JP7408271B2 - 磁気共鳴イメージング装置および医用画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、磁気共鳴イメージング装置および医用画像処理装置に関する。

従来、磁気共鳴イメージング装置により取得された位相画像に基づいて、被検体内における組織の磁化率を示す磁化率マップを求める技術がある。位相画像におけるボクセルごとの位相値から磁化率への変換に用いられるダイポールカーネル（ｄｉｐｏｌｅ ｋｅｒｎｅｌ）のフーリエ変換における分母は、ゼロになる可能性がある。このため、位相画像から磁化率マップを求めることは、不良設定問題（ｉｌｌ－ｐｏｓｅｄ ｐｒｏｂｒｅｍ）となる。

上記不良設定問題を解消するために、例えば、正則化項として磁化率の勾配を用いたＬ１ノルム正則化の手法が用いられることがある。この手法では、磁化率マップにおける各種組織間の境界部分（以下、組織境界と呼ぶ）においても磁化率が平滑されるため、組織境界の磁化率が正しく算出されないことがある。このため、組織境界における磁化率の平滑化を避けるために、強度画像において検出されたエッジと磁化率の勾配との積を、Ｌ１ノルム正則化として用いることがある。

また、撮像領域が頭部である場合、脳脊髄液（以下、ＣＳＦ（ｃｅｒｅｂｒｏｓｐｉｎａｌ ｆｌｕｉｄ）と脳実質との組織境界において、パーシャルボリューム効果により、強度画像においてシェーディングアーチファクト（ｓｈａｄｉｎｇ ａｒｔｉｆａｃｔ）が発生することがある。シェーディングアーチファクトの発生領域は、例えば強度画像の信号値が低い領域であり、換言すれば強度画像の信号値の信頼度が低い領域に相当する。このため、Ｌ１ノルム正則化に用いられるエッジに、偽のエッジが発生することがある。また、頭部に関する磁化率マップの観察領域が、強度画像においてコントラストが付きにくい領域（例えば淡蒼球など）である場合、そもそもエッジが検出されないことがある。

以上のことから、上記いずれの手法においても、磁化率が正確に算出されないことがある。

Ｔｉａｎ Ｌｉｕ ｅｔ ａｌ．， "Ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ Ｅｎａｂｌｅｄ Ｄｉｐｏｌｅ Ｉｎｖｅｒｓｉｏｎ （ＭＥＤＩ） ｆｒｏｍ ａ Ｓｉｎｇｌｅ－Ａｎｇｌｅ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ： Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ ｗｉｔｈ ＣＯＳＭＯＳ ｉｎ Ｈｕｍａｎ Ｂｒａｉｎ Ｉｍａｉｎｇ，" Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ６６：７７７－７８３ （２０１１）

発明が解決しようとする課題は、高精度な磁化率マップを生成することにある。

本実施形態に係る医用画像処理装置は、画像生成部と、磁化率マップ生成部と、を有する。
前記画像生成部は、複数のエコー時間に対応する複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成する。
前記磁化率マップ生成部は、前記複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と、前記緩和時間マップとに基づいて、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成する。

図１は、第１の実施形態において、ＭＲＩ装置の構成の一例を示す図である。 図２は、第１の実施形態において、磁化率マップの生成に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。 図３は、第１の実施形態において、位相折り返し除去および背景磁場の影響除去が実行された組織位相画像の一例を示す図である。 図４は、第１の実施形態において、エコー時間が異なる複数の組織位相画像において、同一位置のボクセルごとの位相分布に対するフィッティングの一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態における撮像領域が脳である場合において、エコー時間ＴＥに対する相対的な信号値（ＳＩ／Ｉ_０）の変化の一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態において、脳実質と、淡蒼球と、脳実質および淡蒼球に関するコントラスト差とに対する、エコー時間ＴＥが３０である場合のシミュレーションによる強度信号およびＴ_２の文献値の対応表の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態において、参照点（脳室）と、観察領域（淡蒼球）との一例を示す図である。 図８は、第１の実施形態における撮像領域が脳である場合のサジタル面において、強度画像（Ｍ_ｓｍａｇ）およびＲ_２ ^＊マップ（Ｒ_２ ^＊）と、基準値１から強度画像（Ｍ_ｓｍａｇ）の差分および基準値１からのＲ_２ ^＊マップ（Ｒ_２ ^＊）の差分の一例を示す図である。 図９は、第１の実施形態における撮像領域が脳である場合のアキシャル面において、強度画像およびＲ_２ ^＊マップとの一例を示す図である。 図１０は、第１の実施形態において、磁化率マップ、強度画像（Ｔ_２ ^＊強調画像）、および緩和時間マップ（Ｔ_２ ^＊マップ）各々に対するコントラストに関する組織、物質の一例を示す図である。 図１１は、第２の実施形態において、ＭＲＩ装置の構成の一例を示す図である。 図１２は、第２の実施形態において、高精度磁化率マップの生成に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。 図１３は、第２の実施形態において、エッジ検出されたあるサジタル面の強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）の一例を示す図である。 図１４は、第２の実施形態において、５つの解剖学的標識点（直静脈洞、前頭蓋窩、頭頂部の上矢状静脈洞、前頭部の上矢状静脈洞、後頭部の上矢状静脈洞の３次元的な位置の一例を示す図である。 図１５は、第２の実施形態において、アキシャル面とサジタル面とボリュームレンダリング画像に対するＬＦ領域と、あるサジタル面におけるＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰとを示す図である。 図１６は、第２の実施形態において、あるサジタル面におけるＬＦ領域画像Ｍ_ＬＦの一例を示す図である。 図１７は、第２の実施形態において、第１磁化率マップと、高精度磁化率マップと、第１磁化率マップと高精度磁化率マップとの差分とを、アキシャル面およびサジタル面各々において示す図である。 図１８は、第２の実施形態において、非ＬＦ領域において、第１磁化率χ_１に対する高精度磁化率マップの磁化率χ_ｈａの分布を示す図である。

以下、図面を参照しながら、磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置と呼ぶ）の実施形態について説明する。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の実施形態）
図１を参考にして、第１の本実施形態におけるＭＲＩ装置１００の全体構成について説明する。図１は、本実施形態において、ＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。同図に示すように、本実施形態に係るＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と、傾斜磁場コイル１０３と、傾斜磁場電源１０５と、寝台１０７と、寝台制御回路１０９と、送信回路（送信部）１１３と、送信コイル１１５と、受信コイル１１７と、受信回路（受信部）１１９と、シーケンス制御回路（収集部）１２１と、インタフェース（入力部）１２５と、ディスプレイ（表示部）１２７と、記憶装置（記憶部）１２９と、処理回路（処理部）１３１とを備える。なお、ＭＲＩ装置１００は、静磁場磁石１０１と傾斜磁場コイル１０３との間において中空の円筒形状のシムコイルを有していてもよい。

静磁場磁石１０１は、中空の略円筒形状に形成された磁石である。なお、静磁場磁石１０１は、略円筒形状に限らず、開放型の形状で構成されてもよい。静磁場磁石１０１は、ボア１１１に一様な静磁場Ｂ_０を発生する。この静磁場磁石１０１としては、例えば、超伝導磁石等が使用される。

傾斜磁場コイル１０３は、中空の円筒形状に形成されたコイルである。傾斜磁場コイル１０３は、静磁場磁石１０１の内側に配置される。傾斜磁場コイル１０３は、互いに直交するＸ、Ｙ、Ｚの各軸に対応する３つのコイルが組み合わされて形成される。Ｚ軸方向は、静磁場Ｂ_０の方向と同方向であるとする。また、Ｙ軸方向は、鉛直方向とし、Ｘ軸方向は、Ｚ軸及びＹ軸に垂直な方向とする。傾斜磁場コイル１０３における３つのコイルは、傾斜磁場電源１０５から個別に電流供給を受けて、Ｘ、Ｙ、Ｚの各軸に沿って磁場強度が変化する傾斜磁場を発生させる。

傾斜磁場コイル１０３によって発生するＸ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場、位相エンコード用傾斜磁場および周波数エンコード用傾斜磁場（リードアウト傾斜磁場ともいう）にそれぞれ対応している。スライス選択用傾斜磁場は、任意に撮像断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じて磁気共鳴（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ：以下、ＭＲと呼ぶ）信号の位相を変化させるために利用される。周波数エンコード用傾斜磁場は、空間的位置に応じてＭＲ信号の周波数を変化させるために利用される。

