JP2004154401A

JP2004154401A - Ｍｒ位相画像の再構成方法、ｍｒ強度画像の再構成方法及びその方法を用いた磁気共鳴イメージング装置

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Publication number: JP2004154401A
Application number: JP2002323699A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Urayama; 浦山慎一
Original assignee: NAT CARDIOVASCULAR CT; Japan National Cardiovascular Center
Current assignee: NAT CARDIOVASCULAR CT; Japan National Cardiovascular Center
Priority date: 2002-11-07
Filing date: 2002-11-07
Publication date: 2004-06-03

Abstract

【課題】高速撮像法のＭＲ画像における組織境界の判別精度を向上する。
【解決手段】ＴｒｕｅＦＩＳＰ法と位相エンコードステップを間引いて計測するパラレルイメージング法とを組み合わせてなるパルスシーケンスにより撮像するステップ（Ｓ１）と、各受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号の位相情報に基づいてそれぞれ位相画像を再構成するステップ（Ｓ２、Ｓ３）と、各受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号に基づいて再構成された各位相画像の画素の位相情報が一定に範囲に属する隣接画素を同一領域として領域分割する領域拡張処理を施すステップ（Ｓ８）と、この領域分割された各位相画像に対して補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求めて各位相画像を補正するステップ（Ｓ５）と、補正された位相画像を加算合成するステップ（Ｓ６）とを有する。
【選択図】図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、磁気共鳴イメージング装置に係り、具体的には、ＭＲ位相画像の再構成方法またはＭＲ強度画像の再構成方法の画像処理プログラムに特徴を有する磁気共鳴イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）は、静磁場中に置かれた被検体に、その被検体を構成する特定の原子核（例えば、水素）に対応した特定周波数の高周波磁場パルス（以下、ＲＦパルスと称する）を照射して、その核に磁気共鳴現象を起こさせ、その核の磁化に基づく磁気共鳴（ＮＭＲ）信号を計測してその核の密度分布などを求め、これに基づいて被検体の断面等を画像化する技術である。
【０００３】
このようなＭＲＩにおいて、近年、ＴｒｕｅＦＩＳＰ（ＴｒｕｅＦａｓｔＩｍａｇｉｎｇｗｉｔｈＳｔｅａｄｙＳｔａｔｅＰｒｅｃｅｓｓｉｏｎ）法などのように定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）状態におけるＮＭＲ信号を取得して高速撮像する方法や、ＳＥＮＳＥやＳＭＡＳＨなどように位相エンコードステップを間引きして撮像するパラレルイメージング（ＰａｒａｌｌｅｌＩｍａｇｉｎｇ）法などの高速撮像法が実現化され、いわゆるリアルタイム撮像が可能になってきている。また、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法とパラレルイメージング法を組み合わせた撮像法では、既に、２〜３心拍で一断面の心臓シネ画像の撮像が可能になっている。
【０００４】
