WO2019039112A1 - 磁気共鳴撮像装置及び画像処理方法 - Google Patents

磁気共鳴撮像装置及び画像処理方法 Download PDF

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WO2019039112A1
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magnetic resonance
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公輔 伊藤
眞次 黒川
瀧澤　将宏
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株式会社日立製作所
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Definitions

  • the present invention relates to a technique for removing aliasing of images or separating superimposed images in a magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter referred to as an MRI apparatus).
  • MRI apparatus magnetic resonance imaging apparatus
  • An MRI apparatus is an imaging apparatus for obtaining an image from a signal obtained by the magnetic resonance phenomenon of predetermined nuclear spins in an object tissue, and the nuclear magnetic resonance signal has one or two directions by gradient magnetic field pulses for imaging. Phase encoding is applied. In the MRI apparatus, it is necessary to repeat the measurement of the nuclear magnetic resonance signal in order to apply the phase encoding, and there is a problem that the measurement time is prolonged.
  • Non-Patent Document 1 Various techniques for shortening the measurement time have been proposed, and one of them is parallel imaging in which k-space data is thinned and measured. When k-space data is decimated in the phase encoding direction, aliasing occurs in the image. In parallel imaging, sensitivity distribution of a plurality of receiving coils is used to eliminate image aliasing caused by decimation measurement.
  • SMASH method GRAPPA
  • SENSE Law Non-Patent Document 1
  • Non-patent Document 2 Non-patent Document 2
  • Non-Patent Document 2 can be applied to three-dimensional k-space data, it is difficult to apply to 2D data. Also in this technology, amplification of noise by g factor and thinning measurement still occurs. In particular, amplification of noise due to the g factor, which is determined by the independence of sensitivity of each channel of the receiving coil, can not be avoided. For this reason, deterioration of the SNR can not be avoided if the speed is increased to such a high speed that a folded portion occurs near the position of the true image.
  • the present invention suppresses noise amplification by providing a new technique for removing aliasing using the phase of an image, unlike the conventional technique for eliminating aliasing using the sensitivity distribution of a receiving coil. It will be an issue.
  • the phase of an image (a true image which is one of a plurality of images) to be separated from an image of a main image acquired in a state where a plurality of images are superimposed is basically
  • the phase difference between the phase of the low resolution image and the phase of the main imaging image is determined using the same phase as the phase of the image acquired at the low resolution, and the phase difference and the pixel value of the main imaging image are calculated.
  • the operation used separates the true image.
  • the low resolution image is obtained by each of the plurality of receiving coils, and the plurality of low resolution images are multiplied by a complex number that minimizes noise amplification, and then a true image is calculated.
  • the MRI apparatus of the present invention has a plurality of receiving coils, and an imaging unit that collects nuclear magnetic resonance signals from the subject, and an image of the subject using the nuclear magnetic resonance signals collected by the imaging unit. And an image processing unit configured to reconstruct, the image processing unit including a phase of a low resolution image reconstructed from nuclear magnetic resonance signals acquired by the plurality of reception coils, and a nucleus acquired by the plurality of reception coils.
  • the image separation unit is configured to separate the plurality of images included in the main captured image using the phase of the main captured image on which the plurality of images are superimposed, which is reconstructed from the magnetic resonance signal.
  • the present invention since an image can be separated without using the sensitivity distribution of the receiving coil, noise amplification due to the g factor can be suppressed.
  • noise amplification due to the g factor can be suppressed.
  • the present invention is applicable not only to processing of an image including aliasing obtained by so-called parallel imaging (thinning-out measurement), but is not limited thereto, an image including aliasing artifacts of images of multiple excitation cross sections and object images other than FOV. The same applies.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of a pulse sequence used in the second embodiment, wherein (a) is an SMS pulse sequence diagram, and (b) and (c) each show an example of an RF pulse of SMS.
  • (A) is a figure explaining simultaneous excitation of the different cross section in 2nd embodiment
  • (b) is a captured image at the time of simultaneous excitation
  • (c) and (d) is a figure which shows the image of a different cross section, respectively.
  • (A) And (b) is a figure which shows the relationship of each phase of the captured image in 2nd embodiment and each cross-sectional image.
  • Flow showing processing by the image processing unit of the second embodiment (A)-(d) are the figures explaining the effect of 2nd embodiment (A)-(d) is a figure explaining the captured image and aliasing in 3rd embodiment.
  • FIG. 1 shows the entire configuration of an MRI apparatus to which the present invention is applied.
  • the MRI apparatus 10 mainly includes an imaging unit 100, an image processing unit 200, and a control unit 300.
  • the imaging unit 100 generates nuclear magnetic resonance in nuclear spins of atoms constituting a tissue of a subject, and as a result, collects nuclear magnetic resonance signals generated by nuclear spins, and is similar to a known MRI apparatus. Have a configuration. Specifically, as shown in FIG.
  • a static magnetic field generation unit 20 that generates a static magnetic field in the space where the subject 10 is placed
  • a gradient magnetic field generation unit 30 that applies a magnetic field gradient to the static magnetic field space
  • a tissue of the subject 10 Transmitter 40 for generating a high frequency magnetic field causing magnetic resonance to nuclear spins of atomic nuclei forming the magnetic field, and a nuclear magnetic resonance signal generated from the subject 10 (nuclear spin) in response to the high frequency magnetic field from the transmitter 40
  • the receiving unit 50, and the sequencer 60 that operates the gradient magnetic field generating unit 30, the transmitting unit 40, and the receiving unit 50 according to a predetermined pulse sequence.
  • the static magnetic field generation unit 20 includes a static magnetic field generation device such as a superconducting magnet, a normal conducting magnet, or a permanent magnet. Depending on the direction of the static magnetic field, there are a vertical magnetic field type and a horizontal magnetic field type, any of which may be adopted.
  • the gradient magnetic field generation unit 30 includes three sets of gradient magnetic field coils 31 that generate gradient magnetic fields in three axial directions (x, y, z) orthogonal to one another, and gradient magnetic field power sources 33 that drive the respective gradient magnetic field coils 31.
  • Magnetic field gradients can be formed in an arbitrary direction by a combination of gradient magnetic fields of the respective axes, thereby giving positional information to nuclear magnetic resonance signals.
  • the transmission unit 40 includes a high frequency generator 41, a modulator 43, an amplifier 45, and a high frequency coil for transmission (transmission RF coil) 47.
  • the receiving unit 50 includes a high frequency coil for reception (referred to as a receiving probe) 51, an amplifier 53, a quadrature phase detector 55, and an A / D converter 57.
  • the receiving probe 51 is a combination of a plurality of receiving RF coils, and an amplifier 53, a quadrature phase detector 55 and an A / D converter 57 are provided for each receiving RF coil. That is, each receiving RF coil constitutes each channel of the receiving probe, and an output is obtained for each receiving RF coil constituting the receiving probe, that is, for each channel.
  • the transmission RF coil 47 and the reception probe 51 are disposed in proximity to the subject 10, and apply a high frequency magnetic field and detect a nuclear magnetic resonance signal. Although the transmission RF coil 47 and the reception probe 51 are shown as separate ones in the figure, one coil may be used for both transmission and reception.
  • the image processing unit 200 and the control unit 300 are built as software in the CPU 70. However, part of the functions of the image processing unit 200 may be realized by hardware such as an application specific integrated circuit (ASIC) or a field programmable gate array (FPGA).
