JP6618754B2 - 磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び画像処理方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び画像処理方法に関する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ：Magnetic Resonance Imaging）装置で取得される画像の位相信号から、組織の磁化率を算出する定量的磁化率マッピング（ＱＳＭ：Quantitative Susceptibility Mapping）が知られている。

定量的磁化率マッピングは、生体状態の指標や特定の病状を画像化するバイオマーカイメージングの１つと考えることができる。組織の磁化率をマッピングすることによって、鉄分や鉄沈着に関連する疾患の診断が可能となる。例えば、アルツハイマー病や多発性硬化症における異常部位は鉄沈着を起こすと言われている。このような脳内の鉄沈着部位を定量的磁化率マッピングで確認することが可能となる。

また、従来のＭＲＩ装置の画像では、脳内出血部位と石灰化部位との区別がつきにくかったため、脳内出血部位と石灰化部位との判別には主にＣＴ装置が用いられてきた。一方、水の磁化率を基準としてゼロとした場合、石灰の磁化率はマイナスとなり、血液の磁化率はプラスとなることが知られている。このため、定量的磁化率マッピングにより、Ｘ線被曝のないＭＲＩ装置によっても、脳内出血部位と石灰化部位とを判別することが可能となる。

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本発明が解決しようとする課題は、推定精度の高い定量的磁化率画像を生成する磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び画像処理方法を提供することである。

実施形態の磁気共鳴イメージング装置は、被検体からの磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する第１の生成部と、前記画像の信頼度を示す情報に基づいて信頼度マップを算出する算出部と、体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、前記信頼度マップを用いて前記画像から生成する第２の生成部と、を備える。

第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の構成例を示す図。 ＲＦコイルの例を示す図。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の機能ブロック図。 第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置の処理例を示すフローチャート。 感度マップから信頼度マップを生成する処理の概念を説明する図。 ＭＲ信号から脳の形態画像と位相画像とを生成する処理の概念を説明する図。 位相折り返し除去前と位相折り返し除去後の脳の位相画像を例示する図。 位相折り返し除去後の脳の位相画像と、背景磁場影響除去処理を行った後の脳の組織位相画像とを例示する図。 組織位相画像と定量的磁化率画像とを例示する図。 重み無しの最適化処理で生成した定量的磁化率画像と、信頼度マップによる重み付きの最適化処理によって生成した定量的磁化率画像とを例示する図。 ディスプレイに定量的磁化率画像を表示する例を示す図。 信頼度マップを生成する複数の方法を例示する図。 第２の実施形態の画像処理装置の機能ブロック図。

実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置、画像処理装置、及び画像処理方法について、添付図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をするものとして、重複する説明を適宜省略する。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の全体構成を示すブロック図である。磁気共鳴イメージング装置１は、磁石架台１００、制御キャビネット３００、コンソール４００、寝台５００、及びＲＦ（Radio Frequency）コイル２０を備える。

磁石架台１００は、静磁場磁石１０、傾斜磁場コイル１１、及びＷＢ（Whole Body）コイル１２を有している。これらの構成品は円筒状の筐体に収納されている。寝台５００は、寝台本体５０と天板５１を有している。

制御キャビネット３００は、静磁場用電源３０、傾斜磁場電源３１（Ｘ軸用３１ｘ、Ｙ軸用３１ｙ、Ｚ軸用３１ｚ）、コイル選択回路３６、ＲＦ受信器３２、ＲＦ送信器３３、及びシーケンスコントローラ３４を備えている。

コンソール４００は、処理回路４０、記憶回路４１、入力デバイス４２、及びディスプレイ４３を備えている。コンソール４００は、ホスト計算機として機能する。

磁石架台１００の静磁場磁石１０は、概略円筒形状をなしており、被検体、例えば患者、が搬送されるボア内に静磁場を発生させる。ボアとは、磁石架台１００の円筒内部の空間のことである。静磁場磁石１０は超電導コイルを内蔵し、液体ヘリウムによって超電導コイルが極低温に冷却されている。静磁場磁石１０は、励磁モードにおいて静磁場用電源３０から供給される電流を超電導コイルに印加することで静磁場を発生する。その後、永久電流モードに移行すると、静磁場用電源３０は切り離される。一旦永久電流モードに移行すると、静磁場磁石１０は長時間、例えば１年以上に亘って、大きな静磁場を発生し続ける。なお、図１において、被検体の胸部にある黒丸は、磁場中心を示している。

傾斜磁場コイル１１も概略円筒形状をなし、静磁場磁石１０の内側に固定されている。この傾斜磁場コイル１１は、傾斜磁場電源（３１ｘ、３１ｙ、３１ｚ）から供給される電流によりＸ軸，Ｙ軸，Ｚ軸の方向に傾斜磁場を被検体に印加する。

寝台５００の寝台本体５０は天板５１を上下方向及び水平方向に移動することができる。撮像前に天板５１に載置された被検体を所定の高さまで移動させる。その後、撮像時には天板５１を水平方向に移動させて被検体をボア内に移動させる。

ＷＢコイル１２は全身用コイルとも呼ばれ、傾斜磁場コイル１１の内側に被検体を取り囲むように概略円筒形状に固定されている。ＷＢコイル１２は、ＲＦ送信器３３から伝送されるＲＦパルスを被検体に向けて送信する。また、水素原子核の励起によって被検体から放出される磁気共鳴信号、即ちＭＲ（Magnetic Resonance）信号を受信する。

