(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
造影剤が投与された被検体のうちの関心領域に関する断層画像を撮像する医用撮像装置において、
前記造影剤の濃度分布を表すデータを収集する収集手段と、
前記被検体のうちのモニタリング領域について前記データを収集するように前記収集手段を制御する第１の制御手段と、
前記第１の制御手段の制御の下に前記収集手段が収集した前記データから前記モニタリング領域における前記造影剤の濃度分布を表した再構成画像を再構成する第１の再構成手段と、
前記再構成画像が前記第１の再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記第１の再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段と、
イメージングスキャンの開始タイミングの到来を監視する監視手段と、
(1)前記モニタリング領域についての前記データの収集、(2)前記モニタリング領域についての再構成画像の再構成、ならびに(3)前記最高値画像の生成を、前記監視手段により前記開始タイミングが到来したと判定されるまで繰り返すように前記第１の制御手段、前記第１の再構成手段、ならびに前記最高値画像生成手段をそれぞれ制御する第２の制御手段と、
前記開始タイミングが到来したのちに、前記関心領域について前記データを収集するように前記収集手段を制御する第３の制御手段と、
前記第３の制御手段の制御の下に前記収集手段が収集した前記データから前記関心領域に関する断層画像を再構成する第２の再構成手段とを具備したことを特徴とする医用撮像装置。
【請求項２】
前記最高値画像生成手段により生成された前記最高値画像を表示する表示手段をさらに備え、
前記監視手段は、前記表示手段により表示された前記最高値画像に基づく操作者によるイメージングスキャンの開始指示を待ち受け、当該開始指示がなされたタイミングに基づいて開始タイミングの到来を判定することを特徴とする請求項１に記載の医用撮像装置。
【請求項３】
前記最高値画像生成手段は、前記最高値画像の各ピクセルの表示特性を、各ピクセルの最高値が閾値以上であるかどうかで異ならせることを特徴とする請求項２に記載の医用撮像装置。
【請求項４】
前記最高値画像生成手段は、前記最高値画像の各ピクセルの表示特性として各ピクセルの色を異ならせることを特徴とする請求項３に記載の医用撮像装置。
【請求項５】
前記最高値画像生成手段により新たに生成された前記最高値画像とそれ以前に前記最高値画像生成手段により生成した最新の最高値画像とのピクセル毎の信号値の差分値を表した差分画像を生成する差分画像生成手段と、
前記差分画像生成手段により生成された前記差分画像を表示する表示手段とをさらに備え、
前記監視手段は、前記表示手段により表示された前記差分画像に基づく操作者によるイメージングスキャンの開始指示を待ち受け、当該開始指示がなされたタイミングに基づいて開始タイミングの到来を判定することを特徴とする請求項１に記載の医用撮像装置。
【請求項６】
前記差分画像生成手段は、前記差分画像の各ピクセルの表示特性を、各ピクセルの差分値が閾値以上であるかどうかで異ならせることを特徴とする請求項５に記載の医用撮像装置。
【請求項７】
前記差分画像生成手段は、前記差分画像の各ピクセルの表示特性として各ピクセルの色を異ならせることを特徴とする請求項６に記載の医用撮像装置。
【請求項８】
被検体内における流体の流路の構造を表した磁気共鳴画像を撮像する医用撮像装置において、
前記流体の流路を含む関心領域から磁気共鳴データを、同期撮像における時相を変更しながら複数回に渡り繰り返し収集する収集手段と、
前記収集手段による複数回の収集で得られた前記磁気共鳴データから前記関心領域についての複数の再構成画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、
前記再構成画像が前記再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段とを具備したことを特徴とする医用撮像装置。
【請求項９】
被検体内における流体の流路の構造を表した磁気共鳴画像を撮像する医用撮像装置において、
前記流体の流路を含む関心領域から磁気共鳴データを前記流体の撮影状況に影響する所定のパラメータを変更しながら複数回に渡り繰り返し収集する収集手段と、