  • the MRI apparatus includes a storage device (including a memory in the CPU) 71 that stores information necessary for the operation of each of the units and the processing result of the image processing unit, etc. in association with the image processing unit 200 and the control unit 300
  • a display 73 for displaying results and the like, and an input device 75 for inputting conditions, numerical values and the like necessary for the operation of each part are provided.
  • the display device 73 and the input device 75 may be disposed close to each other to function as the user interface unit 80.
  • the control unit 300 controls the operation of the imaging unit 100 via the sequencer 60 (imaging control unit 310), and controls the operation of the image processing unit 200 and the display of the display device 73.
  • the imaging control unit 310 passes the predetermined pulse sequence selected according to the imaging purpose from various pulse sequences programmed in advance and the parameters of the pulse sequence input via the input device 75 to the sequencer 60 to control imaging Do.
  • the image processing unit 200 processes the nuclear magnetic resonance signal collected by the imaging unit 100 to image a desired region or tissue of the subject, and performs Fourier transform on k-space data composed of the nuclear magnetic resonance signal. And the like, and an image separation unit 230 that performs calculation such as aliasing removal using phase information on the image data generated by the reconstruction unit 210, and generates the image data.
  • the image separation unit 230 preferably includes a noise amplification evaluation unit 250 for evaluating noise amplification in order to optimize noise amplification in image separation processing.
  • the pulse sequences used in the MRI apparatus include various pulse sequences which differ depending on the imaging purpose and the like, but are roughly divided into spin echo (SE) pulse sequences and gradient echo (GrE) pulse sequences.
  • SE spin echo
  • GrE gradient echo
  • the nuclear magnetic resonance signal acquired by the execution is phase encoded by the gradient magnetic field pulse of each axis, and the sampled data has the read gradient magnetic field direction and the phase encode gradient magnetic field direction as axes.
  • the size of k-space is determined by the relationship with FOV (field of view), and k-space data is usually sampled so as not to include signals from outside of the field of view.
  • the k-space data is data including image folding
  • the k-space data is data including image folding
  • the signal from the object portion to be removed by oversampling and removal is outside the field of view
  • data included as aliasing is obtained even when imaging without oversampling.
  • the image separation unit 230 of the image processing unit 200 acquires the k-space data initially acquired in this way under a condition that does not cause aliasing or from only one slice, when the k-space data includes a plurality of image data Using the phase information of the low resolution image.
  • the principle of image separation using the phase performed by the image separation unit 230 will be described.
  • the pulse sequence be an SE-based pulse sequence that is less susceptible to static magnetic field distribution inhomogeneity.
  • R n ( ⁇ ) the complex number of one point (one pixel) of the captured image R including aliasing is R n ( ⁇ )
  • R n ( ⁇ ) is a signal T n ( ⁇ ) of the true image T as shown in FIG.
  • a signal A n ( ⁇ ) of the aliased image A here, ⁇ , ⁇ , and ⁇ are the phases of the respective signals (complex numbers)). That is, the diagonal of the parallelogram formed by the signals T n and A n is R n .
  • the signal strength (absolute value of T n ) of a true image is expressed by the following equation using R n and ⁇ , ⁇ , ⁇ .
  • R n, T n, with under An “n” is a code for indicating that the pixel of each point included R n, T n, A n are each image R, T, the A.
  • the true image T (complex number of each pixel) can be separated from the image R (complex number of each pixel) including these phase and aliasing .
  • ⁇ can be obtained by subjecting the data of the central portion of the captured image R to Fourier transform, and “ ⁇ ” obtains an image (low resolution image) in a state without folding in advance, It can be obtained by Fourier transforming the data of the central part.
  • ⁇ can be obtained from the amount of deviation if the thinning rate is known.
  • the true image can be separated from the captured image according to equation (1) if the phase is theoretically known.
  • the noise ⁇ R included in the image R including aliasing affects the size of the true image T
  • the noise amplification can be evaluated by the following equation (2) using the error propagation law it can.
  • the noise ⁇ R contained in the image R is 1 / sin ( ⁇ ) times. Then, as the phase difference ( ⁇ ) between the true image T and the fold A is closer to an odd multiple of 90 °, noise is less likely to be amplified. That is, noise amplification is minimized.
  • the phase difference ( ⁇ ) between the true image T and the image R is a value determined by the parameters of the apparatus and the pulse sequence, and it is difficult to adjust.
  • the noise amplification is further minimized by using the phase of the low resolution image received by each of the plurality of receiving coils.
  • the imaging unit 100 obtains k-space data under-sampled at a predetermined thinning rate.
  • This k-space data includes aliasing in the phase encoding direction.
  • the operation of the MRI apparatus of the present embodiment will be described with reference to the flow of FIG. 4 in the case of acquiring 2D k-space data as an example.
  • the imaging unit 100 executes two pre-scans (S41).
  • prescan of the object is performed under imaging conditions in which no aliasing occurs, and k space data of a plurality of channels constituting the reception probe 51 is collected (S41-1).
  • pre-scan is executed at the same thinning rate as the main imaging to collect k-space data of a plurality of channels (S41-2).
  • the pulse sequence of these prescans is not particularly limited, but is, for example, an SE-based pulse sequence such as FSE (Fast Spin Echo: see FIG. 7A).
  • the reconstruction unit 210 complex-adds the central part of the k-space data for each channel for each prescan data, and obtains the phase ⁇ , ⁇ of the image obtained by Fourier transformation (S42).
  • the phase ⁇ is the phase of the image obtained by the prescan of the imaging condition where aliasing does not occur
  • the phase ⁇ is the phase of the image obtained by the prescan of thinning out imaging.
  • the control unit 300 sets the SE system pulse sequence and a predetermined thinning rate (S43), and starts the main imaging by the imaging unit 100 (S44).
  • k-space data of outputs of a plurality of channels are combined to create one k-space data.
  • the reconstruction unit 210 Fourier transforms the k-space data to generate image data (S45).
  • This is called a main captured image.
  • the main captured image is an image including aliasing corresponding to the thinning rate. For example, when the thinning rate is 1/2, as shown in FIG. 5, an image in a state in which the image A (A1, A2) is folded over the image T is obtained.
  • A1 and A2 will be collectively described as an image A unless it is necessary to distinguish them.
  • the image separation unit 230 separates the image T and the image A using the phases ⁇ and ⁇ of the low resolution image obtained in step S42 and the signal intensity of the main captured image R (S46 to S48).
  • the image separation processing will be described in detail.
  • the phase of each of the image T to be separated and the main captured image R (the phase of each pixel) is an image for each channel acquired in step S 42 (a low spatial resolution image that does not cause aliasing and a low that causes aliasing)
  • an image (complex number) of one channel among a plurality of channels is T i and an image (complex number) of channels (one or more channels) excluding T i from a plurality of channels is T 0 It is a composite of the images T i and T 0 of a plurality of channels. Then, assuming that the phases of these images (T i , T 0 ) are ⁇ and ⁇ , the signal intensity (absolute value) of the image (T i ) can be expressed by the following equation (4).
  • the phases ⁇ and ⁇ of the images T i and T 0 for each channel are respectively the phases of the low resolution images for each channel acquired under the imaging condition (first prescan) in which no aliasing occurs in step S51. is there.
  • Expression (5) is obtained.