このような高速撮像法のＭＲＩ技術は、超音波診断装置並みの容易さで、心臓などの生体組織の機能を定量的に計測ないし評価が行なえるものとして期待されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、ＴｒｕｅＦＩＳＰ撮像法によれば、心筋と心内腔とのコントラストが高くなりそれらの境界が明確になったものの、心筋と肺野との境界は明確さが十分でない。そのため、心臓領域を同定するためには、用手法的にＭＲ画像を修正することが必要とされている。特に、リアルタイムの高速撮像法により得られるＭＲ画像は、時間及び空間の分解能が共に低いために臓器や生体組織などの境界を自動的にトレースすることが困難であることから、撮像時間は大幅に短縮されるものの、定量評価のための画像処理にかかる時間が長くなるという問題がある。
【０００６】
また、パラレルイメージング法では、位相エンコードステップを間引いて撮像することにより撮像時間を短縮し、位相エンコードステップを間引くことにより生ずる画像の折り返しを除去するために、複数の受信コイルから得られる画像データを独立に扱うことから、ＳＮ（信号／ノイズ）比が低下するという問題がある。
【０００７】
本発明は、高速撮像法のＭＲ画像において、組織境界の判別精度を向上することを課題とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記課題を解決するため、ＭＲＩの位相画像に着目したことを特徴とする。すなわち、ＭＲＩは、歳差運動により回転する例えば水素の原子核スピンの空間的変化を画像化するものであり、得られるＭＲ画像の各ピクセル（または各ボクセル）は回転する磁化ベクトルの大きさと角度の値（複素数）を持った複素画像となる。通常、ＭＲ画像としては、複素数のＮＭＲ信号の強度成分のみを画像化した強度画像が用いられているが、磁化ベクトルの回転角（位相）を画像化した位相画像を再構成することも知られている。しかし、位相画象はＭＲＩガントリー内の不均一磁場の影響を大きく受けるため一様な画像とならず、従来はそのまま利用されることがなかった。ところが、ＭＲＩ技術の進歩により、撮像の高速化が進み、かつ磁場の不均一性が十分に小さくなったことから、位相画像の乱れが小さくなくなり、位相画像も利用可能になってきた。
【０００９】
そこで、本発明のＭＲ位相画像の再構成方法は、静磁場に置かれた被検体をＲＦパルスにより定常状態に励起させて複数の受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号を取り込むステップと、前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号の位相情報に基づいてそれぞれ位相画像を再構成するステップと、該再構成された複数の位相画像を合成して合成位相画像を作成するステップとを有してなることを特徴とし、コンピュータを含んで構成される制御装置をプログラムによって動作させることにより実施する。
【００１０】
このように、ＲＦパルスを短い周期ＴＲで連続して印加すると縦磁化及び横磁化が定常状態になる。この定常状態におけるＮＭＲ信号をグラジエントエコー（ＧＲＥ）パルスシーケンス等によって計測することにより、高速でＭＲ画像を得ることができる。その結果、磁場の不均一性の影響を受けにくく、位相画像の乱れを小さくできることから、位相画像も利用可能になってきた。また、プロトン密度を計測対象とする場合、プロトン密度が十分に高い部位は信号値が高いのでノイズの影響が相対的に低くなり位相が均一になる。逆に、プロトン密度が低いとノイズの影響が大きくなり位相がランダムになる。例えば、位相画像において、心筋部位では位相が一様になるのに対し、肺野などの背景部位では位相がランダムに変化する。したがって、心筋と肺野の境界を判別する精度が向上し、心臓領域を自動的に抽出する領域分割が可能となる。また、位相が一様になるか、ランダムになるかは、心臓と肺野の関係だけでなく、他の臓器と背景組織との関係によっても相違があるから、それらの臓器領域と他の組織領域とを識別して画像上で組織領域を自動分割することが可能になる。
