JP6615594B2 - 画像処理方法、画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

画像処理方法、画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置 Download PDF

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Description

本発明の実施形態は、画像処理方法、画像処理装置及び磁気共鳴イメージング装置に関する。
従来、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置を用いて、組織の縦緩和時間を示すＴ１値の画像であるＴ１マップを作成する方法が知られている。Ｔ１マップの作成には、その目的の収集及び再構成、さらには、再構成された画像を解析してＴ１値を算出する所定のアルゴリズムが用いられる。これらの収集から解析までを通じた方法はＴ１マッピング法と呼ばれる。例えば、このようなＴ１マッピング法として、インバージョンリカバリ（Inversion Recovery：ＩＲ）法や、可変フリップ角（Variable Flip Angle：ＶＦＡ）法等が知られている。
また、近年では、３Ｔ（Tesla）−ＭＲＩ装置のように磁場強度が高い装置も実用化され、高磁場でより顕著になる送信高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスの空間的なムラに影響されにくいＴ１マッピング法が提案されている。例えば、このようなＴ１マッピング法として、ＭＰ２ＲＡＧＥ（Magnetization Prepared 2 Rapid Acquisition Gradient Echoes）法が知られている。
Marques Jose P.、Kober Tobias、Krueger Gunnar、van der Zwaag Wietske、Van de Moortele Pierre-Francois、Gruetter Rolf、"MP2RAGE，a self bias-field corrected sequence for improved segmentation and T-1-mapping at high field"、Neuroimage (ISSN：1053-8119)、vol. 49、p. 1271-1281、Elsevier 2010
本発明が解決しようとする課題は、より精度が高いＴ１マッピング法を実現することができる画像処理方法、画像処理装置及びＭＲＩ装置を提供することである。
実施形態に係る画像処理方法は、ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを画素単位で算出し、算出された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出することを含む。
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。 図２は、ＭＰ２ＲＡＧＥ法のパルスシーケンスの一例を示す図である。 図３は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度の特性の一例を示す図である。 図４は、第１の実施形態に係る収集機能、再構成機能、算出機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係る算出機能によって生成されるＭＰ２ＲＡＧＥ画像及び比画像の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係る導出機能の処理手順を示すフローチャートである。 図７は、第１の実施形態に係る設定機能によって生成される変換テーブルの一例を示す図である。 図８は、第１の実施形態に係る導出機能によって生成されるＴ１マップの一例を示す図である。 図９は、第２の実施形態に係る収集機能、再構成機能、算出機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。 図１０は、第２の実施形態に係る算出機能によるマスク画像の生成を説明するための図である。 図１１は、第２の実施形態に係る算出機能によって生成されるマスク画像の一例を示す図である。 図１２は、第２の実施形態に係る導出機能の処理手順を示すフローチャートである。 図１３は、第２の実施形態に係る導出機能によって生成されるＴ１マップの一例を示す図である。 図１４は、第３の実施形態に係る画像処理装置の構成例を示す図である。 図１５は、第３の実施形態に係る取得機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。 図１６は、第３の実施形態に係る取得機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。
（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＭＲＩ装置の構成例を示す図である。例えば、図１に示すように、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１、傾斜磁場コイル２、傾斜磁場電源３、送信コイル４、送信回路５、受信コイル６、受信回路７、寝台８、入力回路９、ディスプレイ１０、記憶回路１１、処理回路１２〜１５を備える。
静磁場磁石１は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、内周側に形成される撮像空間に一様な静磁場を発生させる。例えば、静磁場磁石１は、永久磁石や超伝導磁石等によって実現される。
傾斜磁場コイル２は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、静磁場磁石１の内周側に配置される。傾斜磁場コイル２は、互いに直交するｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を発生させる３つのコイルを有する。ここで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸は、ＭＲＩ装置１００に固有の装置座標系を構成する。例えば、ｘ軸の方向は、鉛直方向に設定され、ｙ軸の方向は、水平方向に設定される。また、ｚ軸の方向は、静磁場磁石１によって発生する静磁場の磁束の方向と同じに設定される。
傾斜磁場電源３は、傾斜磁場コイル２が有する３つのコイルそれぞれに個別に電流を供給することで、ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を撮像空間に発生させる。ｘ軸、ｙ軸及びｚ軸それぞれに沿った傾斜磁場を適宜に発生させることによって、互いに直交するリードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った傾斜磁場を発生させることができる。ここで、リードアウト方向、位相エンコード方向、及びスライス方向それぞれに沿った軸は、撮像の対象となるスライス領域又はボリューム領域を規定するための論理座標系を構成する。なお、以下では、リードアウト方向に沿った傾斜磁場をリードアウト傾斜磁場と呼び、位相エンコード方向に沿った傾斜磁場を位相エンコード傾斜磁場と呼び、スライス方向に沿った傾斜磁場をスライス傾斜磁場と呼ぶ。
ここで、各傾斜磁場は、静磁場磁石１によって発生する静磁場に重畳され、磁気共鳴信号（Magnetic Resonance：ＭＲ）に空間的な位置情報を付与するために用いられる。具体的には、リードアウト傾斜磁場は、リードアウト方向の位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させることで、ＭＲ信号にリードアウト方向に沿った位置情報を付与する。また、位相エンコード傾斜磁場は、位相エンコード方向に沿ってＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号に位相エンコード方向の位置情報を付与する。また、スライス傾斜磁場は、撮像領域がスライス領域の場合には、スライス領域の方向、厚さ、枚数を決めるために用いられ、撮像領域がボリューム領域である場合には、スライス方向の位置に応じてＭＲ信号の位相を変化させることで、ＭＲ信号にスライス方向に沿った位置情報を付与する。
送信コイル４は、中空の略円筒形状（円筒の中心軸に直交する断面が楕円状となるものを含む）に形成され、傾斜磁場コイル２の内側に配置される。送信コイル４は、送信回路５から出力されるＲＦ（Radio Frequency）パルスを撮像空間に印加する。