  • m is a number obtained by adding 1 to the channel number n of T 0 (ie, the total channel number).
  • Equation (6-3) A i is obtained by subtracting the low resolution image (IU i ) obtained by the prescan in step S41-1 from the low resolution image including the aliasing obtained in the prescan in step S41-2. It is a low resolution image of only calculated aliasing.
  • the image separation unit 230 noise amplification evaluation unit 250 performs an iterative operation using Expression (5) as an evaluation function, and images of the respective channels so as to obtain phases ⁇ , ⁇ , ⁇ , ⁇ that minimize noise amplification.
  • T i (IU i) determines a complex number z i is multiplied to the a i.
  • equation (4) can be used to separate the true image, ie, to unfold it.
  • FIG. 5A an image in which the image T and the image A (A1, A2) are developed can be obtained.
  • the present embodiment it is possible to obtain an image from which aliasing has been removed by using the phase difference between each image without using the sensitivity distribution of each channel. Also, if the sensitivity distribution of the channel is used, the true image T i is calculated for the phase obtained from the low-resolution image of each channel, and processing for minimizing noise is added to these to suppress in the case of using the channel sensitivity distribution. It is possible to suppress difficult noise amplification.
  • a low resolution image of each channel is obtained by prescan, but in general imaging, a low resolution image for sensitivity distribution acquisition is acquired for sensitivity correction separately from main imaging.
  • a low resolution image may be replaced with the image acquired by the prescan in the first embodiment.
  • the phase ⁇ of the image causing aliasing is not determined from the low resolution image prescanned under the condition causing aliasing, but in the main imaging, only the central part of the k space is imaged at a normal sampling density, and the central part is Fourier transformed It is also possible to ask by doing.
  • the prescan is performed prior to the main imaging, but these may be performed before or after.
  • the present embodiment employs a pulse sequence (SMS sequence: Simultanoeus Multi Slice) using an RF pulse that excites a plurality of slices simultaneously as a pulse sequence.
  • SMS pulse sequence echo signals to be collected include signals from a plurality of slices, and images obtained by Fourier transform of k-space data composed of echo signals have images of a plurality of slices superimposed.
  • the image processing unit of this embodiment separates the image of each slice from such a captured image.
  • FIG. 7 (a) is a high-speed SE-based pulse sequence called TurboSpinEcho or FastSpinEcho etc., in which a reverse RF pulse (180 ° RF pulse) is continuously applied after a 90 ° RF pulse for exciting a predetermined region of the subject.
  • a reverse RF pulse 180 ° RF pulse
  • a phase encoding gradient magnetic field is applied between adjacent inverted RF pulses and a readout gradient magnetic field is applied to measure an echo signal.
  • the RF pulse and the gradient magnetic field pulse applied simultaneously therewith are different from the normal high-speed SE-based pulse sequence for exciting a single slice (a portion surrounded by a square dotted line in FIG. 7A). That is, in this pulse sequence, an RF (multi-band) pulse (FIG. 7 (b)) or a PINS (power independent of number of slice) pulse (FIG. 7 (c)) is used to simultaneously excite a plurality of slices.
  • a pulse is used, and in the case of the MB pulse a slice selection gradient of constant strength is applied during its application, and in the case of a PINS pulse a blip slice gradient is applied.
  • a pulse combining an MB pulse and a PINS pulse is known, and any pulse may be used.
  • the echoes generated by such a pulse sequence are measured as the combined signals from the plurality of excited slices.
  • Each image is a composite of images of a plurality of channels.
  • the image separation unit 230 separates the image of each slice from the main captured image R on which the images of a plurality of slices are superimposed.
  • the processing of the image separation unit 230 will be described by taking the case of separating the two slice images S 1 and S 2 shown in FIG. 8 as an example.
  • the slice images S 1 and S 2 are the sum of images (S 1 n i and S 1 n 0 ) obtained by the plurality of channels respectively.
  • the show slice image S 1 as a representative, and the same for the slice images S 2, the sum of a plurality of channels of image (S2 n i, S2 n 0 ).
  • the phases ( ⁇ , ⁇ ) of the slice images S1 n i and S1 n 0 can be obtained by acquiring a low resolution image for each slice by pre-scanning and performing Fourier transform on the central portion thereof.
  • the flow of processing is the same as in the first embodiment, and as shown in FIG. 10, pre-scanning (S101) of individual slices, low-resolution image and phase for each channel (for each slice) ⁇ , ⁇ ) are acquired (S102), a plurality of slices are simultaneously excited by the SMS pulse sequence, a main captured image is acquired (S103), and image separation (S104 to S107) is performed. Then, in the image separation processing, the noise amplification is minimized by optimizing the complex number by which the image of each channel is multiplied (S105), and the determined phases ⁇ , ⁇ , ⁇ , ⁇ and the main captured image R are obtained.
  • Formula (4) becomes like following Formula (8).
  • slice images of each channel are synthesized (S107), and an image of each slice can be obtained.
  • this embodiment it is possible to separate the images of a plurality of slices included in an image acquired by the SMS pulse sequence by using the phase of the low resolution image. At this time, by applying predetermined phase rotation to images of a plurality of channels and combining them, amplification of noise of a captured image can be suppressed.
  • phase rotation to images of a plurality of channels and combining them, amplification of noise of a captured image can be suppressed.
  • FIG. (A) of FIG. 11 shows an image obtained by imaging two slices by simultaneous excitation
  • (b) shows an image imaged by exciting two slices alone
  • (c) shows an image of (a) from the image of (a).
  • separated one slice by the method, (d) is the difference of the image of one slice of (b), and the isolation
  • aliasing occurs in the image by undersampling at a predetermined thinning rate, but even in normal imaging, when the object is outside the field of view, the signal from outside the field of view Is mixed up as it wraps around.
  • the present embodiment is an embodiment in which the method of the present invention is applied to the removal of such aliasing.
  • FIG. 12A shows the relationship between the subject and the field of view
  • FIG. 12B shows the captured image R when the field of view is set as shown in FIG.
  • aliasing A from outside the field of view is superimposed on the true image T.
  • the relationship between the captured image R, the true image T and the aliasing A is the same as the relationship of the images shown in FIG.
  • the signal strength of the true image of each channel can be obtained by using equation (4).
  • the phases ⁇ , ⁇ , and ⁇ can be obtained by low resolution imaging in one prescan, but in this prescan, imaging is performed with a field of view wider than the field of view of this imaging, since no aliasing occurs. I do. For example, imaging is performed with the field of view in the phase encoding direction doubled, and in the case of the field of view for main imaging, a phase is acquired using a half image from a position at which folding occurs.
  • an image without aliasing can be obtained without performing oversampling or the like in a relatively short time of imaging.
  • this invention can add a change suitably, without being limited to the said embodiment.
  • elements that are not essential to the implementation of the present invention can be added or deleted in each embodiment.
  • the functions of the image processing unit of each embodiment may be executed by an image processing apparatus other than the MRI apparatus, executed by means other than the software installed in the CPU, for example, executed by computing means placed in the cloud Everything is also included in the present invention.