前記収集手段による複数回の収集で得られた前記磁気共鳴データから前記関心領域についての複数の再構成画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、
前記再構成画像が前記再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段とを具備し、
前記収集手段は、ＦＢＩ（flesh blood imaging）法により前記磁気共鳴データを収集し、前記パラメータとして前記流体の脈動における基準時相から前記磁気共鳴データの収集を開始するまでの時間を変更することを特徴とする医用撮像装置。
【請求項１０】
被検体内における流体の流路の構造を表した磁気共鳴画像を撮像する医用撮像装置において、
前記流体の流路を含む関心領域から磁気共鳴データを前記流体の撮影状況に影響する所定のパラメータを変更しながら複数回に渡り繰り返し収集する収集手段と、
前記収集手段による複数回の収集で得られた前記磁気共鳴データから前記関心領域についての複数の再構成画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、
前記再構成画像が前記再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段とを具備し、
前記収集手段は、flow-spoiled ＦＢＩ法により前記磁気共鳴データを収集し、前記パラメータとしてディフェーズパルスの強度を変更することを特徴とする医用撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液等の流体を撮像する医用撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴イメージング（magnetic resonance imaging：ＭＲＩ）法の応用分野のひとつとして血管撮像（magnetic resonance angiography：ＭＲＡ）が挙げられる。ＭＲＩは、ＴＯＦ（time-of-flight）効果や位相シフト効果などの多彩なコントラスト発生原理を用いてＭＲＡを実現できる。なかでも広く用いられる方法のひとつが、縦緩和時間（Ｔ１）短縮効果を有する造影剤を急速に体内に注入し、この造影剤が混入した血液を撮像する方法である（以下、造影ＭＲＡと呼ぶ）。この造影ＭＲＡによって、大動脈および腎動脈のほか、頚部、頭部、足部など全身にわたる血管系の画像が得られる。
【０００３】
造影ＭＲＡにおける撮像時間は、一般に数秒から数１０秒程度である。このため、一回の造影剤注入につき１回の撮像しか許されない。
【０００４】
一方、造影剤は通常は関心領域外にて注入されることから、造影剤が関心領域に到達してコントラストの良い画像を得られるようになるタイミングは、造影剤の注入タイミングに対して遅れる。しかもその遅延時間は、被検体の心拍数や血圧、血流速度などに依存するので、一定ではない。
【０００５】
このような事情から造影ＭＲＡでは、撮像タイミングを適切に設定することが重要であり、そのための工夫が以下のように従来よりなされている。
【０００６】
例えば第１に、造影ＭＲＡ撮像に先立って、関心領域に近い限局されたモニタ領域（例えば、関心領域の上流側の大動脈内）のみから連続的に磁気共鳴信号を取得し、その信号強度の時間変化を操作者に提示するとともに、信号強度が閾値以上に上昇したタイミングに同期して撮像を開始する技術が知られている（特許文献１を参照）。
【０００７】
第２の技術は第１の技術の代案として提案されているもので、２次元撮像法を使用したフルオロスコピーを用いて比較的広範囲をモニタし、造影剤の関心領域への到達を画像信号の変化として直接提供する（非特許文献１を参照）。
【０００８】
この第２の技術では、広範囲を連続的に観察できるので、被検体の上腕から注入された造影剤が肺や心房、心室、大動脈を通る様子がリアルタイムに表示される。操作者は、その表示に基づいて関心領域への造影剤の関心領域への到達タイミングを見計らって、造影ＭＲＡ撮像の開始を指示することになる。
【０００９】
第３に、さらに造影剤が関心領域に到達する様子をより明瞭に表示するために、第２の従来例において得られる画像信号に対してサブトラクション処理やマルチスライスデータの最大値投影処理をおこなう技術が知られている（特許文献２を参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特表２０００−５１１７８９
【特許文献２】特開２００３−２３５８２７
