(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間であって、前回の交番磁場と次回の交番磁場との間に複数回設定され且つ水に含まれるプロトンと脂肪に含まれるプロトンとでの共鳴周波数のずれに基づいて設定された前記エコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
被検査部に対して設定された交差する３軸であるスライス方向、リードアウト方向、位相エンコーディング方向に対して、複数回設定された前記エコー時間に同期させて、前記リードアウト方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段と、
前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、水に含まれるプロトンのスピンと脂肪に含まれるプロトンのスピンとが同位相の場合の信号強度と、逆位相の場合の信号強度とから、水をベースとする第１の画像と、脂肪をベースとする第２の画像とを取得、算出する強度画像の取得手段と、
被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、前記エコー時間に同期し且つ位相の異なる複数の振動を付与する振動付与部材と、
前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を、前記振動付与部材で付与される振動の位相毎に、取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
前記ＭＲ位相画像から得られた振動波の波長と、前記振動付与部材で付与された振動波の周波数と、前記被検査部の密度と、に基づいて、前記被検査部の硬さを推定する硬さ推定手段と、
を備えたことを特徴とする磁気共鳴撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴撮影装置に関し、特に、組織の硬さを測定するＭＲエラストグラフィ（Magnetic Resonance Elastography : MRE）が可能な磁気共鳴撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療現場において、患者に対して放射線被曝等の影響の少ないＭＲＩ装置（Magnetic Resonance Imaging装置：磁気共鳴画像装置）が使用されている。ＭＲＩ装置では、人体の各細胞に含まれる水素原子核（プロトン）に対して、プロトンのスピンに応じた高周波磁場を印加して励起し、励起したプロトンが元の状態に戻る（緩和）際に発する電磁波に基づいて、プロトンの密度が異なる部分（例えば、水と脂肪）を濃淡で表した画像を得ることが可能である。
ＭＲＥ（Magnetic Resonance Elastography：磁気共鳴エラストグラフィ）は、対象物に振動（体幹部の場合には、５０Ｈｚ程度）を加えながら、ＭＲＩ装置で撮像することで、対象部内部の「硬さ」の違いによる振動波の伝播の違いを利用し、硬さを画像化する撮像法である（特許文献１，２参照）。
【０００３】
一般的には、病変は、悪性度が高まるに連れて硬くなり、その悪性度を診断するための「触診」が古くから実施されている。触診は簡便で有効な診断方法ではあるものの、体内の深い部分や骨などに囲まれた部分の触診が難しい。ＭＲＥでは人体表面に強制的な振動を発生させ、その振動波が体内を伝搬する様子から、局所の硬さの違いを画像化する。これによりＭＲＥは触診が困難であった部分の硬さ計測を可能にし、これまでとは全く異なる診断価値をもつ画像を提供できる可能性がある。
【０００４】
ＭＲＥに関する技術として、以下の非特許文献１に記載の技術が公知である。
非特許文献１には、ＭＲエラストグラフィの画像を得る際に、高周波磁場を印加する間隔（繰り返し時間ＴＲ）の間に信号を得るタイミング（エコー時間：ＴＥ）を複数回設けるマルチエコー型のシーケンスを採用し、各エコー時間に同期させて、ＭＲ信号読み取り用傾斜磁場であるリードアウト傾斜磁場を印加することで、振動波が体内を伝播する様子を強調した画像を得る技術が記載されている。
【０００５】
一方、従来のＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置において、水若しくは脂肪を強調したＭＲ画像を得るために、古くからＤｉｘｏｎ法が利用されている（特許文献３，４参照）。Ｄｉｘｏｎ法は、水と脂肪の共鳴周波数差を利用して、組織内の水からの信号だけ、もしくは、脂肪からの信号だけを反映させた水画像と脂肪画像を作り出す。病変や組織変性によって、この水と脂肪の比率が変化するため、ＭＲ画像による画像診断において、水画像及び脂肪画像は利用価値が高い。よって、Ｄｉｘｏｎ法は今日のＭＲＩ技術において有効な撮像法である。
