(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
静磁場を発生する静磁場発生手段と、静磁場空間に配置された被検体の所望の領域からの所定のパルスシーケンスに基づいてエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段と、前記被検体の所望の領域を加圧又は加振する手段と、を備えた磁気共鳴イメージング装置において、
前記計測制御手段は、前記加圧又は加振手段により、第１の加圧又は加振状態とされている前記所望の領域から第１のエコー信号と、第２の加圧又は加振状態とされている前記所望の領域から第２のエコー信号と、をそれぞれ計測し、
前記信号処理手段は、前記第１のエコー信号から第１の形態画像を、前記第２のエコー信号から第２の形態画像を、それぞれ再構成し、該２つの形態画像を用いて前記所望の領域における変位量分布又は該変位量分布の空間微分による歪み分布の内の少なくとも一方を求め、
前記表示手段は、前記変位量分布又は前記歪み分布の内の少なくとも一方を表示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、
前記加圧又は加振手段は、前記パルスシーケンスの実行中は、略一定の加圧又は加振状態と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又は２記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記加圧又は加振手段は、前記パルスシーケンスと非同期で、前記加圧又は加振を行う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記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記加圧又は加振手段は、駆動手段と、前記駆動手段から前記所望の領域に加圧又は加振を伝達する伝達手段を有し、
前記伝達手段は、その一方の端部が前記所望の領域の近傍体表面に接触し、他方の端部が前記駆動手段に接続され、
前記駆動手段は、前記伝達手段を介して前記所望の領域に加圧又は加振を印加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４記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記静磁場発生手段は、一対の静磁場発生源が前記静磁場空間を間に挟んで対向配置され、該対向方向に対して垂直な方向には開放されている箇所を有し、
前記駆動手段は、前記開放箇所に配置されており、
前記伝達手段は、前記開放箇所から前記所望の領域に加圧又は加振を伝達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６】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記被検体を載置するテーブルを有し、
前記加圧又は加振手段は、前記テーブル内における前記被検体との接触面下に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項７】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記エコー信号を受信する受信コイルを有し、
前記加圧又は加振手段は、前記受信コイル内における前記被検体との接触面下に配置されていることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
【請求項８】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記加圧又は加振手段は、前記伝達手段を複数有して、前記所望の領域において加圧又は加振の位相が略一致するように、前記被検体の複数の箇所を加圧又は加振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９】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記加圧又は加振手段は、前記所望の領域を含む撮影断面内において、該所望の領域が異なる方向に加圧又は加振されるように、前記被検体の複数の箇所を加圧又は加振し、
前記信号処理手段は、それぞれの方向毎に前記変位量又は歪み分布の内の少なくとも一方を求め、
前記表示手段は、それぞれの方向毎に前記変位量分布又は前記歪み分布の内の少なくとも一方を表示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１０】
請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記表示手段は、前記所望の領域における各点の前記被検体の表面からの深さを横軸とし、該点の値を縦軸とした２次元平面上に、所望のライン上の点の値をプロットして表示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１１】
請求項１乃至１０の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記信号処理手段は、前記第１の画像と前記第２の画像のそれぞれにおいて変位計測点を囲む所定サイズの相関窓を設定し、一方の相関窓を所定間隔で移動させながら該２つの相関窓間の相関係数を求め、該相関係数の中で最大の相関係数となる移動方向と移動量をそれぞれ該変位計測点の変位方向と変位量と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１２】
請求項１乃至１１の何れか一項に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記表示手段は、前記変位量分布又は前記歪み分布の少なくとも一方をカラー表示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（以下、「ＮＭＲ」という）現象を利用して被検体である人体の所望の領域の断層画像を撮影する磁気共鳴イメージング方法及び装置に関し、特に、被検体組織の機械的特性、すなわち、粘弾性特性を描画する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】  生体組織の変性を伴う病気には、生体組織の病理力学的診断が有用となる。例えば、乳癌の微小硬化病巣の検出、前立腺癌の硬化度測定による癌の良性・悪性の判定、動脈硬化や肝硬変、関節症、脳軟化症の診断などに有用である。また、筋肉の緊張に基づく剛性増加により筋力評価やリハビリの効果判定などにも組織の病理力学的診断が有用となる。
さらに、頭蓋内の腫瘍性病変でも、悪性腫瘍の中には硬化度に変化の見られるものがある。組織の硬さが画像として医師に提示できれば、外科的手術を実施する際、外科医にとって情報が増えることにより手術の判断が迅速になされる。【０００３】  生体組織の病理力学的性状を画像化する装置はまだ少ないが、その一つとして、生体組織の弾性率を磁気共鳴イメージング（以下、「ＭＲＩ」という）装置で計測する方法が（特許文献１）に発表され、ＭＲＩ装置の分野では、ＭＲ  Ｅｌａｓｔｏｇｒａｐｈｙとして認識されている。【０００４】  この方法は、所望の生体組織に５０〜１０００Ｈｚ程度の機械的振動を加振機などにより与えながら、これに同期して傾斜磁場の極性を反転させて被検体に印加して、初期条件の異なる２枚の画像を収集する。次に、それぞれの画像から生体組織の変位量を表す位相画像が作成され、それらの差画像が求められる。この位相差画像から生体内での縦波、あるいは横波の伝播波長が計測される。そして、波の伝播波長の変化から生体組織の機械的特性である弾性率やヤング率が計算により求められ、静止画像として表示される。この画像が、生体組織毎の硬さ、軟らかさを示す画像となる。
