JP4427414B2

JP4427414B2 - 磁気共鳴イメージング装置

Info

Publication number: JP4427414B2
Application number: JP2004228632A
Authority: JP
Inventors: 好男町田; 伸保市之瀬; 真一内薗
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2004-08-04
Filing date: 2004-08-04
Publication date: 2010-03-10
Anticipated expiration: 2024-08-04
Also published as: JP2006043148A

Description

本発明は、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging :MRI）画像の不均一性又はムラの補正に関するものであり、特に、ＲＦコイルの感度分布に起因する画像上のＭＲ信号値の不均一性補正処理に関する。

磁気共鳴イメージング装置は、固有の磁気モーメントを持つ核の集団が一様な静磁場中に置かれたときに、特定の周波数で回転する高周波磁場のエネルギーを共鳴的に吸収する現象を利用して、物質の化学的及び物理的な微視的情報を映像化し、あるいは化学シフトスペクトラムを観測する装置である。

一般に、磁気共鳴イメージング装置によって収集されるＭＲ信号には、空間的な不均一性が存在する。これは、受信コイルの空間的な感度分布の不均一性に起因するものである。このＭＲ信号の不均一性は、ＭＲ画像精度を低下させるものである。従って、補正前の本スキャン画像を何らかの手段により推定した感度マップで除算することにより、補正するのが一般的である。この手法は、振幅補正型の補正法と呼ぶことができ、次のように定式化すことができる。

すなわち、対象とする原画像データをF(x,y,z)、何らかの方法で推定された感度マップをS(x,y,z)、感度補正マップC(x,y,z)と表した場合、感度補正された信号強度（画像データ）Fa(x,y,z)は、次の式（１）ように表すことができる。

Fa(x,y,z)=A×C(x,y,z)×F(x,y,z) （１）
ここで、Aは定数であり、例えば画像中心付近のROIでFとFaとの信号強度が変わらないようにしたい場合には、そのROI内の感度補正マップC(x,y,z)の平均値をC’(x,y,z)としたとき、A=1/ C’(x,y,z)とおけばよい。また、画像F(x,y,z)の最大値Fmax(x,y,z)を変えたくない場合には、最大値を取る点(x0,y0,z0)での感度補正マップの値C(x0,y0,z0)をCmaxとしたとき、A=1/ Cmaxとすればよい。

また、その他の補正技術として、全身コイルの信号を参照しながら、表面コイル画像感度ムラを補正するもの（例えば、特許文献１参照）、一様コイルと表面コイルとの組み合わせの構成下で、信号強度のムラの補正を行う（例えば、各要素コイルと全身コイルとから感度分布を推定し、この情報を用いて補正を行う）もの（例えば、特許文献２参照）、予め記憶した高周波プローブの感度分布と検出した画像とから、推定した位置情報を用いて感度補正を行うもの（例えば、特許文献３参照）等がある。これら従来の補正法は、いずれも信号強度を均一とするためのものである。

しかしながら、これら従来の補正処理は、MRA（Magnetic Resonance Angiography）の最大値投影（Maximum Intensity Projection :MRA）の様な処理の後に原画（すなわち、撮影によって得られた補正前の画像）で得られている情報を引き出すためには、必ずしも適当とは言えない場合がある。例えば、頭部用のアレイコイルを使用した場合、ＲＦ感度の高い周辺部で細かな血管が高信号に描出されている場合でも、最大値投影処理の前に感度補正をすることで、図１０に示すように中心部の組織又は執心部位のノイズに埋もれてしまう場合がある。係る場合には、原データでは捉えられているはずの情報を投影処理によって失うことがあり、得られた画像情報を十分に生かすことができない。
特開昭６３−１３２６４５号公報特許３１３５５９２号公報特開平７−５９７５０号公報

本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、従来の感度補正では消失されがちな情報、特に原画像の高信号部位の情報を消失することなく表現することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することを目的としている。

