JP4282152B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関し、とくに、組織や血流の走行方向と位相エンコード方向との関係を考慮してＭＲ画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、被検体に造影剤を投与しなくても肺野や腹部の血流像を得ることができるイメージング法が種々知られている。例えば、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法や位相コントラスト（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法を利用したイメージング法であり、また、サブトラクションＭＲアンギオグラフィとして知られているイメージング法などである。これらのイメージング法は各種のパルスシーケンスと組み合わせて実施され、それぞれの特質に鑑みて用いられる。
【０００４】
これらのイメージング法を実施して血流像を得る場合、画質や分解能を向上させるには、血管からの信号値を上げてＳ／Ｎを良くすること、体動によるアーチファクトを低減することなどの要求がある。血管からの信号値を上げるには、その一つの手法としては、アベレージング処理（加算平均処理）が挙げられる。また、体動アーチファクトの発生を抑制するには、撮影時間中、患者に息止めを行ってもらう方法が多用されている。通常は、１回の息止め期間の間にアベレージング法を実施するための複数の画像（このとき、各画像の位相エンコード方向は常に一定の方向に設定されている）を得るようにしている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、とくに、高速ＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ：ＦＳＥ）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法の組み合わせに基づく方法）等に基づくパルスシーケンスでＭＲスキャンを実施する場合、上述した息止め法やアベレージング法を併用したとしても、Ｔ２時間が短め（Ｔ２＝１００〜２００ｍｓ）の組織や血流（例えば、肺野の血管や肝臓の門脈或いは脈管）の走行状態の描出能が劣っていた。これは、Ｔ２時間が短めの成分から発生するＭＲ信号の半値幅が位相エンコード方向に広がり（伸び）、画像全体が位相エンコード方向にぼけることに起因していた。画像が位相エンコード方向にぼけると、位相エンコード方向が交差する（直交するなど）血流像の画素値は周辺組織のそれと平均化されてしまい、分解能が低下する。このため、画像においても、位相エンコード方向と交差する方向に走行する血管像は周辺組織と区別し難くなる。
【０００６】
アベレージング処理を実施した場合、位相エンコード方向に走行している血流の分解能は向上するが、ほかの方向に走行している血流像はぼけたままであるので、ぼけた画素同士を加算しても分解能は向上しない。したがって、アベレージング処理に付したとしても、位相エンコード方向以外の方向に走行する血管像の情報は欠落しがちで、血管全体の描出能は低い。この問題はとくに、Ｔ２時間が短めの血流で顕著であった。
【０００７】
この問題を解決するため、特願平９−１４９８８６号の特許出願において、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法が提案されている。つまり、位相エンコード方向を変えた画像を複数枚収集し、これらの画像に最大値投影（ＭＩＰ）などの重ね合わせ処理を行うことで、複雑に走行する血管系（肺血管）などを均一に描出するイメージング法である。
【０００８】
しかし、このイメージング法にあっては、さらに改善すべき課題が多々残されている。
【０００９】
第１の未解決の課題は、かかるイメージング法を、特に、３次元（３Ｄ）撮影に適用する場合に発生する。撮影時間が比較的長い３Ｄ撮影をその位相エンコード方向を変えて複数回実施する場合、全体の撮影時間が非常に長くなる。したがって、実際問題として、臨床現場で常に、このイメージング法を３Ｄ撮影に適用できるとは限らず、患者スループットなどを考慮すると、その実施は困難であった。
【００１０】
第２の未解決の課題は、アーチファクトの発生部位と診断部位との干渉に関する。腹部コロナル像などを撮影する場合、撮影断面や撮影条件によっては、心臓や大動脈などに起因したアーチファクトやケミカルシフトに起因したアーチファクトが画面上の観察したい部位に発生し、読影の妨げになるという事態が発生することもあった。
【００１１】
本発明は、このような従来技術が直面している現状を打破するためになされたもので、その目的は、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用できるようにすることである。
【００１２】
本発明の別の目的は、２次元の準備用スキャンにより位相エンコード方向を予め最適方向に決めて３Ｄスキャンを行うことで、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用した３Ｄ撮影を行うことができ、これにより、組織や血管の走行情報に対する描出能および分解能の優れたＭＲ像を、短い撮影時間で提供することである。
【００１３】
本発明のさらに別の目的は、画面上の観察したい部位にアーチファクトが発生し、読影の妨げになるという事態が排除された状態で、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用できるようにすることである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は以下のように構成される。
【００１７】
本発明に係るＭＲＩ装置の１つの側面によれば、ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングするようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩの前記本撮影の対象となる撮影断面の方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかを変化させた前記被検体の複数の参照画像を準備する準備手段と、この複数の参照画像から前記プランＲＯＩの前記方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかの最適状態を決める最適プランＲＯＩ決定手段とを備えることを特徴とする。
【００１８】
この場合、前記プランＲＯＩは、ＭＲ撮影用の位相エンコード方向の情報を含む。また好適には、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段を有する。この準備手段は、さらに、前記プラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回回転させる手段を有することが好ましい。さらに好適には、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像を当該各参照画像に写り込んでいる被写体の方向および位置を揃えて表示する表示手段を含む。
【００１９】
また、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像それぞれに設定された同一の評価用ＲＯＩ内の画素値に基づき所定の評価演算を行う評価演算手段と、この評価演算手段の評価結果に基づき前記プランＲＯＩの最適状態を自動判別する判別手段とを有していてもよい。例えば、前記評価演算手段は、前記評価用ＲＯＩ内の画素値の平均値または標準偏差を演算する手段である。
【００２０】
さらに、前記最適プランＲＯＩ決定手段により前記プランＲＯＩの最適状態が決定されるたときに、その最適状態を示す情報を自動的に前記本撮影の撮影条件として取り込む自動取り込み手段を備えることが好ましい。
【００２１】
また、上述した構成において、前記本撮影として前記設定または決定したプランＲＯＩに応じて３次元スキャンを実行するイメージングスキャン手段が備えられる。一例として、イメージングスキャンは、前記３次元スキャンを１回実行する手段である。また、例えば、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、又は高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンである。
【００２２】
さらに、本発明に係るＭＲＩ装置の別の側面によれば、ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングし実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩを変化させた複数の参照画像を準備する準備手段と、この準備手段により準備された前記複数の参照画像から複数の参照画像を任意に選択する選択手段と、この選択手段により選択された複数の参照画像それぞれのプランＲＯＩにしたがって前記本撮影としての３次元スキャンをプランＲＯＩ毎に各別に実行するイメージングスキャン手段と、この複数回の３次元スキャンによって収集された複数組の３次元画像データを画素毎に重ね合わせて１組の３次元画像データを生成する重ね合わせ処理手段とを有することを特徴とする。
【００２３】
この構成のＭＲＩ装置の場合、例えば、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段と、このプラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回、回転させる手段を有する。また前記重ね合わせ処理手段は、好適には、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の画素値のみを相互に重ね合わせるように構成される。この重ね合わせ処理手段は、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の重複画像枚数に応じて加算平均するように構成してもよい。例えば、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンス、又はＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンである。さらに、前記選択手段は、前記複数の参照画像から複数の参照画像を手動操作で任意に選択する構成であってもよい。
【００２５】
以上により、本発明では、一例として、撮影時間の掛かる３次元本撮影において描出したい部位が最も良く描出できる位相エンコード方向が撮影時間の短い２次元の準備撮影で決定される。つまり、同じ断面上で位相エンコード方向を変化（プラン断面を少しずつ面内回転させるなど）させた複数枚の参照画像が収集され、この参照画像を自動的に又は目視で評価・比較検討することで所望の参照画像、すなわち所望の位相エンコード方向が決まる。本撮影はこの位相エンコード方向にしたがって３次元スキャンにより行われるから、本撮影により得られるＭＲ画像の描出したい部位の描出能は高くなる。３次元撮影は例えば１回で済むから、全体の撮影時間も抑えられる。
【００２６】
また、描出したい部位の構造（血管の走行状態など）が複雑な場合、複数枚の参照画像を目視観測しても、一意に参照画像を決められないことがある。そのような場合には、複数の参照画像に基づく複数の撮影条件にて３次元撮影を各別に実施し、３次元画像データ同士を重ね合わせる（合成する）処理を行って、最終的な３次元画像を得ることができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００２８】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を図１〜図７を参照して説明する。
