JP5777393B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ Ａｐｐａｒａｔｕｓ：以下適宜、ＭＲＩ装置と略記する）に関する。

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ラーモア周波数のＲＦパルスで磁気的に励起し、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。上記のＲＦパルスは高周波パルス（ｒａｄｉｏ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｕｌｓｅ）の意味であり、ＭＲ信号は核磁気共鳴信号（ｎｕｃｌｅａｒ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｓｉｇｎａｌ）の意味である。このＲＦパルスの中心周波数は、静磁場強度に応じて決定される生体組織（例えば水組織）のラーモア周波数に基づいて設定される。ＲＦパルスの中心周波数の設定は、静磁場強度分布の補正（シミング）と共に、撮像準備段階において行なわれる。

ここで、豊胸手術等で体内に医療用シリコーン等のインプラントが挿入された被検体の場合、生体組織を構成する水組織から発生するＭＲ信号と、脂肪組織から発生するＭＲ信号と、インプラントから発生するＭＲ信号とが混在して収集される。このため、医療用シリコーンおよび脂肪組織からそれぞれ発生するＭＲ信号に対応した周波数スペクトラム成分に妨げられて、水組織の水素原子核スピンの共鳴周波数を正確に検出できないことがあった。この場合、ＲＦパルスの中心周波数を正確に設定することが困難となる。

そこで、脂肪組織からのＭＲ信号を抑制する飽和パルスと、医療用シリコーンからのＭＲ信号を抑制するＩＲパルスとをプレパルスとした共鳴周波数計測シーケンスによって、撮像部位のＭＲ信号を収集する技術が知られている（例えば、特許文献１参照）。この技術では、共鳴周波数計測シーケンスで収集したＭＲ信号の周波数スペクトラムのピーク周波数に基づいて水組織の共鳴周波数を検出し、この共鳴周波数に基づいてＲＦパルスの中心周波数を設定する。なお、上記ＩＲパルスは、反転回復パルス（Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ Ｒｅｃｏｖｅｒｙ Ｐｕｌｓｅ）の意味である。

特開２００９−３４１５２号公報

インプラントには複数のタイプがあり、そのＭＲ信号をＲＦパルスによって抑制することが困難な場合がある。その場合、従来とは異なる技術によって水組織の共鳴周波数を正確に検出した上で、ＲＦパルスの中心周波数を設定することが望まれるが、その事前情報として、予めインプラントの有無を自動的かつ正確に判定しておくことが好ましい。
そこで本発明の一実施形態は、磁気共鳴イメージングにおいて、被検体の胸部などにおけるインプラントの有無を自動的かつ正確に判定するための技術の提供を目的とする。

一実施形態では、磁気共鳴イメージング装置は、画像生成部と、判定部と、補正部とを備える。
画像生成部は、核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、この磁気共鳴信号に基づいて被検体の画像データを生成する。
判定部は、生成された画像データから求められる磁気共鳴信号の強度分布に基づいて、被検体内におけるインプラントの存在するインプラント領域を判定する。
補正部は、判定部による判定の結果に基づいて設定された領域から磁気共鳴周波数情報を取得し、イメージングに用いられるＲＦパルスの中心周波数を磁気共鳴周波数情報に基づいて補正する。

本実施形態に係るＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図。 図１に示すコンピュータ５８の機能ブロック図。 ＭＲＩ装置によって、２つの円筒状のインプラントのモデルをファントムとして撮像して得られた画像を上側に、その線ＲＯＩの信号強度プロファイルを下側に示した模式図。 ＭＲＩ装置によって、インプラントが含まれない被検体の胸部を撮像したアキシャル断面像を上側に、その線ＲＯＩの信号強度プロファイルを下側に示した模式図。 本実施形態のＭＲＩ装置によって、インプラントが含まれる被検体の胸部を撮像したアキシャル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図。 インプラント領域と、生体領域とで、低域通過フィルタを透過させる前後における信号強度プロファイルの変化を比較した模式図。 線ＲＯＩを複数に分割し、分割領域毎にインプラントの有無を判定する例として、図５の線ＲＯＩ１４０ｅの信号強度プロファイルを複数に分割した模式図。 本実施形態のＭＲＩ装置によって、インプラントが含まれる被検体の胸部を撮像したサジタル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図。 本実施形態のＭＲＩ装置によって、インプラントが含まれる被検体の胸部を撮像したコロナル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図。 本実施形態のＭＲＩ装置の動作の流れを示すフローチャート。 インプラントのＭＲ信号を抑制するプレサチュレーションパルスの印加を伴う場合のＭＲＩ装置の動作を示すフローチャート。

以下、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方法の実施形態を添付図面に基づいて説明する。なお、各図において同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

（本実施形態の構成）
図１は、第１の実施形態におけるＭＲＩ装置２０の全体構成を示すブロック図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置２０は、静磁場を形成する筒状の静磁場用磁石２２と、静磁場用磁石２２の内側において軸を同じにして設けられた筒状のシムコイル２４と、傾斜磁場コイル２６と、ＲＦコイル２８と、制御系３０と、被検体Ｐが乗せられる寝台３２とを備える。

ここでは一例として、装置座標系の互いに直交するＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義する。まず、静磁場用磁石２２およびシムコイルユニット２４は、それらの軸方向が鉛直方向に直交するように配置されているものとし、静磁場用磁石２２およびシムコイルユニット２４の軸方向をＺ軸方向とする。また、鉛直方向をＹ軸方向とし、寝台３２は、その天板の載置用の面の法線方向がＹ軸方向となるように配置されているものとする。

制御系３０は、静磁場電源４０と、シムコイル電源４２と、傾斜磁場電源４４と、ＲＦ送信器４６と、ＲＦ受信器４８と、シーケンスコントローラ５６と、コンピュータ５８とを備える。

傾斜磁場電源４４は、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘと、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙと、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚとで構成されている。また、コンピュータ５８は、演算装置６０と、入力装置６２と、表示装置６４と、記憶装置６６とで構成されている。

静磁場用磁石２２は、静磁場電源４０に接続され、静磁場電源４０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。シムコイル２４は、シムコイル電源４２に接続され、シムコイル電源４２から供給される電流により、この静磁場を均一化する。静磁場用磁石２２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４０に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。なお、静磁場電源４０を設けずに、静磁場用磁石２２を永久磁石で構成してもよい。

傾斜磁場コイル２６は、Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘと、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙと、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚとで構成され、静磁場用磁石２２の内側で筒状に形成されている。Ｘ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚはそれぞれ、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚに接続される。
そして、Ｘ軸傾斜磁場電源４４ｘ、Ｙ軸傾斜磁場電源４４ｙ、Ｚ軸傾斜磁場電源４４ｚからＸ軸傾斜磁場コイル２６ｘ、Ｙ軸傾斜磁場コイル２６ｙ、Ｚ軸傾斜磁場コイル２６ｚにそれぞれ供給される電流により、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が撮像領域にそれぞれ形成される。