本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。

請求項１に記載の発明は、感度不均一性を有する受信コイルによって収集された磁気共鳴信号から生成された磁気共鳴画像を、前記受信コイルの感度マップにより補正する磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁気共鳴画像から前記感度マップの定数倍を差し引く第１の補正と、前記磁気共鳴画像を前記感度マップの定数倍で除する第２の補正と、を少なくとも含む補正であって、前記前記第１の補正と前記第２の補正とが所定の重み付けにより組み合わされた第３の補正を実行することで、補正された磁気共鳴画像を取得する補正手段を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。
請求項４に記載の発明は、感度不均一性を有する受信コイルによって収集された磁気共鳴信号から生成された磁気共鳴画像を、前記受信コイルの感度マップにより補正する磁気共鳴イメージング装置であって、前記磁気共鳴画像から前記感度マップの定数倍を差し引く第１の補正と、前記磁気共鳴画像を前記感度マップの定数倍で除する第２の補正とが非線形に組み合わされた第３の補正を実行することで、補正された磁気共鳴画像を取得する補正手段を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置である。

以上本発明によれば、従来の感度補正では消失されがちな情報、特に原画像の高信号部位の情報を消失することなく表現することができる磁気共鳴イメージング装置を実現できる。

以下、本発明の第１実施形態〜第３実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。

（第１実施形態）
図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１０のブロック構成図を示している。同図に示すように、本磁気共鳴イメージング装置１０は、静磁場磁石１１、冷却系制御部１２、傾斜磁場コイル１３、高周波送信コイル１４、高周波受信コイル１５、送信部１８、受信部１９、データ処理部２０、表示部２４を具備している。

静磁場磁石１１は、静磁場を発生する磁石であり、一様な静磁場を発生する。

冷却系制御部１２は、静磁場磁石１１の冷却機構を制御する。

傾斜磁場コイル１３は、静磁場磁石１１の内側に設けられ、且つ静磁場磁石１１よりも短軸であり、傾斜磁場コイル装置電源１７から供給されるパルス電流を傾斜磁場に変換する。この傾斜磁場コイル１３が発生する傾斜磁場によって、信号発生部位（位置）が特定される。

なお、Ｚ軸方向は、本実施形態では静磁場の方向と同方向にとるものとする。また、本実施形態において、傾斜磁場コイル１３及び静磁場磁石１１は円筒形をしているものとする。また、傾斜磁場コイル１３は、所定の支持機構によって真空中に配置される。これは、静音化の観点から、パルス電流の印加によって発生する傾斜磁場コイル１３の振動を、音波として外部に伝播させないためである。

高周波送信コイル（ＲＦ送信コイル）１４は、被検体の撮像領域に対して、磁気共鳴信号を発生させるための高周波パルスを印加するためのコイルである。この高周波送信コイル１４は全身用RFコイルであり、例えば腹部等を撮影する場合には、受信コイルとしても使用することができる。

高周波受信コイル（ＲＦ受信コイル）１５は、被検体の近傍、好ましくは密着させた状態で当該被検体を挟むように設置され、被検体から磁気共鳴を受信するためのコイルである。当該高周波受信コイル１５は、一般的には、部位別に専用の形状を有する。

なお、図１では、高周波送信コイルと高周波受信コイルとを別体とするクロスコイル方式を例示したが、これらを一つのコイルで兼用するシングルコイル方式を採用する構成であってもよい。

傾斜磁場コイル装置電源１７は、傾斜磁場を形成するためのパルス電流を発生し、傾斜磁場コイル１３に供給する。また、傾斜磁場コイル装置電源１７は、後述する制御部２０２の制御に従って、傾斜磁場コイル１３に供給するパルス電流の向きを切替えることにより、傾斜磁場の極性を制御する。

送信部１８は、発振部、位相選択部、周波数変換部、振幅変調部、高周波電力増幅部（それぞれ図示せず）を有しており、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用高周波コイルに送信する。当該送信によって高周波送信コイル１４から発生した高周波によって、被検体の所定原子核の磁化は、励起状態となる。

受信部１９は、増幅部、中間周波数変換部、位相検波部、フィルタ、Ａ／Ｄ変換器（それぞれ図示せず）を有する。受信部１９は、高周波コイル１４から受信した、核の磁化が励起状態から基底状態に緩和するとき放出する磁気共鳴信号（高周波信号）に対して、増幅処理、発信周波数を利用した中間周波数変換処理、位相検波処理、フィルタ処理、Ａ／Ｄ変換処理を施す。