【特許文献１】米国特許第５，８２５，１８６号公報
【０００５】  しかし、上記のように、生体組織の機械的特性である弾性率やヤング率の定量性を確保して計測するためには、加振機の加振周波数に確実に同期できるように傾斜磁場の極性を変化させなければならない。或いは、加振機の加振周波数やその位相を傾斜磁場の極性変化に合わせて正確に制御しなければならない。【０００６】  さらに、加振機の加振周波数に合わせて傾斜磁場の極性を切り替えることを、ＭＲＩ装置における撮影パルスシーケンスの高周波磁場パルス（以下、「ＲＦパルス」という）励起後に実施するので、ＲＦパルス励起からＮＭＲ信号（エコー信号）計測まで、ある程度の時間が必要である。そのため、ＮＭＲ信号のＴ２減衰による信号強度低下が避けられない。すなわち、ＳＮ比の悪い状態でＮＭＲ信号が計測さることになる。
以上の理由により、簡便且つＳＮ比を良くして生体組織の弾性率を計測することが容易ではない。これらの課題に関する解決策は上記文献には開示されていない。
【発明の開示】
【０００７】  本発明は、加圧又は加振の制御と撮影パルスシーケンス、特に傾斜磁場印加の制御を簡易にして、生体組織の硬さ・柔らかさ（粘弾性）を表す硬性分布画像を容易に取得することを目的とする。さらに、硬性分布画像を準リアルタイム計測することによって、生体組織の硬さ・柔らかさを動的にＳＮ比を良くして把握できるようにすることを目的とする。
【０００８】  上記目的を達成するために、磁気共鳴イメージング装置を用いて被検体の所望の領域の硬さ分布を画像化する本発明の硬性分布画像の取得方法は、
（ａ）前記被検体の所望の領域を前記磁気共鳴イメージング装置の静磁場空間内に配置するステップと、
（ｂ）前記所望の領域に高周波磁場パルスと傾斜磁場パルスを印加してエコー信号を受信し、該所望の領域を含む第１画像を取得するステップと、
（ｃ）前記ステップ（ｂ）を繰り返して、第２画像を取得するステップと、
（ｄ）前記第１画像と前記第２画像から、前記所望の領域における変位量分布を求めるステップと、
（ｅ）前記変位量分布から、前記所望の領域の硬さ特性を表す第３画像を求めるステップと、
（ｆ）前記第３画像を表示するステップと、
を有し、前記ステップ（ａ）とステップ（ｂ）の間と、前記ステップ（ｂ）と前記ステップ（ｃ）の間の内の少なくとも一方において、
（ｇ）前記所望の領域に変位を印加するステップ
を有し、前記ステップ（ｇ）の直後の前記画像取得ステップにおいても、前記所望の領域に変位が印加されていることを特徴とする。
特に、前記ステップ（ａ）とステップ（ｂ）の間に前記ステップ（ｇ）を有し、前記ステップ（ｂ）と前記ステップ（ｃ）の間に
（ｈ）前記所望の領域に前記ステップ（ｇ）と異なる変位を印加するステップ
を有し、前記ステップ（ｂ）と（ｃ）においても、前記所望の領域に互いに異なる変位が印加されていることを特徴とする。
これらにより、単に加圧又は加振状態の異なる画像を２つ取得するだけなので、加圧又は加振と撮影パルスシーケンスの制御、特に傾斜磁場印加の制御を簡易にすることができるようになる。また、ＲＦパルス印加からエコー信号計測迄に特別なことをする必要の無い汎用の撮影パルスシーケンスを用いるので、ＳＮ比の良いエコー信号を計測して画像のＳＮ比を良くすることができる。その結果、ＳＮ比の良い硬性分布画像（第３画像）を容易に取得することができる。
【０００９】  本発明の好ましい一実施態様は、前記変位の印加は、前記所望の領域を加圧又は加振することによって行われることを特徴とする。
これにより、被検体の所望の領域に対して所望の変位を容易に印加することができるようになる。
また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｅ）は、前記変位量分布の空間微分を求めることによって前記所望の領域の歪み分布を求め、該所望の領域の歪み分布を表す画像を前記第３画像とすることを特徴とする。
これにより、生体組織の硬さ・柔らかさを加圧又は加振による歪みとして表す歪み分布画像を、単に加圧又は加振状態の異なる２つの画像から容易に取得することができる。
【００１０】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｅ）は、前記所望の領域における変位量分布を表す画像を前記第３画像とすることを特徴とする。
これにより、生体組織の硬さ・柔らかさを加圧又は加振による変位量として表す変位量分布画像を、単に加圧又は加振状態の異なる２つの画像から容易に取得することができる。
【００１１】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｅ）は、前記第３画像をその各点の値に応じて階調処理して擬似カラー表示を求めることを特徴とする。
これにより、所望の領域における生体組織の硬さ・柔らかさを一目瞭然とすることができる。
【００１２】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｆ）は、前記擬似カラー表示された第３画像を、対応する前記第１画像又は前記第２画像に重ね合わせて表示することを特徴とする。
これにより、所望の領域における生体組織の硬さ・柔らかさを生体組織の位置や形状と対応付けて容易に把握することができる。
【００１３】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｆ）の後に、
（ｉ）前記第２画像を前記第１画像とするステップと、
（ｊ）前記所望の領域に前回と異なる変位を印加するステップと、
（ｋ）前記ステップ（ｃ），（ｄ），（ｅ），（ｆ），（ｉ）及び（ｊ）を繰り返して複数の前記第３画像を求めつつその動画表示を行うステップ、
を有することを特徴とする。
これにより、加圧又は加振状態の進行に合わせて、所望の領域の各点における変位量又は歪みの変化を動的に把握することができるようになる。
【００１４】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｋ）の実行中の前記ステップ（ｃ）において、ｋ空間を複数の部分領域に分割して、一つの部分領域のみのデータが計測されて更新される毎に、該一つの部分領域のみ更新されたｋ空間データを用いて画像再構成され、前記繰り返し毎に計測・更新される部分領域が変えられることを特徴とする。或いは、前記ステップ（ｋ）の実行中の前記ステップ（ｃ）において、ｋ空間を原点を含む低空間周波数領域とその周囲の高空間周波数領域に分割し、前記低空間周波数領域の計測頻度を前記高空間周波数領域の計測頻度よりも多くして、いずれか一方の領域が計測されて更新される毎に、該一つの部分領域のみ更新されたｋ空間データを用いて画像再構成されることを特徴とする。
これらにより、単位時間当たりの画像取得枚数を向上させて、画像間の時間分解能を向上させることができるので、上記動画をよりスムースに表示することができるようになる。また、各画像を後述する高速パルスシーケンスを用いて撮影すれば、準リアルタイムで各画像を取得することができるので、硬性分布画像も準リアルタイムに取得することができる。
【００１５】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記第１画像、前記第２画像、及び前記擬似カラー表示された第３画像が全て３次元画像とすることを特徴とする。