送信回路５は、ラーモア周波数に対応するＲＦパルスを送信コイル４に出力する。例えば、送信回路５は、発振回路、位相選択回路、周波数変換回路、振幅変調回路、及び、ＲＦ増幅回路を有する。発振回路は、静磁場中に置かれた対象原子核に固有の共鳴周波数のＲＦパルスを発生する。位相選択回路は、発振回路から出力されるＲＦパルスの位相を選択する。周波数変換回路は、位相選択回路から出力されるＲＦパルスの周波数を変換する。振幅変調回路は、周波数変換回路から出力されるＲＦパルスの振幅を例えばｓｉｎｃ関数に従って変調する。ＲＦ増幅回路は、振幅変調回路から出力されるＲＦパルスを増幅して送信コイル４に出力する。
受信コイル６は、被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信するＲＦコイルである。具体的には、受信コイル６は、撮像空間に置かれた被検体Ｓに装着され、送信コイル４によって印加されるＲＦ磁場の影響で被検体Ｓから発せられるＭＲ信号を受信するＲＦコイルである。また、受信コイル６は、受信したＭＲ信号を受信回路７へ出力する。例えば、受信コイル６には、撮像対象の部位ごとに専用のコイルが用いられる。ここでいう専用のコイルは、例えば、頭部用の受信コイル、頚部用の受信コイル、肩用の受信コイル、胸部用の受信コイル、腹部用の受信コイル、下肢用の受信コイル、脊椎用の受信コイル等である。
受信回路７は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号に基づいてＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１３に出力する。例えば、受信回路７は、選択回路、前段増幅回路、位相検波回路、及び、アナログデジタル変換回路を有する。選択回路は、受信コイル６から出力されるＭＲ信号を選択的に入力する。前段増幅回路は、選択回路から出力されるＭＲ信号を増幅する。位相検波回路は、前段増幅回路から出力されるＭＲ信号の位相を検波する。アナログデジタル変換回路は、位相検波回路から出力されるアナログ信号をデジタル信号に変換することでＭＲ信号データを生成し、生成したＭＲ信号データを処理回路１３に出力する。
なお、ここでは、送信コイル４がＲＦパルスを印加し、受信コイル６がＭＲ信号を受信する場合の例を説明するが、送信コイル及び受信コイルの形態はこれに限られない。例えば、送信コイル４が、ＭＲ信号を受信する受信機能をさらに有してもよい。また、受信コイル６が、ＲＦ磁場を印加する送信機能をさらに有していてもよい。送信コイル４が受信機能を有している場合は、受信回路７は、送信コイル４によって受信されたＭＲ信号からもＭＲ信号データを生成する。また、受信コイル６が送信機能を有している場合は、送信回路５は、受信コイル６にもＲＦパルスを出力する。
寝台８は、被検体Ｓが載置される天板８ａを備え、被検体Ｓの撮像が行われる際に、静磁場磁石１及び傾斜磁場コイル２の内側に形成される撮像空間へ天板８ａを挿入する。例えば、寝台８は、長手方向が静磁場磁石１の中心軸と平行になるように設置される。
入力回路９は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力回路９は、処理回路１５に接続されており、操作者から受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路１５へ出力する。例えば、入力回路９は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。
ディスプレイ１０は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、ディスプレイ１０は、処理回路１５に接続されており、処理回路１５から送られる各種情報及び各種画像のデータを表示用の電気信号に変換して出力する。例えば、ディスプレイ１０は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。
記憶回路１１は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路１１は、ＭＲ信号データや画像データを被検体Ｓごとに記憶する。例えば、記憶回路１１は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子やハードディスク、光ディスク等によって実現される。
処理回路１２は、寝台８の動作を制御する。例えば、処理回路１２は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１２は、寝台制御機能１２ａを有する。寝台制御機能１２ａは、寝台８に接続され、制御用の電気信号を寝台８へ出力することで、寝台８の動作を制御する。例えば、寝台制御機能１２ａは、入力回路９を介して、天板８ａを長手方向、上下方向又は左右方向へ移動させる指示を操作者から受け付け、受け付けた指示に従って天板８ａを移動するように、寝台８が有する天板８ａの駆動機構を動作させる。
処理回路１３は、ＭＲＩ装置１００が有する各構成要素を制御することで、ＭＲＩ装置１００の全体制御を行う。例えば、処理回路１３は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１３は、設定機能１３ａを有する。設定機能１３ａは、入力回路９を介して操作者からパルスシーケンスに関する各種の撮像パラメータの入力を受け付け、受け付けた撮像パラメータに基づいてシーケンス実行データを生成する。そして、設定機能１３ａは、生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信することで、各種のパルスシーケンスを実行する。
ここで、シーケンス実行データは、ＭＲ信号データを収集するための手順を示すパルスシーケンスを定義した情報である。具体的には、シーケンス実行データは、傾斜磁場電源３が傾斜磁場コイル２に電流を供給するタイミング及び供給される電流の強さ、送信回路５が送信コイル４に供給するＲＦパルス電流の強さや供給タイミング、受信回路７がＭＲ信号を検出する検出タイミング等を定義した情報である。
処理回路１４は、各種パルスシーケンスを実行することで、被検体のデータを収集する。例えば、処理回路１４は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１４は、収集機能１４ａを有する。収集機能１４ａは、操作者によって設定された撮像条件に基づいて、各種パルスシーケンスを実行する。具体的には、収集機能１４ａは、処理回路１２から出力されるシーケンス実行データに基づいて傾斜磁場電源３、送信回路５及び受信回路７を駆動することで、各種パルスシーケンスを実行する。
また、収集機能１４ａは、各種パルスシーケンスを実行した結果として、受信回路７からＭＲ信号データを受信し、受信したＭＲ信号データを記憶回路１１に格納する。なお、収集機能１４ａによって受信されたＭＲ信号データの集合は、前述したリードアウト傾斜磁場、位相エンコード傾斜磁場、及びスライス傾斜磁場によって付与された位置情報に応じて２次元又は３次元に配列されることで、ｋ空間を構成するデータとして記憶回路１１に格納される。
処理回路１５は、画像再構成処理や画像生成処理等の各種データ処理を行う。例えば、処理回路１５は、プロセッサによって実現される。例えば、処理回路１５は、再構成機能１５ａと、算出機能１５ｂと、導出機能１５ｃとを有する。再構成機能１５ａ、算出機能１５ｂ、及び導出機能１５ｃについては、後に詳細に説明する。なお、算出機能は、特許請求の範囲における算出部の一例であり、導出機能は、特許請求の範囲における導出部の一例である。
ここで、上述した処理回路１２〜１５が有する各処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路１１に記憶される。各処理回路は、各プログラムを記憶回路１１から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路１２〜１５は、図１に示した各処理機能を有することとなる。
なお、図１では、処理回路１２が有する処理機能、処理回路１３が有する処理機能、処理回路１４が有する処理機能、及び、処理回路１５が有する処理機能が単一の処理回路によって実現される場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、各処理回路は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、各処理回路が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。