データ処理部２０は、受信後のデータを処理して磁気共鳴画像を生成する計算機システムであり、記憶部２０１、制御部２０２、データ収集部２０３、再構成部２０４、信号補正部２０５、入力部２０７を有している。

記憶部２０１は、高周波受信コイルの種類毎に予め作成された感度マップS(x,y,z)を記憶する。この感度マップS(x,y,z)は、システムのキャリブレーションデータとして予め測定する方法、被検体毎に感度マップ推定用のプレスキャンを実行して本撮影前に作成する方法、スキャン毎に「セルフキャリブレーション」により求める方法、得られた画像の低空間周波数データから算出する方法等、種々の方法により作成することができる。なお、近年パラレルイメージングの導入により、上記プレスキャンによる方法が多用されていることから、本実施形態では、当該手法を採用するものとする。

制御部２０２は、図示していないＣＰＵ、メモリ等を有しており、システム全体の制御中枢として、本磁気共鳴イメージング装置を静的又は動的に制御する。

データ収集部２０３は、受信部１９によってサンプリングされたディジタル信号を収集する。

再構成部２０４は、データ収集部２０３によって収集されたデータに対して、後処理すなわちフーリエ変換等の再構成等を実行し、被検体内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。

信号補正部２０５は、前処理後の磁気共鳴信号に対して、基線補正型信号強度補正、複合型信号強度補正、合成型信号強度補正を実行する。これらの各補正処理については、後で詳しく説明する。

入力部２０７は、オペレータからの各種指示・命令・情報をとりこむため入力装置（マウスやトラックボール、モード切替スイッチ、キーボード等）を有している。

表示部２４は、データ処理部２０から入力したスペクトラムデータあるいは画像データ等を表示する出力手段である。

（基線補正型信号強度補正）
次に、本磁気共鳴イメージング装置１０が有する基線補正型信号強度補正機能について説明する。

なお、ＭＲＩ画像には、２次元画像、３次元画像があり、また断面方向としても直交３軸方向のほか、任意の傾斜断面（オブリーク断面）であったりする。本実施形態の記述においては、これらの区別は重要ではない。従って、以下画像、補正データとも、単に F(x,y,z) のように記述する。また、点（point）の意味でF(P)のように記述するか、あるいは単にFと略記することもある。

また、以後の説明においては、記号として次のようなものを用いる。

S(x,y,z)：何らかの方法で推定された感度マップ
C (x,y,z)：感度補正マップ
F (x,y,z)：対象画像の原画（信号強度補正前画像）
感度マップS(x,y,z)の算出については、既に述べた通りである。また、感度補正マップC (x,y,z)は、C(x,y,z) = 1 / S(x,y,z)として算出される。もちろん適当なエラー処理や異常値処理が必要な場合には施すものとする。例えばSの値が０ないし０に近い場合などで除算ができない場合である（このエラー処理は本発明の主要対象ではないので詳述しない。）。以降、感度不均一性に関する処理について述べるが、従来の意味での「感度補正」とは限らない。そこで以降本明細書では、単純に「信号強度補正」と呼ぶことにする。

基線（ベースライン）補正型信号強度補正とは、当該補正で得られる画像データをFb(x,y,z)、Bを定数として、信号強度を次の様に補正するものである。

Fb(x,y,z) = B×（F(x,y,z)-κ・S(x,y,z)＋F0）（２）
この信号強度補正処理は、感度マップS(x,y,z)の定数倍を基線（ベースライン）と見なし、画像データF(x,y,z)と当該基線との差分に注目する（差分量を指示する）補正であることから、「差補正」ともいえる。これに対し、既述の式（１）にて示した振幅補正型信号強度補正（従来の感度補正）は、感度マップS(x,y,z)と画像データF(x,y,z)との比に注目する（比を維持する）補正であることから、「比補正」と呼ぶことができる。

この様に基線形信号強度補正は、感度マップ（の定数倍）をベースラインとみなして補正するものとも言えることから、(a)もともとの対象物が均質であるとみなして構わないことが重要でり、また、(b)診断に用いたい情報が「ベースライン」からの差分のみであることが重要である。