  • 20 static magnetic field generation unit
  • 30 gradient magnetic field generation unit
  • 40 transmission unit
  • 50 reception unit
  • 60 sequencer
  • 70 CPU (control unit, image processing unit)
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Abstract

パラレルイメージング等の折り返し除去演算において、ノイズ増幅を抑制することが可能な新規な折り返し除去技術を提供する。　複数の画像が重畳した状態で取得される本撮像の画像から分離すべき画像（複数の画像の一つである真の画像）の位相が、基本的に低解像度で取得した画像の位相と同一であることを利用し、低解像度画像の位相と、本撮像の画像の位相との位相差を求め、当該位相差と本撮像の画像の画素値とを用いた演算により、真の画像を分離する。この際、低解像度画像は、複数の受信コイルのそれぞれで取得したものであり、これら複数の低解像度画像にノイズ増幅を最小化する複素数を乗じた後、真の画像を算出する。

Description

磁気共鳴撮像装置及び画像処理方法
　本発明は、磁気共鳴撮像装置（以下、ＭＲＩ装置という）において画像の折り返しを除去、或いは重畳した画像を分離する技術に関する。
　ＭＲＩ装置は、被検体組織中の所定の原子核スピンの磁気共鳴現象によって得られる信号から画像を得る撮像装置であり、核磁気共鳴信号には、画像化のために傾斜磁場パルスにより１ないし２方向の位相エンコードが付与される。ＭＲＩ装置では位相エンコード付与のために核磁気共鳴信号の計測を繰り返し行う必要があり、計測時間が長引くという問題がある。
　計測時間を短縮する技術が種々提案されているが、その一つにｋ空間データを間引いて計測するパラレルイメージングがある。位相エンコード方向にｋ空間データを間引いた場合、画像には折り返しを生じる。パラレルイメージングでは複数の受信コイルの感度分布を利用して、間引計測によって生じる画像の折り返しを解消する。折り返しを展開する手法は、大きく分けて二つあり、一つは計測空間の演算により折り返しを展開する方法（ＳＭＡＳＨ法、ＧＲＡＰＰＡ）、もう一つは画像空間の演算により折り返しを除去する方法（ＳＥＮＳＥ法）である（非特許文献１）。
　これらパラレルイメージング技術では、受信コイルの形状や空間的配置で決まるｇファクターによって画質が大きく影響を受ける。ｇファクターは理想的には１となることが望ましいが、全ての撮像において理想的な受信コイル構成とすることには限界があり、感度分布に依存したパラレルイメージングの画像再構成においてはｇファクター程度のＳＮＲの劣化が発生する。ｇファクターを小さくするために間引き方を工夫する提案もなされている（非特許文献２）。
Ｋｌａａｓ　Ｐ．　Ｐｒｕｅｓｓｍａｎｎ，ｅｔ　ａｌ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　４２：９５２－９６２（１９９９），"ＳＥＮＳＥ：Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ　Ｅｎｃｏｄｉｎｇ　ｆｏｒ　Ｆａｓｔ　ＭＲＩ" Ｆｅｌｉｘ　Ａ．　Ｂｒｅｕｅｒ，　ｅｔ　ａｌ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ　ｉｎ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ　５５：５４９－５５６（２００６）　"Ｃｏｎｔｒｏｌｌｅｄ　Ａｌｉａｓｉｎｇ　ｉｎ　Vｏｌｕｍｅｔｒｉｃ　Ｐａｒａｌｌｅｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ"
　しかし非特許文献２が提案する間引き法は、三次元のｋ空間データには適用することができるが、２Ｄデータに適用することは難しい。またこの技術でも、ｇファクターや間引き計測によるノイズの増幅が依然として発生する。特に、受信コイルのチャンネルごとの感度の独立性によって決まるｇファクターによるノイズの増幅は避けられない。このため、真の画像の位置の近くに折り返し部分が生じるような高い倍速率にすると、ＳＮＲの劣化が避けられない。
　本発明は、受信コイルの感度分布を利用して折り返しを除去する従来技術とは異なり、画像の位相を利用して折り返しを除去する新たな技術を提供することにより、ノイズ増幅を抑制することを課題とする。
　上記課題を解決するため、本発明は複数の画像が重畳した状態で取得される本撮像の画像から分離すべき画像（複数の画像の一つである真の画像）の位相が、基本的に低解像度で取得した画像の位相と同一であることを利用し、低解像度画像の位相と、本撮像の画像の位相との位相差を求め、当該位相差と本撮像の画像の画素値とを用いた演算により、真の画像を分離する。この際、低解像度画像は、複数の受信コイルのそれぞれで取得したものであり、これら複数の低解像度画像にノイズ増幅を最小化する複素数を乗じた後、真の画像を算出する。
　すなわち、本発明のＭＲＩ装置は、複数の受信コイルを有し、被検体から核磁気共鳴信号を収集する撮像部と、前記撮像部が収集した核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を再構成する画像処理部と、を備え、前記画像処理部は、前記複数の受信コイルがそれぞれ取得した核磁気共鳴信号から再構成した低分解能画像の位相と、前記複数の受信コイルが取得した核磁気共鳴信号から再構成した、複数の画像が重畳した本撮像画像の位相と、を用いて、前記本撮像画像に含まれる前記複数の画像を分離する画像分離部を備えるものである。
　本発明によれば、受信コイルの感度分布を用いることなく画像を分離することができるので、ｇファクターに起因するノイズ増幅を抑制することができる。特に複数の受信コイルから得た複数の低分解能画像の位相を用いることで、撮像で得た画像のノイズが画像処理により増幅することを抑制し、ＳＮＲのよい画像を得ることができる。本発明は、所謂パラレルイメージング（間引き計測）で得た折り返しを含む画像の処理に適用できるのみならず、それに限らず、複数励起断面の画像や、ＦＯＶ以外の被検体画像の折り返しアーチファクトを含む画像にも同様に適用することができる。
ＭＲＩ装置の全体構成を示す図 撮像部の詳細を含むＭＲＩ装置の全体構成図 撮像画像及び真の画像の位相の関係を示す説明図 第一実施形態の画像処理部による処理を示すフロー 第一実施形態における撮像画像と折り返し画像を説明する図 第一実施形態における撮像画像、低分解能画像及び折り返し画像の各位相の関係を示す図 第二実施形態で用いるパルスシーケンスの一例を示す図で、（ａ）はＳＭＳパルスシーケンス図、（ｂ）及び（ｃ）は、それぞれ、ＳＭＳのＲＦパルス例を示す図。 （ａ）は、第二実施形態における異なる断面の同時励起を説明する図、（ｂ）は同時励起時の撮像画像、（ｃ）及び（ｄ）は、それぞれ、異なる断面の画像を示す図 （ａ）及び（ｂ）は、第二実施形態における撮像画像及び各断面画像の各位相の関係を示す図 第二実施形態の画像処理部による処理を示すフロー （ａ）～（ｄ）は、第二実施形態の効果を説明する図 （ａ）～（ｄ）は、第三実施形態における撮像画像と折り返しを説明する図
　以下、図面を参照して、本発明のＭＲＩ装置の実施形態を説明する。
