WO2006135003A1 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents

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WO2006135003A1
WO2006135003A1 PCT/JP2006/312023 JP2006312023W WO2006135003A1 WO 2006135003 A1 WO2006135003 A1 WO 2006135003A1 JP 2006312023 W JP2006312023 W JP 2006312023W WO 2006135003 A1 WO2006135003 A1 WO 2006135003A1
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magnetic resonance
resonance imaging
imaging apparatus
corrected
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Yo Taniguchi
Hisaaki Ochi
Tetsuhiko Takahashi
Masahiro Takizawa
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Hitachi Medical Corporation
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    • G01R33/56383—Intentional motion of the sample during MR, e.g. moving table imaging involving motion of the sample as a whole, e.g. multistation MR or MR with continuous table motion

Definitions

  • the present invention relates to a magnetic resonance imaging technique.
  • a magnetic resonance imaging (MRI) apparatus applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a static magnetic field, and measures and images a signal generated from the subject by nuclear magnetic resonance. It is a diagnostic device.
  • the size of the area that can be photographed at a time on an MRI machine is usually limited to about 40 cm. This is because the uniform region of the static magnetic field is a sphere with a diameter of about 45 cm. For this reason, when shooting a wider area, such as when shooting the whole body, it is necessary to join the images after dividing the shooting area into multiple shots (for example, Patent Document 1). This is called multi-station photography.
  • As a method of joining when images are taken without overlapping, it is sufficient to simply align the images. When there is an overlapping portion in each image, a weighted average of the overlapping portions is taken. Thus, synthetic methods have been taken.
  • images taken by MRI include a morphological image in which the structure inside the subject is reflected in the luminance distribution, and a functional image in which the activity state of the imaging target is reflected in the luminance distribution. Since the function image visualizes the function, it cannot generally be said that the structure is sufficiently drawn, and the spatial resolution is often low due to the difficulty of photographing. Therefore, in order to grasp the exact position of the acquired function information, it is often displayed superimposed on a separately captured morphological image.
  • Patent Document 1 US Pat. No. 5,924,987
  • morphological images provide images that reflect the structure of the subject being captured in detail, so it is often possible to visually grasp the correspondence.
  • images have low spatial resolution and the structure is not sufficiently depicted, so it is difficult to grasp the correspondence when strain exists.
  • the direction and magnitude of the positional distortion is determined by the imaging parameters, and generally differs between the morphological image and the functional image. For this reason, there is a problem that if the morphological image and the functional image are directly superimposed, a deviation occurs between them.
  • a first object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus capable of correcting positional distortion and luminance distortion in stitching together images taken by multi-station imaging.
  • the second object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that corrects the position and luminance distortion of the morphological image and the functional image and has no positional distortion and luminance distortion in the stitching of the images of multi-station imaging. There is.
  • the MRI apparatus of the present invention that achieves the first object applies a high-frequency magnetic field and a gradient magnetic field to a subject placed in a static magnetic field, and generates a magnetic resonance signal generated from the subject.
  • the present invention is characterized in that control is performed so as to perform a process of synthesizing the overlapping region of the image with corrected position distortion by weighted calculation.
  • the MRI apparatus of the present invention that achieves the second object is as follows:
  • Means for generating a static magnetic field Means for generating an RF pulse to be applied to a subject placed in the static magnetic field;
  • a base member for installing the subject
  • First imaging means for acquiring a plurality of morphological images corresponding to each of a plurality of positions in the longitudinal direction of the base member
  • Second imaging means for acquiring a plurality of functional images corresponding to each of a plurality of positions in the longitudinal direction of the base member
  • the stitching is performed after correcting the positional distortion and the luminance distortion of the images, it is possible to obtain an image free from positional deviation and uneven luminance after the stitching.
  • the luminance distortion is corrected before correcting the positional distortion, it is possible to correct the positional distortion with high accuracy.
  • the morphological image and the functional image are overlapped. In this case, it is possible to obtain a composite image that does not have a positional or luminance shift even when the images are joined by multi-station shooting.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • This MRI machine detects a magnetic resonance signal while irradiating a high-frequency magnetic field with a magnet 101 that generates a static magnetic field, a coil 102 that generates a gradient magnetic field, a sequencer 104, a gradient magnetic field power supply 105, a high-frequency magnetic field generator 106, Probe 107, receiver 108, calculator 109, display 110, storage medium 111, and the like.
  • a subject (for example, a living body) 103 is placed on a bed (table) in a static magnetic field space where a magnet 101 is generated.
  • the sequencer 104 sends commands to the gradient magnetic field power source 105 and the high frequency magnetic field generator 106 to generate a gradient magnetic field and a high frequency magnetic field, respectively.
  • the high frequency magnetic field is applied to the subject 103 through the probe 107.
  • a signal generated from the subject 103 is received by the probe 107 and detected by the receiver 108.
  • the sequencer 104 sets a nuclear magnetic resonance frequency (hereinafter referred to as a detection reference frequency) as a reference for detection.
  • the detected signal is sent to the computer 109, where signal processing such as image reconstruction is performed.
  • the result is displayed on the display 110. If necessary, the detected signal and measurement conditions can be stored in the storage medium 111.
  • the sequencer 104 normally performs control so that each device operates at a timing and intensity programmed in advance.
  • the ones that describe the timing and intensity of the high-frequency magnetic field, gradient magnetic field, and signal reception are called pulse sequences.
  • the pulse sequence is not particularly limited.
  • SE pulse sequence such as spin echo method (SE) and fast spin echo method, gradient echo (GE) pulse sequence, and eco-planar spectral imaging (EPSI). Be prepared.
  • multi-station imaging when the field of view is larger than the imageable area of the device, as in whole-body imaging, the entire body is divided into multiple areas (stations), and the images of each station are combined. This is a method for creating a whole body image.
  • the field of view of one shot is 42 cm, a shot is taken every time the table is moved by 35 cm, and a total of four shots are taken with three moves is described.
  • Fig. 2 shows an image photographed using the 256 x 256 pixel high-speed spin echo method.
  • Figure 2a shows four images from the human shoulder to the foot, and
  • Figure 2b shows the result of combining these four images using only the weighted average.
  • the brightness of each station image is determined.
  • the levels do not match (especially the brightness of the image of the third station is brighter than the others), the brightness of the overlap area is reduced, or the structure of the overlap area is shifted, It can be seen that there are problems such as.
  • the causes of these problems are as follows.
  • the brightness levels do not match for each station image because the images at each station are taken by different receiver coils and the shooting parameters are set individually so that the S / N ratio is maximized at each station.
  • the main reason is that adjustments are made.
  • the brightness of the overlap area is reduced because, in MRI, the sensitivity of the transmission / reception coil generally decreases around the field of view, so the brightness of the peripheral area of each station image is lower than that in the center area. This is because it is in a trend (this is called shading), and if weighted average is applied in that state, the brightness is insufficient.
  • the structural deviation in the overlap region is caused by the non-linearity of the gradient magnetic field and the positional distortion due to the static magnetic field inhomogeneity.
  • the positional distortion due to the non-linearity of the gradient magnetic field is device-specific, but the positional distortion due to the static magnetic field inhomogeneity depends not only on the device but also on the imaging conditions.
  • Figure 3 shows the flow of correction processing in this embodiment. Each process will be described below.
  • the shading correction of each station is performed (step 501).
  • This shading is mainly caused by the sensitivity distribution of the transmitter / receiver coil being lowered around the field of view.
  • an image correction method described in JP-A-7-222724 can be used.
  • a sensitivity distribution is obtained in advance by applying a low-pass filter to the MR image or MR signal, and a sensitivity correction coefficient for each pixel is obtained based on this sensitivity distribution.
  • This sensitivity correction coefficient is proportional to the reciprocal of the sensitivity in the high sensitivity region, has a maximum value in the low sensitivity region, and has a value that becomes an increase function of the sensitivity in the extremely low sensitivity region.
  • a corrected image is obtained by multiplying the original image by this correction coefficient. If necessary, a low-pass filter with a different coefficient for each pixel is applied to the corrected image. This process almost eliminates the decrease in brightness around the visual field.
  • step 502 luminance correction between stations is performed (step 502). Uneven brightness between stations
  • the average value of the luminance of the part where the subject exists is obtained at each station and corrected so that it becomes equal.
  • a predetermined threshold is set, and the portion where the luminance is equal to or higher than the threshold is determined as the subject exists. This value needs to be calculated optimally depending on the type of image, but preliminary experiments have shown that it is better to use approximately 15% of the maximum brightness as the threshold value.
  • IAm and IBm are luminance average values outside the noise area of images A and B, respectively.
  • step 503 a difference in overlap amount between stations is obtained (step 503).