【０００６】
ＭＲエラストグラフィとＤｉｘｏｎ法を並行して実行する技術に関して、以下の非特許文献２に記載の技術が公知である。
非特許文献２には、ＭＲエラストグラフィの画像を得る際に、高周波磁場を印加後、エコー時間が経過するまでの間に、傾斜磁場のスライス方向、リードアウト方向、位相エンコーディング方向の３つの方向に対して、振動検出用傾斜磁場（ＭＥG：motion encoding gradient（もしくはＭＳＧ：Motion Sensitizing gradientと呼ばれることもある））を印加して、ＭＲエラストグラフィの画像を得るとともに、エコー時間で得られた信号に基づいて、ディクソン：Ｄｉｘｏｎ法を利用してＭＲ画像を得る技術が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特表２００５−５０７６９１号公報（「０００８」、「００１４」〜「００２３」）
【特許文献２】特開２０１１−９８１５８号公報（「０００３」〜「００１８」、「００２６」〜「００２９」）
【特許文献３】特開２０１５−９３１０８号公報（「０００３」〜「００１５」）
【特許文献４】特開２０１２−９０８６７号公報（「０００３」〜「００１６」）
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Numano T, et.al, “ A simple method for MR elastography : a gradient-echo type multi-echo sequence” , Magn ResonImaging.2015;33(1):31-37
【非特許文献２】Joshua Trzasko, et.al, “ Simultaneous MR elastography and Fat+Water Imaging” , Proceeding of InternationlSciety of Magnetic Resonacein Medicine 23 (2015) 1061
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
(従来技術の問題点)
非特許文献１には、ＭＲＥを実施するための方法が記載されているが、ＭＲＩ画像に関する記載や、ＭＲＩの測定を同時に行うことに関しては記載がない。
非特許文献２に記載の技術では、ＭＲＥとＤｉｘｏｎ法の併用がされているが、ＭＲＥの測定を行う際に必要なＭＥＧを印加した後に、エコー時間を設定する必要があるため、ＭＥＧを印加する分だけ、エコー時間を短く設定することができず、エコー時間が長くなる問題がある。これにより、横緩和現象の影響を強く受け、画像の信号強度が低下する。すなわち、高周波磁場を印加してプロトンが励起されてから、元の状態に戻る途中ではなく、戻りきった状態に近い状態の画像が取得されやすい。よって、水と脂肪との信号の差が小さくなりやすく、得られるＭＲＩ画像のコントラストが不鮮明になりやすい。
【００１０】
本発明は、磁気共鳴撮影装置において、鮮明なＭＲＩ画像とＭＲＥ画像とを短いエコー時間で得ることを技術的課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
前記技術的課題を解決するために、請求項１に記載の発明の磁気共鳴撮影装置は、
静磁場と、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場と、プロトンの磁気共鳴条件に基づいて予め設定された交番磁場と、を被検者の被検査部に対して発生させる磁場発生装置と、
前記交番磁場を予め設定された繰り返し時間をあけて印加する交番磁場の印加手段と、
前記交番磁場で励起された被検査部のプロトンが緩和する際に放出される電磁波を受信する時間であるエコー時間であって、前回の交番磁場と次回の交番磁場との間に複数回設定され且つ水に含まれるプロトンと脂肪に含まれるプロトンとでの共鳴周波数のずれに基づいて設定された前記エコー時間に基づいて、前記電磁波を受信する受信手段と、
被検査部に対して設定された交差する３軸であるスライス方向、リードアウト方向、位相エンコーディング方向に対して、複数回設定された前記エコー時間に同期させて、前記リードアウト方向に傾斜磁場を印加する傾斜磁場の印加手段と、
前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、水に含まれるプロトンのスピンと脂肪に含まれるプロトンのスピンとが同位相の場合の信号強度と、逆位相の場合の信号強度とから、水をベースとする第１の画像と、脂肪をベースとする第２の画像とを取得、算出する強度画像の取得手段と、