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Radiology誌第２０５巻１３７ページ（１９９７）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかしながら上記の第１の技術では、Radiology誌第２０３巻２７５ページ（１９９７）で述べられているように、信号強度の上昇が十分に捉えられないことがある。これは、モニタ領域では、呼吸や体の動きによって血流信号を十分に観測できないことによると考えられている。またこの第１の技術では、小さなボリュームのモニタ領域を適切に位置決めする必要があり、操作が煩雑であるという不具合もある。
【００１３】
一方、第２および第３の技術では、造影ＭＲＡ検査の経験の少ない操作者には、造影剤の関心領域への到達を正確に把握することは難しく、適正なタイミングで造影ＭＲＡ撮像を開始することができない恐れがあった。その要因は、拍動や患者の動きによるモニタ画像の信号変化があり、この変化の上に造影剤の到達による信号変化が重畳することである。そして、造影ＭＲＡ検査の経験の少ない操作者では、拍動による信号変化と造影剤による信号変化とを区別することが困難である。このため、拍動による関心領域での信号変化を造影剤の関心領域への到達であると操作者が判断してしまい、撮影タイミングが早すぎて描出の悪いＭＲＡ画像が得られてしまうことが起こり得る。
【００１４】
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、拍動や患者の動きによる信号変化を造影された流体の到達による信号変化と見誤る頻度を低減できる画像を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
本発明の第１の態様による医用撮像装置は、造影剤が投与された被検体のうちの関心領域に関する断層画像を撮像する医用撮像装置において、前記造影剤の濃度分布を表すデータを収集する収集手段と、前記被検体のうちのモニタリング領域について前記データを収集するように前記収集手段を制御する第１の制御手段と、前記第１の制御手段の制御の下に前記収集手段が収集した前記データから前記モニタリング領域における前記造影剤の濃度分布を表した再構成画像を再構成する第１の再構成手段と、前記再構成画像が前記第１の再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記第１の再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段と、イメージングスキャンの開始タイミングの到来を監視する監視手段と、(1)前記モニタリング領域についての前記データの収集、(2)前記モニタリング領域についての再構成画像の再構成、ならびに(3)前記最高値画像の生成を、前記監視手段により前記開始タイミングが到来したと判定されるまで繰り返すように前記第１の制御手段、前記第１の再構成手段、ならびに前記最高値画像生成手段をそれぞれ制御する第２の制御手段と、前記開始タイミングが到来したのちに、前記関心領域について前記データを収集するように前記収集手段を制御する第３の制御手段と、前記第３の制御手段の制御の下に前記収集手段が収集した前記データから前記関心領域に関する断層画像を再構成する第２の再構成手段とを備えた。
【００１６】
本発明の第２の態様による医用撮像装置は、被検体内における流体の流路の構造を表した磁気共鳴画像を撮像する医用撮像装置において、前記流体の流路を含む関心領域から磁気共鳴データを前記流体の撮影状況に影響する所定のパラメータを変更しながら複数回に渡り繰り返し収集する収集手段と、前記収集手段による複数回の収集で得られた前記磁気共鳴データから前記関心領域についての複数の再構成画像をそれぞれ再構成する再構成手段と、前記再構成画像が前記再構成手段により新たに再構成される毎に、当該新たに再構成された再構成画像とそれ以前に前記再構成手段により再構成された再構成画像との中から最高信号値をピクセル毎に求め、当該ピクセル毎に求めた最高信号値で構成される最高値画像を生成する最高値画像生成手段とを備え、前記収集手段は、前記再構成画像の画像コントラストに影響するコントロールパルスの印加に関係するパラメータを変更するか、ＡＳＬ（arterial spin labeling）法により前記磁気共鳴データを収集し、前記パラメータとして前記流体をラベリングするプリパルスを印加してから前記磁気共鳴データの収集を開始するまでの時間を変更するか、ＦＢＩ（flesh blood imaging）法により前記磁気共鳴データを収集し、前記パラメータとして前記流体の脈動における基準時相から前記磁気共鳴データの収集を開始するまでの時間を変更するか、あるいはflow-spoiled ＦＢＩ法により前記磁気共鳴データを収集し、前記パラメータとしてディフェーズパルスの強度を変更することとした。