或いは、前記ステップ（ｆ）より前のいずれかの時点において、
（ｌ）前記所望の領域を含む３次元形態画像を取得するステップ
を有し、前記ステップ（ｆ）は、前記第３画像の動画を前記３次元形態画像に重ね合わせて表示することを特徴とする。
これにより、所望の領域における生体組織の硬さ・柔らかさを生体組織の位置や形状と対応付けて容易に３次元的に把握することができる。
【００１６】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｄ）は、前記第１画像と前記第２画像のそれぞれにおいて変位計測点を囲む所定サイズの相関窓を設定し、一方の相関窓を所定間隔で移動させながら該２つの相関窓間の相関係数を求め、該相関係数の中で最大の相関係数となる移動方向と移動量をそれぞれ該変位計測点の変位方向と変位量とすることを特徴とする。
特に、前記ステップ（ｄ）は、前記加圧又は加振方向のみに前記相関窓を移動させて前記相関係数を求め、該方向のみの前記変位量を求めることを特徴とする。
これにより、変位量と変位方向を容易に求めることができる。
【００１７】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記ステップ（ｆ）は、前記第３画像の前記所望の領域における各点の前記被検体の表面からの深さを横軸とし、該点の値を縦軸とした２次元平面上に、所望のライン上の点の値をプロットして表示することを特徴とする。
これにより、所望のライン上の各点における変位量又は歪み分布がグラフとして表されるので、そのライン上にある生体組織の硬さ・柔らかさを詳細に把握することができる。
【００１８】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記第１画像と第２画像は、前記加圧又は加振状態が相前後することを特徴とする。
これにより、硬性分布画像の時間分解能を向上させることができるので、その動画表示をよりスムースに行うことができる。
【００１９】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記第１画像と前記第２画像は、前記所望の領域の磁化が定常状態とされるような撮影パルスシーケンスによって取得されることを特徴とする。
これにより、各画像を高速に撮影することができるので、準リアルタイムに硬性分布画像を取得することができるようになる。特に、ＲＦパルス励起からエコー信号計測までの時間を短縮できるので、エコー信号のＴ２減衰を低減でき、ＳＮ比を良く画像を取得することができる。
【００２０】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記加振の周波数を１０００Ｈｚ以下とすることを特徴とする。
これにより、加圧又は加振の効果を生体の深部にまで及ぼすことができるので、深部領域の硬性分布画像を取得することができるようになる。
【００２１】  また、本発明を磁気共鳴イメージング装置の観点でみれば、以下のように構成される。即ち、
計測空間に静磁場を発生する静磁場発生手段と、前記計測空間に配置された被検体の所望の領域からのエコー信号の計測を制御する計測制御手段と、前記エコー信号を用いて前記被検体の画像を再構成する信号処理手段と、前記画像を表示する表示手段と、前記被検体の所望の領域を加圧又は加振する手段を備えた磁気共鳴イメージング装置において、前記計測制御手段は、加圧又は加振されている前記所望の領域から加圧又は加振状態が異なる２以上の画像を撮影するためのエコー信号を計測し、前記信号処理手段は、前記画像の内の２つから前記所望の領域における変位量分布又は該変位量分布の空間微分による歪み分布の内の少なくとも一方を求め、前記表示手段は、前記変位量分布又は前記歪み分布の内の少なくとも一方を表示することを特徴とする。
これにより、単に加圧又は加振状態の異なる２以上の画像を取得するだけなので、加圧又は加振の制御と、撮影パルスシーケンス、特に傾斜磁場印加の制御を簡易にすることができるようになる。その結果、硬性分布画像（第３画像）として変位量分布画像又は歪み分布画像を容易に取得することができる。
【００２２】  本発明の好ましい一実施態様は、前記加圧又は加振手段は、前記静磁場発生手段の外部に配置された駆動手段と、前記駆動手段から前記所望の領域に加圧又は加振を伝達する伝達手段を有し、前記伝達手段は、その一方の端部が前記所望の領域の近傍体表面に接触し、他方の端部が前記駆動手段に接続され、前記駆動手段は、前記伝達手段を介して前記所望の領域に加圧又は加振を印加することを特徴とする。
これにより、駆動手段が静磁場を歪ませる磁性部材を含んでいたとしても、その駆動手段を静磁場空間の外に配置することができるので、静磁場歪みによる硬性分布画像の画質低下を防止することができる。
【００２３】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記静磁場発生手段は、一対の静磁場発生源が前記計測空間を間に挟んで対向配置され、該対向方向に対して垂直な方向は開放されている構成であり、前記伝達手段は、前記開放されている側から前記所望の領域に加圧又は加振を伝達することを特徴とする。
これにより、いわゆるオープン型ＭＲＩ装置においては、開放されている被検体側面から容易に被検体にアクセスできるので、被検体側面から加圧又は加振を印加することができる。
また、本発明の好ましい一実施態様は、前記加圧又は加振手段は、前記被検体を載置するテーブル内における該被検体との接触面下に配置されたことを特徴とする。
これにより、被検体の脊柱あるいは脊髄領域を加圧又は加振することができる。
また、前記加圧又は加振手段は、前記エコー信号を受信する受信コイル内における前記被検体との接触面下に配置されたことを特徴とする。
これにより、所望の領域への加圧または加振、及び画像取得の位置合わせを容易に行うことができる。
【００２４】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記加圧又は加振手段は、前記所望の領域において加圧又は加振の位相が略一致するように、前記被検体の複数の箇所を加圧又は加振することを特徴とする。
これにより、所望の領域が生体深部に有るとしても、或いは、それぞれの箇所からの加圧又は加振の印加量を少量にして被検体の負担を低減しても、効率良く所望の領域を加圧又は加振することができるようになる。
【００２５】  また、本発明の好ましい一実施態様は、前記加圧又は加振手段は、前記所望の領域を含む撮影断面内において、該所望の領域が異なる方向に加圧又は加振されるように、前記被検体の複数の箇所を加圧又は加振し、前記信号処理手段は、それぞれの方向毎に前記変位量又は歪み分布の内の少なくとも一方を求め、前記表示手段は、それぞれの方向毎に前記変位量分布又は前記歪み分布の内の少なくとも一方を表示することを特徴とする。
これにより、生体組織の変位又は歪みが方向によって異なる場合も、その方向毎に変位量分布画像又は歪み分布画像を取得することができるようになる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本発明を適用したＭＲＩ装置の一実施例を示す図である。
【図２】本発明を適用したＭＲＩ装置における被検体周囲の構成の一実施例を示す図である。（ａ）は円筒型のＭＲＩ装置ガントリーに挿入された被検体の側面方向からみた断面図である。（ｂ）は対向型のＭＲＩ装置ガントリーに挿入された被検体の頭頂方向からみた断面図である。
【図３】本発明の第１の実施形態の処理フローの概要を示す図である。
【図４】本発明に関わる高速撮影パルスシーケンスの一例を示す図である。