以上、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の構成例について説明した。一般的に、ＭＲＩ装置は、対象原子核スピンの集団が磁場中に置かれたときに、その固有の磁気モーメントと存在磁場強度とに応じた特定の周波数（共鳴周波数）で回転する高周波磁場に共鳴し、その緩和過程で信号（磁気共鳴信号）を発生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取得する装置である。
ＭＲＩ装置では、撮像パルスシーケンスのパラメータを調整することにより、組織の緩和時間であるＴ１値やＴ２値、プロトン密度等を反映したさまざまなコントラストの画像を得ることができるが、通常は検査時間の都合上、あらかじめ設定した特定のパラメータによる限られた数のＴ１強調画像やＴ２強調画像を得て診断が行われる。しかしながら、病態の進行や投薬等の治療による効果等を評価する場合や、患者間の比較をする場合には、より客観性や定量性がある指標を用いることが求められる。
このようなＭＲＩ装置を用いて、組織の縦緩和時間を示すＴ１値の画像であるＴ１マップを作成する方法が知られている。Ｔ１マップの作成には、その目的の収集及び再構成、さらには、再構成された画像を解析してＴ１値を算出する所定のアルゴリズムが用いられる。これらの収集から解析までを通じた方法はＴ１マッピング法と呼ばれる。例えば、このようなＴ１マッピング法として、インバージョンリカバリ（Inversion Recovery：ＩＲ）法や、可変フリップ角（Variable Flip Angle：ＶＦＡ）法等が知られている。
また、近年では、３Ｔ（Tesla）−ＭＲＩ装置のように磁場強度が高い装置も実用化され、高磁場でより顕著になる送信高周波（Radio Frequency：ＲＦ）パルスの空間的なムラ（以下、Ｂ１ムラと呼ぶ）に影響されにくいＴ１マッピング法が提案されている。例えば、このようなＴ１マッピング法として、ＭＰ２ＲＡＧＥ（Magnetization Prepared 2 Rapid Acquisition Gradient Echoes）法が知られている。
図２は、ＭＰ２ＲＡＧＥ法のパルスシーケンスの一例を示す図である。例えば、図２に示すように、ＭＰ２ＲＡＧＥ法では、ＩＲ（Inversion Recovery）パルスとして１８０°パルスが印加された後に、グラディエントエコー法により連続して第１データ２１及び第２データ２２が収集される。ここで、第１データ２１と第２データ２２とは、異なるＴＩ（Inversion Time）で収集される（図２に示すＴＩ１、ＴＩ２）。例えば、ＴＩは、１８０°パルスが印加されてからｋ空間の中心に対応するエコーが発生するまでの時間として定義される。
なお、データの収集法としては、例えば、高速グラディエントエコー法が用いられる。また、ＩＲパルスとして、１８０°パルス以外のパルスが用いられてもよい。また、収集される画像は、３Ｄ画像であってもよいし、２Ｄ画像であってもよい。また、励起パルスα１、α２は同じフリップ角であってもよい。
ＭＰ２ＲＡＧＥ法では、例えば、ＩＲパルスを併用した高速グラディエントエコー法によって三次元領域からの複素信号を２セット収集し、収集された複素信号から２つの複素画像を再構成する（以下、それぞれＧＲＥ１、ＧＲＥ２とする）。次に、これらの２つの複素画像から、以下の式（１）で演算することにより、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像Ｓ＿ＭＰ２ＲＡＧＥを生成する。
S_MP2RAGE＝real（（GRE1*×GRE2）／（｜GRE1｜×｜GRE1｜＋｜GRE2｜×｜GRE2｜））
・・・（１）
ここで、＊は複素共役を表す。
このとき、非特許文献１に記載されているように、高速グラディエントエコー法の撮像条件を適切に設定すると、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像Ｓ＿ＭＰ２ＲＡＧＥは、Ｂ１ムラの影響が小さい、Ｔ１値に依存した信号強度を有するという特徴を持つようになる。
図３は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度の特性の一例を示す図である。図３において、横軸は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度を示しており、縦軸は、組織のＴ１値を示している。例えば、図３に示す曲線から、Ｔ１値が３００ｍｓ程度から３０００ｍｓ程度までの範囲について、ＭＰ２ＲＡＧＥ信号からＴ１値を算出することができる。
一方、Ｔ１値が３０００ｍｓ程度以上である場合には、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度は、３０００ｍｓ程度以下の別のＴ１値の場合と同じ信号強度であることが分かる。このような特性を、以下では、“Ｔ１値の折り返し”と呼ぶ。すなわち、例えば、特定のＴ１値よりも短いＴ１値をデフォルトで選択する手法を採ると、特定のＴ１値より長いＴ１値を有する組織の場合には、ＭＰ２ＲＡＧＥ法によるＴ１マッピング法は不正確になることがあり得る。なお、Ｔ１値の折返しは、図３に示す曲線でＴ１値が３００ｍｓ程度となっている短いＴ１でも生じうる。すなわち、例えば、特定のＴ１値よりも長いＴ１値をデフォルトで選択する手法を採ると、特定のＴ１値より短いＴ１値を有する組織の場合でも、ＭＰ２ＲＡＧＥ法によるＴ１マッピング法は不正確になることがあり得る。
この課題を避けるためには、収集条件を変更することが行われる。例えば、非特許文献１に記載されているように、フリップ角を小さくするとＢ１ムラの影響をより小さくできる。したがって、３０００ｍｓ程度以上のＴ１値を測定できるようにするには、例えば、フリップ角を大きくする、ＩＲパルスの印加間隔を延長する等の変更が行われるが、このような変更は、Ｂ１ムラの影響が大きくなる、撮像時間が延長するという好ましくない影響をもたらすことになる。また、別の課題としては、短いＴ１値や長いＴ１値を同時に正確に算出する条件を設定することが難しいということが挙げられる。
このようなことから、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、検査する被検体の組織のＴ１値を測定するために、ＭＰ２ＲＡＧＥ法によるデータ収集を行い、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像及び比画像（Ｒａｔｉｏ画像とも呼ばれる）を併用することにより、Ｔ１値の折り返しを回避し、撮像条件の変更を行うことなく、短いＴ１値から長いＴ１値までを正確に解析する方法を提供する。
具体的には、本実施形態では、処理回路１３の設定機能１３ａが、ＭＰ２ＲＡＧＥ法によるデータ収集を行うための撮像パラメータを操作者から受け付ける。そして、設定機能１３ａは、受け付けた撮像パラメータに基づいて、ＭＰ２ＲＡＧＥ法のパルスシーケンスを実行するためのシーケンス実行データを生成し、生成したシーケンス実行データを処理回路１４に送信することで、収集機能１４ａにＭＰ２ＲＡＧＥ法のパルスシーケンスを実行させる。
また、処理回路１５の算出機能１５ｂが、ＭＰ２ＲＡＧＥ法により異なるＴＩで収集された第１データ及び第２データを用いて、複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを画素単位で算出する。このとき、算出機能１５ｂは、第１データ４１の信号値と第２データ４２の信号値とを乗じて得られる値を、第１データ４１の信号値の２乗と第２データ４２の信号値の２乗とを加算して得られる値で除することで複素積信号値を算出する。また、算出機能１５ｂは、第１データ４１の信号値を第２データ４２の信号値で除することで複素比信号値を算出する。そして、処理回路１５の導出機能１５ｃが、算出機能１５ｂによって算出された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出する。
なお、本実施形態では、複素積信号値は、ＭＰ２ＲＡＧＥ法により収集された第１データ及び第２データから得られるＭＰ２ＲＡＧＥ画像の信号値である。また、本実施形態では、複素比信号値は、ＭＰ２ＲＡＧＥ法により収集された第１データ及び第２データから得られる比画像の信号値である。
