JP5481117B2 - 磁気共鳴診断装置およびその制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴現象を利用して被検体の画像を得る磁気共鳴診断装置およびその制御方法に関する。

拡散強調撮像（diffusion weighted imaging：ＤＷＩ）では、撮像時に一対の拡散検出傾斜磁場（motion probing gradient：ＭＰＧ）を加える。そして、ＭＰＧを印加している間に、拡散により移動したプロトンのスピンの位相分散の程度により現れた信号の差をイメージングすることにより、拡散強調画像が得られる。

ＭＰＧパルスの影響の大きさを表す値としてはｂ値（b-factor）が用いられる。ｂ値を上げると、拡散によるコントラストが強くなり拡散現象をより反映した画像が得られる。このｂ値は以下の式で表現される。

撮像シーケンスをＤＷＩに広く用いられているシングルショットのＳＥ−ＥＰＩ（spin echo - echo planar imaging）とし、かつＭＰＧパルスが理想的な矩形波として一軸に印加された場合には、ｂ値は以下の式で表現される。

ｂ＝γ²Ｇ²δ²（Δ−δ／３）
なお、Ｇは最大傾斜磁場強度、δはＭＰＧパルスの印加時間、Δは２つのＭＰＧパルス波形の中心の時間差である。

すなわち、ｂ値は最大傾斜磁場強度Ｇの２乗、あるいはＭＰＧパルスの印加時間の２乗に比例する。

特開２００８−１２１７２

ＤＷＩで広く用いられる1000程度のｂ値では、拡散強調コントラストが低く、悪性腫瘍の描出能が悪い。そこでｂ値を増大して拡散強調コントラストを向上することが望まれている。しかし、ｂ値を大きくするためにＭＰＧパルスの印加時間δを増加させると、ＴＥ（エコー時間）が延長するためにＳＮＲ（signal-to-noise ratio）が悪化してしまうとともに、モーションアーチファクトが大きくなってしまう。ＴＥを一定に保ったまま大きなｂ値を得るために最大傾斜磁場強度Ｇを増大するためには、傾斜磁場系のハードウェアの性能を上げることが必要になりコストがかかってしまう。

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、最大傾斜磁場強度およびＭＰＧパルスの印加時間に見合うよりも大きなｂ値を用いた拡散強調画像を得ることを可能とすることにある。

本発明の第１の態様による磁気共鳴診断装置は、被検体の撮像領域を撮像して元画像を得る撮像手段と、前記撮像手段により第１のｂ値を用いて撮像された第１の元画像における信号値およびノイズレベルと、前記撮像領域に含まれる前記被検体の部位に関連付けて定められた拡散係数とに基づいて、前記第１のｂ値とは別の第２のｂ値を用いて撮像され得る画像におけるＳＮＲ（signal-to-noise ratio）を推測する推測手段と、前記推測手段により推測された前記ＳＮＲが予め定められた閾値以上である場合には前記第２のｂ値をそのまま用いて、また前記推測手段により推測された前記ＳＮＲが前記閾値未満である場合には前記第１および第２のｂ値とは異なる値に再設定したｂ値を用いて前記撮像手段により撮像された第２の画像と、前記第１の画像とを含み、それぞれ異なるｂ値をそれぞれ用いて前記撮像領域を撮像して得られた少なくとも２つの元画像における着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、当該画素位置についての少なくとも２つの前記元画像におけるそれぞれの画素値に基づいて当該画素位置に関する見かけの拡散係数を導出する導出手段と、前記着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、各画素位置について導出された前記見かけの拡散係数に基づいて、前記少なくとも２つのｂ値とは異なるｂ値を用いて得られる画素値を推定する推定手段とを備える。