被検査部に振動を付与する振動付与部材であって、前記エコー時間に同期し且つ位相の異なる複数の振動を付与する振動付与部材と、
前記エコー時間に応じて取得された電磁波に基づいて、電磁波信号の位相に応じたＭＲ位相画像を、前記振動付与部材で付与される振動の位相毎に、取得するＭＲ位相画像の取得手段と、
前記ＭＲ位相画像から得られた振動波の波長と、前記振動付与部材で付与された振動波の周波数と、前記被検査部の密度と、に基づいて、前記被検査部の硬さを推定する硬さ推定手段と、
を備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
請求項１に記載の発明によれば、ＭＥＧを使用する従来技術に比べて、鮮明なＭＲＩ画像とＭＲＥ画像とを短いエコー時間で得ることができる。これにより、非特許文献２よりも高い信号雑音比でＤｉｘｏｎ法を併用できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。
【図２】図２は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。
【図３】図３は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。
【図４】図４は水と脂肪とでプロトンの共鳴周波数がずれることの説明図である。
【図５】図５は実施例１のＭＲ画像を作成する処理の説明図である。
【図６】図６は実施例１のＭＲ強度画像における第１の画像と第２の画像との一例の説明図である。
【図７】図７は従来のＭＲＥ撮影の場合のエコー時間や印加される傾斜磁場や振動の説明図である。
【図８】図８は傾斜磁場が印加される回数と位相シフトとの関係の説明図であり、図８Ａは傾斜磁場がプラスにかかり続ける場合の説明図、図８Ｂは傾斜磁場がマイナスにかかり続ける場合の説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
次に図面を参照しながら、本発明の実施の形態の具体例（以下、実施例と記載する）を説明するが、本発明は以下の実施例に限定されるものではない。
なお、以下の図面を使用した説明において、理解の容易のために説明に必要な部材以外の図示は適宜省略されている。
【実施例１】
【００１５】
図１は本発明の実施例１の磁気共鳴撮影装置の説明図である。
図１において、実施例１の磁気共鳴撮影装置１は、磁場発生装置の一例としての磁石部２を有する。磁石部２には、内部を水平方向に貫通する貫通孔３が形成されている。貫通孔３には、寝た状態の被検者４が支持される寝台６が貫通可能である。
磁石部２は、静磁場印加部材の一例としての静磁場発生磁石１１を有する。なお、静磁場発生磁石として、超電導電磁石や永久磁石を使用することが可能である。静磁場発生磁石１１の内側には、傾斜磁場印加部材の一例としての傾斜磁場発生コイル１２が配置されている。傾斜磁場発生コイル１２の内側には、励起磁場印加部材の一例としての高周波磁場発生コイル１３が配置されている。高周波磁場発生コイル１３の内側には、受信部の一例として、電磁波を受信する受信コイル１４が配置されている。
【００１６】
また、実施例１では、ＭＲＥ測定用に、被検者４には、被検査部の一例としての肝臓の位置に対応する体表面の部分に、振動付与部材の一例としての振動板（パッシブドライバー）１６が支持されている。振動板１６は、被検者４に対して予め設定された周波数で振動を付与する部材であり、例えば、特許文献２等に記載された従来公知の任意の構成のものを採用可能である。
【００１７】
前記磁石部２には、情報処理装置の一例としてのコンピュータ装置２１がケーブルＣｂを介して電気的に接続されている。したがって、コンピュータ装置２１は、磁石部２との間で、静磁場発生磁石１１等の制御信号や受信コイル１４での検知信号等が送受信可能に構成されている。コンピュータ装置２１は、コンピュータ本体２２と、表示部の一例としてのディスプレイ２３と、入力部の一例としてのキーボード２４およびマウス２５と、を有する。なお、実施例１では、コンピュータ装置２１と磁石部２とをケーブルＣｂで接続する構成を例示したが、これに限定されず、携帯電話回線やBluetooth（登録商標）、無線ＬＡＮ等、任意の無線通信方式で情報の送受信を行うことも可能である。
【００１８】
（実施例１のコンピュータ本体２２の制御部の説明）
図２は実施例１の磁気共鳴撮影装置におけるコンピュータ本体の機能ブロック図である。
図２において、実施例１のコンピュータ本体２２の制御部４１は、外部との信号の入出力および入出力信号レベルの調節等を行うＩ／Ｏ（入出力インターフェース）、必要な起動処理を行うためのプログラムおよびデータ等が記憶されたＲＯＭ（リードオンリーメモリ）、必要なデータ及びプログラムを一時的に記憶するためのＲＡＭ（ランダムアクセスメモリ）、ＲＯＭ等に記憶された起動プログラムに応じた処理を行うＣＰＵ（中央演算処理装置）ならびにクロック発振器等を有するコンピュータ装置により構成されており、前記ＲＯＭ及びＲＡＭ等に記憶されたプログラムを実行することにより種々の機能を実現することができる。