  • This deviation is caused by the fact that the linearity of the gradient magnetic field strength deteriorates around the field of view and the field of view becomes smaller.
  • the amount of overlap between stations can be calculated from the field of view and the distance between stations. In the example of Fig. 2, it is 43 pixels.
  • the calculated value differs from the overlap amount of the reconstructed image.
  • Figure 4 shows how to determine the deviation.
  • the overlapping areas of adjacent stations 1 and 2 are defined as cl and c2, the center part of area c2 is extracted, the correlation coefficient is calculated in the y direction of area cl, and the position where the correlation coefficient is the maximum value is obtained. . If the position where the correlation coefficient is the maximum value is r and the calculated overlap value is ⁇ , the overlap amount of the reconstructed image can be obtained from the integer part of r (n0 + 4) / 2. In the image in Fig. 2, the calculated overlap is 43 pixels (line).
  • the position where the correlation coefficient is maximum is 34.
  • the overlap amount (r (n0 + 4) / 2) of the reconstructed image was 57. Since the correlation coefficient is affected by the shape of the subject, the S / N ratio of the image, etc., it is preferable to use the average value of the overlap amount obtained between all slices and all stations. In the image of Figure 2, the overlap amount was determined to be 55 pixels. Note that this processing is omitted when there is little deviation in the overlap amount between stations. You can omit it. This is because if the deviation of the overlap amount between stations is small, it can be corrected simultaneously by the next position shift correction.
  • FIG. 5 shows a case where the amount of displacement is calculated using images cl and c2 (256 ⁇ 55) of the overlapping portion of station 1 (head side) and station 2 (foot side).
  • the two overlapping images are regarded as two frames of moving images and the optical flow is used.
  • the optical flow cannot be obtained correctly in the low luminance region, it is necessary to calculate the optical flow only for the region where the subject exists. For this reason, for example, it is assumed that the subject exists in an area having a brightness higher than the maximum brightness of the overlap area, for example, 15%. This threshold value needs to be adjusted to obtain the optimum result depending on the type of target image.
  • images 521 and 522 are obtained by reducing the resolution of the images cl and c2 in the overlapped portion by Fourier filtering.
  • an optical flow is calculated using the images 521 and 522 with reduced resolution (step 523).
  • Lowering the resolution is optional, but it is usually better to make it about 1/4 of each side. In the example shown, it is about 32 ⁇ 16 pixels.
  • Each vector of the obtained optical flow indicates a moving amount of each pixel for transforming the image c2 into the image cl.
  • this includes incorrect values due to the effects of noise, and even if there is a subject, optical flow is not required in areas with low brightness.
  • gradient magnetic field distortion usually causes positional distortion due to inhomogeneous static magnetic field to change smoothly with respect to space. Therefore, the x and y components of each vector are expanded with a homogeneous function of about the third order or less by the least square method (step 524).
  • a deformation map 525 representing the amount of movement of each pixel for adjusting the functional force c2 to cl is calculated.
  • the deformation ratio 526 corresponding to the distance from this boundary is multiplied.
  • the deformation ratio is a function that is 0 at the boundary and 1 in the region farthest from the boundary. For example, a secondary function as shown in Figure 6a. Number or the Hanning function in Figure 6b. According to this deformation map 525, c2 is deformed to obtain an image 527.
  • the positional distortion is corrected by the above processing, and an image without distortion is obtained by the next luminance synthesis (step 505).
  • the correction processing can be repeated by changing the resolution at the time of optical flow calculation for images 527 and 529 to which the deformation map is applied (step 531). ).
  • the second correction process will be twice the resolution of the first correction (64 x 32 pixels). As a result, the first correction can correct a relatively large displacement, and the second correction can be corrected more accurately.
  • Figure 8 shows the results of applying all the above processing to the image in Fig. 2. It can be seen that brightness irregularities and structural shifts are corrected.
  • Positional distortion and luminance unevenness can be specified if the apparatus-specific distortion and imaging conditions are determined, and can be corrected almost strictly. However, it is complicated to obtain the correction coefficient for each apparatus and coil, and it is difficult to cover a myriad of imaging conditions. In this embodiment, it is possible to correct the positional deviation and luminance deviation between stations using only the luminance information of the image of each station, so that it is easy to implement and does not require maintenance.
  • the luminance distortion and position distortion of the functional image are corrected using correction information obtained from the morphological image.
  • a diffusion-weighted image that can be photographed with the tumor emphasized will be described as an example of the functional image. Since tumors are densely packed and have a smaller diffusion coefficient than other tissues, the signal is measured higher in diffusion-weighted images. By applying this method to whole-station radiography, multi-screen screening of tumors becomes possible.
  • a typical method for photographing diffusion-weighted images is the diffusion-weighted echo-branch method.
  • most of the regions other than the tumor have low signals, so luminance distortion correction and position distortion correction using image information as described above are impossible.
  • luminance distortion correction information and positional distortion information are acquired using a morphological image from which distortion correction information can be easily acquired, and a functional image is corrected using the acquired luminance distortion correction information and positional distortion information.
  • Figure 9 shows an overview of the processing.
  • the shading correction coefficient for each station image is calculated from the morphological image (step 541).
  • the correction coefficient can be obtained in the same manner as in step 501 (FIG. 3) in the first embodiment. Multiply this by the image of the same station in the functional image (step 551) [0038]
  • the average value of luminance and the luminance correction coefficient e of the portion where the subject exists (except for the noise region) at each station of the morphological image are obtained in the same manner as in step 502 in the first embodiment (step 542), the functional image is corrected using the luminance correction coefficient e so that the average value of luminance is equal between the images of each station (step 552).
  • Step 543 the overlap amount between stations is calculated from the morphological image
  • Step 544 the displacement of the functional image is corrected using the deformation map (step 554).
  • step 554 function image luminance correction synthesis is performed in the same manner as in step 505 (step 554).
  • the functional image can be corrected with high accuracy. Thereby, the diagnostic ability of the whole body tumor screening can be improved.
  • the position distortion and luminance distortion correction in the functional image is corrected using the correction information obtained from the morphological image.
  • the force is the same as in the second embodiment.
  • By adjusting the shooting parameters an image with the same positional deviation between the morphological image and the functional image is obtained. First, adjustment of shooting parameters will be described.
  • Figure 10a shows, as an example, the distribution of lactic acid taken by the MRSI method in shaded white, superimposed on the first and second images in Figure 2a, and Figure 10b shows it. The result is the same as in 2. It can be seen that positional deviation also occurs in the functional image. In this case, the color of the functional image is generally displayed in color so that the density distribution can be seen in practice.
  • the luminance distortion is generally determined by the sensitivity distribution of the transmission / reception probe as described above, and hardly depends on the imaging method, so it can be considered that the functional image and the morphological image are the same.
  • the positional distortion generally varies depending on the imaging parameters, the functional image and the morphological image are captured with the imaging parameters such that the respective positional distortions are equal.
  • the nonlinearity of the gradient magnetic field is device-specific and does not depend on the imaging method. In contrast, positional distortion due to inhomogeneous static magnetic fields is captured.
  • the direction is proportional to the readout direction and the size is proportional to ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ .
  • ⁇ is the gyromagnetic ratio of the element
  • ⁇ ⁇ is the static magnetic field nonuniformity
  • ⁇ ⁇ is the sampling rate. Therefore, when photographing with the same static magnetic field inhomogeneity ⁇ ⁇ ⁇ , the position distortion can be made equal by setting ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ ⁇ to be equal even if the photographing methods are different. Therefore, in the present embodiment, the readout direction of the functional image and the morphological image is made the same, and the product of the magnetic rotation ratio and the sampling rate of each element in the functional image photographing and the morphological image photographing is made equal.
  • FIG. lla and 12a show the panoramic sequence of the spin-echo method used for morphological image capture and the high-speed imaging method (EPSI method), which is one of the MRSI imaging methods.
  • a slice gradient magnetic field pulse 201 in the z direction is applied and a high frequency magnetic field (RF) pulse 202 having a proton resonance frequency f is irradiated to excite protons in a certain slice in the target object.
  • the slice rephase gradient magnetic field pulse 203 and the phase encode gradient magnetic field 204 for adding position information in the phase encoding direction (y direction) to the magnetization phase and the readout phase gradient magnetic field 205 for dephase are applied.
  • echoes multiple magnetic resonance signals
  • the procedure from the slice gradient magnetic field pulse application to the echo measurement is repeated with the time TR, and the echo required to obtain the ⁇ image is measured.
  • the echo is placed in k-space as shown in Fig. L ib and reconstructed by 3D Fourier transform.
  • a slice gradient magnetic field pulse 201 in the z direction is applied and a high-frequency magnetic field (RF) pulse 202 having a proton resonance frequency i is irradiated to excite protons in a certain slice in the target object.