図４は、第１の実施形態に係る収集機能、再構成機能、算出機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。例えば、図４に示すように、本実施形態では、収集機能１４ａが、ＭＰ２ＲＡＧＥ法のパルスシーケンスを実行することで、異なるＴＩに相当する２つのＭＰ２ＲＡＧＥ信号セットである第１データ４１及び第２データ４２を収集する。
また、再構成機能１５ａが、第１データ４１及び第２データ４２に高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform：ＦＦＴ）等の処理を適用することで、２つのＭＰ２ＲＡＧＥ元画像を生成する。そして、再構成機能１５ａは、生成した２つのＭＰ２ＲＡＧＥ元画像を算出機能１５ｂに入力する。
また、算出機能１５ｂが、再構成機能１５ａから入力された２つのＭＰ２ＲＡＧＥ元画像を用いて、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３を生成する。このとき、算出機能１５ｂは、前述した式（１）で演算することにより、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像Ｓ＿ＭＰ２ＲＡＧＥを生成する。
さらに、算出機能１５ｂは、再構成機能１５ａから入力された２つのＭＰ２ＲＡＧＥ元画像を用いて、比画像４４を生成する。このとき、算出機能１５ｂは、以下の式（２）で演算することにより、比画像Ｓ＿Ｒａｔｉｏを生成する。
S_Ratio＝real（GRE1／GRE2） ・・・（２）
より具体的には、算出機能１５ｂは、ＧＲＥ１＝Ｒ１＋ｉＸ１、ＧＲＥ２＝Ｒ２＋ｉＸ２とした場合に、以下の式（３）によってＭＰ２ＲＡＧＥ画像Ｓ＿ＭＰ２ＲＡＧＥを生成し、以下の式（４）によって比画像Ｓ＿Ｒａｔｉｏを生成する。
S_MP2RAGE＝（R1×R2＋X1×X2）／（R12＋X12＋R22＋X22) ・・・（３）
S_Ratio＝（R1×R2＋X1×X2)／(R22+X22) ・・・（４）
このとき、算出機能１５ｂは、第１データ４１から得られた複素画像ＧＲＥ１からリアル画像及びイマジナリ画像を再々構成し、第２データ４２から得られた複素画像ＧＲＥ２からもリアル画像及びイマジナリ画像を再々構成する。そして、算出機能１５ｂは、ＧＲＥ１から得られたリアル画像及びイマジナリ画像を、式（３）のＲ１及びＸ１にそれぞれ代入し、ＧＲＥ２から得られたリアル画像及びイマジナリ画像を、式（３）のＲ２及びＸ２にそれぞれ代入することで、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像Ｓ＿ＭＰ２ＲＡＧＥを生成する。また、算出機能１５ｂは、ＧＲＥ１から得られたリアル画像及びイマジナリ画像を、式（４）のＲ１及びＸ１にそれぞれ代入し、ＧＲＥ２から得られたリアル画像及びイマジナリ画像を、式（４）のＲ２及びＸ２にそれぞれ代入することで、比画像Ｓ＿Ｒａｔｉｏを生成する。
図５は、第１の実施形態に係る算出機能によって生成されるＭＰ２ＲＡＧＥ画像及び比画像の一例を示す図である。図５は、人体の頭部のＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３及び比画像４４と、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３における側脳室を通る直線５１上の画素値のプロファイル５２と、比画像４４における側脳室を通る直線５３上の画素値のプロファイル５４とを示している。例えば、プロファイル５２に示すように、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３では、側脳室内において、脳脊髄液（CerebroSpinal Fluid：ＣＳＦ）の部分にＴ１値の折り返しが発生する。一方、例えば、プロファイル５４に示すように、比画像４４では、側脳室内において折り返しが発生しておらず、正しい脳脊髄液の分布が得られる。
そして、算出機能１５ｂは、生成したＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３及び比画像４４を導出機能１５ｃに入力する。
その後、導出機能１５ｃが、算出された複素比信号値に基づいて、所定の複素積信号値に対応するＴ１値の複数の候補の中からＴ１値を選択する。このとき、導出機能１５ｃは、第１データ及び第２データが収集された際の撮像パラメータから得られる、複素積信号値とＴ１値との関係、及び、複素比信号値とＴ１値との関係に基づいて、複数の候補の中からＴ１値を選択する。
本実施形態では、導出機能１５ｃは、算出機能１５ｂから入力されたＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３及び比画像４４を用いて画素ごとにＴ１値を算出することで、Ｔ１マップを生成する。
図６は、第１の実施形態に係る導出機能の処理手順を示すフローチャートである。なお、以下で説明する各ステップは、例えば、処理回路１５が導出機能１５ｃに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。
例えば、図６に示すように、導出機能１５ｃは、まず、処理対象の画素を選択する（ステップＳ１０１）。続いて、導出機能１５ｃは、処理対象として選択した画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像の画素値に基づいて、Ｔ１値の候補を特定する（ステップＳ１０２）。
本実施形態では、処理回路１３の設定機能１３ａが、操作者から受け付けた撮像パラメータに基づいて、複素積信号値とＴ１値との関係、及び、複素比信号値とＴ１値との関係を求めておく。そして、設定機能１３ａは、それぞれの関係に基づいて、複素積信号値とＴ１値との間で値を変換するための変換テーブル、及び、複素比信号値とＴ１値との間で値を変換するための変換テーブルを作成し、記憶回路１１に保存しておく。なお、設定機能１３ａは、それぞれの関係を表す関数を生成して、記憶回路１１に保存しておいてもよい。
図７は、第１の実施形態に係る設定機能によって生成される変換テーブルの一例を示す図である。なお、図７は、各変換テーブルで対応付けられる値をグラフで示しており、図７の左側に示す図は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を示しており、図７の右側に示す図は、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を示している。
例えば、設定機能１３ａは、非特許文献１に記載された式及び上述した式（１）を用いて、操作者によって設定された撮像パラメータ（例えば、ＴＲやフリップ角α等）から、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係を求める。また、設定機能１３ａは、非特許文献１に記載された式及び上述した式（２）を用いて、操作者によって設定された撮像パラメータから、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係を求める。
そして、導出機能１５ｃは、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を表す変換テーブルを参照する（または、関数を用いる）ことで、処理対象として選択した画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像の画素値に対応するＴ１値の候補（Ｔ１値の答えの候補）を特定する。このとき、例えば、図７の左側の図に示すように、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係では、１つの信号強度に対してＴ１値の候補が複数存在することもある（例えば、信号強度が−０．５〜−０．４５の付近）。
続いて、導出機能１５ｃは、設定機能１３ａによって生成された変換テーブルを参照する（または、関数を用いる）ことで、処理対象として選択した画素の位置における比画像の画素値に対応するＴ１値の候補（Ｔ１値の答えの候補）を特定する（ステップＳ１０３）。このとき、例えば、図７の右側の図に示すように、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係では、１つの信号強度に対して１つのＴ１値の候補が特定される。
