した画像を得る場合に、例えばＴＥ１は水と脂肪から得られるエコー信号が互いに逆位相となる時間であり、ＴＥ２は水と脂肪から得られるエコー信号が互いに同位相となる時間である。

次いで、正方向の周波数エンコード傾斜磁場２０９（スポイラーパルス）を印加し、同時にスライスエンコード傾斜磁場２１０（リワインドパルス）と位相エンコード傾斜磁場２１１（リワインドパルス）をそれぞれスライスエンコード傾斜磁場２０３と位相エンコード傾斜磁場２０４をキャンセルするように印加する。

このようなシーケンスをスライスエンコード傾斜磁場２０３と２１０と、位相エンコード傾斜磁場２０４と２１１の面積をそれぞれ変えながら、スライスエンコードと位相エンコードの回数分繰り返し実行し、スライスエンコード×位相エンコード数分のエコー信号を収集する。受信コイル１０５が受信したエコー信号は、信号検出部１０９でｋ空間のデータを取得し、信号処理部１１０で処理する。

図６に示すパルスシーケンスは一例であり、他にも２点Ｄｉｘｏｎ法で用いられるグラジエントエコーのパルスシーケンスが種々ある。図７に他の一例を示す。

図７に示すパルスシーケンスでは、ＴＥ２経過後に第２のエコー信号を負方向の周波数エンコード傾斜磁場で発生させる方法である。図６のパルスシーケンスに比べＴＥ１とＴＥ２間の時間を短く出来る利点がある。

このパルスシーケンスでは、ＲＦパルス３０１の照射と同時にスライスエンコード傾斜磁場３０２を印加して目的とする断層ボリュームのみを励起し、スライス方向の位置情報をエンコードするためのスライスエンコード傾斜磁場３０３を印加する。次いで位置情報をエンコードするための位相エンコード傾斜磁場３０４を印加し、負方向の周波数エンコード傾斜磁場（プリパルス）３０５を印加したあと、正方向の周波数エンコード傾斜磁場３０６を印加してＲＦパルスからＴＥ１経過後に第１のエコー信号を発生させる。次に負方向の周波数エンコード傾斜磁場３０７を印加してＲＦパルスからＴＥ２経過後に第２のエコー信号を発生させる。そして、負方向の周波数エンコード用傾斜磁場３０８（スポイラーパルス）を印加し、同時にスライスエンコード傾斜磁場３０９（リワインドパルス）と位相エンコード傾斜磁場３１０（リワインドパルス）をそれぞれスライスエンコード傾斜磁場３０３と位相エンコード傾斜磁場３０４をキャンセルするように印加する。ここで、ＲＦパルス３０１とスライスエンコード傾斜磁場３０２と３０３、位相エンコード傾斜磁場３０４、周波数エンコード傾斜磁場３０５、周波数エンコード傾斜磁場３０６、スライスエンコード傾斜磁場３０９、位相エンコード傾斜磁場３１０はそれぞれ、図６のＲＦパルス２０１やスライスエンコード傾斜磁場２０２と２０３、位相エンコード用傾斜磁場２０４、プリパルス２０５、周波数エンコード傾斜磁場２０６、スライスエンコード傾斜磁場２１０、位相エンコード傾斜磁場２１１に対応し、作用や効果が基本的に同じである。

本実施形態のＭＲＩ装置（制御部１１２）は、このようなパルスシーケンスによる撮像をダイナミックイメージングとして行う。図８はダイナミックイメージングの概念を示す図で、白い矩形は図６または図７で示したパルスシーケンスによって撮像範囲にわたる画像データを取得する各回の撮像４０１〜４０５を示している。また点線で示す矩形は、比較的間隔の長い撮像間（図では撮像４０４と４０５との間）に、待ち時間を利用して実行されるダイナミックイメージングとは別の撮像、たとえばＴ２強調画像の撮像４０６を示し、必要に応じて追加される。

なお撮像間隔は、ダイナミックイメージングに用いる造影剤の移動時間や撮像部位によって異なる。例えば、肝臓のダイナミックイメージングの場合、造影剤投与前に最初の撮像４０１で最初の画像データを取得する。撮像４０１は呼吸を停止した状態で２０秒程度の時間で撮像する。次に造影剤を投与後に、撮像４０２、４０３、４０４の順に造影剤の染まり具合にあわせた時間で、撮像４０１と同じ撮像断面を呼吸を停止した状態で２０秒程度の撮像する。そして、最後に造影剤が完全に染まりきった時間に撮像４０５する。

次に、上記構成を踏まえ、本実施形態のＭＲＩ装置の動作、特に信号処理部の処理を中心に説明する。図９は信号処理部１１０における処理フローを示す図である。ここでは、本処理フローを実行するためのプログラムが画像処理部１１０５内に記憶され、画像処理部１１０５が、図９に基づいて説明する各ステップの処理を実行するものとする。図９の処理フローはダイナミックイメージングの撮像番号ごとに実行される。以下の説明では、水と脂肪が逆位相となるＴＥに設定して得られた複素データの画像（原画像）をＴＥ１の画像Ｓ１とし、水と脂肪が同位相となるＴＥに設定して得られた複素データの画像（原画像）をＴＥ２の画像Ｓ２とする。

（ステップＳ９０１）
静磁場不均一マップ作成部１１１１は、画像データベース１１０４に格納された、ＴＥ１の画像Ｓ１とＴＥ２の画像Ｓ２から静磁場不均一マップを算出する。静磁場不均一マップをＰとし、ＴＥ２の画像Ｓ２からＴＥ１の画像Ｓ１の位相を減算した位相減算画像をＴとすると、静磁場不均一マップＰは次式（１）、（２）により求まる。

式（１）において、ｘは画像の横座標、ｙは画像の縦座標、ｘは画像のスライス番号、ｔはダイナミックイメージングの撮像番号、＊は複素共役を示す（以下、同じ）。式（２）では、位相減算画像Ｔの位相を２倍にし、複素データの静磁場不均一マップＰを求めているが、これは、水と脂肪の位相が１８０°ずれているため、２倍することで水と脂肪の位相を揃えるためである。また図示していないが、静磁場不均一マップ作成部１１１１は、静磁場不均一マップＰに対し、ローパスフィルタあるいはスムージングを施すことによってノイズの影響を低減し、位相ラップを低減してもよい。

（ステップＳ９０２）
前回の撮像番号(t-1)の撮像との間で、共鳴周波数のずれなどによる位相のオフセットを求める。静磁場不均一マップＰを、前回の撮像のものと位相差分し、位相のオフセットαを算出する。ただし、最初の撮像番号の場合は本ステップはスキップする。