また、Ｘ軸等の傾斜磁場は、例えば、グラジエントエコー法において、Ｘ－Ｙ平面上のスピンの位相を再収束させるために、傾斜磁場の方向を２回反転させた再収束パルスとして用いられる。なお、Ｘ、Ｙ、Ｚ各軸の傾斜磁場は、１次の静磁場シミングに用いられてもよい。

傾斜磁場電源１０５は、シーケンス制御回路１２１による制御のもとで、傾斜磁場コイル１０３に電流を供給する電源装置である。

寝台１０７は、被検体Ｐが載置される天板１０７１を備えた装置である。寝台１０７は、寝台制御回路１０９による制御のもと、被検体Ｐが載置された天板１０７１を、ボア１１１内へ挿入する。通常、寝台１０７は、長手方向が静磁場磁石１０１の中心軸と平行になるように、検査室内に設置される。

寝台制御回路１０９は、寝台１０７を制御する回路であり、例えばプロセッサにより実現される。寝台制御回路１０９は、インタフェース１２５を介した操作者の指示により寝台１０７を駆動し、天板１０７１を長手方向および上下方向、場合によっては左右方向へ移動させる。

送信回路１１３は、シーケンス制御回路１２１による制御のもとで、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信コイル１１５に供給する。

送信コイル１１５は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦ（Ｒａｄｉｏ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）コイルである。送信コイル１１５は、送信回路１１３から高周波パルス（ＲＦパルス）の供給を受けて、高周波磁場に相当する送信ＲＦ波を発生する。送信コイルは、例えば、全身用コイル（以下、ＷＢ（ｗｈｏｌｅ ｂｏｄｙ）コイルと呼ぶ）である。ＷＢコイルは、送受信コイルとして使用されてもよい。また、送信コイル１１５は、１つのコイルにより形成されるＷＢコイルであってもよい。

受信コイル１１７は、傾斜磁場コイル１０３の内側に配置されたＲＦコイルである。受信コイル１１７は、高周波磁場によって被検体Ｐから放射されるＭＲ信号を受信する。受信コイル１１７は、受信されたＭＲ信号を受信回路１１９へ出力する。受信コイル１１７は、例えば、１以上、典型的には複数のコイルエレメントを有するコイルアレイである。なお、図１において送信コイル１１５と受信コイル１１７とは別個のＲＦコイルとして記載されているが、送信コイル１１５と受信コイル１１７とは、一体化された送受信コイルとして実施されてもよい。送受信コイルは、例えば、被検体Ｐの撮像対象に対応し、頭部コイルのような局所的な送受信ＲＦコイルである。

受信回路１１９は、シーケンス制御回路１２１による制御のもとで、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に基づいて、デジタル化された複素数データであるデジタルのＭＲ信号を生成する。具体的には、受信回路１１９は、受信コイル１１７から出力されたＭＲ信号に対して各種信号処理を施した後、各種信号処理が施されたデータに対してアナログ/デジタル（Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ ｔｏ Ｄｉｇｉｔａｌ））変換を実行する。受信回路は１１９は、ＡＤ変換されたデータに対して標本化（サンプリング）を実行する。これにより、受信回路１１９は、デジタルのＭＲ信号（以下、磁気共鳴（ＭＲ）データと呼ぶ）を生成する。受信回路１１９は、生成されたＭＲデータを、シーケンス制御回路１２１に出力する。

シーケンス制御回路１２１は、処理回路１３１から出力された撮像プロトコルに従って、傾斜磁場電源１０５、送信回路１１３及び受信回路１１９等を制御し、被検体Ｐに対する撮像を行う。撮像プロトコルは、検査に応じた各種パルスシーケンスを有する。撮像プロトコルには、傾斜磁場電源１０５により傾斜磁場コイル１０３に供給される電流の大きさ、傾斜磁場電源１０５により電流が傾斜磁場コイル１０３に供給されるタイミング、送信回路１１３により送信コイル１１５に供給されるＲＦパルスの大きさ、送信回路１１３により送信コイル１１５にＲＦパルスが供給されるタイミング、受信コイル１１７によりＭＲ信号が受信されるタイミング等が定義されている。

インタフェース１２５は、操作者からの各種指示や情報入力を受け付ける回路を有する。インタフェース１２５は、例えば、マウス等のポインティングデバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスに関する回路を有する。なお、インタフェース１２５が有する回路は、マウス、キーボードなどの物理的な操作部品に関する回路に限定されない。例えば、インタフェース１２５は、本ＭＲＩ装置１００とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、受け取った電気信号を種々の回路へ出力するような電気信号の処理回路を有していてもよい。

ディスプレイ１２７は、処理回路１３１におけるシステム制御機能１３１１による制御のもとで、例えば、画像生成機能１３１３により再構成されたＭＲ画像、磁化率マップ生成機能１３１５により生成された磁化率マップ等の各種の画像および情報を表示する。磁化率マップとは、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す画像である。ディスプレイ１２７は、例えば、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、ＬＥＤディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイ、モニタ等の表示デバイスである。

記憶装置１２９は、画像生成機能１３１３を介してｋ空間に充填されたＭＲデータ、画像生成機能１３１３により生成された画像データ等を記憶する。記憶装置１２９は、各種撮像プロトコル、撮像プロトコルを規定する複数の撮像パラメータを含む撮像条件等を記憶する。記憶装置１２９は、処理回路１３１で実行される各種機能に対応するプログラムを記憶する。記憶装置１２９は、例えば、ＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスクドライブ（ｈａｒｄ ｄｉｓｋ ｄｒｉｖｅ）、ソリッドステートドライブ（ｓｏｌｉｄ ｓｔａｔｅ ｄｒｉｖｅ）、光ディスク等である。また、記憶装置１２９は、ＣＤ－ＲＯＭドライブやＤＶＤドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であってもよい。換言すれば、記憶装置１２９は、例えば、メモリ、ストレージ等により実願される。

処理回路１３１は、ハードウェア資源として図示していないプロセッサ、ＲＯＭやＲＡＭ等のメモリ等を有し、本ＭＲＩ装置１００を制御する。処理回路１３１は、システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５を有する。システム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５にて行われる各種機能は、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装置１２９へ記憶されている。処理回路１３１は、これら各種機能に対応するプログラムを記憶装置１２９から読み出し、実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読みだした状態の処理回路１３１は、図１の処理回路１３１内に示された複数の機能等を有する。

なお、図１においては単一の処理回路１３１にてこれら各種機能が実現されるものとして説明したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路１３１を構成し、各プロセッサがプログラムを実行することにより機能を実現するものとしても構わない。換言すると、上述のそれぞれの機能がプログラムとして構成され、１つの処理回路が各プログラムを実行する場合であってもよいし、特定の機能が専用の独立したプログラム実行回路に実装される場合であってもよい。処理回路１３１が有するシステム制御機能１３１１、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５は、それぞれシステム制御部、画像生成部、磁化率マップ生成部の一例である。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃａｌ 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。

プロセッサは、記憶装置１２９に保存さ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。なお、記憶装置１２９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構成しても構わない。この場合、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。なお、寝台制御回路１０９、送信回路１１３、受信回路１１９、シーケンス制御回路１２１等も同様に、上記プロセッサなどの電子回路により構成される。

処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、ＭＲＩ装置１００を制御する。具体的には、処理回路１３１は、記憶装置１２９に記憶されているシステム制御プログラムを読み出してメモリ上に展開し、展開されたシステム制御プログラムに従って本ＭＲＩ装置１００の各回路を制御する。例えば、処理回路１３１は、システム制御機能１３１１により、インタフェース１２５を介して操作者から入力される撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを記憶装置１２９から読み出す。なお、処理回路１３１は、撮像条件に基づいて、撮像プロトコルを生成してもよい。処理回路１３１は、撮像プロトコルをシーケンス制御回路１２１に送信し、被検体Ｐに対する撮像を制御する。

処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、リードアウト傾斜磁場の強度に従って、ｋ空間のリードアウト方向に沿ってＭＲデータを充填する。処理回路１３１は、ｋ空間に充填されたＭＲデータに対してフーリエ変換を行うことにより、ＭＲ画像を生成する。例えば、処理回路１３１は、ＭＲデータのうち実部データに基づいて、実部画像を生成する。また、処理回路１３１は、ＭＲデータのうち虚部データに基づいて、虚部画像を生成する。処理回路１３１は、実部画像の強度（絶対値）と虚部画像の強度（絶対値）とを用いて、強度画像データを生成する。処理回路１３１は、実部画像に対する虚部画像の比に対して逆正接（アークタンジェント：ｔａｎ^－１）を計算することにより、位相画像データを生成する。処理回路１３１は、強度画像データおよび位相画像データなどのＭＲ画像を、ディスプレイ１２７や記憶装置１２９に出力する。処理回路１３１により実現される磁化率マップ生成機能１３１５については、後程詳述する。