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、拍動や患者の動きによる信号変化を造影された流体の到達による信号変化と見誤る頻度を低減できる画像を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１８】
【図１】本発明の実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）の概略構成を示す図。
【図２】図１中のホスト計算機による第１の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。
【図３】第１の実施形態の表示用画像におけるあるピクセルにおける信号強度の変化の一例を示す図。
【図４】従来の技術により造影剤のモニタのために表示される画像の一例を示す図。
【図５】第１の実施形態により作成された表示用画像の一例を示す図。
【図６】図１中のホスト計算機による第２の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。
【図７】第２の実施形態の表示用画像におけるあるピクセルＰにおける信号強度の変化の一例を示す図。
【図８】図１中のホスト計算機による第３の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【００１９】
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
【００２０】
図１は本実施形態にかかる磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）１００の概略構成を示す図である。
【００２１】
このＭＲＩ装置１００は、寝台部、静磁場発生部、傾斜磁場発生部、送受信部および制御・演算部を備えている。そしてＭＲＩ装置１００はこれらの各部の構成要素として、磁石１、静磁場電源２、シムコイル３、シムコイル電源４、天板５、傾斜磁場コイルユニット６、傾斜磁場電源７、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔ、受信器９Ｒ、シーケンサ（シーケンスコントローラ）１０、演算ユニット１１、記憶ユニット１２、表示器１３、入力器１４、音声発生器１５およびホスト計算機１６を有する。またＭＲＩ装置１００には、被検体２００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が接続されている。
【００２２】
静磁場発生部は、磁石１と静磁場電源２とを含む。磁石１としては、例えば超電導磁石や常電導磁石が利用可能である。静磁場電源２は、磁石１に電流を供給する。かくして静磁場発生部は、被検体２００が送り込まれる円筒状の空間（診断用空間）の中に静磁場Ｂ0を発生させる。この静磁場Ｂ0の磁場方向は、診断用空間の軸方向（Ｚ軸方向）にほぼ一致する。静磁場発生部には、さらにシムコイル３が設けられている。このシムコイル３は、ホスト計算機１６の制御下でのシムコイル電源４からの電流供給によって静磁場均一化のための補正磁場を発生する。
【００２３】
寝台部は、被検体２００を載せた天板５を、診断用空間に送り込んだり、診断用空間から抜き出したりする。
【００２４】
傾斜磁場発生部は、傾斜磁場コイルユニット６および傾斜磁場電源７を含む。傾斜磁場コイルユニット６は、磁石１の内側に配置される。傾斜磁場コイルユニット６は、互いに直交するＸ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向のそれぞれの傾斜磁場を発生させるための３組のコイル６ｘ，６ｙ，６ｚを備える。傾斜磁場電源７は、シーケンサ１０の制御の下で、コイル６ｘ、コイル６ｙおよびコイル６ｚに傾斜磁場を発生させるためのパルス電流を供給する。傾斜磁場発生部は、傾斜磁場電源７からコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに供給す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軸，Ｙ軸，Ｚ軸）方向のそれぞれ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から成る論理軸方向のそれぞれの傾斜磁場を任意に設定する。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ＧS、ＧE、ＧRは、静磁場Ｂ0に重畳される。