磁気共鳴イメージング装置１は、ＷＢコイル１２の他、図１に示すようにＲＦコイル２０を備える。ＲＦコイル２０は、被検体の体表面に近接して載置されるコイルである。ＲＦコイル２０は、後述するように複数の要素コイルを備えている。これら複数の要素コイルは、ＲＦコイル２０の内部でアレイ状に配列されるため、ＰＡＣ（Phased Array Coil）と呼ばれることもある。ＲＦコイル２０には幾つかの種別がある。例えば、ＲＦコイル２０として、図１に示すように被検体の胸部や腹部、或いは脚部に設置されるボディコイル（Body Coil）や、被検体の背側に設置されるスパインコイル（Spine Coil）といった種別がある。この他、ＲＦコイル２０として、被検体の頭部を撮像するための頭部コイル（Head Coil）や、足を撮像するためのフットコイル（Foot Coil）といった種別もある。図１では、これらのＲＦコイルのうち、ボディコイル、スパインコイル、及び頭部コイルを例示している。ＲＦコイル２０の多くは受信専用のコイルであるが、頭部コイルの中には、送信と受信を双方行う種別のものもある。ＲＦコイル２０はケーブルを介して天板５１と着脱可能に構成されている。

ＲＦ送信器３３は、シーケンスコントローラ３４からの指示に基づいてＲＦパルスを生成する。生成したＲＦパルスはＷＢコイル１２に伝送され、被検体に印加される。ＲＦパルスの印加によって被検体からＭＲ信号が発生する。このＭＲ信号をＲＦコイル２０又はＷＢコイル１１が受信する。

ＲＦコイル２０で受信したＭＲ信号、より具体的には、ＲＦコイル２０内の各要素コイルで受信したＭＲ信号は、天板５１及び寝台本体５０に設けられたケーブルを介してコイル選択回路３６に伝送される。各要素コイルの出力経路や、ＷＢコイル１２の出力経路はチャネルと呼ばれる。このため、各要素コイルやＷＢコイル１２から出力される夫々のＭＲ信号をチャネル信号と呼ぶこともある。ＷＢコイル１２で受信したチャネル信号もコイル選択回路３６に伝送される。

コイル選択回路３６は、ＲＦコイル２０から出力されるチャネル信号、或いはＷＢコイルから出力されるチャネル信号を、シーケンスコントローラ３４或いはコンソール４００から出力される制御信号に応じて選択する。

選択されたチャネル信号はＲＦ受信器３２に出力される。ＲＦ受信器３２は、チャネル信号、即ちＭＲ信号をＡＤ（Analog to Digital）変換して、シーケンスコントローラ３４に出力する。デジタルに変化されたＭＲ信号は、生データ（Raw Data）と呼ばれることもある。なお、ＡＤ変換は、ＲＦコイル２０の内部やコイル選択回路３６で行ってもよい。

シーケンスコントローラ３４は、コンソール４００による制御のもと、傾斜磁場電源３１、ＲＦ送信器３３及びＲＦ受信器３２をそれぞれ駆動することによって被検体のスキャンを行う。スキャンによってＲＦ受信器３２から生データを受信すると、シーケンスコントローラ３４は、その生データをコンソール４００に送信する。

シーケンスコントローラ３４は、処理回路（図示を省略）を具備している。この処理回路は、例えば所定のプログラムを実行するプロセッサや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）等のハードウェアで構成される。

コンソール４００は、記憶回路４１、入力デバイス４３、ディスプレイ４２、及び処理回路４０を備える。記憶回路４１は、ＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）の他、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）や光ディスク装置等の外部記憶装置を含む記憶媒体である。記憶回路４１は、各種の情報やデータを記憶する他、処理回路４０が具備するプロセッサが実行する各種のプログラムを記憶する。

入力デバイス４３は、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、タッチパネル等であり、各種の情報やデータを操作者が入力するための種々のデバイスを含む。ディスプレイ４２は、液晶ディスプレイパネル、プラズマディスプレイパネル、有機ＥＬパネル等の表示デバイスである。

処理回路４０は、例えば、ＣＰＵや、専用又は汎用のプロセッサを備える回路である。プロセッサは、記憶回路４１に記憶した各種のプログラムを実行することによって、後述する各種の機能を実現する。処理回路４０は、ＦＰＧＡやＡＳＩＣ等のハードウェアで構成してもよい。これらのハードウェアによっても後述する各種の機能を実現することができる。また、処理回路４０は、プロセッサとプログラムによるソフトウェア処理と、ハードウェア処理とを組わせて、各種の機能を実現することもできる。

図２は、頭部コイルとして構成されたＲＦコイル２０の構成例を示す図である。頭部コイルとしてのＲＦコイル２０は、図１、図２（ａ）、図２（ｂ）に示すように、被検体の頭部をカバーするように設置される。頭部コイル、ボディコイル、スパインコイル等のＲＦコイル２０は、その内部に複数の要素コイル２００を具備している。図２（ａ）、（ｂ）に例示する頭部コイルでは、図２（ｂ）に示すように頭部のアキシャル面の周りに５つの要素コイル２００が配列されている。そして、これらの配列が頭部の頭足方向（Ｚ方向）に２列されている。図２（ａ）、（ｂ）はあくまで頭部コイルの一例を示すものであり、要素コイル２００の数や配列はこれに限定されるものではない。