本発明の第２の態様による磁気共鳴診断装置の制御方法は、磁気共鳴撮像手段により第１のｂ値を用いて撮像された第１の元画像における信号値およびノイズレベルと、前記撮像領域に含まれる前記被検体の部位に関連付けて定められた拡散係数とに基づいて、前記第１のｂ値とは別の第２のｂ値を用いて撮像され得る画像におけるＳＮＲ（signal-to-noise ratio）を推測し、推測された前記ＳＮＲが予め定められた閾値以上である場合には前記第２のｂ値をそのまま用いて、また推測された前記ＳＮＲが前記閾値未満である場合には前記第１および第２のｂ値とは異なる値に再設定したｂ値を用いて前記撮像手段により撮像された第２の画像と、前記第１の画像とを含み、それぞれ異なるｂ値をそれぞれ用いて前記撮像領域を撮像して得られた少なくとも２つの元画像における着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、当該画素位置についての少なくとも２つの前記元画像におけるそれぞれの画素値に基づいて当該画素位置に関する見かけの拡散係数を導出し、前記着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、各画素位置について導出された前記見かけの拡散係数に基づいて、前記少なくとも２つのｂ値とは異なるｂ値を用いて得られる画素値を推定する如く前記磁気共鳴診断装置を制御するようにした。

本発明によれば、最大傾斜磁場強度およびＭＰＧパルスの印加時間に見合うよりも大きなｂ値を用いた拡散強調画像を得ることが可能となる。

本発明の一実施形態にかかる磁気共鳴診断装置の概略構成を示す図。 図１中のホスト計算機の第１の実施形態における処理手順を示すフローチャート。 実際の２つの元画像の撮像により同一画素について２つの信号値の関係の一例を示す図。 図３に示す２つの信号値に基づいて求められるＡＤＣにより特定される関数の一例を表す図。 図４に示す関数に基づいて任意のｂ値に関する信号値が求められる様子の一例を示す図。 図１中のホスト計算機の第２の実施形態における処理手順を示すフローチャート。 第２の実施形態において図１中の記憶ユニットに記憶される情報テーブルの一例を示す図。 図１中のホスト計算機の第３の実施形態における処理手順を示すフローチャート。 第３の実施形態において図１中の記憶ユニットに記憶される情報テーブルの一例を示す図。

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。

図１は本実施形態にかかる磁気共鳴診断装置１００の概略構成を示す図である。

この磁気共鳴診断装置１００は、被検体２００を載せる寝台部と、静磁場を発生させる静磁場発生部と、静磁場に位置情報を付加するための傾斜磁場発生部と、高周波信号を送受信する送受信部と、システム全体のコントロールおよび画像再構成を担う制御・演算部とを備えている。そして磁気共鳴診断装置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。また磁気共鳴診断装置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。

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。

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。

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Ｇ_S、位相エンコード方向傾斜磁場Ｇ_E、および読出し方向（周波数エンコード方向）傾斜磁場Ｇ_R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Ｇ_S、Ｇ_E、Ｇ_Rは、静磁場Ｂ₀に重畳される。

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。

ただしＲＦコイルユニット８は、各種用途に応じた任意のコイルで構成しても良く、また単一のコイルで構成しても良い。

制御・演算部は、シーケンサ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を含む。

シーケンサ１０は、ＣＰＵおよびメモリを備えている。シーケンサ１０は、ホスト計算機１６から送られてきたパルスシーケンス情報をメモリに記憶する。シーケンサ１０のＣＰＵは、メモリに記憶したシーケンス情報にしたがって、傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒの動作を制御するとともに、受信器９Ｒが出力した生データを一旦入力し、これを演算ユニット１１に転送する。ここで、シーケンス情報とは、一連のパルスシーケンスにしたがって傾斜磁場電源７、送信器９Ｔおよび受信器９Ｒを動作させるために必要な全ての情報であり、例えばコイル６ｘ，６ｙ，６ｚに印加するパルス電流の強度、印加時間および印加タイミングなどに関する情報を含む。シーケンス情報には、ＤＷＩを実現するためのものが含まれる。