即ち、物理軸としての３軸であるＸ、Ｙ，Ｚ方向の傾斜磁場Ｇｘ、Ｇｙ、Ｇｚを合成して、論理軸としてのスライス方向傾斜磁場Ｇｓｓ、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇｐｅ、および、読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇｒｏの各方向を任意に設定することができる。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、静磁場に重畳される。

ＲＦ送信器４６は、シーケンスコントローラ５６から入力される制御情報に基づいて、核磁気共鳴を起こすためのラーモア周波数のＲＦパルス（ＲＦ電流パルス）を生成し、これを送信用のＲＦコイル２８に送信する。ＲＦコイル２８には、ガントリに内蔵されたＲＦパルスの送受信用の全身用コイルや、寝台３２または被検体Ｐの近傍に設けられるＲＦパルスの受信用の局所コイルなどがある。
送信用のＲＦコイル２８は、ＲＦ送信器４６からＲＦパルスを受けて被検体Ｐに送信する。
受信用のＲＦコイル２８は、被検体Ｐの内部の原子核スピンがＲＦパルスによって励起されることで発生したＭＲ信号（高周波信号）を受信し、このＭＲ信号は、ＲＦ受信器４８により検出される。

ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に位相検波、フィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ（ａｎａｌｏｇ ｔｏ ｄｉｇｉｔａｌ）変換を施すことで、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。ＲＦ受信器４８は、生成したＭＲ信号の生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。

演算装置６０は、ＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行うものであり、これについては後述の図２を用いて説明する。

シーケンスコントローラ５６は、演算装置６０の指令に従って、傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させるために必要な制御情報を記憶する。ここでの制御情報とは例えば、傾斜磁場電源４４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である。
シーケンスコントローラ５６は、記憶した所定のシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることで、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パルスを発生させる。また、シーケンスコントローラ５６は、ＲＦ受信器４８から入力されるＭＲ信号の生データを受けて、これを演算装置６０に入力する。

図２は、図１に示すコンピュータ５８の機能ブロック図である。コンピュータ５８の演算装置６０は、ＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ Ｕｎｉｔ）８６と、システムバス８８と、画像再構成部９０と、画像データベース９４と、画像処理部９６と、表示制御部９８と、判定部１０２と、中心周波数設定部１０４とを備える。

ＭＰＵ８６は、撮像条件の設定、撮像動作および撮像後の画像表示において、システムバス８８等の配線を介してＭＲＩ装置２０全体のシステム制御を行う。また、ＭＰＵ８６は、撮像条件設定部としても機能し、入力装置６２からの指示情報に基づいて撮像条件を設定し、設定した撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。そのために、ＭＰＵ８６は、表示制御部９８を制御して、撮像条件の設定用画面情報を表示装置６４に表示させる。

入力装置６２は、撮像条件や画像処理条件を設定する機能をユーザに提供する。

画像再構成部９０は、内部にｋ空間データベース９２を有する。画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、シーケンスコントローラ５６から入力されるＭＲ信号の生データをｋ空間データとして配置する。画像再構成部９０は、ｋ空間データに２次元フーリエ変換などを含む画像再構成処理を施して、被検体Ｐの各スライスの画像データを生成する。画像再構成部９０は、生成した画像データを画像データベース９４に保存する。

画像処理部９６は、画像データベース９４から画像データを取り込み、これに所定の画像処理を施し、画像処理後の画像データを表示用画像データとして記憶装置６６に記憶させる。

記憶装置６６は、上記の表示用画像データに対し、その表示用画像データの生成に用いた撮像条件や被検体Ｐの情報（患者情報）等を付帯情報として付属させて記憶する。

表示制御部９８は、ＭＰＵ８６の制御に従って、撮像条件の設定用画面や、撮像により生成された画像データが示す画像を表示装置６４に表示させる。

判定部１０２は、画像データに対して線状の関心領域（Ｌｉｎｅａｒ Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：以下、線ＲＯＩという）を複数設定し、各々の線ＲＯＩの信号強度プロファイルに基づいてインプラントの有無を判定する。

中心周波数設定部１０４は、判定部１０２の判定結果と、インプラントを含まない領域からのＭＲ信号の周波数スペクトラムとに基づいて、ＲＦパルスの中心周波数を補正する。上記の判定部１０２と中心周波数設定部１０４の機能は、本実施形態の特徴の１つであり、以下、インプラントの有無の判定方法について説明する。

図３は、ＭＲＩ装置によって、２つの円筒状のインプラントのモデルをファントム１２０ａ、１２０ｂとして撮像して得られた画像を上側に、その線ＲＯＩ１３０の信号強度プロファイルを下側に示した模式図である。線ＲＯＩ１３０は、図３の上側の画像におけるファントム１２０ａ、１２０ｂを通る直線領域として設定されている。

ここでの信号強度とは、例えば、線ＲＯＩ１３０の各画素の輝度レベルを規定する画素値であり、この画素値は、ファントムや被検体におけるＭＲ信号の強度に応じた値となる。即ち、ファントムや被検体におけるＭＲ信号の強度が強い部分に対応する画素ほど、画素値が大きく、高輝度で表される。従って、図３の下側において、縦軸は画素値（Ｐｉｘｅｌ Ｖａｌｕｅ）を示し、横軸は線ＲＯＩの延在方向における画素の位置（Ｐｉｘｅｌ Ｐｏｓｉｔｉｏｎ）を示す。但し、画像の白黒を反転させ、ＭＲ信号の強度が強い部分ほど、画素値を小さくし、低輝度で表してもよい。

また、ここでの線ＲＯＩとは、一例として、幅が１画素分であって直線状に繋がった画像上の領域である。以下の説明では、単に「線ＲＯＩ」と表記した場合には、幅が１画素分で、直線状の画像領域を指すものとする。なお、線ＲＯＩの幅は、１画素分に限定されるものではなく、例えば２画素分の幅として、幅方向に隣接する２画素の画素値の平均値を用いて、図３と同様の線ＲＯＩの信号強度プロファイルを作成してもよい。