【００１１】
なお、定常状態におけるＮＭＲ信号を計測するパルスシーケンスとしては、ＦＩＳＰ、ＦＡＳＴ、ＦＬＡＳＨ、等が知られている。特に、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法などのＳＳＦＰ（定常状態自由歳差運動）を基礎としたパルスシーケンスにより得られる位相画象は、原理的に磁場不均一性の影響を受けにくいので好ましい。
【００１２】
ところで、上述したように、ＳＳＦＰを基礎としたパルスシーケンスにより得られる位相画象は磁場不均一性の影響が小さいが、実際に得られる位相画像は、受信コイルの感度特性、傾斜磁場歪、ＲＦパルス浸透性等により、必ずしも均一な位相画像が得られない場合がある。すなわち、同一の組織と思われる領域内に、位相情報の異なるピクセルが点在する等の不均一な画像となる場合がある。
【００１３】
そこで、本発明のＭＲ位相画像の再構成方法においては、複数の受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号に基づいて再構成されたそれぞれの位相画像に対して、数３の評価関数Ｅ（ａ，ｄ）を最小にする補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求め、この補正量に基づいて各位相画像を補正することが好ましい。これにより、画像の全ての領域で、位相を均一化することができる。
【００１４】
【数３】
Ｅ（ａ，ｄ）＝Σ｛φ（ｘ、ｙ）−Δφ（ｘ、ｙ）−ｄ_ｉ｝^２
ここで、ａはベクトル（ａ_ｘ、ａ_ｙ），ｄはベクトル（ｄ１、ｄ２、…、ｄｎ）であり、ｎは領域拡張法で分割された領域の数である。また、φ（ｘ、ｙ）は位相画像、ｘ、ｙはそれぞれ画素の座標、ｄ_ｉは画素（ｘ、ｙ）が属するｉ番目の領域の補正後の位相である。
【００１５】
さらに、後述する領域拡張法（ｒｅｇｉｏｎＧｒｏｗｉｎｇ法）による処理を施した後、上述の位相補正を施すことが好ましい。領域拡張法は、後述するが、肺野や体外部分の位相がランダムになることを利用して、各画素（ピクセル）の位相情報が近似しているか否か判断しながら、位相情報が近似する画素が隣接する領域を順次拡張し、位相画像を位相情報が近似する画素群からなる複数の領域に分割する処理である。これにより、肺野と背景部分、脂肪部分、他の組織に分割することができる。特に、点在する構成画素数の少ない領域を除外することにより、画質を一層向上させることができる。また、例えば、ＴｒｕｅＦＩＳＰ撮像法により得られる位相画像の場合は、理論上、水と脂肪の間で１８０度の位相差が生じるため、領域拡張法の画像処理によって脂肪に対応する画素を除去することにより、脂肪を完全に抑制することができる。つまり、脂肪を抑制する他の撮像法を採用することなく、後処理により脂肪を抑制した画像を得ることができる。
【００１６】
また、本発明のＭＲ強度画像の再構成方法は、静磁場に置かれた被検体をＲＦパルスにより定常状態に励起し、前記被検体を構成する所定の原子核に係る磁化の自由歳差運動に基づくＮＭＲ信号を複数の受信コイルで計測し、複数の受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号に基づいてそれぞれ複素画像を再構成し、該再構成された複数の複素画像を加算合成して強度画像を作成することができる。
【００１７】
これにより、複数の受信コイルにより計測されたＮＭＲ信号に基づいてそれぞれ強度画像を再構成した後に加算合成した強度画像に比べて、ＳＮ比を増加させることができる。すなわち、ＭＲ画像のノイズはもともと複素数であるのに対し、従来はそれを全て強度という正の数になおして足し合わせるため、ノイズが加算されてしまう。これに対し、本発明のように複素数で加算することにより、プラスとマイナスのノイズを相殺してノイズを減少させることができる。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明を図示実施の形態に基づいて説明する。図１に本発明に係るＭＲ位相画像の再構成方法の一実施形態の処理手順をフローチャートにして示す。図２に本発明に係るＭＲ位相画像の再構成方法を実施する一実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成図を示し、図３に本発明に用いる一実施形態の受信コイルの構成例を示す。