以上が本実施形態に係るＭＲＩ装置１００の全体構成についての説明である。磁化率マップ生成機能１３１５の説明に際して、まず、磁化率マップの生成に用いられる各種画像に関するＭＲデータの収集、各種画像の生成について説明し、次いで磁化率マップの生成について説明する。

図２は、本実施形態において、磁化率マップの生成に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。

（ステップＳａ１）
シーケンス制御回路１２１は、グラジエントエコー系のパルスシーケンスを有するマルチエコー法の撮像プロトコルに従って、被検体Ｐを３次元的にスキャンする。具体的には、シーケンス制御回路１２１は、グラジエントエコー系のパルスシーケンスを有する撮像プロトコルを、記憶装置１２９から読み出す。以下、説明を簡単にするために、マルチエコー法における異なるエコー時間は、４つであるものとする。なお、エコー時間の数は、４つに限定されず、複数であればいずれの自然数であってもよい。シーケンス制御回路１２１は、読み出された撮像プロトコルを実行することにより、被検体Ｐに対して３次元的なマルチエコー撮像を実施する。シーケンス制御回路１２１は、複数のエコー時間ＴＥ各々に対応する３次元的なＭＲデータを収集する。

（ステップＳａ２）
処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、収集された３次元的なＭＲデータを用いて、複数のエコー時間にそれぞれ対応する複数の３次元的な位相画像（以下、３次元位相画像と呼ぶ）と複数の３次元的な強度画像（以下、３次元強度画像と呼ぶ）とを生成する。複数の３次元位相画像各々のボクセルには、逆正接の計算結果に応じて、－πラジアン（ｒａｄ）から＋πラジアン（ｒａｄ）の範囲（以下、位相範囲と呼ぶ）の位相値（スピンの位相情報）が割り当てられる。すなわち、－πラジアン未満の位相値および＋πラジアンを超える位相値は、３次元位相画像の生成において、それぞれ位相範囲内に折り返される。

（ステップＳａ３）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数の３次元位相画像各々に対する高画質化処理により、複数のエコー時間にそれぞれ対応する３次元的な複数の組織位相画像を生成する。高画質化処理とは、例えば、位相折り返し除去、背景磁場（静磁場Ｂ_０）の影響除去などである。高画質化処理に関するプログラム、数式等は、記憶装置１２９に記憶される。

具体的には、処理回路１３１は、ＭＲＩの技術分野およびＳＡＲ（Ｓｙｎｔｈｅｔｉｃ Ａｐｅｒｔｕｒｅ Ｒａｄａｒ）の技術分野などで使用される公知の処理法、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、３次元位相画像各々に対して位相折り返しの除去を実行する。位相折り返し除去後の３次元位相画像には、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。背景磁場の影響に起因する位相は、体内組織の磁化率に起因する位相よりも、例えば１０倍以上大きい。

処理回路１３１は、体内組織の磁化率を精度良く求めるために、磁化率マップ生成機能１３１５により、位相折り返しが除去された３次元位相画像から、背景磁場の影響に起因する位相を取り除く処理、即ち、背景磁場の影響除去を実行する。具体的には、処理回路１３１は、例えば、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て、位相折り返しが除去された複数の３次元位相画像各々に対して、背景磁場の影響除去を実行する。これにより、処理回路１３１は、位相折り返しおよび背景磁場の影響が除去された複数の組織位相画像を生成する。

図３は、位相折り返し除去および背景磁場の影響除去が実行された組織位相画像の一例を示す図である。図３における位相折り返し除去前の画像Ｐｕｆは、画像生成機能１３１３により生成された３次元位相画像を示している。画像Ｐｕｆの濃淡は、－πラジアンから＋πラジアンの位相範囲における位相値を示している。図３における位相折り返し除去後の３次元位相画像Ｐｕａの濃淡は、例えば、－３πラジアンから＋３πラジアンの位相範囲における位相値を示している。図３における背景磁場の影響除去後の画像Ｔｐｉは、組織位相画像を示している。処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数のエコー時間にそれぞれ対応する複数の組織位相画像を生成する。

（ステップＳａ４）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数の組織位相画像における同一位置のボクセルごとに、エコー時間に対する位相値の分布（以下、位相分布と呼ぶ）に関する回帰直線の傾きに基づいて、ローカルフィールドマップを決定する。具体的には、処理回路１３１は、複数の組織位相画像における同一位置の複数のボクセルごとに、位相分布に対するフィッティングを実行する。処理回路１３１は、回帰分析の結果、例えば位相分布における回帰直線の傾きなどの回帰パラメータを、ボクセルごとに決定する。回帰分析は、回帰直線の傾きを求める線形回帰分析に限定されず、例えば、ロバスト推定や正則化付き回帰、非線形回帰（サポートベクターマシンやランダムフォレストなどの機械学習）など、各種複雑な回帰分析が用いられてもよい。

図４は、エコー時間が異なる複数の組織位相画像において、同一位置のボクセルごとの位相分布に対するフィッティングの一例を示す図である。図４におけるグラフは、エコー時間ＴＥ_１に対応する組織位相画像Ｔｐｉ１と、エコー時間ＴＥ_２に対応する組織位相画像Ｔｐｉ２と、エコー時間ＴＥ_３に対応する組織位相画像Ｔｐｉ３と、エコー時間ＴＥ_４に対応する組織位相画像Ｔｐｉ４とにおいて、同一の位置のあるボクセルについての位相分布と、後述する式（１）によるフィッティングの一例を示している。

図４に示すように、回帰分析の結果としての回帰直線は、位相値をφ、傾きをａ、エコー時間をＴＥ、切片（初期位相値）をφ_０とすると、
φ＝ａ×ＴＥ＋φ_０ （１）
で表される。このフィッティングにより、式（１）における回帰直線の傾きａ（回帰パラメータ）が、ボクセルごとに決定される。

傾きａは、プロトンの磁気回転比γ、静磁場Ｂ_０、および磁場分布δの積
ａ＝γ×Ｂ_０×δ （２）
により表される。磁場分布δは、ローカルフィールドマップとも呼ばれ、生体組織間の磁化率の差によって生じる相対的な磁場変化に相当する。すなわち、磁場分布δは、組織位相画像の複数のボクセル各々における磁化により生成される磁場が組織位相画像におけるボクセル各々に及ぼす磁場の分布を示している。処理回路１３１は、決定された傾きを磁気回転比γと静磁場Ｂ_０との積（ラーモア周波数ω）で除算することにより、磁場分布δを計算する。

（ステップＳａ５）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数の３次元強度画像を用いて、撮像領域における組織の緩和時間マップを生成し、生成された緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することにより、エッジマスクを生成する。以下、説明を具体的にするために、組織の緩和時間マップは、Ｔ_２ ^＊値の逆数であるＲ_２ ^＊を撮像領域におけるボクセルに配置したＲ_２ ^＊マップであるものとして説明する。なお、組織の緩和時間マップは、Ｒ_２ ^＊マップに限定されない。

具体的には、処理回路１３１は、複数の３次元強度画像における同一位置のボクセルに関して、エコー時間ＴＥに対するボクセル値（強度信号）の分布に対してフィッティングを実行する。このフィッティングにより、処理回路１３１は、撮像領域における複数のボクセル各々のＴ_２ ^＊値を計算する。処理回路１３１は、ボクセル毎にＴ_２ ^＊値の逆数を計算することにより、撮像領域におけるＲ_２ ^＊値の分布を示すＲ_２ ^＊マップを生成する。すなわち、処理回路１３１は、複数の３次元強度画像における同一位置の強度信号の分布に対してフィッティングを実行することにより、緩和時間マップ（Ｒ_２ ^＊マップ）を生成する。以下、説明を具体的にするために、撮像領域は、被検体の頭部の脳であるものとする。なお、撮像領域は、頭部、脳に限定されない。