図２は、上記式（２）で示される基線形信号強度補正を説明するための概念図である。同図のF(x,y,z)のグラフは、上記（ａ）、（ｂ）の条件を満たす典型例であるMRAの信号強度、特に頭部で現在もっとも広く用いられている非造影MRA(MR-Angiography)手法である3D-TOF-MRA(3-dimensional Time-of-Flight MR Angiography)によって撮影された信号強度を示している。なお、3D-TOF-MRAは、描出したい血管（血流）の背景となる組織（頭部では脳実質）が平均的に飽和して低信号になるようにし、同時にTOF効果によって血流信号が強調されてコントラストがつくように撮像する手法である。本手法によって得られた画像に対し、通常ではMIP（Maximum Intensity Projection）処理を施すことにより血管投影像を得る。

上記原画像データF(x,y,z)から、図２に示すように感度マップS(x,y,z)（の定数倍）を減算することで、感度マップS(x,y,z)が基線となるような補正を実行し、補正データFb(x,y,z)を得る。この様に、本補正処理は減算による感度マップS(x,y,z)の定数倍分の平行移動である。従って、図１０に示すように振幅型補正では除算により血管部と背景との信号強度差が小さくなったのに対し、周辺部血管と背景となる脳実質との差分は維持されたものとなる。その結果、原画像の高信号部位の情報を消失することなく表現することができる。

上記式（２）のκやF0は目的に応じて適当に設定してよい。本実施形態では、上記（ａ）、（ｂ）の条件を満たす典型例であるMRAを念頭に、以下κやF0の設定について説明する。

κを決めるには、脳実質を基準とするのが自然な方法である。また、頭部以外での適用例では、他の実質臓器内に設定する等が好適な例である。

より具体的には、まず、画像中心部の脳実質にROIを設定する。ROIは、頭部MRAであれば、中心スライスの中心部、例えばFOVの縦×横で10%×10%としても良い場合が多い。また、マニュアルでオペレータに指定させてもよく、さらにプレスキャンで感度マップを算出する方式を採用している場合には、信号が発生する領域をシステムが既に知っているので、その情報を活用して信号の発生領域を確実に設定してもよい。

なお、設定されるROI中には、図２に示したような内部の無信号領域が入らないことが望ましい。これは、高信号の血流信号がROI内に含まれると、脳信号の適切な平均値とならないためである。従って、原画像データF(x,y,z)に対して一旦平滑化を行い、無信号領域の影響を小さくすることも効果的である。

このようにして設定されたROI内のF(x,y,z)の平均値をF’、同領域でのS(x,y,z)の平均値S'とし、κを次の式（３）によって定義する。

κ=F´/S´ （３）
F0については、基準となる信号値を設定すればよい。従って、例えば通常F0＝F’ とすればよい。また、Bは１としてもよいし、画像表示の都合などにより、補正処理後の画像の最大値を補正前と同程度にしたい場合には、例えばB = max(F(x,y,z))/F0としてもよい。Bは、処理アルゴリズムとして本質的なわけではなく、このようにソフトウェアのインプリメント上の都合などで任意の値に決めることができる。

この様にして決定される基線形補正では、信号強度の高い周辺の血流部分（すなわち、図２の血管に対応する突出部分。）が「感度としての補正」を受けない。そのため、補正後も強調されたままになっており、この点が従来とは異なる新しい効果と言える。

（動作）
次に、上記基線形信号強度補正処理を含む磁気共鳴イメージング装置１０の動作について説明する。

図３は、上記補正を含む本磁気共鳴イメージング装置１０の処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、まず、所定の撮影条件が入力され（ステップＳ１）、診断部位を含む所定領域について、位置決め用の頸動脈MRA（Magnetic Resonance Angiographyの撮影（パイロットスキャン）を行う（ステップＳ２）。当該位置決めスキャンによって得られた磁気共鳴信号は、データ収集部２０３によって収集されたのち再構成部２０４において再構成され、展開処理が施されて得られる画像が表示部２４に位置決め画像として表示されると共に、記憶部２０１に記憶される。

次に、表示された位置決め画像を参照しながら、断層画像の撮影位置を選択し（ステップＳ３）、本撮影を実行し、MRA画像を取得する（ステップＳ４）。こうして得られたMRA画像に対し、信号補正部２０５は、基線形信号強度補正処理を施す（ステップＳ５）。