演算ユニット１１は、受信器９Ｒが出力した生データを、シーケンサ１０を通して入力する。演算ユニット１１は、入力した生データを、内部メモリに設定したｋ空間（フーリエ空間または周波数空間とも呼ばれる）に配置し、このｋ空間に配置されたデータを２次元または３次元のフーリエ変換に付して実空間の画像データに再構成する。また演算ユニット１１は、画像に関するデータの合成処理や差分演算処理（重付け差分処理も含む）も必要に応じて実行可能である。この合成処理には、画素毎に画素値を加算する処理や、最大値投影（ＭＩＰ）処理などが含まれる。また、上記合成処理の別の例として、フーリエ空間上で複数フレームの軸の整合をとった上で、これら複数フレームの生データを合成して１フレームの生データを得てもよい。なお、加算処理には、単純加算処理、加算平均処理、あるいは重み付け加算処理などが含まれる。

記憶ユニット１２は、再構成された画像データや、上述の合成処理や差分処理が施された画像データを記憶する。

表示器１３は、ユーザに提示するべき各種の画像をホスト計算機１６の制御の下に表示する。表示器１３としては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。

入力器１４は、操作者が希望する同期タイミング選択用のパラメータ情報、スキャン条件、パルスシーケンス、画像合成や差分の演算に関する情報などの各種の情報を入力する。入力器１４は、入力した情報をホスト計算機１６に送る。入力器１４としては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。

音声発生器１５は、ホスト計算機１６から指令があったときに、息止め開始および息止め終了のメッセージを音声として発する。

ホスト計算機１６は、予め定められたソフトウエア手順を実行することにより実現される各種の機能を有している。この各種の機能には、次のような各機能を含み得る。この機能の１つは、シーケンサ１０にパルスシーケンス情報を指令するとともに、装置全体の動作を統括する。上記の機能の１つは、それぞれ異なる２つのｂ値をそれぞれ用いて同一の被検体の同一部分を撮像するようにシーケンサ１０を制御する。上記の機能の１つは、上記２つのｂ値を用いてそれぞれ得られた２つの画像における着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、当該画素位置についての上記２つの画像におけるそれぞれの画素値に基づいて当該画素位置に関する見かけの拡散係数（apparent diffusion contrast：ＡＤＣ）を求める。上記の機能の１つは、着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、各画素位置について求められたＡＤＣに基づいて、上記の２つのｂ値とは異なるｂ値を用いて得られる画素値を推定する。上記の機能の１つは、各画素位置についてそれぞれ推定した画素値を配列して計算画像を生成する。上記の機能の１つは、上記の計算画像を表示するように表示器１３を制御する。上記の機能の１つは、１つのｂ値を用いて撮像された元画像における信号値およびノイズレベルと、撮像領域に含まれる被検体の部位に関連付けて定められた拡散係数とに基づいて、別のｂ値を用いて撮像される別の元画像におけるＳＮＲを推測する。

心電計測部は、ＥＣＧセンサ１７およびＥＣＧユニット１８を含む。ＥＣＧセンサ１７は、被検体２００の体表に付着されており、被検体２００のＥＣＧ信号を電気信号（以下、センサ信号と称する）として検出する。ＥＣＧユニット１８は、センサ信号にデジタル化処理を含む各種の処理を施した上で、ホスト計算機１６およびシーケンサ１０に出力する。この心電計測部としては、例えばベクトル心電計を用いることができる。この心電計測部によるセンサ信号は、被検体２００の心時相に同期したスキャンを実行するときにシーケンサ１０にて必要に応じて用いられる。

（第１の実施形態）
次に磁気共鳴診断装置１００の第１の実施形態における動作について説明する。

図２はホスト計算機１６の第１の実施形態における処理手順を示すフローチャートである。

ステップＳａ１においてホスト計算機１６は、ｂ値を予め定められた値ｂ_aとしての撮像を予め設定された関心領域に関して行うようにシーケンサ１０に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０は、値ｂ_aを持つｂ値を用いた撮像を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔ、受信器９Ｒおよび演算ユニット１１等を動作させる。ここで撮像される画像を、以下においては第１の元画像と称することとする。