【００１９】
図２に示すＭＲＩ装置は、本発明に係るＭＲ位相画像の再構成方法を適用可能な典型的な例であり、被検体が置かれる周囲の空間に静磁場を発生する磁石１と、この静磁場空間に傾斜磁場を発生する傾斜磁場コイル２と、この静磁場空間に高周波（ＲＦ）磁場を発生する送信コイルおよび被検体が発生するＮＭＲ信号を検出する受信コイルからなるＲＦプロープ３とを備えて構成されている。被検体は、体軸を水平方向にＲＦプロープ３内に挿入される。なお、図示例では、静磁場が図中左右に発生している水平磁場のＭＲＩ装置を示しているが、被検体の体軸方向に垂直な磁場を発生するＭＲＩ装置であってもよい。
【００２０】
傾斜磁場コイル２は、Ｘ、Ｙ、Ｚの直交３方向の傾斜磁場を発生する複数のコイルで構成され、傾斜磁場電源４から供給される駆動電流に応じて各方向の傾斜磁場を発生するようになっている。ＲＦプロープ３内の送信コイルは、送受信回路５から出力される信号に応じて高周波磁場を発生する。ＲＦプロープ３内の受信コイルにより受信されるＮＭＲ信号は送受信回路５において信号処理された後、撮像シーケンスに基づいてシーケンサ１６によりサンプリングされ、演算処理装置を構成するコンピュータ７に取り込まれる。コンピュータ７は、サンプリングされたＮＭＲ信号に基づいて画像を再構成し、表示部を構成するモニタ８に表示させるようになっている。コンピュータ７には、キーボードやマウス等の入力装置９から各種の指令が入力されるようになっている。また、シーケンサ６は、コンピュータ７から与えられる指令に基づいて、一般にパルスシーケンスと呼ばれる撮像シーケンスにしたがって斜磁場電源４や送受信回路５を駆動制御することにより、例えば、被検体の所望部位のＭＲ断層像等を撮像するようになっている。
【００２１】
本発明のＭＲＩ装置のＲＦプローブ３は、図３に示すように、複数の受信コイルを備えたマルチプルＲＦ受信コイルが適用されている。図３に示すように、マルチプルＲＦ受信コイルは、４つの８の字型受信コイルを有し、例えば、ＸＹ平面上に受信コイル１１ａ，ｂを配置し、これに対して所定の距離を挟んでＸＹ平面上に受信コイル１２ａ、ｂを対向配置して構成される。そして、このマルチプルＲＦ受信コイルに囲まれる空間内に置かれる被検体からのＮＭＲ信号を受信するようになっている。
【００２２】
次に、本発明の特徴であるＭＲ位相画像の再構成方法を用いた一実施形態の処理手順を、図１のフローチャートに沿って説明する。本実施形態では、周知のＴｒｕｅＦＩＳＰ法とパラレルイメージング（ＰＩ）法を組み合わせた撮像シーケンスによりＭＲ位相画像を得る。ＴｒｕｅＦＩＳＰ法は、周知の様に、ＲＦパルスを横磁化緩和時間Ｔ２よりも十分に短い周期で印加し、これにより発生する定常状態自由歳差運動（ＳＳＦＰ）におけるスピンエコー信号（ＮＭＲ信号）を取得して高速撮像する方法である。また、ＰＩ法は、周知のＳＥＮＳＥのように、複数の受信コイルを用い、位相エンコードステップを間引きして撮像時間を短縮する高速撮像法である。したがって、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法とＰＩ法を組み合せることにより、一層高速撮像を行なうことができ、例えば、２〜３心拍で一断面の心臓シネ画像の撮像が可能である。
（ステップＳ１）
まず、例えば、被検体の心臓を挟むように、図３の受信コイル１１ａ、ｂを胸側に、受信コイル１２ａ、ｂを背中側に配置し、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法とＰＩ法を組み合わせた撮像シーケンスを実行する。
【００２３】
