(57)【要約】【課題】全身ＭＲＩにおいて、水・脂肪分離撮影またはこれと同様にスライス毎に補正データを必要とする撮影シーケンスについて、価格の上昇を伴なうことなく、撮影時間の短縮化が可能なＭＲＩ装置を実現する。【解決手段】被検体１０１を第１ステーション３０１で撮影し、アンラップ処理を伴なう静磁場不均一分布図を作成する。その後、ベッドを距離３０３だけ移動させ、被検体１０１を第２ステーション３０４において次の撮影を行う。このとき、被検体の位置は距離２０１だけ移動するが、磁石１０２及び撮影する領域２０３は装置座標に関しては固定されているため、第１ステーション３０１で作成した静磁場不均一分布図を使用する。これにより第２ステーション３０４、第３ステーション３０８では、静磁場不均一分布図の作成処理が省略され、全身ＭＲＩにおける撮影時間を短縮することができる。【選択図】      図２
2006288729.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場発生手段と、この静磁場発生手段により発生された静磁場空間内に被検体を搬送する搬送手段と、被検体に傾斜磁場及び高周波磁場を印加する磁場印加手段と、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、この受信手段により受信された核磁気共鳴信号に基づき、被検体の断層画像を再構成する信号処理演算手段と、上記静磁場発生手段、搬送手段、磁場印加手段及び受信手段の動作を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、
上記制御手段は、上記搬送手段を移動させて、被検体の所定の複数の領域のそれぞれから上記受信手段により核磁気共鳴信号を受信させ、
上記信号演算処理手段は、上記受信手段により受信された信号に基づいて、被検体の所定の複数の領域のうちの一領域における画像補正用データを演算し、この演算した画像補正用データにより画像データを補正して、一領域の断層画像を再構成し、上記一領域における画像補正用データを用いて、上記複数の領域のうちの他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項２】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記断層画像は水・脂肪分離画像であって、上記画像補正用データは、静磁場不均一分布データであり、上記信号処理演算手段は、上記一領域における静磁場不均一分布データを用いて被検体の他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項３】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記断層画像は水・脂肪分離画像であって、上記画像補正用データは、静磁場不均一分布データであり、上記信号処理演算手段は、上記一領域における静磁場不均一分布データと、被検体の他の領域における静磁場分布データとの差を演算して、上記他の領域における静磁場不均一分布データを算出し、算出した静磁場不均一分布データを用いて被検体の他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項４】
請求項１、２、３のうちのいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記搬送手段は、被検体の所定の複数の領域のそれぞれに対応する停止位置に一定時間停止した後、移動することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項５】
請求項１、２、３のうちのいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置において、上記搬送手段は、被検体の所定の複数の領域のそれぞれに対応する位置に対して連続的に移動することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核磁気共鳴現象を利用して被検体の所望部位の断層画像を得る磁気共鳴イメージング装置に係わり、特に被検体が横たわるベッドを移動させながら全身の撮影（全身ＭＲＩ）を行う磁気共鳴イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在臨床で普及しているＭＲＩの撮影対象は、被検体の主たる構成物質、プロトンである。プロトン密度の空間分布や、励起状態の緩和現象の空間分布を画像化することで、人体頭部、腹部、四肢体の形態または、機能を２次元もしくは３次元的に撮影する。
【０００３】