図３は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１のうち、特にコンソール４００で実現される機能を示すブロック図である。また、図４は、第１の実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置１の処理例を示すフローチャートである。

図３に示すように、コンソール４００の処理回路４０は、撮像条件設定機能４０１、再構成機能４０２、信頼度マップ生成機能４０３、形態画像生成機能４０４、位相画像処理機能４０６、及び磁化率画像生成機能４０６を実現する。これらの各機能は、例えば、処理回路４０が具備するプロセッサが、記憶回路４１に記憶される所定のプログラムを実行することによって実現される。上記の各機能について、図４のフローチャートにしたがって説明する。

図４に示すフローチャートは、被検体の診断用画像を得る本スキャンにおいて、パラレルイメージングを用いた高速撮像法を適用する例を示しているが、実施形態の磁気共鳴イメージング装置１は、パラレルイメージング以外の撮像法にも適用可能である。

パラレルイメージングでは、ＲＦコイル２０内の複数の要素コイル２００のそれぞれに対応した複数の縮小画像が生成される。これらの複数の縮小画像は、位相エンコード方向に間引きされたデータから生成されるためエリアシングを持っている。エリアシングをもつ各縮小画像は、複数の要素コイル２００の感度マップの情報を用いて展開処理され、エリアシングの除去された画像が生成される。このように、パラレルイメージングでは、被検体に対する各要素コイル２００の感度分布を示す感度マップが必要となる。そこで、本スキャンの前に準備スキャンが行われ、この準備スキャンにおいて被検体から収集したＭＲ信号を用いて感度マップが生成される。

図４のステップＳＴ１００は撮像条件設定機能４０１に対応するステップである。ステップＳＴ１００では、処理回路４０が、操作者からの撮像条件の設定を受け付ける。記憶回路４１には、撮像目的や撮像部位毎に、準備スキャン用のパルスシーケンス群や、本スキャン用のパルスシーケンス群に関する各種の撮像パラメータの初期値が記憶されている。例えば、ＴＲ（Repetition Time）、ＴＥ（Echo Time）、フリップ角、スライス厚、スライス枚数等の撮像パラメータの初期値がパルスシーケンス群毎に記憶されている。処理回路４０は、ＧＵＩ（Graphical User Interface ）を介して、撮像目的や撮像部位毎に操作者にパルスシーケンス群を提示し、操作者からパルスシーケンス群や撮像パラメータの選択や変更を受け付けることで、準備スキャンや本スキャンで実行されるパルスシーケンス群や撮像パラメータを撮像条件として確定する。処理回路４０は、確定した撮像条件をシーケンスコントローラ３４に対して設定する。

撮像条件の設定後、操作者から準備スキャンの開始が指示されると、ステップＳＴ１０１において、シーケンスコントローラ３４は、設定された準備スキャンの撮像条件に従って準備スキャンを実施する。

準備スキャンの実施によって各要素コイル２００で受信されたＭＲ信号、及びＷＢコイル１２で受信されたＭＲ信号を、シーケンスコントローラ３４を介して、処理回路４０が収集する。なお、準備スキャンには、シミングのためのスキャンや、位置決め画像を取得するためのスキャンが含まれてもよい。

ステップＳＴ１０２は、再構成処理機能４０２に対応するステップである。ステップＳＴ１０２において、処理回路４０は、収集した夫々の要素コイル２００のＭＲ信号、及びＷＢコイル１２のＭＲ信号を再構成して、要素コイル２００毎の感度分布を示す感度マップを生成する。例えば、処理回路４０は、要素コイル２００毎の再構成画像の強度分布を、ＷＢコイル１２の再構成画像の強度分布で除算して、要素コイル２００毎の感度マップを生成する。生成された各感度マップは、記憶回路４１に保存され、パラレルイメージングの展開処理に用いられる他、本実施形態では、次のステップＳＴ１０３における信頼度マップの生成処理に用いられる。

ステップＳＴ１０３は、信頼度マップ生成機能４０３に対応するステップである。ステップＳＴ１０３において、処理回路４０は、ステップＳＴ１０２で生成した複数の感度マップから１つの信頼度マップを生成する。より具体的には、処理回路４０は、複数の感度マップから１つのジオメトリファクタ（Geometry Factor）の空間分布、即ちジオメトリファクタマップを生成する。さらに、処理回路４０は、生成したジオメトリファクタマップの逆数、即ち、ジオメトリファクタの逆数マップ、を信頼度マップとする。

図５は、頭部コイルが具備する５つの要素コイル２００Ａ〜２００Ｅから、夫々対応する５つの感度マップＡ〜感度マップＥを生成し、５つの感度マップＡ〜感度マップＥから１つの信頼度マップを生成する処理の概念を示す図である。