  • RF magnetic field
  • the phase encoding gradient magnetic field pulse 204 for adding position information in the phase encoding direction (y direction) to the magnetization phase and the dephase readout gradient magnetic field 205
  • the magnetic resonance signal (echo) 207 is measured while irradiating a 180-degree pulse 208 and marking a readout gradient magnetic field pulse 206 for adding position information in the readout direction (X).
  • slice gradient magnetic field pulse sign The procedure from calo to echo measurement is repeated at time TR, and the echo required to obtain one image is measured. The echo is arranged in k-space as shown in Fig. 12b and reconstructed by two-dimensional Fourier transform.
  • An imaging method generally used for imaging of 13 C contrast agent is the gradient echo method (GE).
  • GE gradient echo method
  • a high-frequency magnetic field (RF) node 202 having a resonance frequency fc of 13 C is irradiated together with the marking of the slice gradient magnetic field pulse 201 in the z direction to excite 13 C of a slice in the target object.
  • the dephase readout gradient magnetic field 205 is applied.
  • the magnetic resonance signal (echo) 207 is measured while applying a readout gradient magnetic field pulse 206 for adding position information in the lead-out direction (X).
  • the procedure from applying the slice gradient magnetic field to the echo measurement is repeated with the time TR, and the echo necessary to obtain one image is measured.
  • Each echo is placed in k-space and reconstructed by two-dimensional inverse Fourier transform.
  • the lead-out direction is the same.
  • the magnetorotation ratio of proton and 13 C is 42.58 MHz and 10.71 MHz, respectively, so the ratio of the sampling rate between the morphological image and the functional image is 1: 3.98. Thereby, a morphological image and a functional image having the same positional distortion are obtained.
  • Figure 14 shows the processing flow. Of the processes shown in FIG. 14, the processes indicated by the same reference numerals as the processes of the second embodiment shown in FIG. 9 perform the same processes.
  • the shading correction coefficient of each station is calculated for the morphological image, and shading correction is performed (step 541).
  • shading correction is performed on the functional image using the same sensitivity correction coefficient as obtained from the morphological image. (Step 551).
  • the sensitivity correction coefficient obtained by using the morphological image that sufficiently reflects the structure of the imaging target it is possible to accurately correct the shading of the functional image.
  • luminance correction is performed between the stations (step 542). That is, the average value of the brightness other than the noise region is obtained for the morphological image of each station, and the correction coefficient e is obtained with reference to the predetermined station image.
  • the average luminance value is obtained from the entire image. If there is still a gradient of brightness in the entire image after the shielding correction (541), use the average brightness value of only the overlap area or only the overlap area and its neighboring areas. However, the effect of the brightness gradient can be reduced, and the accuracy of the subsequent positional distortion correction is improved.
  • the correction coefficient e can also be obtained from the irradiation RF intensity and the sensitivity of the probe as shown in Equation (3).
  • HA and HB are the irradiation RF intensity when images A and B are taken, and SA and SB are images A and B.
  • Probe sensitivity at the time of shooting. (SA / HA) and (SB / HB) indicate the relative sensitivity at the time of shooting images A and B, respectively.
  • the irradiation RF intensity is determined by adjusting the imaging parameters before imaging, and the probe sensitivity is a value specific to the probe. This method has the advantage that the processing is simpler than the method using the average luminance value.
  • the probe sensitivity varies slightly depending on the analyte, so the accuracy may be slightly reduced.
  • the functional image may be corrected using the same coefficient e as that obtained from the morphological image. Yes (step 552).
  • the sensitivity correction coefficient obtained by using the morphological image that sufficiently reflects the structure of the object to be photographed it is possible to accurately correct the shading of the functional image.
  • the deviation of the overlap amount between the stations is obtained (step 543).
  • the overlap amount deviation is calculated by calculating the distance force reference value ⁇ between the visual field and the station, and then, as shown in FIG. Find the position r where the correlation coefficient is the maximum, and calculate it using the calculated reference value ⁇ and position r.
  • step 544 the positional deviation correction of the overlap region is performed (step 544). Therefore, first, a deformation map is created using optical flow according to the procedure shown in Fig. 5.
  • Images 521 and 522 are obtained by reducing the resolution of the images cl and c2 of the overlapped portion by Fourier filtering.
  • the optical flow is calculated using the reduced resolution images 521 and 522 (step 523).
  • Each vector of the obtained optical flow indicates the amount of movement of each pixel for transforming the image c2 into the image cl.
  • the x and y components of each vector are expanded with a homogeneous function of about 3rd order or less by the least square method (step 524). From this function, a deformation map 525 representing the movement amount of each pixel for adjusting c2 to cl is calculated.
  • a quadratic function as shown in Fig. 6a or the Hanning function in Fig.
  • An image 527 is obtained by deforming c2 according to the calculated deformation map 525.
  • a deformation map 528 when cl is deformed to c2 is obtained, and cl is deformed to obtain an image 529.
  • the position distortion is corrected for the functional image (step 554).
  • functional images do not reflect the structure of the subject to be imaged so that positional distortion correction information can be extracted.Therefore, it may be difficult to extract and correct sufficient positional distortion information from functional images alone. is there.
  • positional distortion correction information overlap amount and deformation map obtained using a morphological image that sufficiently reflects the structure of the object to be imaged is used. This makes it possible to accurately correct the positional distortion of the functional image.
  • the functional image and the morphological image are photographed using photographing parameters that have the same positional distortion, so that the same positional distortion correction information can be used for both.
  • the correction process is repeated while changing the resolution at the time of calculating the optical flow in step 544, the correction of the functional image is similarly performed a plurality of times.
  • luminance synthesis is performed so that luminance unevenness does not occur in the overlap region, and an entire image is created (step 545). Also in this embodiment, synthesis is performed using the weights a and b of the quadratic function as shown in FIG. 7 and the above equation (2) to compensate for the lack of luminance.
  • the weights a and b can be determined more optimally using the brightness values of the overlap area and the surrounding area. For example, you can increase or decrease by the ratio of the average brightness value of the overlap area. Even when the luminance unevenness cannot be corrected by a quadratic function, it can be corrected optimally.
  • This luminance correction composition is similarly performed on the functional image using the correction coefficient obtained from the morphological image in step 545 (step 555). Similar to the functional image shading correction (step 551) and luminance correction (step 552), it is possible to accurately correct the functional image shading by using the correction coefficient obtained from the morphological image.
  • a merged image is created by overlaying the morphological image corrected for position and luminance distortion and the functional image (step 547) and displayed on the display.
  • FIG. 15 shows the result of applying all the above processing to the images in FIG. 2 and FIG.
  • Fig. 15a shows the result of combining only morphological images
  • Fig. 15b shows the result of combining morphological images and functional images. It is possible to obtain an image with corrected brightness unevenness and structural shift.
  • the functional image can be corrected with high accuracy. This allows for example whole body tumor screening The diagnostic ability of can be improved.
  • the positional deviation and luminance deviation between the stations can be corrected using only the luminance information of the image of each station, as in the above-described embodiments.
  • it has the feature that it requires no maintenance.
  • a deformation map for a region where the subject exists for each overlap region instead of obtaining a deformation map for a region where the subject exists for each overlap region, a single piece obtained by averaging the optical flows of a plurality of overlap regions is obtained.
  • the deformation map can be used in common as a deformation map for all overlapping regions. As a result, even when the subject region is small and a deformation map with sufficient accuracy cannot be obtained, a highly accurate deformation map is obtained, so that the stability of positional distortion correction is improved.
  • FIG. 1 is a diagram showing a configuration example of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining image synthesis at each station and conventional image synthesis.
  • FIG. 3 is a flowchart for image synthesis in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining overlap amount calculation in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a diagram for explaining positional distortion correction in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing a deformation ratio in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining luminance-corrected image composition in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a diagram showing a result of applying the present invention.
  • FIG. 9 is a diagram showing a flowchart for image composition in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining the form image and function image of each station and conventional image composition.
  • FIG. 11 is a diagram showing EPSI in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram showing SE in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram showing a GE in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 14 is a view showing a flowchart for image composition in the embodiment of the present invention.
  • FIG. 15 is a diagram showing a result of applying the present invention.
  • 101 Magnet that generates a static magnetic field
  • 102 Gradient magnetic field coil
  • 103 Subject
  • 104 Sequencer
  • 105 Gradient magnetic field power source
  • 106 High frequency magnetic field generator
  • 107 ... Probe
  • 108 ... Receiver
  • 109 ... Computer
  • 110 ... Display
  • 111 ... Storage medium.