次に、ＭＲＩの撮影方法を説明する。傾斜磁場により異なる位相エンコードを与え、それぞれの位相エンコードで得られるエコー信号を検出する。位相エンコードの数は、通常、１枚の画像あたり１２８、２５６、５１２等の値が選ばれる。各エコー信号は、通常、１２８、２５６、５１２、１０２４個のサンプリングデータからなる時系列として得られる。これらのデータを２次元フーリエ変換して１枚のＭＲ画像を作成する。
【０００４】
また、ＭＲＩ装置で画像を得る場合、ＴＥやＴＲ等のパラメータを変化させたり、画像演算を行うことにより、様々な組織コントラストを持つ画像を得ることができる。臨床においては、脂肪によるＭＲ信号を抑制した画像が求められることが多々ある。
【０００５】
脂肪を抑制した画像を得る方法の代表的な方法としては、（１）周波数選択励起による方法、（２）反転励起による方法、（３）画像演算による方法、があげられる。
【０００６】
（１）の方法は、被検体の周囲の空間において、磁石で発生している静磁場の均一度が極めて高くなることが必要である。また、（２）の方法では、静磁場の均一度は必要としないが、脂肪による信号だけでなく脂肪と同程度のＴ１値を持つ組織の信号値まで抑制してしまう。また、全体のＳＮＲも低下する。
【０００７】
（３）の代表的な方法としては、Ｄｉｘｏｎ法があげられるが、Ｄｉｘｏｎ法については非特許文献１に詳しく述べられている。
【０００８】
２−Ｐｏｉｎｔ  Ｄｉｘｏｎ（２ＰＤ）法では、グラジエントエコー（ＧＥ）シーケンスでＴＥを変えて２回撮像を行う。１回目の撮像ではＴＥを２τの整数倍に設定して撮影する。２回目の撮像では１回目の撮像時よりＴＥをτだけ長くして撮影する。１回目の撮影時には、水信号と脂肪信号は同位相となっている。一方、２回目の撮影時には水信号と脂肪信号は逆位相となる。
【０００９】
画像の（ｘ，ｙ）座標の位置での水による信号と脂肪による信号の大きさを、それぞれＷ（ｘ，ｙ）、Ｆ（ｘ，ｙ）とすると、１回目、２回目の画像の信号Ｓ１（ｘ，ｙ）、Ｓ２（ｘ，ｙ）は、それぞれ以下のように表される。
【００１０】
Ｓ１（ｘ，ｙ）＝Ｗ（ｘ，ｙ）＋Ｆ（ｘ，ｙ）      −−−（１）
Ｓ２（ｘ，ｙ）＝Ｗ（ｘ，ｙ）−Ｆ（ｘ，ｙ）      −−−（２）
そこで、加算画像として、Ｓ１（ｘ，ｙ）＋Ｓ２（ｘ，ｙ）＝２Ｗ（ｘ，ｙ）より水画像が、減算画像として、Ｓ１（ｘ，ｙ）−Ｓ２（ｘ，ｙ）＝２Ｆ（ｘ，ｙ）より脂肪画像が得られることになる。
【００１１】
ＭＲＩ装置では、磁石で発生している静磁場は被検体の周囲の空間で均一であることが理想である。しかし、磁石の発生磁場に歪がある場合には、発生した静磁場自身に不均一が存在することがある。
【００１２】
また、被検体を撮像空間に挿入したときに、被検体の部位毎に帯磁率が異なることによって静磁場に不均一が生じることもある。ＭＲＩの視野（ＦＩＥＬＤ  ＯＦ  ＶＩＥＷ：ＦＯＶ）での静磁場の不均一はＭＲ信号の周波数を変化させ、得られた画像に位置ずれや流れ等の画質劣化を引き起こす。
【００１３】
また、静磁場の不均一により画像の位相が変化するため、画像間で複素演算を行う場合、正しい結果が得られなくなる。静磁場に不均一がある場合、上記式（１）、（２）は、次のように表される。
【００１４】
Ｓ１（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）＋Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉα（ｘ，ｙ））      −−−（３）
Ｓ２（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）−Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉ（α（ｘ，ｙ）＋α’（ｘ，ｙ）））      −−−（４）
式（４）のα（ｘ，ｙ）、α’（ｘ，ｙ）は共に静磁場不均一による位相回転の成分で、位置に依存する。それぞれ、α（ｘ，ｙ）は時間２τ×ｎ（＝ＴＥ）、α’（ｘ，ｙ）は時間τで生じ、主値回りを除去すれば、α（ｘ，ｙ）はα’（ｘ，ｙ）の２ｎ倍となる。
【００１５】
このように、静磁場不均一がある場合、１回目の撮像時の水信号と２回目の撮像時の水信号との位相に差が生じ、単純な加算・減算では水信号と脂肪信号を分離することができない。
【００１６】
そこで、付加的なコイル（シムコイル）を用いてＦＯＶ内の静磁場の不均一を直接補正するオートシミングを行ったり、画像に後処理を施して静磁場不均一の影響を補正する。
【００１７】
後者の方法、すなわちＤｉｘｏｎ法に静磁場不均一の分布図を用いて信号の位相補正処理を追加した方法を３−Ｐｏｉｎｔ  Ｄｉｘｏｎ（３ＰＤ）法という。３ＰＤ法では、ＴＥを変えて３回の撮像を行う。１回目、２回目の撮像は２ＰＤ法の場合と同じである。３回目の撮像では、ＴＥを２回目の撮像時よりさらにτ（１回目の撮像時より２τ）だけ延長する。３回目の撮像時の信号Ｓ３（ｘ，ｙ）は以下のように表される。