＜装置の構成＞
　最初に、後述する各実施形態に共通する装置の構成を説明する。
　図１に本発明が適用されるＭＲＩ装置の全体構成を示す。このＭＲＩ装置１０は、主として、撮像部１００、画像処理部２００、制御部３００を備える。
　撮像部１００は、被検体の組織を構成する原子の原子核スピンに核磁気共鳴を生じさせ、その結果、原子核スピンが発生する核磁気共鳴信号を収集するものであり、公知のＭＲＩ装置と同様の構成を持つ。具体的には、図２に示すように、被検体１０が置かれる空間に静磁場を発生する静磁場発生部２０、静磁場空間に磁場勾配を与える傾斜磁場発生部３０、被検体１０の組織を構成する原子核の核スピンに磁気共鳴を起こさせる高周波磁場を発生する送信部４０、送信部４０からの高周波磁場に応答して被検体１０（核スピン）から発生する核磁気共鳴信号を受信する受信部５０、及び、傾斜磁場発生部３０、送信部４０及び受信部５０を所定のパルスシーケンスに従って動作させるシーケンサ６０を備える。
　静磁場発生部２０は、超電導磁石、常電導磁石或いは永久磁石等の静磁場発生装置を備える。静磁場の方向により、垂直磁場方式及び水平磁場方式があり、そのいずれを採用してもよい。
　傾斜磁場発生部３０は、互いに直交する３軸方向（ｘ、ｙ、ｚ）に傾斜磁場を発生する３組の傾斜磁場コイル３１と、各傾斜磁場コイル３１を駆動する傾斜磁場電源３３とを備える。各軸の傾斜磁場の組み合わせにより、任意方向に磁場勾配を形成することができ、これにより核磁気共鳴信号に位置情報を付与する。
　送信部４０は、高周波発生器４１、変調器４３、増幅器４５、及び送信用の高周波コイル（送信ＲＦコイル）４７を備える。受信部５０は、受信用の高周波コイル（受信プローブという）５１、増幅器５３、直交位相検波器５５及びＡ／Ｄ変換器５７を備える。受信プローブ５１は、複数の受信ＲＦコイルを組み合わせたもので、受信ＲＦコイル毎に増幅器５３、直交位相検波器５５及びＡ／Ｄ変換器５７が備えられている。即ち、各受信ＲＦコイルは受信プローブの各チャンネルを構成し、また受信プローブを構成する受信ＲＦコイル毎、即ちチャンネル毎に出力が得られる。
　送信ＲＦコイル４７及び受信プローブ５１は、被検体１０に近接して配置され、高周波磁場の印加と核磁気共鳴信号の検出を行う。なお図では送信ＲＦコイル４７及び受信プローブ５１は、別個のものとして示しているが、一つのコイルが送信用と受信用とを兼ねていてもよい。
　画像処理部２００と制御部３００とは、ＣＰＵ７０内にソフトウェアとして構築される。但し、画像処理部２００の一部の機能は、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）やＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）などのハードウェアで実現してもよい。ＭＲＩ装置には、画像処理部２００及び制御部３００に付随して、これら各部の動作に必要な情報や画像処理部の処理結果などを記憶する記憶装置（ＣＰＵ内のメモリを含む）７１、処理結果等を表示する表示装置７３及び各部の動作に必要な条件や数値等を入力するための入力装置７５が備えられている。表示装置７３及び入力装置７５を近接して配置し、ユーザインターフェイス部８０として機能するようにしてもよい。
　制御部３００は、シーケンサ６０を介して撮像部１００の動作を制御するとともに（撮像制御部３１０）、画像処理部２００の動作及び表示装置７３の表示を制御する。撮像制御部３１０は、予めプログラムされた種々のパルスシーケンスから撮像目的に応じて選択した所定のパルスシーケンスと、入力装置７５を介して入力されたパルスシーケンスのパラメータをシーケンサ６０に渡し、撮像を制御する。
　画像処理部２００は、撮像部１００が収集した核磁気共鳴信号を処理し、被検体の所望の部位や組織を画像化するものであり、核磁気共鳴信号からなるｋ空間データに対し、フーリエ変換等の演算を施し、画像データを作成する再構成部２１０と、再構成部２１０が作成した画像データに対し、位相情報を用いた折り返し除去等の演算を行う画像分離部２３０と、を備える。画像分離部２３０は、画像分離処理においてノイズ増幅を最適化するためノイズ増幅を評価するノイズ増幅評価部２５０を備えることが好ましい。
　ＭＲＩ装置で用いられるパルスシーケンスには、撮像目的等によって異なる種々のパルスシーケンスがあるが、大きくはスピンエコー（ＳＥ）系パルスシーケンスとグラディエントエコー（ＧｒＥ）系パルスシーケンスに分けられる。いずれの場合にも、その実行により収集される核磁気共鳴信号は各軸の傾斜磁場パルスにより位相エンコードされており、それをサンプリングしたデータは、読出し傾斜磁場方向と位相エンコード傾斜磁場方向を軸とするｋ空間に配置される。ｋ空間のサイズはＦＯＶ（視野）との関係で決まり、通常は視野外からの信号を含まないようにｋ空間データをサンプリングする。しかし高速化を図るために、ｋ空間データを間引く撮像や、複数のスライスを同時励起して複数のスライスからの信号を一度に収集する撮像もある。前者の場合、ｋ空間データは画像の折り返しを含むデータとなり、後者の場合、複数のスライスの画像用データが重畳したデータとなる。また通常はオーバーサンプリングして除去すべき被検体部分からの信号が視野外にある場合に、オーバーサンプリングせず撮像した場合にも、折り返しとして含むデータとなる。
　画像処理部２００の画像分離部２３０は、このように初期的に収集されるｋ空間データが複数の画像用データを含む場合に、それを、折り返しを生じない条件で或いは一つのスライスのみから取得した低分解能画像の位相情報を用いて、分離する。以下、画像分離部２３０で行う位相を用いた画像分離の原理を説明する。なお位相を用いた画像分離においては、基本的に複素画像の画像空間における位相の変化はなだらかであることを前提とする。従ってパルスシーケンスとしては、静磁場分布不均一の影響を受けにくいＳＥ系パルスシーケンスであることが好ましい。
＜画像分離の原理＞
　ｋ空間データをフーリエ変換することにより得られるＭＲＩの画像は複素画像であり、各画素の値（信号）が、絶対値（信号強度）と位相とで表される複素数である。今、折り返しを含む撮像画像Ｒの１点（１画素）の複素数をＲｎ（φ）とすると、図３に示すように、Ｒｎ（φ）は真の画像Ｔの信号Ｔｎ（θ）と折り返し画像Ａの信号Ａｎ（ψ）とのベクトル和で表される（ここでφ、θ、ψは、それぞれ各信号（複素数）の位相である）。つまり信号Ｔｎと信号Ａｎで作られる平行四辺形の対角線がＲｎである。この関係から、真の画像の信号強度（Ｔｎの絶対値）は、Ｒｎとφ、θ、ψを使って次式により表される。なおＲｎ、Ｔｎ、Ａｎの下付き「ｎ」は、Ｒｎ、Ｔｎ、Ａｎがそれぞれ画像Ｒ、Ｔ、Ａに含まれる各点の画素であることを示すための符号である。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　従って、各信号の位相（φ、θ、ψ）がわかれば、これら位相と折り返しを含む画像Ｒ（各画素の複素数）とから、真の画像Ｔ（各画素の複素数）を分離することができる。ここで「φ」は、撮像画像Ｒのその中心部分のデータをフーリエ変換することで得ることができ、また「θ」は、予め折り返しがない状態の画像（低分解能画像）を得ておき、その中心部分のデータをフーリエ変換することで得ることができる。さらに「ψ」は、間引き率に応じてθからのずれ量が決まるので、間引き率がわかればそのずれ量から求めることができる。