式（３）のａｒｇは複素データから位相を求めることを示している。

（ステップＳ９０３）
判定部１１１６により、ステップＳ９０２で算出した位相のオフセットαを用いて、時系列の位相アンラップ処理を実施するか否かの判定を行う。位相のオフセットαが大きい場合は、時系列の位相アンラップ処理を行っても、時系列方向の位相ラップが解消できないリスクが高くなるため、時系列の位相アンラップ処理は行わないほうがよい。そこで、たとえば位相のオフセットαが−π／２〜π／２ならば時系列の位相アンラップ処理を行う判定とし、ステップＳ９０４へ移行する。位相のオフセットαが−π／２未満、π／２を超える場合、即ちαの絶対値が大きい場合は、時系列の位相アンラップ処理を行わない判定とし、ステップＳ９０７へ移行する。ただし、最初の撮像番号の場合は、時系列の位相アンラップ処理が行えないため、ステップＳ９０７へ移行する。

（ステップＳ９０４）
不連続補正処理部１１１３（時系列不連続補正部１１１５）が、前回の撮像番号の静磁場不均一マップを用いて時系列の位相アンラップ処理を行う。図１０はダイナミックイメージングの静磁場不均一マップのデータを示した図であり、ここでは３Ｄの静磁場不均一マップ７０１、７０２を示してる。図１０のθは、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップであり、位相が角度の情報で表されている。時系列方向の位相アンラップ処理は、時系列方向の座標(t-1)の位相アンラップ済みのピクセル（たとえばＡ）から、時系列方向の座標(t)の空間座標（ｘｙｚ）が同じ未処理ピクセル（たとえばＢ）を隣接するピクセルとして位相アンラップ処理する。

前回の撮像番号の静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t-1)、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t-1)、今回の撮像番号の静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)とすると、位相アンラップ処理した静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)は以下となる。

上述したステップＳ９０４は、静磁場不均一マップの各ピクセルについて行うが、全てのピクセルを行う必要はない。例えば物体のあるピクセルのみ実施することでノイズの影響を排除し、位相アンラップ処理の後に残留してしまう位相ラップをより低減できる。

またステップＳ９０４の処理を、隣接する位相アンラップ済みのピクセルと未処理ピクセル間の位相差が小さい場合（たとえば−π／２〜π／２の範囲内）にのみ実行することで、位相ラップをより低減できる。前回（t-1）の撮像のおける息止めの位置と今回（ｔ）の撮像の息止めの位置にずれが発生した場合には、位相変化が大きくなる或いは物体の位置がずれて隣接ピクセルがノイズとなる場合も有りえるが、位相アンラップの実施するか否かを、物体のあるピクセルや隣接ピクセルの位相差で判断することによって、このような場合にも位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθを正確に求めることができる。

（ステップＳ９０５）
時系列方向の位相アンラップ処理の後に、空間不連続補正部１１１４が空間的な位相アンラップ処理を実行することで残った未処理ピクセル（時系列方向の位相アンラップ処理をしていないピクセル）を位相アンラップする。未処理ピクセルは、前の撮像番号の隣接するピクセルが位相アンラップ済みでない場合や、時系列方向に隣接するピクセルの位相差が大きい場合（−π／２〜π／２の範囲外）に発生する。空間的な位相アンラップ処理は、時系列方向の位相アンラップ済みのピクセルと空間的に隣接する未処理ピクセルがある場合に、未処理ピクセルを位相アンラップ処理し、位相アンラップ処理が可能な未処理ピクセルが無くなるまで行う。

空間方向の位相アンラップの方法は、式（４）と同様に、x,y,zの座標軸のそれぞれの正負両方向に対して行う。たとえばy+1からyへの位相アンラップ処理は下式（５）を用いる。

ステップＳ９０４で示した時系列方向の位相アンラップ処理とステップＳ９０５で示した空間方向の位相アンラップ処理は、ピクセル毎に位相アンラップする順番を入れ替えても良い。すなわち、x,y,z,tの４次元の静磁場不均一マップに対して４次元の位相アンラップ処理を行うことができる。ステップＳ９０４及びＳ９０５で位相アンラップ処理するピクセルの順番は、位相アンラップ済みピクセルに隣接（空間的な隣接と時系列的な隣接）する未処理ピクセルの内、信号値（静磁場不均一マップＰの絶対値）の高い順に処理するなどの手法を組み合わせることで、従来のx,y,zの３次元の位相アンラップ処理より、位相ラップを低減できる。

（ステップＳ９０６）
分離画像演算部１１１７は、最初に、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)を用いて、ＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)を位相補正する。このとき、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)には、位相アンラップ処理されていないピクセルも含まれているため、位相アンラップ処理していないピクセルは外挿によって値を求める。また、ステップＳ９０１で位相の値は２倍にしているため、ＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)の位相補正は、画像Ｓ２(x,y,z,t)から静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)の半分の位相を引算し、位相補正画像Ｓ２’(x,y,z,t)を求める。即ち、虚数をi、指数関数をeで表すと、位相補正画像Ｓ２’(x,y,z,t)は次式（６）で求められる。

次に、分離画像演算部１１１７は、ＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)と位相補正画像Ｓ２’(x,y,z,t)とを複素加算して水画像Ｗを作成し、複素減算して脂肪画像Ｆを作成する。すなわち、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）は、次式（７−１）、（７−２）で求められる。

その後、求めた画像データを画像送信部１１０７へ出力する。

（ステップＳ９０７）
時系列の位相アンラップを行わない判定のときは、空間不連続補正部１１１４が、今回の撮像番号の静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)を用いて、空間的な位相アンラップ処理を行うことによって、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)を求める。このときの位相アンラップ処理は、処理を開始するピクセル（開始ピクセル）を決めて、x,y,z方向のいずれかに隣接するピクセルを順に位相アンラップ処理していく。開始ピクセルは、例えば静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)の絶対値が最大となるピクセルとし、開始ピクセルの位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)の値には、同座標の静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)の位相を設定する。位相アンラップ処理するピクセルの順番は、位相アンラップ済みピクセルに隣接（空間的な隣接）する未処理ピクセルの内、信号値（静磁場不均一マップＰの絶対値）の高い順に処理するなどの手法を組み合わせることによって位相ラップを低減できる。位相アンラップの方法はステップＳ９０５と同様である。

（ステップＳ９０８）
分離画像演算部１１１７が、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)、ＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)、ＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)を用いて、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）を作成する。処理内容はステップＳ９０６と同様である。

（ステップＳ９０９）
画像比較部１１１８が、時系列の画像を比較し、時系列間で画像を揃える処理を行うか否かの判定をする。ダイナミックイメージングの最初の撮像番号は、画像を揃える処理を行わない判定とし、ステップＳ９１１へ移行する。その他の撮像番号は画像を揃える処理を行う判定とし、ステップＳ９１０へ移行する。

（ステップＳ９１０）
前回の撮像の水画像Ｗ(x,y,z,t-1)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t-1)と、今回の撮像のステップＳ９０８で作成した水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)との間で一致の度合いを比較する。比較の結果が一致の場合は、水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)をそのまま画像送信部１１０７へ出力する。不一致の場合は、水画像Ｗ(x,y,z,t)と脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)のデータを入れ替えた後、画像送信部１１０７へ出力する。また、不一致の場合は、静磁場不均一マップθにオフセットの位相ラップが発生しているため、次の撮像番号の位相アンラップ処理のために、静磁場不均一マップθの全ピクセルに２πを加算もしくは減算し位相ラップを除去する。