図４は、基線形信号強度補正において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。同図に示すように、本撮影によって得られたMRA画像の中心部分に対しROIを設定する（ステップＳ５０１）。この設定は、操作者によってマニュアル的に実行する、または、例えばプレスキャンで感度マップを算出する方式を採用している場合には自動的に実行する構成であってもよい。

次に、設定されたROI内の原画像データF(x,y,z)の平均値をF´、感度マップS(x,y,z)の対応するROI内の平均値をS´をそれぞれ求め（ステップＳ５０２）、得られたF´及びS´によりκ＝F´／S´とF0=F´とを算出し、例えばＢ＝１とする（ステップＳ５０３）。

次に、原画像データF(x,y,z)が存在する全ての点について、式（２）に従った基線形信号強度補正を実行し、各点における補正データFb(x,y,z)を得る（ステップＳ５０４）。

再び図３に従った説明に戻る。ステップＳ５において、上記基線形信号強度補正によって得られた補正データFb(x,y,z)は、補正されたMRA画像として、表示部２４に表示される（ステップＳ６）。観察者は、表示された補正後のMRA画像により、診断対象としての血管を観察することができる。

なお、撮影位置をずらして異なる断層像を撮影する場合には、ステップＳ３乃至ステップＳ６までの処理が、継続的に又は並列的に繰り返される。

以上述べた構成によれば、従来の装置との比較において、以下の効果を得ることができる。

本磁気共鳴イメージング装置によれば、感度マップの定数倍である基線と原画像との差分に注目した基線形信号強度補正を行うことができる。従って、当該補正によって得られる画像では、信号強度の高い周辺の血流部分が感度としての補正を受けていない。そのため、比を制御する従来型の補正処理とは異なり、補正後に得られる信号も強度の高い周辺の血流部分が強調されたままになっている。その結果、原画像にて得られた高信号部位の情報を、できるだけ消失することなく表現した診断画像を生成することができ、有効な臨床情報を提供することができる。

（第２実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。既述の第１実施形態では、基線補正型信号強度補正により信号強度を補正する構成であった。これに対し、本実施形態では、振幅補正型補正と基線形補正とを組み合わせにより複合的に実行する、より一般的な信号強度補正（複合型信号強度補正）処理を行うものである。まず、複合型信号強度補正の概念について説明する。

（複合型信号強度補正）
本複合型信号強度補正は、次の式（４）のように定式化することができる。

Fh(x,y,z)=α×C(x,y,z)×F(x,y,z)+β×F(x,y,z)+γ×S(x,y,z)+δ （４）
ここで、α、β、γ、δはスカラーである。

従来の振幅型補正Fa(x,y,z) = A×C(x,y,z)×F(x,y,z)は、上記式（４）においてα=A、β=0、γ=0の場合に相当する。また、第１の実施形態に係る複合型信号強度補正 Fb(x,y,z) = B×（F(x,y,z)-κ・S(x,y,z)＋F0）は、上記式（４）においてα=0、β=B、γ= -B×κ、δ=B×F0の場合に相当する。

（その他の適用例１）
上記一般化の式（４）を利用して、振幅型補正と基線形補正を線形に重み付けをすれば、バックグラウンドの組織はほぼF0値を保ったまま周辺部の血流信号の強調度を調整することができる。すなわち、ひとつの媒介変数θ∈[0,1]を用いて、α=(1-θ)×A、β=θ×B、γ=-θ×B×κ、δ=θ×B×F0、とすることで、θ＝０ならば振幅補正、θ＝１ならば基線補正として、自然な形で周辺の血流信号の強調度を調整することができる。

（その他の適用例２）
振幅型補正では、ノイズ成分も含めてC(x,y,z)倍されることになる。つまり、原画像の感度が高いほど、振幅型補正後はノイズが減少しSN比が高くなる。この様子は図１０に示してあるが、ノイズの位置依存性を補助曲線で明示する形で、改めて図５（ａ）に示した。

MIPを前提としない場合でも、必ずしも信号値をあわせきらない方が診断上見やすい場合もある。またMIPを前提とした場合にも、図５（ｂ）に示したように、補正の程度を若干抑制した方がMIP時のノイズによる背景信号の向上分による血流信号欠落を抑制することができる。なお、MIP時の背景値のノイズの影響については例えば、Anderson CM他、AJR 154: 623-629, 1990、に示されている。