図４は、ＭＲＩ装置によって、インプラントが含まれない被検体Ｐの胸部を撮像したアキシャル断面像を上側に、その線ＲＯＩ１３２の信号強度プロファイルを図３と同様に下側に示した模式図である。ここでのアキシャル断面とは、患者座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸を以下のように定義した場合の、患者座標系のＸ−Ｙ平面である。即ち、被検体Ｐの左右方向をＸ軸方向とし、腹側を前、背中側を後ろとした被検体Ｐの前後方向をＹ軸方向とし、およそ背骨延在方向に頭を上、足を下とした被検体Ｐの上下方向をＺ軸方向とする患者座標系である。
また、線ＲＯＩ１３２は、原則、被検体の双方の乳房の部分を通るように設定される。但し、被検体Ｐの胸部の画像において片側の乳房しか認識できない場合、線ＲＯＩ１３２は、被検体Ｐの片側の乳房の部分を通るように設定される。具体的には、目的とする撮像部位が胸部の左半分または右半分の場合、撮像目的ではない方の乳房を凹ませて撮像する場合もある。その場合、アキシャル断面像であっても、被検体Ｐの胸部の画像において片側の乳房しか認識できないことになる。

図３、図４を比較すれば分かるように、人体組織の領域（以下、生体領域という）は、線ＲＯＩの信号強度プロファイルの起伏が激しい（増減が激しい）一方、インプラントの領域は、線ＲＯＩの信号強度プロファイルが滑らかになる。この要因を説明すると、人体組織は、構造が複雑であるため、微視的に見て組成分子の変化が大きく、隣接画素間での信号強度の変化が大きくなる。
一方、インプラントの内部は、例えば医療用シリコーン、生理食塩水、吸水性ポリマー（ｗａｔｅｒ ａｂｓｏｒｐｔｉｖｅ ｐｏｌｙｍｅｒ）などの素材で形成されている。インプラントは、上記の材質に拘らず、人体組織と対比すれば構造が単純であるため、微視的に見て組成分子の変化はあまりなく、信号強度プロファイルが滑らかになる。

なお、図３の例では、不図示の受信用表面コイルをファントム１２０ａ、１２０ｂの周囲に巻いているので、ファントム１２０ａ、１２０ｂの表面側ほど、ＭＲ信号を受ける表面コイルに近い分、信号レベルが高くなっている。これは一例にすぎず、適切な信号処理によって、ファントム１２０ａ、１２０ｂの内部ほど窪んでいる信号強度プロファイルを平らにすることも可能である。
但し、このような信号処理に拘らず、インプラントは構造が単純であるために信号強度プロファイルが滑らかになることに、変わりはない。そこで、本実施形態では一例として、信号強度プロファイルの円滑さを表す円滑度評価値Ｔを複数の線ＲＯＩに対して求め、円滑度評価値Ｔによってインプラントの有無を判定する。

図５は、本実施形態のＭＲＩ装置２０によって、インプラント１２０ｃ、１２０ｄが含まれる被検体Ｐの胸部を撮像したアキシャル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。

図５（Ａ）は、被検体Ｐの胸部のアキシャル断面像である。判定部１０２（図２参照）は、一例として１７個の線ＲＯＩ１４０ａ〜１４０ｑを、このアキシャル断面像の横方向に平行に等間隔で設定する。図５（Ｂ）、図５（Ｃ）、図５（Ｄ）、図５（Ｅ）はそれぞれ、図５（Ａ）の線ＲＯＩ１４０ｃ、１４０ｅ、１４０ｇ、１４０ｉにおける信号強度プロファイルである。図５（Ｂ）〜図５（Ｅ）において、縦軸は画素値を示し、横軸は線ＲＯＩの延在方向における画素の位置を示す。

図５（Ｂ）〜図５（Ｅ）から分かるように、被検体Ｐの外側の領域では水素原子が存在しないため、ＭＲ信号は殆ど収集されず、画素値も低い。生体領域では、水素原子が存在するため、ＭＲ信号の強度が高くなり、画素値も大きくなるが、前述の理由でプロファイルの起伏が激しくなる。インプラント１２０ｃ、１２０ｄの領域では、前述の理由でプロファイルは滑らかになる。ここで、本実施形態では一例として、以下の（１）式のように円滑度評価値Ｔを定義する。

（１）式において、Ｎは、線ＲＯＩの延在方向における、線ＲＯＩの画素数である。ここでは一例として線ＲＯＩの幅を１画素分としているので、Ｎは線ＲＯＩの画素数に等しい。ｉは、線ＲＯＩの延在方向における、各画素の１次元的な座標である（（１）式では、線ＲＯＩの一端の座標を「１」とする）。縦横がそれぞれ２５６画素の断面像の場合、ｉは、１から２５６までの整数値をとりうる。Ａ（ｉ）は、ｉによって位置が規定される各画素の画素値である。Ｌ（Ａ（ｉ））は、低域通過フィルタを通した後のＡ（ｉ）である。

図６は、インプラント領域と、生体領域とで、低域通過フィルタを透過させる前後における信号強度プロファイルの変化を比較した模式図である。図６（Ａ）〜図６（Ｄ）において、縦軸は画素値を示し、横軸は線ＲＯＩの延在方向における画素の位置を示す。

図６（Ａ）は、図５（Ｂ）における線ＲＯＩ１４０ｃの一部である線ＲＯＩ１５０ｃ（図５（Ｂ）の一点鎖線部分）の信号強度プロファイルである。線ＲＯＩ１５０ｃは、主に生体領域の部分に相当する。図６（Ｂ）は、線ＲＯＩ１５０ｃの信号強度プロファイルを前記Ａ（ｉ）とし、これに対して低域通過フィルタを適用した後の信号強度プロファイルである。

図６（Ｃ）は、図５（Ｄ）における線ＲＯＩ１４０ｇの一部である線ＲＯＩ１５０ｇ（図５（Ｄ）の一点鎖線部分）の信号強度プロファイルである。線ＲＯＩ１５０ｇは、主にインプラント１２０ｄの部分に相当する。図６（Ｄ）は、線ＲＯＩ１５０ｇの信号強度プロファイルをＡ（ｉ）とし、これに対して低域通過フィルタを適用した後の信号強度プロファイルである。図６（Ｂ）、図６（Ｄ）において、低域通過フィルタを適用する前のプロファイルは点線で示し、低域通過フィルタを適用した後のプロファイルは太線で示す。

図６（Ｃ）、図６（Ｄ）を比較すれば分かるように、インプラント１２０ｄの領域は、もともと信号強度プロファイルが滑らかであるので、低域通過フィルタの適用前後でプロファイルがあまり変わらない。即ち、インプラントの領域の各画素の画素値は、低域通過フィルタの適用前後においてそれほど大きくは変化しない。従って、インプラントの領域は、（１）式において、Ａ（ｉ）−Ｌ（Ａ（ｉ））の絶対値が小さくなるから、インプラントの領域では円滑度評価値Ｔは小さくなる。

また、図６（Ｂ）から分かるように、生体領域は、もともと信号強度プロファイルの起伏が激しいので、低域通過フィルタの適用後においてプロファイルが大分滑らかになる。即ち、生体領域の各画素の画素値は、低域通過フィルタの適用前後において、インプラントの領域の場合よりも大きく変化する。このため、生体領域は、（１）式において、Ａ（ｉ）−Ｌ（Ａ（ｉ））の絶対値が大きくなるから、生体領域では円滑度評価値Ｔは大きくなる。