なお、値ｂ_aは任意の値であって良いが、0が好適である。ｂ_a＝0とする場合、ステップＳａ１における撮像には、ＳＥ（spin echo）法またはＦＳＥ（fast spin echo）法によるＴ２強調撮像を用いても良い。あるいは、single-shot isotropic ＥＰＩ法やＳＴＥ（stimulated echo）法による撮像を利用することもできる。これらの撮像法を利用することにより、撮像時間の短縮や分解能の向上を図ることが可能である。

ステップＳａ２においてホスト計算機１６は、ｂ値を値ｂ_aとは異なるように予め定められた値ｂ_bとしての撮像を上記の関心領域に関して行うようにシーケンサ１０に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０は、値ｂ_bを持つｂ値を用いた撮像を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔ、受信器９Ｒおよび演算ユニット１１等を動作させる。ここで撮像される画像を、以下においては第２の元画像と称することとする。なお、値ｂ_aおよび値ｂ_bがいずれも0ではない場合、第１の元画像を撮像する場合と第２の元画像を撮像する場合とでＭＰＧの印加方向が互いに同じであることが望ましい。

ステップＳａ３においてホスト計算機１６は、上記の関心領域内の各画素に関して、それぞれＡＤＣを導出する。これは、同一位置の画素についての第１および第２の元画像のそれぞれの信号値をＳ（b_a）およびＳ（b_b）と表す場合に、これらの信号値を次の式(1)に代入することにより行う。

ＡＤＣ＝log_n［Ｓ（b_b）／Ｓ（b_a）］／（b_b−b_a） …(1)
ちなみにこの式(1)は、次の式(2)を変形することにより得られる。

Ｓ（b_b）＝Ｓ（b_a）・exp［−（b_b−b_a）・ＡＤＣ］ …(2)
ステップＳａ４においてホスト計算機１６は、ｂ値を値ｂ₁から値ｂ_mとした場合のそれぞれの画像（以下、計算画像と称する）を生成する。値ｂ₁〜値ｂ_mは、値b_aおよび値b_bとはそれぞれ異なるように予め定められたｍ種類の値である。これら値ｂ₁〜値ｂ_mは例えば、一定値（例えば100）刻みで順に大きくなる値とする。

例えばｂ値＝ｂ₁の画像は、関心領域内の各画素の信号値を次の式(3)により求めることにより得られる。、式(3)は、上記の式(2)に基づく。式(3)におけるＡＤＣとしては、各画素についてステップＳａ３にて導出した値を代入する。

Ｓ（b₁）＝Ｓ（b_a）・exp［−（b₁−b_a）・ＡＤＣ］ …(3)
なお、値b_a＝0とした場合には、この式(3)は次の式(4)により代用できる。

Ｓ（b₁）＝Ｓ（0）・exp［−b₁・ＡＤＣ］ …(4)
そしてホスト計算機１６は、ここで生成したｍ個の画像を、それぞれ記憶ユニット１２に保存しておく。

なお、このステップＳａ４における処理は、ホスト計算機１６の制御の下に演算ユニット１１にて行っても良い。

ステップＳａ５においてホスト計算機１６は、変数ｂ_nを初期値ｂ_iniに設定する。初期値ｂ_iniは値ｂ₁〜値ｂ_mのいずれかに任意に定めておけば良いが、典型的には値ｂ₁、値ｂ_m、あるいは値ｂ₁〜値ｂ_mの中間値のいずれかである。

ステップＳａ６においてホスト計算機１６は、ステップＳａ４にて生成したうちのｂ値＝ｂ_nの計算画像を表示器１３に表示させる。

このように計算画像を表示器１３に表示させた状態でホスト計算機１６は、ステップＳａ７において変数ｂ_nの変更が要求されるのを待ち受ける。変数ｂ_nの変更の要求は、例えば表示器１３に表示させたスライドバーについてのユーザ操作を入力器１４により入力することによって受け付ければ良い。