【図５】特定の一ライン上にある体表面及び体表面下の各局所領域の変位と歪みの様子を示す図である。
【図６】単位時間当たりの画像取得枚数を向上させる方法の実施例を示す図である。（ａ）は時系列画像を取得するタイミングを示す図である。（ｂ）は順次入れ替え撮影方法におけるｋ空間の分割の様子を示す図である。（ｃ）はＫｅｙｈｏｌｅ  ｉｍａｇｉｎｇ法におけるｋ空間の分割の様子を示す図である。
【図７】本発明に関わる加圧・加振装置の概略構成を示す図である。
【図８】相関情報を利用して最大変位の位置を推定する方法を示す図である。
【図９】背景画像に擬似カラー表示を重ね合わせて表示する表示例を示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】  以下、本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。なお、発明の実施形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。【００２８】  図１は本発明を適用したＭＲＩ装置の全体構成を示すブロック図である。このＭＲＩ装置は、ＮＭＲ現象を利用して被検体の画像を得るもので、図１に示すように、静磁場発生系２と、傾斜磁場発生系３と、送信系５と、受信系６と、信号処理系７と、シーケンサ４と、中央処理装置（以下、「ＣＰＵ」という）８とを備えて構成される。【００２９】  静磁場発生系２は、テーブル２１に載置された被検体１の周りの空間に、その体軸方向または体軸と直交する方向に均一な静磁場を発生させるもので、被検体１の周りに永久磁石方式又は常電導方式或いは超電導方式の静磁場発生手段２１０（図示せず）が配置されている。また、シムコイル２１１（図示せず）が備えられて、それに静磁場の均一度を向上するように電流を流すことにより、静磁場不均一が補正される。【００３０】  傾斜磁場発生系３は、ＭＲＩ装置の座標系（静止座標系）であるＸ，Ｙ，Ｚの３軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル９と、それぞれの傾斜磁場コイルを駆動する傾斜磁場電源１０とから成る。後述のシ−ケンサ４からの命令に従って、それぞれのコイルの傾斜磁場電源１０が駆動されることにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの３軸方向に傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが印加される。撮影時には、スライス面（撮影断面）の角度に応じて、傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚが組み合わされる。具体的には、スライス面に直交する方向にスライス方向傾斜磁場パルス（Ｇｓ）が印加されて被検体１に対するスライス面が設定され、そのスライス面に直交して且つ互いに直交する残りの２つの方向に位相エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｐ）と周波数エンコード方向傾斜磁場パルス（Ｇｆ）が印加されて、エコー信号に対してそれぞれの方向の位置情報がエンコードされる。【００３１】  シーケンサ４は、ある所定の撮影パルスシーケンスに基づいてＲＦパルスと傾斜磁場パルスを繰り返し印加する制御手段で、ＣＰＵ８の制御で動作し、被検体１の画像のデータ収集に必要な種々の命令を送信系５、傾斜磁場発生系３、および受信系６に送る。【００３２】  送信系５は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンにＮＭＲ現象を起こさせるためにＲＦパルスを照射するもので、高周波発振器１１と変調器１２と高周波増幅器１３と送信側の送信コイル１４ａとから成る。高周波発振器１１から出力された高周波パルスが、シーケンサ４からの指令によるタイミングで変調器１２により振幅変調され、この振幅変調された高周波パルスが高周波増幅器１３で増幅された後に、被検体１に近接して配置された送信コイル１４ａに供給されることにより、電磁波（ＲＦパルス）が被検体１に照射される。【００３３】  受信系６は、被検体１の生体組織を構成する原子の原子核スピンのＮＭＲ現象により放出されるＮＭＲ信号（エコー信号）を検出するもので、受信側の受信コイル１４ｂと増幅器１５と直交位相検波器１６と、Ａ／Ｄ変換器１７とから成る。送信側の送信コイル１４ａから照射されたＲＦパルスによって誘起された被検体１の応答の電磁���（ＮＭＲ信号）が、被検体１に近接して配置された受信コイル１４ｂで検出され、増幅器１５で増幅された後、シーケンサ４からの指令によるタイミングで直交位相検波器１６により直交する二系統の信号に分割され、それぞれの信号がＡ／Ｄ変換器１７でディジタル量に変換されて、信号処理系７に送られる。【００３４】  信号処理系７は、磁気ディスク１８や光ディスク１９等の外部記憶装置と、ＣＲＴあるいはＬＣＤ（液晶ディスプレイ）等からなるディスプレイ２０とを有し、受信系６からのデータがＣＰＵ８に入力されると、ＣＰＵ８が信号処理、画像再構成等の処理を実行する。その処理結果である被検体１の画像がディスプレイ２０に表示されると共に、外部記憶装置の磁気ディスク１８等に記録される。
なお、図１において、送信コイル１４ａ、受信コイル１４ｂ及び傾斜磁場コイル９は、静磁場発生系２の静磁場空間内に被検体１に対向して、或いは取り囲むように設置されている。【００３５】  次に、本発明の第１の実施形態を説明する。本実施形態では、被検体の所望の領域に対して直流又は交流の変位が印加されるように、加圧・加振機を用いて被検体の体表面が加圧又は加振される。その加圧又は加振の最中に、所望の領域を含む画像であって、その所望の領域に対する加圧又は加振状態が異なる画像が２以上撮影される。次に、撮影された２画像間で、所望の領域における各点の変位量分布が求められる。さらに、この変位量の空間微分から歪み分布が求められる。これら変位量分布又は歪み分布が、所望の領域の硬さ・軟らかさを表す硬性分布画像として表示される。【００３６】  図２に本実施形態の第１の実施例を示す。図２は、図１における被検体１の周囲の構成を詳述した図であり、（ａ）図は円筒型のＭＲＩ装置ガントリーを、（ｂ）は対向型のＭＲＩ装置ガントリーの一例を示す。（ａ），（ｂ）図共に、外側から順に、静磁場発生系２を成す静磁場発生手段２１０及びその内側に配置されたシムコイル２１１と、さらに内側に配置された傾斜磁場コイル１０と、その内側に配置された送信コイル１４ａと、その内側に配置された受信コイル１４ｂとを示す。これらの機能は、図１と同じであるので、説明は省略する。【００３７】  図２（ａ）は、円筒型のＭＲＩ装置ガントリーに挿入された被検体１の側面方向からみた断面図である。静磁場は円筒軸方向、つまり水平方向に発生される。図２（ａ）には、最も内側にテーブル２１上に載置された被検体１と、その被検体１を加圧又は加振するための加圧・加振機（２０１〜２０３）を示す。尚、加圧・加振の駆動部（アクチュエーター）は加圧・加振機２０２用の７０４のみを図示し、他の駆動部の図示は省略してある。この加圧・加振機（２０１〜２０３）は、生体に接触する部分で圧力を印加できるようになっている。圧力は、直流的にゆっくり増減される場合もあれば、低周波数の交流で周期的に増減される場合もある。このように、所望の領域が加圧又は加振されながら、後述するように準リアルタイムでその所望の領域がＭＲＩ装置で撮影される。【００３８】  加圧・加振機２０１は、被検体１の頭部用ヘッドレストや頭部用受信コイルにおける頭部との接触面を下部から振動を加えて、頭部を加振する。そのため、頭部用ヘッドレスト内又は頭部用受信コイル内における頭部との接触面下に、加振が可能なようにバイブレータ或いはそれ相当のアクチュエーターである加圧又は加振部が内蔵される。尚、他の部位用の受信コイルに関しても同様に加圧又は加振部が内蔵されて、その部位に対しても加圧又は加振が印加されるようにすることができる。