制御部４１には、基本動作を制御する基本ソフト、いわゆる、オペレーティングシステムＯＳ、アプリケーションプログラムの一例としての磁気共鳴装置制御プログラムＡＰ１、その他の図示しないソフトウェアが記憶されている。
【００１９】
（実施例１の制御部４１に接続された要素）
制御部４１には、キーボード２４やマウス２５、受信コイル１４等の信号出力要素からの出力信号が入力されている。
また、実施例１の制御部４１は、ディスプレイ２３、静磁場発生磁石１１、傾斜磁場発生コイル１２、高周波磁場発生コイル１３等の被制御要素へ制御信号を出力している。
【００２０】
（制御部４１の機能）
実施例１の制御部４１の磁気共鳴装置制御プログラムＡＰ１は、下記の機能手段（プログラムモジュール）５１〜５８を有する。
【００２１】
磁場制御手段５１は、磁石部２を制御して、被検者４の被検査部をＭＲ撮影するための磁場を制御する。実施例１の磁場制御手段５１は、繰り返し時間記憶手段５１ａと、エコー時間記憶手段５１ｂと、静磁場印加手段５１ｃと、傾斜磁場印加手段５１ｄと、交番磁場の印加手段の一例としての高周波磁場印加手段５１ｅと、を有する。
【００２２】
図３は実施例１の磁場の印加および振動の付与の説明図であり、横軸に時間を取ったグラフである。
繰り返し時間記憶手段５１ａは、被検者４の被検査部に含まれるプロトンを励起するために印加される交番磁場の一例としての高周波磁場を印加する間隔である繰り返し時間ＴＲを記憶する。
【００２３】
エコー時間記憶手段５１ｂは、高周波磁場が印加されてから、励起されたプロトンが元の状態に戻る（緩和する）際に発する電磁波を取得するまでの間隔であるエコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６を記憶する。図３において、実施例１では、エコー時間記憶手段５１ｂは、高周波磁場が印加されてから１回目の電磁波を取得するまでの期間である第１のエコー時間ＴＥ１と、１回目の電磁波が取得されてから２回目の電磁波が取得されるまでの期間である第２のエコー時間ＴＥ２と、…、５回目の電磁波が取得されてから６回目の電磁波が取得されるまでの期間である第６のエコー時間ＴＥ６と、を記憶する。すなわち、実施例１では、前回の交番磁場と次回の交番磁場との間（繰り返し時間ＴＲ）に６回、電磁波を取得するように設定されている。
なお、実施例１では、繰り返し時間ＴＲおよびエコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６は、予め設定されているが、磁気共鳴撮影装置１の利用者が手動で入力して、設定、変更が可能に構成することも可能である。
【００２４】
図４は水と脂肪とでプロトンの共鳴周波数がずれることの説明図である。
なお、実施例１では、第２のエコー時間ＴＥ２から第６のエコー時間ＴＥ６は、水に含まれるプロトンと脂肪に含まれるプロトンとでの共鳴周波数のずれに基づいて設定されている。図４において、一例として、静磁場が３［Ｔ］の場合は、プロトンの共鳴周波数が１２７．５［ＭＨｚ］であり、水と脂肪で３．５［ｐｐｍ］ずれるため、水と脂肪とでの共鳴周波数のずれは、１２７．５［ＭＨｚ］×３．５［ｐｐｍ］＝４４６．３［Ｈｚ］となる。よって、時間にすると１／４４６．３＝２．２［ｍｓ］となる。よって、０［ｍｓ］、２．２［ｍｓ］，４．４［ｍｓ］、…毎に、水に含まれるプロトンのスピンの方向と、脂肪に含まれるプロトンのスピンの方向が同位相（in phase）となり、１．１［ｍｓ］、３．３［ｍｓ］，５．５［ｍｓ］、…の場合に、逆位相（opposed phaseまたはout of phase）となる。
【００２５】
ＭＲＥの実施には、振動板１６から付与される位相の異なる振動に同期した、複数の撮像が必要である。実施例１では、振動板１６から、位相が９０°ずつずれた４種類の振動が付与され、その振動位相を４つに分けた場合、各々の撮像は振動位相１（０°）、振動位相２（９０°）、振動位相３（１８０°）、振動位相４（２７０°）と定義できる。ここで、振動位相１および振動位相３の撮像時の第１のエコー時間ＴＥ１を２．２［ｍｓ］（in phase）に設定し、振動位相２および振動位相４の撮像時の第１のエコー時間ＴＥ１を３．３［ｍｓ］（opposed phase）に設定する。これにより、in phaseの画像とopposed phaseの画像が２枚ずつ得られる。２枚のin phaseおよびopposed phaseの画像を各々加算平均すると、信号雑音比が√２倍に向上したin phase画像とopposed phase画像が得られる。