複数の感度マップから１つのジオメトリファクタ（Geometry Factor）の空間分布を生成する方法は、例えば、非特許文献２に記載されている方法を用いれば良い。また、非特許文献２には、ＳＥＮＳＥ法に基づくパラレルイメージングの展開画像のＳＮＲ（信号対雑音比）が、ジオメトリファクタの逆数に比例することが示されている。したがって、ステップＳＴ１０３で生成される信頼度マップは、パラレルイメージングで生成される展開画像のＳＮＲが高い位置ほど大きな値を有するマップである、と言うことができる。また、ステップＳＴ１０３で生成される信頼度マップは、パラレルイメージングで生成される展開画像の信号値の算出精度が高い位置ほど大きな値を有するマップである、と言うこともできる。

図５に示す信頼度マップは、１つのアキシャル面（Ｘ−Ｙ面）のスライスに対応するものであるが、Ｚ方向の複数のスライスに対応する信頼度マップを集めることによって、３次元の信頼度マップを生成することができる。

次に、操作者から本スキャンの開始が指示されると（ステップＳＴ１０４のＹＥＳ）、シーケンスコントローラ３４は、ステップＳＴ１０５で、設定された本スキャンの撮像条件に従って本スキャンを実施する。ここでは、本スキャンとして、パラレルイメージングによる高速撮像が行われる。

ステップＳＴ１０６は、再構成機能５０２に対応するステップである。ステップＳＴ１０６において、処理回路４０は、収集した夫々の要素コイル２００のＭＲ信号を再構成して、夫々の要素コイル２００に対応するエリアシングのある縮小画像を生成する。その後、処理回路４０は、各縮小画像を、感度マップを用いて展開処理することによって、エリアシングが除去された展開画像を生成する。この段階での展開画像は、各画素の値が複素数で与えられる複素画像である。

ステップＳＴ１０７は、形態画像生成機能４０４に対応するステップである。ステップＳＴ１０７において、処理回路４０は、展開画像の各画素における複素数を強度、例えば、絶対値や二乗値、に変換して、通常の画像診断に供される形態画像を生成する。

ステップＳＴ１０８からステップＳＴ１１０までは、位相画像処理機能４０５に対応するステップである。

ステップＳＴ１０８において、処理回路４０は、展開画像の各画素における複素数を位相量θに変換して、位相画像を生成する。例えば、処理回路４０は、θ＝tan^−１（虚部／実部）による変換を行って位相画像を生成する。

図６は、本スキャンで収集されたＭＲ信号から、脳の形態画像と位相画像とを生成するまでの処理（ステップＳＴ１０６からステップＳＴ１０８までの処理）の概念を説明する図である。図６の右下に示すように、ステップＳＴ１０８で生成される位相画像は、±πの範囲で折り返された位相画像である。

ステップＳＴ１０９において、処理回路４０は、ステップＳＴ１０８で得られた位相画像の位相折り返し除去処理を行う。図７は、位相折り返し除去前の脳の位相画像（図６の右下と同じ図）と、位相折り返し除去後の脳の位相画像とを例示する図である。

位相折り返し除去処理としては、ＭＲＩの技術分野や、ＳＡＲ（Synthetic Aperture Radar）の技術分野などで使用される公知の処理法を用いることができる。例えば、領域拡張法、ラプラシアン法、グラフカット法等の公知技術を用いて、処理回路４０は、位相折り返し除去処理を行うことができる。

次に、ステップＳＴ１１０において、処理回路４０は、位相折り返しが除去された位相画像に対して、背景磁場影響除去処理を行う。位相折り返し除去後の位相画像は、体内組織の磁化率に起因する位相と、背景磁場の影響に起因する位相とが重畳している。そして、背景磁場の影響に起因する位相の方が、体内組織の磁化率に起因する位相よりもはるかに大きく、例えば、１０倍以上大きい。したがって、体内組織の磁化率を精度良く求めるためには、位相折り返しが除去された位相画像から、背景磁場の影響に起因する位相を取り除く処理、即ち、背景磁場影響除去処理が必要となる。

背景磁場影響除去処理としては、非特許文献３、４、５等に開示されている、ハイパスフィルタを適用する方法、ＳＨＡＲＰ（Sophisticated Harmonic Artifact Reduction on Phase data）法（改良ＳＨＡＲＰ法、及びＲＥＳＨＡＲＰ（Regularization-Enabled SHARP）法を含む）、ＰＤＦ（Projection onto Dipole Field）法などの種々の方法を用いることができる。

処理回路４０は、上記のいずれかの背景磁場影響除去処理を、位相折り返し除去後の位相画像に対して行い、背景磁場の影響が除去された位相画像、即ち、組織位相画像を生成する。図８は、位相折り返し除去後の脳の位相画像（図７の右側の図）と、背景磁場影響除去処理を行った後の脳の組織位相画像とを例示している。

次のステップＳＴ１１１は、磁化率画像生成機能４０６に対応するステップである。ステップＳＴ１１１では、処理回路４０は、体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、信頼度マップを用いて、組織位相画像から生成する。具体的には、処理回路４０は、組織位相画像の各画素の位相θから磁化率χを、以下に示す方法によって画素毎に算出することにより、定量的磁化率画像を生成する。

非特許文献１によると、組織位相画像の位相θと磁化率χの間には、以下の（式１）、（式２）で示す関係がある。

ここで、（式１）のχは磁化率であり、ｄはダイポールカーネル（dipole kernel）と呼ばれる磁気双極子のふるまいを表わす係数である。記号＊は、畳み込み積分を表わす。δはローカルフィールドマップと呼ばれ、（式２）で示すように、組織位相画像の位相θを、磁気回転比γ、磁場強度Ｂ_０、及びエコー時間ＴＥで除算した値である。