加圧・加振機２０２は、例えば、乳房に上方向から圧力を加えることを目指したもので、例えばテーブル２１に支柱（図示せず）を設け、ここを支点として梃子の原理で乳房の表層から圧力を徐々に加える。或いは手動で乳房の表層を加圧しても良い。
加圧・加振機２０３は、脊柱あるいは脊髄領域を加圧又は加振するものである。そのため、テーブル２１内における被検体１との接触面下に、加圧・加振機２０１と同様にバイブレータ或いはそれ相当のアクチュエーターである加圧又は加振部が内蔵される。頭部の場合よりも広い範囲の加圧又は加振が可能であることが望ましい。【００３９】  上記のような加圧・加振機（２０１〜２０３）を用いて被検体１を加振する場合、その加振周波数は１０００Ｈｚ以下であることが望ましい。それは、生体組織には粘弾性特性があり、高周波になるほど生体内に加振作用が浸透しなくなるためである。１０００Ｈｚ以下とすることで、加振作用が生体深部にまで到達されるようにすることができる。【００４０】  図２（ａ）における加圧・加振機（２０１〜２０３）は、ＭＲＩ装置とは独立に動作することが可能である。具体的には、図７に示すように、ＭＲＩ装置とは独立に動作するように、加圧・加振装置７０１は加圧・加振制御部７０２を有し、加圧・加振制御部７０２が駆動部であるアクチュエーター（７０３〜７０５）に上記の様な刺激パターンを有する電圧あるいは電流を印加し、その刺激パターンが加圧・加振機（２０１〜２０３）を介して圧力の変化として被検体１に加わるようにする。尚、図７では、加圧・加振部（２０４〜２０６）に対応するアクチュエーター（７０６〜７０８）の図示は省略してある。【００４１】  或いは、加圧・加振機（２０１〜２０３）を、ＭＲＩ装置の制御の下に、撮影パルスシーケンスに連動して動作させても良い。この場合は、例えば、図７に点線で示してあるように、シーケンサ４からの制御情報が加圧・加振制御部７０２に入り、加圧又は加振が起動された後に撮影パルスシーケンスが起動され、そして、所望の枚数の画像が取得された後で撮影パルスシーケンスが終了されると共に、加圧または加振も終了されて、アクチュエーター（７０３〜７０５）が初期位置に戻される。なお、上記加圧・加振機の制御は、以下に説明する加圧・加振機（２０４〜２０６）においても同様である。【００４２】  図２（ｂ）は、対向型（いわゆるオープン型）のＭＲＩ装置ガントリーに挿入された被検体１の頭頂方向からみた断面図である。一対の静磁場発生手段２１０が被検体１を間に挟んで対向配置され、対向方向に静磁場を発生する。ただし、上下の静磁場発生手段２１０を連結する支柱は、被検体１の足側における上下静磁場発生手段２１０の側面で連結されているものとする。他の構成は図２（ａ）と同じなので説明は省略する。この場合、対向方向に垂直な方向、つまり被検体１の前後左右方向は開放されるので、加圧又は加振される箇所に接近して加圧・加振機（２０４〜２０６）を配置することができる。そのため、加圧又は加振を対向方向と垂直な方向から、すなわち、被検体の前後左右の方向から行うことができる。【００４３】  さらに、図２（ｂ）に示すように、複数の方向から加圧又は加振することも可能である。例えば、所望の領域２２０を通る直線２０７上にあって互いに対向する加圧・加振機２０４と加圧・加振機２０５が使用される場合、所望の領域２２０において加圧又は加振の位相が略一致するように、双方から直線２０７方向に加圧又は加振��印加される。
また、直線２０７方向に加圧又は加振する加圧・加振機２０４（又は２０５）と、直線２０７と異なる方向に加圧又は加振する加圧・加振機２０６を同時に又は別々に使用することもできる。同時に使用する場合は、所望の領域２２０において加圧又は加振の位相を一致させる必要は特にない。２の方向の成す角度は９０°であることが好ましい。
特に、生体組織の変位又は歪みが方向によって異なる場合は、複数の方向から加圧又は加振することによって、それぞれの方向の変位量又は歪みを別々に求めて表示すること、或いはそれらをベクトル合成した変位量又は歪みを求めて表示することができる。【００４４】  次に、本実施形態の処理フローの概要を図３に基づいて説明する。
ステップ３０１で、被検体がＭＲＩ装置の静磁場空間内に配置される。一般的には、静磁場発生系２外で被検体がテーブル２１に載置され、所望の領域が静磁場空間の中心に来るようにテーブル２１が静磁場発生系２内に送されることによって、被検体が静磁場空間内に配置される。【００４５】 ステップ３０２で、図２に示したように、被検体の所望の領域が加圧又は加振される。加圧・加振装置７０１をＭＲＩ装置とは独立に動作させる場合は、撮影パルスシーケンス起動前に被検体の所望の領域が所定の圧力で加圧又は所定の振幅と周期で加振されるように、加圧・加振装置７０１を調整して動作させる。或いは、ＭＲＩ装置の制御の下に、撮影パルスシーケンスに連動して加圧・加振装置７０１を動作させる場合は、撮影パルスシーケンスが起動される前に、被検体の所望の領域が所定の圧力で加圧又は所定の振幅と周期で加振されているように、シーケンサ７が加圧・加振装置７０１を起動し、撮影時間内ではほぼ一定と見なせる周期で加圧又は加振をするように制御する。【００４６】 ステップ３０３で、被検体の所望の領域が加圧又は加振されている状態で、その所望の領域が所定の撮影パルスシーケンスで撮影され、第１画像が取得される。撮影パルスシーケンスの詳細は後述する。取得された第１画像データは、例えば磁気ディスク１８に一時保存される。
ステップ３０４で、ステップ３０２とは異なる加圧又は加振状態で被検体の所望の領域が加圧又は加振される。加圧又は加振の仕方はステップ３０２と同じである。【００４７】 ステップ３０５で、被検体の所望の領域が加圧又は加振されている状態で、その所望の領域がステップ３０３と同じ撮影パルスシーケンスで撮影され、第２画像が取得される。取得された第２画像データは、第１画像と同様に、例えば磁気ディスク１８に一時保存される。
ステップ３０６で、第１画像と第２画像から所望の領域の変位量分布が求められる。磁気ディスク１８から第１画像データと第２画像データがＣＰＵ８内メモリーにロードされて、ＣＰＵ８が計算して変位量分布を求める。求められた変位量分布は、ステップ３０９に進んで、変位量分布画像として表示されても良い。また、求められた変位量分布データは、例えば磁気ディスク１８に一時保存される。【００４８】 ステップ３０７で、変位量分布から所望の領域の歪み分布が求められる。磁気ディスク１８から変位量分布データがＣＰＵ８内メモリーにロードされて、ＣＰＵ８が計算して歪み分布を求める。求められた歪み分布は、ステップ３０８に進んで、歪み分布画像として表示されても良い。また、求められた歪み分布データは、例えば磁気ディスク１８に一時保存される。
ステップ３０８で、変位量分布画像又は歪み分布画像の擬似カラー表示が求められる。磁気ディスク１８から変位量分布データ又は歪み分布データがＣＰＵ８内メモリーにロードされて、ＣＰＵ８が計算してそれらの疑似カラー表示を求める。求められた疑似カラー表示データは、例えば磁気ディスク１８に一時保存される。【００４９】 ステップ３０９で、変位量分布又は歪み分布、或いはそれらの擬似カラー表示が硬性分布画像（第３画像）として、例えばディスプレイ２０に表示される。磁気ディスク１８から変位量分布データ、歪み分布データ或いはそれらの疑似カラー表示データが読み出されて画像として表示される。【００５０】  以上が、本実施形態の処理フローの概要であるが、（ステップ３０２−ステップ３０３）と（ステップ３０４−ステップ３０５）のいずれか一方において、加圧又は加振を省略しても良い。これは、変位量分布又は歪み分布を求めるためには、所望の領域の加圧又は加振状態が双方の間で単に異なれば良いためである。