図５は、撮像領域が脳である場合において、エコー時間ＴＥに対する相対的な信号値（ＳＩ／Ｉ_０）の変化（以下、信号遷移と呼ぶ）の一例を示す図である。図６は、脳実質と、淡蒼球と、脳実質および淡蒼球に関するコントラスト差とに対する、エコー時間ＴＥが３０である場合のシミュレーションによる強度信号およびＴ_２の文献値の対応表の一例を示す図である。図５および図６に示すように、例えば、脳実質と淡蒼球と脳脊髄液（以下、ＣＳＦ（ｃｅｒｅｂｒｏｓｐｉｎａｌ ｆｌｕｉｄ）と呼ぶ）とにおいてＴ_２ ^＊値およびＴ_２値は、それぞれ異なる。すなわち、Ｔ_２ ^＊値およびＴ_２値は、撮像領域における組織固有の緩和時間の情報であって、磁化率の絶対値の大きさ、換言すればボクセルに含まれる強磁性体、弱磁性体、非磁性体等の含有量に依存する。磁化率マップの生成に関するＭＲ信号の収集は、例えば、エコー時間ＴＥが０乃至３０程度の範囲において実行される。このため、図５および図６に示すように、強度画像のコントラストよりも、Ｔ_２ ^＊値による画像（Ｔ_２ ^＊マップ）の方がよりコントラストが明瞭となる。Ｒ_２ ^＊マップは、図５に示すような信号遷移（Ｔ_２ ^＊値）の逆数を、コントラストとして示した３次元的な画像に相当する。

処理回路１３１は、生成されたＲ_２ ^＊マップに対してエッジ検出を実行することにより、３次元的なマスク画像を生成する。生成されたマスク画像は、Ｒ_２ ^＊マップにおけるエッジ部分を０、非エッジ部分を１とした３次元的な２値化画像（以下、エッジマスクＭ_Ｒ２＊と呼ぶ）である。すなわち、エッジマスクＭ_Ｒ２＊は、緩和時間マップを用いて領域分割された領域に相当する。なお、エッジマスクＭ_Ｒ２＊の生成は、画像生成機能１３１３により実行されてもよい。また、本ステップにおける処理は、ステップＳａ２またはステップＳａ３の後に実行されてもよい。なお、処理回路１３１は、撮像領域におけるＴ_２ ^＊値の分布を示すＴ_２ ^＊マップに対してエッジ検出を実行することにより、エッジマスクを生成してもよい。

（ステップＳａ６）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、計算された磁場分布δとエッジマスクＭ_Ｒ２＊とを用いた最適化処理によりボクセルごとに磁化率を計算し、磁化率マップを生成する。具体的には、処理回路１３１は、エッジマスクＭ_Ｒ２＊を用いたＬ１ノルム正則化による最適化手法を実行する。処理回路１３１は、記憶装置１２９から、Ｌ１ノルム正則化による最適化手法に関するプログラム等を読み出し、実行することにより、複数のボクセル各々の磁化率を計算する。以下、磁場分布δとエッジマスクＭ_Ｒ２＊とから磁化率を計算する手順について説明する。

磁場分布δは、ダイポールカーネル（ｄｉｐｏｌｅ ｋｅｒｎｅｌ）ｄと磁化率χとの畳み込み積分（δ＝ｄ＊χ）で、以下のように表される。
δ＝ｄ＊χ （３）
式（３）の両辺に対してフーリエ変換Ｆを実行すると、式（３）は、以下の式（４）となる。
Ｆ［δ］＝Ｄ×Ｆ［χ］ （４）
式（４）におけるＤは、ダイポールカーネル（ｄｉｐｏｌｅ ｋｅｒｎｅｌ）ｄのフーリエ変換（Ｄ＝Ｆ[ｄ]）であり、以下のように表される。
Ｄ＝１／３－ｋ_ｚ ^２／（ｋ_ｘ ^２＋ｋ_ｙ ^２＋ｋ_ｚ ^２） （５）
式（５）において、Ｄの逆数Ｄ^－１は、ｋ_ｚ ^２／（ｋ_ｘ ^２＋ｋ_ｙ ^２＋ｋ_ｚ ^２）＝１／３の場合、ゼロとなる。このため、式（４）の両辺に左からＤの逆数Ｄ^－１を掛けて、Ｆ［χ］を求める方法は、不良設定問題（ｉｌｌ－ｐｏｓｅｄ ｐｒｏｂｒｅｍ）となる。

処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５において、上記不良設定問題を解くために、エッジマスクＭ_Ｒ２＊を用いたＬ１ノルム正則化の手法を用いる。まず、式（４）の両辺に対して逆フーリエ変換を実行すると、以下の式（６）が得られる
δ＝Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ］］ （６）
本実施形態において磁化率を推定するための第１評価関数ｆ_１（χ）は、式（６）の右辺を左辺に移行した時の左辺（δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ］］）と、Ｒ_２ ^＊マップの非エッジ部分における磁化率の空間的滑らかさに関する正則化項（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｔｅｒｍ）とを用いて、例えば、以下に示す式（７）のように設定される。
ｆ_１（χ）＝||δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ］］||_２ ^２＋λ_１||Ｍ_Ｒ２＊∇χ||_１ （７）
式（７）における右辺第１項は、式（６）の一致度を示す２次ノルムの２乗である。式（７）の右辺第２項におけるＭ_Ｒ２＊∇χは、Ｒ_２ ^＊マップの非エッジ部分における磁化率χの空間的な勾配（以下、非エッジ勾配と呼ぶ）を示している。なお、式（７）において、非エッジ勾配Ｍ_Ｒ２＊∇χの代わりに、非エッジ部分における磁化率χの空間的な勾配の絶対値Ｍ_Ｒ２＊｜∇χ｜が用いられてもよい。また、式（７）の右辺第２項におけるλ_１は、非エッジ勾配による正則化に関するパラメータ（ｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｐａｒａｍｅｔｅｒ）である。

処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、式（７）の右辺を最小化する第１最適化処理により、ボクセルごとの磁化率を計算する。第１最適化処理は、以下の式（８）で表される。

χ＝ａｒｇｍｉｎ_χ（ｆ_１（χ））
＝ａｒｇｍｉｎ｛||δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ］］||_２ ^２＋λ_１||Ｍ_Ｒ２＊∇χ||_１｝ （８）
式（８）は、撮像領域における磁化率の分布が磁場分布δを形成し、かつ非エッジ勾配が最小となるように、撮像領域における磁化率を決定することを示している。非エッジ勾配を最小にすることは、緩和時間マップにおける非エッジ領域における磁化率を平滑化させることに対応する。

処理回路１３１は、式（８）における磁化率の近似解を安定的に得る方法として、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、種々の最適化手法を式（８）に適用して、撮像領域における複数の位置各々における磁化率を計算する。処理回路１３１は、複数の位置各々の磁化率から撮像領域の参照点における磁化率（オフセット）を差分する。参照点は、磁化率がゼロ近傍となる領域であって、水が支配的な領域に対応する。例えば、撮像領域が脳である場合、参照点は、ＣＳＦが存在する領域である。

図７は、本実施形態における参照点（脳室）と、観察領域（淡蒼球）との一例を示す図である。図７に示すように、磁化率マップにおいて観察領域である淡蒼球の磁化率は、式（８）において計算された淡蒼球の磁化率ｇｐｓｍから式（８）において計算された脳室の磁化率ｖｓｍを差分することにより、決定される。

処理回路１３１は、差分された値を、対応する画素上にマッピングすることにより、磁化率マップ（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ Ｓｕｓｃｅｐｔｉｂｉｌｉｔｙ Ｍａｐｐｉｎｇ：ＱＳＭ）を生成する。すなわち、本ステップにおいて、処理回路１３１は、エッジマスクを用いて緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる正則化項を伴った最適化処理により、磁化率マップを生成する。換言すれば、処理回路１３１は、緩和時間マップを用いて領域分割された領域（エッジマスク）に関する磁化率の勾配または勾配の絶対値を抑制して、磁化率マップを生成する。

なお、処理回路１３１は、計算された磁化率を、対応する画素上にマッピングすることにより、磁化率マップを生成してもよい。また、処理回路１３１は、画像生成機能１３１３により、強度画像における画素値等を、組織位相画像の画素値や磁化率マップの磁化率に乗算したり、または減算したりして、新たな画像を生成してもよい。また、処理回路１３１は、磁化率マップをカラー化し、グレースケールである強度画像に重ねあわせた画像（磁化率重畳画像）を生成してもよい。処理回路１３１は、生成された磁化率マップ、磁化率重畳画像等をディスプレイ１２７に出力する。ディスプレイ１２７は、磁化率マップ、磁化率重畳画像等を表示する。