画像比較部１１１８が、二つの画像を比較し一致か否かを判定する方法はいくつかあり、その一つは画像間の相関を求める方法である。たとえば、前回の撮像の脂肪画像Ｆ(x,y,z,t-1)と今回の撮像の水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)との相関ＱｗｆとＱｆｆを求める。相関は次式（８）、（９）で求められる。

相関Ｑｆｆの方がＱｗｆより大きいときは一致とし、相関Ｑｗｆの方がＱｆｆより大きいときは不一致とする。比較の基準に用いる画像は水画像と脂肪画像のどちらでも可能であるが、水画像は造影剤の流入によって信号が変化するため、脂肪画像を基準として比較することが望ましい。

その他の比較の方法には、前回の撮像の水画像Ｗ(x,y,z,t-1)と脂肪画像Ｆ(x,y,z,t-1)と今回の撮像の水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)との差分Ｄｗｆ、Ｄｆｆを求める方法がある。差分Ｄｗｆ、Ｄｆｆは次式（１０）、（１１）で与えられる。

差分Ｄｆｆの方がＤｗｆより小さいときは一致とし、差分Ｄｗｆの方がＤｆｆより小さいときは不一致とする。

以上説明した時系列の画像の一致の度合いの比較を用いる方法は、画像の比較を直接行うことができるため、ステップＳ９１１で説明する水・脂肪判定処理を撮像番号ごとに実施するより、水画像と脂肪画像の撮像番号間の入れ替わりを低減することができる。

（ステップＳ９１１）
ステップＳ９０９で、時系列間で画像を揃える処理を行わない判定となった、最初の撮像番号の画像について、水・脂肪判定処理を行う。水・脂肪判定処理には、いくつかの方法がある。たとえば、ＴＥ１の画像Ｓ１とＴＥ２の画像Ｓ２とのピクセル毎の信号比を求め、信号比のバラつきが大きい領域を占める画像を水画像とする方法がある。水画像の領域は分離した水画像Ｗ、脂肪画像Ｆを用いて、閾値処理などによって求める。その他の方法として、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）のヒストグラムを作成しその傾向から判定する（たとえばヒストグラムの分散が大きい方を脂肪画像とする）方法がある。

なおステップＳ９１１の処理は、ステップＳ９０９、Ｓ９１０に先行して行い、２番目以降の撮像番号の画像について、時系列画像間の比較及び判定結果に基づく画像の入れ替えを行うようにしてもよい。ステップＳ９０６、Ｓ９１０、Ｓ９１１の処理後に画像送信部１１０７に出力された画像は時系列画像として表示部１１１に表示される。

本実施形態によれば、時系列方向に生じる静磁場不均一マップの位相オフセットや部分的な位相変化の影響がより低減され、より正確な水画像と脂肪画像の時系列画像を表示することができる。また時系列方向については位相オフセットの大きさに応じて、時系列方向の位相アンラップ処理の要否を判定して処理を行うので、時系列方向の位相アンラップ処理で解消されない位相ラップが残留することを低減することができる。

以上、２点Ｄｉｘｏｎ法を用いたダイナミックイメージングで得た画像の処理を説明したが、３点Ｄｉｘｏｎ法を用いた場合にも、静磁場不均一マップを位相アンラップする手法は同様であり、本実施形態を適用することができる。

＜第２の実施形態＞
第２の実施形態は、３点Ｄｉｘｏｎ法を用いた実施形態である。また、不連続補正処理として、第１の実施形態では位相回転量の静磁場不均一マップの位相アンラップ処理を行ったのに対し、最小二乗推定による反復演算を用いて周波数の静磁場不均一マップの不連続を補正する処理を行うことが特徴である。以下、第１の実施形態と異なる点を中心に本実施形態を説明する。なお本実施形態の装置の構成は、上述した実施形態と同様であり、以下、適宜図１〜図３を参照する。

まず本実施形態で用いる３点Ｄｉｘｏｎ法で用いられるパルスシーケンスについて説明する。図１１に、３点Ｄｉｘｏｎ法で用いられるパルスシーケンスの一例を示す。このパルスシーケンスは定常自由歳差運動型の３次元グラジエントエコー（Ｇｒａｄｉｅｎｔ Ｅｃｈｏ）シーケンスであり、ＴＥの異なる３つの種類の画像データを得るシーケンスである。

制御部１１２は以下の制御を行ってこのパルスシーケンスを、ＲＦ送信部１０８を介して送信する。即ち、ＲＦパルス８０１の照射と同時にスライスエンコード傾斜磁場８０２を印加し目的とする断層ボリュームのみを励起するとともに、スライス方向の位置情報をエンコードするためのスライスエンコード傾斜磁場８０３を印加する。

次いで、位置情報をエンコードするための位相エンコード傾斜磁場８０４を印加し、負方向の周波数エンコード傾斜磁場（プリパルス）８０５を印加したあと、正方向の周波数エンコード傾斜磁場８０６を印加してＲＦパルスからＴＥ１経過後に第１のエコー信号を発生させる。次に再度負方向の周波数エンコード傾斜磁場（リワインドパルス）８０７、正方向の周波数エンコード傾斜磁場８０８を印加してＲＦパルスからＴＥ２経過後に第２のエコー信号を発生させる。さらに再度負方向の周波数エンコード傾斜磁場（リワインドパルス）８０９、正方向の周波数エンコード傾斜磁場８１０を印加してＲＦパルスからＴＥ３経過後に第３のエコー信号を発生させる。水と脂肪とを分離した精度の良い画像を得る場合は、例えばＴＥ１は水と脂肪から得られるエコー信号が−π／６の位相となる時間であり、ＴＥ２は水と脂肪から得られるエコー信号がπ／２の位相となる時間であり、ＴＥ３は水と脂肪から得られるエコー信号が７π／６の位相となる時間である。

最後に、正方向の周波数エンコード傾斜磁場８１１（スポイラーパルス）を印加し、同時にスライスエンコード傾斜磁場８１２（リワインドパルス）と位相エンコード傾斜磁場８１３（リワインドパルス）をそれぞれスライスエンコード傾斜磁場８０３と位相エンコード傾斜磁場８０４をキャンセルするように印加する。

このようなシーケンスをスライスエンコード傾斜磁場８０３と８１２と、位相エンコード傾斜磁場８０４と８１３の面積をそれぞれ変えながら、スライスエンコードと位相エンコードの回数分繰り返し実行し、スライスエンコード×位相エンコード数分のエコー信号を受信コイル１０５を介して信号検出部１０９で収集する。収集したエコーデータはｋ空間データベース１１０２に格納され、信号処理部１１０がこれを処理する。信号処理部１１０（画像再構成部１１０３）は、ｋ空間のデータを３次元フーリエ変換して、ＴＥの異なる３種類の画像データを得る。これら画像データは、画像データベース１１０４に格納される。なお、最小二乗推定による反復演算を用いた３点Ｄｉｘｏｎ法でもＴＥは水と脂肪の位相差が異なる任意の値に設定することができる。