【００２９】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００３０】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部、高周波信号を送受信する送受信部、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部、および被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部を備えている。
【００３１】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００３２】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００３３】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ０に重畳される。
【００３４】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００３５】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、および音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３６】
このＭＲＩ装置は、目的部位の本撮影を空間分解能などを考慮して１回の３次元スキャンで行い、その本撮影のプランＲＯＩ（位相エンコード方向など）の最適条件を準備撮影で予め決めておくことを特徴の１つとする。しかも、その準備撮影は、撮影時間の短い２次元の準備用スキャン（Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャン）を使って、同一断面上でプランＲＯＩの方向ベクトルを様々な方向に変えて行う。これに関わる一連のスキャンは、図２に示すように、位置決めスキャン、初期断面用スキャン、および準備用スキャン（以下、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンという）から成る準備シーケンスを事前に行い、その後で、イメージング用パルスシーケンスを実行する本撮影イメージングスキャンを行う。少なくともＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンおよび本撮影イメージングスキャンは息止め法および／またはＥＣＧ同期法を併用することが望ましい。そこで、ホスト計算機６は、図３の処理を行って、上述した一連のスキャンの流れを制御するようになっている。
【００３７】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。
【００３８】
ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３９】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンであっても３次元（３Ｄ）スキャンであってもよく、またそのパルス列の形態としては、高速ＳＥ法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）などが好適である。
【００４０】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタル量の原データ（生データとも呼ばれる）をシーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原データを配置し、この原データを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。
【００４１】
演算ユニット１０は、さらに、画像に関するデータ（画像データまたは原データ）の合成処理や差分演算処理をも行うようになっている。この合成処理には、複数フレームの画像データを対応画素毎に加算する処理、複数フレームの画像データ間で対応ピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、この合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００４２】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００４３】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００４４】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期による本撮影イメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに基づく本撮影イメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００４５】
次に、このＭＲＩ装置で実施されるＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンを中心に、その動作を図３〜図７に基づき説明する。
【００４６】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、入力器１３からの指令に応答し、図３に示す処理を行う。
【００４７】
最初に、ホスト計算機６は、図３のステップＳ１において、位置決め用のロケータを起動させる。このロケータは、位置決めスキャンを指令するアプリケーション・プログラムとしてホスト計算機６のメモリに予め格納されている。このロケータが起動すると、位置決め用の基本断面像として、被検体の例えば胸腹部のアキシャル像ＡＸ，コロナル像ＣＯ，およびサジタル像ＳＧが例えば図４（ａ）に示す如く表示器１２の画面上に表示される。
【００４８】
そこで、オペレータは、この３つの基本断面像ＡＸ，ＣＯ，ＳＧから初期断面を指定するので、ホスト計算機６はその指定情報を読み込む（ステップＳ２）。この読込みの試行はオペレータからの指定が実際にあるまで定期的に実行される。例えば、オペレータがアキシャル像ＡＸおよびコロナル像ＣＯに拠る２断面プランを採用した場合、それらの２断面に基づく任意位置の断面が初期断面として指定される。
【００４９】
この初期断面の位置指定に応答して、ホスト計算機６はシーケンサ５を起動して２次元スキャンを実行させる。この２次元スキャンは例えば高速ＳＥ法などの適宜なパルスシーケンスを使って短時間の内にエコーデータが収集される（ステップＳ３）。このエコーデータはフーリエ変換により初期断面の実空間画像に再構成され、表示される（ステップＳ４、図４（ｂ）参照）。
【００５０】
次いで、ホスト計算機６は、この初期断面上の初期位置にデフォルト設定により「プランＲＯＩ（ＰＬＡＮ−ＲＯＩ）」を重畳表示する（ステップＳ５、図４（ｃ）参照）。プランＲＯＩは、３Ｄスキャンなどに拠る本撮影のスキャン条件を検討する目的で撮影する、位相エンコード方向を意識した準備画像の撮影断面であり、イメージングスキャンの対象となる撮影断面の方向ベクトル（位相エンコードＰＥ方向、読み出しＲＯ方向など）、サイズ、ＲＯＩ中心などの情報を有し、磁気共鳴イメージングでのプラン（ＰＬＡＮ）断面を特定するための撮影パラメータを有する。
【００５１】
この状態で、オペレータは初期断面像を見ながら、プランＲＯＩを変化させ（例えば回転移動させる（＝撮影断面の方向ベクトルを変える）、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンを実行させるためのパラメータを設定する（ステップＳ６、図４（ｄ）参照）。
【００５２】
一例として、ホスト計算機６は、オペレータから入力器１３を経由して入力する情報に基づき、初期断面上でプランＲＯＩ中心：ＲＯＩｃｎｔ を中心軸としてプランＲＯＩをα度ずつＮ回、反時計回りに回転させるための、回転角増分αおよび撮影画像数Ｎを指定する。具体例として、α＝１０°かつＮ＝１０である。つまり、初期画面と同一の断面上にて、初期位置から撮影断面を１０°置きに回転させて１０枚の２次元撮影を行うための設定がなされる。
【００５３】
このステップＳ６における処理は、ホスト計算機６とオペレータとの間で対話的に実行され、血管の走行状態が最も良く描出さえる位相エンコード方向を設定するためになされる。例えば図５（ａ）に示す如く、心臓の動きに因る起因するアーチファクトが診断上の影響が大きい腹部の中心寄り領域に発生することが予想されるときは、同図（ｂ）に示す如く、このアーチファクト発生領域がなるべく画像上の端に来るように位相エンコード方向を変更することが望ましい。このため、回転角増分αおよび撮影画像数Ｎには、かかる望ましい撮影断面（プランＲＯＩ）の指定を含むように設定される。
【００５４】
そこで、このステップＳ６の対話処理において、ホスト計算機６は、オペレータが指定する回転角増分αおよび撮影画像数Ｎに基づき、撮影断面（プランＲＯＩ）を試行的に回転させて表示させる表示モードを用意している。これにより、オペレータは自分が設定したパラメータα、Ｎが妥当なものかどうかを判断することができる。つまり、図５（ｂ）に示す如く、目的とする血管が最も良く描出される条件をチェックできる。必要であればパラメータα、Ｎを再入力して最終的に満足のいく値α，Ｎを設定できる。
【００５５】
次いで、ホスト計算機６は、オペレータから入力器１３を介して与えられる信号に応じて１個または複数個の評価用ＲＯＩ：ＲＯＩｅｖａ を初期プラン断面上に設定する（ステップＳ７、図４（ｅ）参照）。この評価用ＲＯＩ：ＲＯＩｅｖａは、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた複数枚の２次元参照像から最適の撮影断面（すなわち最適の方向ベクトル条件のプランＲＯＩ）を自動評価して見つけるために設定される。なお、この評価をオペレータの目視評価により手動で行う場合、評価用ＲＯＩは設定しなくてもよい。また、この評価用ＲＯＩはＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンで得られた複数枚の参照像上で直接指定するようにしてもよい。
【００５６】
次いで、オペレータは入力器１３を使って、後で実行する３次元本撮影（イメージングスキャン）時に必要な撮影条件を入力する（ステップＳ８）。ホスト計算機６はそれらの撮影条件を取り込んで記憶する。この撮影条件には、パルスシーケンス（好適には、高速ＳＥ法またはＦＡＳＥ法によるパルスシーケンス）、繰り返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥ、ＥＣＧゲート条件、事前飽和パルスの条件などが含まれるが、この後で実行するＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンで決まる撮影断面の方向ベクトル（位相エンコード方向、読み出し方向など）はここには未だ含まれていない。３次元撮影時のプランＲＯＩのサイズは、既に設定した値に自動的に設定される。
【００５７】
この後、ホスト計算機６は、この３次元撮影の撮影条件の入力値の中から選択して２次元撮影のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンに必要な撮影条件を設定する。（ステップＳ９）。この結果、２次元の準備撮影で用いるパルスシーケンス（エンコード数は異なる）、エコー時間ＴＥ、プランＲＯＩのサイズ、ＥＣＧゲート条件、事前飽和パルス条件などは、３次元の本撮影時のものと同じに設定される。なお、２次元の準備撮影と３次元の本撮影の間で撮影条件を別の値に設定することも可能ではあるが、この実施形態のように同一にできる条件は同一にする方が望ましい。また、３次元のスラブに関する条件（スラブ厚など）は、２次元のスライスに関する条件（スライス厚など）に相当させるが、必ずしもそうでなくてもよい。
【００５８】