以上に述べた構成によれば、以下に示す効果を得ることができる。
本実施形態に係るＭＲＩ装置１００によれば、複数のエコー時間に対応する複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成し、複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と、緩和時間マップとに基づいて、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成することができる。より詳細には、本ＭＲＩ装置１００によれば、複数の強度画像における同一位置の強度信号の分布に対してフィッティングを実行することにより緩和時間マップを生成し、生成された緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することによりエッジマスクを生成し、生成されたエッジマスクを用いて緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる正則化項を伴った最適化処理により、磁化率マップを生成することができる。例えば、本ＭＲＩ装置１００によれば、緩和時間マップを用いて領域分割された領域に関する磁化率の勾配またはこの磁化率の勾配の絶対値を抑制して、磁化率マップを生成することができる。

すなわち、本ＭＲＩ装置１００によれば、撮像領域に含まれる各種組織の緩和時間（組織毎の定量値）を示すマップ（Ｔ_２ ^＊マップ）に基づくＲ_２ ^＊マップを用いてエッジマスクＭ_Ｒ２＊を生成し、エッジマスクＭ_Ｒ２＊を用いたＬ１ノルム正則化を有する第１評価関数ｆ_１（χ）を用いて磁化率を計算することができる。これにより、本実施形態における最適化手法は、磁化率マップにおけるエッジに対応する組織境界（Ｒ_２ ^＊マップにおけるエッジ部分）における磁化率の平滑化の抑制と、非組織境界（Ｒ_２ ^＊マップにおける非エッジ部分）に対する磁化率の平滑化とにより、高磁化率領域の磁化率を向上させた磁化率マップを生成することができる。すなわち、本ＭＲＩ装置１００によれば、パーシャルボリューム効果によるシェーディングアーチファクトを磁化率マップの組織境界において低減し、かつ磁化率マップにおける組織内部の磁化率を平滑化させることにより、高精度な磁化率マップを生成することができる。

図８は、撮像領域が脳である場合のサジタル面において、強度画像（Ｍ_ｓｍａｇ）およびＲ_２ ^＊マップ（Ｒ_２ ^＊）と、基準値１から強度画像（Ｍ_ｓｍａｇ）の差分および基準値１からのＲ_２ ^＊マップ（Ｒ_２ ^＊）の差分の一例を示す図である。図９は、撮像領域が脳である場合のアキシャル面において、強度画像およびＲ_２ ^＊マップとの一例を示す図である。図１０は、本実施形態における磁化率マップ、強度画像（Ｔ_２ ^＊強調画像）、および緩和時間マップ（Ｔ_２ ^＊マップ）各々に対するコントラストに関する組織、物質の一例を示す図である。

図８および図９における矢印に示すように、Ｒ_２ ^＊マップにおいて、ゼロ近傍の正の磁化率を有するＣＳＦと、ＣＳＦより大きい正の磁化率を有するＦｅ（主として血管内腔）および負の磁化率を有するミエリン（Ｍｙｅｌｉｎ）とのコントラストが、強度画像に比べてより明瞭となる。すなわち、図８および図９に示すように、Ｒ_２ ^＊マップにおけるコントラストは、強度画像のコントラストより向上している。また、図１０に示すように、緩和時間マップ（Ｔ_２ ^＊マップ）のコントラストにおいて、磁化率の大きさにより、ＣＳＦ（非磁性体）と、脳実質（弱磁性体）と、カルシウム成分（石灰化）と、鉄成分（例えば還元ヘモグロビンやフェリチン）（強磁性体）とが、分離される。このため、本実施形態における磁化率マップ生成機能１３１５によれば、強度画像によるエッジに比べて精度が向上したエッジマスクＭ_Ｒ２＊をＬ１ノルム正則化に用いるため、ＣＳＦ（非磁性体）、脳実質（弱磁性体）、カルシウム成分（負の磁化率）、鉄成分（正の磁化率）などの生体内の物質を、コントラストとして分離させ、かつ組織境界における平滑化を抑制することにより磁化率を向上させた高精度な磁化率マップを生成することができる。

図８における強度画像上の破線で囲まれた領域には、シェーディングアーチファクトが現れている。一方、図８におけるＲ_２ ^＊マップ上の破線で囲まれた領域には、シェーディングアーチファクトは低減されている。これにより、本実施形態における磁化率マップ生成機能１３１５によれば、強度画像において信頼度の低い領域に相当するパーシャルボリューム効果の影響を低減させた高精度な磁化率マップを生成することができる。

以上のことから、本実施形態にかかるＭＲＩ装置１００によれば、磁化率マップ生成機能１３１５における磁化率の計算において、組織境界において正則化による磁化率の低下を抑制し、かつシェーディングアーチファクトを低減させて、磁化率の精度を向上させた高精度な磁化率マップを生成することができる。これにより、本実施形態によれば、例えば撮像領域が脳である場合、高磁化率領域である淡蒼球の磁化率を正則化により低下させることなく、高精度な磁化率マップを生成し、アルツハイマーおよび多発性硬化症などに対する診断効率を向上させることができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態との相違は、組織の緩和時間マップ等を用いてシェーディングアーチファクトに関連する領域を特定し、特定された領域においてシェーディングアーチファクトを低減させた磁化率マップ（以下、高精度磁化率マップと呼ぶ）を生成することにある。

図１１は、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００の構成を示す図である。図１との相違は、本実施形態における処理回路１３１が領域特定機能１３１７をさらに有することにある。以下、説明を具体的にするために、第１の実施形態と同様に、撮像領域は、頭部であるものとする。領域特定機能１３１７および磁化率マップ生成機能１３１５に関する処理については、本実施形態の動作において詳述する。処理回路１３１が有する領域特定機能１３１７は、領域特定部の一例である。

記憶装置１２９は、磁化率マップ生成機能１３１５および領域特定機能１３１７において実行される各種プログラム、領域特定機能１３１７において用いられる複数の閾値、磁化率マップ生成機能１３１５および領域特定機能１３１７により生成される各種画像を記憶する。記憶装置１２９は、図２のステップＳａ６の処理において生成された磁化率マップ（以下、第１磁化率マップと呼ぶ）を記憶する。以下、第１磁化率マップにおける複数の画素各々における磁化率を第１磁化率χ_１と呼ぶ。

図１２は、本実施形態における高精度磁化率マップの生成に関する処理手順の一例を示すフローチャートである。
（ステップＳｂ１）
処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、Ｒ_２ ^＊マップに対して閾値処理を実行することにより３次元的な閾値２値化画像を生成する。具体的には、処理回路１３１は、Ｒ_２ ^＊値と比較される第１閾値と第２閾値とを、記憶装置１２９から読み出す。第１閾値および第２閾値は、シェーディングアーチファクトの要因となるパーシャルボリュームに関する組織を抽出するための閾値である。頭部の磁化率マップにおいて、パーシャルボリュームの発生個所は、例えば、大脳縦裂（以下、ＬＦ（ｌｏｎｇｉｔｕｄｉｎａｌ ｆｉｓｓｕｒｅ）領域と呼ぶ）である。ＬＦ領域は、組織（脳実質）とＣＳＦとの境界を有する。このため、第１閾値と第２閾値とは、脳実質のＲ_２ ^＊値の下限および上限にそれぞれ対応する定量値に相当し、Ｒ_２ ^＊マップにおいて脳実質を特定するための閾値として予め設定される。第１閾値は、例えば、１０［１／ｓ］である。また、第２閾値は、例えば、４０［１／ｓ］である。なお、第１閾値及び第２閾値を示す上記値は、一例であり、１０［１／ｓ］および４０［１／ｓ］に限定されない。すなわち、第１閾値及び第２閾値は、撮像領域に含まれる組織において、パーシャルボリュームに関する組織のＴ_２値に基づいて、それぞれ設定されてもよい。

処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、Ｒ_２ ^＊マップに対して第１閾値と第２閾値とを用いる閾値処理を実行する。すなわち、処理回路１３１は、Ｒ_２ ^＊マップにおける複数のＲ_２ ^＊値各々に対して、第１閾値および第２閾値と比較する。この比較により、処理回路１３１は、第１閾値以下のＲ_２ ^＊値に対して０を割り当てる。加えて、処理回路１３１は、第２閾値以上のＲ_２ ^＊値に対して０を割り当てる。さらに、処理回路１３１は、第１閾値より大きく第２閾値より小さいＲ_２ ^＊値に対して１を割り当てる。処理回路１３１は、上記閾値処理の結果としての２値化画像（閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊））を生成する。第１閾値および第２閾値が上述したような値で規定されている場合、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）は、撮像領域における脳実質（灰白質および白質）の有無を示す２値化画像に相当する。処理回路１３１は、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）を記憶装置１２９に記憶させる。なお、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）は、第１の実施形態における第１評価関数において、エッジマスクＭ_Ｒ２＊の代わりに用いられてもよい。