変数ｂ_nの変更が要求されたならば、ホスト計算機１６はステップＳａ７からステップＳａ８へ進む。ステップＳａ８においてホスト計算機１６は、なされた上記の要求に従って変数ｂ_nを変更する。そしてこの後にホスト計算機１６は、ステップＳａ６に戻り、変更後の変数ｂ_nに相当するｂ値の計算画像を表示するように表示器１３による表示を更新する。

このように第１の実施形態によれば、関心領域内の各画素について、実際の撮像により例えば図３に示すように得られる２つの信号値に基づいて、図４に曲線で示すような関数を特定するＡＤＣが導出される。そしてこのＡＤＣに基づいて、例えば図５に示すように任意のｂ値における信号値Ｓ（x）を推定することが可能であり、このように推定される信号値の画素の配列として任意のｂ値の計算画像を得ることが可能である。かくして、最大傾斜磁場強度およびＭＰＧパルスの印加時間に見合うよりも大きなｂ値を用いた拡散強調画像を得ることが可能である。

なお、腹部などの動きが大きい部位に関して、元画像を小さなｂ値を用いてモーションアーチファクトを抑えて撮像することにより、大きなｂ値の画像についてもモーションアーチファクトを小さく抑えることができる。

また第１の実施形態によれば、ｂ値を一定値刻みで大きさが異なる値ｂ₁〜値ｂ_mとしたそれぞれ得られる計算画像をスライドバー操作に応じて選択的に表示するので、ｂ値を変化させたときの画像の違いをユーザが容易に観察できる。

（第２の実施形態）
次に磁気共鳴診断装置１００の第２の実施形態における動作について説明する。

図６はホスト計算機１６の第２の実施形態における処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

ステップＳｂ１においてホスト計算機１６は、これから行われる撮像の対象となる部位（以下、撮像部位と称する）が被検体におけるどの部位であるかを判定する。この撮像部位の判定は、例えば入力器１４を介して入力されたユーザ指定に応じて行うことができる。

ステップＳｂ２においてホスト計算機１６は、ｂ値を撮像部位に関する設定値ｂ_aとしての撮像を予め設定された関心領域に関して行うようにシーケンサ１０に指示する。この指示に応じてシーケンサ１０は、値ｂ_aを持つｂ値を用いた撮像を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔ、受信器９Ｒおよび演算ユニット１１等を動作させる。ここで撮像される画像を、以下においては第１の元画像と称することとする。

ところでｂ値を撮像部位に関する設定値ｂ_aとするために、記憶ユニット１２には例えば図７に示すような情報テーブルを予め記憶させておく。図７に示す情報テーブルは、人体における複数の部位のそれぞれに関連付けて、設定値ｂ_a，ｂ_b，ｂ_cおよび設定値ｂ₁，ｂ₂，ｂ₃を記述してある。ただし、設定値ｂ_cおよび設定値ｂ₂，ｂ₃は、実質的な値を有さない状態（null状態）とすることが可能である。この情報テーブルに記述される設定値ｂ_a，ｂ_b，ｂ_cおよび設定値ｂ₁，ｂ₂，ｂ₃は、臨床的見知に基づいた適切な値が設定される。そして情報テーブルは、磁気共鳴診断装置１００の製造段階で、あるいは磁気共鳴診断装置１００の使用準備段階で記憶ユニット１２に登録される。

ステップＳｂ３においてホスト計算機１６は、値ｂ_bを持つｂ値を用いた撮像を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔ、受信器９Ｒおよび演算ユニット１１等を動作させる。ここで撮像される画像を、以下においては第２の元画像と称することとする。

ステップＳｂ４においてホスト計算機１６は、情報テーブルにて設定値ｂ_cが撮像部位に関連付けられているか否かを確認する。そして該当する設定値ｂ_cが存在するならば、ホスト計算機１６はステップＳｂ４からステップＳｂ５へ進む。

ステップＳｂ５においてホスト計算機１６は、値ｂ_cを持つｂ値を用いた撮像を行うように傾斜磁場電源７、送信器９Ｔ、受信器９Ｒおよび演算ユニット１１等を動作させる。ここで撮像される画像を、以下においては第３の元画像と称することとする。