このように準備撮影に必要な撮影条件が揃うと、ホスト計算機６はシーケンサ５に２次元のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンのシーケンス情報を送って、その実行を指令する（ステップＳ１０）。これにより、図６に示す如く、例えば２次元のＦＡＳＥ法によるパルスシーケンスが実行されて、短時間（例えば数秒）の間に、複数の指定位相エンコード方向（プランＲＯＩ方向）に対応した複数フレーム分のエコーデータがＲＦコイル７および受信器８Ｒを介して収集される。このデータ収集の際、患者に息どめをしてもらうこと、またＥＣＧ信号中のＲ波からの適宜な遅延時間ＴＤＬによるＥＣＧゲートを掛けることが望ましい。収集エコーデータは演算ユニット１０にて直ちに各別に２次元像に再構成される。この結果、指定したＮ枚の２次元参照像の画像データが生成される。
【００５９】
この再構成したままの画像は、それぞれの位相エンコード方向を違えて設定していたため、そのまま画像の向きを揃えて表示した場合、各画像上での被検体の向きが変化している。これは、図４（ｇ）に示す如く、非常に読影または相互に比較対象し難い画像群となる。これは特に、目視による観察を行うときに顕著になる。
【００６０】
そこで、ホスト計算機６は、前述した回転角増分αと撮影画像数Ｎのデータを読み出し、初期プラン断面以外のプラン断面の再構成画像を初期プラン断面の位置関係に合わせるため、その２枚目以降の画像をその位相エンコード方向の回転角度［Ｎ・α（Ｎ＝０，１，２…）に応じた分だけ回転演算処理し、表示器１２に表示する（ステップＳ１１，Ｓ１２）。この結果、図４（ｆ）に示す如く、撮影した複数枚の２次元の参照画像Ｒ１，Ｒ２，…はその画像の向きおよび被検体の向きが初期プラン断面に揃ったものになる。この参照画像それぞれには、前述したステップＳ７の処理で指定した評価用ＲＯＩ（ＲＯＩｅｖａ ）がその指定位置に重畳している。
【００６１】
次いで、ホスト計算機６は、参照画像Ｒ１，Ｒ２，…上に重畳設定されている評価用ＲＯＩ（ＲＯＩｅｖａ ）内の画素値に基づいて、本撮影時に最適なプランＲＯＩ（位相エンコード方向など）を呈している画像を自動的に評価して決定する（ステップＳ１３）。なお、この評価決定の処理は、オペレータの目視観察に任せてもよい。その場合には、オペレータは表示された参照画像Ｒ１，Ｒ２，…を読影し、相互に比較検討して、描出したい部位が最も良く描出されている画像を選択する。
【００６２】
この実施形態のように、この評価決定の処理を自動的に行う場合、ホスト計算機６は参照画像Ｒ１，Ｒ２，…それぞれの評価用ＲＯＩ内の画素値を使って以下のような演算を択一的に行えばよい。
【００６３】
ｉ）１つの方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の平均値を各参照画像毎に計算して、その平均値が最も高くなる参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。ii）別の方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の中の最大値を各参照画像毎に計算して、その最大値が最も高い参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。iii）さらに別の方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の標準偏差を各参照画像毎に計算して、その標準偏差が最も大きな参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。
【００６４】
この他に、１つの参照画像に評価用ＲＯＩを複数個設定する場合、各ＲＯＩの画素値平均を画像毎に平均した値が最大になる参照画像を最適プランＲＯＩを供する画像として決定したり、各ＲＯＩの画素値平均を画像毎に差分した値が最小になる参照画像を最適プランＲＯＩを供する画像として決定したり、さらには、それらの方法を組み合わせるため評価関数の結果値を基に最適プランＲＯＩを供する画像として決定するようにしてもよい。また、参照画像それぞれの評価用ＲＯＩに関する画素値を２次関数などで複数枚の参照画像全体に渡って近似し、最適な撮影断面（プランＲＯＩ）の条件を補間により推定することもできる。
【００６５】
このように自動的に最適な撮影断面（プランＲＯＩ）の方向ベクトル条件が決まると、ホスト計算機６は次いで、その最適な方向ベクトル条件（位相エンコード方向など）を３次元本撮影時の撮影条件のデータ群に加えるためのコピーを行う（ステップＳ１４）。これにより、それまで未決定であった撮影断面の方向ベクトル条件が埋まって、３次元本撮影のプラニングが完了する。
【００６６】
この後、ホスト計算機６は、オペレータからの指示を待って、完了したプラニングにしたがった３次元本撮影を、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスにてシーケンサ５に指令する（ステップＳ１５，Ｓ１６）。これにより、シーケンサ５からのシーケンス情報に応じて、例えば肝臓内門脈、門脈本管などが３次元スキャンされ、そのエコーデータが適宜な処理を経て表示される（ステップＳ１７、Ｓ１８）。このスキャン時にも、息止め法やＥＣＧゲート法を併用することが望ましい。
【００６７】
この実施形態のイメージングにあっては、上述した２次元のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンによって、位相エンコード方向が例えば血管の走行方向に沿った方向に確実に、迅速に、かつ自動的に設定される。これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、血管の走行方向（方向性）を欠落または落とさずに、より明瞭に撮影することができ、その描出能に優れている。この理由は以下の通りである。
【００６８】
一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ２時間が若干短い（Ｔ２＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ２時間の短めの血流は、Ｔ２時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ２＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「Ｒ． ＴｏｄｄＣｏｎｓｔａｂｌｅ ａｎｄ Ｊｏｈｎ Ｃ． Ｇｏｒｅ， ″Ｔｈｅ ｌｏｓｓ ｏｆ ｓｍａｌｌ ｏｂｊｅｃｔｓ ｉｎ Ｖａｒｉａｂｌｅ ＴＥ ｉｍａｇｉｎｇ： Ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ＦＳＥ， ＲＡＲＥ， ａｎｄ ＥＰＩ″， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ− ｃｉｎｅ ２８， ９−２４， １９９２ 」に示されている。同文献によると、Ｔ２時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図７に示すように、“ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ "によって表される。同図のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥｅｆｆ ＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ２＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００６９】
そこで、位相エンコード方向を血流方向に設定することで、Ｔ２時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流方向が強調されるのである。
【００７０】
したがって、肝臓内門脈や門脈本管を撮影するとき、血管の走行方向に沿って３次元本撮影の位相エンコード方向が自動設定されるから、血管の描出能が向上する。同時に、本撮影が３次元スキャンであるから、画像の空間分解能にも優れている。
【００７１】
何にも増して重要な効果は、３次元スキャンの撮影時間が長いという不都合を改善したことにある。従来、３次元スキャンを１回の検査に対して複数回実行することは、日常の臨床の場では困難である。つまり、位相エンコード方向を変えて３次元スキャンを複数回実行し、各スキャンの３次元画像データを加算などにより合成し、位相エンコード方向の各設定方向に対する優れた描出能を享受することは時間的制約とデータ処理量の増加とにより非常に難しかった。したがって、従来では、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用することはできないという現状があった。
【００７２】
これに対して、本実施形態にあっては、撮影時間の速い（数秒〜数十秒）２次元準備スキャン（Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャン）を使って位相エンコード方向を予め最適方向に決め、撮影時間の掛かる３次元イメージングスキャンを１回だけで済ますようにした。このため、３次元撮影においても、全体の撮影時間をそれほど長期化させず、実際的な範囲に止めることができ、同時に、上述した位相エンコード方向に対する画素の強調効果を積極的に利用することができ、組織や血管の走行情報に対する描出能および分解能の優れたＭＲ像を提供することができる。
【００７３】
これに加えて、本実施形態の別の効果として、図５に示した如く、画面上の観察したい部位とアーチファクトの発生予想部位との位置関係を考慮してプランＲＯＩを設定できるので、画像上のアーチファクトが読影の妨げになるという事態も殆ど確実に排除される。この効果は、本撮影をＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法に基づく３次元スキャンで行う場合にも享受することができる。このＥＰＩ法のパルスシーケンス情報は、ホスト計算機６からシーケンサ５に渡されて、シーケンサ５から各要素にＥＰＩ法に基づく指令が出される。
【００７４】
なお、この実施形態のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンにおいて、折り返し防止用の事前飽和パルスの印加条件を、その事前飽和スライスがプランＲＯＩの回転により変わる撮影断面と常に同じ位置関係を保持するように変化させてもよい。
【００７５】
また、上述した本撮影の３Ｄスキャンは必ずしも１回だけ行う場合に限られず、撮影時間などの撮影条件に余裕がある場合、本撮影の３Ｄスキャンを複数回実行し、それによって得られる複数組の３次元画像データを画素毎に合成（加算、加算平均）して、最終的な１組の３次元画像データを生成するように構成してもよい。
【００７６】
（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を、図８〜９を参照して説明する。なお、このＭＲＩ装置において、第１の実施形態におけるのと同一または同等の構成要素には同一符号を用い、その説明を省略または簡略化する。
【００７７】
本実施形態のＭＲＩ装置のハード的構成は第１の実施形態と同一であるが、最適なプランＲＯＩを事前に決めるため、ホスト計算機６は図８に示す処理を行うようになっている。ただし、この処理は、参照画像の評価をオペレータの目視観察（手動操作）に任せていることを特徴とする。
【００７８】
図８において、ステップＳ２１〜Ｓ２６の処理は前述した図３のステップＳ１〜Ｓ６の処理と同一であり、またステップＳ２７〜Ｓ３１の処理は図３のステップＳ８〜Ｓ１２のそれと同一である。つまり、この図８の処理の場合、評価用ＲＯＩは格別設定しないようになっている。
【００７９】
ステップＳ３１の処理を実行することで、表示器１２に複数枚の準備用参照画像Ｒ１，Ｒ２，…が表示されると、次いで、ホスト計算機６は、オペレータがその複数枚の参照画像を目視で評価し、その結果を指令してくるのを待つ。オペレータは、診断対象とする例えば血管の描出能が最も優れている参照画像を目視で評価し、選択した参照画像（つまり、最適な位相エンコード方向など）を入力器１３を介して指定する。ホスト計算機６はその指定信号を読み込む（ステップＳ３２，Ｓ３３）。
【００８０】