【００２５】
送受信部は、ＲＦコイルユニット８、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを含む。ＲＦコイルユニット８は、診断用空間にて被検体２００の近傍に配置される。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８に接続さる。送信器９Ｔおよび受信器９Ｒは、シーケンサ１０の制御の下で動作する。送信器９Ｔは、核磁気共鳴（ＮＭＲ）を生じさせるためのラーモア周波数のＲＦ電流パルスをＲＦコイルユニット８に供給する。受信器９Ｒは、ＲＦコイルユニット８が受信したエコー信号などの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、あるいはフィルタリングなどの各種の信号処理を施した後、Ａ／Ｄ変換してデジタルデータ（生データ）を生成する。
【００２６】
以下、上述のように構成されたＭＲＩ装置１００におけるいくつかの実施形態における動作について説明する。
【００２７】
（第１の実施形態）
図２はホスト計算機１６による第１の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。
【００２８】
ステップＳａ１においてホスト計算機１６は、モニタ撮像および本撮像のそれぞれに関する撮像条件を、操作者による指定などに基づいて設定する。
【００２９】
ステップＳａ２およびステップＳａ３においてホスト計算機１６は、モニタ撮像を行うべきタイミングが到来するか、あるいは本撮像の開始が操作者によって指示されるのを待ち受ける。
【００３０】
ここでは、本撮像の開始が指示されるまでの間、一定の時間間隔でモニタ撮像を行うこととする。このような一定時間間隔毎のタイミングが到来したならば、ホスト計算機１６はステップＳａ２からステップＳａ４へ進む。ステップＳａ４においてホスト計算機１６は、モニタ撮像を行うように各部を制御する。このモニタ撮像には、通常はグラディエント・エコー系のパルスシーケンスを用いる。このモニタ撮像においては、モニタ対象として設定された領域についての磁気共鳴信号の収集と、この磁気共鳴信号に基づくモニタ画像ＩＭ(i)の再構成とが行われる。「ｉ」はモニタ画像の画像番号であり、図２に示す処理が開始された直後は「１」とされ、モニタ撮像が行われる毎に１つずつ増加される。なお、モニタ画像ＩＭ(i)は、１枚のみの画像であってもよいし、複数枚の画像を含んでも良い。
【００３１】
ステップＳａ５においてホスト計算機１６は、これまでに作成された全てのモニタ画像ＩＭ(1)〜ＩＭ(i)に基づいて、表示用画像を作成する。具体的にはホスト計算機１６は、モニタ画像に含まれるピクセル毎に、モニタ画像ＩＭ(1)〜ＩＭ(i)のそれぞれにおける信号強度の最大値を求める。そしてこれらの最大値を、該当するピクセルの信号強度とすることにより得られる画像として表示用画像を作成する。すなわち、モニタ画像ＩＭ(1)〜ＩＭ(i)のうちのいずれかであるモニタ画像ＩＭ(k)中のあるピクセルＰにおける信号強度をSignalA[P,k]と表すならば、表示用画像中のピクセルＰにおける信号強度SignalB[P,i]は、次の式(1)により求められる。
【００３２】
SignalB[P,i]＝Maximum of SignalA[P,k]   （k＝1,,,i）    …(1)
この式(1)は、次の式(2)のように書き直すことができる。
【００３３】
SignalB[P,i]＝Maximum（SignalA[P,i]，SignalB[P,i-1]）    …(2)
ホスト計算機１６は、式(1)および式(2)のいずれの演算により表示用画像の各ピクセルの信号強度を求めても良い。ただし、式(2)を適用することが、ホスト計算機１６の処理負担を軽減できるために好ましい。
【００３４】
ステップＳａ６においてホスト計算機１６は、上記のように作成した表示用画像を表示器１３に表示させる。このとき、表示器１３にて既に表示用画像を表示していたならば、それに代えて新たに作成した表示用画像を表示するように表示器１３の表示を更新させる。