【００１８】
Ｓ３（ｘ，ｙ）＝（Ｗ（ｘ，ｙ）＋Ｆ（ｘ，ｙ））ｅｘｐ（ｉα（ｘ，ｙ）＋２α’（ｘ，ｙ））      −−−（５）
１回目の撮影時には、水信号と脂肪信号は同位相であり、位相はαである。同様に、２回目の撮影時には水信号と脂肪信号は逆位相となる。水信号の位相値はα＋α’である。３回目の撮影時には、水信号と脂肪信号は再び同位相となり、位相値はα＋２α’である。１回目と３回目の撮影時には水信号と脂肪信号は同位相となっているので、次式（６）のように、Ｓ３（ｘ，ｙ）／Ｓ１（ｘ，ｙ）の位相を求めることにより、静磁場不均一による位相回転量を求めることができる。
【００１９】
ａｒｇ（Ｓ３（ｘ，ｙ）／Ｓ１（ｘ，ｙ））＝２α’（ｘ，ｙ）      −−−（６）
ただし、ａｒｇ（）は位相を求めることを意味する。
【００２０】
上記式（６）の値をすべての（ｘ，ｙ）について求め、主値回りを除去するアンラップ処理を施した後、２で割って静磁場不均一による位相回転量α’（ｘ，ｙ）を得る。
【００２１】
得られたα’（ｘ，ｙ）を用いて、次式（７）、（８）を実行する。
【００２２】
Ｓ１’（ｘ，ｙ）＝Ｓ１（ｘ，ｙ）ｅｘｐ（−ｉ２ｎα’（ｘ，ｙ））      −−−（７）
Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝Ｓ２（ｘ，ｙ）ｅｘｐ（−ｉ（２ｎ＋１）α’（ｘ，ｙ））      −−−（８）
上記式（７）、（８）を計算すれば、加算画像としてＳ１’（ｘ，ｙ）＋Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝２Ｗ（ｘ，ｙ）より水画像が得られ、減算画像として、Ｓ１’（ｘ，ｙ）−Ｓ２’（ｘ，ｙ）＝２Ｆ（ｘ，ｙ）より脂肪画像が得られる。
【００２３】
また、ＴＥとＴＥ＋τで取得した２つの信号のみから静磁場不均一による位相回転量を求め、水・脂肪分離画像を求める方法もある。この静磁場補正付き２ＰＤ法については、非特許文献２に記されている。
【００２４】
上記の３ＰＤ法、あるいは静磁場補正付き２ＰＤ法において静磁場不均一による位相回転量を求める際には、上述のようにアンラップ処理あるいは巻き戻しと呼ばれる処理を行う必要が生じる。
【００２５】
アンラップ処理の方法は特許文献１、特許文献２でも触れられているが、それら以外にも非特許文献２、非特許文献３、非特許文献４にも記されている。
【００２６】
このアンラップ（巻き戻し）処理はノイズの影響を受けやすいため、ノイズの影響を除去するべくマスクを作る等の工夫が必要となる等、複雑かつ長い計算時間が必要である。
【００２７】
【特許文献１】特開２００２−３０６４４１号公報
【特許文献２】特開２００２−３０６４４５号公報
【非特許文献１】W. Thomas Dixon et al., Simple Proton Spectroscopic Imaging, RADIOLOGY, Vol. 153, 189-194(1984)
【非特許文献２】Bernard D. Cooms et al., Two-Point Dixon Technique for Water-Fat Signal Decomposition with B0 Inhomogeneity Correction, Magnetic Resonance in Medicine, Vol. 38, 884-889(1997)
【非特許文献３】M. Peter and X. Hu, Direct Calculation of Wrap-Free Phase Image, Proceedings of Annual Meeting of the Society of Magnetic Resonance in Medicine (=SMRM), No. 721, 1993
【非特許文献４】Jerzy Szumowski et al., Phase Unwrapping in the Three-point Dixon Method for Fat Suppression MR Imaging, Radiology, Vol. 192, 555-561(1994)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２８】
ところで、近年、ベッドを移動させながら全身の撮影を行う、いわゆる全身ＭＲＩが臨床に普及しつつある。全身ＭＲＩは腫瘍の転移の全身スクリーニング検査に有望視されている。またこの全身ＭＲＩにおいても脂肪抑制画像を得たいという要求がある。脂肪信号を抑制することにより、腫瘍のコントラストが上がるためである。
【００２９】
図６は全身ＭＲＩに水・脂肪分離撮影を適用したときの撮影処理フローチャートである。