即ち、（１）式で一例として定義した円滑度評価値Ｔの場合、信号強度プロファイルが滑らかであるほど、値が小さくなる。従って、インプラントが含まれる線ＲＯＩは、インプラントが含まれない線ＲＯＩよりも、円滑度評価値Ｔが小さくなる。そこで判定部１０２は、図５の各線ＲＯＩ１４０ａ〜１４０ｑに対して（１）式で円滑度評価値Ｔをそれぞれ計算し、円滑度評価値Ｔが第１の閾値未満の線ＲＯＩにはインプラントが含まれ、円滑度評価値Ｔが第１の閾値以上の線ＲＯＩにはインプラントが含まれないと判定する。

なお、低域通過フィルタとしては例えば、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分の内の、上位１０％〜９０％のいずれかの範囲の高周波成分を遮断するフィルタを用いればよい。「上位１０％の高周波成分を遮断するフィルタ」とは、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分が例えば０．１Ｈｚ〜１０００Ｈｚの場合、約９００Ｈｚより高周波の成分を遮断する意味であり、この場合は遮断周波数９００Ｈｚの低域通過フィルタになる。「上位９０％の高周波成分を遮断するフィルタ」とは、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分が例えば０．１Ｈｚ〜１０００Ｈｚの場合、約１００Ｈｚより高周波の周波数成分を遮断する意味である。

即ち、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分を解析後、解析結果に応じて空間フィルタを通過すべき所定の空間周波数範囲（通過すべき最大周波数）を適切に定め、通過すべき最大周波数を遮断周波数とする低域通過フィルタを用いることが望ましい。ここでの「適切」とは、生体領域と、インプラント領域とで、（１）式で計算される円滑度評価値Ｔが十分識別できる程度に異なるようにするという意味である。従って、信号強度プロファイルに含まれる空間周波数成分に応じて、低域通過フィルタの遮断周波数を適切に変えることが好ましい。

図７は、線ＲＯＩを複数に分割し、分割領域毎にインプラントの有無を判定する例として、図５（Ｃ）の線ＲＯＩ１４０ｅの信号強度プロファイルを２０個に分割した模式図である。即ち、図７に破線で境界を示すように、線ＲＯＩ１４０ｅを、その端から順に分割領域１４０ｅ１〜１４０ｅ２０の２０個の領域に分割する。そして、各々の分割領域１４０ｅ１〜１４０ｅ２０に対してそれぞれ、円滑度評価値Ｔ１〜Ｔ２０をそれぞれ求める。

例えば、線ＲＯＩ１４０ｅの延在方向において画素数が２００の場合、各分割領域１４０ｅ１〜１４０ｅ２０の画素数は、２００／２０＝１０である。この場合、分割領域１４０ｅ１に対する円滑度評価値Ｔ１は以下の（２）式で求め、分割領域１４０ｅ２に対する円滑度評価値Ｔ２は以下の（３）式で求めればよい。

分割領域１４０ｅ３〜１４０ｅ２０についても同様に、円滑度評価値Ｔ３〜Ｔ２０を求めることができる。判定部１０２は、この円滑度評価値Ｔ１〜Ｔ２０に基づいて、生体領域とインプラント領域とを特定する。

例えば線ＲＯＩ１４０ｅの場合、判定部１０２は、分割領域１４０ｅ１〜１４０ｅ２０毎に、画素値の平均値を求める。これにより、画素値の平均値が第２の閾値未満の分割領域（１４０ｅ１〜１４０ｅ２０のいずれか）は被検体Ｐの外側の領域であると、判定部１０２は判定する。図５、図７に示す線ＲＯＩ１４０ｅの場合、例えば、分割領域１４０ｅ１、１４０ｅ９〜１４０ｅ１２、１４０ｅ２０が被検体Ｐの外側の領域であると判定される。

さらに判定部１０２は、画素値の平均値が第２の閾値以上の分割領域については、円滑度評価値（Ｔ１〜Ｔ２０のいずれか）が第３の閾値未満の分割領域はインプラントの領域であり、それ以外の分割領域は生体領域であると判定する。図５、図７に示す線ＲＯＩ１４０ｅの場合、例えば、分割領域１４０ｅ２、１４０ｅ８、１４０ｅ１３、１４０ｅ１９が生体領域であり、分割領域１４０ｅ３〜１４０ｅ７、１４０ｅ１４〜１４０ｅ１８がインプラントの領域であると判定される。

図８は、本実施形態のＭＲＩ装置２０によって、インプラントが含まれる被検体Ｐの胸部を撮像したサジタル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。ここでのサジタル断面とは、前記患者座標系のＹ−Ｚ平面である。図８（Ａ）は、被検体Ｐの片側の乳房を含むサジタル断面像であり、判定部１０２は、このサジタル断面像に対して図５（Ａ）の場合と同様に１７個の線ＲＯＩ１６０ａ〜１６０ｑを設定する。

図８（Ｂ）は線ＲＯＩ１６０ｃについて、図８（Ｃ）は線ＲＯＩ１６０ｇについて、図５の場合と同様に信号強度プロファイルを示したものである。線ＲＯＩ１６０ｃは、図８（Ａ）から分かるように、インプラントがなく、主に生体領域を含むので、図８（Ｂ）のように画素値の変化（ＭＲ信号強度の変化）が激しい。一方、線ＲＯＩ１６０ｇは、図８（Ａ）から分かるようにインプラント１２０ｃを含むので、図８（Ｃ）のように、インプラント１２０ｃに相当する部分で画素値の変化（ＭＲ信号強度の変化）が滑らかになる。

図９は、本実施形態のＭＲＩ装置２０によって、インプラントが含まれる被検体の胸部を撮像したコロナル断面像と、この断面像に設定した複数の線ＲＯＩの各信号強度プロファイルとを示す模式図である。ここでのコロナル断面とは、前記患者座標系のＸ−Ｚ平面である。図９（Ａ）は、被検体Ｐの両側の乳房を含むコロナル断面像であり、判定部１０２は、このコロナル断面像に対して図５（Ａ）の場合と同様に１７個の線ＲＯＩ１７０ａ〜１７０ｑを設定する。

図９（Ｂ）は線ＲＯＩ１７０ｅについて、図９（Ｃ）は線ＲＯＩ１７０ｇについて、図５の場合と同様に信号強度プロファイルを示したものである。線ＲＯＩ１７０ｅは、図９（Ａ）から分かるように、インプラントがなく、生体領域を含むので、図９（Ｂ）のように画素値の変化が激しい。一方、線ＲＯＩ１７０ｇは、図９（Ａ）から分かるようにインプラント１２０ｃ、１２０ｄを含むので、図９（Ｃ）のようにインプラント１２０ｃ、１２０ｄに相当する部分で画素値の変化が滑らかになる。