次いで、ホスト計算機６は、読み込んだ指定信号から、指定された参照画像の数が複数枚か１枚かを判断する（ステップＳ３４）。つまり、オペレータが目視評価するものの、描出したい部位（血管の走行など）の構造が複雑な場合、血流速などに因って所望の参照画像（つまり、最適な位相エンコード方向など）を一意に決められない場合がある。そのようなときには、複数枚の所望の参照画像を指定できるようにしてある。
【００８１】
このステップＳ３４においてＮＯ、すなわち手動で指定参照画像の枚数は１枚であると判断された場合、その参照画像のプランＲＯＩ情報に対応する撮影断面の方向ベクトルを最適情報として求める（ステップＳ３５）。次いで、ホスト計算機６は、ステップＳ３６〜Ｓ４０の処理を順次実行する。これらのステップは、図３で説明したステップＳ１４〜Ｓ１８と同じ処理内容に設定されている。これにより、第１の実施形態のときと同様に３次元の本撮影が１回行われ、３次元画像が得られる。
【００８２】
一方、ステップＳ３４でＹＥＳ、すなわち手動にて複数枚の参照が画像が指定された場合、この指定された複数枚の参照画像それぞれのプランＲＯＩ情報に対応する撮影断面の方向ベクトルを指定（特定）する（ステップＳ４１）。次いで、この複数個の撮影方向ベクトルの情報を３次元本撮影の撮影条件に加えるためのコピーを行う（ステップＳ４２）。
【００８３】
次いで、ホスト計算機６は、３Ｄ本撮影を行うか否かをオペレータからの指令情報により判断し（ステップＳ４３）、本撮影指令がなされたときには、複数の撮影方向ベクトル（位相エンコード方向など）それぞれに対して各別に３Ｄ本撮影の実施を指令する（ステップＳ４４）。
【００８４】
次いで、ホスト計算機６は、撮影した３次元画像データ同士の重ね合わせ（合成）処理に自動的に移行する（ステップＳ４５〜Ｓ４７）。
【００８５】
最初に、指定された参照画像の中心位置座標を合わせ、かつ、ＭＲＩの絶対座標系に対する参照画像の方向が同じなるように位置合わせを行う（ステップＳ４５）。
【００８６】
次いで、オペレータからの指令情報に基づき、オペレータが望む重ね合わせ処理法を選択する（ステップＳ４６）。ここでは、
（１）重ね合わせを行う参照画像が互いに重複する領域のみの画素値をＭＩＰ（最大強度投影）処理またはアベレージング処理する（図９（ａ）参照）、
（２）重ね合わせを行う参照画像相互間の重複度に応じてアベレージング処理を行う（図９（ｂ）参照；同図において、２枚の参照画像が互いに重複している領域は２アベレージング処理を、その一方の参照画像の残りの領域は１アベレージング処理をそれぞれ行う）、
（３）重ね合わせを行う参照画像の指定した領域についてのみＭＩＰ処理を行う、
等の手法が予め用意されている。
【００８７】
この重ね合わせ処理法の指定が終わると、引き続いて、ホスト計算機６は、その指定にしたがって重ね合わせ（合成）処理を画素毎に実施する（ステップＳ４７）。
【００８８】
このように重ね合わせにより作成された３次元画像データは適宜な態様で表示される（ステップＳ４８）。
【００８９】
このように、第２の実施形態は、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンの結果画像や撮影時間に余裕があるときに特に好適に実施でき、プランＲＯＩ（位相エンコード方向など）を変えて３次元スキャンを複数回実行し、これにより収集される複数組の３次元画像データを合成して最終画像を得ることができる。
【００９０】
つまり、観察したい部位が最も良く描出されている参照画像（興味ある参照画像）が複数枚在る場合、３次元本撮影に供する最適な撮影断面の方向ベクトル情報を事前に複数個、手動で選択することができる。そして、複数回の３次元本撮影およびその後の画像データ重ね合わせ処理によって、最終的に生成される３次元画像データには、それらの複数枚の興味ある参照画像による撮影方向ベクトルの情報を全て採り込むことができる。したがって、観察したい部位を確実に且つ良好に描出することができる。
【００９１】
また、オペレータの勘や経験を生かした手動操作で撮影方向ベクトルを選択することができる。
【００９２】
加えて、この第２の実施形態においては、オペレータが手動で指定できる参照画像を最初から１枚に限定する簡素化した処理の装置を提供することもできる。
【００９３】
なお、本発明は必ずしも上述した実施形態に記載の構成に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜、変更して実施することができ、それらの構成も本発明の範囲に属することは勿論である。
【００９４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、３次元の本撮影に最適な位相エンコード方向を予め、撮影時間の短い２次元スキャンによって撮影した複数枚の参照画像から決めているので、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用することができ、組織や血管の走行方向の描出能が高く且つ分解能の高いＭＲ画像を、短い撮影時間で提供することができる。
【００９５】
また、本発明によれば、２次元の準備用スキャンにより位相エンコード方向を予め最適方向に決めているので、本撮影としての３Ｄスキャンは１回（又は、できるだけ少ない回数）行うだけでよく、これにより、撮影時間の長期化を抑えることができ、または、３Ｄスキャンを多数回繰り返す場合に比べて撮影時間を節約することができ、患者スループットの向上のみならず、患者の息止めの負担も軽減できるなどの利点がある。
【００９６】
さらに、本発明によれば、画面上の観察したい部位にアーチファクトが発生し、読影の妨げになるという事態を確実に排除できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態におけるＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。
【図３】第１の実施形態においてホスト計算機が実行する、最適な撮影断面の方向ベクトル情報の設定処理を含む処理手順を例示する概略フローチャート。
【図４】第１の実施形態におけるホスト計算機の処理毎の表示画面を説明する図。
【図５】アーチファクトの発生領域の診断への影響を説明する図。
【図６】２次元Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンに係るパルスシーケンスの一例を示す概略図。
【図７】位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。
【図８】第２の実施形態においてホスト計算機が実行する、最適な撮影断面の方向ベクトル情報の設定処理を含む処理手順を例示する概略フローチャート。
【図９】プランＲＯＩが互いに異なる複数の参照画像を重ね合わせる処理の一部を模式的に説明する図。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
１６ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体の磁気共鳴現象に基づいてその内部を画像化する磁気共鳴イメージングに関し、とくに、組織や血流の走行方向と位相エンコード方向との関係を考慮してＭＲ画像を得るＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージングは、静磁場中に置かれた被検体の原子核スピンをそのラーモア周波数の高周波信号で磁気的に励起し、この励起に伴って発生するＭＲ信号から画像を再構成する撮像法である。
【０００３】
この磁気共鳴イメージングの分野において、被検体に造影剤を投与しなくても肺野や腹部の血流像を得ることができるイメージング法が種々知られている。例えば、タイム・オブ・フライト（ｔｉｍｅ−ｏｆ−ｆｌｉｇｈｔ：ＴＯＦ）法や位相コントラスト（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ：ＰＣ）法を利用したイメージング法であり、また、サブトラクションＭＲアンギオグラフィとして知られているイメージング法などである。これらのイメージング法は各種のパルスシーケンスと組み合わせて実施され、それぞれの特質に鑑みて用いられる。
【０００４】
これらのイメージング法を実施して血流像を得る場合、画質や分解能を向上させるには、血管からの信号値を上げてＳ／Ｎを良くすること、体動によるアーチファクトを低減することなどの要求がある。血管からの信号値を上げるには、その一つの手法としては、アベレージング処理（加算平均処理）が挙げられる。また、体動アーチファクトの発生を抑制するには、撮影時間中、患者に息止めを行ってもらう方法が多用されている。通常は、１回の息止め期間の間にアベレージング法を実施するための複数の画像（このとき、各画像の位相エンコード方向は常に一定の方向に設定されている）を得るようにしている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、とくに、高速ＳＥ（Ｆａｓｔ Ｓｐｉｎ Ｅｃｈｏ：ＦＳＥ）法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法の組み合わせに基づく方法）等に基づくパルスシーケンスでＭＲスキャンを実施する場合、上述した息止め法やアベレージング法を併用したとしても、Ｔ２時間が短め（Ｔ２＝１００〜２００ｍｓ）の組織や血流（例えば、肺野の血管や肝臓の門脈或いは脈管）の走行状態の描出能が劣っていた。これは、Ｔ２時間が短めの成分から発生するＭＲ信号の半値幅が位相エンコード方向に広がり（伸び）、画像全体が位相エンコード方向にぼけることに起因していた。画像が位相エンコード方向にぼけると、位相エンコード方向が交差する（直交するなど）血流像の画素値は周辺組織のそれと平均化されてしまい、分解能が低下する。このため、画像においても、位相エンコード方向と交差する方向に走行する血管像は周辺組織と区別し難くなる。
【０００６】
アベレージング処理を実施した場合、位相エンコード方向に走行している血流の分解能は向上するが、ほかの方向に走行している血流像はぼけたままであるので、ぼけた画素同士を加算しても分解能は向上しない。したがって、アベレージング処理に付したとしても、位相エンコード方向以外の方向に走行する血管像の情報は欠落しがちで、血管全体の描出能は低い。この問題はとくに、Ｔ２時間が短めの血流で顕著であった。
【０００７】
この問題を解決するため、特願平９−１４９８８６号の特許出願において、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法が提案されている。つまり、位相エンコード方向を変えた画像を複数枚収集し、これらの画像に最大値投影（ＭＩＰ）などの重ね合わせ処理を行うことで、複雑に走行する血管系（肺血管）などを均一に描出するイメージング法である。
【０００８】
しかし、このイメージング法にあっては、さらに改善すべき課題が多々残されている。
【０００９】
第１の未解決の課題は、かかるイメージング法を、特に、３次元（３Ｄ）撮影に適用する場合に発生する。撮影時間が比較的長い３Ｄ撮影をその位相エンコード方向を変えて複数回実施する場合、全体の撮影時間が非常に長くなる。したがって、実際問題として、臨床現場で常に、このイメージング法を３Ｄ撮影に適用できるとは限らず、患者スループットなどを考慮すると、その実施は困難であった。
【００１０】
第２の未解決の課題は、アーチファクトの発生部位と診断部位との干渉に関する。腹部コロナル像などを撮影する場合、撮影断面や撮影条件によっては、心臓や大動脈などに起因したアーチファクトやケミカルシフトに起因したアーチファクトが画面上の観察したい部位に発生し、読影の妨げになるという事態が発生することもあった。
【００１１】
本発明は、このような従来技術が直面している現状を打破するためになされたもので、その目的は、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用できるようにすることである。
【００１２】