（ステップＳｂ２）
処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、３次元強度画像に対して、サジタル方向に沿ってボクセル値のエッジを検出することにより、３次元的な強度エッジ画像を生成する。３次元強度画像において、サジタル方向に沿ったボクセル値のエッジ検出は、撮像領域においてパーシャルボリュームの発生個所を含む領域を検出することに対応する。具体的には、処理回路１３１は、エッジが検出されたボクセルに対して１を割り当て、エッジが検出されなかったボクセルに対して０を割り当てることにより、エッジを２値化させた３次元的な強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）を生成する。図１３は、エッジ検出されたあるサジタル面の強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）の一例を示す図である。処理回路１３１は、３次元的な強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）を、記憶装置１２９に記憶させる。なお、強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）の生成に関するエッジ検出は、サジタル方向に限定されず、パーシャルボリュームに関する組織に応じて、適宜設定可能である。

（ステップＳｂ３）
処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、３次元強度画像における複数の解剖学的標識点を用いてＬＦ領域を含む面（以下ＬＦ面と呼ぶ）を特定し、特定されたＬＦ面を用いて、撮像領域においてＬＦ面を１、非ＬＦ面を０に割り当てた３次元的なＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰを生成する。

具体的には、処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、辞書データを用いた領域検出手法に基づく機械学習に３次元強度画像を適用することにより複数の解剖学的標識点を検出する。領域検出手法に基づく機械学習は、例えば、ランダムフォレスト（ｒａｎｄｏｍ ｆｏｒｅｓｔ）によるセグメンテーションを伴う領域抽出処理である。機械学習は、撮像領域、撮像対象部位等に応じて、教師データにより予め学習される。なお、解剖学的標識点の検出は、機械学習に限定されず、例えば、深層学習など任意の領域検出手法であってもよい。

複数の解剖学的標識点は、撮像領域が頭部の場合、例えば、直静脈洞（ｓｔｒａｉｇｈｔ ｓｉｎｕｓ：ＳＳ）、前頭蓋窩（ａｎｔｅｒｉｏｒ ｃｒａｎｉａｌ ｆｏｓｓａ：ＡＣＦ）、前頭部の上矢状静脈洞（ｆｒｏｎｔａｌ ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｓａｇｉｔｔａｌ ｓｉｎｕｓ：ＦＳＳＳ）、頭頂部の上矢状静脈洞（ｐａｒｉｅｔａｌ ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｓａｇｉｔｔａｌ ｓｉｎｕｓ：ＰＳＳＳ）、後頭部の上矢状静脈洞（ｏｃｃｉｐｉｔａｌ ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｓａｇｉｔｔａｌ ｓｉｎｕｓ：ＯＳＳＳ）である。

図１４は、上述した５つの解剖学的標識点（ＳＳ、ＡＣＦ、ＦＳＳＳ、ＰＳＳＳ、ＯＳＳＳ）の３次元的な位置の一例を示す図である。なお、解剖学的標識点の数は、上記５つに限定されない。解剖学的標識点の数は、例えば、同一直線上にない３点であってもよい。

処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、検出された複数の解剖学的指標点に対して回帰分析を実行することにより、ＬＦ領域を含むＬＦ面を特定する。回帰分析は、例えば、線形回帰分析である。なお、回帰分析は線形回帰分析に限定されず、例えば、ロバスト推定や正則化付き回帰、非線形回帰（サポートベクターマシンやランダムフォレストなどの機械学習）など、各種複雑な回帰分析が用いられてもよい。処理回路１３１は、特定されたＬＦ面の内部に１を割り当て、ＬＦ面の外部に０を割り当てることにより、３次元的な２値化画像（ＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰ）を生成する。処理回路１３１は、ＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰを、記憶装置１２９に記憶させる。

ＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰは、撮像領域におけるＬＦ面の有無を示す画像である。図１５は、アキシャル面とサジタル面とボリュームレンダリング画像に対するＬＦ領域と、あるサジタル面におけるＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰとを示す図である。図１５において、サジタル面、アキシャル面、およびボリュームレンダリング画像におけるＬＦ面は、ハッチングで示された部分に相当する。図１５に示すようにＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰは、ＬＦ面を１とし、非ＬＦ面を０とした２値化画像である。ＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰを間接的に磁化率の計算に用いることで、例えば、大脳基底核および視放線などの他の領域の磁化率がＬＦ領域の磁化率に与える影響を抑制することができる。本ステップにおける上記処理はＬＦ領域を一例として説明しているが、パーシャルボリュームに関する各種組織についても同様な処理は可能である。

（ステップＳｂ４）
処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）と強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）とＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰとを積算することにより、ＬＦ領域の有無を２値で示した３次元的なＬＦ領域マスクを生成する。ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦは、以下の式（９）により計算される。
Ｍ_ＬＦ＝Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）×Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）×Ｍ_ＬＦＰ （９）
式（９）において、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）と強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）との積は、脳実質であってパーシャルボリュームの発生個所に対応する。式（９）に示すように、ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦは、３次元的な２値化画像である。ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦにおける「１」は、ＬＦ領域を示している。また、ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦにおける「０」は、非ＬＦ領域を示している。

処理回路１３１は、生成されたＬＦ領域マスクＭ_ＬＦを、記憶装置１２９に記憶させる。図１６は、あるサジタル面におけるＬＦ領域画像Ｍ_ＬＦの一例を示す図である。図１６に示すように、ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦは、ＬＦ領域を１とし、非ＬＦ領域を０とした２値化画像である。以上のステップＳｂ１の処理からステップＳｂ４までの処理により、処理回路１３１は、領域特定機能１３１７により、緩和時間マップと強度画像と強度画像における複数の解剖学的標識点とに基づいて、撮像領域におけるパーシャルボリュームの発生に関する領域（ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦ）を特定する。

（ステップＳｂ５）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、磁場分布δとエッジマスクＭ_Ｒ２＊とＬＦ領域マスクＭ_ＬＦとを用いた第２最適化処理によりボクセルごとに磁化率（以下、第２磁化率と呼ぶ）を計算し、第２磁化率マップを生成する。具体的には、処理回路１３１は、エッジマスクＭ_Ｒ２＊を用いたＬ１ノルム正則化およびＬＦ領域マスクＭ_ＬＦを用いたＬ２ノルム正則化による最適化手法を実行する。処理回路１３１は、記憶装置１２９から、Ｌ１ノルム正則化およびＬ２ノルム正則化による最適化手法に関するプログラム等を読み出し、実行することにより、複数のボクセル各々の第２磁化率を計算する。以下、磁場分布δとエッジマスクＭ_Ｒ２＊とＬＦ領域マスクＭ_ＬＦとから第２磁化率χ_２を計算する手順について説明する。

第２磁化率χ_２を推定するための第２評価関数ｆ_２（χ_２）は、式（６）の右辺を左辺に移行した時の左辺（δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ_２］］）と、Ｌ１ノルム正則化項（第１正則化項：λ_１||Ｍ_Ｒ２＊∇χ_２||_１）と、ＬＦ領域におけるシェーディングアーチファクトを抑制するＬ２ノルム正則化項（第２正則化項）とを用いて、例えば、以下に示す式（１０）のように設定される。
ｆ_２（χ_２）＝||δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ_２］］||_２ ^２＋λ_１||Ｍ_Ｒ２＊∇χ_２||_１
＋λ_２||Ｍ_ＬＦ（χ_２－χ_ＬＦＡＶ）||_２ ^２ （１０）
式（１０）におけるχ_ＬＦＡＶは、ＬＦ領域における第２磁化率の平均（以下、ＬＦ平均磁化率と呼ぶ）を示している。Ｌ２ノルム正則化項（λ_２||Ｍ_ＬＦ（χ_２－χ_ＬＦＡＶ）||_２ ^２）におけるＭ_ＬＦ（χ_２－χ_ＬＦＡＶ）は、ＬＦ領域における第２磁化率とＬＦ平均磁化率との差（以下、ＬＦ磁化率差と呼ぶ）を示している。λ_２は、ＬＦ領域におけるＬＦ磁化率差による正則化に関するパラメータである。なお、第２評価関数ｆ_２（χ_２）において、エッジマスクＭ_Ｒ２＊の代わりに、閾値２値化画像Ｔｈ（Ｒ_２ ^＊）が用いられてもよい。

処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、式（１０）の右辺を最小化する第２最適化処理により、ボクセルごとの第２磁化率χ_２を計算する。第２最適化処理は、以下の式（１１）で表される。