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Abstract

　磁気共鳴イメージング装置は、静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出するパルスシーケンスを制御する制御装置と、前記信号を処理する演算装置とを有し、前記制御装置は、(1)第１の方向の異なる位置において第１の画像を得る制御と、(2)前記画像に対して輝度ひずみを補正された画像を得る処理と、(3)前記輝度ひずみを補正された画像に対して位置ひずみを補正された画像を得る処理と、(4)前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成する処理を行う。この磁気共鳴イメージング装置によれば、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、位置ひずみと輝度ひずみを補正することができる。

Description

明 細 書
磁気共鳴イメージング装置
技術分野
[0001] 本発明は、磁気共鳴イメージング技術に関する。
背景技術
[0002] 磁気共鳴イメージング (MRI)装置は、静磁場に置かれた被検体に高周波磁場、傾 斜磁場を印加し、核磁気共鳴により被検体から発生する信号を計測し、画像化する 医用画像診断装置である。 MRI装置において一度に撮影可能な領域の大きさは通 常 40cm程度に限定される。これは、静磁場の均一領域が直径 45cm程度の球となつ ているためである。そのため、全身の撮影を行う場合など、より広い領域を撮影したい 場合には、撮影領域を複数回に分けて撮影した後に画像をつなぎあわせる必要があ る (例えば、特許文献 1)。これはマルチステーション撮影法と呼ばれている。このつな ぎ合わせの方法としては、各画像が重なりなく撮影された場合には各画像を単に並 ベれば良ぐ各画像に重なり部分がある場合には、その重なり部分の加重平均をとつ て合成する方法がとられてきた。
[0003] ところで、 MRIで撮影される画像には、被検体内部の構造を輝度分布に反映させた 形態画像と、撮影対象の活動状態を輝度分布に反映させた機能画像とがある。機能 画像は、機能を画像化しているため、一般に構造が十分に描出されているとはいえ ず、しかも、撮影の困難さから空間分解能が低い場合が多い。そこで、取得された機 能の情報の正確な位置を把握するために、別に撮影された形態画像と重ね合わせ て表示されることが多い。
[0004] 特許文献 1：米国特許第 5924987号
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0005] MRIの画像は、視野の周辺ほど位置ひずみと輝度ひずみが大きくなり、また、その 大きさは位置によって異なるという問題がある。このようなひずみがあると、上述した広 領域の撮影において、各ステーションの画像をつなぎ合わせる場合、つなぎ合わせ 後の画像において、つぎ目に位置ずれや輝度むらが発生するという問題があった。 これは、診断を行う上での大きな障害となっていた。
また複数の画像に位置や輝度の異なるひずみがあった場合、形態画像では、撮影 対象の構造を詳細に反映した画像が得られるため、 目視でその対応関係が把握でき る場合が多いが、機能画像は一般に空間分解能が低ぐしかも構造が十分に描出さ れているとはいえないため、ひずみが存在する場合には対応関係を把握することが 困難であった。
[0006] さらに位置ひずみの方向や大きさは撮影パラメータによって決定され、一般に形態 画像と機能画像では異なる。そのため、形態画像と機能画像をそのまま重ね合わせ ると両者の間でずれが生じるという問題があった。
[0007] 本発明の第 1の目的は、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、 位置ひずみと輝度ひずみを補正可能な磁気共鳴イメージング装置を提供することに ある。また本発明の第 2の目的は、形態画像と機能画像の位置と輝度のひずみを補 正し、マルチステーション撮影の画像のつなぎ合わせにおいて、位置ひずみと輝度 ひずみのない磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。
課題を解決するための手段
[0008] 上記第 1の目的を達成する本発明の MRI装置は、静磁場の中に置かれた被検体に 、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体から発生する磁気共鳴信号を検出 する撮影手段と、前記信号を処理する演算手段と、前記撮影手段および前記演算手 段を制御する制御手段とを有し、前記制御手段は、
(1)第 1の方向の異なる位置において第 1の画像を得る処理と、
(2)前記画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3)前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る 処理と、
(4)前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成す る処理を行うように制御することを特徴とする。
[0009] また上記第 2の目的を達成する本発明の MRI装置は、
静磁場を発生する手段と、 前記静磁場に置かれた被検体に印加する RFパルスを発生する手段と、
前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、
前記被検体を設置するための台部材と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の形態画像を取得 する第 1撮影手段と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の機能画像を取得 する第 2撮影手段と、
前記形態画像について輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ補正情報とを算出し、 前記輝度ひずみ補正情報と前記位置ひずみ補正情報との各々を用いて前記機能 画像の輝度ひずみと位置ひずみの各々を補正する手段と、
補正された機能画像を表示する表示部と、
前記第 1撮影手段、第 2撮影手段および補正する手段を制御する制御手段と、 を有することを特徴とする。
発明の効果
[0010] 本発明によれば、画像の位置ひずみと輝度ひずみを補正してからつなぎ合わせる ため、つなぎ合わせ後の画像のつぎ目に位置ずれや輝度むらのない画像を得ること が可能である。また、位置ひずみを補正する前に輝度ひずみの補正を行っているた めに、精度良く位置ひずみを補正することが可能である。
[0011] 本発明によれば、形態画像の位置と輝度のひずみの補正情報を用レ、て形態画像 と機能画像の位置ひずみと輝度ひずみを補正するため、形態画像と機能画像を重 ね合わせた場合や、マルチステーション撮影で画像をつなぎ合わせた場合にも、位 置や輝度のずれのない合成画像を得ることが可能である。
発明を実施するための最良の形態
[0012] 以下、本発明の実施例について、図面を参照して詳述する。
図 1は、本発明が適用される MRI装置の概略構成を示すブロック図である。この MRI 装置は、静磁場を発生するマグネット 101、傾斜磁場を発生するコイル 102、シーケ ンサ 104、傾斜磁場電源 105、高周波磁場発生器 106、高周波磁場を照射するとと もに核磁気共鳴信号を検出するプローブ 107、受信器 108、計算機 109、ディスプレ ィ 110、記憶媒体 111などを備えている。被検体 (例えば、生体） 103はマグネット 10 1の発生する静磁場空間内の寝台 (テーブル)に設置される。また、シーケンサ 104は 、傾斜磁場電源 105と高周波磁場発生器 106に命令を送り、それぞれ傾斜磁場およ び高周波磁場を発生させる。高周波磁場は、プローブ 107を通じて被検体 103に印 カロされる。被検体 103から発生した信号はプローブ 107によって受波され、受信器 1 08で検波が行われる。検波の基準とする核磁気共鳴周波数（以下、検波基準周波 数と記す。）は、シーケンサ 104によりセットされる。検波された信号は、計算機 109に 送られ、ここで画像再構成などの信号処理が行われる。その結果は、ディスプレイ 11 0に表示される。必要に応じて、記憶媒体 111に検波された信号や測定条件を記憶 させることあできる。
[0013] シーケンサ 104は、通常、予めプログラムされたタイミング、強度で各装置が動作す るように制御を行う。上記プログラムのうち、特に、高周波磁場、傾斜磁場、信号受信 のタイミングや強度を記述したものはパルスシーケンスと呼ばれている。パルスシーケ ンスとしては、特に限定されないが、例えばスピンエコー法（SE)や高速スピンエコー 法など SE系パルスシーケンス、グラディエントエコー（GE)系パルスシーケンス、ェコ ープラナースぺクトロスコピックイメージング（EPSI)などが備えられてレ、る。
[0014] 次に、上述した MRI装置による画像形成方法の第 1の実施の形態を説明する。
本実施の形態では、マルチステーション撮影法によって撮影する場合を説明する。 マルチステーション撮影法は、全身撮影のように撮影視野が装置の撮影可能領域よ りも大きい場合に、全身を複数の領域 (ステーション)に分割して撮影を行い、各ステ ーシヨンの画像を合成して全身画像を作成する方法である。ここでは、一例として一 回の撮影の視野を 42cmとし、テーブルを 35cmずつ移動させるごとに撮影を行レ、、 3 回の移動で合計 4回の撮影を行う場合について説明する。
[0015] 図 2に、撮影法として 256 X 256画素の高速スピンエコー法を用いて撮影した画像を 示す。図 2aは、ヒトの肩から足までの 4枚の画像であり、図 2bはこれら 4枚の画像を加 重平均のみによって合成した結果である。オーバラップ量は、（視野-移動量)/視野 X 256=43ピクセルである。
[0016] 図 2bに示したように、単純に加重平均した場合には、ステーション画像ごとに輝度 レベルが一致していない (特に 3番目のステーションの画像の輝度が他よりも明るくな つている)、オーバラップ領域の輝度が低下している、オーバラップ領域に構造のず れが生じている、などの問題があることがわかる。