【００３５】
こののちにホスト計算機１６は、ステップＳａ２およびステップＳａ３の待ち受け状態に戻る。
【００３６】
かくして、本撮像の開始が指示されるまでは、一定時間間隔でモニタ画像ＩＭ(i)が得られるとともに、表示用画像が更新される。
【００３７】
図３は第１の実施形態の表示用画像におけるあるピクセルＰにおける信号強度の変化の一例を示す図である。
【００３８】
図３において、実線は表示用画像におけるピクセルＰの信号強度の変化を表し、破線はモニタ画像ＩＭ(i)におけるピクセルＰの信号強度の変化を表している。図３から分かるようにモニタ画像ＩＭ(i)におけるピクセルＰの信号強度は、ピクセルＰに相当する位置に造影剤が到達する以前にも被検体２００の拍動の影響などにより増減している。しかしながら表示用画像におけるピクセルＰの信号強度は、モニタ画像ＩＭ(i)におけるピクセルＰの信号強度の最大値をとるので、最初のうちは被検体２００の拍動の影響などによる変化が現れるが、ある程度の時間が経過するとほぼ一定となる。そしてピクセルＰに相当する位置に造影剤が到達すると、モニタ画像ＩＭ(i)におけるピクセルＰの信号強度が急峻に増大するため、その変化は表示用画像における信号強度にも表れる。
【００３９】
そこで、モニタ画像ＩＭ(i)の撮像範囲内に造影剤が到達するよりもある程度前からモニタ撮像を開始することによって、モニタ画像ＩＭ（i)に造影剤の影響による信号強度の変化が生じるまでにある程度の期間（トレーニング期間と呼ぶことができる）を確保する。そうすると表示用画像では、拍動などによる信号変化が見えなくなった状態から、造影剤による信号変化がはっきりと表れることになる。従って操作者は、表示器１３に表示された表示用画像を観察し、信号強度の急激な変化を確認することで、該当する位置へ造影剤が到達したことを容易に確認できる。なおトレーニング期間は、少なくとも数回の心拍または呼吸が行われる時間であり、現実的には数秒から数１０秒程度が適切であろうと推測される。
【００４０】
さらに本実施形態によれば、造影剤が一度到達した位置に相当するピクセルの信号強度は、造影剤が通り過ぎても低下しない。このため表示用画像は、造影剤が通過した領域が高信号状態に染まって行くように変化する。従って操作者は、表示用画像に基づいて造影剤が被検体２００の体内を流れて行く様子を容易に把握することも可能であり、本撮像の対象となる関心領域に造影剤が到達するタイミングを推測することが可能となる。
【００４１】
図４は従来の技術により造影剤のモニタのために表示される画像の一例を示す図である。図５は上記のように作成された表示用画像の一例を示す図である。図４および図５に示される画像はいずれも、造影剤が概ね左心室および胸部大動脈から腹部大動脈に到達したタイミングで得られたものである。図４に示す画像では、造影剤による信号の上昇、拍動による信号強度のムラ、アーチファクトなどが混在し、造影剤だけをみることは難しい。これに対して図５に示す画像では、その画像が得られるまでに造影剤を到達した領域（心臓、大動脈のほか、肺血管も）がすべて描出されており、かつ拍動やアーチファクトと見られる不要信号が少ない。第１の実施形態においては、この図５に示すような画像が連続的に表示されることになり、造影剤の移動の様子をはっきりと観察可能である。
【００４２】
そして操作者は、上記のような表示用画像の観察に基づいて本撮像の開始タイミングを判断し、本撮像の開始を指示する。この指示を受けるとホスト計算機１６は、ステップＳａ３からステップＳａ７へ進む。ステップＳａ７においてホスト計算機１６は、造影ＭＲＡの本撮像を行うように各部を制御する。本撮像のための各部の動作は、周知の動作であって良い。そして本撮像が終了したならば、ホスト計算機１６はこの処理を終了する。
【００４３】
（第２の実施形態）
図６はホスト計算機１６による第２の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理を行うステップには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。
【００４４】
第２の実施形態が第１の実施形態と異なるのは、表示用画像を作成するための各ピクセルの信号強度の求め方である。そして第２の実施形態においてホスト計算機１６は図６に示すように、第１の実施形態におけるステップＳａ５に代えてステップＳｂ１およびステップＳｂ２を実行する。
【００４５】