本実施形態でも、このようなパルスシーケンスによる撮像をダイナミックイメージングとして行うものであり、その手順は図８を参照して説明した第１の実施形態の手順と同じであり、その実行によりエコー時間の異なる複数の画像がそれぞれ時系列の原画像として得られる。

次に、上述したダイナミックイメージングによって取得した時系列の複数の原画像を用いた水・脂肪分離処理の処理手順を、図１２を参照して説明する。図１２は、主として信号処理部１１０（画像処理部１１０５）の処理を示すフロー図である。本処理フローを実行するためのプログラムは画像処理部１１０５内に記憶され、画像処理部１１０５が図１２に基づいて説明する各ステップの処理を実行する。図１２の処理フローはダイナミックイメージングの撮像番号ごとに実行される。ここでは、３つの異なるＴＥの原画像をそれぞれ、ＴＥ１の画像をｓ１、ＴＥ２の画像をｓ２、ＴＥ３の画像をｓ３として説明する。

（ステップＳ１２０１）
静磁場不均一マップ作成部１１１１が、画像データベース１１０４に格納された、ＴＥ１の画像ｓ１(x,y,z,t)とＴＥ２の画像ｓ２(x,y,z,t)および、前回の撮像番号(t-1)のＴＥ１の画像ｓ１(x,y,z,t-1)とＴＥ２の画像ｓ２(x,y,z,t-1の撮像との間で、共鳴周波数のずれなどによる位相もしくは周波数オフセットΨ_offsetを式（１２）により求める。位相と周波数は関連した物理量（位相＝２π×周波数×時間）であるため、どちらを用いても良いが本実施形態では周波数を用いて説明する。

（ステップＳ１２０２）
判定部１１１６が、周波数オフセットの値によって時系列処理を行うか否かを判断する。周波数オフセットΨ_offsetが小さい場合は、時系列処理をすると判断しステップＳ１２０３へ移行し、周波数オフセットΨ_offsetが大きい場合は、時系列処理をいないと判断しステップＳ１２０６へ移行する。大小の判断は、脂肪のケミカルシフトによる周波数（１．５Ｔのとき２２３Ｈｚ）を基準にして、たとえば、周波数オフセットΨ_offsetが（−２２３／４〜２２３／４）のとき小さいとする。この判断は、第１の実施形態におけるステップＳ９０３と同様に、時系列処理により不連続補正処理が不正確になるのを回避するために行う。

（ステップＳ１２０３）
不連続補正処理部１１１３（時系列不連続補正部１１１５）が、前回の撮像番号の静磁場不均一マップΨを用いて、時系列の処理を行う。この処理は最小二乗推定の反復演算により静磁場不均一マップを求める処理であり、ここでは領域拡張処理という。図１３はダイナミックイメージングの静磁場不均一マップ１３０１，１３０２のデータを示した図である。図１３の静磁場不均一マップは周波数Ψの情報で表されている。時系列方向の領域拡張処理は、時系列方向の座標(t-1)の領域拡張済みピクセル（たとえば１３０１のＡ）から、時系列方向の座標(t)の空間座標が同じ未処理ピクセル（たとえば１３０２のＢ）を隣接するピクセルとして領域拡張する。

前回の撮像番号の領域拡張済み静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t-1)を、今回の撮像番号の静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)を求めるとき、下式（１３）で示された非線形方程式を非線形最小二乗推定するときに反復演算の初期値として使用する。

式（１３）のf_Fは脂肪のケミカルシフトの周波数であり、１．５Ｔ装置の場合は２２３Ｈｚとなる。そして、非線形最小二乗推定の反復演算によって該当ピクセルの静磁場不均一マップΨの値を求める。本領域拡張は物体のあるピクセルのみ実施することで、局所収束を低減できる。

（ステップＳ１２０４）
時系列方向の領域拡張処理の後に、不連続補正処理部１１１３（空間不連続補正部１１１４）が、空間的な領域拡張処理を実行し、時系列方向に処理されていない未処理ピクセルを領域拡張処理する。未処理ピクセルは、前の撮像番号の隣接するピクセルが領域拡張済みでない場合に発生する。領域拡張済みのピクセルと空間的に隣接する未処理ピクセルがある場合に未処理ピクセルを領域拡張処理し、領域拡張処理が可能な未処理ピクセルが無くなるまで行う。

領域拡張処理の方法は時系列間の領域拡張処理と同様に、x,y,zの座標軸のそれぞれの正負両方向に対して行う。たとえば、Ψ(x-1,y,z,t)からΨ(x,y,z,t)への領域拡張の場合は、Ψ(x,y,z,t)を求める際の非線形最小二乗推定の反復演算の初期値にΨ(x-1,y,z,t)を使用する。

ステップＳ１２０３で示した時系列方向の領域拡張処理とステップＳ１２０４で示した空間方向の領域拡張処理は、ピクセル毎に領域拡張する順番を入れ替えても良い。すなわち、例えば撮像（ｔ−１）のピクセル（ｘ）と撮像（ｔ）の相当するピクセル（ｘ）との間で時間方向の領域拡張処理を行った後に（ｔ）のピクセル（ｘ＋１）との間で空間方向の領域拡張処理を行い、次いで（ｔ−１）のピクセル（ｘ＋２）と撮像（ｔ）の相当するピクセル（ｘ＋２）との間で時間方向の領域拡張処理を行った後に（ｔ）のピクセル（ｘ＋３）との間で空間方向の領域拡張処理を行う等のやり方で進めることも可能である。このように本実施形態の領域拡張処理は、x,y,z,tの４次元の静磁場不均一マップに対して行う４次元の領域拡張処理である。領域拡張処理するピクセルの順番は、領域拡張済みピクセルに隣接（空間的な隣接と時系列的な隣接）する未処理ピクセルの内、信号値（s１×s２×s３の絶対値）の高い順に処理するなどの手法を組み合わせることで、従来のx,y,zの３次元の領域拡張処理より、局所収束を低減することができる。

（ステップＳ１２０５）
分離画像演算部１１１７は、領域拡張済みの静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)、ＴＥ１の画像ｓ１(x,y,z,t)、ＴＥ２の画像ｓ２(x,y,z,t)、ＴＥ３の画像ｓ３(x,y,z,t)を用いて、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）を作成し、画像送信部１１０７へ出力する。このとき、領域拡張済みの静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)は、領域拡張処理されていないピクセルも含まれているため、領域拡張処理していないピクセルは外挿によって値を求める。水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）は、ステップＳ１２０４で求めた静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)を式（１３）に代入して、未知数Ｗ(x,y,z,t)、Ｆ(x,y,z,t)の線形方程式を最小二乗推定することによって求めることができる。