そして、導出機能１５ｃは、両者のＴ１候補を照合させることにより、１つのＴ１値（Ｔ１値の正解値）を特定する（ステップＳ１０４）。具体的には、導出機能１５ｃは、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像の画素値に基づいて特定したＴ１値の候補の中から、比画像の画素値に基づいて特定したＴ１値に近い方のＴ１値を選択する。
導出機能１５ｃは、上述した処理を全ての画素を対象として逐一実行することで、各画素のＴ１値を導出する（ステップＳ１０５）。これにより、導出機能１５ｃは、Ｔ１マップを生成する。そして、例えば、導出機能１５ｃは、生成したＴ１マップを記憶回路１１に保存したり、ディスプレイ１０に出力したりする。
図８は、第１の実施形態に係る導出機能によって生成されるＴ１マップの一例を示す図である。例えば、図８に示すように、導出機能１５ｃは、画素ごとに、Ｔ１値に応じて輝度値を変化させたＴ１マップを生成する。図８の左側に示す図は、比画像に基づく補正を行わずに、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像から直接Ｔ１値を算出した場合のＴ１マップ８１を示している。また、図８の右側に示す図は、上述したように比画像に基づく補正を行った場合のＴ１マップ８２を示している。例えば、図８に示すように、補正無しのＴ１マップ８１では、Ｔ１値の折り返しによって、側脳室内の輝度値が反転してしまっているが、補正有りのＴ１マップ８２では、側脳室内の輝度値が反転しておらず、Ｔ１値がより適切に表されていることが分かる。
上述したように、第１の実施形態によれば、より精度が高いＴ１マッピング法を実現することができる。
なお、上述した第１の実施形態では、導出機能１５ｃが、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係、及び、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係に基づいてＴ１値を選択する場合の例を説明したが、本実施形態はこれに限られない。例えば、導出機能１５ｃは、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係だけを用いて、Ｔ１値を選択してもよい。
この場合には、算出機能１５ｂは、ＩＲパルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素比の信号値である複素比信号値を画素単位で算出する。また、導出機能１５ｃは、算出機能１５ｂによって算出された複素比信号値に基づいて、各画素のＴ１値を導出する。すなわち、この場合には、算出機能１５ｂは、必ずしも、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像の信号値を算出しなくてもよい。導出機能１５ｃは、比画像の信号値から変換テーブルを参照してＴ１値を導出することになる。
このように、比画像の信号値のみからＴ１値を導出することも可能であるが、前述したように、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像の信号値に基づいてＴ１値を導出したほうが、有利な結果が得られると考えられる。なぜなら、非特許文献１に記載されているように、ノイズ伝搬の点でＭＰ２ＲＡＧＥ画像が比画像よりも有利であるからである。したがって、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像を元に、ノイズの影響を受けにくく安定的に選定されたＴ１値候補（場合によって複数存在する）に対して、比画像のＴ１値候補を照合させることによって、正確なＴ１値を確定させることが可能になるのである。
（第２の実施形態）
また、上述した第１の実施形態では、導出機能が比画像を入力とする場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、導出機能は、比画像から生成されたマスク画像を入力としてもよい。なお、ここでいうマスク画像とは、Ｔ１値の折り返しの有無を示すマスク値を画素値に持つ画像データである。
以下では、このような場合の例を第２の実施形態として説明する。なお、本実施形態では、ＭＲＩ装置１００の構成について、第１の実施形態と異なる点を中心に説明することとし、図１に示した構成要素と同様の役割を果たす構成要素については、同じ符号を付すこととして詳細な説明を省略する。
図９は、第２の実施形態に係る収集機能、再構成機能、算出機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。例えば、図９に示すように、本実施形態では、算出機能１１５ｂが、図４に示した比画像４４の代わりに、マスク画像９４を導出機能１１５ｃに入力する。
具体的には、算出機能１１５ｂは、複素積信号値とＴ１値との関係に基づいて、Ｔ１値の折り返しが発生する境界のＴ１値を特定し、複素比信号値とＴ１値との関係に基づいて、境界のＴ１値に対応する複素比信号値である基準の複素比信号値を特定する。そして、算出機能１１５ｂは、算出された複素比信号値が基準の複素比信号値より大きいか小さいかに応じて、Ｔ１値の折り返しが発生しているか否かを示す画素値を設定したマスク画像９４を生成する。
図１０は、第２の実施形態に係る算出機能によるマスク画像の生成を説明するための図である。図１０は、図７と同様に、各変換テーブルで対応付けられる値をグラフで示しており、図１０の左側に示す図は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を示し、図１０の右側に示す図は、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を示している。
例えば、算出機能１１５ｂは、図１０の左側に示す図のように、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を表す変換テーブルを参照して、折り返しが発生するＴ１値（図１０の例では、約３０００ｍｓ）を特定する。そして、例えば、算出機能１１５ｂは、特定したＴ１値より小さいＴ１値の範囲については、マスク値＝０と定義し、折り返しが発生するＴ１値以上のＴ１の範囲については、マスク値＝１と定義する。すなわち、マスク値＝０は、Ｔ１値の折り返しが発生していないことを示し、マスク値＝１は、Ｔ１値の折り返しが発生していることを示す。
その後、算出機能１１５ｂは、図１０の右側に示す図のように、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を表す変換テーブルを参照して、特定したＴ１値に対応する比画像における各画素の信号強度を基準の信号強度（図１０の例では、約−１）として特定する。そして、算出機能１１５ｂは、第１の実施形態と同様に生成した比画像４４において、基準の信号強度より大きな信号強度を有する画素については、マスク値＝０を設定し、基準の信号強度以下の信号強度を有する画素については、マスク値＝１を設定する。このように、算出機能１１５ｂは、比画像４４に含まれる各画素の画素値をマスク値に置き換えることで、マスク画像９４を生成する。
図１１は、第２の実施形態に係る算出機能によって生成されるマスク画像の一例を示す図である。例えば、図１１に示すように、算出機能１１５ｂによって、Ｔ１値の折り返しが発生している画素には「１」（図１１に示す白い部分の画素）が設定され、Ｔ１値の折り返しが発生していない画素には「０」（図１１に示す黒い部分の画素）が設定されたマスク画像９４が生成される。
そして、本実施形態では、導出機能１１５ｃが、算出された複素比信号値が基準の複素比信号値より大きいか小さいかに応じて、複数の候補の中からＴ１値を選択する。このとき、導出機能１１５ｃは、算出された複素比信号値が基準の複素比信号値より大きいか小さいかをマスク画像９４によって判断して、複数の候補の中からＴ１値を選択する。
図１２は、第２の実施形態に係る導出機能１１５ｃの処理手順を示すフローチャートである。なお、以下で説明する各ステップは、例えば、処理回路１５が導出機能１１５ｃに対応する所定のプログラムを記憶回路１１から呼び出して実行することにより実現される。
例えば、図１２に示すように、導出機能１１５ｃは、まず、処理対象の画素を選択する（ステップＳ２０１）。続いて、導出機能１１５ｃは、処理対象として選択した画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像の画素値に基づいて、Ｔ１値の候補を特定する（ステップＳ２０２）。
また、導出機能１１５ｃは、処理対象として選択した画素の位置におけるマスク画像９４の画素値を参照する（ステップＳ２０３）。そして、導出機能１１５ｃは、マスク画像９４の画素値に応じて、Ｔ１値の値を特定する（ステップＳ２０４）。