この様にSN比を向上させるために、振幅型補正済み関数Fa(x,y,z)と原関数F(x,y,z)との重み付け加算と考える。すなわち、媒介変数θ∈[0,1]を用いて、α=(1-θ)×A、β=θ、γ=0、δ=0とすることで、θ＝０ならば振幅補正、θ＝１ならば原関数F(x,y,z)として、自然な形で振幅補正の程度を調整することができる。また、そのほか適宜目的に応じてパラメータを変更することが可能である。

（動作）
次に、上記各適用例を含む磁気共鳴イメージング装置１０の動作について説明する。各適用例は、式（４）のパラメータα、β、γ、δを、所定の値に設定することで実現される。この様なパラメータα、β、γ、δの設定は、例えば図３のステップＳ１において、予め組み込まれたパラメータ値の組み合わせを選択することで、対応する補正処理のパラメータを設定することができる。このとき、操作性向上の観点から、各パラメータ値の組み合わせに対応する複数のボタン等のインタフェースを設けることが好ましい。その他、必要に応じて、操作者がマニュアル設定することも可能である。

（第３の実施形態）
本実施形態では、非線形な形態にて振幅補正型と基線補正とを合成し信号強度補正（合成型信号強度補正）を行うものである。まず、合成型信号強度補正の概念について説明する。

（合成型信号強度補正）
本合成型信号強度補正によって変換される画像データの関数形F^nl(x,y,z)（「nl」は「non-linear」の略。）は、例えば次の式（５−１）乃至（５−４）のように定式化することができる。

(i)S^(x,y,z) ≧1のとき
F^nl(x,y,z) = F^(x,y,z)/(2×S^(x,y,z))
（F^(x,y,z)≦ 2×S^×(S^-1) / (2×s^-1)の時）（５−１）
F^nl(x,y,z) = F^(x,y,z) + (1-S^(x,y,z))
（F^(x,y,z)≧ 2×S^×(S^-1) / (2×s^-1)の時）（５−２）
(ii)S^(x,y,z)<1のとき
F^nl(x,y,z) = 2 × F^(x,y,z)/ S^(x,y,z)
（F^(x,y,z)≦ S^×(S^-1) / (s^-2)の時）（５−３）
F^nl(x,y,z) = F^(x,y,z) + (1-S^(x,y,z))
（F^(x,y,z)≧ S^×(S^-1) / (s^-2)の時）（５−４）
ここで、関数F＾(x,y,z)は「正規化されたF(x,y,z)」であり、F^(x,y,z)=F(x,y,z)/F’で定義される。また、関数S＾(x,y,z)は「正規化されたS(x,y,z)」であり、S^(x,y,z)=S(x,y,z)/S’で定義される。

図６（ａ）は、上記変換式に従う画像データF^nl(x,y,z)のグラフを、S＾(x,y,z)の値毎に示した図である。また、図７は、上記変換式に従った変換によって得られる強度信号F^nl(x,y,z)を模式的に示した図である。図６（ａ）に示すように、この例は区分的に線形のプリミティブなものであるが、例えばMRAを対象とした場合はこの関数形で十分であり、図７に示すように周辺血管部をＭＩＰ等で消されることなく描出することができる。

なお、参考として、変換式F^a(x,y,z)= F^(x,y,z)/ S^(x,y,z)で定義される振幅型信号強度補正のグラフを図８に、変換式F^b(x,y,z)= F^(x,y,z)+F’ (1-S^(x,y,z))で定義される基線形信号強度補正のグラフを図９に、それぞれ示しておく。各グラフは、S^(x,y,z)毎に折れ線グラフとして示した。

上記合成型信号強度補正は、次に示すようにさらに一般化することができる。すなわち、S^(x,y,z)を与えた時、点(S^(x,y,z), 1)を通る傾きξの直線と、原点を通る傾きηの直線とを、F^(x,y,z)=（ξ×k-1） / (ξ-η)にて区分的につなぐと連続関数となる。例えばθ∈[0,1]を媒介変数として、次に示す血管描出能の調整可能な一連の変換式（６−１）乃至（６−３）が得られる。