この信号雑音比が向上したin phase画像とopposed phase画像を使うことで、Ｄｉｘｏｎ法で得られる画像の信号雑音比も向上する。振動位相１と振動位相３の第１のエコー時間ＴＥ１（２．２［ｍｓ］）に対して、振動位相２と振動位相４の第１のエコー時間ＴＥ１（３．３［ｍｓ］）が異なるため、振動位相との同期にズレが生じる。そのため、振動位相の補正が必要になる。例を挙げると、５０Ｈｚ振動の場合、opposed phase画像のＴＥ１はin phase画像のＴＥ１に比べて１．１［ｍｓ］遅れている。この遅れを振動位相差に変換すると１９．８°に相当する。振動位相分割数が４の場合、振動位相を０°、９０°、１８０°、２７０°で４回撮像するが、opposed phase画像では、in phaseから１９．８°の遅れが生じているので、この位相遅れを補正して、０°（in phase）、７０．２°（opposed phase）、１８０°（in phase）２５０．２°（opposed phase）で４回撮像する。
【００２６】
静磁場印加手段５１ｃは、静磁場発生磁石１１を制御して、静磁場を発生させる。実施例１の静磁場印加手段５１ｃは、一例として、３［Ｔ］の静磁場を発生させる。
傾斜磁場印加手段５１ｄは、傾斜磁場発生コイル１２を制御して、位置に応じて磁場が変化する傾斜磁場（勾配磁場）を発生させる。実施例１の傾斜磁場印加手段５１ｄは、図３に示すように、互いに直交するスライス(slice)方向、リードアウト(read out)方向およびフェーズ(phase)方向の３軸方向において、繰り返し時間ＴＲ毎に、傾斜磁場６１を発生させる。また、図３に示すように、実施例１では、リードアウト方向において、エコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６に対応させて、極性の正負が周期的に変化する交番磁場６２を印加させる。
【００２７】
高周波磁場印加手段５１ｅは、高周波磁場発生コイル１３を制御して、プロトンを励起する周波数に対応する交番磁場である高周波磁場６３を発生させる。実施例１の高周波磁場印加手段５１ｅは、一例として、静磁場の方向に揃っているスピンを９０°傾ける磁場を印加する。実施例１の高周波磁場印加手段５１ｅは、繰り返し時間ＴＲに応じた時期に、高周波磁場を発生させる。
【００２８】
振動付与制御手段５２は、振動板１６を制御して、被検査部に振動を付与する。図３において、実施例１の振動付与制御手段５２が付与する振動の周期は、傾斜磁場の交番磁場の周期、すなわち、エコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６に同期している。なお、実施例１では、振動付与制御手段５２は、図３に示す振動に対して、振動の位相を任意に変更できる機能を有し、この機能を利用して、例えば振動位相分割数が４つの場合、０°から位相を９０°、１８０°、２７０°ずらした振動も付与する。
受信手段の一例としての信号取得手段５３は、第１のエコー時間ＴＥ１〜第６のエコー時間ＴＥ６の時期に、受信コイル１４を介して被検者４のプロトンが緩和する際に発生する電磁波信号を取得する。したがって、実施例１では、図３に示す振動が振動付与制御手段５２で付与された状態で、エコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６において受信コイル１４で信号を測定し、位相が９０°ずれた振動が付与された状態で、エコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６において受信コイル１４で信号を測定し、１８０°、２７０°ずれた状態でも同様に信号を測定することで、振動の位相を変えて、ＭＲ画像を複数回撮像する。
【００２９】
図５は実施例１のＭＲ画像を作成する処理の説明図である。
ＭＲ画像取得手段５４は、信号処理手段５４ａと、ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂと、ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃと、を有し、信号取得手段５３が取得した電磁波信号に基づいて、ＭＲ画像を作成する。
信号処理手段５４ａは、受信した電磁波信号において信号処理をする。実施例１の信号処理手段５４ａは、信号取得手段５３が取得した信号を実数部ｒ（real part）とし、信号取得手段５３が取得した信号をπ／２位相を遅らせた信号を虚数部ｉ（imaginary part）とする。すなわち、受信した電磁波信号に基づいた複素数、いわゆる、ＭＲＩの技術分野におけるｋ空間（周波数空間）の信号を生成する。そして、実数部ｒと虚数部ｉに対して、フーリエ逆変換（実施例では高速フーリエ逆変換）を行って、実空間の信号Ｒ，Ｉに変換する。そして、実空間における実数部Ｒと虚数部Ｉとに基づいて、複素平面における強度Ｍ＝（Ｒ2＋Ｉ2）1/2と、位相φ＝ｔａｎ-1（Ｉ／Ｒ）とを演算する。