以下、上記各ステップにおける各種基本要素を詳述する。なお、上記ステップ３０２及び３０４の加圧又は加振については、上記図２の説明で説明済みであるので、ステップ３０１と３０９と共に詳述は省略する。【００５１】  次に、ステップ３０３とステップ３０５に於いて好ましい撮影パルスシーケンスについて説明する。加圧・加振しながら生体組織の変形を高速に計測するために、生体組織に関する磁化の縦緩和時間Ｔ１と横緩和時間Ｔ２よりも短い繰り返し時間（ＴＲ）で、ＲＦパルスを繰り返し印加して、磁化の挙動を定常自由歳差状態（Ｓｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ  Ｆｒｅｅ  Ｐｒｅｃｅｓｓｉｏｎ；ＳＳＦＰ）にする撮影パルスシーケンスに基づいて撮影を実施する。このような撮影パルスシーケンスとしては、Ｔ２強調形のＧｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ法が有用である。例えば、図４のようなＳｔｅａｄｙ  Ｓｔａｔｅ  Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ  ｗｉｔｈ  Ｒｅｗｏｕｎｄ  Ｇｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏを用いることができる。これは、撮影パルスシーケンスの繰り返し時間（ＴＲ）において、横磁化の位相がスライス方向、位相エンコード方向、及び周波数エンコード方向の軸毎にゼロに戻される（リワインド）ように傾斜磁場が印加される撮影パルスシーケンスである。図４で、ＲＦはＲＦパルス、Ｇｓはスライス方向傾斜磁場、Ｇｐは位相エンコード方向傾斜磁場、Ｇｒは周波数エンコード方向傾斜磁場、Ａ／Ｄはエコー信号を読み出すタイミングとサンプリング期間を、ｅｃｈｏはエコー信号を表す。【００５２】  図４の撮影パルスシーケンスでは、静磁場中に置かれた被検体１へ、スライス傾斜磁場４０２が印加されつつＲＦパルス４０１が印加されて、所望の領域の磁化が励起される。次に、スライス方向のリフェーズ傾斜磁場４０３と位相エンコード方向の位相エンコード傾斜磁場４０５と周波数エンコード方向のディフェーズ傾斜磁場４０７が印加された後、読み出し傾斜磁場４０８が印加されている状態で、Ａ／Ｄ間隔４１０の間にエコー信号４１１が計測される。エコー信号４１１が計測された後は、ＲＦパルス４０１間に印加される傾斜磁場量（傾斜磁場波形の時間積分値）がゼロに戻される様にそれぞれの軸にスライス方向傾斜磁場４０４、位相エンコード方向傾斜磁場４０６、及び周波数エンコード方向傾斜磁場４０９が印加されて、横磁化位相のリワインドが行われる。最後に、繰り返し時間（ＴＲ）が経過した時点で再びＲＦパルス４０１が印加されて、所望の領域の磁化が励起される。以上が一繰り返し時間（ＴＲ）内での撮影パルスシーケンスの動作である。【００５３】  画像再構成に必要な全ての位相エンコード量が付与されたエコー信号が収集されるために、隣接する２つのＲＦパルス４０１間で、エコー信号４１１に付与される位相エンコード量４０５が逐次変更されて、上記一繰り返し時間（ＴＲ）の撮影パルスシーケンスが繰り返される。このリワインドされるＳＳＦＰ型パルスシーケンスにより、Ｔ２強調画像を高速で取得することができる。例えば、繰り返し時間（ＴＲ）を４ｍｓとして、２５６位相エンコードで１枚の画像を再構成する場合、約１秒の撮影時間となる。【００５４】  高速な撮影パルスシーケンスの別の例として、公知のＥＰＩ（Ｅｃｈｏ  Ｐｌａｎｅｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ）法も用いることができる。ＥＰＩ法には、全ｋ空間データを１回の励起（ショット）で取得するシングルショット型と、全ｋ空間データを複数回のショットに分割して取得するマルチショット型が有るが、いずれも用いることができる。本発明は、撮影パルスシーケンスに依存せず、一般的に用いられている汎用の撮影パルスシーケンスであればいずれも使用することができる。好ましくは、撮影時間が短い高速な撮影パルスシーケンスであれば良い。
以上の様に汎用の高速撮影パルスシーケンスにおいて、ＲＦパルス印加からエコー信号計測までの時間を短縮してエコー信号のＴ２減衰を低減できるので、ＳＮ比を良くしてエコー信号を計測でき、結果として画像のＳＮ比を良くすることができる。【００５５】  次に、ステップ３０６の変位量分布を求める方法について説明する。加圧又は加振状態が異なる第１画像と第２画像の２つの画像（以下、「隣接画像」という）から局所の領域の変位量を計算する方法の概要を図５に示す。ここで、これら隣接画像は、短い時間Δｔの間に取得された加圧又は加振状態が相前後する画像であることが好ましい。
図５（ａ）は、横軸に時間をとり縦軸に変位量をとって、所望の領域を通るある特定の一ライン上にある体表面の変位量（つまり位置の変化）５０１を示したものである。加圧されることによって、時間の経過とともに体表面の変位量は徐々に大きくなっていくことが示されている。
一方、体表面下の生体組織には、その機械的特性に応じて変形による変位が生じる。この際、生体の臓器や病変の硬化度、すなわち、硬さ、軟らかさに応じて、生体表面から深さ方向の変位量が局所的に異なる。【００５６】  そこで、相関性が高い深さ方向の２点間の局所領域の微小変位に注目するために、体表面からの距離がｄ１〜ｄ７となる同一ライン上の局所領域の画素値を示すと図５（ｂ）のようになる。同一ライン上の各局所領域の時刻ｔ＝ｔ１における画素値５０２が図５（ｂ）上段に、時刻ｔ＝ｔ１＋Δｔにおける画素値５０３が図５（ｂ）下段に示されている。加圧が進むことによって、各局所領域の幅と間隔が微妙に変化することが理解される。【００５７】  このとき、図５（ｃ）に示すごとく、横軸を深さ方向にとり、縦軸に変位量をとると、硬い領域では、変位量の変化率（つまりグラフの傾き）が小さく、逆に軟らかい領域では、変位量の変化率が大きいことを視覚的に表わすことが出来る。この変位量の変化率が歪みを表す。従って図５（ｃ）では、局所領域ｄ２，ｄ３，ｄ６，及びｄ７が硬いために歪みが小さく、逆に局所領域ｄ４，ｄ５が柔らかいために歪みが大きいことが示されている。【００５８】  ここで、変位の方向とその量（変位量）を推定する方法を図８にしたがって説明する。加圧又は加振状態がｔ＝ｔ１のときの画像８０１と時刻ｔ＝ｔ１＋Δｔの時の画像８０２との２枚の隣接画像のそれぞれに、図８に示すように、変位計測点８０３をその中心に含む２次元相関窓（マスク像）８０４が設定される。この２次元相関窓８０４は、例えば、２次元画像８０１，８０２が２５６画素×２５６画素からなると考えたとき、８画素×８画素、あるいは、１６画素×１６画素単位とすることができる。【００５９】  短い時間Δｔの間では、局所領域といえども大きく変化することが少ないので、２枚の隣接画像にそれぞれ設けた相関窓８０４内には、互いに相関の高い部分が存在する。そこで、この２次元相関窓８０４の中で画像８０１，８０２間の相関を求める。例えば、隣接画像８０２の探索範囲８０５内に相関窓８０４を設け、画像８０２側の相関窓８０４ｂのみを自在に移動させて、それぞれ相関窓間の相関を求める。相関の最も高い相関窓８０４ｂの位置の相関窓８０４ａに対する移動方向と移動量が、その変位計測点８０３における変位方向と変位量とされる。図８では、画像８０１の相関窓８０４ａが画像８０２の相関窓８０４ｂと相関が最大であることが示されている。この場合、画像８０１の変位計測点８０３ａが画像８０２の８０３ｂの位置に変位したと解される。以上の相関処理が、変位計測点８０３と探索範囲８０５がｙ（縦）方向又はｘ（横）方向に逐次移動されながら繰り返されて、画像全体の変位量分布が計算される。