【００３０】
図６のステップＳ６０１に示すように、ある被検体位置において撮影を行い、水・脂肪分離処理に必要な画像データを取得する。次にステップＳ６０２では、ステップＳ６０１で得たデータをもとに、撮影したスライスの静磁場不均一分布図を作成する。続いて、ステップＳ６０３ではステップＳ６０２で取得した静磁場不均一分布図を用いて、ステップＳ６０１で得た画像データの位相補正を行う。
【００３１】
次に、ステップＳ６０４ではステップＳ６０３で位相補正した画像データの加算・減算処理を行い、水・脂肪分離画像を得る。ステップＳ６０５では、次の被検体撮影位置までベッドを移動させ、ステップＳ６０１に戻る。ステップＳ６０１〜Ｓ６０５を必要スライス分繰り返すことにより、全身の水・脂肪分離画像を得ることができる。
【００３２】
撮影後のステップＳ６０２〜ステップＳ６０４が複雑で時間のかかる画像処理である。特に先に述べたように、ステップＳ６０２の静磁場不均一分布図の作成処理は大変複雑で時間のかかる処理であるが、これらの処理を行っている間はベッドを移動させることができない。このため、全身の水・脂肪分離画像の撮影が大変時間のかかるものとなってしまう。
【００３３】
これを防ぐために、水・脂肪分離処理をベッド移動後の撮影と並行して行う方法も考えられるが、その場合にはベッド移動前の処理中の画像のためのメモリや演算装置と、ベッド移動後の撮影中のデータのためのメモリや演算装置を別に持つ必要があり、容量の大きいメモリや付加的な演算装置が必要となるため、ＭＲＩ装置のコストが上昇してしまう。
【００３４】
本発明の目的は、全身ＭＲＩにおいて、水・脂肪分離撮影またはこれと同様にスライス毎に補正データを必要とする撮影シーケンスについて、撮影時間の短縮化が可能な磁気共鳴イメージング装置を実現することである。
【課題を解決するための手段】
【００３５】
上記目的を達成するために、本発明は次のように構成される。  
（１）静磁場発生手段と、この静磁場発生手段により発生された静磁場空間内に被検体を搬送する搬送手段と、被検体に傾斜磁場及び高周波磁場を印加する磁場印加手段と、被検体からの核磁気共鳴信号を受信する受信手段と、この受信手段により受信された核磁気共鳴信号に基づき、被検体の断層画像を再構成する信号処理演算手段と、上記静磁場発生手段、搬送手段、磁場印加手段及び受信手段の動作を制御する制御手段とを備える磁気共鳴イメージング装置において、上記制御手段は、上記搬送手段を移動させて、被検体の所定の複数の領域のそれぞれから上記受信手段により核磁気共鳴信号を受信させ、上記信号演算処理手段は、上記受信手段により受信された信号に基づいて、被検体の所定の複数の領域のうちの一領域における画像補正用データを演算し、この演算した画像補正用データにより画像データを補正して、一領域の断層画像を再構成し、上記一領域における画像補正用データに基づいて、上記複数の領域のうちの他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成する。
【００３６】
（２）上記（１）において、上記断層画像は水・脂肪分離画像であって、上記画像補正用データは、静磁場不均一分布データであり、上記信号処理演算手段は、上記一領域における静磁場不均一分布データを用いて被検体の他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成するものとする。
【００３７】
（３）上記（１）において、上記断層画像は水・脂肪分離画像であって、上記画像補正用データは、静磁場不均一分布データであり、上記信号処理演算手段は、上記一領域における静磁場不均一分布データと、被検体の他の領域における静磁場分布データとの差を演算して、上記他の領域における静磁場不均一分布データを算出し、算出した静磁場不均一分布データを用いて被検体の他の領域における画像データを補正して断層画像を再構成するものとする。
【００３８】
（４）上記（１）、（２）、（３）のうちのいずれかにおいて、上記搬送手段は、被検体の所定の複数の領域のそれぞれに対応する停止位置に一定時間停止した後、移動する上記補正用データは１つのスライス部から取得し、この１つの補正用データにより複数のスライス部を補正し、スライス画像を作成するものとする。
【００３９】
（５）上記（１）、（２）、（３）のうちのいずれかにおいて、上記搬送手段は、被検体の所定の複数の領域のそれぞれに対応する位置に対して連続的に移動するものとする。
【発明の効果】
【００４０】
本発明によれば、被検体を移動させ、複数のスライス画像を撮影する場合であって、複雑な補正処理を必要とする撮影方法を行う場合に、コストをかけずに処理時間が大幅に延長することを防止することができる。
【００４１】