図８に示すサジタル断面像の場合も、図９に示すコロナル断面像の場合も、図５、図６、式（１）を用いて前述した手段により、各々の線ＲＯＩ１６０ａ〜１６０ｑ、１７０ａ〜１７０ｑ毎にインプラントの有無を判定できる。また、図７、式（２）、式（３）を用いて前述した手段により、各々の線ＲＯＩ１６０ａ〜１６０ｑ、１７０ａ〜１７０ｑを複数の分割領域に分け、インプラントの領域か、生体領域か、被検体Ｐの外側の領域かを分割領域毎に判定することができる。

（本実施形態の動作説明）
図１０は、ＭＲＩ装置２０の動作の流れを示すフローチャートである。以下、図１０に示すステップ番号に従って、前述の図１〜図９を適宜参照しながら、ＭＲＩ装置２０の動作を説明する。

［ステップＳ１］ＭＰＵ８６（図２参照）は、入力装置６２に対して行われた入力情報等に基づいて、ＭＲＩ装置２０の初期設定を行う。この初期設定において、装置座標系のＸ軸、Ｙ軸、Ｚ軸に対する被検体Ｐの体位情報や、位置決め画像の撮像時におけるＲＦパルスの暫定的な中心周波数等が設定される。

なお、インプラントの有無の判定、および、生体領域とインプラントの領域との特定において、アキシャル断面、コロナル断面、サジタル断面のどれを用いるかをステップＳ１でユーザが設定できるように、表示装置６４および入力装置６２は構成される。片胸だけの検査の場合、人体座標系でのサジタル断面像でもよいが、両胸の検査の場合には、人体座標系でのアキシャル断面像またはコロナル断面像をインプラントの有無の判定に用いることが望ましい。この後、ステップＳ２に進む。

［ステップＳ２］シーケンスコントローラ５６は、不図示の寝台制御系統を駆動して、被検体Ｐが乗せられた寝台３２（図１参照）を移動させ、被検体Ｐの撮像部位（この例では胸部）に不図示の投光器の光が当たるようにする。この後、ガントリ内の磁場中心に被検体Ｐの撮像部位が位置するように、寝台３２が移動し、アキシャル断面、コロナル断面、サジタル断面の位置決め画像の画像データが生成される。

具体的には、ＭＲＩ装置２０は、画像データ収集用のＲＦパルス等を送信し、被検体ＰからのＭＲ信号をＲＦ受信器４８により検出する。シーケンスコントローラ５６は、ＭＲ信号の生データを画像再構成部９０に入力し、画像再構成部９０は、この生データに所定の処理を施して位置決め画像の画像データを生成し、これを画像データベース９４に入力する。画像処理部９６は、入力された画像データに所定の画像処理を施し、記憶装置６６は、画像処理後の位置決め画像の画像データを記憶する。この後、ステップＳ３に進む。

［ステップＳ３］判定部１０２は、ステップＳ１で設定されたインプラントの有無の判定用の位置決め画像の画像データを記憶装置６６から取得し、この画像データに対して前述のように複数の線ＲＯＩを設定する（図５、図８、図９参照）。インプラントの有無を正確に判定する上では、５本以上の線ＲＯＩを設定することが望ましく、１０本以上の線ＲＯＩを設定することがさらに望ましい。

線ＲＯＩは、図５、図８、図９のように画像の上から下に向けて、或いは、画像の右から左に向けて、画像を等分するように画像全体に亘って設定してもよいが、これは一例にすぎない。例えば、判定部１０２は、人体の各骨や臓器の形状、大きさ等を含む標準的な人体モデルに基づいて、位置決め画像における被検体Ｐの領域とテンプレートマッチングを行い、被検体Ｐの乳房の領域のみを抽出してもよい。この場合、判定部１０２は、全ての線ＲＯＩが被検体Ｐの乳房の領域を通るように、画像の一部に対してのみ線ＲＯＩを設定する。これにより、インプラントの有無の判定において、背中側の線ＲＯＩなどの確実にインプラントを含まない領域に対する円滑度評価値Ｔの計算処理を省略できる。

次に、判定部１０２は、ここでは一例として、設定した全ての線ＲＯＩに対して（１）式により円滑度評価値Ｔを計算し、各々の線ＲＯＩがインプラントを含むか否かを判定する。但し、全ての線ＲＯＩに対して円滑度評価値Ｔの計算および上記判定を行う必要はない。例えば画像の横方向に沿って複数の線ＲＯＩを設定した場合、画像上側の線ＲＯＩから順にインプラントの有無の判定を行い、インプラント有りの線ＲＯＩが検出された時点で、円滑度評価値Ｔの計算および上記判定の処理を中止してもよい。この後、ステップＳ４に進む。

［ステップＳ４］ステップＳ３において、インプラント有りの線ＲＯＩが検出された場合、ステップＳ５に進み、全ての線ＲＯＩにおいてインプラント無しと判定された場合、ステップＳ６に進む。

［ステップＳ５］判定部１０２は、線ＲＯＩを複数の分割領域に分け、各分割領域が生体領域か、インプラントの領域か、被検体Ｐの外側の領域かを前述の手法で判定する（図７、（２）式、（３）式参照）。この判定は、インプラント有りと判定された線ＲＯＩに対してのみ行うことで、計算負荷を減らしてもよい。

或いは、後述の共鳴周波数計測パルスシーケンスの対象領域として、生体領域を特定しておくことが望ましいから、生体領域と、被検体Ｐの外側の領域とを特定するために、全ての線ＲＯＩに対して上記の判定を行ってもよい。この後、ステップＳ６に進む。

［ステップＳ６］中心周波数設定部１０４は、上記判定結果に基づいて生体領域をＭＲ信号の収集領域として設定した上で、生体組織としての水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数を検出する。ここでのＭＲ信号の収集領域について、ステップＳ３、Ｓ４の判定結果によって２つに分けて説明する。

ステップＳ３、Ｓ４において全ての線ＲＯＩでインプラント無しと判定された場合、例えば位置決め画像に基づいて生体領域を特定し、特定した生体領域の一部或いは全体をＭＲ信号の収集領域とする。なお、被検体Ｐの外側の領域は、水素原子が殆どないのでＭＲ信号強度が低く、例えば位置決め画像の各画素値を閾値処理することで、生体領域と、被検体Ｐの外側の領域とに分けることができる。