【００３０】
図６は実施例１のＭＲ強度画像における第１の画像と第２の画像との一例の説明図である。
ＭＲ強度画像の作成手段５４ｂは、信号処理手段５４ａで算出された強度Ｍに基づいて、ＭＲ強度画像を作成する。なお、ＭＲ強度画像は、一般的にＭＲＩ画像として、診断に使用される画像である。図５において、実施例１のＭＲ強度画像の作成手段５４ｂでは、第１のエコー時間ＴＥ１で測定された電磁波信号から算出される強度Ｍ、すなわち、水に含まれるプロトンのスピンの方向と、脂肪に含まれるプロトンのスピンの方向が同位相（in phase）になる場合の画像（in phase画像）と、第２のエコー時間ＴＥ２で測定された電磁波信号から算出される強度Ｍ、すなわち、水に含まれるプロトンのスピンの方向と、脂肪に含まれるプロトンのスピンの方向が逆位相（out of phaseまたはopposed phase）になる場合の画像（opposed phase 画像）とに基づいて、水をベースとする第１の画像と、脂肪をベースとする第２の画像とを取得、算出する。
【００３１】
具体的には、in phase画像では、水の信号（Ｉwater）と脂肪の信号（Ｉfat）とが同位相であるため、各信号が加算された画像（Ｉwater＋Ｉfat）となっている。一方、opposed phase画像では、水の信号（Ｉwater）と脂肪（Ｉfat）の信号とが逆位相であるため、水の信号から脂肪の信号が減算された画像（Ｉwater−Ｉfat）となっている。
よって、in phase画像とopposed phase画像とを足し合わせることで、（Ｉwater＋Ｉfat）＋（Ｉwater−Ｉfat）＝２Ｉwaterとなり、水をベースとする（水の多い部分ほど明るい）第１の画像が作成される。また、in phase画像からopposed phase画像を減算することで、（Ｉwater＋Ｉfat）−（Ｉwater−Ｉfat）＝２Ｉfatとなり、脂肪をベースとする（脂肪の多い部分ほど明るい）第２の画像が作成される。すなわち、実施例１では、いわゆるＤｉｘｏｎ法により、第１の画像および第２の画像が作成される。
【００３２】
ＭＲ位相画像の作成手段５４ｃは、電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像（Wave Image画像）を作成する。ここで、実施例１のＭＲ位相画像の作成手段５４ｃでは、第１のエコー時間ＴＥ１から第６のエコー時間ＴＥ６で測定された電磁波信号から算出された位相φに基づいて、ＭＲ位相画像を６種類作成する。また、振動付与制御手段５２で付与される振動の位相が、０°、９０°、１８０°、２７０°のそれぞれの場合におけるＭＲ位相画像を作成する。
波長取得手段５５は、振動板１６で付与された振動により被検者４の内部を伝播する振動波の波長λを取得する。実施例１の波長取得手段５５は、０°、９０°、１８０°、２７０°のそれぞれの場合におけるＭＲ位相画像に基づいて、画像の画素毎に、振動波に応じて変動する位相φの推移から振動波の波長λを取得する。具体的には、振動位相０°、９０°、１８０°、２７０°の画像から得られる振動波の伝播の様子から、画像の局所領域ごとに振動波の波長λを推定する。
【００３３】
硬さ推定手段５６は、振動波の波長λと、振動板１６で付与された振動波の周波数ｆと、被検査部の密度ρと、に基づいて、被検査部の硬さμを推定する。なお、振動波の周波数ｆは、振動板１６で付与される振動波の周波数ｆから既知であり、被検査部の密度ρは、人体の密度は、ほぼ１［g/cm3］である。そして、硬さ（弾性率）μは、μ＝ρ・（λ・ｆ）2から計算される。
ＭＲＥ画像作成手段５７は、ＭＲ現象を利用して硬さを画像化したＭＲエラストグラム画像（ＭＲＥ画像）を作成する。実施例１のＭＲＥ画像作成手段５７は、局所領域（画素）毎に計算された硬さμに応じて色分けされたＭＲＥ画像を作成する。一例として、硬い部分（硬さμの値の大きな画素）を赤く表示し、軟らかくなる（硬さμの値が小さくなる）に連れて、黄、緑、青、紫と変化するように表示することが可能である。
【００３４】