つまり、全身ＭＲＩに水・脂肪分離撮影を適用するときに、コストの上昇を伴うことなく撮影時間を短縮することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４２】
以下、本発明の実施形態を図面を参照しつつ説明する。
【００４３】
本発明の第１の実施形態を図１〜図３により説明する。
【００４４】
図１は、本発明が適用されるＭＲＩ装置（磁気共鳴イメージング装置）の概略構成図である。
【００４５】
図１においてＭＲＩ装置は、被検体１０１の周囲に静磁場を発生する磁石１０２と、この静磁場が発生された空間に傾斜磁場を発生させる傾斜磁場コイル１０３と、この空間領域に高周波磁場を発生するＲＦコイル１０４と、被検体１０１が発生するＭＲ信号を検出するＲＦプローブ１０５とを備えている。
【００４６】
磁石１０２は被検体１０１の周囲に設けられ、被検体１０１の周囲にその体軸と直交あるいは平行な方向に均一な静磁場を発生させる。
【００４７】
傾斜磁場コイル１０３は、ｘ，ｙ，ｚの３方向の傾斜磁場コイルにより構成され、傾斜磁場電源１０９からの信号に応じてそれぞれ傾斜磁場を発生する。
【００４８】
ＲＦコイル１０４はＲＦ送信部１１０からの信号に応じて高周波磁場を発生し、被検体１０１の撮像断面を構成する原子の原子核を励起して核磁気共鳴を起こさせる。
【００４９】
ＲＦプローブ１０５は、被検体１０１の生体組織の核磁気共鳴によるエコー信号であるＮＭＲ信号を受信する。ＲＦプローブ１０５で受信したＮＭＲ信号は信号検出部１０６で検出され、信号処理部１０７で信号処理され、更に計算により画像信号に変換される。変換された画像は表示部１０８で表示される。
【００５０】
傾斜磁場電源１０９、ＲＦ送信部１１０及び信号検出部１０６は制御部１１１により制御され、制御のタイムチャートは一般にパルスシーケンスと呼ばれている。尚、ベッド１１２は被検体が横たわるためのものである。
【００５１】
本発明の第１の実施形態は、上記のＭＲＩ装置の構成を使用し、ベッド１１２の停止状態で被検体１０１のある部位の撮影を行い、その撮影が終わった後にベッド１１２を移動させ、再びベッド１１２を停止させて別の部位の撮影を行う、いわゆるマルチステーション法に、適用したものである。
【００５２】
図２はマルチステーション法で被検体のＣＯＲ断面を撮影する場合を示す説明図である。
【００５３】
図１、図２において、ＭＲＩ装置はベッド１１２を移動することにより、被検体１０１を第１の停止位置（以下、第1ステーションとする）３０１、第１ステーション３０１から距離３０３だけ、ベッド１１２を移動させた第２の停止位置（以下、第２ステーションとする）３０４、及び第２ステーション３０４から距離３０６だけベッド１１２を移動させた第３の停止位置（以下、第３ステーションとする）３０８に停止可能である。
【００５４】
まず、第１ステーション３０１において、頭部に設定されたスライス３０２の撮影を行う。第１ステーション３０１での撮影では、水・脂肪分離処理に必要なデータを取得し、スライス３０２に対する水・脂肪分離処理に必要な静磁場不均一分布図の計算を行う。
【００５５】
この第1ステーション３０１における静磁場不均一分布図の計算には不連続な飛びを除去し、滑らかな静磁場不均一分布図を得るためのアンラップ処理も含まれる。
【００５６】
続いて、被検体１０１を移動させ、第２ステーション３０４においてスライス３０５の撮影を行う。第２ステーション３０４で撮影するスライス３０５の撮影位置は、装置座標系で見ると、第１ステーション３０１で撮影したスライス３０２の撮影位置と同一であるため、ＭＲＩ装置に起因する静磁場不均一は変化しない。以下にこのＭＲＩ装置に起因する静磁場不均一について説明する。
【００５７】
図３は全身ＭＲＩの動作を示す模式図である。
【００５８】
図３において、被検体１０１は最初の撮影位置における状態を示し、この位置で撮影した後、ベッド１１２を距離２０１だけ移動させ、被検体１０１を撮影位置２０２に移動させ、次の撮影を行う。
【００５９】
このとき、被検体１０１の撮影位置は距離２０１だけ移動するが、磁石１０２等の装置座標系においては、撮影領域２０３はほぼ固定されているため、ＭＲＩ装置に起因する静磁場不均一はほとんど変化しない。
【００６０】
図２に戻り、上記のようにＭＲＩ装置に起因する静磁場不均一は変化しないため、スライス３０５に対する水・脂肪分離処理には、スライス３０２に対する処理で作成した静磁場不均一分布図を利用することができる。
【００６１】
スライス３０２に対する処理で作成した静磁場不均一分布図をスライス３０５に対する処理にそのまま使用する場合には、スライス３０５に対する静磁場不均一分布図の作成時間は不要となる。
【００６２】