　このように真の画像は、理論的には、その位相がわかっていれば、式（１）により撮像画像から分離することができる。一方、折り返しを含む画像Ｒに含まれるノイズδＲが、真の画像Ｔの大きさに与える影響を考えたとき、ノイズの増幅は誤差伝搬の法則を使って次式（２）で評価することができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　式（２）からわかるように、画像Ｒに含まれるノイズδＲは、１／ｓｉｎ（θ－φ）倍になる。そして、真の画像Ｔと折り返しＡとの位相差（θ－φ）が９０°の奇数倍に近いほどノイズは増幅されにくい。即ちノイズ増幅は最小となる。ここで、真の画像Ｔと画像Ｒとの位相差（θ－φ）は装置やパルスシーケンスのパラメータによって決まる値であり、調整することが難しい。本実施形態では、複数の受信コイルがそれぞれ受信した低分解能画像の位相を用いることで、さらにノイズ増幅の最小化を図る。以下、位相情報を用いた真の画像の分離とノイズ増幅の最小化の手法を、撮像方法が異なる各実施形態において詳述する。
＜第一実施形態＞
　本実施形態では、撮像部１００が所定の間引き率でアンダーサンプリングしたｋ空間データを得る。このｋ空間データは、位相エンコード方向の折り返しを含む。以下、２Ｄのｋ空間データを取得する場合を例に、本実施形態のＭＲＩ装置の動作を、図４のフローを参照して説明する。
　まず制御部３００の制御のもと、撮像部１００は２つのプリスキャンを実行する（Ｓ４１）。一つのプリスキャンでは、折り返しが発生しない撮像条件で被検体のプリスキャンを実行し、受信プローブ５１を構成する複数のチャンネルのｋ空間データを収集する（Ｓ４１－１）。もう一つのプリスキャンでは本撮像と同じ間引き率でプリスキャンを実行し複数のチャンネルのｋ空間データを収集する（Ｓ４１－２）。これらプリスキャンのパルスシーケンスは特に限定されないが、例えばＦＳＥ（Ｆａｓｔ　Ｓｐｉｎ　Ｅｃｈｏ：図７（ａ）参照）等のＳＥ系パルスシーケンスとする。再構成部２１０は、各プリスキャンデータについて、チャンネル毎のｋ空間データの中心部分を複素加算した後、フーリエ変換して得られた画像の位相θ、φを得る（Ｓ４２）。位相θは折り返しが発生しない撮像条件のプリスキャンで得られた画像の位相、位相φは間引き撮像のプリスキャンで得られた画像の位相である。
　次に制御部３００は、ＳＥ系パルスシーケンスと所定の間引き率を設定し（Ｓ４３）、撮像部１００による本撮像を開始する（Ｓ４４）。本撮像では、複数チャンネルの出力のｋ空間データを合成して、一つのｋ空間データを作る。再構成部２１０は、このｋ空間データをフーリエ変換し画像データを生成する（Ｓ４５）。これを本撮像画像という。本撮像画像は、間引き率に対応する折り返しを含む画像である。例えば、間引き率が１／２の場合、図５に示すように、画像Ｔの上に画像Ａ（Ａ１、Ａ２）が折り返した状態の画像が得られる。以下では、特に区別する必要が無い限り、Ａ１とＡ２は、まとめて画像Ａとして説明する。
　画像分離部２３０は、ステップＳ４２で得た低分解能画像の位相θ、φと、本撮像画像Ｒの信号強度とを用いて、画像Ｔと画像Ａとを分離する（Ｓ４６～Ｓ４８）。以下、画像分離処理を詳述する。
　画像Ｔ、画像Ａ及び本撮像画像Ｒについて、画像上の１点（例えば図５の点ｎ）の信号を複素平面に示すと図６に示すような複素数（ベクトル）で表現できる。太矢印で示す複素数は、図３に示すＴ、Ａ、Ｒと同じ関係にある。従って、画像Ｔは式（１）で表され、画像Ａは次式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　式中、分離すべき画像Ｔ及び本撮像画像Ｒの位相（各画素の位相）は、それぞれ、ステップＳ４２で取得したチャンネルごとの画像（折り返しを生じない低空間分解能画像及び折り返しを生じている低空間部会能画像）の位相θ、φであり、また画像Ａの位相ψは、間引き率に応じたθからのずれ量を用いて求められる（ψ＝θ＋ｋπ、ｋは間引き率で決まる係数）。
　一方、画像Ｔは、複数のチャンネルのうち一つのチャンネルの画像（複素数）をＴｉ、複数のチャンネルからＴｉを除くチャンネル（１以上のチャンネル）の画像（複素数）をＴ０とすると、これら複数のチャンネルの画像Ｔｉ、Ｔ０を合成したものである。そしてこれら画像（Ｔｉ、Ｔ０）の位相をα、βとすると、画像（Ｔｉ）の信号強度（絶対値）は次式（４）で表すことができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
　上述の通り、チャンネル毎の画像Ｔｉ、Ｔ０の位相α、βは、ステップＳ５１で、それぞれ、折り返しが発生しない撮像条件（第１プリスキャン）で取得したチャンネル毎の低分解能画像の位相である。この時、本撮像画像（Ｒ）に含まれるノイズの増幅を式（２）と同様に求めると、式（５）のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
 　式中、ｍはＴ０のチャンネル数ｎに１を足した数（即ち全チャンネル数）である。
　画像分離部２３０は、各チャンネルの画像に対し所定の複素数ｚを乗算したときに、式（５）で表されるノイズ増幅が最小化するような複素数ｚを決定する（Ｓ４６）。そしてこの複素数ｚを乗算した画像の位相を用いて、式（４）により各画像を算出する（Ｓ４７）。すなわち、ノイズ増幅評価部２５０が、次式（６－１）～（６－４）に示すように、所定の複素数ｚに対応する位相分だけ、各チャンネルの画像Ｔｉ（＝ＩＵｉ）、画像Ｔ０（＝ＩＵｊ）の位相を回す処理を行ったときのノイズ増幅を、式（５）を評価関数として評価する。そして、ノイズ増幅が最小となるように複素数ｚ（チャンネルi毎のｚｉ）を決定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
 　なお式（６－３）のＡｉは、ステップＳ４１－２のプリスキャンで得た折り返しを含む低分解能画像から、ステップＳ４１－１のプリスキャンで得た低分解能画像（ＩＵｉ）を差し引いて計算した折り返しのみの低分解能画像である。
　画像分離部２３０（ノイズ増幅評価部２５０）は、式（５）を評価関数とする繰り返し演算を行い、ノイズ増幅を最小とする位相θ、β、ψ、αとなるように、各チャンネルの画像Ｔｉ（ＩＵｉ）、Ａｉに乗ずる複素数ｚｉを決定する。
　このようにノイズ増幅を最小化する複素数ｚが決定したならば、それを乗じた画像から式（６－１）～（６－４）で求めた位相θ、β、ψ、αを式（４）に適用し、｜Ｔｉ｜を算出する（Ｓ４７）。これらのステップを全てのチャンネルの画像について実行し、各チャンネルの真の画像を取得する。最後に各チャンネルについて求めた真の画像｜Ｔｉ｜を用いて、折り返しが除去された画像（Ｔ＝Σｚｉ×ＩＵｉ）を得る（Ｓ４８）。これにより、ノイズ増幅を最小としつつ、真の画像を分離することができる。
　画像Ａについても、同様に、式（４）と同様の式を用いて、真の画像を分離する、即ち折り返しを展開することができる。最終的に図５（ａ）に示すように、画像Ｔ及び画像Ａ（Ａ１、Ａ２）が展開した画像を得ることができる。
　以上、説明したように本実施形態によれば、各チャンネルの感度分布を用いることなく、各画像間の位相差を用いることにより、折り返しを除去した画像を得ることができる。また各チャンネルの低分解能画像から得た位相をについて真の画像Ｔｉを算出し、これらに対しノイズを最小化する処理を加えることで、チャンネルの感度分布を用いた場合には抑制することが困難であったノイズ増幅を抑制することができる。