（式１）の畳み込み積分はフーリエ変換することによって、次の（式３）で示すように、乗算化することができる。

ここで、Ｆ[]はフーリエ変換を表わし、Ｆ^-1[]は逆フーリエ変換を表わす。また、（式３）のＤは（式１）のｄのフーリエ変換であり、ｋ空間の位置座標（kx, ky, kz）により、次の（式４）で表される。

（式３）より、δをフーリエ変換すると、ＤとＦ[χ]の積（Ｆ[δ]＝ＤＦ[χ]）となることがわかる。したがって、δのフーリエ変換をＤで除算してＦ[χ]を求め、Ｆ[χ]を逆フーリエ変換すれば、磁化率χを算出することができる。しかしながら、（式４）から判るように、Ｄの逆数は、
のときにゼロとなるため、Ｄの除算によってＦ[χ]を求める方法は、不良設定問題（ill-posed problem）となる。

上記の不良設定問題に対しては、次の（式６）による、磁化率χの空間的滑らかさや、エッジ構造等の正則化項（regularization term）を付加した最適化処理によって、磁化率χの近似解を安定的に得る方法がある。
ここで、（式６）の右辺第１項は、（式３）の一致度を示すデータ項であり、右辺第２項は、磁化率χの空間的滑らかさを示す正則化項である。また、λは正則化項に関するパラメータ（regularization parameter）、Ｗは重み係数、ｐはノルムを夫々表す。

（式６）の右辺を最適化することによって、磁化率χを求めることができる。本実施形態では、右辺を最小化する例について説明する。具体的な最適化手法は特に限定するものではない。例えば、ニュートン法、最急降下法、共役勾配法、非線形共役勾配法、ペナルティ法、ＡＤＭＭ（Alternating Direction Method of Multipliers）等、種々の最適化手法用いることができる。

（式６）の重み係数Ｗは空間分布をもつ係数であり、空間分布の次数は２次元でも３次元でもよい。例えば、生成する定量的磁化率画像が２次元の場合は２次元の重み係数Ｗ（x, y）を用いればよいし、生成する定量的磁化率画像が３次元の場合は３次元の重み係数Ｗ（x, y, z）を用いればよい。

本実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、（式６）の重み係数Ｗとして、複数の要素コイル２００の感度マップから生成した（ステップＳＴ１０３）信頼度マップを用いるものとしている。以下、信頼度マップを、信頼度マップＷ（x, y, z）と呼ぶ場合もある。ここまで説明してきた第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１では、信頼度マップＷ（x, y, z）を、ジオメトリファクタマップの逆数によって算出するものとしている。

前述したように、ＳＥＮＳＥ法によるパラレルイメージングにおける展開画像のＳＮＲは、ジオメトリファクタの逆数に比例する。したがって、展開画像から導出される組織位相画像のＳＮＲもジオメトリファクタの逆数に比例することになる。このような組織位相画像から磁化率χを算出する（式６）において、本実施形態では、ジオメトリファクタマップの逆数を重み係数Ｗとしている。この結果、磁化率画像の算出において、ＳＮＲの高い位相画素からの影響は強められ、逆にＳＮＲの低い位相画素からの影響は弱められることになり、精度の高い定量的磁化率画像を生成することができる。言い換えれば、組織位相画像に含まれる画素間においてＳＮＲの違いが生じる場合であっても、定量的磁化率画像の全画素の磁化率を適切に生成することができる。図９は、脳の組織位相画像（図８の右側の図）と、上述の手法によって生成した脳の定量的磁化率画像とを例示する図である。

図１０は、重み無しの最適化処理、即ち、（式６）において重み係数Ｗを１として生成した定量的磁化率画像と、上述した信頼度マップによる重み付きの最適化処理によって生成した定量的磁化率画像との一例を示す図である。左側の重み無しの画像では、脳画像の中央部の左右に２つの環状のアーティファクトが発生しているのに対して、右側の重み付きの画像では、このようなアーティファクトは発生していない。重み無しの画像では、位相画像の中にＳＮＲの低い画素があり、その位相画像から算出した定量的磁化率画像において、ＳＮＲの低い画素の影響を受けて、ＳＮＲの低い画素を中心にした環状領域にアーティファクトが発生したものと考えられる。また、位相画像中に、ＳＮＲの低い画素が分散しているような場合には、定量的磁化率画像の全体に亘ってボケが生じることも考えられる。本実施形態では、信頼度マップを用いた重み付き最適化処理を行うことによって、アーティファクトやボケのない、高精度の定量的磁化率画像を生成することができる。

非特許文献１には、複数の異なるエコー時間ＴＥにそれぞれ対応する複数回の本スキャンで撮像した複数の画像から重み係数を求める手法が開示されている。これに対して、本実施形態では、本スキャンとは独立して重み係数、即ち、信頼度マップ、を求めているため、本スキャンは１回の撮像でよい。したがって、非特許文献１の手法に比べて、撮像時間が短縮される。