ここで、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法などのＳＳＦＰ（定常状態自由歳差運動）を基礎としたパルスシーケンスにより得られる位相画象は、原理的に磁場不均一性の影響を受けにくいことについて説明する。技術文献（ＥＭＨａａｃｋｅ， “ＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ”，Ｊ．Ｗｉｌｅｙ＆Ｓｏｎｓ．，１９９９）によれば、静磁場不均一によるＴＲ（＝２ＴＥ：エコータイム）間における位相ずれとＴＥ時の位相ずれの関係が記載されている。この関係を図示すると、図４のようになる。図において、横軸がＴＲ間における位相ずれ表し、縦軸がＴＥ時の位相ずれを表す。同図からＴＥ時の位相は０かπの２値となり、ＴＲが短いＴｒｕｅＦＩＳＰ法により得られる画像では、φが小さいために位相が均一になることが分かる。また、脂肪組織のように化学シフトにより｜φ｜がπ以上になる部位は、他の組織に比べて位相が反転することが分かる。
（ステップＳ２）
ステップＳ１の撮像実行に合せて、複数の受信コイル１１ａ、ｂおよび１２ａ、ｂにより受信されるＮＭＲ信号に基づいて、各受信コイルに対応する位相画像（本例では、４つの位相画像）を再構成する。
（ステップＳ３）
再構成された各位相画像は、ＰＩ法により位相エンコードステップを等間隔に間引いて撮像されることから、画像に折り返しアーチファクトが生ずる。つまり、異なる領域の信号成分が折り返し部に重なって計測される。この画像の折り返しを除去する画像処理法として、例えばＳＥＮＳＥ等が知られており、複数の受信コイル（１１ａ、ｂ、１２ａ、ｂ）のＮＭＲ信号と、各受信コイル（１１ａ、ｂ、１２ａ、ｂ）の感度分布と、撮影断面の複数点の信号成分との相関に従って連立方程式を立て、その連立方程式を行列演算により解いて、折り返えし部分の重なった領域の信号成分を分離して求める。これにより、画像の折り返し部を展開した位相画像を取得することができる。
【００２４】
このようにして４つの受信コイルから得られた強度画像を図５（Ａ）〜（Ｄ）に示し、これらに対応する位相画像を図６（Ａ）〜（Ｄ）に示す。図５の４つの画像を位相情報も含めて加算合成した複素画像の強度画像を図７（Ａ）に示し、図６の４つの位相画像を加算合成した画像を図７（Ｂ）に示す。図７（Ｂ）に示す位相画像は、緩やかな位相変化に起因して画像の上下で信号強度が落ちている。
【００２５】
なお、一般的に、ＰＩ法によれば、行列演算に用いる受信コイルの数Ｎの分だけ、位相エンコードステップ数を間引くことができるから、撮影時間を１／Ｎ倍に短縮できる。
（ステップＳ４）
前述したように、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法によれば、均一成磁場が位相画像に与える影響は小さいが、実際に得られる位相画像は受信コイル回路特性、傾斜磁場歪、ＰＦパルス浸透性等により均一にはならない。そこで、ステップＳ４およびＳ５における領域拡張法と線形補正法とにより位相画像を補正して同一組織における位相を均一化する。
【００２６】
まず、ステップＳ４においては、折り返しが除去されたそれぞれの位相画像に対して、公知の領域拡張法（ＲｅｇｉｏｎＧｒｏｗｉｎｇ法）による画像処理を施す。この領域拡張法は、画像上で隣り合う画素の値（画素値）が一定の範囲内にある画素同士をグループ化して、画素値が異なる複数の領域に分割することにより、ノイズなどに起因する特異点を除去することを狙いとする。
【００２７】
具体的には、抽出したい臓器（例えば、心臓の左心室内腔や大動脈など）の一点（注目点）を画像上に自動または手動で設定する。そして、設定された注目点を基準として、その注目点の画素値と周辺の画素（例えば、８画素）の画素値の差の絶対値を求め、その差の絶対値が一定の範囲にある画素を同一グループに入れる。次に、新たに加えた画素を注目点として、同様の処理を繰り返すことにより、同一グループに属する画素を加えて行くことにより、同一組織に係る画像領域を拡張する。ある注目点の周辺の画素（例えば、８画素）について同一グループに加える点が見つからない場合は、領域拡張処理を終了する。これにより、最初に設定した注目点と同一の組織に係る領域（例えば、左心室内腔）を抽出することができる。