ステップＳ３、Ｓ４においてインプラント有りと判定された場合、ＭＲ信号の収集領域は、２通りある。
第１に、インプラント有りと判定された線ＲＯＩの一部である分割領域の内、生体領域と判定された領域周囲をＭＲ信号の収集領域とすることができる。例えば、図５、図７に示した線ＲＯＩ１４０ｅの場合、分割領域１４０ｅ２、１４０ｅ８、１４０ｅ１３、１４０ｅ１９のいずれかを含む小さい領域をＭＲ信号の収集領域とすることができる。ここでの「小さい領域」とは、線ＲＯＩの延在方向に直交する方向の幅が各々の線ＲＯＩ同士の幅より狭く、線ＲＯＩの延在方向の長さが各分割領域の長さ以下の領域である。あまり大きくすると、インプラント領域まで含まれてしまうからである。

第２に、インプラント有りと判定された線ＲＯＩを避けた生体領域を、ＭＲ信号の収集領域とすることができる。例えば、位置決め画像の各画素値を閾値処理して、被検体Ｐの内側の領域を判別し、被検体Ｐの内側の領域からインプラント有りの線ＲＯＩを避ければ、ＭＲ信号の収集領域とする生体領域を選択できる。なお、ステップＳ５において、全ての線ＲＯＩを分割領域に分け、分割領域毎に生体領域か、インプラントの領域か、被検体Ｐの外側の領域かを判別している場合、その結果に基づいて、ＭＲ信号の収集領域とする生体領域を選択してもよい。

中心周波数設定部１０４は、ＭＲ信号の収集領域を設定し、これをＭＰＵ８６およびシーケンスコントローラ５６に入力する。ＭＰＵ８６は、脂肪組織からのＭＲ信号を抑制する飽和パルス等をプレパルスとした共鳴周波数計測パルスシーケンスの条件を設定し、シーケンスコントローラ５６に入力する。
シーケンスコントローラ５６は、ＭＲＩ装置２０の各部を制御して共鳴周波数計測パルスシーケンスを実行し、上記収集領域からＭＲ信号を収集し、これを中心周波数設定部１０４に入力する。
中心周波数設定部１０４は、収集したＭＲ信号の周波数スペクトラムのピーク周波数を、水組織における水素原子核スピンの共鳴周波数として検出する。
なお、共鳴周波数計測パルスシーケンスや、周波数スペクトラムの解析については、例えば特許文献１に記載の技術などの従来手法を用いることができる。

中心周波数設定部１０４は、検出した水素原子核スピンの共鳴周波数を第１の暫定的中心周波数として記憶する。次に、中心周波数設定部１０４は、収集領域を変えずに上記の共鳴周波数計測パルスシーケンスを再実行させ、水素原子核スピンの共鳴周波数を検出し、これを第２の暫定的中心周波数として記憶する。次に、中心周波数設定部１０４は、第２の暫定的中心周波数を第１の暫定的中心周波数と比較する。

中心周波数設定部１０４は、上記のように共鳴周波数計測パルスシーケンスで暫定的中心周波数を検出する検出処理と、最後に検出した暫定的中心周波数が収束値と言える範囲内か否かを判定する判定処理とを、判定処理の結果が肯定的になるまで順次繰り返す。収束したか否かは、例えば、最後に検出したものから数えて、最後４回分の暫定的中心周波数の最大値と最小値の差が所定値の範囲内か否かによって判定すればよい。静磁場強度が１．５テスラの場合、上記所定値は、例えば２０Ｈｚとすればよい。

判定処理の結果が肯定的になった場合、中心周波数設定部１０４は、最後に検出した暫定的中心周波数を、収集領域の水組織における水素原子核スピンの共鳴の中心周波数として記憶する。この後、ステップＳ７に進む。

［ステップＳ７］中心周波数設定部１０４は、ステップＳ１で暫定的に設定したＲＦパルスの中心周波数を補正する。即ち、中心周波数設定部１０４は、ステップＳ６で検出および最終的に決定した水組織における水素原子核スピンの共鳴の中心周波数を、ＲＦパルスの中心周波数として設定する。また、ＭＰＵ８６は、入力情報等に基づいて、イメージング用のパルスシーケンスを含むその他の撮像条件を設定する。この後、ステップＳ８に進む。

［ステップＳ８］ステップＳ７で補正されたＲＦパルスの中心周波数、および、設定された他の撮像条件に従ってデータ収集が行われる。具体的には、静磁場電源４０により励磁された静磁場用磁石２２によって撮像領域に静磁場が形成される。また、シムコイル電源４２からシムコイル２４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６２からＭＰＵ８６に撮像開始指示が入力されると、ＭＰＵ８６は、パルスシーケンスを含む撮像条件をシーケンスコントローラ５６に入力する。シーケンスコントローラ５６は、入力されたパルスシーケンスに従って傾斜磁場電源４４、ＲＦ送信器４６およびＲＦ受信器４８を駆動させることで、被検体Ｐがセットされた撮像領域に傾斜磁場を形成させると共に、ＲＦコイル２８からＲＦ信号を発生させる。

このため、被検体Ｐの内部の核磁気共鳴により生じたＭＲ信号がＲＦコイル２８により受信されて、ＲＦ受信器４８により検出される。ＲＦ受信器４８は、検出したＭＲ信号に所定の信号処理を施した後、これをＡ／Ｄ変換することで、デジタル化したＭＲ信号である生データを生成する。ＲＦ受信器４８は、生成した生データをシーケンスコントローラ５６に入力する。シーケンスコントローラ５６は、生データを画像再構成部９０に入力し、画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２に形成されたｋ空間において、生データをｋ空間データとして配置する。

画像再構成部９０は、ｋ空間データベース９２からｋ空間データを取り込み、これにフーリエ変換を含む画像再構成処理を施すことで画像データを再構成し、得られた画像データを画像データベース９４に保存する。

画像処理部９６は、画像データベース９４から画像データを取り込み、これに例えば最大値投影（ＭＩＰ：Ｍａｘｉｍｕｍ Ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）処理等の画像処理を施すことで２次元の表示用画像データを生成し、この表示用画像データを記憶装置６６に保存する。以上が本実施形態のＭＲＩ装置２０の動作説明である。

以上説明した実施形態によれば、磁気共鳴イメージングにおいて、被検体Ｐの胸部などにおけるインプラントの有無を自動的かつ正確に判定できる。

具体的には、位置決め画像から複数の線ＲＯＩを抽出し、線ＲＯＩの画素値のプロファイルの円滑さを表す円滑度評価値Ｔを求め、これに基づいてインプラントの有無を判定するため、インプラントの有無を正確に判定できる。

そして、上記判定結果に基づき、インプラントを確実に避けた生体領域を共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるＭＲ信号の収集領域とする。このため、ＲＦパルスではそのＭＲ信号を抑制しにくいインプラントが含まれる場合にも、生体領域の水素原子の共鳴の中心周波数を正確に検出できる。