図４に戻り、ステップＳＴ１１２において、処理回路４０は、生成した定量的磁化率画像をディスプレイ４２に表示する。図１１は、ディスプレイ４２の画像表示ウィンドウＷ１に定量的磁化率画像を表示する例を示している。図１１に示すように、定量的磁化率画像と、ステップＳＴ１０７で生成した形態画像とを対比可能に表示してもよい。例えば、２つの画像を並べて表示しても良いし、時間的に切り換えて表示してもよい。これら２つの画像に加えて、組織位相画像を表示しても良い。また、各画像の座標位置に対応する強度値、位相値、磁化率を数値やグラフ等で表示してもよい。

また、形態画像の強度信号を、組織位相画像や定量的磁化率画像の画素値に乗算したり、減算したりしてもよい。或いは、形態画像の強度信号に所定の係数を掛けた値を、組織位相画像や定量的磁化率画像の画素値に乗算したり、減算したりしてもよい。
この他、定量的磁化率画像をカラー化し、グレースケールである形態画像と重ねあわせて表示してもよい。

（第１の実施形態の第１変形例）
信頼度マップに基づく重み係数Ｗを、次の（式７）に示すように、データ項ではなくて正則化項に適用してもよい。
或いは、信頼度マップに基づく重み係数Ｗを、次の（式８）に示すように、データ項と正則化項の双方に適用してもよい。

（第１の実施形態の第２変形例）
上記では、信頼度マップを、Geometry Factorの逆数のマップであるとして説明したが、信頼度マップはこれに限定されない。信頼度マップは、定量的磁化率画像の算出元となる画像のＳＮＲ、或いは信号強度の空間的分布が反映されたものであれば良い。
例えば、Geometry Factorの算出に用いた感度マップ自体を、信頼度マップにしてもよい。また、ＲＦコイル２０を構成する複数の要素コイル２００のそれぞれの感度マップを合成してＲＦコイル２０全体として１つの感度マップを生成し、合成後の感度マップを信頼度マップとしてもよい。

また、パラレルイメージングを行わない撮像法においては、感度マップを生成するための準備スキャンが行われない場合がある。この場合、感度マップ自体が作成されず、したがって、Geometry Factorを算出することができない。

このような場合、磁場中心からの距離に基づく距離マップを信頼度マップとすることができる。距離マップは、例えば、磁場中心で最大値を示し、磁場中心から離れるにつれて値が小さくなるようなマップである。被検体を撮像する場合、通常、関心領域（ＲＯＩ）の中心が磁場中心となるように、被検体をボア内に配置する。また、撮像に使用されるＲＦコイル２０の中心位置も磁場中心に概ね合致するように配置される。また、ＲＦコイル２０の中から所定数の要素コイル２００を選択する場合においては、磁場中心に近い要素コイル２００が選択される。この結果、撮像された画像のＳＮＲ、或いは信号強度は、磁場中心に近い程高くなり、磁場中心から離れる程低くなる。磁場中心からの距離に基づく距離マップは、定量的磁化率画像の算出元となる画像のＳＮＲ、或いは信号強度の空間的分布が反映されたものとなり、信頼度マップとて好適である。また、距離マップに基づいて信頼度マップを生成する方法は、頭足方向（Ｚ方向）に拡がりをもつ腹部、胸部、脚部等の撮像に有効である。

図１２は、信頼度マップを生成する複数の方法を例示する図である。図１２に示すように、上述したGeometry Factorの逆数マップ、感度マップ、或いは磁場中心からの距離に基づく距離マップは、それぞれ単独で信頼度マップとしても良いし、夫々のマップに所定の係数を乗じたり、所定のオフセット値を加減算したりするなどの加工を施して信頼度マップとしてもよい。或いは、これらのマップを組み合わせて１つの信頼度マップを生成しても良い。

例えば、Geometry Factorの逆数マップ、感度マップ、距離マップのうち、任意の２つを組み合わせて１つの信頼度マップを生成しても良いし、３つのマップを組み合わせて１つの信頼度マップを生成しても良い。例えば、Geometry Factorの逆数マップと感度マッ距離マップとを乗算して信頼度マップを生成しても良い。

また、画像の画素のＳＮＲ或いは信号強度が、Geometry Factor、ＲＦコイル２０や要素コイル２００の感度、或いは磁場中心からの距離以外の撮像条件によって影響を受ける場合には、その撮像条件に応じたＳＮＲ分布や信号強度分布を示す情報によって、信頼度マップを補正してもよい。例えば、画像が時系列で入力され、その信号強度が時間と空間で変化する、即ち、信号強度がＳ（x, y, z, ｔ）となるような場合には、信頼度マップＷ（x, y, z）を、信号強度Ｓ（x, y, z, ｔ）を用いて補正してもよい。このような補正は、心臓等のように時相によって信号強度が変化する部位を撮像する場合に有効である。
また、信頼度マップは１つに限る必要はなく、２つの信頼度マップを併用してもよい。例えば、信号強度に影響を与えるデータに起因する第１の信頼度マップＷ_０と、信号強度に影響を与えないデータに起因する第２の信頼度マップＷ_１とを用意し、（式６）を解いて磁化率χを算出してもよい。