【００２８】
さらに、位相画像を複数の領域に分割する場合は、一の領域の拡張が終了した後、同様に次の注目点を自動または手動により設定して領域拡張処理を行なう。つまり、全画素のうち、先に求めたいずれの領域にも属さない画素を出発点として領域拡張を行ない、画像上の全ての画素が何れかの領域に属するまで繰り返す。この場合、画素数の少ない領域を除外することにより、領域分割が鮮明になる。これらの領域拡張処理の結果を、図８に示す。図８（Ａ）は図６の１つの画像に領域拡張処理を施した例であり、図８（Ｂ）は同図（Ａ）の画素数の少ない領域を削除した例である。なお、領域拡張処理を全ての画素について行なうと、処理時間がかかり過ぎる場合は、一定の閾値を定め、画素値が低い画素は処理対象から除く。
（ステップＳ５）
ステップＳ４で領域分割処理された位相画像に基づいて、各位相画像の位相を補正する。すなわち、位相画像上では、受信コイルに近い部位ほど均一性が増し、背景部分や肺野など空気が占め割合が大きな領域では、位相がランダムに変化した画像になる。また、各受信コイルにより得られる位相画像は、位相が緩やかに変化している。したがって、領域分割処理された各位相画像をそのまま加算合成すると、画像の上下端において、位相が均一でなくなる。
【００２９】
そこで、画像の全領域で位相を均一化するために、次に説明する位相補正を行なう。すなわち、数４に示す評価関数Ｅ（ａ，ｄ）を最小にする位相の補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求め、この補正量に基づいて各位相画像を補正する。
【００３０】
【数４】
Ｅ（ａ，ｄ）＝Σ｛φ（ｘ、ｙ）−Δφ（ｘ、ｙ）−ｄ_ｉ｝^２
ここで、ａはベクトル（ａ_ｘ、ａ_ｙ），ｄはベクトル（ｄ１、ｄ２、…、ｄｎ）であり、ｎは領域拡張法で分割された領域の数である。ａ_ｘ、ａ_ｙが求めたい数である。また、φ（ｘ、ｙ）は位相画像、ｘ、ｙはそれぞれ画素の座標、ｄ_ｉは画素（ｘ、ｙ）が属するｉ番目の領域の補正後の位相である。
【００３１】
数４は、各画素の位相は、その画素が属する領域固有の位相と、空間的に線形に変化する位相変化分と、ノイズとの和として、次式の数５により表されるというモデルに基づいて導出される。
【００３２】
【数５】
φ（ｘ、ｙ）＝ｄ_ｉ＋Δφ（ｘ、ｙ）＋ε
いま、数５のノイズεが正規分布をなすものと仮定すると、数４を最小にする一意的に決まるベクトルａ，ｄを求め、補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求めることによって、位相画像φ（ｘ、ｙ）をｄ_ｉ＋Δφ（ｘ、ｙ）で最もフィッティングできることになる。なお、位相画像φ（ｘ、ｙ）からΔφ（ｘ、ｙ）を引くと、その領域の位相はｄ_ｉ＋εとなる関係になっている。
【００３３】
すなわち、図９に示すように、補正前の位相画像（同図（Ａ））に、上記式で求めた補正量Δφ（ｘ、ｙ）の画像（同図（Ｂ））を加算すことにより、補正後の位相画像（同図（Ｃ））が得られる。このようにして、４つの受信コイルに対応する４つの位相画像に線形補正を施して得られる補正後の位相画像を図１０（Ａ）〜（Ｄ）に示す。図から分かるように、図６と比較してやや位相が均一になっている。
（ステップＳ６）
ここで、図１０の補正後の位相画像を加算合成する。これにより合成された位相画像を、図１１（Ｂ）に示す。なお、図１１（Ａ）は、位相補正後の複素画像の強度画像を示している。図１１（Ｂ）から分かるように、補正前でも心臓周辺の位相は均一であるが、補正によって画像のほぼ全領域で位相が均一化されている。なお、図１１（Ａ）の複素画像の強度画像は、通常の強度画像を変わらないが、図１１（Ｂ）の補正後の位相画像は、図７（Ｂ）の補正前のものと比較して、位相が十分に均一になっている。