[0017] 本発明者らの考察によれば、これら問題点の原因は以下のとおりである。各ステー シヨンの画像ごとに輝度レベルが一致しないのは、各ステーションの画像が異なる受 信コイルによって撮影されていることと、ステーションごとに撮影時に SN比が最大とな るよう個別に撮影パラメータの調整が行われていることなどが主な原因である。
[0018] オーバラップ領域の輝度が低下しているのは、 MRIでは一般に送受信コイルの感 度が視野の周辺で低下するため、各ステーション画像の周辺領域の輝度が中心領 域に比べて低下する傾向にあるためであり (これをシェーディングと呼ぶ)、その状態 で加重平均を適用したのでは、輝度が不足するからである。
[0019] オーバラップ領域に構造のずれが生じているのは、傾斜磁場の非線型性と静磁場 不均一による位置ひずみが原因である。傾斜磁場の非線型性による位置ひずみは 装置固有であるが、静磁場不均一による位置ひずみは、装置以外に撮影条件にも 依存する。
[0020] 本実施の形態では、これら問題を画像補正により解決する。本実施の形態におけ る補正処理の流れを図 3に示す。各処理について以下説明する。
まず、各ステーションのシェーディング補正を行う (ステップ 501)。このシェーディング は、主に送受信コイルの感度分布が視野の周辺で低下することが主な原因である。 この補正には、例えば特開平 7- 222724に記載されている画像補正方法を使用す ること力 Sできる。この方法は、 MR画像または MR信号に低域通過フィルタをかけて予 め感度分布を求め、この感度分布に基づいて絵素毎の感度補正係数を求める。この 感度補正係数は、高感度の領域では感度の逆数に比例し、低感度の領域では最大 値を経て、極低感度の領域では感度の増加関数となるような値を有する。元画像にこ の補正係数を乗じることにより補正画像を得る。さらに必要に応じ、補正画像に、絵 素毎に係数の異なる低域通過フィルタをかける。この処理によって視野の周辺の輝 度低下がほぼ解消される。
[0021] 次に、ステーション間の輝度補正を行う (ステップ 502)。ステーション間の輝度の不一 致を解消するため、各ステーションで被検体が存在する部分 (ノイズ領域以外)の輝度 の平均値を求め、それが等しくなるよう補正する。各ステーションにおいて被検体が 存在する部分の判定は、所定のしきい値を設定し、輝度がしきい値以上である部分 を被検体が存在すると判定する。この値は画像の種類によって最適な値を算出する 必要があるが、予備実験によれば最大輝度のおおむね 15%をしきい値に用いるのが 良いことが分かった。ステーション Aの画像を基準にステーション Bの画像の輝度を補 正する場合、 Bの補正前の各ピクセルの輝度を IBとすると、補正後の輝度は
IBO=(IAm/IBm) X IB=eIB ( 1 )
となる。ここで e(=IAm/IBm)は補正係数、 IAm、 IBmはそれぞれ画像 A、 Bのノイズ領 域以外の輝度平均値である。
[0022] 次に、ステーション間のオーバラップ量のずれを求める (ステップ 503)。このずれは、 視野の周辺で傾斜磁場強度の線形性が悪くなり、視野が小さくなることが原因である 。本来、ステーション間のオーバラップ量は、視野とステーション間距離から算出可能 であり、図 2の例では、 43ピクセルである。しかし、再構成された画像は傾斜磁場の空 間的非線型性ゃ静磁場不均一により位置ひずみが生じているため、算出された値は 再構成画像のオーバラップ量とは異なる。
[0023] そこで、算出値を基準として、そこからのずれを求める。ずれの求め方を図 4に示す 。隣接するステーション 1、 2のオーバラップ領域を cl、 c2とし、領域 c2の中心部分をと りだして領域 clの y方向に関して相関係数を計算し、相関係数が最大値となる位置を 求める。相関係数が最大値となる位置を r、オーバラップの算出値を ηθとすると再構 成画像のオーバラップ量は r(n0+4)/2の整数部により求められる。図 2の画像では、ォ ーバラップの算出値は 43ピクセル (ライン)である。ステーション 2のオーバラップ領域 c 2(256 X 43ピクセル)の中心部分の 5ラインをとりだして clの y方向に関して相関係数を 計算した結果は、相関係数が最大値となる位置が 34で、再構成画像のオーバラップ 量 (r(n0+4)/2)は 57であった。相関係数は、被検体の形状、画像の SN比などの影響 を受けるため、全スライス、全ステーション間で求めたオーバラップ量の平均値を採 用すること力 S好ましい。図 2の画像では、オーバラップ量は 55ピクセルと求められた。 なお、この処理は、ステーション間のオーバラップ量のずれが小さい場合などは省 略してもよレ、。ステーション間のオーバラップ量のずれが小さい場合は、次の位置ず れ補正によって同時に補正可能であるからである。
[0024] 次に、オーバラップ領域の位置ずれ補正をする (ステップ 504)。ステーション画像間 にオーバラップが存在することを利用して画像間の位置ずれ量を算出し、ひずみ補 正を行う。処理の概要を図 5に示す。図 5では、一例として、ステーション 1(頭側)とス テーシヨン 2(足側)のオーバラップ部分の画像 cl、 c2(256 X 55)を用いて位置ずれ量 を算出する場合を示す。位置ずれ量の算出には、オーバラップしている 2枚の画像を 2フレームの動画像とみなし、オプティカルフローを用いる。ただし、輝度の低い領域 ではオプティカルフローが正しく得られないため、被検体の存在する領域についての みオプティカルフローを計算する必要がある。このため、オーバラップ領域の最大輝 度の例えば 15%をしきレ、値として、これ以上の輝度をもつ領域を被検体が存在するも のとする。このしきい値は、対象とする画像の種類によっては最適な結果が得られる ように調整する必要がある。
[0025] まずオーバラップ部分の画像 cl、 c2をフーリエフィルタリングによって低解像度化し た画像 521、 522を得る。次に低解像度化した画像 521、 522を用いてオプティカルフロ 一を計算する (ステップ 523)。低解像度化は任意であるが、通常、各辺約 1/4程度に するのが良い。図示する例では 32 X 16画素程度とした。
[0026] 求められたオプティカルフローの各ベクトルは、画像 c2を画像 clに変形させるため の各ピクセルの移動量を示している。ただし、これにはノイズの影響により不正な値も 含まれており、また、被検体があっても輝度の低い領域ではオプティカルフローが求 められていない。一方、傾斜磁場ひずみゃ静磁場不均一による位置ひずみは空間 に対してなめらかに変化するのが普通である。そこで、各ベクトルの x、 y成分それぞ れを最小二乗法により 3次程度以下の同次関数で展開しておく (ステップ 524)。
[0027] この関数力 c2を clに合わせるための各ピクセルの移動量を表す変形マップ 525を 算出する。ここで、 c2内のすべてのピクセルを均一に変形させると、 c2とステーション 2 のオーバラップしていない領域の境界が不連続となる。そこで、変形マップ作成の際 にこの境界からの距離に応じた変形比 526を乗じることとする。変形比は境界部分で 0、境界から最も離れた領域で 1となる関数である。例えば、図 6aに示すような 2次関 数、あるいは図 6bのハニング関数などとする。この変形マップ 525に従って c2を変形さ せ画像 527を得る。
[0028] 以上の処理を clを c2に変形させる場合についても実施し、その変形マップ 528を求 め、 clを変形させて画像 529を得る。
[0029] 通常は以上の処理で位置ひずみは補正され、次の輝度合成 (ステップ 505)によって ひずみのない画像が得られる。ただし、 1回で十分な精度が得られない場合には、変 形マップを適用した画像 527、 529に対してオプティカルフロー算出時の解像度を変 化させて補正処理を繰り返すことができる（ステップ 531)。 2回目の補正処理は、 1回 目の 2倍の解像度 (64 X 32画素)とする。これにより、 1回目の補正は比較的大きな位 置ずれを補正し、 2回目はより精度良く補正することが可能になる。
[0030] 最後にオーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成を行レ、、全体の画 像を作成する (ステップ 505)。オーバラップ領域の合成に一般的な加重平均を用いた のでは輝度が不足するため、輝度を若干持ち上げる必要がある。この処理を図 7に 示す。ステーション A601と B602の合成を行う場合、オーバラップ領域の重みを点線 で示す 1次関数ではなぐ 2次関数の重み 603、 604とする。また、単純な加算平均で は SN比の低下が生じるおそれがあるため、この重みを用いた二乗和平均値を計算す る。ステーション Aと Bの画像の各ピクセルの輝度を IA、 IB、重みを a、 bとすると、合成 後の輝度は以下の式になる。
[0031] ^{(aIA)2+(bIB)2} (2)
図 2の画像に対し、以上すベての処理を適用した結果を図 8に示す。輝度むらや構 造のずれが補正されてレ、ることが分かる。
[0032] 位置ひずみと輝度むらは装置固有のひずみと撮影条件が決まれば特定可能であ り、ほぼ厳密に補正することは可能である。しかし、装置やコイルごとに補正係数を求 めるのは煩雑であり、また、無数にある撮影条件を網羅することも困難である。本実施 の形態では、各ステーションの画像の輝度情報だけを用いてステーション間の位置 ずれと輝度ずれを補正することが可能であるため、実装が容易かつメンテナンスが不 要であるとレ、う特長を有する。
[0033] 以上の実施の形態では、個々のオーバラップ領域それぞれについて被検体が存 在する領域について変形マップを求めた。しかし、オーバラップ領域によっては、被 検体領域が小さぐ十分な精度の変形マップが得られない場合がある。そのような場 合には、複数のオーバラップ領域のオプティカルフローの平均をとつて求めた 1個の 変形マップをすベてのオーバラップ領域の変形マップとして共通に用いることができ る。このような処理が可能になるのは、各ステーション画像が MRI装置内の同じ位置 で撮影されているため位置ひずみがどのステーション画像でもほぼ同じであるからで ある。これにより、より精度の高い変形マップが得られるため、位置ひずみ補正の安 定性が向上する。