具体的には、マスク画像９４の画素値が「１」であった場合には、導出機能１１５ｃは、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を表す変換テーブルを参照して、処理対象の画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３の画素値に対応するＴ１値の候補を特定する。マスク画像９４の画素値が「１」である場合は、Ｔ１値の折り返しが発生していることになるので、この場合には、導出機能１１５ｃは、Ｔ１値の複数の候補のうち、大きい方のＴ１値を選択する。
一方、マスク画像９４の画素値が「０」であった場合には、導出機能１１５ｃは、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との対応を表す変換テーブルを参照して、処理対象の画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３の画素値に対応するＴ１値の候補を特定する。マスク画像９４の画素値が「０」である場合は、Ｔ１値の折り返しが発生していないことになるので、この場合には、導出機能１１５ｃは、Ｔ１値の複数の候補のうち、小さい方のＴ１値を選択する。
なお、例えば、図１０の左側に示した図のように、Ｔ１値に上限値（図１０の例では、５０００ｍｓ）があるときには、マスク値が「０」であった場合に、Ｔ１値の候補が複数になる場合（図１０の例では、信号強度が−０．５〜−０．４５付近の場合）と、１つになる場合（図１０の例では、信号強度が−０．４５付近〜０．５の場合）とがあり得る。したがって、導出機能１１５ｃは、マスク画像９４の画素値が「０」であった場合に、Ｔ１値の候補として１つのＴ１値が特定された場合には、特定されたＴ１値をそのまま用いる。すなわち、この場合には、導出機能１１５ｃは、処理対象の画素の位置におけるＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３の画素値に対応するＴ１値として、複数の候補の中からＴ１値を選択するのではなく、１つのＴ１値を直接的に特定することになる。
このように、マスク画像９４とＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３とを導出機能１１５ｃの入力とすることで、Ｔ１値を一意に決定することが可能になる。
導出機能１１５ｃは、上述した処理を全ての画素を対象として逐一実行することで、各画素のＴ１値を導出する（ステップＳ２０５）。これにより、導出機能１１５ｃは、Ｔ１マップを生成する。そして、例えば、導出機能１１５ｃは、生成したＴ１マップを記憶回路１１に保存したり、ディスプレイ１０に出力したりする。
図１３は、第２の実施形態に係る導出機能によって生成されるＴ１マップの一例を示す図である。例えば、図１３に示すように、導出機能１１５ｃは、画素ごとに、Ｔ１値に応じて輝度値を変化させたＴ１マップを生成する。図１３の左側に示す図は、比画像に基づく補正を行わずに、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像から直接Ｔ１値を算出した場合のＴ１マップ１３１を示している。また、図１３の中央に示す図は、上述したようにマスク画像９４に基づく補正を行った場合のＴ１マップ１３２を示している。また、図１３に示す右側の図は、マスク画像９４を示している。例えば、図１３に示すように、補正無しのＴ１マップ１３１では、Ｔ１値の折り返しによって、側脳室内の輝度値が反転してしまっているが、補正有りのＴ１マップ１３２では、側脳室内の輝度値が反転しておらず、Ｔ１値がより適切に表されていることが分かる。
上述した第２の実施形態によれば、第１の実施形態と同様に、より精度が高いＴ１マッピング法を実現することができる。
また、第２の実施形態によれば、比画像４４の代わりにマスク画像９４を導出機能１１５ｃの入力とすることで、導出機能１５ｃに提供する画像データのサイズを減らすことができ、導出機能１５ｃによる処理の負荷を軽減することができる。また、マスク画像９４を、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３の付帯情報の形で取り扱うことで、操作の煩雑さの低減等の効果も得られる。
（第３の実施形態）
なお、上述した第１及び第２の実施形態では、ＭＲＩ装置の実施形態を説明したが、本願が開示する画像処理方法の実施形態はこれに限られない。例えば、上述した画像処理方法は、ネットワークを介してＭＲＩ装置１００と接続された画像処理装置で実施することも可能である。以下では、第３の実施形態として、画像処理装置の実施形態を説明する。
図１４は、第３の実施形態に係る画像処理装置の構成例を示す図である。例えば、図１４に示すように、本実施形態に係る画像処理装置３００は、ネットワーク４００を介して、ＭＲＩ装置１００と、画像保管装置２００とに接続される。なお、画像処理装置３００は、ネットワーク４００を介して、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置や、超音波診断装置、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography)装置等の他の画像診断装置にさらに接続されてもよい。
ＭＲＩ装置１００は、磁気共鳴現象を利用して被検体の画像データを収集する。具体的には、ＭＲＩ装置１００は、操作者によって設定された撮像条件に基づいて各種撮像シーケンスを実行することで、被検体から磁気共鳴データを収集する。そして、ＭＲＩ装置１００は、収集した磁気共鳴データに対してフーリエ変換処理等の画像処理を施すことで、二次元又は三次元の画像データを生成する。
画像保管装置２００は、各種画像診断装置によって収集された画像データを保管する。具体的には、画像保管装置２００は、ネットワーク４００を介してＭＲＩ装置１００から画像データを取得し、取得した画像データを装置内又は装置外に設けられた記憶回路に記憶させる。例えば、画像保管装置２００は、サーバ装置等のコンピュータ機器によって実現される。
画像処理装置３００は、各種画像診断装置によって収集された画像データを処理する。具体的には、画像処理装置３００は、ネットワーク４００を介してＭＲＩ装置１００又は画像保管装置２００から画像データを取得し、装置内又は装置外に設けられた記憶回路に記憶させる。また、画像処理装置３００は、取得した画像データに対して各種画像処理を行い、画像処理を行う前又は画像処理を行った後の画像データをディスプレイ等に表示する。例えば、画像処理装置３００は、ワークステーション等のコンピュータ機器によって実現される。
例えば、図１４に示すように、画像処理装置３００は、Ｉ／Ｆ（インターフェース）回路３１０と、記憶回路３２０と、入力回路３３０と、ディスプレイ３４０と、処理回路３５０とを有する。
Ｉ／Ｆ回路３１０は、画像処理装置３００と、ネットワーク４００を介して接続された他の装置との間で送受信される各種データの伝送及び通信を制御する。具体的には、Ｉ／Ｆ回路３１０は、処理回路３５０に接続され、処理回路３５０から出力される画像データを所定の通信プロトコルに準拠した形式に変換し、ＭＲＩ装置１００又は画像保管装置２００に送信する。また、Ｉ／Ｆ回路３１０は、ＭＲＩ装置１００又は画像保管装置２００から受信した画像データを処理回路３５０に出力する。例えば、Ｉ／Ｆ回路３１０は、ネットワークカードやネットワークアダプタ、ＮＩＣ（Network Interface Controller）等によって実現される。
記憶回路３２０は、各種データを記憶する。具体的には、記憶回路３２０は、処理回路３５０に接続され、処理回路３５０から送られる命令に応じて、入力された画像データを記憶し、又は、記憶している画像データを処理回路３５０に出力する。例えば、記憶回路３２０は、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスク等によって実現される。
入力回路３３０は、操作者から各種指示及び各種情報の入力操作を受け付ける。具体的には、入力回路３３０は、処理回路３５０に接続され、操作者から受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路３５０に出力する。例えば、入力回路３３０は、トラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、タッチパネル等によって実現される。