【００３４】
ここで、図１１（Ｂ）の位相画像から、水を多く含む組織は灰色に、脂肪を多く含む組織は白か黒（灰色部分と１８０度の位相差がある）に、肺野や体外部分の位相がランダムになることが分かる。この性質を利用して、補正後の位相画像（図１２（Ａ））に対して、領域拡張法による領域分割を再度施し、各領域の面積で領域分割することにより、図１２（Ｂ）に示す様に、肺野と背景部分、脂肪部分、他の組織に領域分割することができる。
【００３５】
なお、図７（Ａ）、図１１（Ａ）に示したように、複素画像を加算合成して強度画像を再構成した場合、従来の強度画像を加算合成する場合よりもＳＮ比を向上できる。なぜなら、元々、ＭＲ画像のノイズは複素数であるから、単に強度という正の数に直して加算する従来の方法によると、ノイズが加算される一方である。これに対して、複素数のまま取扱うことにより、プラスとマイナスのノイズで相殺されるから、ノイズが減少してＳＮ比が改善されるのである。
【００３６】
また、本発明の実施形態の位相画像の補正は、ＴｒｕｅＦＩＳＰ画像のみならず、一般の臨床で使用されているＦＲＡＳＨ法などのグラディエントエコー型撮像法により得られる画像にも応用可能である。
【００３７】
また、本発明の実施形態によれば、位相の均一な位相画象が得られるので、例えば次のような種々の応用が考えられる。
（１）肝癌の診断や、臓器の脂肪含有量の推定
（２）心筋灌流画像（心筋ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ画像）における呼吸によって移動する心臓の位置補正
【発明の効果】
以上述べたように、本発明によれば、高速撮像法のＭＲ画像において、組織境界の判別精度を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＭＲ位相画像の再構成方法の一実施形態の処理手順を示すフローチャートである。
【図２】本発明に係るＭＲ位相画像の再構成方法を適用可能な一実施形態の磁気共鳴イメージング装置の全体構成図である。
【図３】本発明に用いる一実施形態のマルチプルＲＦ受信コイルの構成例を示す図である。
【図４】静磁場不均一によるスピンの位相ずれを説明する線図である。
【図５】本発明に係る一実施形態のＴｒｕｅＦＩＳＰ法およびＰＩ法のパルスシーケンスにより得られる強度画像の一例を示す図である。
【図６】本発明に係る一実施形態のＴｒｕｅＦＩＳＰ法およびＰＩ法のパルスシーケンスにより得られる位相画像の一例を示す図であり、図５の強度画像に対応するものである。
【図７】図５の４つの強度画像と図６の４つ位相画像を加算合成した画像の例であり、同図（Ａ）は強度画像、同図（Ｂ）は位相画像である。
【図８】位相画像に領域拡張による領域分割処理を施した例を示す図であり、同図（Ａ）は領域拡張による領域分割処理された一例の画像、同図（Ｂ）は画素数の少ない領域を除去した画像である。
【図９】位相画像の位相補正の様子を説明する図であり、同図（Ａ）は補正前の位相画像、同図（Ｂ）は補正量の画像、同図（Ｃ）は補正後の位相画像である。
【図１０】位相補正された４つの位相画像を示す図である。
【図１１】４つの画像を加算合成した画像であり、同図（Ａ）は複素画像の強度画像を合成した例、同図（Ｂ）は補正後の位相画像を合成した例である。
【図１２】位相補正後の合成画像に対してさらに領域分割処理を施す例を説明する図であり、同図（Ａ）は補正後の位相画像、同図（Ｂ）は補正後の位相画像にさらに領域分割処理を施した位相画像である。
【符号の説明】
１磁石
２傾斜磁場コイル
３ＲＦプローブ
５送受信回路
６シーケンサ
７コンピュータ
８モニタ
９入力装置

Claims

静磁場に置かれた被検体をＲＦパルスにより定常状態に励起させて複数の受信コイルにより計測されるＮＭＲ信号を取り込むステップと、
前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号の位相情報に基づいてそれぞれ位相画像を再構成するステップと、