ξ(x,y,z)=θ + (1-θ)×(1/S^(x,y,z)) （６−１）
η(x,y,z)=θ×(1/(2×S^(x,y,z))) + (1-θ)×(1/S^(x,y,z))
（S^(x,y,z)>1のとき）（６−２）
η(x,y,z)=θ×(2/S^(x,y,z)) + (1-θ)×(1/S^(x,y,z))
（S^(x,y,z)<1のとき）（６−３）
また、上記合成型信号強度補正は、有効な診断情報を失わない範囲で種々の補正が可能である。

図６（ｂ）は、例えばｘ^γ + k x の形の関数を振幅型部分の代用とすることで図６（ａ）の変換式をより滑らかにした例である。この様な補正を加えることにより、よりナチュラルな特性を持つ画像データを得ることができ、診断画像をより見やすくすることができる。さらに、正規化された感度S^(x,y,z)が１以下である時、すなわち感度の小さな領域では、従来通りの振幅型信号強度補正の方が画像を観察し易い場合がある。これは次の様に定式化することができ、図６（ｃ）に示すようにグラフ化することができる。

(i)S^(x,y,z) ≧1のとき
F^nl(x,y,z) = F^(x,y,z)/(2×S^(x,y,z))
（F^(x,y,z)≦ 2×S^×(S^-1) / (2×s^-1)の時）（７−１）
F^nl(x,y,z) = F^(x,y,z) + (1-S^(x,y,z))
（F^(x,y,z)≧ 2×S^×(S^-1) / (2×s^-1)の時）（７−２）
(ii)S^(x,y,z)<1のとき
F^_|A|(x,y,z) = F^(x,y,z)/ S^(x,y,z) （７−３）
なお、この様に関数の設定は種々の選択が可能であるが、いずれを選ぶかは、計算量に見合った効果が得られるかによって決めればよい。一つの判断基準として、より計算機が高速化すれば当然とりいれるべきである。

（動作）
次に、本合成型信号強度補正処理を実行する磁気共鳴イメージング装置１０の動作について説明する。本合成型信号強度補正処理は、式（６−１）乃至（６−３）のパラメータθ、S^(x,y,z)を、所定の値に設定することで実現される。この設定は、例えば図３のステップＳ１において、予め組み込まれたパラメータ値θ、S^(x,y,z)の組み合わせを、所定のインタフェースやマニュアル操作によって選択することで実現できる。

以上述べた構成によれば、振幅補正型補正と基線形補正とを非線形な形で合成した補正処理を実現することができる。その結果、原画像データの高信号部位に関する情報をできる限り失うことなく、観察者にとってより自然な診断画像を提供することができる。

以上、各実施形態において種々の例を挙げたが、いずれの例も次のアルゴリズムに基づいており、当該アルゴリズム又はこれに変形を加えたものとして考えることもできる。

すなわち、脳実質の信号強度の不均一性を補正し、且つ好適に強調された周辺血管の信号強度を維持（保存）するための補正は、次の一般化された式に従うアルゴリズムによって実現することができる。なお、当該アルゴリズムに従う補正を、以下「信号強度補正」と呼ぶことにする。

この信号強度補正において用いられる信号Fc(x,y,z)は、変換関数Cによって次の様に表現することができる。

Fc(x,y,z) = C(F^(x,y,z), S^(x,y,z)) （８−１）
ここで、変換関数Cは、次の三条件を満たすように定義される。i）変換関数Cは、F^のみならずS^にも依存する。ii）F^ = S^の場合には、C(F^, S^) = 1とする。iii）F^ ≧ S^の場合には、微分dFc/dF^ = 1とする。この条件に従えば、 Fc(x,y,z)による脳実質の信号強度は常に同一であり、また、強調された周辺血管と実質との間の信号強度の差は、維持されることになる。

本信号強度補正における最終的な補正値は、次の式によって与えられる。

F_final(x,y,z) = Fc(x,y,z)*F’ （８−２）
ここで、*は積算を意味する。

以上述べた信号強度補正は、サーフェスアレイ感度を用いた信号強度補正（Intensity Correction utilizing surface Array Sensitivity:ICAS）とも呼ぶことができる。なお、1/ S(x,y,z)を積算する従来の信号強度補正は、上記式（８−２）においてFc(x,y,z) = F^(x,y,z)/S^(x,y,z)とした場合と解釈することもできる。