さらに、共鳴周波数計測パルスシーケンスによって検出される中心周波数の値がほぼ収束するまで、共鳴周波数計測パルスシーケンスを繰り返す。従って、生体領域の水素原子の共鳴の中心周波数をより正確に検出できる。このように正確に検出した水素原子の共鳴周波数に基づいて、イメージングシーケンスにおけるＲＦパルスの中心周波数を設定するため、良好な画像を得ることができる。

また、インプラント有りと判定した場合、インプラントが含まれる線ＲＯＩを複数の分割領域に分け、分割領域毎に、インプラント領域か、生体領域か、被検体の外側かを判定する。このため、インプラントが含まれる乳房を避けた領域に限らず、インプラントが含まれる線ＲＯＩの近傍の生体領域も、共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるＭＲ信号の収集領域とすることができる。即ち、共鳴周波数計測パルスシーケンスにおけるＭＲ信号の収集領域の選択の幅が広がる。

（本実施形態の補足事項）
［１］本実施形態では、位置決め画像を用いることで、インプラントの有無の判定およびインプラントのない領域の解析を行う例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではなく、例えば、前のイメージングシーケンスで同じ領域（この例では胸部）を撮像した画像を用いて、インプラントの有無の判定を行ってもよい。

或いは、インプラントの有無の判定には、ＭＰＲ（multi planar reconstructions）など、撮像画像から画像処理（画像変換）によって生成された画像を用いてもよい。例えば胸部のアキシャル断面像５０枚からなるボリュームデータがある場合、このボリュームデータに基づいて右側の乳房中央を通るサジタル断面像と、左側の乳房中央を通るサジタル断面像とを画像処理によって生成できる。そして、これらサジタル断面像に基づいてインプラントの有無を判定してもよい。

［２］被検体Ｐの胸部を対象として、インプラントの有無の判定およびインプラントのない領域の解析を行う例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。例えば、被検体Ｐにおける胸部以外に医療用シリコーンのインプラントが存在する場合にも、上記実施形態のシーケンスは適用可能である。

［３］線ＲＯＩとして、直線状の画像領域の信号強度プロファイルを求め、このプロファイルに基づいてインプラントの有無やインプラントの領域を特定する例を述べた。本発明は、かかる実施形態に限定されるものではない。線ＲＯＩは、例えば弧状などの曲線状の領域であってもよい。

［４］１つの断面像に対して１７個の線ＲＯＩを等間隔で設定する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。線ＲＯＩは、必ずしも等間隔で設定しなくてもよい。また、線ＲＯＩの数は１７個に限定されるものではなく、例えば１０個などの他の数でもよい。

［５］線ＲＯＩの各画素の画素値に基づく信号強度プロファイルに基づいて円滑度評価値Ｔを求め、円滑度評価値Ｔが小さいほど、信号強度プロファイルが滑らかであるからインプラントの領域であると判定する例を述べた。本発明の実施形態は、かかる態様に限定されるものではない。

（１）式で計算されるＴを円滑度評価値と称したが、（１）式で計算されるＴを、信号強度プロファイルの起伏の程度を示す起伏度評価値として捉えてもよい。この場合、起伏度評価値Ｔが大きいほど、信号強度プロファイルの起伏が激しいから生体領域である、と判定すればよい。円滑度評価値、起伏度評価値にせよ、捉え方の違いにすぎず、技術的には同じである。

［６］インプラントの有無の判定結果、および、インプラントのない領域の解析結果に基づいて、ＲＦパルスの中心周波数の設定を行う例を述べた。これは一例にすぎず、インプラントの有無の判定結果、および、インプラントのない領域の解析結果については、他の目的にも用いることができる。

例えば、上記解析結果からインプラントの領域を特定し、インプラントの構成物質の共鳴周波数に基づいて、インプラントからのＭＲ信号を抑制してもよい。具体的には例えば、空間選択的且つ周波数選択的なプレサチュレーションパルス（例えば縦磁化ベクトルを９０°傾ける飽和パルス）をインプラントの領域に印加すればよい。

図１１は、インプラントのＭＲ信号を抑制するプレサチュレーションパルスの印加を伴う場合のＭＲＩ装置２０の動作を示すフローチャートである。図１１において、ステップＳ１’〜Ｓ５’の動作内容は、図１０のステップＳ１〜Ｓ５と同様である。

図１１のステップＳ６’では、ステップＳ４’でインプラントありと判定された場合には中心周波数設定部１０４は、以下の２つの共鳴周波数計測シーケンスを実行させ、インプラントなしと判定された場合には以下の片方のみを実行させる。
１つは、生体領域を対象領域として実行する共鳴周波数計測シーケンスであり、これはインプラントの有無に拘らずに行う。中心周波数設定部１０４は、これにより得られた周波数スペクトラムに基づいて、水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数を求める。

もう１つは、インプラント領域を対象領域として実行する共鳴周波数計測シーケンスであり、これはインプラント有りと判定された場合のみに行う。例えばインプラントがシリコーンで形成されている場合、中心周波数設定部１０４は、これにより得られた周波数スペクトラムに基づいて、シリコーンの磁気共鳴の中心周波数を求める。

この後のステップＳ７’では、中心周波数設定部１０４は、ステップＳ４’でインプラントありと判定された場合には以下の２つの処理を行い、インプラントなしの場合には前者のみを行う。１つは、シミング（ステップＳ６’で検出した水組織の水素原子の共鳴中心周波数に合うように、ＲＦパルスの中心周波数を補正）であり、これはインプラントの有無に拘らずに行う。

もう１つは、ステップＳ６’で検出されたシリコーンの共鳴中心周波数に基づいて（合致するように）、シリコーンのＭＲ信号を抑制するプレサチュレーションパルスの中心周波数を設定する。これはインプラント有りと判定された場合のみに行う。

ステップＳ８’では、インプラント有りの場合にはステップＳ６’までに特定されたインプラント領域に対して選択的に、ステップＳ７’で周波数条件が設定されたプレサチュレーションパルスを印加し、磁気共鳴イメージングを行って同様に被検体の画像データを生成する。インプラント無しの場合には、このプレサチュレーションパルスを印加しないで、同様に磁気共鳴イメージングを行って被検体の画像データを生成する。

なお、図１１のステップＳ６’では、インプラント領域を対象とした共鳴周波数計測シーケンスを省略してもよい。この場合、ステップＳ７’では、以下の２つの情報に基づいて、シリコーンのＭＲ信号を抑制するプレサチュレーションパルスの中心周波数を設定する。

第１に、ステップＳ６’で検出された生体領域の水組織における水素原子核スピンの磁気共鳴の中心周波数である。第２に、シリコーンの共鳴周波数と、水組織の共鳴周波数との差であり、この値は既知の値を用いる。