[0034] 次に、本発明の第 2の実施の形態を説明する。本実施の形態では、形態画像から 得られた補正情報を用いて機能画像の輝度ひずみと位置ひずみを補正する。ここで は、機能画像として、腫瘍を強調して撮影可能な拡散強調画像を例に説明する。腫 瘍は細胞が密になっているため拡散係数が他の組織に比べ小さくなつているため、 拡散強調画像では、信号が高く計測される。この方法をマルチステーションによる全 身撮影に適用することにより、腫瘍の全身スクリーニングが可能になる。拡散強調画 像の代表的な撮影法としては拡散強調エコーブラナー法が挙げられる。しかし、拡散 強調画像では、腫瘍以外の大部分の領域は低信号となってしまうため、上に述べた ような画像情報を用いた輝度ひずみ補正と位置ひずみ補正は不可能である。
[0035] 通常の診断においては、機能画像だけを撮影することはまれであり、形態画像も同 時に撮影するのが普通である。これは、機能画像だけでは腫瘍があるかないかの判 断はできても、腫瘍以外のものがほとんど撮影されないために、体のどの部分が腫瘍 になっているのかを判断するのが困難であるからである。
[0036] そこで、この実施の形態では、ひずみ補正情報の取得が容易な形態画像を用いて 輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ情報を取得し、それを用いて機能画像を補正す る。処理の概要を図 9に示す。
[0037] まず、各ステーション画像のシェーディング補正係数を形態画像から算出する (ステ ップ 541)。補正係数は、第 1の実施の形態におけるステップ 501 (図 3)と同様にして求 めることができる。これを機能画像の同じステーションの画像に乗算する (ステップ 551) [0038] 次に、形態画像の各ステーションで被検体が存在する部分 (ノイズ領域以外)の輝度 の平均値および輝度補正係数 eを第 1の実施の形態におけるステップ 502と同様にし て求め (ステップ 542)、輝度補正係数 eを用いて各ステーションの画像間で輝度の平 均値が等しくなるよう機能画像を補正する (ステップ 552)。
[0039] 次に、第 1の実施の形態におけるステップ 503およびステップ 504と同様にして形態 画像からステーション間のオーバラップ量を算出するとともに (ステップ 543)、形態画 像からオプティカルフローを利用して変形マップを作成する (ステップ 544)。そして、こ の変形マップを用いて機能画像の位置ずれを補正する (ステップ 554)。最後に、ステ ップ 505と同様にして機能画像の輝度補正合成を行う (ステップ 554)。
[0040] 本実施の形態によれば、形態画像から求めた補正情報を用いているため、高精度 に機能画像を補正することが可能となる。これにより、全身腫瘍スクリーニングの診断 能を向上させることができる。
[0041] 次に本発明の第 3の実施の形態を説明する。本実施の形態でも、機能画像におけ る位置ひずみおよび輝度ひずみの補正を、形態画像から求めた補正情報を用いて 補正する点は第 2の実施の形態と同様である力 本実施の形態では撮影パラメータ を調整することにより、形態画像と機能画像の位置ずれが同一となる画像を得る。ま ず撮影パラメータの調整について説明する。
[0042] 図 10aは、一例として MRSI法で撮影した乳酸の分布を斜線入りの白色で図 2aの 1 枚目と 2枚目の画像に重ね合わせて表示しており、図 10bはそれを図 2と同様に合成 した結果である。機能画像においても位置ずれが発生していることが分かる。なお、 機能画像の色は、ここではずれがよく分かるように斜線入りの白色で示した力 実際 には濃度分布が分かるようにカラー表示されるのが一般的である。
[0043] ここで、輝度のひずみは、上に述べたように一般には送受信プローブの感度分布 で決定され、撮影法にはほとんど依存しないため、機能画像と形態画像とで同一と考 えて良い。一方、位置ひずみは一般に撮影パラメータによって変化するため、機能 画像と形態画像はそれぞれの位置ひずみが等しくなるような撮影パラメータにて撮影 されている。上に述べた位置ひずみの原因のうち、傾斜磁場の非線型性は装置固有 であり、撮影法に依存しない。これに対して、静磁場不均一による位置ひずみは撮影 パラメータに依存し、向きはリードアウト方向、大きさは γ · Δ Η· Δ ΐに比例する。ここ で、 γは元素の磁気回転比、 Δ Ηは静磁場不均一、 Δ ΐはサンプリングレートである。 従って、静磁場不均一 Δ Ηが同じ状態で撮影する場合、撮影法が異なっても γ · Δ ΐ を等しくしておけば、位置ひずみの大きさは等しくすることができる。そこで本実施の 形態では、機能画像と形態画像のリードアウト方向を同じにした上で、機能画像撮影 と形態画像撮影における各元素の磁気回転比とサンプリングレートの積が等しくなる ようにする。
[0044] 撮影パラメータ調整の一例として、乳酸の MRSIとスピンエコー法 (SE)の形態画像の 場合を説明する。図 l la、図 12aに、それぞれ、 MRSIを撮影する方法の一つである高 速撮影法 (EPSI法)のノ^レスシーケンスと、形態画像撮影に用いるスピンエコー法の パノレスシーケンスを示す。
[0045] EPSI法は、まず、 z方向のスライス傾斜磁場パルス 201の印加とともにプロトン共鳴周 波数 f の高周波磁場（RF)パルス 202を照射し、対象物体内のあるスライスのプロトン を励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス 203と磁化の位相に位相ェン コード方向 (y方向)の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場ノ^レス 204 、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場 205を印加した後、 180度パルス 208を照射し、リ ードアウト方向 (X)の位置情報を付加するための正負交互のリードアウト傾斜磁場パ ノレス 206を印加しながら複数の磁気共鳴信号 (エコー） 207を計測する。以上のスライ ス傾斜磁場パルス印加からエコー計測までの手順を繰り返し時間 TRで繰り返し、 夂 の画像を得るのに必要なエコーを計測する。エコーは図 l ibのように k空間に配置さ れ 3次元フーリエ変換によって再構成される。
[0046] SE法は、まず、 z方向のスライス傾斜磁場パルス 201の印加とともにプロトン共鳴周 波数 i の高周波磁場（RF)パルス 202を照射し、対象物体内のあるスライスのプロトン を励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス 203と磁化の位相に位相ェン コード方向 (y方向)の位置情報を付加するための位相エンコード傾斜磁場パルス 204 、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場 205を印加した後、 180度パルス 208を照射し、リ ードアウト方向 (X)の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス 206を印 カロしながら磁気共鳴信号 (エコー） 207を計測する。以上のスライス傾斜磁場パルス印 カロからエコー計測までの手順を繰り返し時間 TRで繰り返し、 1枚の画像を得るのに必 要なエコーを計測する。エコーは図 12bのように k空間に配置され 2次元フーリエ変換 によって再構成される。
[0047] これら 2つの撮影法において、対象とする元素は同じプロトンであるため、両者のサ ンプリングレートを等しくして撮影すれば、同じ位置ひずみの画像が得られる。また、 MRIの撮影原理から、 - Gr-Fov A t=lの関係がある。ここで、 Grはリードアウト傾斜 磁場パルスの強度、 Fovは視野である。従って、形態画像と機能画像の視野も同じに したい場合には、 Grも等しくすれば良い。
[0048] 図 11および図 12に示す撮影法の組み合わせにおいて、機能画像の元素としてプ 口トンではなぐ3 Cを用レ、て糖代謝の状態を計測する場合には、プロトンと13 Cの磁気 回転比がそれぞれ 42.58MHzと 10.71MHzであるため、 SE法による撮影と EPSIによる 撮影のサンプリングレートの比を 1:3.98とすることにより、同じ位置ひずみの形態画像 と機能画像が得られる。
[0049] 撮影パラメータ調整の別の例として、過分極された13 C造影剤用いて撮影した血管 画像と形態画像とを重ね合わせる場合について説明する。プロトンの造影剤は、造 影剤のない領域とのコントラスト差を大きくするのに対して、 13c造影剤の場合は造影 剤のある領域だけからの信号が得られるという特長がある。
[0050] 13C造影剤の撮影で一般に用いられる撮影法はグラディエントエコー法 (GE)である。
このパルスシーケンスを図 13に示す。まず、 z方向のスライス傾斜磁場パルス 201の印 カロとともに13 Cの共鳴周波数 fcの高周波磁場 (RF)ノ レス 202を照射し、対象物体内の あるスライスの13 Cを励起する。そして、スライスリフェーズ傾斜磁場パルス 203と磁化 の位相に位相エンコード方向 (y方向)の位置情報を付カ卩するための位相エンコード 傾斜磁場パルス 204、ディフェーズ用リードアウト傾斜磁場 205を印加した後、リードア ゥト方向 (X)の位置情報を付加するためのリードアウト傾斜磁場パルス 206を印加しな がら磁気共鳴信号 (エコー） 207を計測する。以上のスライス傾斜磁場ノ^レス印加から エコー計測までの手順を繰り返し時間 TRで繰り返し、 1枚の画像を得るのに必要なェ コーを計測する。各エコーは k空間上に配置され、 2次元逆フーリエ変換によって画 像再構成される。 1画像当たりの撮影時間は、例えば、 TR=10msとして 128 X 128画素 の画像を撮影した場合、 1.28秒である。
[0051] 13Cの機能画像と、プロトンの形態画像の両方をこの GEで撮影する場合を考える。