ステップＳｂ１においてホスト計算機１６は、第１の実施形態での表示用画像と同様にして、各ピクセルが信号強度SignalB[P,i]で表された画像（以下、最大値画像と称する）Ｉmax(i)を作成する。
【００４６】
ステップＳｂ２においてホスト計算機１６は、上記のように作成された最新の最大値画像Ｉmax(i)とその１つ前の最大値画像Ｉmax(i-1)とに基づいて、表示用画像を作成する。具体的にはホスト計算機１６は、ピクセル毎に、最大値画像Ｉmax(i)における信号強度に対する最大値画像Ｉmax(i-1)における信号強度の差を求める。そしてこれらの差を、該当するピクセルの信号強度とすることにより得られる画像として表示用画像を作成する。すなわち、表示用画像のあるピクセルＰについての信号強度SignalC[P,i]は、式(1)または式(2)により求まるSignalB[P,i]を用いて次の式(3)により求まる。
【００４７】
SignalC[P,i]＝SignalB[P,i]−SignalB[P,i-1]    …(3)
図７は第２の実施形態の表示用画像におけるあるピクセルＰにおける信号強度の変化の一例を示す図である。
【００４８】
図７において、実線は表示用画像におけるピクセルＰの信号強度の変化を表し、破線はモニタ画像ＩＭ(i)におけるピクセルＰの信号強度の変化を表している。図７から分かるように、表示用画像におけるピクセルＰの信号強度は、まれに被検体２００の拍動の影響などによる変化が現れるが、多くの期間では拍動による信号強度はほぼゼロとなる。そしてピクセルＰに相当する位置に造影剤が到達すると、前述したようにSignalB[P,i]が急峻に増大するため、その変化は表示用画像における信号強度にも表れる。
【００４９】
そこで、第１の実施形態と同様にある程度のトレーニング期間を確保すると、表示用画像では、拍動などによる信号変化が見えなくなった状態から、造影剤による信号変化がはっきりと表れることになる。従って操作者は、表示器１３に表示された表示用画像を観察し、信号強度の急激な変化を確認することで、該当する位置へ造影剤が到達したことを容易に確認できる。
【００５０】
（第３の実施形態）
図８はホスト計算機１６による第３の実施形態での造影ＭＲＡ撮像のための処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理を行うステップには同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。
【００５１】
第３の実施形態が第１の実施形態と異なるのは、表示用画像における各ピクセルの表示特性を変更することにある。そして第３の実施形態においてホスト計算機１６は図８に示すように、第１の実施形態におけるステップＳａ５に代えてステップＳｃ１およびステップＳｃ２を実行する。
【００５２】
ステップＳｃ１においてホスト計算機１６は、第１の実施形態での表示用画像と同様にして各ピクセルを信号強度SignalB[P,i]で表した画像または第２の実施形態での表示用画像と同様にして各ピクセルを信号強度SignalC[P,i]で表した画像として色決め用画像ＩＣ(i)を作成する。
【００５３】
ステップＳｃ２においてホスト計算機１６は、モニタ画像ＩＭ(i)と色決め用画像ＩＣ(i)とに基づいて、表示用画像を作成する。具体的にはホスト計算機１６は、ピクセル毎に、色決め用画像ＩＣ(i)における信号強度が予め定められた閾値を超えるか否かに応じて表示色を変更するか否かを判定する。そしてホスト計算機１６は、表示色を変更すると判定したピクセルのみについてモニタ画像ＩＭ(i)における表示色を変更することによって表示用画像を作成する。例えば、モニタ画像ＩＭ(i)における元々の表示色がグレースケールであるならば、表示色を変更すると判定したピクセルの表示色をカラースケールに変更する。なおこのとき、各ピクセルの信号強度は、モニタ画像ＩＭ(i)のものをそのまま採用する。
【００５４】
かくして第３の実施形態によれば、操作者は、造影剤が到達している場所と未到達な場所とを表示用画像における表示色によって判断することが出来る。そして操作者は、カラー表示されている領域の時間変化や領域の移動・拡大などを観察することによって、造影剤の移動する様子を容易に確認できる。
【００５５】
さらに第３の実施形態によれば、時々刻々の拍動や造影剤の移動の様子も同時に表示されるので、それについても操作者が確認できる。
【００５６】
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。