（ステップＳ１２０６）
判定部１１１６による判定ステップＳ１２０２において、時系列の領域拡張処理を行わない判定のときは、空間的な領域拡張処理を行うことによって、領域拡張済みの静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)を求める。このときの領域拡張処理は、開始のピクセル決めて、x,y,z方向のいずれかに隣接するピクセルを順に領域拡張処理していく。開始ピクセルは例えば、ＴＥ１の画像ｓ１、ＴＥ２の画像ｓ２、ＴＥ３の画像ｓ３の信号変化が大きいピクセルとする方法がある。これは、水と脂肪が混在するピクセルは信号変化が大きく、また水と脂肪が混在するピクセルは局所収束しにくいためこのような手法を用いる。領域拡張処理するピクセルの順番は、領域拡張済みピクセルに隣接（空間的な隣接）する未処理ピクセルの内、信号値（s１×s２×s３の絶対値）の高い順に処理するなどの手法を組み合わせることで、局所収束を低減することができる。

（ステップＳ１２０７）
分離画像演算部１１１７が、領域拡張済みの静磁場不均一マップΨ(x,y,z,t)、ＴＥ１の画像ｓ１(x,y,z,t)、ＴＥ２の画像ｓ２(x,y,z,t)、ＴＥ３の画像ｓ３(x,y,z,t)を用いて、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）を作成する。処理内容はステップＳ１２０５と同様である。

（ステップＳ１２０８）
この処理は、第１の実施形態のステップＳ９０９と同様であり、画像比較部１１１８が、時系列の画像を比較し、時系列間で画像を揃える処理を行うか否かの判定をする。この判定はイナミックイメージングの最初の撮像番号は画像を揃える処理を行わない判定とし終了する。その他の撮像番号は画像を揃える処理を行う判定とし、ステップＳ１２０９へ移行する。

（ステップＳ１２０９）
前回の撮像の水画像Ｗ(x,y,z,t-1)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t-1)と、今回の撮像のステップＳ１２０７で作成した水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)との間で一致の度合いを比較する。比較の結果が一致の場合は、水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)をそのまま画像送信部１１０７へ出力する。不一致の場合は、水画像Ｗ(x,y,z,t)と脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)のデータを入れ替えた後、画像送信部１１０７へ出力する。また、不一致の場合は、静磁場不均一マップΨが局所収束しているため、次の撮像番号の領域拡張処理のために、静磁場不均一マップΨの全ピクセルに脂肪のケミカルシフトの周波数を加算もしくは減算する。比較の方法は、第１の実施形態で示したステップＳ９１０の方法と同じである。

本実施形態においても、第１の実施形態と同様に、時系列方向に生じる静磁場不均一マップの周波数のオフセットや部分的な変化の影響が低減され、より正確な水画像と脂肪画像の時系列画像を表示することができる。また時系列方向については周波数オフセットの大きさに応じて、時系列方向の領域拡張処理の要否を判定して処理を行うので、繰り返し計算において局所収束するのを低減することができる。

なお以上、３点Ｄｉｘｏｎ法を用いたダイナミックイメージングで得た画像の処理を説明したが、本実施形態の処理は２点Ｄｉｘｏｎ法やマルチポイントＤｉｘｏｎ法を用いた場合にも適用することができる。

＜第３の実施形態＞
第１の実施形態及び第２の実施形態のＭＲＩ装置では、時系列の位相アンラップ処理もしくは時系列の領域拡張処理をするか否かの判定を、静磁場不均一マップの位相オフセットもしくは周波数オフセットの値を用いて判定部１１１６が自動判定したが、本実施形態のＭＲＩ装置は、これらの判定を操作者が行うための手段を備える。第１及び第２の実施形態では、画像比較部１１１８により自動で画像の比較を行ったが、本実施形態のＭＲＩ装置は、これらの比較を操作者が行うための手段を備える。具体的には、ＭＲＩ装置の操作部を介して、操作者の判定結果や選択を受け付ける。

操作者が選択する項目は、時系列方向と空間方向の４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張処理と、時系列の画像比較の２つであり、各時系列に対していずれかを択一的に選択する。
本実施形態においても、装置の構成は前述の実施形態と共通するので、異なる特徴を中心に本実施形態を説明する。以下の説明では、前述の実施形態に用いた図面を適宜参照する。

図１４に、４次元位相アンラップ処理と時系列画像の比較を選択するユーザーインターフェイス（ＵＩ）である。図１４の「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」パラメータは４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張の実施を選択するパラメータであり、ＯＦＦとＯＮが選択できる。

「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」でＯＮを選択したときは、「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」パラメータが入力可能となる。「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」パラメータは４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張する撮像番号の範囲を示している。

「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＦＦの場合（ＯＮが選択されない場合）もしくは「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＮで「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」パラメータで示される撮像番号の範囲に該当しない撮像番号がある場合には、時系列画像の比較の実施を示す「Ｓｅｒｉｅｓ ｍａｃｈｉｎｇ」パラメータについて、ＯＦＦとＯＮが選択可能となる。ＯＮと選択したときは、「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｍｂｅｒ」が入力可能となる。「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」は時系列画像の比較の元になる撮像番号であり、「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｍｂｅｒ」は時系列画像の比較する撮像番号である。「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｍｂｅｒ」は「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の範囲に該当しない撮像番号を入力することができる。また、「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」が「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の範囲でない場合は、「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｍｂｅｒ」に「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」を入力することができる。

次に、２点Ｄｉｘｏｎ法の時系列の水・脂肪分離画像作成に本実施形態を適用した場合の処理手順を図１５に基づいて説明する。図１５は本実施例を説明する処理フロー図である。本処理フローを実行するためのプログラムは画像処理部１１０５内に記憶され、画像処理部１１０５が図１５に基づいて説明する各ステップの処理を実行する。図１５の処理フローはダイナミックイメージングの撮像番号ごとに実行される。

（ステップＳ１５０１）
図１４に示した「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」、「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」、「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」パラメータを用いて時系列の位相アンラップの判定を行う。「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＮで撮像番号が「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」以上「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」未満のとき本撮像番号の処理を終了する。「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＮで撮像番号が「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」のとき、ステップＳ１５０２へ移行する。その他の場合は、ステップＳ１５０５へ移行する。

（ステップＳ１５０２）
「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までのＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)とＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)から静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)を求める。計算式は式（１）と式（２）と同様である。

（ステップＳ１５０３）
「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)を用いて、時系列と空間を合わせた４次元の位相アンラップ処理を行う。最初に開始ピクセルを決め、x,y,z,t方向のいずれかに隣接するピクセルを順に位相アンラップ処理し、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)を作成する。