画像表示手段５８は、ＭＲ画像取得手段５４やＭＲＥ画像作成手段５７で作成された画像を、ディスプレイ２３に表示する。すなわち、被検査部の断面画像である第１の画像（水画像）および第２の画像（脂肪画像）と、ＭＲ位相画像（Wave Image画像）と、エラストグラム画像（ＭＲＥ画像）とが、ディスプレイ２３に表示される。なお、実施例１では、Wave Image画像やエラストグラム画像だけでは、解剖学的構造がわかりにくいので、強度画像（第１の画像または第２の画像）と、Wave Image画像やエラストグラム画像とを重ねて表示する表示モードも備える。なお、画像を重ねて表示したり、全ての画像をディスプレイ２３に表示せず、入力に応じて、強度画像（第１の画像と第２の画像）と、Wave Image画像やエラストグラム画像を切替えて表示することも可能である。また、同一の断面において、強度画像（第１の画像と第２の画像）とエラストグラム画像を並べて配置することも可能であるし、異なる断面におけるエラストグラム画像を並べて表示する等、任意の変更が可能である。
【００３５】
（実施例１の作用）
前記構成を備えた実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、１回の繰り返し時間ＴＲの間に、複数回のエコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６が設定されており、第１のエコー時間ＴＥ１と第２のエコー時間ＴＥ２での測定結果に基づいて、ＭＲＩ画像（水画像および脂肪画像）が作成され、第６のエコー時間ＴＥ６での測定結果に基づいて、ＭＲＥ画像が作成される。
現在市販されている磁気共鳴撮影装置では、ＭＲＩ画像とＭＲＥ画像とが並行して撮影されておらず、ＭＲＩ画像の撮影と、ＭＲＥ画像の撮影とが個別に行われていた。よって、ＭＲＩ画像とＭＲＥ画像とを撮影するのに要する時間が長時間になり、被検者４に負担がかかる問題があった。これに対して、実施例１の磁気共鳴撮影装置１では、１回の繰り返し時間ＴＲの間に、ＭＲＩ画像とＭＲＥ画像とが並行して撮影されており、個別に撮影する場合に比べて、必要な時間を短くすることができる。
【００３６】
図７は従来のＭＲＥ撮影の場合のエコー時間や印加される傾斜磁場や振動の説明図である。
図７において、特許文献１，２や非特許文献２に記載されているような従来のＭＲＥの撮影を行う場合、スライス方向と、リードアウト方向、フェーズ方向の３つ方向に、振動板からの振動に同期する交番磁場、いわゆるＭＥＧ（又はＭＳＧ）が印加される。そして、交番磁場の印加後に、エコー時間が設定されている。したがって、従来技術では、ＭＥＧを印加する分だけ、エコー時間が長くなる。すなわち、高周波磁場が印加されてプロトンが励起されてから、測定を行うまでの時間が長くなる。これにより、横緩和現象の影響を強く受け、画像の信号強度が低下する。すなわち、プロトンが励起されてから、元の状態に戻る途中ではなく、戻りきった状態に近い状態の画像が取得されやすい。よって、水と脂肪との信号の差が小さくなりやすく、得られるＭＲＩ画像のコントラストが不鮮明になりやすい。
【００３７】
一例として、従来技術において、振動板の振動が５０Ｈｚであれば、ＭＳＧを２０［ｍｓ］（＝１秒／５０Ｈｚ）印加する必要があり、エコー時間は、２０［ｍｓ］以下に設定することが困難である。したがって、非特許文献２に記載されているように、長いエコー時間で測定された電磁波信号に基づいてＤｉｘｏｎ法でＭＲＩ画像を作成しても、コントラストが不鮮明になりやすい問題がある。
これに対して、実施例１では、前述のように、第１のエコー時間ＴＥ１は２．２［ｍｓ］または３．３［ｍｓ］に設定可能であり、従来技術に比べて、エコー時間が短縮され、横緩和現象の影響を受けにくくなる。したがって、従来技術に比べて、コントラストが鮮明なＭＲＩ画像が得られる。
【００３８】
図８は傾斜磁場が印加される回数と位相シフトとの関係の説明図であり、図８Ａは傾斜磁場がプラスにかかり続ける場合の説明図、図８Ｂは傾斜磁場がマイナスにかかり続ける場合の説明図である。
また、特許文献１，２や非特許文献２に記載されているように、ＭＥＧとして、正負が１回ずつ（１周期分）の交番磁場が印加される場合に対して、実施例１では、エコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６に対応して、正負が３回ずつ（３周期分）の交番磁場が印加される。
図８Ａ、図８Ｂにおいて、傾斜磁場が印加されていない静磁場中の共鳴周波数を基準共鳴周波数とすると、傾斜磁場がプラスにかかり続けている場合、その空間の磁場強度は、静磁場強度＋傾斜磁場強度となるので、共鳴周波数は高くなり続ける。反対に、傾斜磁場がマイナスにかかり続けている場合、共鳴周波数は低くなり続ける。したがって、傾斜磁場が印加されている場合の共鳴周波数は基準共鳴周波数に対して、高くまたは低くなる。ここで、傾斜磁場が印加されている方向と、振動によって生じる変位の方が一致する場合（図８Ａ）、共鳴周波数はさらに高くなり続ける。一方、傾斜磁場が印加されている方向と、振動によって生じる変位の方向が反対となる場合（図８Ｂ）、共鳴周波数は低くなり続ける。これにより、基準共鳴周波数との周波数差から位相φのズレ量（位相シフト量）として測定される。