該再構成された複数の位相画像を合成して合成位相画像を作成するステップとを有してなるＭＲ位相画像の再構成方法。
前記ＮＭＲ信号を計測するパルスシーケンスは、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法と位相エンコードステップを間引いて計測するパラレルイメージング法とを組み合わせてなることを特徴とする請求項１に記載のＭＲ位相画像の再構成方法。
前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号に基づいて再構成された各位相画像の画素の位相情報が一定に範囲に属する隣接画素を同一領域として領域分割する領域拡張処理を施すステップと、この領域分割された各位相画像に対して下記数１を最小にする補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求め、この補正量に基づいて各位相画像を補正するステップを有することを特徴とする請求項１または２に記載のＭＲ位相画像の再構成方法。

ここで、ａはベクトル（ａ_ｘ、ａ_ｙ），ｄはベクトル（ｄ１、ｄ２、…、ｄｎ）、ｎは領域拡張処理で分割された領域の数、φ（ｘ、ｙ）は位相画像、ｘ、ｙはそれぞれ画素の座標、ｄ_ｉは画素（ｘ、ｙ）が属するｉ番目の領域の補正後の位相である。
前記補正された位相画像に対し、さらに領域拡張処理を施して、各領域の面積で領域分割することにより、異なる組織ごとに領域を分割することを特徴とする請求項３に記載のＭＲ位相画像の再構成方法。
静磁場に置かれた被検体にＲＦパルスを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスを短い周期で印加して前記被検体を構成する所定の原子核を定常状態に励起するパルスシーケンスを実行するシーケンサと、前記原子核の磁化に基づくＮＭＲ信号を計測する複数の受信コイルと、前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号の位相情報に基づいてそれぞれ位相画像を再構成する画像再構成手段と、再構成された複数の位相画像を合成する位相画像合成手段とを有してなる磁気共鳴イメージング装置。
前記パルスシーケンスは、ＴｒｕｅＦＩＳＰ法と位相エンコードステップを間引いて計測するパラレルイメージング法とを組み合わせてなることを特徴とする請求項５に記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記画像再構成手段は、前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号に基づいて再構成された各位相画像の画素の位相情報が一定に範囲に属する隣接画素を同一領域として領域分割する領域拡張処理手段と、この領域拡張処理手段により領域分割された各位相画像に対して下記数１を最小にする補正量Δφ（ｘ、ｙ）＝ａ_ｘｘ＋ａ_ｙｙを求め、この補正量に基づいて各位相画像を補正する位相画像補正手段とを有することを特徴とする請求項５または６に記載の磁気共鳴イメージング装置。
【数２】
ここで、ａはベクトル（ａ_ｘ、ａ_ｙ），ｄはベクトル（ｄ１、ｄ２、…、ｄｎ）、ｎは領域拡張処理で分割された領域の数、φ（ｘ、ｙ）は位相画像、ｘ、ｙはそれぞれ画素の座標、ｄ_ｉは画素（ｘ、ｙ）が属するｉ番目の領域の補正後の位相である。
静磁場に置かれた被検体にＲＦパルスを印加するＲＦパルス印加手段と、前記ＲＦパルスを短い周期で印加して前記被検体を構成する所定の原子核を定常状態に励起するパルスシーケンスを実行するシーケンサと、前記被検体を構成する所定の原子核の磁化スピンに基づくＮＭＲ信号を計測する複数の受信コイルと、前記各受信コイルにより計測された前記ＮＭＲ信号に基づいてそれぞれ複素画像を再構成する画像再構成手段と、再構成された複数の複素画像を加算して強度画像を作成する画像合成手段とを有してなる磁気共鳴イメージング装置。