本発明の別の目的は、２次元の準備用スキャンにより位相エンコード方向を予め最適方向に決めて３Ｄスキャンを行うことで、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用した３Ｄ撮影を行うことができ、これにより、組織や血管の走行情報に対する描出能および分解能の優れたＭＲ像を、短い撮影時間で提供することである。
【００１３】
本発明のさらに別の目的は、画面上の観察したい部位にアーチファクトが発生し、読影の妨げになるという事態が排除された状態で、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用できるようにすることである。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明のＭＲＩ装置は以下のように構成される。
【００１７】
本発明に係るＭＲＩ装置の１つの側面によれば、ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングするようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩの前記本撮影の対象となる撮影断面の方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかを変化させた前記被検体の複数の参照画像を準備する準備手段と、この複数の参照画像から前記プランＲＯＩの前記方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかの最適状態を決める最適プランＲＯＩ決定手段とを備えることを特徴とする。
【００１８】
この場合、前記プランＲＯＩは、ＭＲ撮影用の位相エンコード方向の情報を含む。また好適には、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段を有する。この準備手段は、さらに、前記プラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回回転させる手段を有することが好ましい。さらに好適には、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像を当該各参照画像に写り込んでいる被写体の方向および位置を揃えて表示する表示手段を含む。
【００１９】
また、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像それぞれに設定された同一の評価用ＲＯＩ内の画素値に基づき所定の評価演算を行う評価演算手段と、この評価演算手段の評価結果に基づき前記プランＲＯＩの最適状態を自動判別する判別手段とを有していてもよい。例えば、前記評価演算手段は、前記評価用ＲＯＩ内の画素値の平均値または標準偏差を演算する手段である。
【００２０】
さらに、前記最適プランＲＯＩ決定手段により前記プランＲＯＩの最適状態が決定されるたときに、その最適状態を示す情報を自動的に前記本撮影の撮影条件として取り込む自動取り込み手段を備えることが好ましい。
【００２１】
また、上述した構成において、前記本撮影として前記設定または決定したプランＲＯＩに応じて３次元スキャンを実行するイメージングスキャン手段が備えられる。一例として、イメージングスキャンは、前記３次元スキャンを１回実行する手段である。また、例えば、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、又は高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンである。
【００２２】
さらに、本発明に係るＭＲＩ装置の別の側面によれば、ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングし実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩを変化させた複数の参照画像を準備する準備手段と、この準備手段により準備された前記複数の参照画像から複数の参照画像を任意に選択する選択手段と、この選択手段により選択された複数の参照画像それぞれのプランＲＯＩにしたがって前記本撮影としての３次元スキャンをプランＲＯＩ毎に各別に実行するイメージングスキャン手段と、この複数回の３次元スキャンによって収集された複数組の３次元画像データを画素毎に重ね合わせて１組の３次元画像データを生成する重ね合わせ処理手段とを有することを特徴とする。
【００２３】
この構成のＭＲＩ装置の場合、例えば、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段と、このプラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回、回転させる手段を有する。また前記重ね合わせ処理手段は、好適には、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の画素値のみを相互に重ね合わせるように構成される。この重ね合わせ処理手段は、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の重複画像枚数に応じて加算平均するように構成してもよい。例えば、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンス、又はＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンである。さらに、前記選択手段は、前記複数の参照画像から複数の参照画像を手動操作で任意に選択する構成であってもよい。
【００２５】
以上により、本発明では、一例として、撮影時間の掛かる３次元本撮影において描出したい部位が最も良く描出できる位相エンコード方向が撮影時間の短い２次元の準備撮影で決定される。つまり、同じ断面上で位相エンコード方向を変化（プラン断面を少しずつ面内回転させるなど）させた複数枚の参照画像が収集され、この参照画像を自動的に又は目視で評価・比較検討することで所望の参照画像、すなわち所望の位相エンコード方向が決まる。本撮影はこの位相エンコード方向にしたがって３次元スキャンにより行われるから、本撮影により得られるＭＲ画像の描出したい部位の描出能は高くなる。３次元撮影は例えば１回で済むから、全体の撮影時間も抑えられる。
【００２６】
また、描出したい部位の構造（血管の走行状態など）が複雑な場合、複数枚の参照画像を目視観測しても、一意に参照画像を決められないことがある。そのような場合には、複数の参照画像に基づく複数の撮影条件にて３次元撮影を各別に実施し、３次元画像データ同士を重ね合わせる（合成する）処理を行って、最終的な３次元画像を得ることができる。
【００２７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る実施の形態を説明する。
【００２８】
（第１の実施の形態）
第１の実施の形態を図１〜図７を参照して説明する。
【００２９】
この実施形態にかかるＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）装置の概略構成を図１に示す。
【００３０】
このＭＲＩ装置は、被検体Ｐを載せる寝台部、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部、高周波信号を送受信する送受信部、システム全体のコントロール及び画像再構成を担う制御・演算部、および被検体Ｐの心時相を表す信号としてのＥＣＧ信号を計測する心電計測部を備えている。
【００３１】
静磁場発生部は、例えば超電導方式の磁石１と、この磁石１に電流を供給する静磁場電源２とを備え、被検体Ｐが遊挿される円筒状の開口部（診断用空間）の軸方向（Ｚ軸方向）に静磁場Ｈ０を発生させる。なお、この磁石部にはシムコイル１４が設けられている。このシムコイル１４には、後述するホスト計算機の制御下で、シムコイル電源１５から静磁場均一化のための電流が供給される。寝台部は、被検体Ｐを載せた天板を磁石１の開口部に退避可能に挿入できる。
【００３２】
傾斜磁場発生部は、磁石１に組み込まれた傾斜磁場コイルユニット３を備える。この傾斜磁場コイルユニット３は、互いに直交するＸ、Ｙ及びＺ軸方向の傾斜磁場を発生させるための３組（種類）のｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚを備える。傾斜磁場部はまた、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに電流を供給する傾斜磁場電源４を備える。この傾斜磁場電源４は、後述するシーケンサ５の制御のもと、ｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。
【００３３】
傾斜磁場電源４からｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに供給されるパルス電流を制御することにより、物理軸である３軸Ｘ，Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場を合成して、互いに直交するスライス方向傾斜磁場Ｇｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｅ、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒの各論理軸方向を任意に設定・変更することができる。スライス方向、位相エンコード方向、および読出し方向の各傾斜磁場は、静磁場Ｈ０に重畳される。
【００３４】
送受信部は、磁石１内の撮影空間にて被検体Ｐの近傍に配設されるＲＦコイル７と、このコイル７に接続された送信器８Ｔ及び受信器８Ｒとを備える。この送信器８Ｔ及び受信器８Ｒは、後述するシーケンサ５の制御のもとで動作する。送信器８Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を励起させるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイル７に供給する。受信器８Ｒは、ＲＦコイル７が受信したＭＲ信号（高周波信号）を取り込み、これに前置増幅、中間周波変換、位相検波、低周波増幅、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してＭＲ信号のデジタルデータ（原データ）を生成する。
【００３５】
さらに、制御・演算部は、シーケンサ（シーケンスコントローラとも呼ばれる）５、ホスト計算機６、演算ユニット１０、記憶ユニット１１、表示器１２、入力器１３、および音声発生器１６を備える。この内、ホスト計算機６は、記憶したソフトウエア手順（図示せず）により、シーケンサ５にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する機能を有する。
【００３６】
このＭＲＩ装置は、目的部位の本撮影を空間分解能などを考慮して１回の３次元スキャンで行い、その本撮影のプランＲＯＩ（位相エンコード方向など）の最適条件を準備撮影で予め決めておくことを特徴の１つとする。しかも、その準備撮影は、撮影時間の短い２次元の準備用スキャン（Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャン）を使って、同一断面上でプランＲＯＩの方向ベクトルを様々な方向に変えて行う。これに関わる一連のスキャンは、図２に示すように、位置決めスキャン、初期断面用スキャン、および準備用スキャン（以下、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンという）から成る準備シーケンスを事前に行い、その後で、イメージング用パルスシーケンスを実行する本撮影イメージングスキャンを行う。少なくともＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンおよび本撮影イメージングスキャンは息止め法および／またはＥＣＧ同期法を併用することが望ましい。そこで、ホスト計算機６は、図３の処理を行って、上述した一連のスキャンの流れを制御するようになっている。
【００３７】