また、スライス３０５に対する静磁場不均一分布図を作成する場合には、上述の不連続な飛びを除去し、滑らかな静磁場不均一分布図を得るためのアンラップ処理を行う必要があるが、この場合、アンラップ処理が行われたスライス３０２に対する静磁場不均一分布図とスライス３０５の作成に先立って計測されたアンラップ処理前の静磁場分布図との差分を計算し、その差分に対してアンラップ処理を行う。そして、アンラップ処理を行った差分について、上記静磁場分布図に戻すことにより、スライス３０５に対する滑らかに処理された静磁場不均一分布図を得ることができる。
【００６３】
このように、アンラップ処理を差分に対してのみ行うようにすれば、静磁場分布図全てに対してアンラップ処理を行う場合と比較して、処理時間を大幅に短縮することができる。
【００６４】
また、スライス３０５に対してはスライス３０２に対して作成した静磁場不均一分布図をそのまま用い、ベッド１１２を更に移動させ、第３ステーション３０８においてスライス３０７を撮影する場合に、新たに静磁場不均一分布図を作成しなおす等、数ステーション毎に静磁場不均一分布図を作成しなおす方法もある。
【００６５】
この場合にも、スライス３０７に対して静磁場不均一分布図を作成する際に、上述のように、差分に対してのみに、アンラップ処理を行うことにより、計算時間を短縮することができる。
【００６６】
また、脚部等の被検体が複数の領域に分割している領域のスライスに対しては静磁場不均一分布図の作成が難しくアーチファクトが発生する場合があったが、腹部等の被検体が分割していない領域の静磁場不均一分布図を作成し、これを利用することにより、アーチファクトの発生を抑えることができる。
【００６７】
以上のように構成した本発明の第１の実施形態によれば、マルチステーション法により全身ＭＲＩ撮影を行い、特に水・脂肪分離撮影を行う場合に、撮影時間を大幅に延長していた静磁場不均一分布図の算出を一部省略し、各ステーションでの画像処理時間を短縮することにより、速やかに次のステーションでの撮影に移ることができ、全身の撮影に要する時間を短縮することができる。ここで、本願発明者による検討結果においては、マトリクスサイズ５１２×５１２の画像で静磁場不均一分布図の作成に要する時間は差を計算して作成する場合、従来技術の約１／３に短縮可能であった。
【００６８】
また、脚部等の被検体が複数の領域に分割しているスライスに対する静磁場不均一分布図のアーチファクトの発生を抑えることができる。
【００６９】
次に、本発明の第２の実施形態を図面を参照して説明する。
【００７０】
本発明の第２の実施形態が適用されるＭＲＩ装置の構成は、図１に示す構成と同じである。
【００７１】
また、第２の本実施形態は、第１の実施形態において説明したマルチステーション法の各ステーションで撮影するスライス数を複数にする、いわゆるマルチスライス撮影に本発明を適用したものである。
【００７２】
図４は、第２の実施形態において、マルチスライス化したマルチステーション法により被検体１０１を撮影する場合を示す説明図である。
【００７３】
図１、図４において、ＭＲＩ装置はベッド１１２を移動することにより、被検体１０１を第1ステーション４１０、及び第１ステーション４１０から距離４０５移動させた第２ステーション４１１に移動可能である。
【００７４】
まず、第1ステーション４１０において、スライス４０１〜４０４の４つのスライスの撮影を行う。水・脂肪分離撮影を行う場合、４スライスのそれぞれについて静磁場不均一分布図が必要となる。従来は、４スライスのそれぞれについて、静磁揚不均一分布図の計算を行っていた。
【００７５】
第２の実施形態においては、まず、４スライスのうちの１スライスについて静磁場不均一分布図を作成する。
【００７６】
例えば、スライス４０３に対して静磁場不均一分布図を計算する。最初に静磁場不均一分布図を作成するスライスは、撮影した画像内で被検体の写っている領域の割合が大きいスライスが望ましい。
【００７７】
これは、静磁場不均一の値は被検体からの信号が低い、または無い領域では計算できないため、そのような領域での静磁場不均一の値は、ある程度の被検体の信号値を持ち、静磁場不均一が計算可能な領域からの補間値または外挿値となるからである。
【００７８】
続いて、隣接するスライス、すなわちスライス４０２及び４０４の静磁場不均一分布図を作成する。このとき、上述したように、差分に対してのみアンラップ処理を行い、滑らかに処理されたスライス４０２及び４０４の静磁場不均一分布図を作成する。
【００７９】
これにより、スライス４０２及び４０４の静磁場不均一分布図作成時の計算時間は、スライス４０３の静磁場不均一分布図作成時の計算時間に比べて短縮することができる。
【００８０】
引き続き、スライス４０１の静磁場不均一分布図の作成を行うが、このとき、スライス４０２の静磁場不均一分布図とスライス４０１の作成に先立って計測された静磁場分布図との差分に対してのみ、アンラップ処理行なうことにより、計算時間を短縮することができる。