ここで、加振されていない場合では、被検査部にプラス（正）の傾斜磁場とマイナス（負）の傾斜磁場が１周期分印加される場合、プラスの傾斜磁場で位相が下がり続け、マイナスの傾斜磁場で位相が上がり続ける。プラスとマイナスの傾斜磁場の面積が同一なので、正負一対の傾斜磁場を印加した後は位相が元の位置に戻る。
【００３９】
そして、振動板１６による振動が加わると、被検査部は変位しながら傾斜磁場を受けることとなり、位相シフト量が、振動していない場合よりも多くなる。また、傾斜磁場が反転（正から負、または、負から正）しても、さらに変位しながら傾斜磁場を受けているので、位相が元の状態に戻らない。ＭＲＥでは、傾斜磁場と同期した振動が付与されているので、位相シフト量が蓄積され続ける。よって、振動に同期した傾斜磁場が１周期分しか印加されない従来技術に比べて、３周期分印加される実施例１では、ＭＲ位相画像において、位相シフト量が小さい部分（蓄積量が小さい部分）と、大きい部分（蓄積量が大きい）とで、差が大きくなりやすく、画像（コントラスト）が鮮明になりやすい。
よって、３周期分の傾斜磁場が印加された第６のエコー時間ＴＥ６で測定された位相φに基づいて、ＭＲＥ画像を作成する実施例１では、従来技術に比べて、鮮明なＭＲＥ画像を得ることができる。すなわち、複数回のエコー時間が設定され、エコー時間に対応して傾斜磁場が印加される実施例１では、従来技術に比べて、鮮明なＭＲＥ画像を得ることができる。
【００４０】
また、実施例１ではエコー時間ＴＥ１〜ＴＥ６の任意のＭＲＥ画像を撮像後に選ぶことができる。これによる利点を挙げる。第６のエコー時間ＴＥ６のＭＲＥ画像は振動に対する感度が高いものの、エコー時間が延長しているので、横緩和現象に伴う信号雑音比低下の可能性があり、第１のエコー時間ＴＥ１のＭＲＥ画像は振動の感度が弱いものの、得られる信号雑音比が高くなる。このように振動感度と信号雑音比にはトレードオフの関係があり、実施例１では１度の撮像で、適切な感度のＭＲＥ画像を撮像後に選択することができる。
【００４１】
特に、従来の磁気共鳴撮影装置では、骨軟部（筋肉や腱）で使用されることが多かったが、ＭＲＩ画像のみでは、腱等が繋がっているか、切れているか、炎症をおこしているかの診断しかできなかった。すなわち、腱等が、繋がってはいるが、固くなってきているとか、切れそうといった、判断はできなかった。これに対して、実施例１では、被検査部の水画像だけでなく、脂肪画像も、硬さの画像も取得可能である。特に、筋肉等は、損傷による変性などが始まると脂肪がたまることがわかってきており、Ｄｉｘｏｎ法による脂肪画像やＭＲＥによる硬さの情報も合わせることで、筋肉等の損傷前の段階で、切れそうかどうかの診断に寄与することが期待される。例えば、野球の投手の肩の筋肉や、陸上選手の脚の腱の診断等に寄与することが期待される。
【００４２】
（変更例）
以上、本発明の実施例を詳述したが、本発明は、前記実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された本発明の要旨の範囲内で、種々の変更を行うことが可能である。本発明の変更例（Ｈ01）〜（Ｈ04）を下記に例示する。
（Ｈ01）前記実施例において、エコー時間の数は、６回を例示したが、これに限定されない。４回や８回以上に設定することも可能である。
（Ｈ02）前記実施例において、例示した具体的な数値は、設計や使用等に応じて、任意に変更可能である。例えば、共鳴周波数は静磁場の強さによって変わるため、静磁場の強さを変化させた場合には、エコー時間や振動板１６の周波数等も連動して変更されることとなる。
【００４３】
（Ｈ03）前記実施例において、磁石部２がリング状、いわゆる、トンネル型の磁気共鳴撮影装置を例示したが、これに限定されない。例えば、磁石部２がコの字型、いわゆる、オープン型の磁気共鳴撮影装置にも適用可能である。
（Ｈ04）前記実施例において、振動周波数は、５０Ｈｚを例示したが、これに限定されない。７５Ｈｚや１００Ｈｚでの加振も可能である。
【符号の説明】
【００４４】
１…磁気共鳴撮影装置、
２…磁場発生装置、
１６…振動付与部材、
５１ｄ…傾斜磁場の印加手段、
５１ｅ…交番磁場の印加手段、
５３…受信手段、
５４ｂ…強度画像の取得手段、
５４ｃ…ＭＲ位相画像の取得手段、
５６…硬さ推定手段、
ｆ…振動波の周波数、
ＴＥ１〜ＴＥ６…エコー時間、
ＴＲ…繰り返し時間、
λ…振動波の波長、
ρ…被検査部の密度、
μ…被検査部の硬さ。
【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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