まず、 GEでも位置ひずみの方向はリードアウト方向であるため、リードアウト方向を同 一とする。その上で、プロトンと13 Cの磁気回転比がそれぞれ 42.58MHzと 10.71MHzで あるため、形態画像と機能画像のサンプリングレートの比を 1:3.98とする。これにより、 同じ位置ひずみの形態画像と機能画像が得られる。
[0052] 以上のように撮影した同じ領域における形態画像と機能画像の位置と輝度のひず みを以下のようにして補正する。処理の流れを図 14に示す。図 14に示す処理のうち 、図 9に示す第 2の実施の形態の各処理と同じ符号で示した処理は、同様の処理を 行う。
[0053] すなわち、形態画像について各ステーションのシェーディング補正係数を算出し、 シェーディング補正を行う (ステップ 541)。上に述べたように、輝度のひずみは形態画 像と機能画像とでほとんど同じであるため、機能画像に対しても形態画像で求めたも のと同じ感度補正係数を用いてシェーディング補正を行う (ステップ 551)。このように、 撮影対象の構造を十分に反映した形態画像を用いて求めた感度補正係数を用いる ことにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正することが可能となる。
[0054] 次いでステーション間で輝度補正を行なう（ステップ 542)。すなわち各ステーション の形態画像についてノイズ領域以外の輝度の平均値を求め、所定のステーション画 像を基準に補正係数 eを求める。
[0055] 通常、この輝度平均値はそれぞれの画像の全体から求める。し力し、シヱーディン グ補正 (541)の後にも画像全体に輝度の傾斜が残っている場合には、オーバラップ領 域だけあるいはオーバラップ領域とその近傍の領域だけの輝度平均値を用いた方が 輝度傾斜の影響を小さくすることができ、この後の位置ひずみ補正の精度が向上す る。
[0056] 補正係数 eは、式（3)のように照射 RF強度とプローブの感度から求めることも可能で ある。
e=(SA/HA)/(SB/HB) (3)
ここで、 HA、 HBは画像 A、 Bを撮影した際の照射 RF強度、 SA、 SBは画像 A、 Bを 撮影した際のプローブ感度であり、（SA/HA)と (SB/HB)はそれぞれ画像 A、 B撮影 の際の相対感度を表してレ、る。照射 RF強度は撮影前の撮影パラメータ調整で決まる 値であり、プローブ感度はプローブに固有の値である。この方法は、輝度平均値を用 レ、る方法と比較して処理が簡便になるメリットがある。ただし、プローブ感度は厳密に は被検体に依存してわずかに変動するため、精度が若干低下する可能性がある。
[0057] このステーション間の輝度の不一致も、形態画像と機能画像とでほとんど同じである ため、機能画像に対しても形態画像で求めたものと同じ係数 eを用いて補正を行うこ とができる (ステップ 552)。撮影対象の構造を十分に反映した形態画像を用いて求め た感度補正係数を用いることにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正する ことが可能となる。
[0058] 次にステーション間のオーバラップ量のずれを求める（ステップ 543)。オーバラップ 量のずれは、第 1の実施の形態で説明したように、視野とステーション間距離力 基 準値 ηθを算出し、次いで図 4に示したように隣接ステーション画像のオーバラップ領 域の相関係数が最大値となる位置 rを求め、算出された基準値 ηθと位置 rを用いて算 出する。
[0059] 次にオーバラップ領域の位置ずれ補正をする（ステップ 544)。そのため、まず図 5に 示した手順に従い、オプティカルフローを利用して変形マップを作成する。
オーバラップ部分の画像 cl、 c2をフーリエフィルタリングによって低解像度化した画 像 521、 522を得る。次に低解像度化した画像 521、 522を用いてオプティカルフローを 計算する（ステップ 523)。求められたオプティカルフローの各ベクトルは、画像 c2を画 像 clに変形させるための各ピクセルの移動量を示している。各ベクトルの x、 y成分そ れぞれを最小二乗法により 3次程度以下の同次関数で展開しておく (ステップ 524)。こ の関数から c2を clに合わせるための各ピクセルの移動量を表す変形マップ 525を算 出する。この変形マップ作成の際に、図 6aに示すような 2次関数や図 6bのハニング 関数を変形比 526として用レ、、境界からの距離に応じた変形比を乗じる。算出された 変形マップ 525に従って c2を変形させ画像 527を得る。同様にして、 clを c2に変形さ せる場合の変形マップ 528を求め、 clを変形させて画像 529を得る。
[0060] こうしてステップ 543、 544で求められたオーバラップ量と変形マップを用いて、形態 画像と同様に機能画像に対しても位置ひずみの補正を行う（ステップ 554)。機能画 像は、位置ひずみの補正情報を抽出できるだけの撮影対象の構造を反映してレ、な い場合が多いため、機能画像だけからでは位置ひずみの十分な情報抽出 ·補正は 困難な場合がある。本実施の形態では、第 2の実施の形態と同様に、撮影対象の構 造を十分に反映した形態画像を用いて求められた位置ひずみ補正情報 (オーバラッ プ量と変形マップ)を利用することにより、機能画像の位置ひずみを精度良く補正する ことが可能になる。さらに本実施の形態では、機能画像と形態画像は、位置ひずみ が同じになるような撮影パラメータを用いて撮影しているため、両者で同じ位置ひず み補正情報を用いることが可能である。
なお、ステップ 544にてオプティカルフロー算出時の解像度を変化させて補正処理 を繰り返した場合には、機能画像の補正も同様に複数回行う。
[0061] 次に、形態画像について、オーバラップ領域に輝度むらが生じないように輝度合成 を行い、全体の画像を作成する (ステップ 545)。本実施の形態においても、図 7および 前述の式（2)に示したような 2次関数の重み a、 bを用いて合成し、輝度不足を補う。 なお重み a、 bは、オーバラップ領域とその周辺の輝度値を用いてより最適な値を求 めることも可能である。例えば、オーバラップ領域の輝度平均値の比だけ増減させて もよレ、。輝度むらが 2次関数で補正できない場合にも最適に補正することが可能とな る。この輝度補正合成は、ステップ 545で形態画像から求められた補正係数を用いて 機能画像に対しても同様に実施する (ステップ 555)。機能画像のシェーディング補正（ ステップ 551)や輝度補正 (ステップ 552)と同様に、形態画像から求められた補正係数 を用いることにより、精度良く機能画像のシェーディングを補正することが可能となる。
[0062] 最後に、位置と輝度のひずみが補正された形態画像と機能画像を重ね合わせて融 合画像を作成し (ステップ 547)、ディスプレイに表示する。
[0063] 図 2および図 10の画像に対し、以上すベての処理を適用した結果を図 15に示す。
図 15aは形態画像のみの合成結果であり、図 15bは形態画像と機能画像を合成した 結果である。輝度むらや構造のずれが補正された画像が得られてレ、ること力 S分力る。 また、以上の手順によると、形態画像から求めた補正情報を用いているため、高精度 に機能画像を補正することが可能となる。これにより、例えば全身腫瘍スクリーニング の診断能を向上させることができる。
[0064] 本実施の形態も、前述の実施の形態と同様に、各ステーションの画像の輝度情報 だけを用いてステーション間の位置ずれと輝度ずれを補正することが可能であるため 、実装が容易かつメンテナンスが不要であるとレ、う特長を有する。
[0065] また本実施の形態においても、個々のオーバラップ領域それぞれについて被検体 が存在する領域について変形マップを求める代わりに、複数のオーバラップ領域の オプティカルフローの平均をとつて求めた 1個の変形マップをすベてのオーバラップ 領域の変形マップとして共通に用いることができる。これにより、被検体領域が小さく 、十分な精度の変形マップが得られない場合であっても、精度の高い変形マップが 得られるため、位置ひずみ補正の安定性が向上する。
図面の簡単な説明
[0066] [図 1]本発明が適用される MRI装置の構成例を示す図。
[図 2]各ステーションの画像と従来の画像合成を説明する図。
[図 3]本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
[図 4]本発明の実施の形態におけるオーバラップ量算出を説明する図。
[図 5]本発明の実施の形態における位置ひずみ補正を説明する図。
[図 6]本発明の実施の形態における変形比を示す図。
[図 7]本発明の実施の形態における輝度補正画像合成を説明する図。
[図 8]本発明の適用結果を示す図。
[図 9]本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
[図 10]各ステーションの形態画像と機能画像、従来の画像合成を説明する図。
[図 11]本発明の実施の形態における EPSIを示す図。
[図 12]本発明の実施の形態における SEを示す図。
[図 13]本発明の実施の形態における GEを示す図。
[図 14]本発明の実施の形態における画像合成のためのフローチャートを示す図。
[図 15]本発明の適用結果を示す図。
符号の説明
[0067] 101…静磁場を発生するマグネット、 102…傾斜磁場コイル、 103…被検体、 104· · · シーケンサ、 105…傾斜磁場電源、 106…高周波磁場発生器、 107…プローブ、 10 8…受信器、 109…計算機、 110…ディスプレイ、 111…記憶媒体。

Claims

請求の範囲 [1] 静磁場の中に置かれた被検体に、高周波磁場、傾斜磁場を印加して、前記被検体 から発生する磁気共鳴信号を検出する撮影手段と、前記信号を処理する演算手段と 、前記撮影手段および前記演算手段を制御する制御手段とを有し、前記制御手段 は、
(1)第 1の方向の異なる位置において第 1の画像を得る処理と、