【００８１】
なお、マルチスライスのスライス間隔が小さい場合には、数スライスにわたって同一の静磁場不均一分布図を用いることができる。例えば、スライス４０１〜４０４のスライス間隔が小さい場合、スライス４０１，４０２，４０４に対しては、スライス４０３の静磁場不均一分布図をそのまま使用することができる。この場合には、スライス３枚分の静磁場不均一分布図の計算時間を省賂することができる。
【００８２】
また、スライス４０２およびスライス４０４に対してはスライス４０３の静磁場不均一分布図をそのまま使用し、スライス４０１の静磁場不均一分布図のみを計算しなおすこともできる。
【００８３】
このとき、スライス４０１の静磁場不均一分布図は、スライス４０３の静磁場不均一分布図との差分に対してのみアンラップ処理を行う。この方法によれば、スライス４０１の静磁場不均一分布図の計算時間を短縮することができ、スライス４０２及びスライス４０４の静磁場不均一分布図の作成時間が不要となる。
【００８４】
次に、被検体１０１を移動させ、第２ステーション４１１においてスライス４０６〜４０９の撮影を行う。このスライス４０６〜４０９の撮影位置は、装置座標系でみると、第１ステーション４１０で撮影したスライス４０１〜４０４の撮影位置と同一であるため、スライス４０１〜４０４の静磁場不均一分布図を利用することができる。
【００８５】
スライス４０１〜４０４の静磁場不均一分布図をそのまま用いる場合には、スライス４０６〜４０９に対する静磁場不均一分布図の作成時間は不要となる。
【００８６】
また、スライス４０６〜４０９に対する静磁場不均一分布図を作成する場合には、スライス４０１〜４０４の静磁場不均一分布図との差分に対してのみアンラップ処理を行うことにより、処理時間を大幅に短縮することができる。
【００８７】
また、数ステーション毎に静磁場不均一分布図を作成しなおすことにより、計算時間を短縮することができる。
【００８８】
また、脚部等の被検体が複数の領域に分割しているスライスに対する静磁場不均一分布図のアーチファクトの発生を抑えることができる。
【００８９】
以上のように構成した第２の実施形態においても第１の実施形態と同様の効果を得ることができる。
【００９０】
次に、本発明の第３の実施形態を図面を参照して説明する。
【００９１】
本発明の第３の実施形態が適用されるＭＲＩ装置の構成は、図１に示す構成と同じである。
【００９２】
また、第３の実施形態は、ベッドを連続的に移動させながら撮影を行う、いわゆるムービングベッド法に、本発明を適用したものである。
【００９３】
図５は、第３の実施形態においてムービングベッド法により被検体のＴＲＳ断面を撮影する場合を示す説明図である。
【００９４】
図１、図５において、ＭＲＩ装置はベッド１１２を移動することにより、被検体５０１を矢印５０２に示した方向に移動させながら、スライス５０３の撮影を連続的に行う。スライス５０３は装置座標系での位置は固定であるが、被検体５０１は連続的に移動しているため、相対位置が変化する。
【００９５】
まず、ある被検体位置においてスライス５０３の撮影を行い、静磁場不均一分布図を作成し、それを用いて水・脂肪分離処理を行い、水・脂肪分離画像を作成する。このときの被検体５０１の位置を撮影位置５０４とする。撮影位置５０４にて水・脂肪分離画像が作成された後、再び撮影を開始する。
【００９６】
ベッド１１２は連続的に移動しているので、撮影を再開したときには被検体５０１は第１撮影位置５０４とは別の位置にある。このときの被検体５０１の位置を第２撮影位置５０５とする。第２撮影位置５０５においてスライス５０３の撮影を行い、水・脂肪分離処理を行う。
【００９７】
このとき、第１撮影位置５０４、第２撮影位置５０５のいずれにおいても、装置座標系では固定のスライス５０３の撮影を行っているため、ＭＲＩ装置に起因する静磁場不均一は変化しない。
【００９８】
このため、第２撮影位置５０５に対しては静磁場不均一分布図を改めて作成せずに、第１撮影位置５０４で求めたものをそのまま使用することができる。これにより静磁場不均一分布図の計算時間が省略され、水・脂肪分離処理にかかる生体の処理時間が大幅に短縮される。
【００９９】
ムービングベッド法の場合、第１撮影位置５０４と第２撮影位置５０５の間の距離は、水・脂肪分離処理を含む撮影時間とベッドの移動速度に依存する。すなわち、撮影時間が長いとベッドの移動速度を低くする必要がある。
【０１００】
しかし、第３の実施形態によれば水・脂肪分離処理にかかる時間が従来技術に比べて短縮されるので、ベッドの移動速度を上げることができる。その後、第３撮影位置、第４撮影位置、第５撮影位置・・・と撮影を繰り返して全身分の画像を得ることができ、全身の撮影時間を短縮することができる。