（第１の実施形態の第３変形例）
第１の実施形態では、組織位相画像から定量的磁化率画像の算出（図４のステップＳＴ１１１、（式６））において信頼度マップを使用するものとしているが、信頼度マップは、位相折り返し除去処理（図４のステップＳＴ１０９）や、背景磁場影響除去処理（図４のステップＳＴ１１０）に使用することもできる。
例えば、領域拡張法による位相折り返し除去処理は、処理を開始する基点に隣り合う画素に位相飛びが発生する場合に、２πを加減算して画素間を繋ぎ合わせる処理である。そこで、信頼度マップを用いて信頼度の高い画素を検出し、信頼度の高い画素を基点とすることで高い精度の位相折り返し除去処理を実現することができる。

また、背景磁場影響除去処理の１つとしてＲＥＳＨＡＲＰ法が知られている。ＲＥＳＨＡＲＰ法は、背景磁場が影響する位相成分が球面調和関数として表現できることを利用したＳＨＡＲＰ法において、体内組織に由来するローカルフィールドマップの連続性を正則項として、体内組織に由来するローカルフィールドマップを生成する方法である。非特許文献３の式[１０]以降の段落で説明するＲＥＳＨＡＲＰ法の最適化処理に信頼度マップに基づく重み付け処理を行うと、精度の高い体内組織に由来するローカルフィールドマップが生成できる。

具体的には、次の（式９）に示す目的関数を解くことで体内組織に由来するローカルフィールドマップδ_ｔを、即ち、背景磁場影響が除去された組織位相画像、を生成できる。

背景磁場除去処理の別の実施例として、空気領域の背景磁場が体内組織領域内の磁場と直交することを利用して背景磁場を推定するＰＤＦ法が知られている。ＰＤＦ法においても信頼度マップに基づいて背景磁場δ_ｂを推定することが可能である。具体的には、非特許文献３の式[１１]におけるwを、本実施形態の信頼度マップＷに置換えて、次の（式１０）とする。
さらに、次の（式１１）、（式１２）から、ローカルフィールドマップδ_ｔを求める。即ち、
（式１２）で求まるローカルフィールドマップδ_ｔが、背景磁場影響が除去された組織位相画像に該当する。
このように、信頼度マップに基づく重み付き最適化処理により背景磁場の影響を除去することができる。

（第２の実施形態）
図１３は、本発明の第２の実施形態に係る画像処理装置６００の構成例を示すブロック図である。画像処理装置６００には、磁気共鳴イメージング装置で生成した画像が提供される。そして、画像処理装置６００は、提供された画像から定量的磁化率画像を生成する。画像処理装置６００は、画像の提供元である磁気共鳴イメージング装置と同じ設備内に設置されても良いし、磁気共鳴イメージング装置が設置される設備とは異なる設備に設置されてもよい。

画像処理装置６００は、記憶回路６０１、入力デバイス６０２、ディスプレイ６０３、処理回路６０４、通信インターフェース６０５を有する。
処理回路６０４は、データ取得機能６１０、信頼度マップ生成機能６１１、位相画像処理機能６１２、磁化率画像生成機能６１３、形態画像生成機能６１４の各機能を、記憶回路６０１に記憶される所定のプログラムを実行することによって実現する。

上記構成のうち、記憶回路６０１、入力デバイス６０２、ディスプレイ６０３、及び処理回路６０４は、第１の実施形態の磁気共鳴イメージング装置１における記憶回路４１、入力デバイス４３、ディスプレイ４２、及び処理回路４０と夫々実質的に同じであるため、説明を省略する。また、上記構成のうち、信頼度マップ生成機能６１１、位相画像処理機能６１２、磁化率画像生成機能６１３、形態画像生成機能６１４の各機能も、第１の実施形態における信頼度マップ生成機能４０３、位相画像処理機能４０６、磁化率画像生成機能４０６、及び形態画像生成機能４０４と夫々実質的に同じであるため、説明を省略する。

画像処理装置６００の記憶回路６０１は、画像の提供元である磁気共鳴イメージング装置で収集され、再構成されたＭＲＩ画像（複素画像）を記憶する。このＭＲＩ画像は、例えば、光ディスク等の記録媒体を介して画像処理装置６００に提供される。或いは、磁気共鳴イメージング装置と画像処理装置６００がネットワークで接続されている場合には、ＭＲＩ画像をネットワークから、画像処理装置６００の通信インターフェース６０５を介して取得してもよい。

取得するＭＲＩ画像は、例えば、ＤＩＣＯＭ規格に基づくデータであり、画像の付帯情報として各種の撮像条件を含む。この撮像条件の中には、画像撮像時における磁場中心に関する情報が含まれる。また、磁気共鳴イメージング装置が感度マップを生成する場合には、感度マップに関する情報を、ＭＲＩ画像の付帯情報として含ませても良い。さらには、感度マップから生成したGeometry FactorをＭＲＩ画像の付帯情報として含ませても良い。

処理回路６０４は、定量的磁化率画像を生成する指示を操作者から入力デバイス６０２を介して受け付けると、データ取得機能６１０によって、記憶回路６０１から付帯情報とＭＲＩ画像（複素画像）とを取得する。そして、付帯情報に感度マップやGeometry Factorに関する情報が含まれている場合には、第１の実施形態と同様に感度マップ、或いはGeometry Factorに基づいて信頼度マップを生成する。一方、付帯情報に感度マップやGeometry Factorに関する情報が含まれていない場合には、付帯情報に含まれている磁場中心に関する情報から信頼度マップを生成する。その後の処理は、本スキャンの開始と実施の処理（図４のステップＳＴ１０４、１０５）、及び再構成処理（図４のステップＳＴ１０６）を除き、第１の実施形態と同じである。