ディスプレイ３４０は、各種情報及び各種画像を表示する。具体的には、ディスプレイ３４０は、処理回路３５０に接続され、処理回路３５０から出力される画像データに基づいて、各種の形式で画像を表示する。例えば、ディスプレイ３４０は、液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。
処理回路３５０は、入力回路３３０を介して操作者から受け付けた入力操作に応じて、画像処理装置３００が有する各構成要素を制御する。具体的には、処理回路３５０は、Ｉ／Ｆ回路３１０から出力される画像データを記憶回路３２０に記憶させる。また、処理回路３５０は、記憶回路３２０から読み出した画像データをディスプレイ３４０に表示する。例えば、処理回路３５０は、プロセッサによって実現される。
ここで、上述した処理回路３５０が有する各処理機能は、例えば、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態で記憶回路３２０に記憶される。処理回路３５０は、各プログラムを記憶回路３２０から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する処理機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３５０は、図１４に示した各処理機能を有することとなる。
なお、図１４では、処理回路３５０が有する処理機能が単一の処理回路３５０によって実現される場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、処理回路３５０は、複数の独立したプロセッサを組み合わせて構成され、各プロセッサが各プログラムを実行することにより各処理機能を実現するものとしても構わない。また、処理回路３５０が有する各処理機能は、単一又は複数の処理回路に適宜に分散又は統合されて実現されてもよい。
このような構成のもと、本実施形態では、画像処理装置３００の処理回路３５０が、取得機能３５１と、導出機能３５２とを有する。なお、取得機能は、特許請求の範囲における取得部の一例であり、導出機能は、特許請求の範囲における導出部の一例である。
取得機能３５１は、ＩＲパルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて画素単位で算出された複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを取得する。また、導出機能３５２は、取得された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出する。
例えば、ＭＲＩ装置１００が第１の実施形態で説明した機能を有する場合には、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３と比画像４４とをＭＲＩ装置１００から取得する。
図１５は、第３の実施形態に係る取得機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。例えば、図１５に示すように、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３と比画像４４とをＭＲＩ装置１００から取得する。
ここで、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３及び比画像４４とともに、これらの画像の元データをＭＰ２ＲＡＧＥ法により収集した際の撮像パラメータ、及び、当該撮像パラメータに基づいて生成された変換テーブルもＭＲＩ装置１００から取得する。ここでいう変換テーブルとは、第１の実施形態で説明したように、複素積信号値とＴ１値との間で値を変換するための変換テーブル、及び、複素比信号値とＴ１値との間で値を変換するための変換テーブルである。なお、取得機能３５１は、撮像パラメータ及び変換テーブルの両方を取得してもよいし、いずれか一方のみを取得してもよい。撮像パラメータのみを取得する場合には、取得機能３５１は、第１の実施形態で説明した設定機能１３ａと同様に、取得した撮像パラメータから変換テーブルを生成する機能をさらに有する。
その後、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、比画像４４及び変換テーブルを導出機能３５２に入力する。例えば、取得機能３５１は、ＭＲＩ装置１００から取得した各画像を記憶回路３２０に保存し、導出機能３５２が、記憶回路３２０に保存された各情報を読み出して入力する。
そして、導出機能３５２は、入力されたＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、比画像４４及び変換テーブルを用いて画素ごとにＴ１値を算出することで、Ｔ１マップを生成する。このとき、導出機能３５２は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、比画像４４及び変換テーブルを用いて、第１の実施形態で説明した導出機能１５ｃと同様の方法で、Ｔ１マップを生成する。
なお、例えば、第３の実施形態でも、導出機能３５２は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係、及び、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係に基づいてＴ１値を選択する場合に限られず、比画像における各画素の信号強度とＴ１値との関係だけを用いて、Ｔ１値を選択してもよい。
また、例えば、ＭＲＩ装置１００が第２の実施形態で説明した機能を有する場合には、取得機能は、比画像４４の代わりに、マスク画像９４をＭＲＩ装置１００から取得してもよい。
図１６は、第３の実施形態に係る取得機能及び導出機能の詳細を説明するための図である。例えば、図１６に示すように、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３とマスク画像９４とをＭＲＩ装置１００から取得する。
ここで、取得機能３５１は、上述した例と同様に、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３及びマスク画像９４とともに、これらの画像の元データをＭＰ２ＲＡＧＥ法により収集した際の撮像パラメータ、及び、当該撮像パラメータに基づいて生成された変換テーブルもＭＲＩ装置１００から取得する。この場合も、取得機能３５１は、撮像パラメータ及び変換テーブルの両方を取得してもよいし、いずれか一方のみを取得してもよい。撮像パラメータのみを取得する場合には、取得機能３５１は、取得した撮像パラメータから変換テーブルを生成する機能をさらに有する。
その後、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、マスク画像９４及び変換テーブルを導出機能３５２に入力する。例えば、上述した例と同様に、取得機能３５１は、ＭＲＩ装置１００から取得した各画像を記憶回路３２０に保存し、導出機能３５２が、記憶回路３２０に保存された各情報を読み出して入力する。
そして、導出機能３５２は、入力されたＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、マスク画像９４及び変換テーブルを用いて画素ごとにＴ１値を算出することで、Ｔ１マップを生成する。このとき、導出機能３５２は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３、マスク画像９４及び変換テーブルを用いて、第２の実施形態で説明した導出機能１５ｃと同様の方法で、Ｔ１マップを生成する。
なお、上述した例では、取得機能３５１は、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像４３や比画像４４、マスク画像９４、撮像パラメータ、変換テーブルをＭＲＩ装置１００から取得することとしたが、実施形態はこれに限られない。例えば、これらの情報が画像保管装置２００に保存されている場合には、取得機能３５１は、画像保管装置２００から各画像を取得してもよい。
なお、例えば、ＭＲＩ装置１００から画像処理装置３００へ送信されるマスク画像や撮像パラメータ、変換テーブル等の情報は、対応するＭＰ２ＲＡＧＥ画像の付帯情報として、ＭＰ２ＲＡＧＥ画像のデータに付与されて送信される。例えば、ＭＲＩ装置１００から画像処理装置３００との間で、ＤＩＣＯＭ（Digital Imaging and Communication in Medicine）に準拠したデータ通信が行われる場合には、ＤＩＣＯＭのフォーマットで用意された付帯情報の項目に各情報が設定されて送信されてもよい。