ステップＳｂ５における撮像が完了したならば、あるいはステップＳｂ４にて該当する設定値ｂ_cが存在しなかったならば、ホスト計算機１６はステップＳｂ６へ進む。そしてステップＳｂ６においてホスト計算機１６は、関心領域内の各画素に関して、それぞれＡＤＣを導出する。なお、第３の元画像の撮像を行わなかった場合には、ここでのＡＤＣの導出は第１の実施形態と同様にして行うことができる。第３の元画像の撮像が行われた場合には、以下に説明するような、いわゆる曲線近似によってＡＤＣを導出する。

ｂ値がｂ_n（n＝a，b，c）であるときの元画像の画像値Ｓ（b_n）は、Ｓ（0）とＡＤＣとによって決まる指数関数の関係にあり、以下の式(5)のように表せる。

Ｓ（b_n）＝Ｓ（0）・exp［−b_n・ＡＤＣ］ …(5)
ここで、例えば最小二乗近似による方法で、ｂ_a，ｂ_b，ｂ_cとＳ（b_a），Ｓ（b_b），Ｓ（b_c）とからＳ（0）とＡＤＣとを求めることができる。具体的には、実際のＳ（b_a），Ｓ（b_b），Ｓ（b_c）と式(5)で計算される値との誤差の二乗和が最小になるようなＳ（0）とＡＤＣとを決定する。

あるいは、式(5)の対数をとれば、式(6)のようになる。

ln（Ｓ（b_n））＝ln（Ｓ（0））−b_n・ＡＤＣ …(6)
この式(6)は、横軸をb_nとし、かつ縦軸をln（Ｓ（b_n））とすれば、ln（Ｓ（0））を縦軸の切片とするとともに、傾きが−ＡＤＣである直線となる。そこで、３点をこの直線に最もよく当てはめるようなln（Ｓ（0））とＡＤＣとを最小二乗法により決定しても良い。

こののちにホスト計算機１６は、ステップＳａ４乃至ステップＳａ８の処理を第１の実施形態と同様にして行う。ただし、値ｂ₁〜ｂ_mとしては、上記の情報テーブルに記述された値を採用することとする。

さて、元画像を得るためにどのようなｂ値を用いてもＡＤＣを導出することはできる。しかしながら、人間の部位に応じてＭＰＧの影響の度合いが異なるために、元画像を得るために適用するｂ値に応じて導出されるＡＤＣの精度が変化する。そこで第２の実施形態では、撮像部位に応じて元画像を得るために適用するｂ値を変化させるようにしている。これにより、被検体のどの部位を撮像する場合であっても、精度良くＡＤＣを導出してより適正な計算画像を生成できる。

また第２の実施形態では、３つの元画像に基づいてＡＤＣを導出することができる。そしてこの場合には、２つの元画像に基づくよりも高精度にＡＤＣを導出することができ、さらに適正な計算画像を生成できる。

また第２の実施形態では、計算画像を生成するために適用するｂ値も撮像部位に応じて変化させている。このため、撮像部位を観察するのに適するｂ値を用いて撮像されるのと同様な計算画像を生成することができる。

なお、同一の部位であっても、その部位についての症状（異常の有無や異常の度合いなど）に応じてＭＰＧの影響の度合いが異なる。そこで情報テーブルには、撮像部位および症状の組み合わせに関連付けて各設定値を記述しておいても良い。

（第３の実施形態）
次に磁気共鳴診断装置１００の第３の実施形態における動作について説明する。

図８はホスト計算機１６の第３の実施形態における処理手順を示すフローチャートである。なお、図２と同一の処理には同一の符号を付し、その詳細な説明は省略する。

ホスト計算機１６はまず、ステップＳａ１において第１の実施形態と同様にして第１の元画像を撮像したのちに、ステップＳｃ１へ進む。

ステップＳｃ１においてホスト計算機１６は、撮像部位を判定し、その撮像部位に関する拡散係数Ｄを取得する。拡散係数は人体における解剖学的組織毎に異なり、かつ正常組織における標準的な拡散係数は既に知られている。そこで、撮像部位となり得る解剖学的組織のそれぞれに関連付けてその組織の標準的な拡散係数を記述した図９に示すような情報テーブルを記憶ユニット１２に予め記憶しておく。そしてホスト計算機１６はステップＳｃ１においては、この情報テーブルにて撮像部位に関連付けられた値を拡散係数Ｄとして取得する。