［７］請求項の用語と実施形態との対応関係を説明する。なお、以下に示す対応関係は、参考のために示した一解釈であり、本発明を限定するものではない。

静磁場用磁石２２、シムコイル２４、傾斜磁場コイル２６、ＲＦコイル２８、制御系３０の全体（図１参照）が、傾斜磁場およびＲＦパルスの印加を伴った撮像により被検体Ｐの画像データを生成する構成は、請求項記載の画像生成部の一例である。

判定部１０２の特定結果に基づいて、共鳴周波数計測パルスシーケンスによって生体領域からＭＲ信号を収集する制御系３０全体の機能、および、収集したＭＲ信号の周波数スペクトラムに基づいてＲＦパルスの中心周波数を補正する中心周波数設定部１０４の機能は、請求項記載の補正部の一例である。

［８］本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

２０ ＭＲＩ装置
２２ 静磁場用磁石
２４ シムコイル
２６ 傾斜磁場コイル
２６ｘ Ｘ軸傾斜磁場コイル
２６ｙ Ｙ軸傾斜磁場コイル
２６ｚ Ｚ軸傾斜磁場コイル
２８ ＲＦコイル
３０ 制御系
３２ 寝台
４０ 静磁場電源
４２ シムコイル電源
４４ 傾斜磁場電源
４４ｘ Ｘ軸傾斜磁場電源
４４ｙ Ｙ軸傾斜磁場電源
４４ｚ Ｚ軸傾斜磁場電源
４６ ＲＦ送信器
４８ ＲＦ受信器
５６ シーケンスコントローラ
５８ コンピュータ
６０ 演算装置
６２ 入力装置
６４ 表示装置
６６ 記憶装置
８６ ＭＰＵ
８８ システムバス
９０ 画像再構成部
９２ ｋ空間データベース
９４ 画像データベース
９６ 画像処理部
９８ 表示制御部
１０２ 判定部
１０４ 中心周波数設定部
１２０ａ、１２０ｂ ファントム
１３０、１３２、１４０ａ〜１４０ｑ 線ＲＯＩ
１４０ｅ１〜１４０ｅ２０ 分割領域
１６０ａ〜１６０ｑ、１７０ａ〜１７０ｑ 線ＲＯＩ
Ｐ 被検体

Claims (13)

1. 核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する画像生成部と、
   前記画像データから求められる前記磁気共鳴信号の強度分布に基づいて、前記被検体内におけるインプラントの存在するインプラント領域を判定する判定部と、
   前記判定結果に基づいて設定された領域から磁気共鳴周波数情報を取得し、イメージングに用いられる前記ＲＦパルスの中心周波数を前記磁気共鳴周波数情報に基づいて補正する補正部と
   を備えてい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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、前記強度分布を用いることで前記磁気共鳴信号の強度の変化の円滑さを表す円滑度評価値を算出し、算出した前記円滑度評価値に基づいて前記インプラント領域を判定する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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、前記画像データから関心領域を複数抽出すると共に複数の前記関心領域に対し前記強度分布をそれぞれ算出し、前記生体領域の少なくとも一部の位置を前記強度分布に基づいて特定することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
4. 請求項３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記補正部は、前記判定部の特定結果に基づいた前記生体領域から前記磁気共鳴信号を受信し、受信した前記磁気共鳴信号の周波数スペクトラムを前記磁気共鳴周波数情報として用い、前記ＲＦパルスの中心周波数を補正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３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、それぞれの前記関心領域の各画素値のプロファイルを前記強度分布として求め、所定周波数以上の空間周波数成分を遮断するフィルタを前記強度分布に対して適用後、前記フィルタの適用前後における画素値の変化分を画素毎に求め、前記変化分の絶対値を前記関心領域の画素数に応じて平均して前記円滑度評価値とし、前記円滑度評価値が閾値以下の前記関心領域をインプラント有りと判定す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３乃至請求項５のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、複数の前記関心領域として、線状の前記関心領域を複数抽出す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３記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記判定部は、インプラント有りと判定した前記関心領域を複数の分割領域に分けると共に前記分割領域毎に前記円滑度評価値を算出し、前記インプラントを含む前記分割領域と、前記生体領域のみの前記分割領域とを前記円滑度評価値に基づいて識別することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
8. 請求項７記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記補正部は、前記判定部の識別結果に基づいて、インプラント有りと判定された前記関心領域における前記生体領域のみの前記分割領域から前記磁気共鳴周波数情報を取得す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乃至請求項３のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
   前記補正部は、前記生体領域から前記磁気共鳴信号を収集すると共に収集によって得られる周波数スペクトラムに基づいて前記ＲＦパルスの暫定的中心周波数を算出するシーケンスと、最後に算出した前記暫定的中心周波数と前に算出した前記暫定的中心周波数との差が所定範囲内か否かを判定する判定処理とを、前記判定処理の結果が肯定的になるまで順次繰り返し、最後に算出した前記暫定的中心周波数を前記ＲＦパルスの補正後の中心周波数とす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又は請求項２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記補正部は、前記生体領域および前記インプラント領域にそれぞれ共鳴周波数計測シーケンスを実行することで前記生体領域および前記インプラント領域からそれぞれ前記磁気共鳴周波数情報を取得し、前記生体領域からの前記磁気共鳴周波数情報に基づいて前記ＲＦパルスの中心周波数を補正すると共に、前記インプラント領域からの前記磁気共鳴周波数情報に基づいて前記インプラントからの前記磁気共鳴信号を抑制するプレパルスの中心周波数を設定し、
    前記画像生成部は、前記補正部によって中心周波数が設定された前記プレパルスと、中心周波数が補正された前記ＲＦパルスとの送信によって生じた前記磁気共鳴信号を前記被検体から受信することで、前記磁気共鳴信号に基づく前記被検体の画像データを再度生成する
    ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
11. 核磁気共鳴を起こすためのＲＦパルスの送信によって生じた磁気共鳴信号を被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の画像データを生成する画像生成部と、
    前記画像データから求められる前記磁気共鳴信号の強度分布の円滑さに基づいて前記被検体内におけるインプラントの有無を判定する判定部と
    を備えていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
12. 請求項１１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記判定部は、前記インプラントが存在する場合には、前記インプラントの存在領域であるインプラント領域を位置的に特定し、
    前記画像生成部は、前記判定部の特定結果に基づいて前記インプラントからの前記磁気共鳴信号を抑制するプレパルスを前記インプラント領域に印加後、前記ＲＦパルスの送信により生じる前記磁気共鳴信号を前記被検体から受信し、前記磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の前記画像データを再度生成す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１乃至請求項１２のいずれか１項記載の磁気共鳴イメージング装置において、
    前記インプラントの内部は、シリコーン、生理食塩水、吸水性ポリマー、の少なくともいずれかで形成された部分を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。

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