また、ＭＲＩ装置１００から取得機能３５１へ送信される各情報は、ＭＲＩ装置１００が各情報を生成したタイミングで送信してもよいし、取得機能３５１が操作者からの指示に応じてＭＲＩ装置１００に送信要求を送ることで、ＭＲＩ装置１００から取得してもよい。
上述した第３の実施形態によれば、第１及び第２の実施形態と同様に、より精度が高いＴ１マッピング法を実現することができる。
また、第３の実施形態によれば、取得機能３５１がマスク画像９４をＭＲＩ装置１００から取得することとした場合には、比画像４４を取得する場合と比べて、転送時間の短縮や、操作の煩雑さの低減等の効果も得られる。
上述した各実施形態によれば、Ｂ１ムラに影響されにくいＭＰ２ＲＡＧＥ画像の特性を生かし、Ｔ１値の折り返しを適切に扱った精度の高いＴ１マッピング法を実現することができる。さらに、Ｔ１値の折り返しが発生しやすい条件、例えば、フリップ角を小さくした場合や、ＩＲパルス間の時間間隔を小さくした場合にも正確なＴ１マップを生成することができる。これにより、Ｂ１ムラの影響がより小さいＭＰ２ＲＡＧＥ法によるＴ１マッピング法や、撮像時間の短いＭＰ２ＲＡＧＥ法によるＴ１マッピング法を実現することができる。
なお、上述した各実施形態では、リアル画像として求めたＭＰ２ＲＡＧＥ画像を導出機能の入力とした場合の例を説明したが、実施形態はこれに限られない。例えば、導出機能は、ＭＰ２ＲＡＧＥ信号を複素画像のまま入力としてもよい。
また、上述した各実施形態において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。ここで、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むように構成しても構わない。この場合には、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。また、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成され、その機能を実現するようにしてもよい。
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、より精度が高いＴ１マッピング法を実現することができる。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
１００ 磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置
１５ 処理回路
１５ｂ 算出機能
１５ｃ 導出機能

Claims (13)

  1. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを画素単位で算出し、
    算出された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出する
    ことを含む、画像処理方法。
  2. 前記第１データと前記第２データとは、異なるＴＩ（Inversion Time）で収集されたデータである
    請求項１に記載の画像処理方法。
  3. 前記Ｔ１値を導出するステップは、前記算出された複素比信号値に基づいて、所定の複素積信号値に対応するＴ１値の複数の候補の中からＴ１値を選択する
    ことを含む、請求項１又は２に記載の画像処理方法。
  4. 前記Ｔ１値を導出するステップは、前記第１データ及び前記第２データが収集された際の撮像パラメータから得られる、複素積信号値とＴ１値との関係、及び、複素比信号値とＴ１値との関係に基づいて、前記複数の候補の中からＴ１値を選択する
    ことを含む、請求項３に記載の画像処理方法。
  5. 前記Ｔ１値を導出するステップは、
    前記複素比信号値とＴ１値との関係に基づいて、前記算出された複素比信号値に対応するＴ１値を特定し、
    特定したＴ１値に近い方のＴ１値を前記複数の候補の中から選択する
    ことを含む、請求項４に記載の画像処理方法。
  6. 前記複素積信号値と前記複素比信号値とを算出するステップは、
    前記複素積信号値とＴ１値との関係に基づいて、Ｔ１値の折り返しが発生する境界のＴ１値を特定し、
    前記複素比信号値とＴ１値との関係に基づいて、前記境界のＴ１値に対応する複素比信号値である基準の複素比信号値を特定する
    ことを含み、
    前記Ｔ１値を導出するステップは、
    前記算出された複素比信号値が前記基準の複素比信号値より大きいか小さいかに応じて、前記複数の候補の中からＴ１値を選択する
    ことを含む、請求項４に記載の画像処理方法。
  7. 前記複素積信号値と前記複素比信号値とを算出するステップは、前記算出された複素比信号値が前記基準の複素比信号値より大きいか小さいかに応じて、Ｔ１値の折り返しが発生しているか否かを示す画素値を設定したマスク画像を生成する
    ことを含み、
    前記Ｔ１値を導出するステップは、前記マスク画像において折り返しが発生していることを示す画素値が設定されている画素について、前記複数の候補の中からＴ１値を選択する
    ことを含む、請求項６に記載の画像処理方法。
  8. 前記複素積信号値と前記複素比信号値とを算出するステップは、
    前記第１データの信号値と前記第２データの信号値とを乗じて得られる値を、前記第１データの信号値の２乗と前記第２データの信号値の２乗とを加算して得られる値で除することで前記複素積信号値を算出し、
    前記第１データの信号値を前記第２データの信号値で除することで前記複素比信号値を算出する
    ことを含む、請求項１〜７のいずれか一つに記載の画像処理方法。
  9. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素比の信号値である複素比信号値を画素単位で算出し、
    算出された複素比信号値に基づいて、各画素のＴ１値を導出する
    ことを含む、画像処理方法。
  10. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて画素単位で算出された複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを取得する取得部と、
    取得された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出する導出部と
    を備える、画像処理装置。
  11. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて画素単位で算出された複素比の信号値である複素比信号値を取得する取得部と、
    取得された複素比信号値に基づいて、各画素のＴ１値を導出する導出部と
    を備える、画像処理装置。
  12. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素積の信号値である複素積信号値と複素比の信号値である複素比信号値とを画素単位で算出する算出部と、
    算出された複素比信号値に基づいて選択された複素積信号値により、画素のＴ１値を導出する導出部と
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。
  13. ＩＲ（Inversion Recovery）パルスの印加後にグラディエントエコー法により連続して収集された第１データ及び第２データを用いて、複素比の信号値である複素比信号値を画素単位で算出する算出部と、
    算出された複素比信号値に基づいて、各画素のＴ１値を導出する導出部と
    を備える、磁気共鳴イメージング装置。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7907760B2 (en) * 2007-03-08 2011-03-15 Allegheny-Singer Research Institute Single coil parallel imaging
EP2765437B1 (en) * 2013-02-12 2020-05-06 Siemens Healthcare GmbH A simple method to denoise ratio images in magnetic resonance imaging
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