【０１０１】
ムービングベッド法では、ベッドの移動方向は変化させない場合が多い。すなわち、全身を撮影する場合には、頭から足まで、あるいは足から頭までのいずれかの移動方向になる。最初に撮影するスライスが頭部あるいは足部の場合、撮影した画像において被検体の写っている領域の割合は、他の領域に比較して小さいと考えられる。
【０１０２】
静磁場不均一の値は被検体からの信号が無い領域では計算できないため、頭部あるいは足部の画像から作成した静磁場不均一分布図を全身に用いるのは好ましくない。そこで、あらかじめ、腹部等の被検体の写っている割合が大きい領域において水・脂肪分離撮影を行い、静磁場不均一分布図を作成する。このような静磁場不均一分布図を他部位の水・脂肪分離処理に用いることにより処理の精度を上げることができる。
【０１０３】
また、最初に作成した静磁場不均一分布図を全身に対してそのまま用いずに、数スライス毎に静磁場不均一分布図を作成しなおしてもよい。ムービングベッド法でＴＲＳ断面を撮影する場合には、例えば５スライス毎に静磁場不均一分布図を作成しなおす。この方法によれば最初に作成した静磁場不均一分布図を全身に対してそのまま用いる場合に比べて、静磁場不均一分布図を作成した部位と撮影部位の距離が近いので処理の精度が向上する。
【０１０４】
この場合にも、静磁場不均一分布図を作成しなおす場合に、直前のスライスで用いていた静磁場不均一分布図との差分に対してのみアンラップ処理を行うことにより計算時間を短縮することができる。
【０１０５】
この方法による場合には、他のスライスに比べ処理時間が延長し、この間のベッド移動距離は大きくなる。このため、静磁場不均一分布図作成中はベッドの移動速度を落とすことにより、同等の画像精度を得ることができる。
【０１０６】
更に、この場合においても予め腹部等、撮影した画像において被検体の写っている領域の割合が大きい領域にて水・脂肪分離撮影を行い、静磁場不均一分布図を作成しておくと、最初に撮影する頭部あるいは足部のスライスの静磁場不均一分布図撮影に利用することができる。
【０１０７】
以上のように構成した本発明の第３の実施形態においても第１の実施形態と同様の効果が得られる。
【０１０８】
尚、以上の第１〜第３の実施形態においては、水・脂肪分離処理における静磁場不均一分布図の作成について本発明を適用した場合を示したが、この他にもスライス毎に補正データを必要とする撮影シーケンスと、全身ＭＲＩを組み合わせる場合について本発明を適用することができる。
【０１０９】
上記の撮影シーケンスの例として、エコープラナーイメージングがある。
【０１１０】
エコープラナーイメージングでは、渦電流による信号の位相の乱れを補正するためのデータを、スライス毎に取得する。この補正データの取得は、スライスの撮影に先立ち補正データ取得シーケンスを実行することにより行われる。
【０１１１】
この補正データ取得シーケンスを全身ＭＲＩで取得するすべてのスライスに対して実行するのではなく、あらかじめ取得しておくか、または、数スライス毎に実行することにより、撮影時間を短縮することができる。
【図面の簡単な説明】
【０１１２】
【図１】本発明が適用されるＭＲＩ装置の概略構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態によるＭＲＩ装置のマルチステーション法で被検体のＣＯＲ断面を撮影する場合を示す説明図である。
【図３】本発明が適用される全身ＭＲＩの動作を示す模式図である。
【図４】本発明の第２の実施形態によるＭＲＩ装置のマルチスライス化したマルチステーション法で被検体を撮影する場合を示す説明図である。
【図５】本発明の第３の実施形態によるＭＲＩ装置のムービングベッド法で被検体のＴＲＳ断面を撮影する場合を示す説明図である。
【図６】本発明の全身ＭＲＩに水・脂肪分離撮影を適用した場合のフローチャートである。
【符号の説明】
【０１１３】
１０１          被検体
１０２          静磁場磁石
１０３          傾斜磁場コイル
１０４          ＲＦコイル
１０５          ＲＦプローブ
１０６          信号検出部
１０７          信号処理部
１０８          表示部
１０９          傾斜磁場電源
１１０          ＲＦ送信部
１１１          制御部
１１２          ベッド
【図１】
2006288729.tif 000003
【図２】
2006288729.tif 000004
【図３】
2006288729.tif 000005
【図４】
2006288729.tif 000006
【図５】
2006288729.tif 000007
【図６】
2006288729.tif 000008