その後、ｘ方向とｙ方向における変位量の変分あるいは空間微分をそれぞれ求めることによって、各方向の歪み分布が得られる。【００６０】  より具体的には、画像８０１をｆ１（ｘ，ｙ）とし、画像８０２をｆ２（ｘ，ｙ）としたとき、両者の相関Ｃ（ｘ，ｙ，ｋ，ｌ）は、（１）式で表わされる。
【数１】
0004610010.tif 000002
ここで、Ｌｘ、Ｌｙは画像のｘ、ｙ方向のサンプリング間隔、ｋ、ｌは画像のｘ軸、ｙ軸方向のサンプリング変数、ｘ０、ｙ０は相関窓の範囲、すなわち、相関窓のｘ，ｙ方向のサイズを示す。ｋ、ｌを変化させたときの相関Ｃ（ｘ，ｙ，ｋ，ｌ）が最大値をとる（ｋ，ｌ）を（ｍ，ｎ）とし、変位計測点（ｘ，ｙ）におけるｘ方向とｙ方向の変位量をそれぞれｗｘ、ｗｙとすると、
【数２】
0004610010.tif 000003
と表わすことができる。全変位量は、これら２方向の変位量をベクトル合成した次の（３）式となる。
0004610010.tif 000004
（３）式の変位量を全ての変位計測点（ｘ，ｙ）について求めて画像として表示したものが変位量分布となる。一般的に、ＭＲＩ画像の場合はｘ方向とｙ方向のサンプリング間隔は同等であるので、推定精度もｘ方向とｙ方向共に同等となる。【００６１】  次に、ステップ３０７の歪み分布を求める方法を説明する。得られた変位量分布は、微小時間Δｔの間の隣接する２画像から計測されるものであり、この変位量分布をそれぞれｘ，ｙ方向に空間微分することにより、その方向の歪み（変位量の微分係数）が得られる。つまり、変位計測点（ｘ，ｙ）におけるｘ，ｙ方向の歪みをそれぞれ、εｘ、εｙとすると、
【数４】
0004610010.tif 000005
と表すことができる。全歪みはこれら２方向の歪みをベクトル合成した次の（５）式となる。
【数５】
0004610010.tif 000006
（５）式の歪みを全ての変位計測点（ｘ，ｙ）について求めて画像としたものが歪み分布となる。各点の歪みをこのように計測すれば加圧前と加圧後の比較（この場合は、（１）式のｆ１（ｘ，ｙ）のを加圧前の画像とし、ｆ２（ｘ，ｙ）を加圧後の画像とする）、あるいは加圧中の微小時間間隔Δｔでの組織の変位又は歪みの状態を把握することが出来る。【００６２】  ただし、上記推定法において、被検体の所望の領域がｘ方向，ｙ方向のいずれか一方向にのみ加圧又は加振される場合、或いは、加圧又は加振方向が事前に設定されてある場合は、その方向の変位量又は歪みのみを求めれば良く、複数方向の変位量又は歪みを同時に求める必要はない。従って、（５）式の様なベクトル合成して全変位量又は全歪みを求める必要もなく、加圧又は加振方向の変位量又は歪みのみを求めればよい。
これは、加圧又は加振が特定の一方向にのみ加えられることから、加圧又は加振による生態組織の変位は、並進運動成分が殆ど全てとなり、回転運動成分は目的とする歪み計測においては無視できる程僅かな量となるためである。ただし、加圧・加振機が影響を及ぼさない領域、特に加圧・加振機で圧力を加えることの出来ない周辺領域では、回転運動による影響を無視できないが、本実施形態で対象としているのは加圧・加振機の影響の及ぶ範囲としているので問題は無い。【００６３】  或いは逆に、生体組織の変位又は歪みが方向によって異なる場合は、所望の領域が異なる方向に加圧又は加振されるように被検体の複数の箇所を加圧又は加振して、それぞれの方向毎に変位量又は歪み分布を求め、それぞれの方向毎に変位量分布又は歪み分布を表示することもできる。これにより、方向毎の変位量分布又は歪み分布を詳細に把握することが出来るようになる。
以上のように、ｘ方向とｙ方向に相関を得て変位量又は歪みを推定する方法は空間相関法と呼ぶことも出来る。【００６４】  次に、ステップ３０８の擬似カラー表示について説明する。変位量分布又は歪み分布がその画素値に対応して擬似カラー表示されれば、医師が触診で得ている局所領域の硬化度、つまり硬さ、軟らかさを容易に視覚的に認識できるようになる。例えば、歪み（又は変位量）が大きい画素値をより赤く表示し、歪み（又は変位量）が小さい画素値には青い表示を割り当てる。また、中間の画素値には、赤い部分から橙、黄色、緑を経て青に変化するように画素値ごとに色を割り当てる。このように階調処理して配色すれば、歪み（又は変位量）が大きい領域は赤く、少ない領域は青く表示される。つまり、赤い領域は軟らかく、青い領域は硬いことを容易に認識することが可能になる。【００６５】  以上説明したように、本発明の第１の実施形態によれば、汎用の撮影パルスシーケンスを用いて、単に加圧又は加振状態の異なる２つの画像を取得するだけなので、従来技術において複雑な制御を要していた加圧又は加振と撮影パルスシーケンスの制御、特に傾斜磁場印加の制御を簡易にすることができる。また、ＲＦパルス印加からエコー信号計測迄に特別なことをする必要の無い汎用の撮影パルスシーケンスを用いるので、ＳＮ比の良いエコー信号を計測して画像のＳＮ比を良くすることができる。さらに、この２つの画像から所望の領域における変位量分布又は歪み分布、或いはそれらの擬似カラー表示を求めるだけなので、硬性分布画像を容易に取得することができる。【００６６】  次に、本発明の第２の実施形態を説明する。図３に示した様に、定常状態下でのＧｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ法を用いれば、撮影パルスシーケンスを高速化して撮影時間を短縮することが可能であるが、本実施形態は、さらに単位時間あたりの画像取得枚数を増加させる。つまり本実施形態は、計測途中のデータを利用して中間的に画像を再構成することで見かけ上の画像取得枚数を増加させて、変位量分布又は歪み分布を準リアルタイムに計測する。そして、本実施形態は変位量分布又は歪み分布を動画表示する。そのために本実施形態は、ｋ空間を複数の部分領域に分割し、一の部分領域データを計測してその部分領域データを更新する毎に、それまでに計測されたｋ空間の他の領域データと合わせて画像再構成する。これによって、単位時間あたりの画像取得枚数が増加され、時系列画像における画像間の時間分解能が向上される。【００６７】  図６に本実施形態の一実施例を示す。図６（ａ）は、上記のような見かけ上の画像取得枚数を増加させる一手法を示す。横軸は時間を表わし、この図６は１枚の画像が０．５秒で得られることを示している。通常は、画像１が得られた後、次のフルセットの位相エンコード情報が得られるまで次の画像の再構成がされないので、次の画像は画像７として得られる。これでは０．５秒おきにしか画像が得られない。そこで、途中の画像を得るために、図６（ｂ），（ｃ）に示すように、ｋ−空間を幾つかの部分領域に分割し、部分領域毎に計測データを入れ替えながら画像再構成を実施する。【００６８】  図６（ｂ）に示された方法は、ｋ−空間６０１を位相エンコード方向に複数の部分領域に分割し、部分領域毎の位相エンコードデータを入れ替えながら画像再構成を実施する。ここでは、この方法を順次入れ替え撮影方法という。