開始ピクセルは例えば「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)の絶対値が最大となるピクセルとし、開始ピクセルの位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)の値は同座標の静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)の位相を設定する。位相アンラップ処理するピクセルの順番は、位相アンラップ済みピクセルに隣接（空間的な隣接と時系列的な隣接）する未処理ピクセルの内、静磁場不均一マップＰの絶対値の高い順に処理するなどの手法を組み合わせることができる。たとえば造影剤の流入によって水と脂肪が逆位相となる画像Ｓ１では広範囲に信号低下を起こすことがあるが、上述したように絶対値の高い順に処理することにより、空間のみの３次元の位相アンラップ処理では位相ラップを除去することが困難な領域でも、位相ラップを低減することができる。位相アンラップの方法は、第１の実施形態と同様であり、式（５）を用いて、x,y,z,tの座標軸のそれぞれの正負両方向に対して行う。

（ステップＳ１５０４）
「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの、４次元の位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)、ＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)、ＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)を用いて、「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）を作成する。この処理内容は第１の実施形態のステップＳ９０６と同様であり、式（６）及び式（７−１）、（７−２）を用いて求める。

（ステップＳ１５０５〜ステップＳ１５０７）
ステップＳ１５０５〜Ｓ１５０７は、４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張を行わない場合であり、第１の実施形態のフロー（図９）のステップＳ９０１、Ｓ９０７、Ｓ９０８と同様である。すなわち、ステップＳ１５０５では、今回の撮像番号の、ＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)とＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)を用いて、静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)を作成する。ステップＳ１５０６では、静磁場不均一マップＰ(x,y,z,t)を空間的な位相アンラップ処理を行うことによって、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)を求める。さらにステップＳ１５０７で、位相アンラップ済みの静磁場不均一マップθ(x,y,z,t)、ＴＥ１の画像Ｓ１(x,y,z,t)、ＴＥ２の画像Ｓ２(x,y,z,t)を用いて、水画像Ｗ（x,y,z,t）と脂肪画像Ｆ（x,y,z,t）を作成する。

（ステップ１５０８）
一方、図１４のＵＩにおいて、「Ｓｅｒｉｅｓ ｍａｔｃｈｉｎｇ」がＯＮで、かつ「Ｍａｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」に今回の撮像番号があるときは、ステップＳ１５０９へ移行し、その他の場合はステップＳ１５１０へ移行する。

（ステップ１５０９）
図１４のＵＩ「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」に入力された撮像番号（図示する例ではｔ＝１)の水画像Ｗ(x,y,z,1)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,1)と、今回の撮像のステップＳ１２０７で作成した水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)を用いて、画像の比較と時系列方向の画像合わせを行う。この処理は第１の実施形態のステップＳ９１０と同様であり、画像の一致度から画像の入れ替えの要否を判断し、判断結果に従い入れ替えを実施或いは不実施とする。画像の入れ替えは今回の撮像番号が「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の場合には、「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの画像をすべて入れ替える。

（ステップＳ１５１０）
図１４のＵＩ「Ｓｅｒｉｅｓ ｍａｔｃｈｉｎｇ」がＯＦＦの場合（或いはＯＮが選択されない場合）は、時系列の画像の比較は行わずに、水・脂肪判定処理を行う。この処理は第１の実施形態のステップＳ９１１と同じである。

なお本実施形態では、第１の実施形態（２点Ｄｉｘｏｎ法と４次元位相アンラップ処理の組み合わせ）を元にユーザーインターフェイスと４次元位相アンラップ処理を適用した例を記載したが、第２の実施形態（３点Ｄｉｘｏｎ法と４次元領域拡張処理の組み合わせ）の処理にも同様なユーザーインターフェイスを用いることで適用できる。また図１４に示すＵＩ画面の前に、４次元位相アンラップ処理と４次元領域拡張処理のいずれかを選択する画面を表示し、操作者がいずれかを選択可能にしてもよい。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、操作者による時系列方向の不連続補正処理の選択を受け付ける操作部を備え、前記信号処理部は、前記操作部が時系列方向の不連続補正処理の選択を受け付けたときに、前記時系列方向不連続補正部による不連続補正処理を行う。また本実施形態のＭＲＩ装置は、操作者による時系列方向の不連続補正処理の範囲の指定を受け付ける操作部を備え、信号処理部は、前記操作部が受け付けた時系列方向の不連続補正処理の範囲で、前記時系列方向不連続補正部による不連続補正処理を行う。さらに本実施形態のＭＲＩ装置は、前記複数種の時系列画像を、時系列方向に隣接する画像間で比較し、画像の一致度を判定する画像比較部を備え、操作者による時系列方向の画像の比較の指示を受け付ける操作部を備える。
本実施形態のＭＲＩ装置によれば、操作者に時系列方向不連続補正処理を行うか否かの判定や選択を行わせる手段を備えたことによって、以下述べるように、さらに画像の精度と利便性をあげることができる。

例えば、４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張処理は、４次元データに対して開始ピクセルを１つ決めて処理することによって、最も位相ラップもしくは局所収束を低減できるが、その反面、撮像番号ごとに画像を作成することができないため、リアルタイムで画像を確認する必要があるときには利用できない。本実施形態は、リアルタイムで画像を確認する必要が無い場合に操作者が選択することによって、最も精度の高い画像を得ることができる。

また第１及び第２の実施形態では、時系列方向の静磁場不均一マップの位相オフセットα或いは周波数オフセットが所定の値以上のときに、時系列画像の比較を行うこととしているが（ステップＳ９０３、Ｓ１２０２）、自動判定の場合、これらステップでの判定を誤ることもあり得る。撮像の時間間隔が空いているとわかっている場合は、本実施形態に従い、操作者が、時系列方向の位相アンラップ処理を実施せず、時系列画像の比較をする方を選択可能にすることで、より確実に位相ラップまたは局所収束を低減できる。

＜第４の実施形態＞
本実施形態も、操作者が４次元位相アンラップ処理もしくは４次元領域拡張処理や時系列の画像比較を選択する手段を備えることは第３の実施形態と同様である。本実施形態は、操作者による選択をさらに利便化するため、操作者の判断の指標となる情報を提供する手段を備える。このような情報として、例えば共鳴周波数の時系列の変化がある。

以下、提供する情報が時系列の共鳴周波数である場合を例に本実施形態の動作を説明する。なお装置構成は上述した実施形態と同様であるが、本実施形態のＭＲＩ装置では、制御部１１２は、通常の２点Ｄｉｘｏｎ法や３点Ｄｉｘｏｎ法のパルスシーケンスとは別に、撮像毎に共鳴周波数を測定する制御を行う。

図１６に共鳴周波数測定付のダイナミックイメージングのシーケンス図を示す。図示するようにこのシーケンスでは、ダイナミックイメージングの画像データの計測１６０１に共鳴周波数の測定１６０２が追加されている。計測１６０１は、例えば、図５や図６に示すパルスシーケンスの繰り返しからなる。また共鳴周波数の測定１６０２は、例えば、周波数エンコード傾斜磁場や位相エンコード傾斜磁場を用いることなく、ＲＦパルスを印加し、スピンの状態をもとに戻すＲＦパルスを印加したあと、エコー信号を計測する。このエコー信号の周波数分布のピークとなる周波数が共鳴周波数である。このような共鳴周波数の測定１６０２は極めて短時間で行うことができる。