＜第一実施形態の変形例＞
　第一実施形態では、プリスキャンによって各チャンネルの低分解能画像を得たが、一般的な撮像では、本撮像とは別に、感度補正のために感度分布取得のための低分解能画像を取得する。このような低分解能画像を第一実施形態のプリスキャンで取得する画像に代えてもよい。また折り返しを生じる画像の位相φは、折り返しを生じる条件でプリスキャンした低分解能画像から求めるのではなく、本撮像においてｋ空間中心部分のみを通常のサンプリング密度で撮像し、その中心部分をフーリエ変換することで求めることも可能である。
　また第一実施形態では、プリスキャンを本撮像に先立って行う場合を示したが、これらは前後を問わない。
＜第二実施形態＞
　本実施形態は、パルスシーケンスとして、複数のスライスを同時に励起するＲＦパルスを用いるパルスシーケンス（ＳＭＳシーケンス：Ｓｉｍｕｌｔａｎｏｅｕｓ　Ｍｕｌｔｉ　Ｓｌｉｃｅ）を採用する。ＳＭＳパルスシーケンスでは、収集するエコー信号は複数のスライスからの信号が含まれ、エコー信号で構成されるｋ空間データをフーリエ変換して得られる画像は、複数のスライスの画像が重畳されている。本実施形態の画像処理部は、このような撮像画像から各スライスの画像を分離する。
　以下、第一実施形態と異なる点を中心に本実施形態を説明する。まず図７を参照してパルスシーケンスについて説明する。図７（ａ）は、ＴｕｒｂｏＳｐｉｎＥｃｈｏ或いはＦａｓｔＳｐｉｎＥｃｈｏ等と呼ばれる高速ＳＥ系パルスシーケンスで、被検体の所定の領域を励起する９０°ＲＦパルスの後、反転ＲＦパルス（１８０°ＲＦパルス）を連続して印加し、その際、隣接する反転ＲＦパルス間で位相エンコード傾斜磁場を印加するとともに読出し傾斜磁場を印加してエコー信号を計測する。エコー毎に印加する位相エンコード傾斜磁場の印加量を変化させることで、１回或いは数回の励起でｋ空間を満たすデータを収集する。ここでＳＭＳパルスシーケンスではＲＦパルスとそれと同時に印加する傾斜磁場パルスとが、シングルスライスを励起する通常の高速ＳＥ系パルスシーケンスと異なる（図７（ａ）中、四角点線で囲った部分）。即ち、このパルスシーケンスでは、複数のスライスを同時励起するためにＭＢ（マルチバンド）パルス（図７（ｂ））或いはＰＩＮＳ（Ｐｏｗｅｒ　Ｉｎｄｅｐｅｎｄｅｎｔ　ｏｆ　Ｎｕｍｂｅｒ　ｏｆ　Ｓｌｉｃｅ）パルス（図７（ｃ））と呼ばれるＲＦパルスが使用され、ＭＢパルスの場合にはその印加中に一定の強さのスライス選択傾斜磁場が印加され、ＰＩＮＳパルスの場合には、ブリップ状のスライス傾斜磁場が印加される。さらにＭＢパルスとＰＩＮＳパルスとを組み合わせたパルス等も知られており、いずれのパルスを用いてもよい。
　このようなパルスシーケンスによって発生するエコーは、励起された複数のスライスからの信号が合わさったものとして計測される。これらエコーから構成されるｋ空間データをフーリエ変換して得られる画像は、例えば図８に示すように、２つのスライスを同時励起した場合、スライス１の画像Ｓ１とスライス２の画像Ｓ２とが重畳した画像である。なお各画像は、複数チャンネルの画像を合成したものである。
　画像分離部２３０は、複数のスライスの画像が重畳した本撮像画像Ｒから各スライスの画像を分離する。以下、図８に示した２つのスライス画像Ｓ１、Ｓ２を分離する場合を例に、画像分離部２３０の処理を説明する。
　これら２つのスライス画像Ｔｓ１、Ｔｓ２と本撮像画像Ｒとは、１点の信号を複素平面に示すと図９（ａ）に示すような複素数（ベクトル）で表される。この図は、図３に示した真の画像Ｔと折り返しＡとの関係と同様であり、それぞれの複素数Ｓ１ｎ、Ｓ２ｎのベクトル和がＲｎとなる（Ｓ１ｎ、Ｓ２ｎの下付「ｎ」は、Ｓ１ｎ、Ｓ２ｎが画像Ｓ１、Ｓ２に含まれる各点の画素であることを示すための符号である。以下、同様）。さらに、スライス画像Ｓ１、Ｓ２は、図９（ｂ）に示すように、複数チャンネルがそれぞれ取得した画像（Ｓ１ｎ ｉ、Ｓ１ｎ ０）の和である。なお図９（ｂ）では、代表としてスライス画像Ｓ１を示すが、スライス画像Ｓ２についても同様であり、複数チャンネルの画像（Ｓ２ｎ ｉ、Ｓ２ｎ ０）の和である。スライス画像Ｓ１ｎ ｉ、Ｓ１ｎ ０の位相（α、β）は、各スライスについてプリスキャンにより低分解能画像を取得し、その中央部分をフーリエ変換することで取得することができる。
　従って、本実施形態についても、処理の流れは第一実施形態と同様であり、図１０に示すように、個々のスライスのプリスキャン（Ｓ１０１）、各スライスについてチャンネル毎の低分解能画像及び位相（α、β）を取得（Ｓ１０２）、ＳＭＳパルスシーケンスにより複数スライスを同時励起し、本撮像画像を取得（Ｓ１０３）、画像の分離（Ｓ１０４～Ｓ１０７）を行う。そして、画像分離処理においては、各チャンネルの画像に乗ずる複素数を最適化することで、ノイズ増幅を最小化した上で（Ｓ１０５）、決定した位相φ、ψ、α、βと本撮像画像Ｒの信号強度及び位相θを、式（４）と同様の式を適用し、各チャンネルについてスライス画像（Ｓ１ｎ ｉ、Ｓ１ｎ ０）の信号強度を算出する（Ｓ１０６）。その際、具体的には、スライス画像Ｓ１ｎ ｉを算出する場合、式（４）は次式（７）のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
 　またスライス画像Ｓ２ｎ ｉを算出する場合、式（４）は次式（８）のようになる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　最終的に各チャンネルのスライス画像を合成し（Ｓ１０７）、各スライスの画像を得ることができる。
　本実施形態によれば、ＳＭＳパルスシーケンスで取得した画像について、画像に含まれる複数のスライスの画像を、低分解能画像の位相を用いることで分離することができる。その際、複数チャンネルの画像に対し、所定の位相回転を与えて合成することで、撮像画像のノイズが増幅することを抑制することができる。
　なお本実施形態では、通常のサンプリングを行う場合を説明したが、本実施形態でもアンダーサンプリングを行うことも可能である。
＜第二実施形態の効果＞
　実際にＳＭＳパルスシーケンスで撮像した頭部の画像データを用いて、本実施形態の手法により各スライス画像を分離した結果を、各スライスを単独で撮像した画像と比較した。結果を図１１に示す。図１１の（ａ）は、２つのスライスを同時励起で撮像した画像、（ｂ）は２つのスライスを単独で励起して撮像した画像、（ｃ）は（ａ）の画像から本実施形態の手法により一つのスライスを分離した画像、（ｄ）は（ｂ）の一つのスライスの画像と（ｃ）の分離画像との差分である。
　図１１（ｄ）に示す差分画像からわかるように、頭蓋骨で囲まれた部分の信号値はほぼゼロになっており、本実施形態の手法により分離された画像（図１１（ｃ））は、単独で撮像した画像（図１１（ｂ））とよく一致していた。
＜第三実施形態＞
　第一実施形態は、所定の間引き率でアンダーサンプリングすることで画像に折り返しが発生する場合であるが、通常の撮像においても、視野の外側に被検体がある場合には、視野外からの信号が折り返しとなって混入する。本実施形態は、本発明手法をこのような折り返しの除去に適用した実施形態である。
　通常の撮像における折り返しの様子を図１２に示す。図１２（ａ）は被検体と視野との関係を示し、図１２（ｂ）は（ａ）のように視野を設定した場合の撮像画像Ｒを示している。図示するように、撮像画像Ｒは、真の画像Ｔの上に視野外からの折り返しＡが重畳している。これら撮像画像Ｒ、真の画像Ｔ及び折り返しＡの関係は、図３に示す画像の関係と同じである。