【００５７】
造影剤を用いないＭＲＡ撮像や血液以外の流体を対象とした撮像に対しても本発明を適用可能である。造影剤を用いないＭＲＡ撮像には、ＡＳＬ（arterial spin labeling）法など、血液などをラベリングして造影剤と同様なコントラスト変化を生じさせる方法が知られている。あるいは、ＭＴＣ（magnetization transfer contrast）パルスやインバージョンパルスなどの画像コントラストに関わるコントロールパルスによって信号強度の初期値を変化させ、その時間変化を観察する方法が知られている。
【００５８】
ＡＳＬ法は、血流等をラベリングするプリパルスを印加して撮像する手法である。そのひとつの方法として、ラベリングパルスを印加してからデータ収集を開始するまでの時間を変化させながら複数枚の画像を撮像することにより、血液などの流体が流れる様子を観察可能な画像が得られる方法がある。すなわち、ＡＳＬ法は、パラメータを変化させながら複数時相での撮像を繰り返すことで、血液などの流体の変化の様子を観察可能な画像を得る技術である。通常、ＡＳＬ法では信号変動を解析し、各種パラメータ画像が作成されて提示されることが一般的である。本発明に含まれる画像表示方法はＡＳＬ法の複数時相の画像を直接観察することに有用である。たとえば、拡散強調画像上に、ＡＳＬ法を本発明の表示方法で重ね合わせて表示することで、いわゆるDiffusion-Perfusionミスマッチに関係する情報を提供することが可能となる。
【００５９】
複数時相の画像を得るこのような技術としては他に、ＦＢＩ（flesh blood imaging）法やflow-spoiled ＦＢＩ法がある。ＦＢＩ法では、ＥＣＧ信号やＰＰＧ信号を用いて、血液や髄液などの流体のＴ２磁化成分を強調したＴ２強調画像を同期撮像にて取得する方法である。ＦＢＩ法では、Ｒ波等の被検体の心時相を表す基準波に同期したトリガ信号から所定時間遅延させて複数心拍毎にエコーデータを繰り返して収集する。ＦＢＩ法を用いた３次元撮像では、所定スライスエンコード量分のエコーデータ（ボリュームデータ）を複数心拍毎に収集する。flow-spoiled ＦＢＩ法は、上記ＦＢＩ法に加え、収縮期における動脈信号を抑制するためのspoiler傾斜磁場パルスを印加する手法である。変化させているパラメータは、ＦＢＩ法ではＲ波等の被検体の心時相を表す基準波が生じてから画像再構成のためのデータ収集を開始するまでの時間であり、flow-spoiled ＦＢＩ法ではディフェーズパルスの強度である。両法においては、同期撮像における最適タイミングを複数画像から決定することになる。そこで、これらの撮像法に上記各実施形態の手法を適用することで、パラメータの変更による信号強度の変化を他の要因による信号強度変化に比して明瞭化させることができ、最適時相の決定を容易にできる。また、flow-spoiled ＦＢＩ法においては、ディフェーズパルスの強度を変えた収集を複数回実施し、信号強度の変化を確認することにより、最適なディフェーズパルス強度を決定することを容易にできる。
【００６０】
このように、これらＦＢＩ法やflow-spoiled ＦＢＩ法を含め、パラメータを変化させながら複数時相での撮像を繰り返す様々な撮像手法で得られた複数の画像に基づいて上記の各実施形態の手法によって表示画像を生成することもできる。ただしこの場合には、モニタ撮像のときのみならず、本撮像において医用診断用の画像を生成する目的においても本発明を活用可能である。
【００６１】
磁気共鳴イメージング法以外の撮像法により撮像を行うＸ線ＣＴ（computed tomography）装置などの他種の装置に本発明を適用することが可能である。
【００６２】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【符号の説明】
【００６３】
１…磁石、２…静磁場電源、３…シムコイル、４…シムコイル電源、５…天板、６…傾斜磁場コイルユニット、７…傾斜磁場電源、８…コイルユニット、９Ｒ…受信器、９Ｔ…送信器、１０…シーケンサ、１１…演算ユニット、１２…記憶ユニット、１３…表示器、１４…入力器、１５…音声発生器、１６…ホスト計算機、１００…ＭＲＩ装置。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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