シーケンサ５は、ＣＰＵおよびメモリを備えており、ホスト計算機６から送られてきたパルスシーケンス情報を記憶し、この情報にしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔ、受信器８Ｒの動作を制御するとともに、受信器８Ｒが出力したＭＲ信号のデジタルデータを一旦入力し、これを演算ユニット１０に転送するように構成されている。
【００３８】
ここで、パルスシーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源４、送信器８Ｔおよび受信器８Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばｘ，ｙ，ｚコイル３ｘ〜３ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間、印加タイミングなどに関する情報を含む。
【００３９】
このパルスシーケンスとしては、フーリエ変換法を適用したものであれば、２次元（２Ｄ）スキャンであっても３次元（３Ｄ）スキャンであってもよく、またそのパルス列の形態としては、高速ＳＥ法、ＦＡＳＥ（Ｆａｓｔ Ａｓｙｍｍｅｔｒｉｃ ＳＥ）法（すなわち、高速ＳＥ法にハーフフーリエ法を組み合わせたイメージング法）などが好適である。
【００４０】
また、演算ユニット１０は、受信器８Ｒが出力したデジタル量の原データ（生データとも呼ばれる）をシーケンサ５を通して入力し、その内部メモリ上のフーリエ空間（ｋ空間または周波数空間とも呼ばれる）に原データを配置し、この原データを１組毎に２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。
【００４１】
演算ユニット１０は、さらに、画像に関するデータ（画像データまたは原データ）の合成処理や差分演算処理をも行うようになっている。この合成処理には、複数フレームの画像データを対応画素毎に加算する処理、複数フレームの画像データ間で対応ピクセル毎に最大値を選択する最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、この合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとって原データのまま１フレームの原データに合成するようにしてもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、重み付け加算処理などが含まれる。
【００４２】
記憶ユニット１１は、再構成された画像データのみならず、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを保管することができる。表示器１２は画像を表示する。また入力器１３を介して、術者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報をホスト計算機６に入力できる。
【００４３】
音声発生器１６は、ホスト計算機６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発することができる。
【００４４】
さらに、心電計測部は、被検体の体表に付着させてＥＣＧ信号を電気信号として検出するＥＣＧセンサ１７と、このセンサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施してホスト計算機６およびシーケンサ５に出力するＥＣＧユニット１８とを備える。この心電計測部による計測信号は、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンと心電同期による本撮影イメージングスキャンとのそれぞれを実行するときにシーケンサ５により用いられる。これにより、心電同期法の同期タイミングを適切に設定でき、この設定した同期タイミングに基づく本撮影イメージングスキャンを行ってデータ収集できるようになっている。
【００４５】
次に、このＭＲＩ装置で実施されるＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンを中心に、その動作を図３〜図７に基づき説明する。
【００４６】
ホスト計算機６は、図示しない所定のメインプログラムを実行している中で、入力器１３からの指令に応答し、図３に示す処理を行う。
【００４７】
最初に、ホスト計算機６は、図３のステップＳ１において、位置決め用のロケータを起動させる。このロケータは、位置決めスキャンを指令するアプリケーション・プログラムとしてホスト計算機６のメモリに予め格納されている。このロケータが起動すると、位置決め用の基本断面像として、被検体の例えば胸腹部のアキシャル像ＡＸ，コロナル像ＣＯ，およびサジタル像ＳＧが例えば図４（ａ）に示す如く表示器１２の画面上に表示される。
【００４８】
そこで、オペレータは、この３つの基本断面像ＡＸ，ＣＯ，ＳＧから初期断面を指定するので、ホスト計算機６はその指定情報を読み込む（ステップＳ２）。この読込みの試行はオペレータからの指定が実際にあるまで定期的に実行される。例えば、オペレータがアキシャル像ＡＸおよびコロナル像ＣＯに拠る２断面プランを採用した場合、それらの２断面に基づく任意位置の断面が初期断面として指定される。
【００４９】
この初期断面の位置指定に応答して、ホスト計算機６はシーケンサ５を起動して２次元スキャンを実行させる。この２次元スキャンは例えば高速ＳＥ法などの適宜なパルスシーケンスを使って短時間の内にエコーデータが収集される（ステップＳ３）。このエコーデータはフーリエ変換により初期断面の実空間画像に再構成され、表示される（ステップＳ４、図４（ｂ）参照）。
【００５０】
次いで、ホスト計算機６は、この初期断面上の初期位置にデフォルト設定により「プランＲＯＩ（ＰＬＡＮ−ＲＯＩ）」を重畳表示する（ステップＳ５、図４（ｃ）参照）。プランＲＯＩは、３Ｄスキャンなどに拠る本撮影のスキャン条件を検討する目的で撮影する、位相エンコード方向を意識した準備画像の撮影断面であり、イメージングスキャンの対象となる撮影断面の方向ベクトル（位相エンコードＰＥ方向、読み出しＲＯ方向など）、サイズ、ＲＯＩ中心などの情報を有し、磁気共鳴イメージングでのプラン（ＰＬＡＮ）断面を特定するための撮影パラメータを有する。
【００５１】
この状態で、オペレータは初期断面像を見ながら、プランＲＯＩを変化させ（例えば回転移動させる（＝撮影断面の方向ベクトルを変える）、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンを実行させるためのパラメータを設定する（ステップＳ６、図４（ｄ）参照）。
【００５２】
一例として、ホスト計算機６は、オペレータから入力器１３を経由して入力する情報に基づき、初期断面上でプランＲＯＩ中心：ＲＯＩｃｎｔ を中心軸としてプランＲＯＩをα度ずつＮ回、反時計回りに回転させるための、回転角増分αおよび撮影画像数Ｎを指定する。具体例として、α＝１０°かつＮ＝１０である。つまり、初期画面と同一の断面上にて、初期位置から撮影断面を１０°置きに回転させて１０枚の２次元撮影を行うための設定がなされる。
【００５３】
このステップＳ６における処理は、ホスト計算機６とオペレータとの間で対話的に実行され、血管の走行状態が最も良く描出さえる位相エンコード方向を設定するためになされる。例えば図５（ａ）に示す如く、心臓の動きに因る起因するアーチファクトが診断上の影響が大きい腹部の中心寄り領域に発生することが予想されるときは、同図（ｂ）に示す如く、このアーチファクト発生領域がなるべく画像上の端に来るように位相エンコード方向を変更することが望ましい。このため、回転角増分αおよび撮影画像数Ｎには、かかる望ましい撮影断面（プランＲＯＩ）の指定を含むように設定される。
【００５４】
そこで、このステップＳ６の対話処理において、ホスト計算機６は、オペレータが指定する回転角増分αおよび撮影画像数Ｎに基づき、撮影断面（プランＲＯＩ）を試行的に回転させて表示させる表示モードを用意している。これにより、オペレータは自分が設定したパラメータα、Ｎが妥当なものかどうかを判断することができる。つまり、図５（ｂ）に示す如く、目的とする血管が最も良く描出される条件をチェックできる。必要であればパラメータα、Ｎを再入力して最終的に満足のいく値α，Ｎを設定できる。
【００５５】
次いで、ホスト計算機６は、オペレータから入力器１３を介して与えられる信号に応じて１個または複数個の評価用ＲＯＩ：ＲＯＩｅｖａ を初期プラン断面上に設定する（ステップＳ７、図４（ｅ）参照）。この評価用ＲＯＩ：ＲＯＩｅｖａは、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンにより得られた複数枚の２次元参照像から最適の撮影断面（すなわち最適の方向ベクトル条件のプランＲＯＩ）を自動評価して見つけるために設定される。なお、この評価をオペレータの目視評価により手動で行う場合、評価用ＲＯＩは設定しなくてもよい。また、この評価用ＲＯＩはＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンで得られた複数枚の参照像上で直接指定するようにしてもよい。
【００５６】
次いで、オペレータは入力器１３を使って、後で実行する３次元本撮影（イメージングスキャン）時に必要な撮影条件を入力する（ステップＳ８）。ホスト計算機６はそれらの撮影条件を取り込んで記憶する。この撮影条件には、パルスシーケンス（好適には、高速ＳＥ法またはＦＡＳＥ法によるパルスシーケンス）、繰り返し時間ＴＲ、エコー時間ＴＥ、ＥＣＧゲート条件、事前飽和パルスの条件などが含まれるが、この後で実行するＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンで決まる撮影断面の方向ベクトル（位相エンコード方向、読み出し方向など）はここには未だ含まれていない。３次元撮影時のプランＲＯＩのサイズは、既に設定した値に自動的に設定される。
【００５７】
この後、ホスト計算機６は、この３次元撮影の撮影条件の入力値の中から選択して２次元撮影のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンに必要な撮影条件を設定する。（ステップＳ９）。この結果、２次元の準備撮影で用いるパルスシーケンス（エンコード数は異なる）、エコー時間ＴＥ、プランＲＯＩのサイズ、ＥＣＧゲート条件、事前飽和パルス条件などは、３次元の本撮影時のものと同じに設定される。なお、２次元の準備撮影と３次元の本撮影の間で撮影条件を別の値に設定することも可能ではあるが、この実施形態のように同一にできる条件は同一にする方が望ましい。また、３次元のスラブに関する条件（スラブ厚など）は、２次元のスライスに関する条件（スライス厚など）に相当させるが、必ずしもそうでなくてもよい。
【００５８】
このように準備撮影に必要な撮影条件が揃うと、ホスト計算機６はシーケンサ５に２次元のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンのシーケンス情報を送って、その実行を指令する（ステップＳ１０）。これにより、図６に示す如く、例えば２次元のＦＡＳＥ法によるパルスシーケンスが実行されて、短時間（例えば数秒）の間に、複数の指定位相エンコード方向（プランＲＯＩ方向）に対応した複数フレーム分のエコーデータがＲＦコイル７および受信器８Ｒを介して収集される。このデータ収集の際、患者に息どめをしてもらうこと、またＥＣＧ信号中のＲ波からの適宜な遅延時間ＴＤＬによるＥＣＧゲートを掛けることが望ましい。収集エコーデータは演算ユニット１０にて直ちに各別に２次元像に再構成される。この結果、指定したＮ枚の２次元参照像の画像データが生成される。
【００５９】
この再構成したままの画像は、それぞれの位相エンコード方向を違えて設定していたため、そのまま画像の向きを揃えて表示した場合、各画像上での被検体の向きが変化している。これは、図４（ｇ）に示す如く、非常に読影または相互に比較対象し難い画像群となる。これは特に、目視による観察を行うときに顕著になる。
【００６０】