なお、上述した各実施形態に係る各種信号強度補正処理は、ソフトウェアとして実現可能である。すなわち、各実施形態において説明した各機能は、コンピュータに所定の機能を実行させるためのプログラムとして実施することもできる。さらに、上記プログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体から、当該プログラムをコンピュータにインストールすることで実施することも可能である。

また、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。

図１は、本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１０のブロック構成図を示している。図２は、上記式（２）で示される基線形信号強度補正を説明するための概念図である。図３は、上記補正を含む本磁気共鳴イメージング装置１０の処理の流れを示したフローチャートである。図４は、基線形信号強度補正において実行される各処理の流れを示したフローチャートである。図５（ａ）、（ｂ）は、複合型信号強度補正の適用例を説明するための図である。図６（ａ）は、上記変換式に従う画像データF^nl(x,y,z)のグラフを、S＾(x,y,z)の値毎に示した図である。図６（ｂ）は、ｘ^γ + k x の形の関数を振幅型部分の代用とすることで図６（ａ）のグラフをより滑らかにした例である。図６（ｃ）は、図６（ｂ）に対して、S^(x,y,z) ≦ 1のときには図８の従来の振幅型信号強度補正と同じ変換式を適用した例である。図７は、上記変換式に従った変換によって得られる強度信号F^nl(x,y,z)を模式的に示した図である。図８は、変換式F^a(x,y,z)= F^(x,y,z)/ S^(x,y,z)で定義される振幅型信号強度補正のグラフをS＾(x,y,z)の値毎に示した図である。図９は、変換式F^b(x,y,z)= F^(x,y,z)+F’ (1-S^(x,y,z))で定義される基線形信号強度補正のグラフをS＾(x,y,z)の値毎に示した図である。図１０は、従来の感度補正処理を説明するための図である。

符号の説明

１０…磁気共鳴イメージング装置、１１…静磁場磁石、１２…冷却系制御部、１３…傾斜磁場コイル、１４…高周波送信コイル、１５…高周波受信コイル、１８…送信部、１９…受信部、２０…データ処理部、２４…表示部

Claims

感度不均一性を有する受信コイルによって収集された磁気共鳴信号から生成された磁気共鳴画像を、前記受信コイルの感度マップにより補正する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記磁気共鳴画像から前記感度マップの定数倍を差し引く第１の補正と、前記磁気共鳴画像を前記感度マップの定数倍で除する第２の補正と、を少なくとも含む補正であって、前記前記第１の補正と前記第２の補正とが所定の重み付けにより組み合わされた第３の補正を実行することで、補正された磁気共鳴画像を取得する補正手段を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記所定の重み付けを定義する少なくとも一つのパラメータの値を入力するための入力手段をさらに具備し、
前記補正手段は、前記入力手段によって入力されたパラメータの値に基づいて、前記第３の補正を実行すること、
を特徴とする請求項１記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記第１の補正と前記第２の補正とは、線形に組み合わされていることを特徴とする請求項１又は２記載の磁気共鳴イメージング装置。
感度不均一性を有する受信コイルによって収集された磁気共鳴信号から生成された磁気共鳴画像を、前記受信コイルの感度マップにより補正する磁気共鳴イメージング装置であって、
前記磁気共鳴画像から前記感度マップの定数倍を差し引く第１の補正と、前記磁気共鳴画像を前記感度マップの定数倍で除する第２の補正とが非線形に組み合わされた第３の補正を実行することで、補正された磁気共鳴画像を取得する補正手段を具備することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
前記非線形の組み合わせを定義する少なくとも一つのパラメータの値を入力するための入力手段をさらに具備し、
前記信号補正手段は、前記入力手段によって入力されたパラメータの値に基づいて、前記第３の補正を実行すること、
を特徴とする請求項４記載の磁気共鳴イメージング装置。
前記磁気共鳴画像上の任意の位置に関心領域を設定するための関心領域設定手段をさらに具備することを特徴とする請求項１乃至請求項４のうちいずれか一項記載の磁気共鳴イメージング装置。