χ_２＝ａｒｇｍｉｎ_χ２（ｆ_２（χ_２））
＝ａｒｇｍｉｎ｛||δ－Ｆ^－１［Ｄ×Ｆ［χ_２］］||_２ ^２＋λ_１||Ｍ_Ｒ２＊∇χ_２||_１＋λ_２||Ｍ_ＬＦ（χ_２－χ_ＬＦＡＶ）||_２ ^２｝ （１１）
式（１１）は、撮像領域における第２磁化率χ_２の分布が磁場分布δを形成し、かつ非エッジ勾配とＬＦ磁化率差とが最小となるように、撮像領域における第２磁化率χ_２を決定することを示している。Ｌ２ノルム正則化項λ_２||Ｍ_ＬＦ（χ_２－χ_ＬＦＡＶ）||_２ ^２により、ＬＦ領域における磁化率は、ＬＦ平均磁化率近傍に抑制される。換言すれば、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、エッジマスクを用いて特定された領域（ＬＦ領域）における磁化率をＬＦ領域における平均的な磁化率（ＬＦ平均磁化率）に抑制させる第２正則化項を伴った第２最適化処理により、第２磁化率を生成する。

処理回路１３１は、式（１１）における第２磁化率χ_２の近似解を安定的に得る方法として、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、種々の最適化手法を式（１１）に適用して、撮像領域における複数の位置各々における第２磁化率χ_２を計算する。処理回路１３１は、計算された第２磁化率χ_２を撮像領域に亘って配置させた第２磁化率マップを記憶装置１２９に記憶させる。

以下、第２最適化処理により生成される第２磁化率χ_２の特徴について説明する。一般的に、パーシャルボリューム効果は、コントラストの低下をＭＲ画像に及ぼす。例えば、脳に関する磁化率マップのＬＦ領域において、シェーディングアーチファクトに関する磁化率は、マイナスの値となり、ＬＦ領域の周囲に比べて黒く沈んで表示される。具体的には、ＬＦ領域におけるＣＳＦに対応する領域の磁化率は、パーシャルボリューム効果の影響により、本来はゼロに近いプラスの磁化率であるにもかかわらず、物理的にはありえないマイナスになることがある。一方、第２最適化処理により生成される第２磁化率χ_２は、式（１１）に示すように、ＬＦ磁化率差が最小となるように、正則化される。このため、第２磁化率マップのＬＦ領域において、シェーディングアーチファクトに関する領域の第２磁化率χ_２は、ＬＦ平均磁化率近傍の値となる。これにより、第２磁化率マップにおけるＬＦ領域において、黒沈みの発生は抑制される。

一方、例えば血管内腔などの正の強磁性体（例えば、鉄など）を有する領域が磁化率マップに存在する場合、血管内腔などの領域における磁化率は、大きなプラスの値を有する。このため、磁化率マップにおいて血管内腔などの領域は、周囲の領域に比べての高コントラストとなり、白く表示される。一方、第２最適化処理により生成される第２磁化率χ_２は、式（１１）に示すように、ＬＦ磁化率差が最小となるように、正則化される。このため、第２磁化率マップのＬＦ領域において、血管内腔などの高コントラストに寄与する領域の第２磁化率χ_２は、ＬＦ平均磁化率近傍の値となる。すなわち、第２磁化率マップのＬＦ領域における高コントラストに寄与する領域の第２磁化率χ_２は低減される。高コントラストに寄与する領域における磁化率は、以下のステップＳｂ６に説明するように、第１磁化率χ_１が選択される。

（ステップＳｂ６）
処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、第１磁化率マップと第２磁化率マップとに基づいて、高精度磁化率マップを生成する。具体的には、処理回路１３１は、撮像領域における複数のボクセル各々において、同一位置のボクセル（以下、同一ボクセルと呼ぶ）の第１磁化率χ_１と第２磁化率χ_２とのうちいずれか一方の磁化率を用いて、高精度磁化率マップを生成する。より詳細には、処理回路１３１は、同一ボクセルにおいて、第１磁化率χ_１と第２磁化率χ_２とのうち大きい方の磁化率を選択する。処理回路１３１において実行される磁化率の選択は、高精度磁化率マップにおける位置ｘの磁化率をχ_ｈａ（ｘ）、第１磁化率マップにおける位置ｘの磁化率をχ_１（ｘ）、第２磁化率マップにおける位置ｘの磁化率をχ_２（ｘ）として、以下の式（１２）で表される。
χ_ｈａ（ｘ）＝ｍａｘ（χ_１（ｘ）、χ_２（ｘ）） （１２）

具体的には、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、ＬＦ領域においてシェーディングアーチファクトに関する領域の磁化率として、第２磁化率χ_２を選択する。加えて、処理回路１３１は、ＬＦ領域において高コントラストに寄与する領域の磁化率として、第１磁化率χ_１を選択する。これにより、処理回路１３１は、ＬＦ領域におけるシェーディングアーチファクトに拠る黒沈みを低減し、かつＬＦ領域における高コントラストに寄与する領域の磁化率を維持した高精度磁化率マップを生成する。

処理回路１３１は、撮像領域における複数の位置各々において選択された磁化率から撮像領域の参照点における磁化率（オフセット）を差分することにより、差分された磁化率を用いて高精度磁化率マップを生成してもよい。なお、処理回路１３１は、高精度磁化率マップをカラー化し、グレースケールである強度画像に重ねあわせた画像（高精度磁化率重畳画像）を生成してもよい。処理回路１３１は、生成された高精度磁化率マップ、高精度磁化率重畳画像等をディスプレイ１２７に出力する。ディスプレイ１２７は、高精度磁化率マップ、高精度磁化率重畳画像等を表示する。

以上のステップＳｂ５の処理とステップＳｂ６との処理により、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と緩和時間マップとに基づいて撮像領域内の複数のボクセル各々における第１磁化率を生成し、磁場分布と緩和時間マップと特定された領域（ＬＦ領域マスクＭ_ＬＦ）とに基づいてボクセル各々における第２磁化率を生成し、ボクセル各々において第１磁化率と第２磁化率とのうち大きい方の磁化率を用いて、高精度な磁化率マップを生成する。

以上に述べた構成によれば、第１の実施形態における効果に加えて、以下に示す効果を得ることができる。
本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、複数のエコー時間に対応する複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成し、生成された緩和時間マップと強度画像と強度画像における複数の解剖学的標識点とに基づいて、撮像領域におけるパーシャルボリュームの発生に関する領域を特定し、複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と緩和時間マップとに基づいて撮像領域内の複数のボクセル各々における第１磁化率を生成し、磁場分布と緩和時間マップと特定された領域とに基づいてボクセル各々における第２磁化率を生成し、ボクセル各々において第１磁化率と第２磁化率とのうち大きい方の磁化率を用いて、磁化率マップを生成することができる。具体的には、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば。緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することによりエッジマスクを生成し、生成されたエッジマスクを用いて緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる第１正則化項を伴った第１最適化処理により、前記第１磁化率を生成し、エッジマスクを用いて特定された領域における磁化率を領域における平均的な磁化率に抑制させる第２正則化項と、第１正則化項とを伴った第２最適化処理により第２磁化率を生成することができる。

すなわち、本ＭＲＩ装置１００によれば、エッジマスクＭ_Ｒ２＊と強度エッジ画像Ｇ_ＳＧ（Ｍ_mａｇ）とＬＦ面マスク画像Ｍ_ＬＦＰとに基づいて生成されたＬＦ領域マスクＭ_ＬＦを用いたＬ２ノルム正則化を有する第２評価関数ｆ_２（χ）を用いて第２磁化率を計算することができる。これにより、本実施形態における最適化手法は、組織境界における磁化率の平滑化を抑制し、非組織境界（Ｒ_２ ^＊マップにおける非エッジ部分）に対する磁化率を平滑化し、ＬＦ領域におけるシェーディングアーチファクトに関する磁化率の低減を抑制した第２磁化率マップを生成することができる。加えて、本実施形態におけるＭＲＩ装置１００によれば、同一ボクセルにおいて、第１磁化率χ_１と第２磁化率χ_２とのうち大きい方の磁化率を用いて高精度磁化率マップを生成することができる。