こうして測定した共鳴周波数は、例えば、図１７に示すように、撮像毎に表示部１１１に表示される。図１７に示す例では、共鳴周波数の波形１７０１とピーク周波数の数値１７０２が表示されるとともに、時系列方向の位相アンラップを選択するＵＩ１７０５，１７０６が表示される。さらに前回の撮像のときに測定された共鳴周波数との差１７０３や脂肪の共鳴周波数差１７０４が表示される。脂肪の共鳴周波数差１７０４は磁場強度に依存した固定値であり、磁場強度が１．５Ｔの場合は−２２３Ｈｚとなる。

操作者は、共鳴周波数の値１７０２や前回の共鳴周波数との差１７０３を確認し、脂肪の共鳴周波数差１７０４を比較して、時系列方向の位相アンラップを選択するボタン１７０５もしくは選択しないボタン１７０６のいずれかを選択することができる。

本実施形態による信号処理部の処理フローは、図９或いは図１２に示すフローと同様であり、操作者が時系列方向の位相アンラップを選択するボタン１７０５を押した場合には、例えば、図９に示すフローにおいて、時系列アンラップ判定Ｓ９０３ではＹが選択され、Ｓ９０４へ移行する。選択しないボタン１７０６を押した場合には、時系列アンラップ判定Ｓ９０３ではＮが選択され、Ｓ９０７へ移行する。時系列方向の領域拡張処理を行う図１２のフロー場合も同様である。但し本実施形態では、表示された共鳴周波数を確認して時系列方向の位相アンラップの選択を決定するので、図９のステップＳ９０２或いは図１２のステップＳ１２０１は省くことができる。

このように本実施形態によれば、画像データの計測１６０１毎に、操作者は周波数オフセットを確認し、時系列方向の位相アンラップ若しくは領域拡張処理を選択することができる。

なお以上の説明では、時系列方向の位相アンラップ若しくは領域拡張処理の選択のＵＩのみを説明したが、これらの系列方向の処理が選択されない場合には、第３の実施形態と同様に、時系列の画像比較についても、図１４に示すようなＵＩによって、操作者が時系列の画像比較を選択可能にしてもよいことは言うまでもない。

以上説明したように、本実施形態のＭＲＩ装置は、操作者による時系列方向の不連続補正処理の選択や、操作者による時系列方向の画像の比較の指示を受け付ける操作部を備えるとともに、撮像部が、１回の撮像毎に、共鳴周波数測定を行い、前記操作部は、前記撮像部が測定した撮像毎の共鳴周波数を表示する表示部を備える。これにより、第３の実施形態と同様に、画像の精度を高めるとともに操作者の利便性を向上することができる。

以上、本発明のＭＲＩ装置及び方法の実施形態を説明したが、本発明はこれら実施形態に限定されることなく、一部の要素の削除や別な要素の追加など適宜変更することが可能である。また各実施形態で用いた処理や方法を他の実施形態で用いた処理や方法と適宜組み合わせることも可能である。

さらに以上の実施形態では、信号処理部はＭＲＩ装置の一部の要素として説明したが、信号処理部の機能（図２及び図３に示す演算機能）は、ＭＲＩ装置とは別のモダリティ（画像処理装置）としてもよく、ＭＲＩ装置の撮像と独立して、上記各実施形態の動作を行ってもよい。

１…ＭＲＩ装置、１０１…被検体、１０２…静磁場磁石、１０３…傾斜磁場コイル、１０４…照射コイル、１０５…受信コイル、１０６…ベッド、１０７…傾斜磁場電源、１０８…ＲＦ送信部、１０９…信号検出部、１１０…信号処理部、１１１…表示部、１１２…制御部、１１０１…信号受信部、１１０２…ｋ空間データベース、１１０３…画像変換部、１１０４…画像データベース、１１０５…画像処理部、１１０７…画像送信部、１１０６…パラメータ格納部、１１０９…メモリ、１１１１…静磁場不均一マップ作成部、１１１３…不連続補正処理部、１１１４…空間不連続補正処理部、１１１５…時系列不連続補正処理部、１１１６…判定部、１１１７…分離画像演算部、１１１８…画像比較部。

一方、ＭＲＩ装置では、造影剤を投与し、時系列に撮像を繰り返し、造影剤の染まり方をモニタリングする方法が実用化されている。このように画像を連続取得する方法はダイナミックイメージングとして知られている。このダイナミックイメージングでも水と脂肪を分離したいという要求があり、Ｄｉｘｏｎ法を併用することで脂肪からの信号を分離した水画像を取得する方法が用いられている（特許文献３）。

ダイナミックイメージングにＤｉｘｏｎ法を併用した場合には、時系列に繰り返した撮像の間で静磁場不均一マップが変化し、結果として最終的に構成された組織を表す画像の正確性が低下するという課題がある。この静磁場不均一マップの変化は部分的に発生することもあれば、撮像全体に発生することもある。静磁場不均一マップが変化する原因について、肝臓のダイナミックイメージングを例に説明する。

信号処理部１１０は、このようなＤｉｘｏｎ法のパルスシーケンスの実行により、異なるエコー時間毎に収集したエコーデータを画像再構成し、エコー時間毎の画像（原画像という）を得る。複数の原画像間の演算により、水プロトンを高コントラストで描出する画像（以下、水画像という）と、脂肪プロトンを高コントラストで描出する画像（以下、脂肪画像）とを得る。以下、水画像及び脂肪画像をまとめて水・脂肪画像ともいう。信号処理部１１０は、また、異なるエコー時間毎に収集したエコー信号を用いて、これらエコー信号に含まれる静磁場不均一に起因する位相回転或いは周波数のずれを静磁場不均一マップとして作成し、この静磁場不均一マップを複数の原画像間の演算に用いる。信号処理部１１０は、これらの処理を、時系列で実行される複数回の撮像毎に行う。

「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＦＦの場合（ＯＮが選択されない場合）もしくは「４Ｄ Ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ」がＯＮで「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」パラメータで示される撮像番号の範囲に該当しない撮像番号がある場合には、時系列画像の比較の実施を示す「Ｓｅｒｉｅｓ ｍａｔｃｈｉｎｇ」パラメータについて、ＯＦＦとＯＮが選択可能となる。ＯＮと選択したときは、「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」と「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」が入力可能となる。「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」は時系列画像の比較の元になる撮像番号であり、「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」は時系列画像の比較する撮像番号である。「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」は「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の範囲に該当しない撮像番号を入力することができる。また、「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」が「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の範囲でない場合は、「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」に「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」を入力することができる。

（ステップＳ１５０８）
一方、図１４のＵＩにおいて、「Ｓｅｒｉｅｓ ｍａｔｃｈｉｎｇ」がＯＮで、かつ「Ｍａｔｃｈｉｎｇ ｎｕｍｂｅｒ」に今回の撮像番号があるときは、ステップＳ１５０９へ移行し、その他の場合はステップＳ１５１０へ移行する。