また図６（ｃ）に示された方法は、ｋ−空間６０１を原点を含む低空間周波数領域６０２と、その周囲の高空間周波数領域６０３とに分割し、低空間周波領域６０２を高空間周波領域６０３よりも高頻度に計測・更新して画像再構成を実施する。この方法は、Ｋｅｙｈｏｌｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ方法と同様である。【００６９】  最初に図６（ｂ）の順次入れ替え撮影方法を詳細に説明する。最初にｋ空間全体が例えば６つの部分領域に分割される。そして、画像１が再構成された後に、図６（ｂ）の部分領域１に対応する位相エンコード量が付与されてエコー信号が計測され、画像１の再構成に用いられたｋ空間データにおける部分領域１のみのデータが、その計測データで置き換えられてから画像再構成されて画像２が得られる。次に、図６（ｂ）の部分領域２に対応する位相エンコード量が付与されてエコー信号が計測され、画像２の再構成に用いられたｋ空間データにおける部分領域２のみのデータが、その計測データで置き換えられてから画像再構成されて画像３が得られる。【００７０】  以下、同様の手順により、画像４−６が得られる。図６（ｂ）の部分領域６が新しく計測されたデータで置き換えられると、部分領域１−６の全てが新しい計測データに置き換えられるので、これはとりもなおさず、画像７と同じｋ空間データになる。以下、同様の繰り返しにより、画像７から１２が得られる。この例では、計測すべきｋ空間データの全体が６つの部分領域に分割されたが、６分割に限らず他の分割数でも同様の考え方で中間画像を容易に生成することができる。【００７１】  上記の順次入れ替え撮影方法は、図４に示されたＧｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ法のみならず、高速スピンエコー法やＥＰＩ法などの他の一般的撮影パルスシーケンスに適用可能である。
特に、マルチショット型のＥＰＩパルスシーケンスを用いて順次入れ替え撮影方法を行う場合に、ショット数と分割数を等しくすれば、ショット毎に中間画像を取得することが可能になる。例えば、６ショットで全ｋ空間データを取得するように分割された場合は、第１〜第６ショットの各ショットでそれぞれ部分領域１〜６の各部分領域に対応する位相エンコード量が付与されたエコー信号が計測されるようにする。そして、ショット毎にその計測データで対応する部分領域のｋ空間データが更新されて中間画像が再構成されるようにする。このようなマルチショット型ＥＰＩ法を用いても見かけ上の画像取得枚数を増加させることが可能になる。【００７２】  次に図６（ｃ）のＫｅｙｈｏｌｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ方法を詳細に説明する。ｋ空間６０１が原点を含む低空間周波数領域６０２と、その周囲の高空間周波数領域６０３とに分割され、最初はｋ空間の全領域（６０２と６０３）のデータが計測されて画像１が再構成される。この後は、低空間周波領域６０２の計測・更新頻度が高空間周波数領域６０３の計測・更新頻度よりも多くされて、いずれかの領域が計測・更新される毎にｋ空間６０１全体のデータを用いて画像が再構成され、順次画像２以降の画像が取得される。特に、低空間周波領域６０２の計測・更新のみとし、高空間周波数領域６０３の計測・更新は行わないようにしてもよい。低空間周波数領域６０２のデータ計測は短時間で終了するので、この方法は、見かけ上の画像取得枚数を増加させることができる。
上記のＫｅｙｈｏｌｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ方法も、図４に示されたＧｒａｄｉｅｎｔ  Ｅｃｈｏ法のみならず、高速スピンエコー法やＥＰＩ法などの他の一般的撮影パルスシーケンスに適用可能である。【００７３】  以上に説明したように、高速パルスシーケンスによる撮影と画像を取得する時間間隔を短縮する方法によって、準リアルタイムに所望の領域の画像を取得することができるようになる。また、現在のエレクトロニクス技術は、上記（１）〜（５）式の計算を高速に実施することが十分に可能なので、変位量分布又は歪み分布、或いはそれらの疑似カラー表示を準リアルタイムに求めることができる。そこで、画像の取得に同期させて、或いは多数の時系列画像の取得後に、変位量分布画像、歪み分布画像、又はそれらの疑似カラー表示を求めて動画として表示することができる。【００７４】  変位量分布画像、歪み分布画像、又はそれらの疑似カラー表示を動画として表示するには、例えば、次のような態様で行う。
最も単純な動画表示態様は、変位量分布画像、歪み分布画像、又はそれらの疑似カラー表示をそのまま動画として表示する態様である。しかし、これでは、何処が硬くて何処が柔ら無いのか、具体的場所を視覚的に特定することが難しいので、次の動画表示態様は、図９（ａ）に示すように、変位量分布又は歪み分布画像を取得する元となった２つの隣接画像のいずれか一方の画像（元画像）を背景画像（白黒画像）９０１として、その背景画像９０１に座標の対応関係を保って疑似カラー表示９０２を重ね合わせて表示する。この際、特定の元画像のみが静止した背景画像として表示されても良いし、あるいは、動画疑似カラー表示に連動させて、背景画像としての元画像も動画として表示されても良い。この連動動画表示を所望のタイミングで静止させれば、座標対応のとれた状態で疑似カラー表示と背景画像が重ね合わされた静止画像を取得することもできる。背景画像は白黒の形態画像であるので、そこに疑似カラー表示された画像が重ね合わされることによって、生体組織毎の硬さ、軟らかさの情報とともに各組織がどのように変形しているかを容易に認識することができる。【００７５】  以上説明したように、本発明の第２の実施形態によれば、単位時間当たりの画像取得枚数を向上させて、画像間の時間分解能を向上させることができる。その結果、変位量分布又は歪み分布、或いはそれらの擬似カラー表示の動画を、単独で又は元画像を背景画像としてそれに重ね合わせて、よりスムースに表示することができるようになる。特に元画像と重ね合わせて表示することにより、所望の領域における生体組織の硬さ・柔らかさを生体組織の位置や形状と対応付けて容易に把握することができる。
また、高速な撮影パルスシーケンスを併用すれば、準リアルタイムに各画像を取得することができるので、硬性分布画像も準リアルタイムに取得することができる。【００７６】  以上は、２次元画像に本発明を適用した各実施形態を説明したが、本発明のＭＲＩ装置を用いた硬性分布画像の取得方法又はその方法を実現できる手段を有するＭＲＩ装置は上記実施形態に限定されず、種々の変更が可能である。例えば、図９（ｂ），（ｃ）に示す様に、３次元画像を取得する場合にも本発明を同様に適用可能である。３次元画像を取得する場合には、上記変位量と歪みの計算、及び、擬似カラー表示を３次元に拡張する。（ｂ）図は、３次元元画像（白黒の形態画像）９０３の上に２次元擬似カラー表示９０４を重ね合わせて表示した例であり、（ｃ）図は、３次元元画像９０３の上に３次元擬似カラー表示９０５を重ね合わせて表示した例である。そして、それぞれ双方を対応づけて動画又は静止画表示すれば、生体組織の空間的位置関係をより明瞭に把握することができる。
また、歪み分布のかわりに、単に変位分布及びその擬似カラー表示を求めて、上記歪み分布画像と同様に表示することもできる。
【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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【図９】
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