第２の実施形態に係る画像処理装置６００によれば、ＭＲＩ画像を取得する磁気共鳴イメージング装置と別の場所においても、定量的磁化率画像を生成することができる。また、ＭＲＩ画像を取得後は、所望の時間に定量的磁化率画像を生成することができる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、推定精度の高い定量的磁化率画像を生成することができる。

なお、各実施形態の説明における再構成機能４０２は、特許請求の範囲の記載に第１の生成部の一例である。各実施形態の説明における信頼度マップ生成機能４０３、６１１は、特許請求の範囲の記載における算出部の一例である。各実施形態の説明における位相画像処理機能４０５、６１２及び磁化率画像生成機能４０６、６１３は、特許請求の範囲の記載における第２の生成部の一例である。各実施形態の説明におけるディスプレイ４２、６０３は、特許請求の範囲の記載における表示部の一例である。

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。これら新規な実施形態は、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とも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。

１ 磁気共鳴イメージング装置
１２ ＷＢコイル
２０ ＲＦコイル
４０、６０４ 処理回路
４１、６０１ 記憶回路
４２、６０３ ディスプレイ
４３、６０２ 入力デバイス
２００ 要素コイル
４００ コンソール
４０２ 再構成機能
４０３、６１１ 信頼度マップ生成機能
４０４、６１４ 形態画像生成機能
４０５、６１２ 位相画像処理機能
４０６、６１３ 磁化率画像生成機能
６００ 画像処理装置

Claims (13)

1. 被検体からの磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する第１の生成部と、
   前記画像の信頼度を示す情報に基づいて信頼度マップを算出する算出部と、
   体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、前記信頼度マップを用いて前記画像から生成する第２の生成部と、
   を備え、
   前記算出部は、前記磁気共鳴信号を受信する受信コイルの感度特性を用いて前記信頼度マップを算出する、
   磁気共鳴イメージング装置。
2. 被検体からの磁気共鳴信号に基づいて画像を生成する第１の生成部と、
   前記画像の信頼度を示す情報に基づいて信頼度マップを算出する算出部と、
   体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、前記信頼度マップを用いて前記画像から生成する第２の生成部と、
   を備え、
   前記算出部は、磁場中心からの距離に基づいて、前記信頼度マップを生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
3. 前記信頼度マップは、前記受信コイルの感度が高い位置ほど大きな値を有するように生成されるマップである、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
4. 前記信頼度マップは、前記画像の信号対雑音比が高い位置ほど大きな値を有するように生成されるマップである、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
5. 前記算出部は、前記磁気共鳴信号を受信する複数の受信コイルの感度特性を用いて前記信頼度マップを算出する、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
6. 前記信頼度マップは、複数の受信コイルの感度特性から算出されるジオメトリファクタ（geometry factor）を用いて算出される、
   請求項１に記載の磁気共鳴イメージング装置。
7. 前記第２の生成部は、前記信頼度マップに基づく重み付き最適化処理によって、前記画像の位相情報を示す位相画像から前記定量的磁化率画像を生成する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
8. 前記第２の生成部は、前記画像の位相情報を示す位相画像から、背景磁場の影響を除去することにより体内組織に起因する位相成分を求め、前記体内組織に起因する位相成分から、前記定量的磁化率画像を生成する、
   請求項１又は２に記載の磁気共鳴イメージング装置。
9. 磁気共鳴イメージング装置で生成した画像から定量的磁化率画像を生成する画像処理装置であって、
   前記画像を取得する取得部と、
   体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、取得した前記画像の信頼度を示す情報に基づく信頼度マップを用いて前記画像から生成する生成部と、
   を備え、
   前記生成部で用いられる前記信頼度マップは、磁気共鳴信号を受信する受信コイルの感度特性を用いて算出されたものである、
   画像処理装置。
10. 磁気共鳴イメージング装置で生成した画像から定量的磁化率画像を生成する画像処理装置であって、
    前記画像を取得する取得部と、
    体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、取得した前記画像の信頼度を示す情報に基づく信頼度マップを用いて前記画像から生成する生成部と、
    を備え、
    前記生成部で用いられる前記信頼度マップは、磁場中心からの距離に基づいて生成されたものである、
    画像処理装置。
11. 前記信頼度マップは、感度マップ、又は、複数の受信コイルの感度特性から算出されるジオメトリファクタ（geometry factor）を含み、前記画像の付帯情報として、前記感度マップ、又は、前記ジオメトリファクタが、前記画像のデータに付加されている、
    請求項９に記載の画像処理装置。
12. 磁気共鳴イメージング装置で生成した画像を取得し、
    体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、取得した前記画像の信頼度を示す情報に基づく信頼度マップを用いて前記画像から生成し、
    磁気共鳴信号を受信する受信コイルの感度特性を用いて前記信頼度マップを算出する、
    画像処理方法。
13. 磁気共鳴イメージング装置で生成した画像を取得し、
    体内の磁化率を定量的に示す定量的磁化率画像を、取得した前記画像の信頼度を示す情報に基づく信頼度マップを用いて前記画像から生成し、
    磁場中心からの距離に基づいて、前記信頼度マップを生成する、
    画像処理方法。