（ステップＳ１５０９）
図１４のＵＩ「Ｓｔａｎｄａｒｄ ｎｕｍｂｅｒ」に入力された撮像番号（図示する例ではｔ＝１)の水画像Ｗ(x,y,z,1)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,1)と、今回の撮像のステップＳ１２０７で作成した水画像Ｗ(x,y,z,t)、脂肪画像Ｆ(x,y,z,t)を用いて、画像の比較と時系列方向の画像合わせを行う。この処理は第１の実施形態のステップＳ９１０と同様であり、画像の一致度から画像の入れ替えの要否を判断し、判断結果に従い入れ替えを実施或いは不実施とする。画像の入れ替えは今回の撮像番号が「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」の場合には、「Ｓｔａｒｔ ｎｕｍｂｅｒ」から「Ｅｎｄ ｎｕｍｂｅｒ」までの画像をすべて入れ替える。

操作者は、共鳴周波数の値１７０２や前回の共鳴周波数との差１７０３を確認し、脂肪の共鳴周波数差１７０４を確認して、時系列方向の位相アンラップを選択するボタン１７０５もしくは選択しないボタン１７０６のいずれかを選択することができる。

Claims (15)

1. 静磁場におかれた被検体に対し高周波磁場及び傾斜磁場を印加し、１回の撮像においてエコー時間を異ならせた複数のエコー信号を収集する撮像部と、
   前記エコー時間が異なる複数のエコー信号を用いて、前記エコー時間が異なる複数の画像を作成する信号処理部と、を備え、
   前記信号処理部は、
   前記複数の画像を用いて、静磁場不均一に起因して前記画像に生じる位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップを作成する静磁場不均一マップ作成部と、
   前記１回の撮像で取得した静磁場不均一マップに対し、空間方向に位相又は周波数の不連続を補正する不連続補正処理を行う空間方向不連続補正部と、
   時系列の撮像で取得した複数の静磁場不均一マップに対し、時系列方向に位相又は周波数の不連続を補正する不連続補正処理を行う時系列方向不連続補正部と、を備え、
   前記エコー時間が異なる複数の画像と、空間方向及び／又は時系列方向に不連続補正処理された前記静磁場不均一マップとを用いて、異なる組織コントラストを持つ複数種の時系列画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
2. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、時系列方向における静磁場不均一マップの位相又は周波数のオフセットが、所定の閾値の範囲内か否かを判定し、前記オフセットが所定の閾値の範囲内と判定したとき、前記時系列方向不連続補正部による時系列方向の不連続補正処理と前記空間方向不連続補正部による空間方向の不連続補正処理とを行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
3. 請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、時系列方向における静磁場不均一マップの位相又は周波数のオフセットが、所定の閾値の範囲内か否かを判定し、前記オフセットが所定の閾値の範囲外と判定したときは、時系列方向の不連続補正処理を行うことなく、前記空間方向不連続補正部による空間方向の不連続補正処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項１乃至３のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記信号処理部は、前記複数種の時系列画像を、時系列方向に隣接する画像間で比較し、画像の一致度を判定する画像比較部をさらに備え、
   前記画像比較部の判定結果に従い、同種の画像が揃った時系列画像を作成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
5. 請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記時系列方向不連続補正部が行う不連続補正処理は、時系列方向の位相アンラップ処理であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
6. 請求項１乃至４のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記時系列方向不連続補正部が行う不連続補正処理は、最小二乗推定の反復演算の初期値により周波数の不連続を補正する処理であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
7. 請求項５又は６のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記時系列方向不連続補正部は、基準となるピクセルを開始点として領域拡張処理により不連続補正処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項１乃至７のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記撮像部が行う撮像は、第１及び第２のエコー時間でそれぞれエコー信号を取得する２点ディクソン法による撮像であり、前記第１のエコー時間は、高周波磁場印加後に変化する水プロトンの位相と脂肪プロトンの位相とが揃う時間であり、前記第２のエコー時間は高周波磁場印加後に前記水プロトンの位相と前記脂肪プロトンの位相とが１８０度ずれる時間であることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
9. 請求項１乃至７のいずれか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記撮像部が行う撮像は、第１、第２及び第３のエコー時間でそれぞれエコー信号を取得する３点ディクソン法による撮像であり、各エコー時間は、高周波磁場印加後に変化する水プロトンの位相と脂肪プロトンの位相との位相差が異なる時間に設定されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
10. 請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    操作者による時系列方向の不連続補正処理の選択を受け付ける操作部をさらに備え、
    前記信号処理部は、前記操作部が時系列方向の不連続補正処理の選択を受け付けたときに、前記時系列方向不連続補正部による不連続補正処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    操作者による時系列方向の不連続補正処理の範囲の指定を受け付ける操作部をさらに備え、
    前記信号処理部は、前記操作部が受け付けた時系列方向の不連続補正処理の範囲で、前記時系列方向不連続補正部による不連続補正処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記複数種の時系列画像を、時系列方向に隣接する画像間で比較し、画像の一致度を判定する画像比較部と、操作者による時系列方向の画像の比較の指示を受け付ける操作部とをさらに備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
13. 請求項１０に記載の磁気共鳴イメージング装置であって、
    前記撮像部は、１回の撮像毎に、共鳴周波数測定を行い、
    前記操作部は、前記撮像部が測定した撮像毎の共鳴周波数を表示する表示部を備えることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
14. 磁気共鳴イメージング装置により時系列の撮像でそれぞれ取得した、エコー時間の異なるエコー信号から再構成した複数の原画像を用いて、原画像間の演算により、複数種の組織コントラスト画像を時系列画像として形成する時系列画像作成方法であって、
    時系列の撮像毎に、前記複数の原画像から、静磁場不均一に起因する位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップを作成する処理と、
    時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の空間方向の不連続を補正する処理と、
    時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の時系列方向のオフセットを所定の閾値と比較する処理と、
    前記時系列方向の不連続が所定の閾値範囲であるときに、前記時系列方向の不連続を補正する処理と、
    補正された前記静磁場不均一マップと前記複数の原画像とを用いて、複数種の組織コントラスト画像を作成する処理と、を含む時系列画像作成方法。
15. コンピュータに、
    時系列の撮像毎に、前記複数の原画像から、静磁場不均一に起因する位相回転又は周波数のずれを表す静磁場不均一マップを作成するステップと、
    時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の空間方向の不連続を補正するステップと、
    時系列の撮像毎に得られる前記静磁場不均一マップに対し、位相又は周波数の時系列方向のオフセットを所定の閾値と比較するステップと、
    前記時系列方向のオフセットが所定の閾値範囲であるときに、前記時系列方向の不連続を補正するステップと、
    補正された前記静磁場不均一マップと前記複数の原画像とを用いて、複数種の組織コントラスト画像を作成するステップと、を実行させるプログラム。
    
    

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