すなわち、ＬＦ領域において、血管などの鉄分が多い高コントラストの領域における磁化率として第１磁化率χ_１が選択され、パーシャルボリューム効果の影響を受けるＣＳＦに対応する領域における磁化率として第２磁化率χ_２が選択される。これにより、ＬＦ領域において、シェーディングアーチファクトに関する磁化率の低減し、かつ高コントラストに寄与する領域の磁化率を維持した高精度磁化率マップを生成することができる。すなわち、本ＭＲＩ装置１００によれば、パーシャルボリューム効果によるシェーディングアーチファクトをさらに抑制させて、高精度な磁化率マップを生成することができる。

図１７は、第１磁化率マップと、高精度磁化率マップと、第１磁化率マップと高精度磁化率マップとの差分とを、アキシャル面およびサジタル面各々において示す図である。図１７における矢印に示すように、高精度磁化率マップでは、第１磁化率マップに比べてシェーディングアーチファクトがより低減されている。第１磁化率マップと高精度磁化率マップとの差分は、ＬＦ領域に現れている。

図１８は、非ＬＦ領域において、第１磁化率χ_１に対する高精度磁化率マップの磁化率χ_ｈａの分布を示す図である。図１８に示すように、非ＬＦ領域における第１磁化率χ_１と高精度磁化率マップの磁化率χ_ｈａとにおいて、変化がないことを示している。

図１７及び図１８に示すように、本実施形態によれば、非ＬＦ領域において、磁化率の変化はほとんどなく、ＬＦ領域におけるシェーディングアーチファクトのみを選択的に抑制することができる。また、被検体毎にＬＦ領域を特定しているため、ボア１１１に対して斜めに挿入された被検体、左脳と右脳とのうちいずれか一方が大きい被検体、脳がねじれている被検体等に対しても適切にＬＦ領域を検出することができる。このため、本実施形態によれば、上記いずれの被検体であっても、シェーディングアーチファクトのみを選択的に抑制した高精度な磁化率マップを生成することができる。

第１実施形態の変形例として、本ＭＲＩ装置１００の技術的思想を医用画像処理装置１３５で実現する場合には、例えば図１の構成図における破線内の構成要素を有するものとなる。また、第２実施形態の変形例として、本ＭＲＩ装置１００の技術的思想を医用画像処理装置１３５で実現する場合には、例えば図１１の構成図における破線内の構成要素を有するものとなる。医用画像処理装置１３５は、記憶装置１２９に記憶されたＭＲデータ等を用いて各種処理を実行する。例えば、図３におけるステップＳａ１の処理は、「記憶装置１２９からのＭＲデータの読み出し」となる。本医用画像処理装置１３５に関する効果は、本実施形態と同様なため、説明は省略する。

第１の本実施形態および第２の実施形態の他の変形例として、本ＭＲＩ装置１００の技術的思想をクラウド等で実現する場合には、インタネット上のサーバーは、例えば図１および図１１の構成図における記憶装置１２９および処理回路１３１を有するものとなる。このとき、画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、領域特定機能１３１７等は、当該機能を実行するプログラム（医用処理プログラム）をサーバーの処理回路１３１にインストールし、これらをメモリ上で展開することによって実現される。

加えて、第１の実施形態および第２の実施形態における画像生成機能１３１３、磁化率マップ生成機能１３１５、領域特定機能１３１７等は、当該機能を実行するプログラム（医用処理プログラム）をワークステーション等のコンピュータにインストールし、これらをメモリ上で展開することによっても実現することができる。また、コンピュータに
図２に示す磁化率マップの生成手法，図１２に示す高精度磁化率マップの生成手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク、光ディスク、半導体メモリなどの各種可搬型記憶媒体に格納して頒布することも可能である。

第２の実施形態の変形例として、処理回路１３１は、磁化率マップ生成機能１３１５により、第１磁化率マップおよび第２磁化率マップにおいて、ＬＦ領域に含まれる複数の磁化率に対して式（１２）を適用して、高精度磁化率マップを生成してもよい。

以上に説明した第１実施形態および第２実施形態によれば、高精度な磁化率マップを生成することができる。

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。

１００…磁気共鳴イメージング装置
１０１…静磁場磁石
１０３…傾斜磁場コイル
１０５…傾斜磁場電源
１０７…寝台
１０９…寝台制御回路
１１１…ボア
１１３…送信回路
１１５…送信コイル
１１７…受信コイル
１１９…受信回路
１２１…シーケンス制御回路
１２５…インタフェース
１２７…ディスプレイ
１２９…記憶装置
１３１…処理回路
１０７１…天板
１３１１…システム制御機能
１３１３…画像生成機能
１３１５…磁化率マップ生成機能
１３１７…領域特定機能

Claims (9)

1. 複数のエコー時間に対応する複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成する画像生成部と、
   前記複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と、前記緩和時間マップとに基づいて、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部と、
   を具備する医用画像処理装置であって、
   前記磁化率マップ生成部は、
   前記緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することにより、エッジマスクを生成し、
   前記エッジマスクを用いて前記緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる正則化項を伴った最適化処理により、前記磁化率マップを生成する、
   医用画像処理装置。
2. 前記画像生成部は、
   複数の強度画像における同一位置の強度信号の分布に対してフィッティングを実行することにより、前記緩和時間マップを生成する、
   請求項１に記載の医用画像処理装置。
3. 前記磁化率マップ生成部は、
   前記緩和時間マップを用いて領域分割された領域に関する磁化率の勾配または前記勾配の絶対値を抑制して、前記磁化率マップを生成する、
   請求項１又は２に記載の医用画像処理装置。
4. 複数のエコー時間に対応する複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成する画像生成部と、
   前記緩和時間マップと前記強度画像と前記強度画像における複数の解剖学的標識点とに基づいて、撮像領域におけるパーシャルボリュームの発生に関する領域を特定する領域特定部と、
   前記複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と前記緩和時間マップとに基づいて前記撮像領域内の複数のボクセル各々における第１磁化率を生成し、前記磁場分布と前記緩和時間マップと前記特定された領域とに基づいて前記ボクセル各々における第２磁化率を生成し、前記ボクセル各々において前記第１磁化率と前記第２磁化率とのうち大きい方の磁化率を用いて、磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部と、
   を具備する医用画像処理装置。
5. 前記磁化率マップ生成部は、
   前記緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することにより、エッジマスクを生成し、
   前記エッジマスクを用いて前記緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる第１正則化項を伴った第１最適化処理により、前記第１磁化率を生成し、
   前記エッジマスクを用いて前記特定された領域における磁化率を前記領域における平均的な磁化率に抑制させる第２正則化項と、前記第１正則化項とを伴った第２最適化処理により、前記第２磁化率を生成する、
   請求項４に記載の医用画像処理装置。
6. 前記緩和時間マップは、撮像領域におけるR_２＊値に関する分布を示す、
   請求項１乃至５のうちいずれか一項に記載の医用画像処理装置。
7. 複数のエコー時間各々に対応するＭＲデータを収集する収集部と、
   前記ＭＲデータに基づいて前記複数のエコー時間に対応する複数の強度画像を生成し、前記複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成する画像生成部と、
   前記複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と、前記緩和時間マップとに基づいて、被検体内の複数の磁化率を定量的に示す磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部と、
   を具備する磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記磁化率マップ生成部は、
   前記緩和時間マップに対してエッジ検出を実行することにより、エッジマスクを生成し、
   前記エッジマスクを用いて前記緩和時間マップにおける非エッジ領域内の磁化率を平滑化させる正則化項を伴った最適化処理により、前記磁化率マップを生成する、
   磁気共鳴イメージング装置。
8. 複数のエコー時間各々に対応するＭＲデータを収集する収集部と、
   前記ＭＲデータに基づいて前記複数のエコー時間に対応する複数の強度画像を生成し、前記複数の強度画像に基づいて組織の緩和時間マップを生成する画像生成部と、
   前記緩和時間マップと前記強度画像と前記強度画像における複数の解剖学的標識点とに基づいて、撮像領域におけるパーシャルボリュームの発生に関する領域を特定する領域特定部と、
   前記複数のエコー時間に対応する複数の位相画像により生成された磁場分布と前記緩和時間マップとに基づいて前記撮像領域内の複数のボクセル各々における第１磁化率を生成し、前記磁場分布と前記緩和時間マップと前記特定された領域とに基づいて前記ボクセル各々における第２磁化率を生成し、前記ボクセル各々において前記第１磁化率と前記第２磁化率とのうち大きい方の磁化率を用いて、磁化率マップを生成する磁化率マップ生成部と、
   を具備する磁気共鳴イメージング装置。
9. 前記緩和時間マップは、撮像領域におけるR_２＊値に関する分布を示す、
   請求項７又は８に記載の磁気共鳴イメージング装置。