そこで、ホスト計算機６は、前述した回転角増分αと撮影画像数Ｎのデータを読み出し、初期プラン断面以外のプラン断面の再構成画像を初期プラン断面の位置関係に合わせるため、その２枚目以降の画像をその位相エンコード方向の回転角度［Ｎ・α（Ｎ＝０，１，２…）に応じた分だけ回転演算処理し、表示器１２に表示する（ステップＳ１１，Ｓ１２）。この結果、図４（ｆ）に示す如く、撮影した複数枚の２次元の参照画像Ｒ１，Ｒ２，…はその画像の向きおよび被検体の向きが初期プラン断面に揃ったものになる。この参照画像それぞれには、前述したステップＳ７の処理で指定した評価用ＲＯＩ（ＲＯＩｅｖａ ）がその指定位置に重畳している。
【００６１】
次いで、ホスト計算機６は、参照画像Ｒ１，Ｒ２，…上に重畳設定されている評価用ＲＯＩ（ＲＯＩｅｖａ ）内の画素値に基づいて、本撮影時に最適なプランＲＯＩ（位相エンコード方向など）を呈している画像を自動的に評価して決定する（ステップＳ１３）。なお、この評価決定の処理は、オペレータの目視観察に任せてもよい。その場合には、オペレータは表示された参照画像Ｒ１，Ｒ２，…を読影し、相互に比較検討して、描出したい部位が最も良く描出されている画像を選択する。
【００６２】
この実施形態のように、この評価決定の処理を自動的に行う場合、ホスト計算機６は参照画像Ｒ１，Ｒ２，…それぞれの評価用ＲＯＩ内の画素値を使って以下のような演算を択一的に行えばよい。
【００６３】
ｉ）１つの方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の平均値を各参照画像毎に計算して、その平均値が最も高くなる参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。ii）別の方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の中の最大値を各参照画像毎に計算して、その最大値が最も高い参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。iii）さらに別の方法として、評価用ＲＯＩ内の画素値の標準偏差を各参照画像毎に計算して、その標準偏差が最も大きな参照画像を最適なプランＲＯＩを供する画像として決定する。
【００６４】
この他に、１つの参照画像に評価用ＲＯＩを複数個設定する場合、各ＲＯＩの画素値平均を画像毎に平均した値が最大になる参照画像を最適プランＲＯＩを供する画像として決定したり、各ＲＯＩの画素値平均を画像毎に差分した値が最小になる参照画像を最適プランＲＯＩを供する画像として決定したり、さらには、それらの方法を組み合わせるため評価関数の結果値を基に最適プランＲＯＩを供する画像として決定するようにしてもよい。また、参照画像それぞれの評価用ＲＯＩに関する画素値を２次関数などで複数枚の参照画像全体に渡って近似し、最適な撮影断面（プランＲＯＩ）の条件を補間により推定することもできる。
【００６５】
このように自動的に最適な撮影断面（プランＲＯＩ）の方向ベクトル条件が決まると、ホスト計算機６は次いで、その最適な方向ベクトル条件（位相エンコード方向など）を３次元本撮影時の撮影条件のデータ群に加えるためのコピーを行う（ステップＳ１４）。これにより、それまで未決定であった撮影断面の方向ベクトル条件が埋まって、３次元本撮影のプラニングが完了する。
【００６６】
この後、ホスト計算機６は、オペレータからの指示を待って、完了したプラニングにしたがった３次元本撮影を、例えば３次元ＦＡＳＥ法のパルスシーケンスにてシーケンサ５に指令する（ステップＳ１５，Ｓ１６）。これにより、シーケンサ５からのシーケンス情報に応じて、例えば肝臓内門脈、門脈本管などが３次元スキャンされ、そのエコーデータが適宜な処理を経て表示される（ステップＳ１７、Ｓ１８）。このスキャン時にも、息止め法やＥＣＧゲート法を併用することが望ましい。
【００６７】
この実施形態のイメージングにあっては、上述した２次元のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンによって、位相エンコード方向が例えば血管の走行方向に沿った方向に確実に、迅速に、かつ自動的に設定される。これにより、位相エンコード方向をそれ以外の方向に設定した場合に比べて、血管の走行方向（方向性）を欠落または落とさずに、より明瞭に撮影することができ、その描出能に優れている。この理由は以下の通りである。
【００６８】
一般に、肺血管や肝臓の血管（門脈）に代表される血流はＴ２時間が若干短い（Ｔ２＝１００〜２００ｍｓ）ことが知られている。このＴ２時間の短めの血流は、Ｔ２時間が長いＣＳＦや関節液（Ｔ２＞２０００ｍｓ）に比べて、信号の半値幅が広がることが分かっている。このことは、例えば、文献「Ｒ． ＴｏｄｄＣｏｎｓｔａｂｌｅ ａｎｄ Ｊｏｈｎ Ｃ． Ｇｏｒｅ， ″Ｔｈｅ ｌｏｓｓ ｏｆ ｓｍａｌｌ ｏｂｊｅｃｔｓ ｉｎ Ｖａｒｉａｂｌｅ ＴＥ ｉｍａｇｉｎｇ： Ｉｍｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ＦＳＥ， ＲＡＲＥ， ａｎｄ ＥＰＩ″， Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉ− ｃｉｎｅ ２８， ９−２４， １９９２ 」に示されている。同文献によると、Ｔ２時間の異なる物質に対する信号値の広がりは、図７に示すように、“ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ "によって表される。同図のグラフは、静磁場＝１．５Ｔ、ＴＥｅｆｆ ＝２４０ｍｓ、エコー間隔（ＥＴＳ）＝１２ｍｓのときのもので、横軸が位相エンコード方向の画像上の画素数を表し、縦軸が任意単位の信号強度である。これによると、Ｔ２＝２０００ｍｓのＣＳＦや関節液に比べて、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はその半値幅が広がっている。これは、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）はＣＳＦや関節液よりも、見掛け上、１画素当たりの位相エンコード方向の幅が伸びているのと等価であると言える。したがって、Ｔ２＝２００ｍｓの血液（動脈）は、ＣＳＦや関節液に比べて、画像全体が位相エンコード方向に余計にぼけることを示している。
【００６９】
そこで、位相エンコード方向を血流方向に設定することで、Ｔ２時間が短い血液の位相エンコード方向の信号値のピクセル上の広がり（ぼけ）の度合いが、Ｔ２時間が長いものよりも大きいことを積極的に利用でき、血流方向が強調されるのである。
【００７０】
したがって、肝臓内門脈や門脈本管を撮影するとき、血管の走行方向に沿って３次元本撮影の位相エンコード方向が自動設定されるから、血管の描出能が向上する。同時に、本撮影が３次元スキャンであるから、画像の空間分解能にも優れている。
【００７１】
何にも増して重要な効果は、３次元スキャンの撮影時間が長いという不都合を改善したことにある。従来、３次元スキャンを１回の検査に対して複数回実行することは、日常の臨床の場では困難である。つまり、位相エンコード方向を変えて３次元スキャンを複数回実行し、各スキャンの３次元画像データを加算などにより合成し、位相エンコード方向の各設定方向に対する優れた描出能を享受することは時間的制約とデータ処理量の増加とにより非常に難しかった。したがって、従来では、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用することはできないという現状があった。
【００７２】
これに対して、本実施形態にあっては、撮影時間の速い（数秒〜数十秒）２次元準備スキャン（Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャン）を使って位相エンコード方向を予め最適方向に決め、撮影時間の掛かる３次元イメージングスキャンを１回だけで済ますようにした。このため、３次元撮影においても、全体の撮影時間をそれほど長期化させず、実際的な範囲に止めることができ、同時に、上述した位相エンコード方向に対する画素の強調効果を積極的に利用することができ、組織や血管の走行情報に対する描出能および分解能の優れたＭＲ像を提供することができる。
【００７３】
これに加えて、本実施形態の別の効果として、図５に示した如く、画面上の観察したい部位とアーチファクトの発生予想部位との位置関係を考慮してプランＲＯＩを設定できるので、画像上のアーチファクトが読影の妨げになるという事態も殆ど確実に排除される。この効果は、本撮影をＥＰＩ（Ｅｃｈｏ Ｐｌａｎａｒ Ｉｍａｇｉｎｇ）法に基づく３次元スキャンで行う場合にも享受することができる。このＥＰＩ法のパルスシーケンス情報は、ホスト計算機６からシーケンサ５に渡されて、シーケンサ５から各要素にＥＰＩ法に基づく指令が出される。
【００７４】
なお、この実施形態のＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンにおいて、折り返し防止用の事前飽和パルスの印加条件を、その事前飽和スライスがプランＲＯＩの回転により変わる撮影断面と常に同じ位置関係を保持するように変化させてもよい。
【００７５】
また、上述した本撮影の３Ｄスキャンは必ずしも１回だけ行う場合に限られず、撮影時間などの撮影条件に余裕がある場合、本撮影の３Ｄスキャンを複数回実行し、それによって得られる複数組の３次元画像データを画素毎に合成（加算、加算平均）して、最終的な１組の３次元画像データを生成するように構成してもよい。
【００７６】
（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施形態に係るＭＲＩ装置を、図８〜９を参照して説明する。なお、このＭＲＩ装置において、第１の実施形態におけるのと同一または同等の構成要素には同一符号を用い、その説明を省略または簡略化する。
【００７７】
本実施形態のＭＲＩ装置のハード的構成は第１の実施形態と同一であるが、最適なプランＲＯＩを事前に決めるため、ホスト計算機６は図８に示す処理を行うようになっている。ただし、この処理は、参照画像の評価をオペレータの目視観察（手動操作）に任せていることを特徴とする。
【００７８】
図８において、ステップＳ２１〜Ｓ２６の処理は前述した図３のステップＳ１〜Ｓ６の処理と同一であり、またステップＳ２７〜Ｓ３１の処理は図３のステップＳ８〜Ｓ１２のそれと同一である。つまり、この図８の処理の場合、評価用ＲＯＩは格別設定しないようになっている。
【００７９】
ステップＳ３１の処理を実行することで、表示器１２に複数枚の準備用参照画像Ｒ１，Ｒ２，…が表示されると、次いで、ホスト計算機６は、オペレータがその複数枚の参照画像を目視で評価し、その結果を指令してくるのを待つ。オペレータは、診断対象とする例えば血管の描出能が最も優れている参照画像を目視で評価し、選択した参照画像（つまり、最適な位相エンコード方向など）を入力器１３を介して指定する。ホスト計算機６はその指定信号を読み込む（ステップＳ３２，Ｓ３３）。
【００８０】
次いで、ホスト計算機６は、読み込んだ指定信号から、指定された参照画像の数が複数枚か１枚かを判断する（ステップＳ３４）。つまり、オペレータが目視評価するものの、描出したい部位（血管の走行など）の構造が複雑な場合、血流速などに因って所望の参照画像（つまり、最適な位相エンコード方向など）を一意に決められない場合がある。そのようなときには、複数枚の所望の参照画像を指定できるようにしてある。
【００８１】
このステップＳ３４においてＮＯ、すなわち手動で指定参照画像の枚数は１枚であると判断された場合、その参照画像のプランＲＯＩ情報に対応する撮影断面の方向ベクトルを最適情報として求める（ステップＳ３５）。次いで、ホスト計算機６は、ステップＳ３６〜Ｓ４０の処理を順次実行する。これらのステップは、図３で説明したステップＳ１４〜Ｓ１８と同じ処理内容に設定されている。これにより、第１の実施形態のときと同様に３次元の本撮影が１回行われ、３次元画像が得られる。
【００８２】