(2)前記画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3)前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る 処理と、
(4)前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成す る処理を行うように制御することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[2] 請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2)は、
(2-1)前記画像に対してシェーディング補正係数を求め、シェーディング補正された 画像を得る処理と、
(2-2)前記シェーディング補正された画像に対して画像間の輝度レベル差を補正す る補正係数を求め、輝度レベル差が補正された画像を得る処理と、
力 なることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[3] 請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (3)は、
(3-1)前記輝度ひずみが補正された画像に対して画像間の重なり部分を利用し て画像の位置ひずみを求める処理と、
(3-2)前記位置ひずみが補正された画像を得る処理と、
力 なることを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[4] 請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2-2)は、前記シ エーデイング補正された画像の輝度の平均値を一致させることによって前記輝度レべ ル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[5] 請求項 2に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2-2)は、照射 RF 強度とコイル感度から計算された輝度補正係数を用いて前記輝度レベル差を補正 することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[6] 請求項 3に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (3-1)は、画像間 の重なり部分のオプティカルフローを用いて画像の位置ひずみを求めることを特徴と する磁気共鳴イメージング装置。
[7] 請求項 6に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記オプティカルフローは 、第 1の方向の異なる位置において取得された第 1の画像間の複数の重なり部分に おける複数のオプティカルフローを平均したオプティカルフローであることを特徴とす る磁気共鳴イメージング装置。
[8] 請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
前記第 1の画像と同じ位置においてコントラストの異なる第 2の画像を取得し、前記 第 2の画像について前記処理 (2)あるいは処理 (3)により補正情報を得る処理を行レ、、 前記処理 (2)あるいは (3)において第 2の画像について得た補正情報を用いて第 1の 画像を補正し、補正された第 1の画像を前記処理 (4)により合成することを特徴とする 磁気共鳴イメージング装置。
[9] 請求項 1に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉレ、て、前記制御手段は、前記処 理 (3)の行われた画像に対し、さらに、解像度を異ならせて前記処理 (3)を行うことを特 徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[10] 静磁場を発生する手段と、
前記静磁場に置かれた被検体に印加する RFパルスを発生する手段と、 前記静磁場に重畳する傾斜磁場を発生する手段と、
前記被検体を設置するための台部材と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の形態画像を取得 する第 1撮影手段と、
前記台部材の長軸方向の複数の位置の各々に対応する複数の機能画像を取得 する第 2撮影手段と、
前記形態画像について輝度ひずみ補正情報と位置ひずみ補正情報とを算出し、 前記輝度ひずみ補正情報と前記位置ひずみ補正情報との各々を用いて前記機能 画像の輝度ひずみと位置ひずみの各々を補正する手段と、
補正された機能画像を表示する表示部と、 前記第 1撮影手段、第 2撮影手段および補正する手段を制御する制御手段と、 を有することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[11] 請求項 10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、
前記形態画像のリードアウト方向と前記機能画像のリードアウト方向が同一であり、 前記形態画像と前記機能画像のそれぞれの元素の磁気回転比とサンプリングレート の積が等しいことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[12] 請求項 11に記載の磁気共鳴イメージング装置にぉレ、て、
前記形態画像と前記機能画像それぞれのリードアウト傾斜磁場パルスの強度が等 しレ、ことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[13] 請求項 10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
(1)第 1の方向の異なる位置において第 1の画像を得る制御と、
(2)前記第 1の画像に対して輝度ひずみが補正された画像を得る処理と、
(3)前記輝度ひずみが補正された画像に対して位置ひずみが補正された画像を得る 処理と、
(4)前記位置ひずみが補正された画像の重なり領域を重み付き演算によって合成す る処理を行うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[14] 請求項 13に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2)は、
(2-1)前記画像に対してシェーディング補正係数を求め、シェーディング補正された 画像を得る処理と、
(2-2)前記シェーディング補正された画像に対して画像間の輝度レベル差を補正す る補正係数を求め、 輝度レベル差が補正された画像を得る処理と、力 なることを特 徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[15] 請求項 13に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (3)は、
(3-1)前記輝度ひずみが補正された画像に対して画像間の重なり部分を利用して画 像の位置ひずみを求める処理と、
(3-2)前記位置ひずみが補正された画像を得る処理と、からなることを特徴とする磁 気共鳴イメージング装置。
[16] 請求項 14に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2-2)は、 前記シェーディング補正された画像の輝度の平均値を一致させることによって前記 輝度レベル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[17] 請求項 14に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (2-2)は、
照射 RF強度とプローブ感度から計算された輝度補正係数を用いて前記輝度レべ ル差を補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[18] 請求項 15に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (3-1)は、
画像間の重なり部分のオプティカルフローを用いて画像の位置ひずみを求めること を特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[19] 請求項 18に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記処理 (3-1)は、
前記オプティカルフローは、第 1の方向の異なる位置において取得された第 1の画像 間の複数の重なり部分における複数のオプティカルフローを平均したオプティカルフ ローであることを特徴とする請求項 9に記載の磁気共鳴イメージング装置。
[20] 請求項 13に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御 (1)において、 第 1の画像と同じ位置においてコントラストの異なる第 2の画像を取得し、前記処理 ( 2)あるいは (3)において第 2の画像を用いて求めた補正情報を用いて第 1の画像を補 正し、処理 (4)において第 1の画像を合成することを特徴とする磁気共鳴イメージング 装置。
[21] 請求項 13に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記制御手段は、
前記処理 (3)の行われた画像に対し、さらに、解像度を異ならせて前記処理 (3)を行 うことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。
[22] 請求項 10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記補正する手段は、 前記形態画像と前記機能画像とについて同じ位置ひずみ補正情報あるいは前記 輝度ひずみ補正情報を用いて補正することを特徴とする磁気共鳴イメージング装置
[23] 請求項 10に記載の磁気共鳴イメージング装置において、前記表示部は、
前記機能画像を前記形態画像に重畳して表示することを特徴とする磁気共鳴ィメ 一ジング装置。
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