　従って第一実施形態と同様に、複数のチャンネルで取得した画像Ｔ及び折り返しＡの位相θ、ψ（図１２（ｃ））、及び、各チャンネルで取得した画像Ｔの位相α、β（図１２（ｄ））を、式（５）の評価関数にて最適化した後、式（４）に用いることで各チャンネルの真の画像の信号強度を得ることができる。ここで位相θ、α、βは、１回のプリスキャンで低分解能撮像することで得ることができるが、このプリスキャンにおいて折り返しを生じないために、本撮像の視野よりも広い視野にて撮像を行う。例えば、位相エンコード方向の視野を２倍にして撮像を行い、本撮像の視野であれば折り返しを生じる位置から半分の画像を用いて、位相を取得する。
　こうして取得した位相を用いて真の画像の信号強度を得ること、各チャンネルの画像に乗じる複素数によりノイズ増幅を最適化すること、は第一実施形態と同様である。
　本実施形態によれば、比較的大きな被検体について小さな視野を設定して撮像する場合にも、オーバーサンプリング等を行うことなく、即ち比較的短時間の撮像で折り返しのない画像を得ることができる。
　以上、本発明の実施形態を説明したが、本発明は上記実施形態に限定されることなく、適宜変更を加えることが可能である。例えば、各実施形態において本発明の実施に必須ではない要素を追加したり削除したりすることが可能である。また各実施形態の手法を技術的に矛盾がない限り適宜組み合わせることも可能である。さらに各実施形態の画像処理部の機能を、ＭＲＩ装置とは別の画像処理装置で実行すること、ＣＰＵに搭載したソフトウェア以外の手段で実行すること、例えばクラウドに置かれた演算手段で実行することなども全て本発明に包含される。
２０：静磁場発生部、３０：傾斜磁場発生部、４０：送信部、５０：受信部、６０：シーケンサ、７０：ＣＰＵ（制御部、画像処理部）、８０：ユーザインターフェイス部、１００：撮像部、２００：画像処理部、２１０：再構成部、２３０：画像分離部、３００：制御部

 

Claims (14)

  1. 　複数の受信コイルを有し、被検体から核磁気共鳴信号を収集する撮像部と、
    　前記撮像部が収集した核磁気共鳴信号を用いて前記被検体の画像を再構成する画像処理部と、を備え、
    　前記画像処理部は、前記複数の受信コイルがそれぞれ取得した核磁気共鳴信号から再構成した低分解能画像の位相と、前記複数の受信コイルが取得した核磁気共鳴信号から再構成した、複数の画像が重畳した本撮像画像の位相と、を用いて、前記本撮像画像に含まれる前記複数の画像を分離する画像分離部を備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  2. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記低分解能画像は、前記撮像部によるプリスキャンによって得た画像であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  3. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記低分解能画像は、前記複数の受信コイルの受信感度分布画像であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  4. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記本撮像画像は、前記撮像部が位相エンコード方向のデータを間引いた計測を行って得た画像であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  5. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記本撮像画像は、視野内の画像と視野外から折り返された画像とが重畳されていることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  6. 　請求項５に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記画像分離部は、前記複数の受信コイルのそれぞれから得た前記低分解能画像の位相から算出した前記視野内の画像の位相と、前記本撮像画像の信号強度及び位相と、を用いて前記視野内の画像の信号強度を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  7. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記本撮像画像は、前記撮像部が前記被検体の複数の断面から同時に核磁気共鳴信号を収集して得た、複数の断面画像が重畳された画像であることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  8. 　請求項７に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記画像分離部は、前記複数の断面について、前記複数の受信コイルのそれぞれから得た前記低分解能画像の位相から各断面画像の位相を算出し、算出した各断面画像の位相と、前記本撮像画像の信号強度及び位相と、を用いて前記各断面画像の信号強度を算出することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  9. 　請求項１に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記画像処理部は、前記画像分離部により画像分離の際のノイズ増幅を評価するノイズ増幅評価部をさらに備えることを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  10. 　請求項９に記載の磁気共鳴撮像装置であって、
    　前記ノイズ増幅評価部は、ノイズ増幅を最小にするように前記低分解能画像の位相を最適化することを特徴とする磁気共鳴撮像装置。
  11. 　磁気共鳴撮像によって取得され、真の画像を含む複数の画像が重畳された計測画像から、前記真の画像を分離する画像処理方法であって、
    　低分解能画像を用いて前記真の画像の位相を算出するステップ（１）と、
    　算出した前記真の画像の位相と、前記計測画像の位相及び画素値とを用いて前記真の画像の画素値を算出するステップ（２）と、を含む画像処理方法。
  12. 　請求項１１に記載の画像処理方法であって、
    　前記計測画像は、複数の受信コイルを用いて間引き計測撮像した画像であり、
    　前記ステップ（１）は、複数の受信コイルのそれぞれについて取得した低分解能画像の位相を用いて真の画像の位相を算出することを特徴とする画像処理方法。
  13. 　請求項１１に記載の画像処理方法であって、
    　前記計測画像は、被検体の複数の断面を同時に励起し、同時に収集した核磁気共鳴信号から再構成した画像であり、
    　前記低分解能画像は、前記複数の断面を別個に撮像して得た画像であることを特徴とする画像処理方法。
  14. 　請求項１１に記載の画像処理方法であって、
    　前記ステップ（２）は、ノイズ増幅を最小化するように前記低分解能画像の位相を最適化するステップを含む、ことを特徴とする画像処理方法。
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