ステップＳｃ２においてホスト計算機１６は、ｂ値を値ｂ_aとは異なるように予め定められた値ｂ_bとしての撮像を上記の関心領域に関して行って得られる第２の元画像におけるＳＮＲを推測する。具体的には、ホスト計算機１６はまず、第２の元画像の信号値Ｓ(b)は、第１の元画像における信号値Ｓ(a)と表すときに下記の式によって推測できる。一方、ノイズレベルはＭＰＧの影響による変化は小さく、第１の元画像と第２の元画像とでほとんど同じである。かくして、下記の式により求められる信号値Ｓ(b)と第２の元画像におけるノイズレベルとの比として第２の元画像におけるＳＮＲを推定できる。

Ｓ(b)＝Ｓ(a)・exp(−ｂ_b・Ｄ)
上記の式から分かるように、ｂ値を上げると信号値Ｓ(b)は下がるためにＳＮＲも低下する。

ステップＳｃ３においてホスト計算機１６は、上記のように推定したＳＮＲが予め定められた閾値以上であるか否かを確認する。そしてＳＮＲが閾値未満であるならば、ホスト計算機１６はステップＳｃ３からステップＳｃ４へ進む。

ステップＳｃ４においてホスト計算機１６は、ＳＮＲが閾値以上となるようにｂ値を再設定する。

ステップＳｃ４の処理が完了した場合、あるいはステップＳｃ３においてＳＮＲが閾値以上であると判断した場合、ホスト計算機１６はステップＳｃ５へ進む。

ステップＳｃ５においてホスト計算機１６は、ステップＳｃ４を実行した場合にはそこで再設定したｂ値での撮像を、またステップＳｃ４をパスした場合にはｂ値を値ｂ_bとしての撮像を上記の関心領域に関して行って第２の元画像を得る。

こののちにホスト計算機１６は、ステップＳａ３乃至ステップＳａ８の処理を第１の実施形態と同様に実施する。

ＳＮＲの低い元画像を利用した場合にはノイズの寄与が大きくなり、導出されるＡＤＣの正確性が悪化する。そしてこのために多くの誤差を含んだＡＤＣに基づいて生成される計算画像は、実際に撮像される画像との誤差が大きくなってしまう。しかしながら第３の実施形態では、ＡＤＣの導出のためにはＳＮＲの十分に大きな元画像が使用するので、ＡＤＣを高精度に導出することができる。これにより第３の実施形態によれば、実際に撮像される画像に近い計算画像を生成することができる。

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。

元画像に基づいて関心領域内の空気部分などの不要領域を判定し、この不要領域を除いた領域の画素についてのみＡＤＣの算出や、任意のｂ値の信号値の推定を行っても良い。

ユーザにより指定されたｂ値の計算画像のみを生成して表示しても良い。

生成した計算画像は、別の装置に出力して、当該装置の表示器にて表示させても良い。

他の装置により撮像された画像を元画像として用いることも可能である。

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。

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…ＲＦ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…磁気共鳴診断装置、２００…被検体。

Claims (11)