一方、ステップＳ３４でＹＥＳ、すなわち手動にて複数枚の参照が画像が指定された場合、この指定された複数枚の参照画像それぞれのプランＲＯＩ情報に対応する撮影断面の方向ベクトルを指定（特定）する（ステップＳ４１）。次いで、この複数個の撮影方向ベクトルの情報を３次元本撮影の撮影条件に加えるためのコピーを行う（ステップＳ４２）。
【００８３】
次いで、ホスト計算機６は、３Ｄ本撮影を行うか否かをオペレータからの指令情報により判断し（ステップＳ４３）、本撮影指令がなされたときには、複数の撮影方向ベクトル（位相エンコード方向など）それぞれに対して各別に３Ｄ本撮影の実施を指令する（ステップＳ４４）。
【００８４】
次いで、ホスト計算機６は、撮影した３次元画像データ同士の重ね合わせ（合成）処理に自動的に移行する（ステップＳ４５〜Ｓ４７）。
【００８５】
最初に、指定された参照画像の中心位置座標を合わせ、かつ、ＭＲＩの絶対座標系に対する参照画像の方向が同じなるように位置合わせを行う（ステップＳ４５）。
【００８６】
次いで、オペレータからの指令情報に基づき、オペレータが望む重ね合わせ処理法を選択する（ステップＳ４６）。ここでは、
（１）重ね合わせを行う参照画像が互いに重複する領域のみの画素値をＭＩＰ（最大強度投影）処理またはアベレージング処理する（図９（ａ）参照）、
（２）重ね合わせを行う参照画像相互間の重複度に応じてアベレージング処理を行う（図９（ｂ）参照；同図において、２枚の参照画像が互いに重複している領域は２アベレージング処理を、その一方の参照画像の残りの領域は１アベレージング処理をそれぞれ行う）、
（３）重ね合わせを行う参照画像の指定した領域についてのみＭＩＰ処理を行う、
等の手法が予め用意されている。
【００８７】
この重ね合わせ処理法の指定が終わると、引き続いて、ホスト計算機６は、その指定にしたがって重ね合わせ（合成）処理を画素毎に実施する（ステップＳ４７）。
【００８８】
このように重ね合わせにより作成された３次元画像データは適宜な態様で表示される（ステップＳ４８）。
【００８９】
このように、第２の実施形態は、Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンの結果画像や撮影時間に余裕があるときに特に好適に実施でき、プランＲＯＩ（位相エンコード方向など）を変えて３次元スキャンを複数回実行し、これにより収集される複数組の３次元画像データを合成して最終画像を得ることができる。
【００９０】
つまり、観察したい部位が最も良く描出されている参照画像（興味ある参照画像）が複数枚在る場合、３次元本撮影に供する最適な撮影断面の方向ベクトル情報を事前に複数個、手動で選択することができる。そして、複数回の３次元本撮影およびその後の画像データ重ね合わせ処理によって、最終的に生成される３次元画像データには、それらの複数枚の興味ある参照画像による撮影方向ベクトルの情報を全て採り込むことができる。したがって、観察したい部位を確実に且つ良好に描出することができる。
【００９１】
また、オペレータの勘や経験を生かした手動操作で撮影方向ベクトルを選択することができる。
【００９２】
加えて、この第２の実施形態においては、オペレータが手動で指定できる参照画像を最初から１枚に限定する簡素化した処理の装置を提供することもできる。
【００９３】
なお、本発明は必ずしも上述した実施形態に記載の構成に限定されるものではなく、当業者であれば、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜、変更して実施することができ、それらの構成も本発明の範囲に属することは勿論である。
【００９４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明のＭＲＩ装置によれば、３次元の本撮影に最適な位相エンコード方向を予め、撮影時間の短い２次元スキャンによって撮影した複数枚の参照画像から決めているので、Ｔ２時間が短めの組織や血流はその走行方向が位相エンコード方向と平行になるほど強調されるという性質を積極的に利用したイメージング法を３Ｄ撮影に容易に適用することができ、組織や血管の走行方向の描出能が高く且つ分解能の高いＭＲ画像を、短い撮影時間で提供することができる。
【００９５】
また、本発明によれば、２次元の準備用スキャンにより位相エンコード方向を予め最適方向に決めているので、本撮影としての３Ｄスキャンは１回（又は、できるだけ少ない回数）行うだけでよく、これにより、撮影時間の長期化を抑えることができ、または、３Ｄスキャンを多数回繰り返す場合に比べて撮影時間を節約することができ、患者スループットの向上のみならず、患者の息止めの負担も軽減できるなどの利点がある。
【００９６】
さらに、本発明によれば、画面上の観察したい部位にアーチファクトが発生し、読影の妨げになるという事態を確実に排除できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成の一例を示す機能ブロック図。
【図２】実施形態におけるＥｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンとイメージングスキャンの時間的前後関係を説明する図。
【図３】第１の実施形態においてホスト計算機が実行する、最適な撮影断面の方向ベクトル情報の設定処理を含む処理手順を例示する概略フローチャート。
【図４】第１の実施形態におけるホスト計算機の処理毎の表示画面を説明する図。
【図５】アーチファクトの発生領域の診断への影響を説明する図。
【図６】２次元Ｅｎｃｏｄｅ−ｐｒｅｐスキャンに係るパルスシーケンスの一例を示す概略図。
【図７】位相エンコード方向の信号値の広がりを説明する図。
【図８】第２の実施形態においてホスト計算機が実行する、最適な撮影断面の方向ベクトル情報の設定処理を含む処理手順を例示する概略フローチャート。
【図９】プランＲＯＩが互いに異なる複数の参照画像を重ね合わせる処理の一部を模式的に説明する図。
【符号の説明】
１ 磁石
２ 静磁場電源
３ 傾斜磁場コイルユニット
４ 傾斜磁場電源
５ シーケンサ
６ ホスト計算機
７ ＲＦコイル
８Ｔ 送信器
８Ｒ 受信器
１０ 演算ユニット
１１ 記憶ユニット
１２ 表示器
１３ 入力器
１６ 音声発生器
１７ ＥＣＧセンサ
１８ ＥＣＧユニット
Claims (17)
- ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングするようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩの前記本撮影の対象となる撮影断面の方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかを変化させた前記被検体の複数の参照画像を準備する準備手段と、この複数の参照画像から前記プランＲＯＩの前記方向ベクトル、サイズ、ＲＯＩ中心の少なくともいずれかの最適状態を決める最適プランＲＯＩ決定手段とを備えることを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記プランＲＯＩは、ＭＲ撮影用の位相エンコード方向の情報を含むことを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段を有することを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項３に記載の発明において、前記準備手段は、前記プラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回回転させる手段を有することを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像を当該各参照画像に写り込んでいる被写体の方向および位置を揃えて表示する表示手段を含むことを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記最適プランＲＯＩ決定手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像それぞれに設定された同一の評価用ＲＯＩ内の画素値に基づき所定の評価演算を行う評価演算手段と、この評価演算手段の評価結果に基づき前記プランＲＯＩの最適状態を自動判別する判別手段とを有することを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項６に記載の発明において、前記評価演算手段は、前記評価用ＲＯＩ内の画素値の平均値または標準偏差を演算する手段であることを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記最適プランＲＯＩ決定手段により前記プランＲＯＩの最適状態が決定されたときに、その最適状態を示す情報を自動的に前記本撮影の撮影条件として取り込む自動取り込み手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項１に記載の発明において、前記本撮影として前記設定または決定したプランＲＯＩに応じて３次元スキャンを実行するイメージングスキャン手段を備えたことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項９に記載の発明において、前記イメージングスキャンは、前記３次元スキャンを１回実行する手段であることを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項９に記載の発明において、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、又は高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンであることを特徴としたＭＲＩ装置。
- ＭＲ撮影用のプランＲＯＩを使って被検体の本撮影をプラニングし実行するようにしたＭＲＩ装置において、前記プランＲＯＩを変化させた複数の参照画像を準備する準備手段と、この準備手段により準備された前記複数の参照画像から複数の参照画像を任意に選択する選択手段と、この選択手段により選択された複数の参照画像それぞれのプランＲＯＩにしたがって前記本撮影としての３次元スキャンをプランＲＯＩ毎に各別に実行するイメージングスキャン手段と、この複数回の３次元スキャンによって収集された複数組の３次元画像データを画素毎に重ね合わせて１組の３次元画像データを生成する重ね合わせ処理手段とを有することを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１２に記載の発明において、前記準備手段は、前記被検体の撮影領域を２次元準備用スキャンで撮像してプラン用断面の画像を得る手段と、このプラン用断面の画像上で前記プランＲＯＩの中心位置を通る中心軸の周りに当該プランＲＯＩを所定角度ずつ複数回、回転させる手段を有することを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１２記載の発明において、前記重ね合わせ処理手段は、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の画素値のみを相互に重ね合わせるように構成したことを特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項１２記載の発明において、前記重ね合わせ処理手段は、前記選択された複数の参照画像が互いに重複する領域の重複画像枚数に応じて加算平均するように構成した特徴とするＭＲＩ装置。
- 請求項１２記載の発明において、前記３次元スキャンは、高速ＳＥ法に基づくパルスシーケンス、高速ＳＥ法とハーフフーリエ法とを組み合わせた方法に基づくパルスシーケンス、又はＥＰＩ（エコープラナーイメージング）法に基づくパルスシーケンスにしたがう３次元スキャンであることを特徴としたＭＲＩ装置。
- 請求項１２から１６の何れか一項に記載の発明において、前記選択手段は、前記準備手段により準備された前記複数の参照画像から複数の参照画像を手動操作で任意に選択する構成を有することを特徴としたＭＲＩ装置。
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