1. 被検体の撮像領域を撮像して元画像を得る撮像手段と、
   前記撮像手段により第１のｂ値を用いて撮像された第１の元画像における信号値およびノイズレベルと、前記撮像領域に含まれる前記被検体の部位に関連付けて定められた拡散係数とに基づいて、前記第１のｂ値とは別の第２のｂ値を用いて撮像され得る画像におけるＳＮＲ（signal-to-noise ratio）を推測する推測手段と、
   前記推測手段により推測された前記ＳＮＲが予め定められた閾値以上である場合には前記第２のｂ値をそのまま用いて、また前記推測手段により推測された前記ＳＮＲが前記閾値未満である場合には前記第１および第２のｂ値とは異なる値に再設定したｂ値を用いて前記撮像手段により撮像された第２の画像と、前記第１の画像とを含み、それぞれ異なるｂ値をそれぞれ用いて前記撮像領域を撮像して得られた少なくとも２つの元画像における着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、当該画素位置についての少なくとも２つの前記元画像におけるそれぞれの画素値に基づいて当該画素位置に関する見かけの拡散係数を導出する導出手段と、
   前記着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、各画素位置について導出された前記見かけの拡散係数に基づいて、前記少なくとも２つのｂ値とは異なるｂ値を用いて得られる画素値を推定する推定手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴診断装置。
2. 前記元画像の１つは、ｂ値＝０として撮像された画像であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。
3. ｂ値＝０の元画像は、ＳＥ（spin echo）法またはＦＳＥ（fast spin echo）法により撮像されたＴ２強調画像であることを特徴とする請求項２に記載の磁気共鳴診断装置。
4. 前記元画像の１つは、ＳＴＥ（stimulated echo）法により撮像された画像であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。
5. 前記元画像の１つは、フーリエズームを用いて分解能をＳＥ法またはＦＳＥ法と同等に保ったsingle-shot ＥＰＩ（echo planar imaging）で撮像された等方性（isotropic）画像であることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。
6. 前記推定手段により各画素位置についてそれぞれ推定された画素値を配列して計算画像を生成する生成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。
7. 前記計算画像を表示する表示手段をさらに備えることを特徴とする請求項６に記載の磁気共鳴診断装置。
8. 前記推定手段は、それぞれ異なる複数のｂ値を用いて得られる画素値をそれぞれ推定し、
   前記生成手段は、同一のｂ値を用いて前記推定手段により各画素位置についてそれぞれ推定された画素値を配列してなる前記計算画像を前記複数のｂ値のそれぞれに関して生成し、
   前記表示手段は、前記生成手段により生成される複数の前記計算画像のうちのユーザにより指定された計算画像を表示することを特徴とする請求項７に記載の磁気共鳴診断装置。
9. 前記表示手段は、ユーザによりｂ値を変更する操作がなされるときに、この操作に応じて表示する前記計算画像を変更することを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴診断装置。
10. 前記推定手段は、前記撮像領域に含まれる前記被検体の部位に関連付けて定められたｂ値を用いて得られる画素値を推定することを特徴とする請求項１に記載の磁気共鳴診断装置。
11. 磁気共鳴撮像手段により第１のｂ値を用いて撮像された第１の元画像における信号値およびノイズレベルと、前記撮像領域に含まれる前記被検体の部位に関連付けて定められた拡散係数とに基づいて、前記第１のｂ値とは別の第２のｂ値を用いて撮像され得る画像におけるＳＮＲ（signal-to-noise ratio）を推測し、
    推測された前記ＳＮＲが予め定められた閾値以上である場合には前記第２のｂ値をそのまま用いて、また推測された前記ＳＮＲが前記閾値未満である場合には前記第１および第２のｂ値とは異なる値に再設定したｂ値を用いて前記撮像手段により撮像された第２の画像と、前記第１の画像とを含み、それぞれ異なるｂ値をそれぞれ用いて前記撮像領域を撮像して得られた少なくとも２つの元画像における着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、当該画素位置についての少なくとも２つの前記元画像におけるそれぞれの画素値に基づいて当該画素位置に関する見かけの拡散係数を導出し、
    前記着目領域内に含まれる画素位置のそれぞれについて、各画素位置について導出された前記見かけの拡散係数に基づいて、前記少なくとも２つのｂ値とは異なるｂ値を用いて得られる画素値を推定する如く磁気共鳴診断装置を制御することを特徴とする制御方法。

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